JP2883584B2 - 超音波画像処理装置及び方法 - Google Patents

超音波画像処理装置及び方法

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Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は画像処理装置及び方
法に関し、特に、立体画像と投影画像の両者の性質を合
わせもったような新しい三次元画像（特に、三次元超音
波画像）を形成する装置及び方法に関し、またそのよう
な三次元画像の処理を迅速に行うことができる装置及び
方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波診断装置におけるリアルタイムＢ
モード表示では、生体内の組織の断面が白黒の濃淡画像
として表示される。レントゲン像が透視像であるのに対
し、この超音波断層画像は単純な断面の像であり、空間
的な把握が困難であるという面がある。すなわち、レン
トゲン像では、皮膚を通して患者の体内を透かして見た
ような画像が得られ、例えば、観察対象となった臓器の
全体構造やその前後の組織との関係などを把握・認識し
ながら、当該臓器の観察を行えるという利点がある。一
方、単なる超音波断層画像では、超音波ビームが走査さ
れた走査面のみの情報しか画像化されず、その臓器の全
体構造やその前後の他の組織との関係などは画像として
現れない。それゆえ、他の部位を観察したければ超音波
探触子を移動・傾斜させて、走査面自体を変更させる必
要があるが、いずれにしても三次元的に（空間的に）組
織を把握するのは困難である。
【０００３】そこで、走査面をその面と直交する方向に
移動させて三次元領域内でエコーデータを取り込み、画
像処理により三次元画像を形成することが提案されてい
る。しかし、この従来方法では、三次元領域内のエコー
データをいったん三次元エコーメモリに格納した上で所
定の順序でデータを読み出して処理を行うことが必要と
され、画像処理のためにはデータ処理に時間がかかり、
リアルタイムで画像を形成することが全く困難であっ
た。また、表面抽出により臓器の表面を立体的に濃淡表
示するものであるために、臓器表面と臓器内部の情報を
併せて画像化するようなことはできなかった。従来、エ
コーデータを積算して積算画像を形成することも提案さ
れているが、その積算画像は奥行き感のないものであ
る。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】以上のように、従来に
おいては、三次元領域内の各エコーデータがいったん三
次元エコーデータメモリに書き込まれた後に、読み出さ
れて画像処理されており、そのようなデータの書き込み
・読み出しのために、データの取り込みと同期して画像
処理を行うことができなかった。また、従来において
は、組織表面と内部を同時に画像化することや所望の透
明度をもって組織内部を立体的に観察することはでき
ず、このため新しい画像処理法が要望されていた。
【０００５】これらの問題は、医療の分野で使用される
超音波診断装置に限られず、超音波などの測定波を三次
元領域に送受波し、その三次元領域全体又はその領域内
の物体を画像化する他の装置でも指摘されている。
【０００６】本発明は、上記従来の課題に鑑みなされた
ものであり、その目的は、奥行き感（立体感）が得ら
れ、同時にレントゲン像のような性質（透過性）をもっ
た画像を形成できる画像処理装置及び方法を提供するこ
とにある。
【０００７】また、本発明の目的は、そのような画像を
迅速に形成できる画像処理装置及び方法を提供すること
にある。
【０００８】また、本発明の目的は、形成される画像の
奥行き感と透明度のバランスを自在に調整できる画像処
理装置及び方法を提供することにある。
【０００９】また、本発明の目的は、画像処理法として
知られているボリューム・レンダリング（Volume Rende
ring）法を改良・発展させ、三次元計測に適合する新し
い画像処理法を提供することにある。
【００１０】また、本発明の目的は、計測対象となった
三次元領域内において処理範囲を適切に設定でき、目的
とする物体を的確に画像化できる画像処理装置及び方法
を提供することにある。
【００１１】また、本発明の目的は、生体内部の組織・
臓器をあたかも光に照らされているかのように表現でき
る超音波画像処理装置及び方法を提供することにある。
【００１２】また、本発明の目的は、従来の三次元画像
処理で必要とされていた三次元データメモリを排除で
き、迅速な処理を行える画像処理装置及び方法を提供す
ることにある。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
（１）上記目的を達成するために、本発明は、超音波ビ
ームに沿って開始ボクセルから終了ボクセルまでボクセ
ル処理を順次行うことにより、その超音波ビームに対応
する画素の画素値を求める超音波画像処理装置であっ
て、エコー値ｅi に基づきボクセルi の不透明度αi を
演算する不透明度演算手段と、エコー値ｅiに基づきボ
クセルi の透明度βi を演算する透明度演算手段と、エ
コー値ｅi に不透明度αi を乗算し、ボクセルi の発光
量を演算する発光量演算手段と、１つ前のボクセルi-1
の出力光量にボクセルi の透明度βi を乗算し、ボクセ
ルi の透過光量を演算する透過光量演算手段と、前記発
光量と前記透過光量とを加算し、ボクセルi の出力光量
を求める光量加算手段と、を含み、終了ボクセルの出力
光量を画素値に対応させて超音波画像を形成することを
特徴とする。
【００１４】上記構成によれば、三次元領域内で超音波
ビームが三次元的に走査され、その三次元領域内の各位
置でエコー値ｅi （すなわちエコーデータ）が取り込ま
れる。ここで、その三次元領域は、多数の「ボクセル」
の集合体として仮定される。このモデルでは、各ボクセ
ルは標本点（サンプル・ボリューム）に相当し、各ボク
セルは「ボクセル値」としてエコー値ｅi を有する。ま
た、各ボクセルには、後述のように「不透明度」及び
「透明度」が定義される。
【００１５】本発明では、この三次元領域に対し、各画
素に対応する仮想的な透視線が複数設定される。そし
て、各透視線ごとにボクセル処理がなされ、すなわち、
所定の開始ボクセルから所定の終了ボクセルまで、各ボ
クセルのエコー値ｅi が逐次的にボクセル処理され、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。
【００１６】本発明の好適な態様では、透視線は超音波
ビーム方向に設定され、換言すれば、超音波ビームに沿
ってボクセル処理が実行される。これにより、順次取り
込まれるエコーデータを時系列順で逐次的にリアルタイ
ム処理でき、また、従来装置において必要であった三次
元データメモリを不要にすることができる。すなわち、
本発明によれば、取り込まれたエコーデータはその取り
込み順序で処理され、三次元データメモリにいったんす
べてのエコーデータを格納させなくても、データ処理を
十分に行える。なお、超音波ビームと透視線とを一致さ
せない場合には、三次元領域の外部に視点を設定し、そ
の視点から複数の透視線を放射状に設定することにな
る。
【００１７】上記のボクセル処理は、透視線上の開始ボ
クセル（通常は、原点に最も近い最初のボクセル）から
所定の終了条件が満たされる終了ボクセルまで順次行わ
れる。なお、透視線が超音波ビームとして定義される場
合には、開始ボクセルは、通常、最も送受波器（超音波
探触子など）に近いボクセルとなる。ただし、ノイズの
影響を避けるために、送受波器近傍のボクセルについて
は処理対象としないことも可能であり、この場合には所
定の深さのボクセルを開始ボクセルとし、そこからボク
セル処理を行う。
【００１８】各ボクセルi のボクセル処理においては、
まず、ボクセルi のエコー値ｅi に基づき不透明度αi
と透明度βi が定義される。そして、エコー値ｅi に不
透明度αi が乗算されてボクセルｉの発光量が演算さ
れ、また、１つ前のボクセルi-1 の出力光量にボクセル
i の透明度βi が乗算されてボクセルi の透過光量が演
算される。
【００１９】ここで、不透明度αi は、ボクセルi につ
いての周囲への超音波の拡散・散乱の度合いに関わるも
ので、発光量は、ボクセルi の音源（光源）としての強
さを表すものと思われる。一方、透明度βi は、超音波
の透過率に関わるもので、透過光量は、ボクセルi を伝
達媒体として見た場合にその伝達率に相当するものと思
われる。このような発光量と透過光量とが加算されてボ
クセルi の出力光量が演算される。ここで、出力光量は
ボクセルi の画素値への寄与度を表すものである。この
出力光量は、次のボクセルのボクセル処理（透過光量の
演算）に引き渡される。
【００２０】以上のボクセル処理が最終ボクセルに到達
すると、その最終ボクセルの出力光量が画素値に変換さ
れる。そして、各透視線の画素値が求まれば、それらの
画素値の集合として１枚の超音波画像が形成される。
【００２１】この超音波画像は、透視画像としての性格
と立体画像としての性格とを併せて有することが実験に
より確認されている。すなわち、生体内の組織をレント
ゲン写真のように透かして表現でき、その一方、超音波
三次元画像のような奥行き感をもって表現できる。よっ
て、例えば胎児の表面と内部の同時観察などを行うこと
ができ、疾病診断に当たって組織の三次元的な把握を容
易に行うことができる。
【００２２】もちろん、不透明度及び透明度の定義を変
化させることによって、所望の画質の超音波画像を構成
でき、例えば透明感を強調したり、または立体感を強調
したりすることができる。あるいは、組織表面を強調し
たり、または組織内部を強調することができる。このよ
うな設定は、実験結果に基づいて自動的に行うことがで
き、あるいは画像表示を確認しながらオペレータがつま
みをリアルタイムで操作することにより実現することも
できる。
【００２３】（２）本発明の好適な態様では、前記不透
明度αi は、０以上１以下の範囲内で設定され、前記透
明度βi は（１−αi ）で設定される。
【００２４】（３）本発明の好適な態様では、前記不透
明度αi は、エコー値ｅi をパラメータとする関数によ
り定義される。ここで、前記関数はエコー値ｅi の増大
に対して不透明度αi が増大する非線形関数であること
が望ましい。
【００２５】（４）本発明の好適な態様では、前記関数
に含まれる係数を可変させる係数調整手段を含む。かか
る構成によれば、例えば、表示させる深さを調節するこ
とができ、また表面画像から透過画像まで自在に調整で
きる。
【００２６】（５）本発明の好適な態様では、前記終了
ボクセルを判定する終了判定手段を含む。ここで、前記
終了判定手段は、望ましくは、設定された深さまでボク
セル処理が到達した場合に前記終了ボクセルを判定す
る。また、前記判定終了手段は、望ましくは、開始ボク
セルから各ボクセルごとにその不透明度αi を加算し、
その加算値が所定の終了判定値となった場合に終了ボク
セルを判定する。ここで、前記終了判定値は望ましくは
１である。
【００２７】すなわち、上記の終了判定手段は、処理が
予め設定された深さのボクセル（あるいは最後のボクセ
ル）に到達した場合や、逐次加算した不透明度αi が終
了判定値（通常は１）に達した場合に終了を判定するも
のである。よって、逐次加算される各不透明度αi の値
が透視線全体にわたって大きければ、比較的早い段階で
処理が終了することになり、例えば組織の表面まで透視
して画像表現が終了することになる。組織表面は比較的
エコー値が大きいので、終了判定条件を適宜設定すれば
組織表面でボクセル処理を終了させて、組織の表面画像
を形成できる。すなわち、しきい値法などを利用するこ
と無く表面抽出を行える。
【００２８】（６）本発明の好適な態様では、前記開始
ボクセルを設定する手段を有する。ここで、開始ボクセ
ルは例えば透視線（超音波ビーム）上の最初のボクセル
であり、あるいは、人為的に又は自動的に設定された深
さのボクセルである。
【００２９】（７）本発明の好適な態様では、前記不透
明度演算手段は、各エコー値ｅi に対する不透明度αi
を対応付けたテーブルで構成され、前記透明度演算手段
は、各エコー値ｅi に対する透明度βi を対応付けたテ
ーブルで構成される。このようなテーブルを利用するこ
とにより処理時間を短縮できる。
【００３０】（８）本発明の好適な態様によれば、超音
波の送受波により得られた受信信号を対数増幅する対数
増幅器を有する。実験によれば、このような対数増幅後
にボクセル処理を行うことにより、より良好な超音波画
像を形成できることが確認されている。
【００３１】（９）また、上記目的を達成するために、
本発明は、三次元領域に対して測定波を送受波し、三次
元領域を構成する各ボクセルごとにボクセル値ｅi を取
り込む送受波手段と、前記三次元領域を通過する仮想的
な透視線を設定し、その透視線に沿って開始ボクセルか
ら終了ボクセルまでボクセル処理を順次行うことによ
り、その透視線に対応する画素の画素値を求める画像処
理手段と、を含む装置であって、前記画像処理手段は、
ボクセル値ｅi に基づきボクセルi の不透明度αiを演
算する不透明度演算手段と、ボクセル値ｅi に基づきボ
クセルi の透明度βi を演算する透明度演算手段と、ボ
クセル値ｅi と不透明度αi とに基づいて、ボクセルi
の発光量を演算する発光量演算手段と、１つ前のボクセ
ルi-1 の出力光量とボクセルi の透明度βi とに基づい
て、ボクセルi の透過光量を演算する透過光量演算手段
と、前記発光量と前記透過光量とに基づいて、ボクセル
i の出力光量を求める出力光量演算手段と、を含み、終
了ボクセルの出力光量を画素値に対応させて前記三次元
領域の画像を形成することを特徴とする。
【００３２】上記測定波は、例えば超音波であり、本発
明は、生体の超音波診断を行う場合の他に、生体以外の
物体の超音波診断を行う場合（例えば金属探傷、ソナ
ー）や魚群探知機にも適用できる。
【００３３】（１０）また、上記目的を達成するため
に、本発明は、三次元領域を通過する仮想的な透視線上
で、開始ボクセルから終了ボクセルまでボクセル処理を
順次行って、透視線に対応する画素の画素値を求める画
像処理方法において、ボクセル値ｅi によりボクセルi
の不透明度αi （０≦αi ≦１）を演算する工程と、ボ
クセルi の透明度（１−αi ）を演算する工程と、ボク
セル値ｅi に不透明度αiを乗算し、ボクセルi の発光
量を演算する工程と、１つ前のボクセルi-1 の出力光量
にボクセルｉの透明度（１−αi ）を乗算し、ボクセル
i の透過光量を演算する工程と、前記発光量と前記透過
光量とを加算し、ボクセルi の出力光量を求める工程
と、を含み、終了ボクセルの出力光量を画素値とするこ
とを特徴とする。ここで、望ましくは、前記不透明度α
i は、k1及びk2を係数として、αi ＝k1・ｅi k2により
演算される。
【００３４】（１１）また、上記目的を達成するため
に、本発明は、三次元領域を通過する仮想的な透視線上
で、開始ボクセルから終了ボクセルまでボクセル処理を
順次行うことにより、透視線に対応する画素の画素値を
求める超音波画像処理装置において、ボクセル値ｅi に
基づきボクセルi の不透明度αi を演算する不透明度演
算手段と、前記ボクセル値ｅi 、前記不透明度αi 、及
び、１つ前のボクセルi-1 の出力光量に相当する入力光
量ＣINi に基づいて、ボクセルi の出力光量ＣOU Tiを演
算する出力光量演算手段と、を含み、終了ボクセルの出
力光量を画素値に対応させて画像を形成することを特徴
とする。
【００３５】本発明の好適な態様では、前記透視線は超
音波ビームに相当する。また、本発明の好適な態様で
は、前記出力光量演算手段は、ＣINi ＋αi ・（ｅi −
ＣINi）の演算により、出力光量ＣOUTiを演算する。
【００３６】（１２）また、上記目的を達成するため
に、本発明は、超音波ビームを三次元領域で走査するこ
とにより得られたエコー値に基づき前記三次元領域を画
像化した超音波画像を形成する画像処理手段を含む超音
波画像処理装置において、前記画像処理手段は、前記超
音波ビームに沿った時系列順で入力される各エコー値に
対して逐次処理を行って、当該超音波ビーム上の複数の
エコー値が反映された画素値を演算し、各超音波ビーム
ごとに前記画素値が演算され、それらの画素値の集合と
して前記三次元領域を画像化した超音波画像が形成され
ることを特徴とする。
【００３７】上記構成によれば、各エコー値がその取り
込み順序で逐次的に処理され、これにより超音波ビーム
ごとに画素値が演算される。すなわち、この構成によれ
ば、各エコー値を三次元データメモリにいったん格納す
ることなく、その時系列順で処理できるので、超音波の
送受波と同期したデータ処理を実現できる。従来から、
三次元領域を画像化した超音波画像（積算画像、投影画
像を含む）の実時間処理が強く要望されていたが、本発
明によれば、以上のような簡単な構成によってその要望
に応えることができる。
【００３８】（１３）本発明の好適な態様では、前記逐
次処理では、前のエコー値の演算結果が次のエコー値の
演算で利用され、終了点のエコー値に対する演算結果と
して画素値が決定される。
【００３９】また、本発明の好適な態様では、超音波ビ
ームに沿って各エコー値を参照することにより、各超音
波ビームごとに前記終了点を判定する終了判定手段を含
む。また、本発明の好適な態様では、前記終了判定手段
が有する終了判定条件を設定するための終了条件設定手
段を有する。
【００４０】また、本発明の好適な態様では、超音波ビ
ームの走査により取り込まれた各エコー値が三次元デー
タメモリを介することなく前記画像処理手段に順次入力
され、前記画像処理手段は各エコー値の入力タイミング
に同期して前記逐次処理を行う。
【００４１】また、本発明の好適な態様では、前記超音
波画像は、前記三次元領域を平面上に投影した画像であ
る。ここで、その超音波画像には、上記の非透明度など
を利用したボクセル処理による立体投影画像、エコー値
を積算することにより形成される積算画像、エコー値を
投影面に投影することにより形成される投影画像、など
が含まれる。
【００４２】
【発明の実施の形態】
［原理説明］本実施形態に係る画像処理法は、公知のボ
リューム・レンダリング(Volume Rendering)法を基礎と
し、リアルタイムの画像処理（特に、超音波画像処理）
にその手法を発展させたものである。その際には、特有
の条件が加味されている。そこで、まず本実施形態に係
る画像処理法の原理について、図１〜図３を用いて説明
する。
【００４３】図１（Ａ）に示すように、Ｙ方向に向く超
音波ビームがＸ方向に走査されると、走査面１０が形成
される。この走査面１０をＺ方向に移動させると、周知
のように三次元エコーデータ取込み空間１２が形成され
る。この三次元エコーデータ取込み空間１２に対して、
各超音波ビームに沿って本実施形態に係るボクセル処理
を行い、投影面１６上に三次元エコーデータ取込み空間
１２を投影したものが、図１（Ｂ）の超音波画像１００
である。超音波画像１００では、そのＸ方向の１ライン
１００ａが１つの走査面１０に相当する。換言すれば、
超音波ビーム（透視線）１本が超音波画像１００内の１
画素に相当する。
【００４４】ここで、取り込まれたエコーデータの時系
列順でそのエコーデータに対して以下に詳述するボクセ
ル処理が行われるので、各エコーデータを三次元エコー
データメモリにいったん蓄積して画像形成に必要な順序
でエコーデータを読み出す必要はなく、データ取り込み
と同期したデータ処理が可能となる。
【００４５】さて、図２及び図３には、ボクセル２０の
概念が示されている。１つのボクセルは、受信信号をＡ
／Ｄ変換して得られた１つのエコーデータに相当し、換
言すれば、そのＡ／Ｄ変換レートの１周期に相当するボ
リューム（標本点）に相当するものである。すなわち、
超音波ビームは、多数のボクセルの集合体として仮定さ
れる。図２には各ボクセルがｉ−１からＬLASTまで示さ
れている。最初のボクセルから順次処理を行って得られ
た値が超音波画像を構成する１画素の輝度値Ｐ（ｘ，
ｙ）に対応する。
【００４６】ここで、各ボクセルに対し、不透明度αと
透明度β［本実施形態ではβ＝（１−α）］を定義する
ことにする。不透明度αは、図３に示すようにボクセル
の周囲への自発的な発光に相当するものである。透明度
（１−α）は１つ前のボクセルからの光に対する当該ボ
クセル中の透過度合いに相当するものである。不透明度
αは０≦α≦１の範囲に設定され、本実施形態におい
て、その不透明度はエコーデータ（エコー値）の関数と
して定義される。具体的には、例えば、
【数１】 α＝k1・ｅk2 …（１） として定義される。ここで、ｅはエコーデータの値であ
り、またk1は定数（係数）である。k2としては望ましく
は１よりも大きい数値が代入され、例えばk2＝２又は３
である。すなわち、エコーデータの値ｅに対してαは非
線形に変化する。なお、定数k1は可変できるように構成
するのが望ましい。
【００４７】図２に示されるように、あるボクセルｉに
は、入力光量ＣINi と出力光量ＣOU Tiとが定義され、そ
の入力光量ＣINi は１つ前のボクセルｉ−１の出力光量
ＣOU Ti-1に等しい。すなわち、
【数２】 ＣINi ＝ＣOUTi-1 …（２） の関係がある。ただし、ボクセル処理が開始される開始
ボクセルにおいてはＣIN 1 ＝０である。
【００４８】各ボクセルには、上記の不透明度αと透明
度（１−α）に基づいて、発光量と透過光量が定義され
る。すなわち、ボクセルｉの発光量は、不透明度とエコ
ーデータの積として定義され、αi ・ｅi である。ボク
セルｉの透過光量は透明度と入力光量の積として定義さ
れ、（１−αi ）・ＣINi である。
【００４９】本実施形態において、図４に示すように、
その発光量と透過光量は以下のように加算され、当該ボ
クセルの出力光量ＣOUTiが決定される。
【００５０】
【数３】 ＣOUTi＝（１−αi ）・ＣINi ＋αi ・ｅi …（３） ただし、上記第２式からＣINi ＝ＣOUTi-1である。すな
わち、１つ前のボクセルでの計算結果が次のボクセルの
計算に利用される。
【００５１】上記の第３式を開始ボクセルから次のボク
セルへ、そして、その次のボクセルへと順次行っていく
間において、各ボクセルの不透明度αi を加算し、その
加算値Σαi が１に到達した時点で、処理を終了させ
る。ただし、処理が最後又は設定された深さのボクセル
ＬLASTとなった場合にも処理を終了させる。すなわち、
処理の終了条件は、
【数４】 Σαi ＝１ ｏｒ ｉ＝ＬLAST …（４） である。Σαi ＝１での処理の終了は、不透明度の総和
が１に到達した時点で処理を停止させることを意味し、
もちろん、条件に応じて上記第４式の条件、特にαi の
最大加算値（終了判定値）を変更させてもよい。
【００５２】以上の終了判定がなされた時点でのボクセ
ル（最終ボクセル）の出力光量ＣOU T が、対応する画素
の輝度Ｐ（ｘ，ｙ）として利用される。そして、このよ
うな超音波ビームごとの画素値演算がすべての超音波ビ
ームについて行われると、超音波画像を構成するすべて
の画素の画素値を得られる。すなわち、１枚の超音波画
像が形成される。
【００５３】上記第３式が示すように、画素の輝度値Ｐ
（ｘ，ｙ）には、開始ボクセルから終了ボクセルまでの
すべてのエコーデータの値が反映されている。しかし、
それは従来のように単なる単純積算でなく、各ボクセル
での超音波の散乱と吸収の両方を反映したものとなって
いる。よって、あたかも光源から光が出て、各ボクセル
での散乱及び吸収を経て透過した光によって形成される
像のような奥行き感（立体感）と透明感の両者の性質を
もった超音波画像を構成できる。
【００５４】ところで、上記第３式においては、透明度
が（１−αi ）で定義され、すなわち不透明度αi によ
って透明度を表すことができるので、演算式中から透明
度の概念を見掛け上消去することができる。よって、以
下のように第３式を式変形することにより、同じ原理に
基づいて、出力光量ＣOUTiを演算できる。
【００５５】
【数５】 ＣOUTi＝（１−αi ）・ＣINi ＋αi ・ｅi …（３） ＝ＣINi ＋αi ・（ｅi −ＣINi ） …（５−１） ＝ＣINi ＋Δi …（５−２） （ここで、Δi ＝αi ・（ｅi −ＣINi ）） 上記の第５−１式は第３式を書き換えたもので、その第
２項をΔi で置き換えると、第５−２式が得られる。す
なわち、ボクセルｉの出力光量ＣOUTiは、入力光量Ｃ
INi に修正光量Δi を加算したものとして定義できる。
この５−２式においても、上記の式変形の過程を見れば
明らかなように、透明度（１−αi ）の概念は内包され
ており、原理上異ならない。
【００５６】［好適な実施形態］以下、本発明の好適な
実施形態につき図面を用いて説明する。
【００５７】図５には、本発明に係る超音波画像処理装
置の全体構成が示されており、図５はそのブロック図で
ある。
【００５８】超音波探触子２２は、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、Ｘ−Ｙ面内に走査面１０が形成される。この走査面
１０を例えば機械的にＺ方向へ走査することによって、
図１に示したような三次元エコーデータ取込み空間１２
が形成される。ここで、超音波探触子２２のＺ方向への
機械的な走査は駆動部２４によって行われており、ロー
タリーエンコーダ２６はその超音波探触子２２のＺ方向
の座標を検出する。この実施形態では駆動部２４によっ
て自動的にＺ方向へ超音波探触子２２が走査されている
が、もちろん手動により超音波探触子２２を走査させて
もよい。この場合においてもＺ方向の座標の取込みが必
要となる。なお、Ｚ座標は後述するデジタルスキャンコ
ンバータ（ＤＳＣ）２８に送られる。
【００５９】図５において、送受信部３０は超音波探触
子２２に対して送信信号を供給すると共に、超音波探触
子２２から出力された受信信号を処理するものである。
その送受信部３０から出力された受信信号は、まずアン
プ３２によって増幅された後、ＬＯＧアンプ３４におい
て対数増幅され、そしてＡ／Ｄ変換器３６にてデジタル
信号に変換された後に、画像処理部３８に送られる。画
像処理部３８は、受信信号の入力に同期して上述した図
４に示すような処理を行って、最終的に各超音波ビーム
ごとに、対応する画素の輝度値を決定し、ＤＳＣ２８に
出力する。すなわち、このＤＳＣ２８においては、それ
に内蔵された表示メモリに超音波画像１枚分の画像デー
タが格納される。この場合、各画素の画素データは超音
波ビームのＸアドレスと上述したＺアドレスとによって
特定されており、それらが表示メモリ上のＸ、Ｙアドレ
スに対応づけられ書き込まれる。ＤＳＣ２８から読み出
された画像データはＤ／Ａ変換器４０にてアナログ信号
に戻された後、表示器４２に送られ、この表示器４２に
て本実施形態に係る三次元超音波画像が表示される。
【００６０】画像処理部３８には、不透明度（オパシテ
ィ）調整部４４にて決定された係数k1が入力されてお
り、このk1によって各ボクセルの不透明度を調整するこ
とができる。
【００６１】なお、この実施形態においては、画像処理
部３８の前段に対数増幅を行うＬＯＧアンプ３４が設け
られているが、このようなＬＯＧアンプ３４を設けるこ
とによって、より超音波画像を良好なものにできること
が実験により確認されている。
【００６２】図６には、図５に示した画像処理部３８の
具体的な構成例が示されている。
【００６３】図６において、Ａ／Ｄ変換後のエコーデー
タｅi は、ラッチ回路５０においていったんラッチされ
た後、そのエコーデータｅi が発光量演算部５２，不透
明度演算部５４及び透明度演算部５６に入力される。こ
こで、発光量演算部５２は、乗算器５８で構成され、そ
の乗算器５８は、ｅi ・αi の計算を行って発光量を求
める。不透明度演算部５４は、この実施形態においてα
ＲＯＭで構成され、すなわちエコーデータｅi と不透明
度αとの関係を示すテーブルで構成されている。これと
同様に、透明度演算部５６は、（１−α）ＲＯＭで構成
され、すなわちエコーデータｅi と透明度（１−α）と
の関係を示すテーブルで構成されている。
【００６４】従って、エコーデータｅi が不透明度演算
部５４に入力されると、その出力から不透明度αi が出
力され、一方、そのエコーデータｅi が透明度演算部５
６に入力されると、その出力から透明度（１−αi ）が
出力される。
【００６５】これらの不透明度演算部５４，透明度演算
部５６，ラッチ回路５０，ラッチ回路６０及びラッチ回
路６２には、ＡＮＤゲート６４を介してサンプリングク
ロックが供給されている。このサンプリングクロック
は、図５に示したＡ／Ｄ変換器３６に入力されるＡ／Ｄ
変換のためのサンプリングクロックである。すなわち、
図６に示す各回路はＡ／Ｄ変換器３６の動作に同期して
動作する。
【００６６】透過光量演算部６６は、透明度演算部５６
から出力された透明度（１−αi ）に対してラッチ回路
６２にてラッチされた一つ前のボクセルの出力光量Ｃ
OUTi-1を乗算するものであり、具体的には乗算器６８で
構成される。すなわち、この透過光量演算部６６から当
該ボクセルの入力光量に透明度を乗算した透過光量が出
力される。
【００６７】光量加算部７０は、上述した第３式に基づ
いて、発光量と透過光量とを加算し、当該ボクセルの出
力光量ＣOUTiを出力する。具体的には、この光量加算部
７０は加算器７２により構成されている。光量加算部７
０から出力された出力光量ＣOUTiは、ゲート機能を有す
るラッチ回路７４と上述したラッチ回路６２に送られて
いる。すなわち、ラッチ回路６２を介して次のボクセル
の演算のために当該ボクセルの出力光量が帰還されてい
る。終了判定部７７は、超音波ビームに沿って行われる
上述のボクセル処理の終了判定を行うものであり、具体
的には加算器７６，ラッチ回路６０及びコンパレータ７
８で構成される。加算器７６には、当該ボクセルの不透
明度αi が順次入力されており、一方、その加算器７６
の出力はラッチ回路６０を介して帰還されて加算器７６
の他方の入力に入力されており、これによって加算器７
６の出力として不透明度を順次積算した積算値が出力さ
れることになる。コンパレータ７８は、その積算値と所
定の係数Ｋとを比較し、両者が一致した時点で終了判定
パルスを出力する。具体的には、Ｋとして１が設定され
ており、終了判定部７７は不透明度を積算しその積算値
が１に到達した時点で終了判定パルスを出力する。その
終了判定パルスは、ＡＮＤゲート６４に入力されサンプ
リングクロックの通過を停止させ、またラッチ回路７４
に送られて光量加算部７０から出力された出力光量Ｃ
OUTiのラッチすなわち通過を許容させる。その出力光量
ＣOUTiは当該超音波ビームに対応する画素の輝度値Ｐ
（ｘ，ｙ）となる。ここで、出力光量ＣOUTiを色相に対
応させることもできる。
【００６８】なお、終了判定部７７は、図６には示され
ていないが、設定された深さのボクセルまで処理が到達
した場合には、上述同様にエコーデータの処理を停止さ
せる。または、超音波ビームの最後のボクセルまで処理
が進行した場合にはその処理を停止させる。超音波ビー
ム上の開始ボクセルは、図６には示されていないが、開
始ボクセルの最初に存在するボクセルとして設定され、
あるいは自動的に又は人為的に設定された深さのボクセ
ルとして設定される。この場合、開始ボクセルの条件を
設定する開始ボクセル設定器を設けるのが望ましい。
【００６９】以上説明したように、図６に示す回路構成
によれば、各超音波ビームごとにその超音波ビームに沿
って開始ボクセルからボクセル処理が開始され、そのボ
クセル処理が各ボクセルについて行われ、その際、光量
加算部７０の出力が次のボクセル処理で利用される。そ
して、最終ボクセルの出力光量が当該超音波ビームに対
応する画素の輝度値Ｐとして利用される。１つの超音波
ビームに対する処理が終了した後、次の超音波ビームに
ついて処理がなされ、最終的に超音波画像１枚分につい
てのエコーデータの処理が完了する。その後、ＤＳＣか
らその超音波画像が読み出されて表示器４２に表示され
る。
【００７０】なお、この実施形態において不透明度は上
述した第１式に示される関数に従って決定され、その第
１式におけるk1は不透明度調整部４４によって調整可能
である。すなわち、この不透明度調整部４４によって、
表現できる深さを調整でき、また透明感や立体感などを
調整できる。
【００７１】以上の処理によって形成される超音波画像
は、レントゲン像のような透明感を有し、かつ臓器に立
体感を持たせた表現を行うことができ、診断上有用な超
音波画像を構成できる。また、従来のボリューム・リン
ダリング処理ではリアルタイムで画像処理を行うことが
きわめて困難であったが、図５及び図６に示した実施形
態によれば、超音波ビームに沿って各ボクセルの処理が
行われ、しかもテーブルが有効に利用されているため、
リアルタイムでその処理を行うことができ、実用性に優
れる。
【００７２】なお、上記実施形態においては、超音波ビ
ームに沿って各ボクセルの処理を行ったが、場合によっ
ては三次元エコーデータ取込み空間に対してその外部に
視点を設定しその視点から放射状に複数の透視線を設定
し、各透視線に沿ってボクセルの処理を行うこともでき
る。また、上記実施態様では、不透明度演算部５４と透
明度演算部５６をそれぞれ別個のＲＯＭで構成したが、
２進法回路では１つのＲＯＭを共用しつつ、ＲＯＭの出
力を反転して１の補数を求めることによって透明度を求
める構成を採用することもできる。さらに、上記実施形
態においては、係数Ｋとして１が設定されていたが、こ
の値を可変させる手段を設けることによって、リアルタ
イムで超音波画像を観察しながら超音波画像の画質を調
整してもよい。
【００７３】図７には、上述の第５−１式に基づく画像
処理部３８の他の実施形態が示されている。ＲＯＭ８２
はエコーデータｅi から不透明度αi を出力している。
一方、減算器８４は（ｅi −ＣINi ）を演算している。
そして、乗算器８６では上記５−３式に相当するΔi の
演算が行われ、上記５−２式に基づいて加算器８８では
ＣINi ＋Δi の演算が行われている。遅延器９０では次
のボクセルについての演算のために、加算器８８の出力
ＣOUTiが１ボクセル分遅延されている。その遅延器９０
の出力は次のボクセルについての入力光量ＣINi とな
り、減算器８４及び加算器８８に入力されている。
【００７４】なお、上記の各実施形態はハードウエアで
構成することも可能であるが、ソフトウエアで構成する
こともできる。
【００７５】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
生体内部を透明感をもって及び立体感をもって表現する
ことができ、診断上有用な超音波画像を提供できる。ま
た、本発明によれば、そのような画像をリアルタイムで
構成できるという利点がある。また、本発明によれば、
観察可能な範囲を自在に設定することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 三次元データ取込み空間と投影画像との関係
を示す図である。
【図２】 各ボクセルの入力光量と出力光量との関係を
示す図である。
【図３】 各ボクセルの発光量を示す図である。
【図４】 ボクセルの出力光量を説明するための図であ
る。
【図５】 本発明に係る超音波画像処理装置の全体構成
を示すブロック図である。
【図６】 図５に示す画像処理部の具体的な構成例を示
す図である。
【図７】 図５に示す画像処理部の他の実施形態を示す
図である。
【符号の説明】
２２ 超音波探触子、３４ ＬＯＧアンプ、３８ 画像
処理部、４４ 不透明度調整部、５２ 発光量演算部、
５４ 不透明度演算部、５６ 透明度演算部、６６ 透
過光量演算部、７０ 光量加算部、７７ 終了判定部。
フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61B 8/00 - 8/14

Claims (26)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 超音波ビームに沿って開始ボクセルから
    終了ボクセルまでボクセル処理を順次行うことにより、
    その超音波ビームに対応する画素の画素値を求める超音
    波画像処理装置であって、 エコー値ｅi に基づきボクセルi の不透明度αi を演算
    する不透明度演算手段と、 エコー値ｅi に基づきボクセルi の透明度βi を演算す
    る透明度演算手段と、 エコー値ｅi に不透明度αi を乗算し、ボクセルi の発
    光量を演算する発光量演算手段と、 １つ前のボクセルi-1 の出力光量にボクセルi の透明度
    βi を乗算し、ボクセルi の透過光量を演算する透過光
    量演算手段と、 前記発光量と前記透過光量とを加算し、ボクセルi の出
    力光量を求める光量加算手段と、 を含み、 終了ボクセルの出力光量を画素値に対応させて超音波画
    像を形成することを特徴とする超音波画像処理装置。
  2. 【請求項２】 請求項１記載の装置において、 前記不透明度αi は、０以上１以下の範囲内で設定さ
    れ、 前記透明度βi は（１−αi ）で設定されることを特徴
    とする超音波画像処理装置。
  3. 【請求項３】 請求項２記載の装置において、 前記不透明度αi は、エコー値ｅi をパラメータとする
    関数により定義されることを特徴とする超音波画像処理
    装置。
  4. 【請求項４】 請求項３記載の装置において、 前記関数はエコー値ｅi の増大に対して不透明度αi が
    増大する非線形関数であることを特徴とする超音波画像
    処理装置。
  5. 【請求項５】 請求項３記載の装置において、 前記関数に含まれる係数を可変する係数調整手段を含む
    ことを特徴とする超音波画像処理装置。
  6. 【請求項６】 請求項１記載の装置において、 前記終了ボクセルを判定する終了判定手段を含むことを
    特徴とする超音波画像処理装置。
  7. 【請求項７】 請求項６記載の装置において、 前記終了判定手段は、設定された深さまでボクセル処理
    が到達した場合に前記終了ボクセルを判定することを特
    徴とする超音波画像処理装置。
  8. 【請求項８】 請求項６記載の装置において、 前記判定終了手段は、開始ボクセルから各ボクセルごと
    にその不透明度αi を加算し、その加算値が所定の終了
    判定値となった場合に前記終了ボクセルを判定すること
    を特徴とする超音波画像処理装置。
  9. 【請求項９】 請求項８記載の装置において、 前記不透明度αi は、０以上１以下の範囲内で設定さ
    れ、 前記透明度βi は（１−αi ）で設定され、 前記終了判定値は１であることを特徴とする超音波画像
    処理装置。
  10. 【請求項１０】 請求項１記載の装置において、 前記開始ボクセルを設定する手段を有することを特徴と
    する超音波画像処理装置。
  11. 【請求項１１】 請求項１記載の装置において、 前記不透明度演算手段は、各エコー値ｅi に対する不透
    明度αi を対応付けたテーブルで構成されたことを特徴
    とする超音波画像処理装置。
  12. 【請求項１２】 請求項１記載の装置において、 前記透明度演算手段は、各エコー値ｅi に対する透明度
    βi を対応付けたテーブルで構成されたことを特徴とす
    る超音波画像処理装置。
  13. 【請求項１３】 請求項１記載の装置において、 超音波の送受波により得られた受信信号を対数増幅する
    対数増幅器を有することを特徴とする超音波画像処理装
    置。
  14. 【請求項１４】 三次元領域に対して測定波を送受波
    し、三次元領域を構成する各ボクセルごとにボクセル値
    ｅi を取り込む送受波手段と、 前記三次元領域を通過する仮想的な透視線を設定し、そ
    の透視線に沿って開始ボクセルから終了ボクセルまでボ
    クセル処理を順次行うことにより、その透視線に対応す
    る画素の画素値を求める画像処理手段と、 を含む装置であって、 前記画像処理手段は、 ボクセル値ｅi に基づきボクセルi の不透明度αi を演
    算する不透明度演算手段と、 ボクセル値ｅi に基づきボクセルi の透明度βi を演算
    する透明度演算手段と、 ボクセル値ｅi と不透明度αi とに基づき、ボクセルi
    の発光量を演算する発光量演算手段と、 １つ前のボクセルi-1 の出力光量とボクセルi の透明度
    βi とに基づき、ボクセルi の透過光量を演算する透過
    光量演算手段と、 前記発光量と前記透過光量とに基づき、ボクセルi の出
    力光量を求める出力光量演算手段と、 を含み、 終了ボクセルの出力光量を画素値に対応させて画像を形
    成することを特徴とする装置。
  15. 【請求項１５】 請求項１４記載の装置において、 前記透視線を測定波ビームに一致させたことを特徴とす
    る装置。
  16. 【請求項１６】 三次元領域を通過する仮想的な透視線
    上で、開始ボクセルから終了ボクセルまでボクセル処理
    を順次行うことにより、透視線に対応する画素の画素値
    を求める画像処理方法において、 ボクセル値ｅi によりボクセルi の不透明度αi （０≦
    αi ≦１）を演算する工程と、 ボクセルi の透明度（１−αi ）を演算する工程と、 ボクセル値ｅi に不透明度αi を乗算し、ボクセルi の
    発光量を演算する工程と、 １つ前のボクセルi-1 の出力光量にボクセルi の透明度
    （１−αi ）を乗算し、ボクセルi の透過光量を演算す
    る工程と、 前記発光量と前記透過光量とを加算し、ボクセルi の出
    力光量を求める工程と、を含み、 終了ボクセルの出力光量を輝度値とすることを特徴とす
    る画像処理方法。
  17. 【請求項１７】 請求項１６記載の方法において、 前記不透明度αi は、k1及びk2を係数として、αi ＝k1
    ・ｅi k2により演算されることを特徴とする画像処理方
    法。
  18. 【請求項１８】 三次元領域を通過する仮想的な透視線
    上で、開始ボクセルから終了ボクセルまでボクセル処理
    を順次行うことにより、透視線に対応する画素の画素値
    を求める超音波画像処理装置であって、 ボクセル値ｅi に基づきボクセルi の不透明度αi を演
    算する不透明度演算手段と、 前記ボクセル値ｅi 、前記不透明度αi 、及び、１つ前
    のボクセルi-1 の出力光量に相当する入力光量ＣINi に
    基づいて、ボクセルi の出力光量ＣOUTiを演算する出力
    光量演算手段と、 を含み、 終了ボクセルの出力光量を画素値に対応させて超音波画
    像を形成することを特徴とする超音波画像処理装置。
  19. 【請求項１９】 請求項１８記載の装置において、 前記透視線は超音波ビームに相当することを特徴とする
    超音波画像処理装置。
  20. 【請求項２０】 請求項１８記載の装置において、 前記出力光量演算手段は、ＣINi ＋αi ・（ｅi −Ｃ
    INi ）の演算により、出力光量ＣOUTiを演算することを
    特徴とする超音波画像処理装置。
  21. 【請求項２１】 超音波ビームを三次元領域で走査する
    ことにより得られたエコー値に基づき前記三次元領域を
    画像化した超音波画像を形成する画像処理手段を含む超
    音波画像処理装置において、 前記画像処理手段は、前記超音波ビームに沿った時系列
    順で入力される各エコー値に対して逐次処理を行って、
    当該超音波ビーム上の複数のエコー値が反映された画素
    値を演算し、 各超音波ビームごとに前記画素値が演算され、それらの
    画素値の集合として前記三次元領域を画像化した超音波
    画像が形成されることを特徴とする超音波画像処理装
    置。
  22. 【請求項２２】 請求項２１記載の装置において、 前記逐次処理では、前のエコー値の演算結果が次のエコ
    ー値の演算で利用され、 終了点のエコー値に対する演算結果として画素値が決定
    されることを特徴とする超音波画像処理装置。
  23. 【請求項２３】 請求項２２記載の装置において、 超音波ビームに沿って各エコー値を参照することによ
    り、各超音波ビームごとに前記終了点を判定する終了判
    定手段を含むことを特徴とする超音波画像処理装置。
  24. 【請求項２４】 請求項２３記載の装置において、 前記終了判定手段が有する終了判定条件を設定するため
    の終了条件設定手段を有することを特徴とする超音波画
    像処理装置。
  25. 【請求項２５】 請求項２１記載の装置において、 超音波ビームの走査により取り込まれた各エコー値が三
    次元データメモリを介することなく前記画像処理手段に
    順次入力され、 前記画像処理手段は各エコー値の入力タイミングに同期
    して前記逐次処理を行うことを特徴とする超音波画像処
    理装置。
  26. 【請求項２６】 請求項２１記載の装置において、 前記超音波画像は、前記三次元領域を平面上に投影した
    画像であることを特徴とする超音波画像処理装置。
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