JP2010194047A - 超音波診断装置及び画像処理装置 - Google Patents

Abstract

【課題】画像データに対して明瞭な陰影づけを低処理量で行なうことが可能な超音波診断装置及び画像処理装置の提供。
【解決手段】超音波プローブ１は、超音波を送受波する。送信部３は、超音波プローブ１を介して被検体へ向けて超音波を繰り返し送信する。受信部５は、超音波プローブ１を介して被検体で反射された超音波をエコー信号として繰り返し受信する。スキャンコンバージョン部１５は、繰り返し受信されたエコー信号に基づいて、被検体に関するボリュームデータを構成する複数のボクセルのデータを発生する。レンダリング演算部１９は、発生された複数のボクセルに対して、ボクセルのボクセル値を１より大きい実数でべき乗するべき乗項を含むレンダリングをして２次元の画像のデータを発生する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、ボリュームデータをレンダリングする超音波診断装置及び画像処理装置に関する。

近年、被検体のボリュームデータを収集し、収集されたボリュームデータをレンダリングして２次元の超音波画像のデータを発生し、発生された画像を表示する超音波診断装置が実用化されている。画像を発生する際には、仮想的な光を用いた陰影付けが１つの重要な役割を果たす。超音波診断装置における代表的な陰影付け方法にフォンの照明モデル（Phong’s lighting model）がある（例えば、非特許文献１参照）。フォンの照明モデルは、環境光の項、拡散反射光の項、及び鏡面反射光の項を用いている。

図１１は、従来例における超音波診断装置の構成図である。従来例に係わるレンダリング演算部１１９は、フォンの照明モデルにおける環境光の項を演算する環境光演算部１１９１、フォンの照明モデルにおける拡散反射光の項を演算する拡散反射光演算部１１９２、及びフォンの照明モデルにおける鏡面反射光の項を演算する鏡面反射光演算部１１９３を備える。また、レンダリング演算部１１９は、拡散反射光の項と鏡面反射光の項とを演算するために必要な法線を演算する法線演算部１１９４を備える。さらにレンダリング演算部１１９は、環境光演算部１１９１からの出力である環境光の項の値、拡散反射光演算部１１９２からの出力である拡散反射光の項の値、及び鏡面反射光演算部１１９３からの出力である鏡面反射光の項の値を加算する加算部１１９５を備える。

一般的なフォンの照明モデルを用いる場合、発生される超音波画像のピクセル値は、環境光の項、拡散反射光の項、及び鏡面反射光の項の加算である。従って、環境光の項、拡散反射光の項、及び鏡面反射光の項の３つの項を算出しなければならない。これら３つの項を算出するための処理量は膨大であり、超音波診断装置の１つの長所である画像表示のリアルタイム性を損なっている。

Bui Tuong Phong, "Illumination for Computer Generated Pictures", Communications of the ACM, Volume 18 Issue 6, P.311-317, June 1975

一般的なフォンの照明モデルに存在する問題点について詳細に説明する。よく知られているように、環境光を用いたときに投影面に入る仮想的な光の式は、（１）式で定義されている。

Ｃａ_ｉ：環境光の場合において、光源から発せられてボクセルｉによって反射された光の色値
Ｃｖ_ｉ：ボクセルｉに割り付けられている色値（３原色（赤、緑、青）の輝度）（以下、ボクセルに割り付けられている色値をボクセル値と呼ぶことにする）
Ｋａ：環境反射率
Ｉａ：環境光の強度
レンダリングの際、通常は、ボクセルｉに不透明度α_ｉ（透明度（１−α_ｉ））を割り付け、視線方向に沿って複数のボクセルｉに関するＣａ_ｉを加算することにより、投影面のピクセルに色値ＣＩａ（以下、ピクセルに割り付けられている色値をピクセル値と呼ぶことにする）が投影される。これは、（２）式で表される。

ｎ：加算するボクセル数
例えば、加算するボクセル数ｎ＝３の場合、環境光由来のピクセル値ＣＩａは、以下の（３）式で表される。

Ｃａ_０が光源から見て１番手前のボクセル、Ｃａ_１が２番目のボクセル、Ｃａ_２が３番目のボクセルのＣａ_ｉである。（３）式に（１）式を代入すると、ピクセル値ＣＩａは（４）式で表される。

以下の説明を容易にするため、一般性を失うことなく、環境光の項として（４）式を用いることとする。

（４）式に示すように、環境光の項は、一次のボクセル値Ｃｖ_ｉと環境光に関するパラメータＫａ及びＩａとの積で表されている。このことから、環境光の項は、物体全体を明るくしたり暗くしたりすることがわかる。そのため、図１２に示すように、環境光のみを用いて発生された画像は、全体的に輝度差が少なく、輝度的に平坦である。このように、環境光のみでは、明瞭な陰影が得られず、陰影の差が不十分である場合が多い。

また、レンダリング後の画像データに対して、ブライトネスやコントラストを調整する手法がある。ブライトネスを（４）式に適用すると、ブライトネスを考慮したピクセル値ＣＩｂは、以下の（５）式により表される。

このように、ブライトネスＢｒを考慮したピクセル値ＣＩｂは、環境光由来のピクセル値ＣＩａとブライトネスＢｒとの和である。つまり、ピクセル値ＣＩｂにおいてブライトネスＢｒは、加算効果を有する。従って、ブライトネスＢｒでは、図１３に示すように、画像全体が明るくしなったり暗くなったりするだけであって、陰影は変化しない。

また、コントラストＣｃを（４）式に適用すると、コントラストＣｃを考慮したピクセル値ＣＩｃは、以下の（６）式により表される。

このように、コントラストＣｃを考慮したピクセル値ＣＩｃは、コントラストＣｃと環境光由来のピクセル値ＣＩａとの積から不動点を決めるオフセットＤを減算することにより算出される。つまり、ピクセル値ＣＩｃにおいてコントラストＣｃは、乗算効果を有する。コントラストを（６）式のように直線的な補正ではなく、ガンマカーブを用いて曲線的に補正する方法が考えられる。コントラストによる補正は、レンダリング後すなわち複数のボクセル値を重みづけ加算した後のピクセルに対して行なわれる。従って、個々のボクセル値に応じた陰影付けが行なわれない。すなわち、コントラストＣｃは、図１４に示すように、ブライトネスＢｒの場合に比して、陰影づけが改善されるが、明瞭な陰影は得られない。

次に、拡散反射光について説明する。拡散反射光を用いたときに投影面に入る光の式は、（７）式で定義される。

Ｃｄ_ｉ：拡散反射光の場合において、光源から発せられボクセルｉによって反射された光の色値
Ｃｖ_ｉ：ボクセルｉのボクセル値
ｋｄ：拡散反射率
Ｉｉｎ：光源からの入射光の強度
θ：入射角
（４）式と同様に、加算するボクセル数ｎ＝３とすると、拡散反射光由来のピクセル値ＣＩｄは、以下の（８）式で表される。

拡散反射光においては、ある方向（例えば視線方向）から入射した入射光は、入射角に依らず全ての方向に拡散される。拡散反射光由来のピクセル値ＣＩｄは、拡散方向に依存しないが、入射角（物体表面の法線と入射角の入射方向との成す角度）θに依存する。入射角θが大きいほど（ｃｏｓθが小さいほど）、拡散反射光由来のピクセル値ＣＩｄは小さくなり、画像上の入射角θの大きい部分は暗くなる。すなわち、図１５に示すように、入射光の方向を視線方向にとると正面は明るくなり、輪郭は影がつく。このように拡散反射光由来の画像は、環境光由来の画像よりも大きな陰影がついている。一般的には、拡散反射光だけでは陰影が強すぎるので、図１６に示すように、環境光と適当な割合で混合して陰影の調整が行われる。しかしながら、拡散反射光を用いるには、各反射面での入射角θを得るために法線を求める必要がある。この法線算出の処理量は膨大である。

また、鏡面反射光を用いたときに投影面に入る光の式は、（９）式で表される。

Ｃｓ_ｉ：鏡面反射光の場合において、光源から発せられボクセルｉによって反射された光の色値
Ｃｖ_ｉ：ボクセルｉのボクセル値
ｋｓ：鏡面反射率
Ｉｉｎ：入射光の強度
φ：正反射方向と視線方向との成す角度（反射補正角）
（４）や（８）式と同様に、加算するボクセル数ｎ＝３とすると、鏡面反射光由来のピクセル値ＣＩｓは、以下の（１０）式で表される。

（１０）式から明らかなように、鏡面反射光由来のピクセル値ＣＩｓは、光の入射角θに対して正反射方向から視線方向への補正角、すなわち反射補正角φに依存する。より詳細には、鏡面反射光由来のピクセル値ＣＩｓは、ｃｏｓ^ηφに依存する。つまり、鏡面反射光は、環境光よりも大きな陰影を画像に付加できる。しかしながら、拡散反射光と同様、鏡面反射光を用いるのにも、演算量が膨大な法線を算出しなければならない。

本発明の目的は、画像データに対して明瞭な陰影づけを低処理量で行なうことが可能な超音波診断装置及び画像処理装置を提供することにある。

本発明の第１局面に係る超音波診断装置は、超音波を送受波する超音波プローブと、前記超音波プローブを介して被検体へ向けて超音波を繰り返し送信する送信部と、前記超音波プローブを介して前記被検体で反射された超音波をエコー信号として繰り返し受信する受信部と、前記繰り返し受信されたエコー信号に基づいて、前記被検体に関するボリュームデータを構成する複数のボクセルのデータを発生するボクセル発生部と、前記発生された複数のボクセルに対して、前記ボクセルのボクセル値を１より大きい実数でべき乗するべき乗項を含むレンダリングをして２次元の超音波画像のデータを発生する画像発生部と、を具備する。

本発明の第２局面に係る画像処理装置は、ボリュームデータを構成する複数のボクセルのデータを記憶する記憶部と、前記複数のボクセルに対して、前記ボクセルのボクセル値を１より大きい実数でべき乗するべき乗項を含むレンダリングをして２次元の画像のデータを発生する画像発生部と、を具備する。

本発明によれば、画像データに対して明瞭な陰影づけを低処理量で行なうことが可能な超音波診断装置及び画像処理装置の提供を実現する。

本発明の実施形態に係わる超音波診断装置の構成図。 図１のレンダリング演算部により発生される超音波画像と従来例の超音波画像との比較を示す図。 図１のレンダリング演算部が保持するテーブルの概念図。 本実施形態の変形例１に係わる超音波診断装置の構成図。 図４のレンダリング演算部が保持するテーブルの概念図。 本実施形態の変形例２に係わる超音波診断装置の構成図。 図６のレンダリング演算部が保持するテーブルの概念図。 本実施形態の変形例３に係わる超音波診断装置の構成図。 図８のレンダリング演算部が保持するテーブルの概念図。 本実施形態の変形例４に係る超音波診断装置の構成図。 従来例に係わる超音波診断装置の構成図。 従来例に係わる環境光の項を用いて発生された超音波画像の一例を示す図。 従来例に係わる環境光の項にブライトネスを考慮して発生された超音波画像の一例を示す図。 従来例に係わる環境光の項にコントラストを考慮して発生された超音波画像の一例を示す図。 従来例に係わる拡散反射光の項を用いて発生された超音波画像の一例を示す図。 従来例に係わる環境光の項と拡散反射光の項とを用いて発生された超音波画像の一例を示す図。

以下、図面を参照しながら本発明の実施形態に係わる超音波診断装置及び画像処理装置を説明する。

本実施形態に係わる超音波診断装置は、画像データに対して明瞭な陰影付けを低演算量で実現するために、レンダリングにおけるシェーディングの１手法として知られているフォンの照明モデル（Phong’s lighting model）を改良して用いる。

図１は、本実施形態に係わる超音波診断装置の構成を示す図である。図１に示すように、本実施形態に係わる超音波診断装置は、超音波プローブ１、送信部３、受信部５、走査制御部７、Ｂモード処理部９、カラーモード処理部１１、ＲＡＷデータ記憶部１３、スキャンコンバージョン部１５、ボクセルデータ記憶部１７、レンダリング演算部１９、表示部２１、及び入力部２３を備える。

超音波プローブ１は、送信部３からの駆動パルスに基づいて超音波を被検体へ向けて送波する。送波された超音波は、被検体の体内組織の音響インピーダンスの不連続面で次々と反射される。反射された超音波は、エコー信号として超音波プローブ１に受信される。体内組織間の音響インピーダンスの不連続性の大きさによって、反射波（エコー信号）の強度が異なる。また、超音波の進行方向と体内組織の不連続面との成す角度によっても、エコー信号の強度が異なる。エコー信号は、超音波プローブ１を介して受信部５へ供給される。

送信部３は、超音波の送波用に図示しないレートパルス発生回路、送信遅延回路、及び駆動パルス発生回路等を有している。レートパルス発生回路は、所定のレート周波数ｆrＨｚ（周期；１／ｆr秒）で、レートパルスをチャンネル毎に繰り返し発生する。遅延回路は、チャンネル毎に超音波をビーム状に集束させ且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間を各レートパルスに与える。駆動パルス発生回路は、各遅延されたレートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１に駆動パルスを印加する。

受信部５は、超音波の受波用に図示しないアンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、受信遅延回路、及び加算器等を有している。アンプ回路は、超音波プローブ１からのエコー信号を受信し、受信されたエコー信号をチャンネル毎に増幅する。Ａ／Ｄ変換器は、増幅されたエコー信号をチャンネル毎にアナログ信号からデジタル信号に変換する。受信遅延回路は、デジタル信号に変換されたエコー信号に対し、チャンネル毎にビーム状に集束させ且つ受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与える。加算器は、遅延時間が与えられた各エコー信号を加算する。この加算処理により、エコー信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、受信指向性と送信指向性とにより超音波ビームが形成される。１つの超音波ビームは、１つの超音波走査線に対応する。走査線毎のエコー信号は、Ｂモード処理部９とカラーモード処理部１１とに供給される。

走査制御部７は、送信部３と受信部５とを制御して、被検体の走査対象であるボリュームを超音波で繰り返し３次元走査する。この３次元走査により受信部５からは、走査ボリュームに関する複数の走査線に関する複数のエコー信号が出力される。

Ｂモード処理部９は、受信部５からのエコー信号を対数増幅し、対数増幅されたエコー信号を包絡線検波することで、エコー信号の強度を輝度で表現するＢモード信号のデータを生成する。生成されたＢモード信号のデータは、ＲＡＷデータ記憶部１３に供給される。

カラーモード処理部１１は、受信部５からのエコー信号を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、平均速度や分散、パワー等の情報をカラーで表現するカラーモード信号のデータを生成する。生成されたカラーモード信号のデータは、ＲＡＷデータ記憶部１３に供給される。

以下、Ｂモード信号のデータとカラーモード信号のデータとをまとめてＲＡＷデータと呼ぶことにする。これらＲＡＷデータは、走査線毎に生成される。

ＲＡＷデータ記憶部１３は、Ｂモード処理部９やカラーモード処理部１１からの走査線毎のＲＡＷデータ（Ｂモード信号、カラーモード信号）を記憶する。ＲＡＷデータは、走査線の位置情報に関連付けて記憶される。

スキャンコンバージョン部１５は、ＲＡＷデータ記憶部１３に記憶されているＲＡＷデータに基づいて、被検体に関するボリュームデータを構成する複数のボクセルのデータを発生する。具体的には、スキャンコンバージョン部１５は、ＲＡＷデータを走査線の位置情報に従ってメモリ上に３次元的に配置し、走査線間のボクセルデータを補間する。この配置処理と補間処理とによって、複数のボクセルから構成されるボリュームデータが発生される。すなわち、スキャンコンバージョン部１５は、ボクセル発生部として機能する。各ボクセルは、由来するＲＡＷデータの強度及び情報に応じたボクセル値を有する。これらボクセルのデータは、ボクセルデータ記憶部１７に供給される。

ボクセルデータ記憶部１７は、スキャンコンバージョン部１５により発生された複数のボクセルのデータを走査ボリューム毎に記憶する。

レンダリング演算部１９は、ボクセルデータ記憶部１７に記憶されているボリュームデータをレンダリングして２次元の超音波画像のデータを発生する。すなわちレンダリング演算部１９は、画像発生部として機能する。より詳細には、レンダリング演算部１９は、ボリュームデータを構成する複数のボクセルに対して、１より大きい実数でボクセル値をべき乗するべき乗項を含むレンダリングをして２次元の超音波画像のデータを発生する。また必要に応じてレンダリング演算部１９は、入力部２３から入力されたレンダリングのためのパラメータに従ってレンダリングする。レンダリング演算部１９は、処理中枢としてＣＰＵ（Central Processing Unit）またはＧＰＵ（Graphics Processing Unit）を備えるハードウェアである。発生された超音波画像のデータは、表示部２１に供給される。なお、レンダリング演算部１９は、本実施形態に特有な構成要素であるため、その詳細については後述する。

表示部２１は、レンダリング演算部１９により発生された超音波画像を表示する。表示部２１としては、例えばＣＲＴディスプレイや、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ等の表示デバイスが適宜利用可能である。

入力部２３は、ユーザからの各種指令や情報をレンダリング演算部１９に入力する。具体的には、入力部２３は、レンダリングのパラメータを入力する。入力部２３としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスが適宜利用可能である。

以下、本実施形態に特有なレンダリング演算部１９の詳細について説明する。レンダリング演算部１９は、発生される超音波画像に明瞭な陰影付けがされるように、ボリュームデータをレンダリングする。レンダリングにおける陰影付けの１手法として、一般的なフォンの照明モデルが知られているが、レンダリング演算部１９は、一般的なフォンの照明モデルを改良した、本実施形態に特有なフォンの照明モデルを用いる。本実施形態に係わるフォンの照明モデルは、環境光の項、拡散反射光の項、及び鏡面反射光の項の何れか１つを用いる。以下、説明を具体的に行なうため、環境光の項のみを用いる場合を具体例に挙げて、本実施形態に係わるレンダリング演算部１９の処理内容を説明する。なぜならば、明瞭な陰影付けを低処理量で実現するという本実施形態に係わる課題に対する効果は、環境光の項のみを用いる場合、特に大きいからである。

レンダリング演算部１９は、上述の（２）式に対して、以下の（１１）式で定義される環境光の項に従って複数のボクセルを超音波画像上のピクセルに投影する。

（１１）式を用いたレンダリングにより、超音波画像の各ピクセルのピクセル値ＣＩａ´が算出される。レンダリング演算部１９は、全てのピクセルについてピクセル値ＣＩａ´を算出することにより、超音波画像のデータを発生する。なおＣｖ_ｉ ^γは、表示のためのウィンドウ幅内に収まるように、正規化されている必要がある。Ｃｖ_ｉが取りうる最大値（ウィンドウ幅の最大値）をＭａｘＣｖ_ｉとすると正規化されたＣｖ_ｉ(Ｃｖ_ｉ ^γ｜_ｎｏｒｍ)は、以下の（１２）式で表される。

典型的には、ウィンドウ幅は、０から２５５に設定される。この場合ＭａｘＣｖ_ｉは、２５５となる。以下、Ｃｖ_ｉ ^γは、（１２）式のように正規化されているものとする。

例えば、加算するボクセル数ｎ＝３を（１１）式に代入すると（１３）式となる。

（１１）式や（１３）式に示すように、レンダリング演算部１９は、環境光由来のピクセル値ＣＩａ´を得るため、１より大きい実数γでボクセル値Ｃｖ_ｉをべき乗する。すなわち、環境光の項は、実数γでボクセル値Ｃｖ_ｉをべき乗するべき乗項を含んでいる。実数γでボクセル値Ｃｖ_ｉをべき乗することにより、べき乗しない場合に比して、ボクセル間のボクセル値の差が増大する。

図２は、（１１）式により定義される本実施形態に係わる環境光の項を用いて得られる超音波画像と（２）式により定義される従来の環境光の項を用いて得られる超音波画像との比較を示す図である。超音波画像Ｉ１と超音波画像Ｉ２とは、胎児ファントムに関する画像である。図２に示すように、本実施形態に係わる環境光の項を用いることにより、従来例に比して、より大きな陰影付けが得られている。これは、超音波画像において、ボクセル値Ｃｖ_ｉが大きいほどべき乗で明るさが強調され、ボクセル値Ｃｖ_ｉが小さいほどべき乗で暗さが強調されるからである。つまり、１より大きい実数γでボクセル値Ｃｖ_ｉをべき乗することにより、べき乗しない場合に比して、超音波画像上の陰影の差が強調され、明瞭な陰影付けがなされる。

また、（１１）式や（１３）式に示すように、ピクセル値ＣＩａ´は、入射角θや反射補正角φに依存しない。従って、ピクセル値ＣＩａ´を算出するために法線を算出する必要はない。つまりレンダリング演算部１９は、法線を算出することなしに、明瞭な陰影付けを超音波画像に与えることができる。処理量が膨大な法線を算出する必要がないため、本実施形態は、超音波画像表示に関するリアルタイム性が優れている。

このように、本実施形態に係わるレンダリング演算部１９は、陰影付けの際、（１１）式の環境光の項のみを用いる。すなわち、レンダリング演算部１９は、図１１に示すような、従来のフォンの照明モデルを用いた陰影付けに必要であった拡散反射光演算部１１９２や鏡面反射光項演算部１１９３を必要としない。これに伴い、レンダリング演算部１９は、拡散反射光の項や鏡面反射光の項を算出する際に必要な法線演算部１１９４や加算部１１９５も必要としない。このようにレンダリング演算部１９は、従来に比して低処理量で明瞭な陰影付けを行なうことができる。

また、コントラストが（６）式に示すように、ボクセル値と定数との積であるのに対して、（１１）式は、ボクセル値のべき乗である。従って、（１１）式を用いる方が、コントラストを用いた場合に比して、より大きな陰影差を生じさせることができる。ここで、コントラストを（６）式のように直線的な補正ではなく、ガンマカーブを用いて曲線的に補正する方法が考えられる。コントラストによる補正は、レンダリング後すなわち複数のボクセル値を重みづけ加算した後のピクセルに対して行なわれる。従って、個々のボクセル値に応じた陰影付けが行なわれない。それに対して、（１１）式の環境光の項による陰影付けは、（７）式の拡散反射光の項や（９）式の鏡面反射光の項による陰影付けと同様、レンダリング時に行なわれる。従って、（１１）式の環境光の項による陰影付けは、個々ボクセル値に応じた陰影付けなので、（７）式の拡散反射光の項や（９）式の鏡面反射光の項による陰影付けと同様の効果を得やすい。

（１１）式中のボクセルＣｖ_ｉのべき乗Ｃｖ_ｉ ^γの演算方法について説明する。典型的には、レンダリング演算部１９は、Ｃｖ_ｉ ^γを得るためのテーブルを保持している。図３は、テーブルの一例を示す図である。図３に示すように、テーブルは、（１１）式の複数のパラメータを入力として、Ｃｖ_ｉ ^γを出力する。入力パラメータは、ボクセルｉのボクセル値Ｃｖ_ｉやべき乗値γである。実数γの値は、１より大きければ、どのような値でも良い。しかし、実数γの値が大きすぎると、陰影が強くなり過ぎて不適格な画像となる。そのため、実数γの値は、例えば、１．５〜２．０の値が適当である。実数γの値は、予め任意の値に設定されていても良いし、入力部２３を介してユーザにより任意に設定可能である。なお、Ｃｖ_ｉ ^γを得る際に、レンダリング演算部１９は、ＣＰＵやＧＰＵを用いて（１１）式をそのまま演算しても良い。しかし、テーブルを用いた方が処理量は少なく、画像表示に関するリアルタイム性が良い。

なお、上記構成においてレンダリング演算部１９は、超音波診断装置に内蔵されるとした。しかしながら本実施形態はこれに限定する必要はない。例えば、レンダリング演算部１９は、ワークステーション等の画像処理装置に内蔵されるとしてもよい。この場合、画像処理装置は、ボクセルデータ記憶部１７、レンダリング演算部１９、表示部２１、及び入力部２３を備え、超音波診断装置により生成されたボリュームデータに対して上記の（１１）式を用いたレンダリングを行なう。

また、レンダリング演算部１９の処理対象は、超音波診断装置により発生されたボリュームデータのみに限定されない。すなわちレンダリング演算部１９は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置や磁気共鳴イメージング装置、核医学診断装置等のモダリティにより発生されたボリュームデータも処理対象に含む。この場合、画像処理装置のボクセルデータ記憶部１７は、これらモダリティにより発生されたボリュームデータを記憶し、レンダリング演算部１９は、ボクセルデータ記憶部１７に記憶されているボリュームデータを読み出して、上記のレンダリングを行なう。

また、レンダリング演算部１９は、環境光の項ではなく、拡散反射光の項、あるいは鏡面反射光の項を用いてレンダリングを行なってもよい。拡散反射光の項を用いる場合、レンダリング演算部１９は、拡散反射光の項に含まれるボクセル値Ｃｖ_ｉを１より大きい実数γでべき乗する。すなわち、（７）式のボクセル値Ｃｖ_ｉをボクセル値ＣＶ_ｉ ^γに置き換えればよい。拡散反射光の項を演算するためには、法線を演算しなければならないが、他の項すなわち環境光の項と鏡面反射光の項とを演算する必要がなくなる。これにより低処理量で明瞭な陰影付けが実行できる。鏡面反射光の項を用いる場合も同様に、レンダリング演算部１９は、鏡面反射光の項に含まれるボクセル値Ｃｖ_ｉを１より大きい実数γでべき乗する。すなわち、（９）式のボクセル値ＣＶ_ｉをボクセル値ＣＶ_ｉ ^γに置き換えればよい。

かくして本実施形態によれば、画像データに対して明瞭な陰影づけを低処理量で行なうことが可能な超音波診断装置及び画像処理装置の提供を実現する。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。

（変形例１）
図４は、本実施形態の変形例１に係わる超音波診断装置の構成図である。図４に示すように変形例１に係わる超音波診断装置は、超音波プローブ１、送信部３、受信部５、走査制御部７、Ｂモード処理部９、カラーモード処理部１１、ＲＡＷデータ記憶部１３、スキャンコンバージョン部１５、ボクセルデータ記憶部１７、レンダリング演算部１９１、表示部、及び入力部２３を備える。なお以下の説明において、本実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

レンダリング演算部１９１は、環境光の項として、（１１）式を多項式に発展させた（１４）式を用いる。レンダリング演算部１９１は、この（１４）式に従って複数のボクセルを超音波画像上のピクセルに投影する。（１４）式を用いたレンダリングにより、超音波画像の各ピクセルのピクセル値ＣＩａ´が算出される。レンダリング演算部１９１は、全てのピクセルについてピクセル値ＣＩａ´を算出することにより、超音波画像のデータを発生する。

（１４）式に示すように変形例１に関わる環境光の項は、複数の実数γ_ｋでべき乗する複数のべき乗項を線形加算する級数項を含んでいる。なおβは、定数の係数である。また、γ０、γ１、…、γｍ−１のうちの少なくとも１つは、１より大きい実数である。１より大きいべき乗値γｋを含む項が（１４）式の中で支配的であれば、（１１）式と同様に明瞭な陰影付けが可能となる。例えば、γ２が１より大きい実数であるとすると、β_２がβ_ｋ（但しｋ≠２）よりも遥かに大きければ、β_２Ｃｖ^γ２は（１４）式の中で支配的であるといえる。

（１４）式中の級数項Σβ_ｋＣｖ_ｉ ^γｋの演算方法について説明する。典型的には、レンダリング部は、級数項Σβ_ｋＣｖ_ｉ ^γｋを得るためのテーブルを保持している。図５に示すように、テーブルは、（１４）式の複数のパラメータを入力として、級数項Σβ_ｋＣｖ_ｉ ^γｋを出力する。入力パラメータは、ボクセルｉのボクセル値Ｃｖ_ｉや、実数γ、係数βである。予め任意の値に設定されていてもよいし、実数γや係数βは、ユーザにより入力部２３を介して任意に設定可能である。なお、級数項Σβ_ｋＣｖ_ｉ ^γｋを得る際に、レンダリング演算部１９１は、ＣＰＵやＧＰＵを用いて（１４）式をそのまま演算しても良い。しかし、テーブルを用いた方が処理量は少なく、画像表示に関するリアルタイム性が良い。

（変形例２）
図６は、本実施形態の変形例２に係わる超音波診断装置の構成図である。図６に示すように変形例２に係わる超音波診断装置は、超音波プローブ１、送信部３、受信部５、走査制御部７、Ｂモード処理部９、カラーモード処理部１１、ＲＡＷデータ記憶部１３、スキャンコンバージョン部１５、ボクセルデータ記憶部１７、レンダリング演算部１９２、表示部２１、及び入力部２３を備える。なお以下の説明において、本実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

レンダリング演算部１９２は、環境光の項として、（１１）式を積分式に発展させた（１５）式を用いる。レンダリング演算部１９２は、この（１５）式に従って複数のボクセルを超音波画像上のピクセルに投影する。（１５）式を用いたレンダリングにより、超音波画像の各ピクセルのピクセル値ＣＩａ´が算出される。レンダリング演算部１９２は、全てのピクセルについてピクセル値ＣＩａ´を算出することにより、超音波画像のデータを発生する。

（１５）式に示すように、変形例２に係る環境光の項は、べき乗値γ（ｘ）を変数とした積分項を含んでいる。ここで、積分領域の中でべき乗値γ（ｘ）が１より大きい領域が存在しなければならない。すなわち、べき乗値γ（ｐ）からべき乗値γ（ｑ）のうち、１より大きいべき乗値γ（ｘ）が存在しなければならない（但し、ｐ≦ｘ≦ｑ）。そして積分領域の中で１より大きいべき乗値γ（ｘ）を含む領域が（１５）式の中で支配的であれば、（１１）式と同様に明瞭な陰影付けが可能となる。

式（１５）中の積分項∫β（ｘ）Ｃｖ_ｉ ^γ（ｘ）ｄｘの演算方法について説明する。典型的には、レンダリング演算部１９２は、積分項∫β（ｘ）Ｃｖ_ｉ ^γ（ｘ）ｄｘを得るためのテーブルを保持している。図７に示すように、テーブルは、（１５）式の複数のパラメータを入力として、積分項∫β（ｘ）Ｃｖ_ｉ ^γ（ｘ）ｄｘを出力する。入力パラメータは、ボクセルｉのボクセル値Ｃｖ_ｉや、積分範囲ｐ、ｑ、係数β、実数γである。積分範囲ｐ、ｑや係数β、実数γは、予め任意の値に設定されていてもよいし、ユーザにより入力部２３を介して任意に設定可能である。なお、ピクセル値ＣＩａ´を得る際に、レンダリング演算部１９２は、ＣＰＵやＧＰＵを用いて（１５）式をそのまま演算しても良い。しかし、テーブルを用いた方が処理量は少なく、画像表示に関するリアルタイム性が良い。

（変形例３）
図８は、本実施形態の変形例３に係わる超音波診断装置の構成図である。図８に示すように変形例３に係わる超音波診断装置は、超音波プローブ１、送信部３、受信部５、走査制御部７、Ｂモード処理部９、カラーモード処理部１１、ＲＡＷデータ記憶部１３、スキャンコンバージョン部１５、ボクセルデータ記憶部１７、レンダリング演算部１９３、表示部２１、及び入力部２３を備える。なお以下の説明において、本実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

レンダリング演算部１９３は、環境光の項として、（１４）式と（１５）式とを混合した（１６）式を用いる。レンダリング演算部１９３は、この（１６）式に従って複数のボクセルを超音波画像上のピクセルに投影する。（１６）式を用いたレンダリングにより、超音波画像の各ピクセルのピクセル値ＣＩａ´が算出される。レンダリング演算部１９２は、全てのピクセルについてピクセル値ＣＩａ´を算出することにより、超音波画像のデータを発生する。

ここで関数ｆ_ｉ（ｋ；ｘ）は、以下の（１７）式で定義される関数である。

ここで、級数の項でべき乗値γｋが１より大きい項、または積分領域の中でべき乗値γ（ｘ）が１より大きい領域が存在しなければならない。そして級数の項または積分領域の中で１より大きいべき乗値を含む項、または領域が（１６）式の中で支配的であれば、（１１）式と同様に明瞭な陰影付けが可能となる。

（１６）式中の関数ｆ_ｉ（ｋ；ｘ）、すなわち級数項と積分項との和の演算方法について説明する。典型的には、レンダリング演算部１９３は、関数ｆ_ｉ（ｋ；ｘ）を得るためのテーブルを保持している。テーブルは、図９に示すように、（１６）式の複数のパラメータを入力として、関数ｆ_ｉ（ｋ；ｘ）を出力する。入力パラメータは、ボクセルｉのボクセル値Ｃｖ_ｉや、実数γ、係数β、積分範囲ｐ、ｑである。また、テーブルは、変形例１に係わるテーブル（図５）と変形例２に係わるテーブル（図７）との組み合わせでも良い。なお、関数ｆ_ｉ（ｋ；ｘ）を得る際に、レンダリング演算部１９３は、ＣＰＵやＧＰＵを用いて（１５）式をそのまま演算しても良い。しかし、テーブルを用いた方が処理量は少なく、画像表示に関するリアルタイム性が良い。

（変形例４）
図１０は、本実施形態の変形例４に係る超音波診断装置の構成図である。図１０に示すように変形例４に係る超音波診断装置は、超音波プローブ１、送信部３、受信部５、走査制御部７、Ｂモード処理部９、カラーモード処理部１１、ＲＡＷデータ記憶部１３、Ｃｖ_ｉ ^γ演算部１４、スキャンコンバージョン部１５、ボクセルデータ記憶部１７、レンダリング演算部１９´、表示部２１、及び入力部２３を備える。なお以下の説明において、本実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

Ｃｖ_ｉ ^γ演算部１４は、ＲＡＷデータ記憶部１３に記憶されているＲＡＷデータ（空間状の各点におけるデータなのでボクセルデータの一種）を用いてＣｖ_ｉ ^γを演算する。すなわちＣｖ_ｉ ^γ演算部１４は、ＲＡＷデータ上の各点の値を１より大きい実数γでべき乗する。この実数γでべき乗されたＲＡＷデータは、スキャンコンバージョン部１５に供給される。

レンダリング演算部１９´は、スキャンコンバージョン部１５により発生されたボリュームデータをレンダリングして超音波画像のデータを発生する。発生された超音波画像のデータは、本実施形態に係るレンダリング演算部１９により発生された超音波画像のデータと同様に、明瞭な陰影付けが成されている。

ＲＡＷデータは、スキャンコンバージョン後のボクセルデータよりもボクセル数が少ない。従って変形例４のようにスキャンコンバージョン前にＣｖ_ｉ ^γを計算する方が、スキャンコンバージョン後にＣｖ_ｉ ^γを計算するよりも、Ｃｖ_ｉ ^γの演算時間が減少する。従って変形例４によれば、Ｃｖ_ｉ ^γ演算や超音波画像発生のリアルタイム性が向上する。

また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

以上本発明によれば、画像データに対して明瞭な陰影づけを低処理量で行なうことが可能な超音波診断装置及び画像処理装置の提供を実現することができる。

１…超音波プローブ、３…送信部、５…受信部、７…走査制御部、９…Ｂモード処理部、１１…カラーモード処理部、１３…ＲＡＷデータ記憶部、１５…スキャンコンバーション部、１７…ボクセルデータ記憶部、１９…レンダリング演算部、２１…表示部、２３…入力部

Claims (7)

1. 超音波を送受波する超音波プローブと、
   前記超音波プローブを介して被検体へ向けて超音波を繰り返し送信する送信部と、
   前記超音波プローブを介して前記被検体で反射された超音波をエコー信号として繰り返し受信する受信部と、
   前記繰り返し受信されたエコー信号に基づいて、前記被検体に関するボリュームデータを構成する複数のボクセルのデータを発生するボクセル発生部と、
   前記発生された複数のボクセルに対して、前記ボクセルのボクセル値を１より大きい実数でべき乗するべき乗項を含むレンダリングをして２次元の超音波画像のデータを発生する画像発生部と、
   を具備する超音波診断装置。
2. 前記超音波画像発生部は、前記レンダリングにおいてフォンの照明モデルを用い、
   前記１より大きい実数でべき乗するべき乗項は、前記フォンの照明モデルにおける環境光の項、拡散反射光の項、又は鏡面反射光の項に含まれる、請求項１記載の超音波診断装置。
3. 前記環境光の項、拡散反射光の項、又は鏡面反射光の項は、前記ボクセル値を実数でべき乗する複数のべき乗項の線形加算を含み、前記複数のべき乗項のうちの少なくとも１つに前記１より大きい実数でべき乗するべき乗項を含む、請求項２記載の超音波診断装置。
4. 前記環境光の項、拡散反射光の項、又は鏡面反射光の項は、前記ボクセル値を実数でべき乗するべき乗項の積分項を含み、前記積分項は、前記実数を変数とし、前記積分項の積分領域は、前記実数が１より大きい領域を含む、請求項２記載の超音波診断装置。
5. 前記環境光の項、拡散反射光の項、又は鏡面反射光の項は、前記ボクセル値を実数でべき乗する複数のべき乗項の級数項と、前記ボクセル値を実数でべき乗するべき乗項の積分項とを含む、請求項２記載の超音波診断装置。
6. 前記１より大きい実数でべき乗されるボクセルのデータは、ＲＡＷデータにおけるボクセルデータである、請求項１記載の超音波診断装置。
7. ボリュームデータを構成する複数のボクセルのデータを記憶する記憶部と、
   前記複数のボクセルに対して、前記ボクセルのボクセル値を１より大きい実数でべき乗するべき乗項を含むレンダリングをして２次元の画像のデータを発生する画像発生部と、
   を具備する画像処理装置。

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