JP2003164449A - 超音波画像処理装置及び超音波エコー信号処理装置 - Google Patents
超音波画像処理装置及び超音波エコー信号処理装置Info
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- JP2003164449A JP2003164449A JP2001370291A JP2001370291A JP2003164449A JP 2003164449 A JP2003164449 A JP 2003164449A JP 2001370291 A JP2001370291 A JP 2001370291A JP 2001370291 A JP2001370291 A JP 2001370291A JP 2003164449 A JP2003164449 A JP 2003164449A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 生体組織と金属製手術器具との反射率の違い
により、それらが同時に存在する手術部位を好適に表現
する超音波画像が得られない。 【解決手段】 三次元空間を走査する超音波ビームそれ
ぞれに沿って投影演算を行って、各ビームに対応する画
素値を定める。エコーデータ弁別回路５０は、エコー値
を、生体組織に対応した低エコー値範囲ＲLと金属物体
に対応した高エコー値範囲ＲHとに弁別する。各値域
ＲL，ＲHのエコー値に対しては、異なる投影演算が行わ
れる。各値域別の演算結果は演算結果統合回路５４で合
成されて、各ビームごとに１つの画素値が生成される。
例えば、金属物体が生じるサイドローブ成分を含まない
ように値域ＲLを定めることにより、ＲLでの演算からサ
イドローブの虚像を有さない生体組織の像が生成され、
一方、ＲHでの演算ではサイドローブより高エコーの金
属物体の実像のみが現れるように投影演算を定める。
により、それらが同時に存在する手術部位を好適に表現
する超音波画像が得られない。 【解決手段】 三次元空間を走査する超音波ビームそれ
ぞれに沿って投影演算を行って、各ビームに対応する画
素値を定める。エコーデータ弁別回路５０は、エコー値
を、生体組織に対応した低エコー値範囲ＲLと金属物体
に対応した高エコー値範囲ＲHとに弁別する。各値域
ＲL，ＲHのエコー値に対しては、異なる投影演算が行わ
れる。各値域別の演算結果は演算結果統合回路５４で合
成されて、各ビームごとに１つの画素値が生成される。
例えば、金属物体が生じるサイドローブ成分を含まない
ように値域ＲLを定めることにより、ＲLでの演算からサ
イドローブの虚像を有さない生体組織の像が生成され、
一方、ＲHでの演算ではサイドローブより高エコーの金
属物体の実像のみが現れるように投影演算を定める。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、観察対象物に対し
て超音波を送受波して得られるエコーデータに基づいて
画像を生成する超音波画像処理装置に関する。
て超音波を送受波して得られるエコーデータに基づいて
画像を生成する超音波画像処理装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】生体への超音波の送受波により生体内の
断層画像等を表示する超音波診断装置が知られており、
近年では、生体内三次元領域のエコーデータを用いて、
空間的に把握可能な画像を表示できる超音波三次元画像
表示装置が開発されている。
断層画像等を表示する超音波診断装置が知られており、
近年では、生体内三次元領域のエコーデータを用いて、
空間的に把握可能な画像を表示できる超音波三次元画像
表示装置が開発されている。
【０００３】例えば、三次元領域に対し、各画素に対応
する仮想的な投影線（透視線）が複数設定され、各投影
線ごとにボクセル処理がなされる。ボクセル処理では、
各投影線上の所定の開始ボクセルから所定の終了ボクセ
ルまで投影線に沿った逐次的な処理が行われ、各ボクセ
ルのエコーデータを累積的に処理した最終的な処理結果
（終了ボクセルの出力光量）が画素の画素値（例えば、
輝度値、色相など）に変換される。
する仮想的な投影線（透視線）が複数設定され、各投影
線ごとにボクセル処理がなされる。ボクセル処理では、
各投影線上の所定の開始ボクセルから所定の終了ボクセ
ルまで投影線に沿った逐次的な処理が行われ、各ボクセ
ルのエコーデータを累積的に処理した最終的な処理結果
（終了ボクセルの出力光量）が画素の画素値（例えば、
輝度値、色相など）に変換される。
【０００４】ボクセル処理は、公知のボリュームレンダ
リングに基づいて行うことができる。例えば、あるボク
セルｉからの出力光量ＣOUTiは、そのボクセルへの入力
光量ＣINiに応じた透過光量と、そのボクセルのエコー
データｅiに応じた発光量とを加算して求められる。図
６は、あるボクセル２での入力光量ＣINiと出力光量ＣO
UTiとの関係を表す模式図であり、またその関係は次式
で表される。次式において、αiはボクセルｉの不透明
度（オパシティ）であり、発光量は不透明度とエコーデ
ータの積として定義される。ちなみに、次式右辺第１項
が透過光量、第２項が発光量である。
リングに基づいて行うことができる。例えば、あるボク
セルｉからの出力光量ＣOUTiは、そのボクセルへの入力
光量ＣINiに応じた透過光量と、そのボクセルのエコー
データｅiに応じた発光量とを加算して求められる。図
６は、あるボクセル２での入力光量ＣINiと出力光量ＣO
UTiとの関係を表す模式図であり、またその関係は次式
で表される。次式において、αiはボクセルｉの不透明
度（オパシティ）であり、発光量は不透明度とエコーデ
ータの積として定義される。ちなみに、次式右辺第１項
が透過光量、第２項が発光量である。
【０００５】
【数１】
ＣOUTi＝(１−αi)・ＣINi＋αi・ｅi ………（１）
ＣINi＝ＣOUT(i-1)の関係を利用して、（１）式は開始
ボクセルから終了ボクセルへ向けて、ボクセルごとに逐
次的に計算される。その間、各ボクセルの不透明度αi
は加算され、その加算値Σαiが１に到達するとその投
影線についてのボクセル処理は終了する。また、（１）
式の計算が終了ボクセルについて行われたときにもボク
セル処理は終了する。
ボクセルから終了ボクセルへ向けて、ボクセルごとに逐
次的に計算される。その間、各ボクセルの不透明度αi
は加算され、その加算値Σαiが１に到達するとその投
影線についてのボクセル処理は終了する。また、（１）
式の計算が終了ボクセルについて行われたときにもボク
セル処理は終了する。
【０００６】不透明度αiは０≦αi≦１であり、エコー
データｅiの関数として定義される。具体的には、例え
ば、
データｅiの関数として定義される。具体的には、例え
ば、
【数２】
αi＝ｋ1・ｅi k2 ………（２）
として定義される。ここで、ｋ1，ｋ2はエコーデータに
無関係な定数である。ｋ2としては、望ましくは１より
も大きな数値が用いられる。
無関係な定数である。ｋ2としては、望ましくは１より
も大きな数値が用いられる。
【０００７】この不透明度を操作することにより、透視
される深さを変更することができる。例えば、不透明度
が大きいときは、生体組織の表面近くでボクセル処理が
終了するので、得られる超音波三次元画像には生体組織
表面の情報が表示される。一方、不透明度が小さいとき
は、ボクセル処理は組織内部にまで及び、組織内部の情
報を観察することができる。
される深さを変更することができる。例えば、不透明度
が大きいときは、生体組織の表面近くでボクセル処理が
終了するので、得られる超音波三次元画像には生体組織
表面の情報が表示される。一方、不透明度が小さいとき
は、ボクセル処理は組織内部にまで及び、組織内部の情
報を観察することができる。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】演算装置の高速化に伴
い、リアルタイムでの三次元画像表示が可能になってき
ており、手術中において施術部位の超音波三次元画像を
リアルタイムに得たいという要求が高まってきた。
い、リアルタイムでの三次元画像表示が可能になってき
ており、手術中において施術部位の超音波三次元画像を
リアルタイムに得たいという要求が高まってきた。
【０００９】ここで、現在の超音波診断装置は生体組織
のみを対象とするのに対し、術中支援に用いる超音波画
像処理装置は、手術中に用いる例えば穿刺針等の金属器
具類を生体組織と共に表示できる必要がある。しかし、
金属類は生体組織と比較してエコー強度が非常に大き
く、従来の装置では、このようにエコー強度が著しく異
なる対象物を１つの画像内に共に好適に表示することが
できないという問題があった。
のみを対象とするのに対し、術中支援に用いる超音波画
像処理装置は、手術中に用いる例えば穿刺針等の金属器
具類を生体組織と共に表示できる必要がある。しかし、
金属類は生体組織と比較してエコー強度が非常に大き
く、従来の装置では、このようにエコー強度が著しく異
なる対象物を１つの画像内に共に好適に表示することが
できないという問題があった。
【００１０】この問題点を図を用いてより詳しく説明す
る。図７は、生体組織表面４から生体組織内部６の腫瘍
８へ向けて穿刺針１０が差し込まれた様子を示す模式的
な斜視図である。この施術部位を超音波ビームで走査し
て画像化する。穿刺針１０は超音波の反射率が高く、超
音波探触子からの送信ビームのサイドローブに対しても
大きなエコーを生じる。そのため、従来、生体組織表面
部を表示させている不透明度を用いた場合、ボクセル処
理は生体組織表面まで達せず、穿刺針１０からのサイド
ローブ部分で終了してしまう。図８は、この場合に得ら
れる超音波三次元画像の模式図であり、穿刺針１０自身
だけでなく、その周囲も広範にサイドローブによる穿刺
針の虚像１２で白くつぶれてしまい、穿刺針の位置及び
腫瘍８等の組織部の位置が観察できない。一方、不透明
度を非常に小さくすることにより、ボクセル処理は穿刺
針のサイドローブ部分で終了せずに、生体組織表面又は
組織内部まで達することができる。図９は、この場合に
得られる超音波三次元画像の模式図である。この場合に
は、穿刺針像１４は表示可能となるが、生体組織は、穿
刺針より非常に小さいエコー強度なので、黒く階調がつ
ぶれた表示１６となり、生体組織に関する情報を画像か
ら得ることができない。
る。図７は、生体組織表面４から生体組織内部６の腫瘍
８へ向けて穿刺針１０が差し込まれた様子を示す模式的
な斜視図である。この施術部位を超音波ビームで走査し
て画像化する。穿刺針１０は超音波の反射率が高く、超
音波探触子からの送信ビームのサイドローブに対しても
大きなエコーを生じる。そのため、従来、生体組織表面
部を表示させている不透明度を用いた場合、ボクセル処
理は生体組織表面まで達せず、穿刺針１０からのサイド
ローブ部分で終了してしまう。図８は、この場合に得ら
れる超音波三次元画像の模式図であり、穿刺針１０自身
だけでなく、その周囲も広範にサイドローブによる穿刺
針の虚像１２で白くつぶれてしまい、穿刺針の位置及び
腫瘍８等の組織部の位置が観察できない。一方、不透明
度を非常に小さくすることにより、ボクセル処理は穿刺
針のサイドローブ部分で終了せずに、生体組織表面又は
組織内部まで達することができる。図９は、この場合に
得られる超音波三次元画像の模式図である。この場合に
は、穿刺針像１４は表示可能となるが、生体組織は、穿
刺針より非常に小さいエコー強度なので、黒く階調がつ
ぶれた表示１６となり、生体組織に関する情報を画像か
ら得ることができない。
【００１１】本発明は上記問題点を解決するためになさ
れたもので、エコーデータが大きく異なる対象物を同時
に観察することを容易とする超音波画像処理装置及び超
音波エコー信号処理装置を提供することを目的とする。
特に、エコーデータが大きく異なる対象物を同一画像内
に共に好適に表示することができるようにして、例え
ば、超音波三次元画像による術中支援を可能とすること
を目的とする。
れたもので、エコーデータが大きく異なる対象物を同時
に観察することを容易とする超音波画像処理装置及び超
音波エコー信号処理装置を提供することを目的とする。
特に、エコーデータが大きく異なる対象物を同一画像内
に共に好適に表示することができるようにして、例え
ば、超音波三次元画像による術中支援を可能とすること
を目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明に係る超音波画像
処理装置は、超音波を送受波して三次元領域内の複数の
ボクセルそれぞれのボクセル値となるエコーデータを取
得する送受波手段と、前記三次元領域に向けて設定され
た複数の投影線上にそれぞれ並ぶボクセル列に対して当
該投影線に沿って逐次的に投影演算を行って、超音波画
像上での前記各投影線に対応する画素値を求める画素値
演算手段とを有する超音波画像処理装置において、前記
投影演算が、ボクセル値に関する所定の複数の値域別の
複数の値域別投影演算からなり、前記画素値演算手段に
は、前記各投影線上の前記各ボクセルの前記ボクセル値
が、前記複数の値域のいずれに属するかを判別する判別
手段と、前記各投影線上の前記各ボクセルに対し、当該
ボクセルが属する前記値域に対応する前記値域別投影演
算を行う値域別投影演算手段とを備える。
処理装置は、超音波を送受波して三次元領域内の複数の
ボクセルそれぞれのボクセル値となるエコーデータを取
得する送受波手段と、前記三次元領域に向けて設定され
た複数の投影線上にそれぞれ並ぶボクセル列に対して当
該投影線に沿って逐次的に投影演算を行って、超音波画
像上での前記各投影線に対応する画素値を求める画素値
演算手段とを有する超音波画像処理装置において、前記
投影演算が、ボクセル値に関する所定の複数の値域別の
複数の値域別投影演算からなり、前記画素値演算手段に
は、前記各投影線上の前記各ボクセルの前記ボクセル値
が、前記複数の値域のいずれに属するかを判別する判別
手段と、前記各投影線上の前記各ボクセルに対し、当該
ボクセルが属する前記値域に対応する前記値域別投影演
算を行う値域別投影演算手段とを備える。
【００１３】本発明によれば、ボクセル値が取りうる値
の範囲が複数の値域に区分され、投影線に沿って並ぶボ
クセル値に対して逐次的に投影演算を行って画素値を決
定する際に、ボクセル値の値域ごとに異なる演算（値域
別投影演算）が行われる。例えば、投影線上の各ボクセ
ルのボクセル値の画素値への寄与分を定める関数とし
て、値域ごとに異なる関数が定められる。
の範囲が複数の値域に区分され、投影線に沿って並ぶボ
クセル値に対して逐次的に投影演算を行って画素値を決
定する際に、ボクセル値の値域ごとに異なる演算（値域
別投影演算）が行われる。例えば、投影線上の各ボクセ
ルのボクセル値の画素値への寄与分を定める関数とし
て、値域ごとに異なる関数が定められる。
【００１４】他の本発明に係る超音波画像処理装置は、
超音波を送受波して三次元領域内の複数のボクセルそれ
ぞれのボクセル値となるエコーデータを取得する送受波
手段と、前記三次元領域に向けて設定された複数の投影
線上にそれぞれ並ぶボクセル列の前記ボクセル値に基づ
いて、超音波画像上での前記各投影線に対応する画素値
を求める画素値演算手段とを有する超音波画像処理装置
において、前記画素値演算手段には、前記各投影線上の
前記各ボクセルの前記ボクセル値が、所定の複数の値域
のいずれに属するかを判別し、当該ボクセルを前記値域
別の複数の部分ボクセル列のうち判別された値域に対応
するものへ分類する分類手段と、前記各投影線に対し、
前記複数の部分ボクセル列ごとに、当該投影線に沿って
逐次的に値域別投影演算を行う値域別投影演算手段と、
前記各投影線に対しての複数の前記値域別投影演算の演
算結果に基づいて、当該投影線に対応する前記画素値を
求める値域別演算結果統合手段とを備える。
超音波を送受波して三次元領域内の複数のボクセルそれ
ぞれのボクセル値となるエコーデータを取得する送受波
手段と、前記三次元領域に向けて設定された複数の投影
線上にそれぞれ並ぶボクセル列の前記ボクセル値に基づ
いて、超音波画像上での前記各投影線に対応する画素値
を求める画素値演算手段とを有する超音波画像処理装置
において、前記画素値演算手段には、前記各投影線上の
前記各ボクセルの前記ボクセル値が、所定の複数の値域
のいずれに属するかを判別し、当該ボクセルを前記値域
別の複数の部分ボクセル列のうち判別された値域に対応
するものへ分類する分類手段と、前記各投影線に対し、
前記複数の部分ボクセル列ごとに、当該投影線に沿って
逐次的に値域別投影演算を行う値域別投影演算手段と、
前記各投影線に対しての複数の前記値域別投影演算の演
算結果に基づいて、当該投影線に対応する前記画素値を
求める値域別演算結果統合手段とを備える。
【００１５】投影線に沿った逐次的な投影演算は、投影
線上に並ぶボクセル列を構成する各ボクセルを順番に、
そのボクセル値に対応した値域別投影演算により処理す
るものであってもよいが、本発明によれば、投影線上に
並ぶ１つのボクセル列を構成する各ボクセルをそれぞれ
のボクセル値に基づいて値域別の複数の部分ボクセル列
に振り分け、この各部分ボクセル列ごとに、投影線に沿
った一方向の逐次的な投影演算が実行される。この場合
には、各値域ごとに異なる演算（値域別投影演算）によ
って複数の演算結果が得られる。値域別演算結果統合手
段は、これら複数の演算結果を統合して、投影線に対応
した１つの画素値を定める。
線上に並ぶボクセル列を構成する各ボクセルを順番に、
そのボクセル値に対応した値域別投影演算により処理す
るものであってもよいが、本発明によれば、投影線上に
並ぶ１つのボクセル列を構成する各ボクセルをそれぞれ
のボクセル値に基づいて値域別の複数の部分ボクセル列
に振り分け、この各部分ボクセル列ごとに、投影線に沿
った一方向の逐次的な投影演算が実行される。この場合
には、各値域ごとに異なる演算（値域別投影演算）によ
って複数の演算結果が得られる。値域別演算結果統合手
段は、これら複数の演算結果を統合して、投影線に対応
した１つの画素値を定める。
【００１６】本発明の好適な態様は、前記値域別投影演
算が、例えば上記（２）式で表されるような前記ボクセ
ル値の関数で与えられる不透明度を用いた、例えば上記
（１）式で表されるようなボリュームトレーシング法に
よるボリュームレンダリング処理であり、不透明度を与
える前記関数が前記各値域ごとに異なる超音波画像処理
装置である。
算が、例えば上記（２）式で表されるような前記ボクセ
ル値の関数で与えられる不透明度を用いた、例えば上記
（１）式で表されるようなボリュームトレーシング法に
よるボリュームレンダリング処理であり、不透明度を与
える前記関数が前記各値域ごとに異なる超音波画像処理
装置である。
【００１７】別の本発明に係る超音波画像処理装置にお
いては、前記値域別投影演算手段が、前記各画素値のう
ち、前記各値域別投影演算それぞれにより得られる前記
各値域ごとの寄与成分に互いに異なる色属性を付与す
る。
いては、前記値域別投影演算手段が、前記各画素値のう
ち、前記各値域別投影演算それぞれにより得られる前記
各値域ごとの寄与成分に互いに異なる色属性を付与す
る。
【００１８】本発明によれば、各投影線に対応して定め
られる画素値は、複数の異なる値域別投影演算の結果を
集約したものとなる。よって、複数の値域別投影演算の
結果に基づいて、画素値として例えば輝度値のみを定め
るような場合、値域別投影演算の内容によっては、生成
される超音波画像の表示内容が理解しにくくなりうる。
本発明によれば、各値域別投影演算の演算結果に互いに
異なる色が付与され、それら色属性を有した演算結果が
互いに合成され、画素値が決定される。これにより、画
素の色によって、各値域別投影演算の演算結果の寄与を
判断しやすくなり、超音波画像の理解が容易となる。
られる画素値は、複数の異なる値域別投影演算の結果を
集約したものとなる。よって、複数の値域別投影演算の
結果に基づいて、画素値として例えば輝度値のみを定め
るような場合、値域別投影演算の内容によっては、生成
される超音波画像の表示内容が理解しにくくなりうる。
本発明によれば、各値域別投影演算の演算結果に互いに
異なる色が付与され、それら色属性を有した演算結果が
互いに合成され、画素値が決定される。これにより、画
素の色によって、各値域別投影演算の演算結果の寄与を
判断しやすくなり、超音波画像の理解が容易となる。
【００１９】本発明の好適な態様は、前記複数の値域
が、同一の前記超音波画像に表される複数種類の反射体
それぞれのボクセル値の分布に基づいて設定される超音
波画像処理装置である。また、ボクセル値は、各ボクセ
ルの位置でのエコーデータであるが、このエコーデータ
は、超音波のエコーに基づいて得られるものであれば何
でもよい。しかし、一般的な場合において、前記ボクセ
ル値となるエコーデータはエコー強度であり、本発明の
好適な態様は、前記複数の値域が、前記複数種類の反射
体それぞれの超音波の反射率に応じて設定される複数の
エコー強度範囲である超音波画像処理装置である。例え
ば、術中支援を目的とするような場合、画像生成の対象
となる三次元領域には、反射体として、生体の他に金属
その他の超音波に対する反射率が生体に比べて高い物質
で作られた器具が存在し得る。よって、このような場合
に好適な本発明の態様は、前記複数の値域が、生体に対
応した低エコー強度範囲と、少なくとも金属に対応した
高エコー強度範囲とを含む超音波画像処理装置である。
が、同一の前記超音波画像に表される複数種類の反射体
それぞれのボクセル値の分布に基づいて設定される超音
波画像処理装置である。また、ボクセル値は、各ボクセ
ルの位置でのエコーデータであるが、このエコーデータ
は、超音波のエコーに基づいて得られるものであれば何
でもよい。しかし、一般的な場合において、前記ボクセ
ル値となるエコーデータはエコー強度であり、本発明の
好適な態様は、前記複数の値域が、前記複数種類の反射
体それぞれの超音波の反射率に応じて設定される複数の
エコー強度範囲である超音波画像処理装置である。例え
ば、術中支援を目的とするような場合、画像生成の対象
となる三次元領域には、反射体として、生体の他に金属
その他の超音波に対する反射率が生体に比べて高い物質
で作られた器具が存在し得る。よって、このような場合
に好適な本発明の態様は、前記複数の値域が、生体に対
応した低エコー強度範囲と、少なくとも金属に対応した
高エコー強度範囲とを含む超音波画像処理装置である。
【００２０】本発明に係る超音波エコー信号処理装置
は、超音波を送受波して投影線上に並ぶエコーデータ列
を取得する送受波手段と、前記エコーデータ列に対し前
記投影線に沿って逐次的に投影演算を行って投影値を求
める投影値演算手段とを有する超音波エコー信号処理装
置において、前記投影値演算手段が、前記エコーデータ
列を構成する各エコーデータが所定条件を満たすか否か
を判定する判定手段と、前記エコーデータ列のうち前記
所定条件を満たす区間に対して前記投影演算を行う投影
演算手段とを有する。
は、超音波を送受波して投影線上に並ぶエコーデータ列
を取得する送受波手段と、前記エコーデータ列に対し前
記投影線に沿って逐次的に投影演算を行って投影値を求
める投影値演算手段とを有する超音波エコー信号処理装
置において、前記投影値演算手段が、前記エコーデータ
列を構成する各エコーデータが所定条件を満たすか否か
を判定する判定手段と、前記エコーデータ列のうち前記
所定条件を満たす区間に対して前記投影演算を行う投影
演算手段とを有する。
【００２１】本発明によれば、１つの投影線上に並んだ
エコーデータ列のうち所定条件を満たす区間に対して選
択的に所定の投影演算が行われる。所定条件を満たす区
間は１つの投影線上に分離して位置する複数区間であっ
てもよく、その場合、複数区間に対して１つの投影値が
決定される。
エコーデータ列のうち所定条件を満たす区間に対して選
択的に所定の投影演算が行われる。所定条件を満たす区
間は１つの投影線上に分離して位置する複数区間であっ
てもよく、その場合、複数区間に対して１つの投影値が
決定される。
【００２２】また他の本発明に係る超音波エコー信号処
理装置は、前記所定条件が、前記エコーデータについて
の相反する複数の要素条件からなり、前記投影演算が、
前記複数の要素条件別の複数の条件別投影演算からな
り、前記判定手段が、前記エコーデータ列を構成するエ
コーデータが前記複数の要素条件のいずれを満たすかを
判定し、前記投影演算手段が、前記エコーデータ列のう
ち、いずれかの前記要素条件を満たす区間に対して、当
該要素条件に対応する前記条件別投影演算を行う。
理装置は、前記所定条件が、前記エコーデータについて
の相反する複数の要素条件からなり、前記投影演算が、
前記複数の要素条件別の複数の条件別投影演算からな
り、前記判定手段が、前記エコーデータ列を構成するエ
コーデータが前記複数の要素条件のいずれを満たすかを
判定し、前記投影演算手段が、前記エコーデータ列のう
ち、いずれかの前記要素条件を満たす区間に対して、当
該要素条件に対応する前記条件別投影演算を行う。
【００２３】本発明によれば、所定条件は単一の条件で
はなく、複数の要素条件から構成される。各要素条件は
相反するものであるので、あるエコーデータはいずれか
１つの要素条件のみを満たすこととなる。所定条件を満
たす区間は、いずれかの要素条件を満たす区間の集合で
あり、要素条件を満たす各区間では当該要素条件ごとに
異なる演算（条件別投影演算）が行われる。例えば、投
影線上の各エコーデータの投影値への寄与分を定める関
数として、要素条件ごとに異なる関数が定められる。こ
のように、１つの投影線に沿ったエコーデータ列に基づ
いて得られる１つの投影値は、エコーデータ列を構成す
るエコーデータに応じた複数の異なる演算の結果として
定められる。
はなく、複数の要素条件から構成される。各要素条件は
相反するものであるので、あるエコーデータはいずれか
１つの要素条件のみを満たすこととなる。所定条件を満
たす区間は、いずれかの要素条件を満たす区間の集合で
あり、要素条件を満たす各区間では当該要素条件ごとに
異なる演算（条件別投影演算）が行われる。例えば、投
影線上の各エコーデータの投影値への寄与分を定める関
数として、要素条件ごとに異なる関数が定められる。こ
のように、１つの投影線に沿ったエコーデータ列に基づ
いて得られる１つの投影値は、エコーデータ列を構成す
るエコーデータに応じた複数の異なる演算の結果として
定められる。
【００２４】
【発明の実施の形態】次に、本発明の実施形態について
図面を参照して説明する。
図面を参照して説明する。
【００２５】図１は、本発明の実施形態である超音波画
像処理装置の概略のブロック図である。超音波探触子３
０は、例えばリニアアレイ型の超音波振動子を有し、そ
のリニアアレイ型の超音波振動子を電子走査（リニア走
査、セクタ走査）することによって走査面が形成され
る。さらに超音波探触子３０を例えば、走査面に垂直方
向に機械的に走査することによって、複数の走査面が形
成され、三次元領域内のエコーデータが取得される。
像処理装置の概略のブロック図である。超音波探触子３
０は、例えばリニアアレイ型の超音波振動子を有し、そ
のリニアアレイ型の超音波振動子を電子走査（リニア走
査、セクタ走査）することによって走査面が形成され
る。さらに超音波探触子３０を例えば、走査面に垂直方
向に機械的に走査することによって、複数の走査面が形
成され、三次元領域内のエコーデータが取得される。
【００２６】送受信回路３４は、超音波探触子３０に対
して送信信号を供給すると共に、超音波探触子３０から
出力された各振動子ごとの受信信号に対して、整相加算
処理、ＡＤ（analog-to-digital）変換等の処理を行っ
て、受信信号を超音波ビームに沿ったエコーデータ列と
して出力する。
して送信信号を供給すると共に、超音波探触子３０から
出力された各振動子ごとの受信信号に対して、整相加算
処理、ＡＤ（analog-to-digital）変換等の処理を行っ
て、受信信号を超音波ビームに沿ったエコーデータ列と
して出力する。
【００２７】送受信回路３４から出力された受信信号
は、各種受信信号処理回路にて利用されるが、本装置で
は、その処理回路として、三次元画像演算部３６及びＢ
モード画像演算部３８を備えている。Ｂモード画像演算
部３８は、Ｂモード断層画像を生成するための演算を行
い、例えば、走査面等の断層面上でのエコー信号強度に
応じた画素値を求める。計算された各画素値は画像構成
部４０へ出力される。
は、各種受信信号処理回路にて利用されるが、本装置で
は、その処理回路として、三次元画像演算部３６及びＢ
モード画像演算部３８を備えている。Ｂモード画像演算
部３８は、Ｂモード断層画像を生成するための演算を行
い、例えば、走査面等の断層面上でのエコー信号強度に
応じた画素値を求める。計算された各画素値は画像構成
部４０へ出力される。
【００２８】画像構成部４０は、例えば、スキャンコン
バータを含んで構成され、各信号処理回路が出力する各
画素値を一旦、フレームメモリに蓄積し、画像表示部４
２の走査方式に対応した信号へ変換して出力する。画像
表示部４２は、ＣＲＴ（Cathod Ray Tube）や液晶パネ
ルといった表示器を含み、画像を表示する。
バータを含んで構成され、各信号処理回路が出力する各
画素値を一旦、フレームメモリに蓄積し、画像表示部４
２の走査方式に対応した信号へ変換して出力する。画像
表示部４２は、ＣＲＴ（Cathod Ray Tube）や液晶パネ
ルといった表示器を含み、画像を表示する。
【００２９】三次元画像演算部３６は、本発明の特徴を
備える受信信号処理回路であり、三次元領域に複数設定
される投影線に沿って位置するエコーデータを反映した
画素値を投影線ごとに求める演算を行う。この画素値に
より、画像表示部４２には三次元超音波画像が表示され
る。
備える受信信号処理回路であり、三次元領域に複数設定
される投影線に沿って位置するエコーデータを反映した
画素値を投影線ごとに求める演算を行う。この画素値に
より、画像表示部４２には三次元超音波画像が表示され
る。
【００３０】三次元画像演算部３６は、エコーデータ弁
別回路５０、複数の演算回路５２、演算結果統合回路５
４を含んで構成される。エコーデータ弁別回路５０は、
エコーデータについてｎ個（ｎ≧２）の値域を設定さ
れ、それに対応してｎ個の演算回路５２-1〜５２-nが設
けられる。エコーデータ弁別回路５０は、各投影線に沿
って順次入力されるエコーデータがいずれの値域に属す
るかを判別し、それが属する値域に対応した演算回路５
２へ当該エコーデータを出力する。
別回路５０、複数の演算回路５２、演算結果統合回路５
４を含んで構成される。エコーデータ弁別回路５０は、
エコーデータについてｎ個（ｎ≧２）の値域を設定さ
れ、それに対応してｎ個の演算回路５２-1〜５２-nが設
けられる。エコーデータ弁別回路５０は、各投影線に沿
って順次入力されるエコーデータがいずれの値域に属す
るかを判別し、それが属する値域に対応した演算回路５
２へ当該エコーデータを出力する。
【００３１】各演算回路５２-1〜５２-nは、それぞれが
担当するエコーデータの値域に応じた演算を行う。それ
ら演算は互いに異なるものであってよい。また、演算回
路５２は、入力された個々のエコーデータそれぞれにつ
いて順次、演算結果を出力するものであってもよいし、
また累積的な演算を行って、所定の終了条件が満たされ
た時点で演算結果を出力するものであってもよい。
担当するエコーデータの値域に応じた演算を行う。それ
ら演算は互いに異なるものであってよい。また、演算回
路５２は、入力された個々のエコーデータそれぞれにつ
いて順次、演算結果を出力するものであってもよいし、
また累積的な演算を行って、所定の終了条件が満たされ
た時点で演算結果を出力するものであってもよい。
【００３２】例えば、演算回路５２は、各超音波ビーム
をそれぞれ投影線とし、上記（１）式を用いて、各投影
線上に並ぶ複数のボクセルそれぞれのエコーデータ（ボ
クセル値）を逐次計算する一種のボリュームレンダリン
グ処理であるボルモード(Vol-mode)演算を行うものとす
ることができる。また、演算回路５２は、グラフィック
処理技術でよく利用され、次の（３）〜（５）式で表さ
れるボリュームレンダリング処理を行うものとすること
もできる。
をそれぞれ投影線とし、上記（１）式を用いて、各投影
線上に並ぶ複数のボクセルそれぞれのエコーデータ（ボ
クセル値）を逐次計算する一種のボリュームレンダリン
グ処理であるボルモード(Vol-mode)演算を行うものとす
ることができる。また、演算回路５２は、グラフィック
処理技術でよく利用され、次の（３）〜（５）式で表さ
れるボリュームレンダリング処理を行うものとすること
もできる。
【００３３】
【数３】
ＣOUTi＝ＣINi＋(１−αVi)αEi・ｅi ………（３）
ＣINi＝ＣOUT(i-1) ………（４）
αVi＝αV(i-1)＋(１−αV(i-1))・αE(i-1) ………（５）
ここで、ｉは投影線上に並んだボクセルの順序を示すイ
ンデックスであり、ｉを順次インクリメントさせる逐次
演算が実行される。ＣINi，ＣOUTiはそれぞれボクセル
ｉにおける入力光量、出力光量、またαViはボクセルｉ
について定義される不透明度、αEiはボクセルｉのエコ
ーデータに応じた不透明度である。
ンデックスであり、ｉを順次インクリメントさせる逐次
演算が実行される。ＣINi，ＣOUTiはそれぞれボクセル
ｉにおける入力光量、出力光量、またαViはボクセルｉ
について定義される不透明度、αEiはボクセルｉのエコ
ーデータに応じた不透明度である。
【００３４】他にも、演算回路５２は、投影線に沿って
並ぶエコーデータを積算処理し、その積算結果を出力す
る積算処理回路や、投影線に沿って並ぶエコーデータの
うち最大値を検出して出力する最大値処理回路、逆に最
小値を検出し出力する最小値処理回路を用いることがで
きる。
並ぶエコーデータを積算処理し、その積算結果を出力す
る積算処理回路や、投影線に沿って並ぶエコーデータの
うち最大値を検出して出力する最大値処理回路、逆に最
小値を検出し出力する最小値処理回路を用いることがで
きる。
【００３５】既に述べたように演算回路５２-1〜５２-n
は互いに異なる演算を行うものとすることができる。こ
こで、異なる演算には、上述の各種演算処理同士のよう
に互いに演算種類が異なるものだけでなく、例えば、演
算種類は同じボルモード演算であって、（２）式で表さ
れる不透明度αiの関数が値域によって異なるものが含
まれる。
は互いに異なる演算を行うものとすることができる。こ
こで、異なる演算には、上述の各種演算処理同士のよう
に互いに演算種類が異なるものだけでなく、例えば、演
算種類は同じボルモード演算であって、（２）式で表さ
れる不透明度αiの関数が値域によって異なるものが含
まれる。
【００３６】演算結果統合回路５４は、各演算回路５２
からの演算結果を入力され、それらに基づいて、各投影
線ごとの画素値を求める。例えば、演算結果統合回路５
４は、ｎ個の演算回路５２それぞれに対応して設けられ
たｎ個の変換テーブル６０と、これら変換テーブル６０
を用いた処理結果を加算合成する合成器６２とを含んで
構成される。変換テーブル６０は、各演算回路５２の演
算結果の重み付け処理を行う。また各変換テーブル６０
は対応する演算結果に対して、各値域別に異なる色属性
を付与する色付け処理を行う。
からの演算結果を入力され、それらに基づいて、各投影
線ごとの画素値を求める。例えば、演算結果統合回路５
４は、ｎ個の演算回路５２それぞれに対応して設けられ
たｎ個の変換テーブル６０と、これら変換テーブル６０
を用いた処理結果を加算合成する合成器６２とを含んで
構成される。変換テーブル６０は、各演算回路５２の演
算結果の重み付け処理を行う。また各変換テーブル６０
は対応する演算結果に対して、各値域別に異なる色属性
を付与する色付け処理を行う。
【００３７】合成器６２は、同一の投影線に対して得ら
れた値域別の変換テーブル６０の処理結果を合成し、当
該投影線に対応した画素値を求める。合成器６２で得ら
れた画素値は、投影線の位置又は方向（すなわち画素位
置）の情報と共に画像構成部４０へ出力される。画像構
成部４０は与えられた画素位置に画素値をマッピング
し、これにより三次元超音波画像データが生成され、そ
の画像が画像表示部４２に表示される。
れた値域別の変換テーブル６０の処理結果を合成し、当
該投影線に対応した画素値を求める。合成器６２で得ら
れた画素値は、投影線の位置又は方向（すなわち画素位
置）の情報と共に画像構成部４０へ出力される。画像構
成部４０は与えられた画素位置に画素値をマッピング
し、これにより三次元超音波画像データが生成され、そ
の画像が画像表示部４２に表示される。
【００３８】次に、本装置による超音波三次元画像の生
成処理について説明する。ここでは、図７に示した穿刺
針１０が差し込まれた施術部位を例として用いる。図７
に示す施術部位の生体組織表面の上方に超音波探触子３
０が配置され、生体組織内部へ向けた超音波の送信ビー
ムが形成される。図２は、この施術部位の異なる３個所
でのビームに対応したエコー信号を例示するグラフであ
り、同図（ａ）〜（ｃ）それぞれの縦軸がエコー強度を
表すエコー値、横軸がビームに沿った深さを表す。図２
（ａ）は、ビーム上に生体組織のみが存在する場合、す
なわち穿刺針１０がビーム上に無い部分でのグラフであ
り、生体組織からのエコー信号７０のみが現れる。同図
（ｂ）は穿刺針１０が生体内に差し込まれた部分でのグ
ラフであり、ビームの手前側に生体組織からのエコー信
号７２が現れ、その奥に穿刺針１０による強いエコー信
号７４が現れる。同図（ｃ）は穿刺針１０が生体表面上
に露出している部分でのグラフであり、ビームの手前側
に穿刺針１０による強いエコー信号７６が現れる。穿刺
針１０は強い反射率を有し、穿刺針１０より深い部分に
は超音波は達しないため、同図（ｂ）（ｃ）において、
穿刺針１０に対応するエコー信号７４，７６より深い部
分からはほとんどエコーが得られない。
成処理について説明する。ここでは、図７に示した穿刺
針１０が差し込まれた施術部位を例として用いる。図７
に示す施術部位の生体組織表面の上方に超音波探触子３
０が配置され、生体組織内部へ向けた超音波の送信ビー
ムが形成される。図２は、この施術部位の異なる３個所
でのビームに対応したエコー信号を例示するグラフであ
り、同図（ａ）〜（ｃ）それぞれの縦軸がエコー強度を
表すエコー値、横軸がビームに沿った深さを表す。図２
（ａ）は、ビーム上に生体組織のみが存在する場合、す
なわち穿刺針１０がビーム上に無い部分でのグラフであ
り、生体組織からのエコー信号７０のみが現れる。同図
（ｂ）は穿刺針１０が生体内に差し込まれた部分でのグ
ラフであり、ビームの手前側に生体組織からのエコー信
号７２が現れ、その奥に穿刺針１０による強いエコー信
号７４が現れる。同図（ｃ）は穿刺針１０が生体表面上
に露出している部分でのグラフであり、ビームの手前側
に穿刺針１０による強いエコー信号７６が現れる。穿刺
針１０は強い反射率を有し、穿刺針１０より深い部分に
は超音波は達しないため、同図（ｂ）（ｃ）において、
穿刺針１０に対応するエコー信号７４，７６より深い部
分からはほとんどエコーが得られない。
【００３９】図２に示されるように、生体組織に比べて
金属製の穿刺針は大きなエコー値を生じる。このように
反射率の異なる複数種類の反射体は生じるエコー値の分
布範囲に差異を生じ得る。その場合、各反射体のエコー
値の分布範囲に対応して、エコー値に複数の値域を設定
し、各ボクセルのエコーデータとして得られるエコー値
が属する値域から当該ボクセルがいずれの反射体で構成
されるかを推定することができる。以下、観察領域に、
相対的に低いエコー値を生じる生体組織と、高いエコー
値を生じる金属類との２種類の反射体が存在する場合を
例に説明する。この例は、反射体の種類が少なく説明及
び理解が容易であると共に、金属等の手術器具を用いた
手術中における生体組織の観察を可能とし、術中支援の
用途で非常に有効であるという点で好適な例である。
金属製の穿刺針は大きなエコー値を生じる。このように
反射率の異なる複数種類の反射体は生じるエコー値の分
布範囲に差異を生じ得る。その場合、各反射体のエコー
値の分布範囲に対応して、エコー値に複数の値域を設定
し、各ボクセルのエコーデータとして得られるエコー値
が属する値域から当該ボクセルがいずれの反射体で構成
されるかを推定することができる。以下、観察領域に、
相対的に低いエコー値を生じる生体組織と、高いエコー
値を生じる金属類との２種類の反射体が存在する場合を
例に説明する。この例は、反射体の種類が少なく説明及
び理解が容易であると共に、金属等の手術器具を用いた
手術中における生体組織の観察を可能とし、術中支援の
用途で非常に有効であるという点で好適な例である。
【００４０】この場合、エコー値ｅの値域として、生体
組織に対応した低エコー値範囲ＲL（例えば０≦ｅ＜１
５０）と、金属等の手術器具に対応した高エコー値範囲
ＲH（例えばｅ≧１５０）とが設定される。例えば、値
域ＲL、ＲHの境界となる閾値ｅTH（例えば、ここではｅ
TH＝１５０としている）は、金属等の手術器具が発する
サイドローブ成分のエコー値が全て、又はほとんど高エ
コー値範囲ＲHに含まれる（すなわち、低エコー値範囲
ＲLから十分に除去される）ように設定される。
組織に対応した低エコー値範囲ＲL（例えば０≦ｅ＜１
５０）と、金属等の手術器具に対応した高エコー値範囲
ＲH（例えばｅ≧１５０）とが設定される。例えば、値
域ＲL、ＲHの境界となる閾値ｅTH（例えば、ここではｅ
TH＝１５０としている）は、金属等の手術器具が発する
サイドローブ成分のエコー値が全て、又はほとんど高エ
コー値範囲ＲHに含まれる（すなわち、低エコー値範囲
ＲLから十分に除去される）ように設定される。
【００４１】エコーデータ弁別回路５０は、入力された
エコーデータがこれら２つの値域のいずれに属するかを
判別する。また、この場合には、演算回路５２、変換テ
ーブル６０がそれぞれ２つ用いられ、演算回路５２-1，
変換テーブル６０-1が値域Ｒ Lを担当し、演算回路５２-
2，変換テーブル６０-2が値域ＲHを担当するものとす
る。
エコーデータがこれら２つの値域のいずれに属するかを
判別する。また、この場合には、演算回路５２、変換テ
ーブル６０がそれぞれ２つ用いられ、演算回路５２-1，
変換テーブル６０-1が値域Ｒ Lを担当し、演算回路５２-
2，変換テーブル６０-2が値域ＲHを担当するものとす
る。
【００４２】図３は、本装置の三次元画像演算部３６を
用いた画像生成の動作を説明するための図である。投影
線はビームラインに一致して設定され、あるビームに沿
った投影演算が開始されると（Ｓ１００）、超音波探触
子３０及び送受信回路３４によって当該ビーム上に並ぶ
ボクセルのエコーデータの収集が開始される前に、三次
元画像演算部３６はビーム上での投影演算の開始ボクセ
ルの設定や、その他、演算に用いるパラメータの設定又
はリセットといった初期化処理を行う（Ｓ１０５）。
用いた画像生成の動作を説明するための図である。投影
線はビームラインに一致して設定され、あるビームに沿
った投影演算が開始されると（Ｓ１００）、超音波探触
子３０及び送受信回路３４によって当該ビーム上に並ぶ
ボクセルのエコーデータの収集が開始される前に、三次
元画像演算部３６はビーム上での投影演算の開始ボクセ
ルの設定や、その他、演算に用いるパラメータの設定又
はリセットといった初期化処理を行う（Ｓ１０５）。
【００４３】送受信回路３４からのエコーデータは逐
次、ビームエンドであるかについて判断されビームエン
ドでないと判断されると（Ｓ１５０）、エコーデータ弁
別回路５０に入力される。エコーデータ弁別回路５０
は、設定された２つの値域のいずれにエコーデータであ
るエコー値が属するかを判定し、判定された値域を担当
する演算回路５２へ当該エコーデータを出力する（Ｓ１
１０）。また、エコーデータ弁別回路５０によりいずれ
かの値域にエコーデータが１つ振り分けられるごとに、
デプスカウンタはその保持する値を１つインクリメント
して、現在、投影演算が行われているボクセルのビーム
上での位置を記憶する（Ｓ１１５）。値域Ｒ L用の演算
回路５２-1及び値域ＲH用の演算回路５２-2は選択的に
動作し、エコーデータ弁別回路５０からエコーデータを
入力された側が、その担当する値域別投影演算を実行す
る。各演算回路５２は、このデプスカウンタに保持され
る値を読み出して、それぞれＲL用の演算Ｓ１２０及び
ＲH用の演算Ｓ１２５に利用することが可能である。
次、ビームエンドであるかについて判断されビームエン
ドでないと判断されると（Ｓ１５０）、エコーデータ弁
別回路５０に入力される。エコーデータ弁別回路５０
は、設定された２つの値域のいずれにエコーデータであ
るエコー値が属するかを判定し、判定された値域を担当
する演算回路５２へ当該エコーデータを出力する（Ｓ１
１０）。また、エコーデータ弁別回路５０によりいずれ
かの値域にエコーデータが１つ振り分けられるごとに、
デプスカウンタはその保持する値を１つインクリメント
して、現在、投影演算が行われているボクセルのビーム
上での位置を記憶する（Ｓ１１５）。値域Ｒ L用の演算
回路５２-1及び値域ＲH用の演算回路５２-2は選択的に
動作し、エコーデータ弁別回路５０からエコーデータを
入力された側が、その担当する値域別投影演算を実行す
る。各演算回路５２は、このデプスカウンタに保持され
る値を読み出して、それぞれＲL用の演算Ｓ１２０及び
ＲH用の演算Ｓ１２５に利用することが可能である。
【００４４】ＲL演算Ｓ１２０、ＲH演算Ｓ１２５に必要
なパラメータは、例えばメモリ等にあらかじめ設定され
る。ＲL演算Ｓ１２０では、設定されたＲL演算用パラメ
ータＳ１３０を読み出して演算が行われ、ＲH演算Ｓ１
２５では、設定されたＲH演算用パラメータＳ１３５を
読み出して演算が行われる。例えば、ここでは、演算回
路５２が行う値域別の投影演算として上述の（１）
（２）式に基づいたボルモード演算を採用するが、その
場合、（２）式の不透明度を表す関数を定めるパラメー
タｋ1やｋ2がＲL演算用パラメータＳ１３０やＲH演算用
パラメータＳ１３５によって設定される。これら不透明
度の関数を定めるパラメータには、ＲL演算に対して
は、通常、生体組織の観察に用いられるものと同様の値
が設定される。一方、ＲH演算に対しては、例えば図９
に示される画像が得られるような、ＲL演算の関数より
小さな関数値を与えるパラメータ値が設定される。
なパラメータは、例えばメモリ等にあらかじめ設定され
る。ＲL演算Ｓ１２０では、設定されたＲL演算用パラメ
ータＳ１３０を読み出して演算が行われ、ＲH演算Ｓ１
２５では、設定されたＲH演算用パラメータＳ１３５を
読み出して演算が行われる。例えば、ここでは、演算回
路５２が行う値域別の投影演算として上述の（１）
（２）式に基づいたボルモード演算を採用するが、その
場合、（２）式の不透明度を表す関数を定めるパラメー
タｋ1やｋ2がＲL演算用パラメータＳ１３０やＲH演算用
パラメータＳ１３５によって設定される。これら不透明
度の関数を定めるパラメータには、ＲL演算に対して
は、通常、生体組織の観察に用いられるものと同様の値
が設定される。一方、ＲH演算に対しては、例えば図９
に示される画像が得られるような、ＲL演算の関数より
小さな関数値を与えるパラメータ値が設定される。
【００４５】エコーデータ弁別回路５０から演算回路５
２へのエコーデータの振り分け、及びそれに応じた各演
算回路５２での値域別投影演算は、いずれかの値域別投
影演算での所定の終了条件が満たされるか、または処理
がビームエンドまで完了するまで、ビームに沿って並ぶ
ボクセル列に対し逐次的に実行される（Ｓ１４０，Ｓ１
４５，Ｓ１５０）。値域別投影演算、すなわちＲL演
算、ＲH演算の終了条件はそれぞれ別個に定めることが
できる。例えば、値域別投影演算としてボルモード演算
を採用した場合には、終了条件は、その値域別投影演算
の対象とされたボクセルの不透明度αiの積算値Σαiが
１に達したことである。
２へのエコーデータの振り分け、及びそれに応じた各演
算回路５２での値域別投影演算は、いずれかの値域別投
影演算での所定の終了条件が満たされるか、または処理
がビームエンドまで完了するまで、ビームに沿って並ぶ
ボクセル列に対し逐次的に実行される（Ｓ１４０，Ｓ１
４５，Ｓ１５０）。値域別投影演算、すなわちＲL演
算、ＲH演算の終了条件はそれぞれ別個に定めることが
できる。例えば、値域別投影演算としてボルモード演算
を採用した場合には、終了条件は、その値域別投影演算
の対象とされたボクセルの不透明度αiの積算値Σαiが
１に達したことである。
【００４６】ちなみに、図３に示す構成（つまり、演算
終了判定処理Ｓ１４０，Ｓ１４５、ビームエンド判定処
理Ｓ１５０それぞれの“YES”時の処理ラインが相互に
つながっていることにより表される処理構成）では、Ｒ
L演算の終了条件、ＲH演算の終了条件、及びビームエン
ド到達のいずれかが成立すると、ＲL演算、ＲH演算の双
方が停止される。すなわち、あるボクセルに対し選択的
に行われている値域別投影演算（ＲL演算又はＲH演算の
いずれか一方）において終了条件が成立した場合は、処
理は後述する処理Ｓ２００及び処理Ｓ２０５に移り、そ
のボクセルが属するビーム上の後続のボクセルに対して
はエコーデータ弁別回路５０による振り分け処理Ｓ１１
０、及びＲL用、ＲH用それぞれの演算回路５２での値域
別投影演算Ｓ１２０，Ｓ１２５は行われない。これによ
り、無駄な処理が省略され、処理の高速化が図られる。
終了判定処理Ｓ１４０，Ｓ１４５、ビームエンド判定処
理Ｓ１５０それぞれの“YES”時の処理ラインが相互に
つながっていることにより表される処理構成）では、Ｒ
L演算の終了条件、ＲH演算の終了条件、及びビームエン
ド到達のいずれかが成立すると、ＲL演算、ＲH演算の双
方が停止される。すなわち、あるボクセルに対し選択的
に行われている値域別投影演算（ＲL演算又はＲH演算の
いずれか一方）において終了条件が成立した場合は、処
理は後述する処理Ｓ２００及び処理Ｓ２０５に移り、そ
のボクセルが属するビーム上の後続のボクセルに対して
はエコーデータ弁別回路５０による振り分け処理Ｓ１１
０、及びＲL用、ＲH用それぞれの演算回路５２での値域
別投影演算Ｓ１２０，Ｓ１２５は行われない。これによ
り、無駄な処理が省略され、処理の高速化が図られる。
【００４７】なお、ＲL演算、ＲH演算のいずれか一方が
その終了条件に達して演算処理を終了しても、他方の演
算処理はその終了条件に達するまで継続するように構成
することもできる。
その終了条件に達して演算処理を終了しても、他方の演
算処理はその終了条件に達するまで継続するように構成
することもできる。
【００４８】図４は、図２（ｂ）に示したエコー信号を
例にとって、ＲL演算、ＲH演算それぞれの対象となる信
号区間を示す説明図であり、図４（ａ）には、図２
（ｂ）に示すエコー信号１６０及び、値域ＲL、ＲHの境
界となる閾値ｅTHの水準ライン１６５が示されている。
図４（ｂ）には値域ＲLに属し、ＲL演算の対象となる２
つの信号区間が示されている。この信号区間はデプスカ
ウンタ値で１〜Ｄ1及びＤ2＋１〜ＤMAXであるとする。
ここでＤMAXはビームエンドに対応するカウンタ値であ
る。一方、図４（ｃ）には値域ＲHに属し、ＲH演算の対
象となる１つの信号区間が示されている。この信号区間
はデプスカウンタ値でＤ1＋１〜Ｄ2であるとする。この
エコー信号の例では、１番目のボクセルのエコーデータ
から順にエコーデータ弁別回路５０へ入力される。例え
ば、演算開始位置のボクセルが１番目からＤ1までの間
に設定されている場合、当該演算開始位置のボクセルの
エコーデータは演算回路５２-1に入力され、ＲL演算Ｓ
１２０が開始される。ＲL演算Ｓ１２０はＤ1番目のボク
セルまで連続して行われる。次の（Ｄ1＋１）番目のボ
クセルからＤ2番目のボクセルまでは、ＲL演算Ｓ１２０
は休止し、ＲH演算Ｓ１２５が連続して行われる。そし
て（Ｄ2＋１）番目のボクセルからは、ＲH演算Ｓ１２５
が停止し、ＲL演算Ｓ１２０が再開される。ここで、ＲL
演算Ｓ１２０がボルモード演算のように累積的な演算で
ある場合、（Ｄ1＋１）番目のボクセルからＤ2番目のボ
クセルまでのＲH演算の間、ＲL演算のＤ1番目のボクセ
ルの処理で得られた累積演算結果は保持される。そし
て、（Ｄ2＋１）番目のボクセルでのＲL演算Ｓ１２０の
累積処理は、保持されているＤ1番目のボクセルで得ら
れた累積演算結果に対して行われる。
例にとって、ＲL演算、ＲH演算それぞれの対象となる信
号区間を示す説明図であり、図４（ａ）には、図２
（ｂ）に示すエコー信号１６０及び、値域ＲL、ＲHの境
界となる閾値ｅTHの水準ライン１６５が示されている。
図４（ｂ）には値域ＲLに属し、ＲL演算の対象となる２
つの信号区間が示されている。この信号区間はデプスカ
ウンタ値で１〜Ｄ1及びＤ2＋１〜ＤMAXであるとする。
ここでＤMAXはビームエンドに対応するカウンタ値であ
る。一方、図４（ｃ）には値域ＲHに属し、ＲH演算の対
象となる１つの信号区間が示されている。この信号区間
はデプスカウンタ値でＤ1＋１〜Ｄ2であるとする。この
エコー信号の例では、１番目のボクセルのエコーデータ
から順にエコーデータ弁別回路５０へ入力される。例え
ば、演算開始位置のボクセルが１番目からＤ1までの間
に設定されている場合、当該演算開始位置のボクセルの
エコーデータは演算回路５２-1に入力され、ＲL演算Ｓ
１２０が開始される。ＲL演算Ｓ１２０はＤ1番目のボク
セルまで連続して行われる。次の（Ｄ1＋１）番目のボ
クセルからＤ2番目のボクセルまでは、ＲL演算Ｓ１２０
は休止し、ＲH演算Ｓ１２５が連続して行われる。そし
て（Ｄ2＋１）番目のボクセルからは、ＲH演算Ｓ１２５
が停止し、ＲL演算Ｓ１２０が再開される。ここで、ＲL
演算Ｓ１２０がボルモード演算のように累積的な演算で
ある場合、（Ｄ1＋１）番目のボクセルからＤ2番目のボ
クセルまでのＲH演算の間、ＲL演算のＤ1番目のボクセ
ルの処理で得られた累積演算結果は保持される。そし
て、（Ｄ2＋１）番目のボクセルでのＲL演算Ｓ１２０の
累積処理は、保持されているＤ1番目のボクセルで得ら
れた累積演算結果に対して行われる。
【００４９】ＲL演算、ＲH演算は以上のようにビームの
一方から他方へ逐次実行されるが、その途中でいずれか
の終了条件が満たされると、両演算は停止され、その時
点でのＲL演算結果、ＲH演算結果がそれぞれ演算回路５
２-1，５２-2から演算結果統合回路５４へ出力される
（Ｓ２００，Ｓ２０５）。
一方から他方へ逐次実行されるが、その途中でいずれか
の終了条件が満たされると、両演算は停止され、その時
点でのＲL演算結果、ＲH演算結果がそれぞれ演算回路５
２-1，５２-2から演算結果統合回路５４へ出力される
（Ｓ２００，Ｓ２０５）。
【００５０】演算結果統合回路５４では、変換テーブル
６０-1が、入力されたＲL演算結果に対応した、重み付
けされた値を読み出す（Ｓ２１０）。また変換テーブル
６０-1は、ＲL演算に対してあらかじめ設定された色属
性を読み出す（Ｓ２１５）。この色属性は重み付けされ
た値に付与され、この重み付けされ、かつ色付けされた
ＲL演算結果が合成器６２に入力される。同様に、変換
テーブル６０-2は、入力されたＲH演算結果に対応し
た、重み付けされた値を読み出す（Ｓ２２０）。さらに
変換テーブル６０-2は、ＲH演算に対してあらかじめ設
定された色属性を読み出して（Ｓ２２５）重み付けされ
た値に付与する。この重み付けされ、かつ色付けされた
ＲH演算結果が合成器６２に入力される。
６０-1が、入力されたＲL演算結果に対応した、重み付
けされた値を読み出す（Ｓ２１０）。また変換テーブル
６０-1は、ＲL演算に対してあらかじめ設定された色属
性を読み出す（Ｓ２１５）。この色属性は重み付けされ
た値に付与され、この重み付けされ、かつ色付けされた
ＲL演算結果が合成器６２に入力される。同様に、変換
テーブル６０-2は、入力されたＲH演算結果に対応し
た、重み付けされた値を読み出す（Ｓ２２０）。さらに
変換テーブル６０-2は、ＲH演算に対してあらかじめ設
定された色属性を読み出して（Ｓ２２５）重み付けされ
た値に付与する。この重み付けされ、かつ色付けされた
ＲH演算結果が合成器６２に入力される。
【００５１】これら合成器６２に入力された各値域別投
影演算結果は互いに合成され、ここで処理対象となった
ビームに対応する画素値として、当該ビームの位置又は
方向の情報と共に三次元画像演算部３６から画像構成部
４０へ出力される。三次元画像演算部３６は各ビームに
対し、図３を用いて説明した上述の処理を行い、各ビー
ムに対応する画素値が画像構成部４０に蓄積され、画像
構成部４０のメモリ上に画像データを形成する（Ｓ２３
０）。この画像データが画像表示部４２へ出力され、表
示される（Ｓ２３５）。
影演算結果は互いに合成され、ここで処理対象となった
ビームに対応する画素値として、当該ビームの位置又は
方向の情報と共に三次元画像演算部３６から画像構成部
４０へ出力される。三次元画像演算部３６は各ビームに
対し、図３を用いて説明した上述の処理を行い、各ビー
ムに対応する画素値が画像構成部４０に蓄積され、画像
構成部４０のメモリ上に画像データを形成する（Ｓ２３
０）。この画像データが画像表示部４２へ出力され、表
示される（Ｓ２３５）。
【００５２】図５は、本装置による超音波三次元画像の
一例を示す模式図であり、図７に示す施術部位を、ＲL
演算、ＲH演算それぞれにボルモード演算を適用して観
察した画像を表している。ＲL演算では図８と同様の、
通常、生体組織を観察する場合の不透明度関数を用いて
いるが、値域ＲLに金属類の高反射体のメインローブ及
びサイドローブ成分が含まれないように閾値ｅTHを設定
しているので、ビームに沿ったＲL演算において、メイ
ンローブ及びサイドローブ部分のボクセルは飛び越さ
れ、ＲL演算結果には反映されない。よって、例えば、
生体組織より手前にサイドローブのエコーを返すボクセ
ルが存在しても、その部分でＲL演算の不透明度積算値
Σαiが１に達してＲL演算が終了することが防止され、
ＲL演算がさらに先の生体組織まで到達し、ＲL演算結果
に生体組織の情報が反映される。一方、ＲH演算では、
サイドローブが現れないような小さな値を与える不透明
度関数が用いられ、高反射体のメインローブに対応する
ボクセルがＲH演算結果に反映される。ＲL演算結果、Ｒ
H演算結果に対する色付け処理Ｓ２１５，Ｓ２２５で
は、例えば、ＲL演算結果に対しては青色の色属性、ＲH
演算結果に対しては黄色の色属性が付与される。
一例を示す模式図であり、図７に示す施術部位を、ＲL
演算、ＲH演算それぞれにボルモード演算を適用して観
察した画像を表している。ＲL演算では図８と同様の、
通常、生体組織を観察する場合の不透明度関数を用いて
いるが、値域ＲLに金属類の高反射体のメインローブ及
びサイドローブ成分が含まれないように閾値ｅTHを設定
しているので、ビームに沿ったＲL演算において、メイ
ンローブ及びサイドローブ部分のボクセルは飛び越さ
れ、ＲL演算結果には反映されない。よって、例えば、
生体組織より手前にサイドローブのエコーを返すボクセ
ルが存在しても、その部分でＲL演算の不透明度積算値
Σαiが１に達してＲL演算が終了することが防止され、
ＲL演算がさらに先の生体組織まで到達し、ＲL演算結果
に生体組織の情報が反映される。一方、ＲH演算では、
サイドローブが現れないような小さな値を与える不透明
度関数が用いられ、高反射体のメインローブに対応する
ボクセルがＲH演算結果に反映される。ＲL演算結果、Ｒ
H演算結果に対する色付け処理Ｓ２１５，Ｓ２２５で
は、例えば、ＲL演算結果に対しては青色の色属性、ＲH
演算結果に対しては黄色の色属性が付与される。
【００５３】これらＲL演算結果及びＲH演算結果を合成
することにより、図２（ａ）に示すように、生体組織の
みが存在する方向に向けたビームに対応する画素では、
サイドローブの影響を受けずに、生体組織の生体組織の
情報が反映された輝度値が得られる。これにより、例え
ば、生体内に位置した腫瘍８の像３００がサイドローブ
の虚像１２に隠れずに画像に現れる。また、その画素の
色属性は、青色であり、そのビーム上に金属器具等が存
在しないことが表現される。
することにより、図２（ａ）に示すように、生体組織の
みが存在する方向に向けたビームに対応する画素では、
サイドローブの影響を受けずに、生体組織の生体組織の
情報が反映された輝度値が得られる。これにより、例え
ば、生体内に位置した腫瘍８の像３００がサイドローブ
の虚像１２に隠れずに画像に現れる。また、その画素の
色属性は、青色であり、そのビーム上に金属器具等が存
在しないことが表現される。
【００５４】また図２（ｂ）に示すように、穿刺針１０
が生体内に差し込まれた部分へ向けたビームに対応する
画素３０２では、穿刺針１０より手前に位置する生体組
織の情報がＲL演算により画素値に反映され、穿刺針１
０のメインローブのエコー情報がＲH演算により画素値
により反映される。特に、画素の色属性に関しては青色
と黄色とが混ざることにより、金属器具等の前に生体組
織が存在することが表現される。また、金属器具等が位
置する深さが深いほど、一般にＲL演算結果の値が大き
くなり画素の青みが増すことから、金属器具等のおおよ
その深さが画像から理解される。
が生体内に差し込まれた部分へ向けたビームに対応する
画素３０２では、穿刺針１０より手前に位置する生体組
織の情報がＲL演算により画素値に反映され、穿刺針１
０のメインローブのエコー情報がＲH演算により画素値
により反映される。特に、画素の色属性に関しては青色
と黄色とが混ざることにより、金属器具等の前に生体組
織が存在することが表現される。また、金属器具等が位
置する深さが深いほど、一般にＲL演算結果の値が大き
くなり画素の青みが増すことから、金属器具等のおおよ
その深さが画像から理解される。
【００５５】また図２（ｃ）に示すように、穿刺針１０
が生体組織上に露出している部分に向けたビームに対応
する画素３０４では、穿刺針１０のエコーのみを反映し
た輝度値が得られ、またその色属性は黄色であり、生体
組織上に穿刺針１０が位置していることが画像から明瞭
に把握される。
が生体組織上に露出している部分に向けたビームに対応
する画素３０４では、穿刺針１０のエコーのみを反映し
た輝度値が得られ、またその色属性は黄色であり、生体
組織上に穿刺針１０が位置していることが画像から明瞭
に把握される。
【００５６】
【発明の効果】本発明の超音波画像処理装置及び超音波
エコー信号処理装置によれば、観察領域にエコーデータ
が大きく異なる複数種類の反射体が存在する場合におい
ても、それぞれの反射体からのエコー情報が好適に１つ
の画素値又は投影値に集約され、それら反射体を同時に
観察することが容易となる。特に、エコーデータが大き
く異なる対象物が同一画像内に共に好適に表示すること
ができるようになり、例えば、超音波三次元画像による
術中支援が可能となる。
エコー信号処理装置によれば、観察領域にエコーデータ
が大きく異なる複数種類の反射体が存在する場合におい
ても、それぞれの反射体からのエコー情報が好適に１つ
の画素値又は投影値に集約され、それら反射体を同時に
観察することが容易となる。特に、エコーデータが大き
く異なる対象物が同一画像内に共に好適に表示すること
ができるようになり、例えば、超音波三次元画像による
術中支援が可能となる。
【図１】 本発明の実施形態である超音波画像処理装置
の概略のブロック図である。
の概略のブロック図である。
【図２】 施術部位へ向けたビームに対応したエコー信
号を例示するグラフである。
号を例示するグラフである。
【図３】 本装置の三次元画像演算部を用いた画像生成
の動作を説明するための図である。
の動作を説明するための図である。
【図４】 図２（ｂ）に示したエコー信号を例にとっ
て、ＲL演算及びＲH演算それぞれの対象となる信号区間
を示す説明図である。
て、ＲL演算及びＲH演算それぞれの対象となる信号区間
を示す説明図である。
【図５】 本装置による超音波三次元画像の一例を示す
模式図である。
模式図である。
【図６】 あるボクセルでの入力光量ＣINiと出力光量
ＣOUTiとの関係を表す模式図である。
ＣOUTiとの関係を表す模式図である。
【図７】 生体組織表面から生体組織内部の腫瘍へ向け
て穿刺針が差し込まれた様子を示す模式的な斜視図であ
る。
て穿刺針が差し込まれた様子を示す模式的な斜視図であ
る。
【図８】 従来技術の問題点を示す第１の画像例の模式
図である。
図である。
【図９】 従来技術の問題点を示す第２の画像例の模式
図である。
図である。
２ ボクセル、４ 生体組織表面、６ 生体組織内部、
８ 腫瘍、１０ 穿刺針、３０ 超音波探触子、３４
送受信回路、３６ 三次元画像演算部、４０画像構成
部、４２ 画像表示部、５０ エコーデータ弁別回路、
５２ 演算回路、５４ 演算結果統合回路、６０ 変換
テーブル、６２ 合成器。
８ 腫瘍、１０ 穿刺針、３０ 超音波探触子、３４
送受信回路、３６ 三次元画像演算部、４０画像構成
部、４２ 画像表示部、５０ エコーデータ弁別回路、
５２ 演算回路、５４ 演算結果統合回路、６０ 変換
テーブル、６２ 合成器。
Claims (9)
- 【請求項１】 超音波を送受波して三次元領域内の複数
のボクセルそれぞれのボクセル値となるエコーデータを
取得する送受波手段と、前記三次元領域に向けて設定さ
れた複数の投影線上にそれぞれ並ぶボクセル列に対して
当該投影線に沿って逐次的に投影演算を行って、超音波
画像上での前記各投影線に対応する画素値を求める画素
値演算手段とを有する超音波画像処理装置において、 前記投影演算は、ボクセル値に関する所定の複数の値域
別の複数の値域別投影演算からなり、 前記画素値演算手段は、 前記各投影線上の前記各ボクセルの前記ボクセル値が、
前記複数の値域のいずれに属するかを判別する判別手段
と、 前記各投影線上の前記各ボクセルに対し、当該ボクセル
が属する前記値域に対応する前記値域別投影演算を行う
値域別投影演算手段と、 を有することを特徴とする超音波画像処理装置。 - 【請求項２】 超音波を送受波して三次元領域内の複数
のボクセルそれぞれのボクセル値となるエコーデータを
取得する送受波手段と、前記三次元領域に向けて設定さ
れた複数の投影線上にそれぞれ並ぶボクセル列の前記ボ
クセル値に基づいて、超音波画像上での前記各投影線に
対応する画素値を求める画素値演算手段とを有する超音
波画像処理装置において、 前記画素値演算手段は、 前記各投影線上の前記各ボクセルの前記ボクセル値が、
所定の複数の値域のいずれに属するかを判別し、当該ボ
クセルを前記値域別の複数の部分ボクセル列のうち判別
された値域に対応するものへ分類する分類手段と、 前記各投影線に対し、前記複数の部分ボクセル列ごと
に、当該投影線に沿って逐次的に値域別投影演算を行う
値域別投影演算手段と、 前記各投影線に対しての複数の前記値域別投影演算の演
算結果に基づいて、当該投影線に対応する前記画素値を
求める値域別演算結果統合手段と、 を有することを特徴とする超音波画像処理装置。 - 【請求項３】 請求項１又は請求項２に記載の超音波画
像処理装置において、 前記値域別投影演算は、前記ボクセル値の関数で与えら
れる不透明度を用いたボリュームトレーシング法による
ボリュームレンダリング処理であり、 不透明度を与える前記関数は、前記各値域ごとに異なる
こと、 を特徴とする超音波画像処理装置。 - 【請求項４】 請求項１から請求項３のいずれかに記載
の超音波画像処理装置において、 前記値域別投影演算手段は、前記各画素値のうち、前記
各値域別投影演算それぞれにより得られる前記各値域ご
との寄与成分に互いに異なる色属性を付与することを特
徴とする超音波画像処理装置。 - 【請求項５】 請求項１から請求項４のいずれかに記載
の超音波画像処理装置において、 前記複数の値域は、同一の前記超音波画像に表される複
数種類の反射体それぞれのボクセル値の分布に基づいて
設定されることを特徴とする超音波画像処理装置。 - 【請求項６】 請求項５記載の超音波画像処理装置にお
いて、 前記ボクセル値は、エコー強度であり、 前記複数の値域は、前記複数種類の反射体それぞれの超
音波の反射率に応じて設定される複数のエコー強度範囲
であること、 を特徴とする超音波画像処理装置。 - 【請求項７】 請求項６記載の超音波画像処理装置にお
いて、 前記複数の値域は、生体に対応した低エコー強度範囲
と、少なくとも金属に対応した高エコー強度範囲とを含
むことを特徴とする超音波画像処理装置。 - 【請求項８】 超音波を送受波して投影線上に並ぶエコ
ーデータ列を取得する送受波手段と、前記エコーデータ
列に対し前記投影線に沿って逐次的に投影演算を行って
投影値を求める投影値演算手段とを有する超音波エコー
信号処理装置において、 前記投影値演算手段は、 前記エコーデータ列を構成する各エコーデータが所定条
件を満たすか否かを判定する判定手段と、 前記エコーデータ列のうち前記所定条件を満たす区間に
対して前記投影演算を行う投影演算手段と、 を有することを特徴とする超音波エコー信号処理装置。 - 【請求項９】 請求項８記載の超音波エコー信号処理装
置において、 前記所定条件は、前記エコーデータについての相反する
複数の要素条件からなり、 前記投影演算は、前記複数の要素条件別の複数の条件別
投影演算からなり、 前記判定手段は、前記エコーデータ列を構成するエコー
データが前記複数の要素条件のいずれを満たすかを判定
し、 前記投影演算手段は、前記エコーデータ列のうち、いず
れかの前記要素条件を満たす区間に対して、当該要素条
件に対応する前記条件別投影演算を行うこと、 を特徴とする超音波エコー信号処理装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001370291A JP3711335B2 (ja) | 2001-12-04 | 2001-12-04 | 超音波画像処理装置及び超音波エコー信号処理装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001370291A JP3711335B2 (ja) | 2001-12-04 | 2001-12-04 | 超音波画像処理装置及び超音波エコー信号処理装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003164449A true JP2003164449A (ja) | 2003-06-10 |
| JP3711335B2 JP3711335B2 (ja) | 2005-11-02 |
Family
ID=19179535
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001370291A Expired - Fee Related JP3711335B2 (ja) | 2001-12-04 | 2001-12-04 | 超音波画像処理装置及び超音波エコー信号処理装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3711335B2 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007135841A (ja) * | 2005-11-17 | 2007-06-07 | Aloka Co Ltd | 超音波画像処理装置 |
| JP2015213578A (ja) * | 2014-05-08 | 2015-12-03 | コニカミノルタ株式会社 | 超音波画像処理方法及びそれを用いた超音波診断装置 |
| JP2016129666A (ja) * | 2015-01-09 | 2016-07-21 | コニカミノルタ株式会社 | 超音波診断装置 |
| CN105979879A (zh) * | 2014-01-24 | 2016-09-28 | 皇家飞利浦有限公司 | 具有光学形状感测设备视角的虚拟图像 |
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|---|---|---|---|---|
| KR101760346B1 (ko) | 2011-02-21 | 2017-07-21 | 삼성전자주식회사 | 초음파 빔포밍 방법 및 장치 |
-
2001
- 2001-12-04 JP JP2001370291A patent/JP3711335B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007135841A (ja) * | 2005-11-17 | 2007-06-07 | Aloka Co Ltd | 超音波画像処理装置 |
| JP4758735B2 (ja) * | 2005-11-17 | 2011-08-31 | 日立アロカメディカル株式会社 | 超音波画像処理装置 |
| CN105979879A (zh) * | 2014-01-24 | 2016-09-28 | 皇家飞利浦有限公司 | 具有光学形状感测设备视角的虚拟图像 |
| CN105979879B (zh) * | 2014-01-24 | 2023-01-17 | 皇家飞利浦有限公司 | 具有光学形状感测设备视角的虚拟图像 |
| JP2015213578A (ja) * | 2014-05-08 | 2015-12-03 | コニカミノルタ株式会社 | 超音波画像処理方法及びそれを用いた超音波診断装置 |
| JP2016129666A (ja) * | 2015-01-09 | 2016-07-21 | コニカミノルタ株式会社 | 超音波診断装置 |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3711335B2 (ja) | 2005-11-02 |
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