JP3328165B2 - 超音波画像３次元表示装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、超音波を走査して
求めた被検体の画像を３次元的に表示する超音波画像３
次元表示装置に関し、特に、臓器などの全体像を明瞭に
表示できるようにしたものである。

【０００２】

【従来の技術】超音波３次元表示装置は、被検体に超音
波を注入し、その反射波のデータを基に、電子計算機で
レンダリング演算、つまり、指定された方向から見たと
きの投影画像の画素値を求める演算を行ない、その画像
を表示する。こうして、被検体内の臓器や胎児などを３
次元的に表示することができる。

【０００３】従来の超音波画像３次元表示装置の構成
は、例えば特公平８―４５９３号に記載されている。

【０００４】この装置は、図１５に示すように、被検体
に対して超音波ビームによる３次元走査を行ない、得ら
れた受信信号を出力する超音波３次元走査手段１と、受
信信号の蓄積を行なう受信信号蓄積手段２と、受信信号
に基づいて投影方向の標本値を求め、この標本値から投
影画像の画素値を算出するレンダリング演算手段３と、
レンダリング演算の開始位置を指定するレンダリング開
始面指定手段13と、投影画像を表示する表示手段４とを
備えている。

【０００５】この装置では、まず、超音波３次元走査手
段１が、被検体に対して超音波ビームによる３次元走査
を行ない、超音波反射波を検波した受信信号をディジタ
ル信号の形で出力する。この３次元走査は、例えば、超
音波を送受信する振動子が１次元的に配列された超音波
探触子を、機械的に、または手動で動かすことによって
行なわれる。受信信号は相対的な３次元座標とともに受
信信号蓄積手段２に蓄積される。

【０００６】レンダリング演算手段３は、この受信信号
を基に、設定された視点方向での再標本化を行ない、標
本値を求める。

【０００７】図３は、この再標本化を模式的に表してお
り、受信信号30の標本値32を基に、近似や補間を実施し
て、視点方向（投影方向）31の等間隔位置における標本
値33が算出される。

【０００８】レンダリング演算手段３は、この標本値を
用いて、投影画像の画素値を算出するためのレンダリン
グ演算を行なう。

【０００９】このとき、レンダリング開始面指示手段13
は、レンダリング演算に使用する標本値の範囲を、レン
ダリング開始面によって指定し、レンダリング演算手段
３は、指定された面より先の投影方向に位置する標本値
を用いて投影画像の画素値を算出する。

【００１０】レンダリング演算手段３は、投影画像の作
成に必要なすべての画素の画素値を算出するまで、その
演算を繰り返す。得られた投影画像のデータは表示手段
４に送られ、超音波による３次元画像として表示され
る。

【００１１】図１６（ａ）（ｂ）は、従来の超音波画像
３次元表示装置におけるレンダリング演算を説明するた
めの模式図であり、人体の断層画像101を２次元的に簡
略化して示している。図１６（ａ）（ｂ）において、10
2は観察の対象臓器、103は対象臓器の周囲に存在する周
囲組織、104は周囲組織の中で腹壁などの受信信号が大
きくなる組織境界を示している。

【００１２】このように、超音波画像で表示される対象
臓器102は、表示の妨げとなる周囲組織103に覆われてい
る。例えば、胎児を超音波で観察する場合では、対象臓
器102が胎児であり、組織境界104が腹壁や子宮壁等であ
り、周囲組織103が羊水等に相当する。

【００１３】超音波画像３次元表示装置により、106及
び107に示す方向の光線で投影した対象臓器102の画像を
表示する場合、体表をレンダリング開始面に設定する
と、体表から光線106及び107の方向に受信信号の再標本
化が行なわれ、その標本値を用いて投影図形の画素値が
算出される（図１６（ａ）では、投影画像を108で表し
ている）。

【００１４】しかし、この場合の標本値には、周囲組織
103や組織境界104の標本値がすべて含まれるため、対象
臓器102の標本値が投影図形の画素値に寄与する度合い
は小さくなり、あるいはゼロになる。つまり、対象臓器
102は不明瞭にしか表示されず、あるいは全く表示され
ない。

【００１５】そこで、対象臓器102を明瞭に表示するた
め、図１６（ａ）に示すように、レンダリング開始面10
5を、対象臓器102の明瞭に表示しようとする点P0に近付
けて設定する。

【００１６】このとき、再標本化は、レンダリング開始
面105を通過した後の光線106、107に沿って行なわれ、
その標本値を用いたレンダリング演算により、投影画像
の画素値が算出される。従って、対象臓器102の点P0近
傍の標本値は、投影画像の画素値に大きく寄与すること
になり、この点P0の近傍が投影画像に明瞭に表示される
ことになる。

【００１７】

【発明が解決しようとする課題】しかし、従来の超音波
画像３次元表示装置では、すべての光線106、107に関し
て、体表面からレンダリング開始面105までの距離が同
一となるように、このレンダリング開始面105が設定さ
れる。そのため、対象臓器102が体表面に対して平行で
ない場合には、図１６（ａ）の点P1のように、レンダリ
ング開始面105との間にd1の厚さの周囲組織が存在する
部位が発生し、この部位は、視点位置にある点P0のよう
に明瞭に表示することができない。

【００１８】このとき、図１６（ｂ）に示すように、レ
ンダリング開始面105を点P1に近づければ、点P1近傍を
明瞭に表示することが可能になるが、しかし、この場合
は、視点位置の点P1の手前にある点P0付近の表示が欠け
てしまう。

【００１９】このように、従来の超音波画像３次元表示
装置では、対象臓器の表面形状が平面でない場合に、対
象臓器の視点位置より遠距離にある部分の表示が不明瞭
になり、また、対象臓器の視点位置より近距離にある部
分の表示が欠けるなど、対象臓器全体を明瞭に表示する
ことができないという問題点を有していた。

【００２０】本発明は、こうした従来の問題点を解決す
るものであり、対象臓器全体の３次元超音波画像を明瞭
に表示することができる超音波画像３次元表示装置を提
供することを目的としている。

【００２１】

【課題を解決するための手段】そこで、本発明の超音波
画像３次元表示装置では、レンダリング開始位置が、対
象臓器の形状に対応する曲面を形成するように構成して
いる。

【００２２】そのため、対象臓器を投影する光線の各々
の画素値を算出するレンダリング演算において、周囲組
織の標本値が減少し、対象臓器の境界近傍の標本値が増
えるので、対象臓器全体の投影画像を明瞭に表示するこ
とが可能になる。

【００２３】

【発明の実施の形態】本発明の請求項１に記載の発明
は、超音波の３次元走査を行なう超音波３次元走査手段
と、レンダリング開始位置から投影方向に再標本化を行
ない、得られた標本値を用いて画素値を演算するレンダ
リング演算手段とを具備し、超音波画像の３次元投影表
示を行なう超音波画像３次元表示装置において、前記標
本値の積算値に基づいてレンダリング開始位置を設定す
るレンダリング開始位置設定手段を設けたものであり、
組織境界で標本値が大きくなる対象臓器の近傍にレンダ
リング開始位置を設定することができ、対象臓器の大き
さあるいは形状に合わせた曲面形状のレンダリング開始
位置を設定することができる。そのため、レンダリング
演算に含まれる周囲組織の標本値が減少し、対象臓器全
体の投影画像を明瞭に表示することができる。

【００２４】

【００２５】

【００２６】請求項２に記載の発明は、レンダリング開
始位置設定手段に、標本値の閾値処理を行なう閾値処理
手段と、閾値処理された標本値を投影方向に順次積算す
る標本値積算手段と、レンダリング開始位置を前記閾値
処理された標本値の積算値により指定するレンダリング
開始位置指定手段とを設け、標本値積算手段により求め
られた積算値がレンダリング開始位置指定手段により指
定された値に達したときの標本値の位置をレンダリング
開始位置とするようにしたものであり、標本値の積算値
に基づいて、対象臓器の大きさあるいは形状にあわせた
レンダリング開始位置を設定することができる。

【００２７】

【００２８】

【００２９】請求項３に記載の発明は、レンダリング開
始位置を記憶するレンダリング開始位置記憶手段と、各
光線のレンダリング開始位置を、レンダリング開始位置
記憶手段に記憶された周囲の光線のレンダリング開始位
置に基づいて補正するレンダリング開始位置補正手段と
を設けたものであり、ノイズなどに起因するレンダリン
グ開始位置のバラツキを補正することができる。

【００３０】以下、本発明の実施の形態について、図面
を用いて説明する。

【００３１】（第１の実施形態）第１の実施形態の超音
波画像３次元表示装置は、レンダリング開始面として、
対象臓器の形状に応じた曲面を設定する。

【００３２】この装置は、図１に示すように、被検体に
対して超音波ビームによる３次元走査を行ない、得られ
た受信信号を出力する超音波３次元走査手段１と、受信
信号の蓄積を行なう受信信号蓄積手段２と、受信信号か
ら投影方向の標本値を求め、この標本値から投影画像の
画素値を算出するレンダリング演算手段３と、レンダリ
ング演算の開始位置を曲面で指定するレンダリング開始
曲面指定手段５と、投影画像を表示する表示手段４とを
備えている。

【００３３】この装置では、まず、超音波３次元走査手
段１が、被検体に対して超音波ビームによる３次元走査
を行ない、被検体内からの超音波反射波を検波した受信
信号をディジタル信号の形で出力する。この受信信号は
相対的な３次元座標とともに受信信号蓄積手段２に蓄積
される。

【００３４】受信信号を蓄積した後、この装置は、図２
に示す手順で投影画像の表示を行なう。

【００３５】ステップ１：レンダリング開始曲面指定手
段５は、対象臓器に応じてレンダリング開始位置曲面を
設定し、 ステップ２：このレンダリング開始位置曲面を用いて、
光線ごとのレンダリング開始位置を決定し、レンダリン
グ演算手段３に伝える。

【００３６】ステップ３：レンダリング演算手段３は、
レンダリング開始曲面指定手段５が指定する位置から、
設定された視点方向に受信信号の再標本化を行なって標
本値を求め、この標本値を用いてレンダリング演算を実
行し、投影画像の画素値を算出する。

【００３７】ステップ４：算出した値を投影画像の対応
する画素の値として保持する。

【００３８】ステップ５：投影画像の作成に必要なすべ
ての画素の画素値を算出するまでステップ２〜ステップ
４を繰り返し、 ステップ６：すべての画素値の算出が終了すると、作成
された投影画像を表示手段４により表示する。

【００３９】このレンダリング演算には、例えばレイキ
ャスティングあるいはレイトレーシングと呼ばれる方法
が用いられる。レンダリング演算手段３は、まず、投影
方向の光線を設定し、再標本化を実行して、その光線上
のレンダリング開始点から一定間隔ごとの点における標
本値を、超音波３次元走査における受信信号のデータセ
ットを用いて求める。

【００４０】図３は、この再標本化を模式的に示してい
る。視点位置に基づいて受信信号列30に対する相対的な
投影方向が座標変換により決定され、再標本化のための
光線31が設定される。そして、この光線31上で、レンダ
リング開始点を起点として、等間隔の位置33における標
本値が、受信信号列30の受信信号32を用いて求められ
る。再標本化に際しては、その位置33に必ずしも受信信
号32が存在するとは限らない。その場合、再標本化位置
33に最も近い距離にある受信信号32を標本値としたり、
あるいは、周囲の受信信号32を用いて補間により標本値
を求める。補間の方法としては、例えばtrilinear補間
が用いられる。

【００４１】レンダリング演算手段３は、再標本化で求
めた標本値を投影方向に順に使って（数１）により投影
画像の画素値を計算する。そして、これを（数２）の条
件が満たされるまで、あるいは受信信号の存在しない領
域に達するまで続ける。

【００４２】 Ｃ_n＝Ｃ_n-1（１−α_n）＋ｂ_nα_n （数１） Σα_i＞１ （数２） （Σはｊ＝１からｎまで加算） （数１）及び（数２）において、ｂ_nはｎ番目に再標本
化された標本値、α_nはｎ番目の再標本化点における不
透明度、Ｃ_n-1はｎ−１番目の再標本化点までの画素
値、Ｃ_nはｎ番目の再標本化点までの画素値を表してい
る。不透明度は、どれだけ多くの標本値をレンダリング
演算に含めるかを表す指標であり、この値として、例え
ば、再標本化における標本値を受信信号の最大値で除算
した値、あるいは、この標本値の微分値（即ち、隣接す
る標本値との差分）を用いる。最終的に求められた値Ｃ
_nが投影画像の画素値となる。

【００４３】図４は、この装置のレンダリング開始曲面
指示手段５により設定されたレンダリング開始曲面130
を模式的に示している。このレンダリング開始曲面130
以外は、図１６（ａ）と同じである。この装置では、レ
ンダリング開始曲面指示手段５により設定された曲面13
0により、光線ごとのレンダリング開始位置が決定され
る。このレンダリング開始曲面としては、例えば半球面
が用いられ、対象臓器の受信信号の位置及び形状に応じ
て、深さｙが設定される。また、設定項目が多くなる
が、さらに曲面の中心位置ｘ、球面の曲率ｒを指定する
こともできる。

【００４４】このように、レンダリング開始面として、
対象臓器102の外形に近似する曲面を設定することによ
り、レンダリング演算に含まれる周囲組織103の再標本
値を減らして、対象臓器102の境界近傍の再標本値を増
やすことができる。その結果、対象臓器102全体の投影
画像を明瞭に表示することが可能になる。

【００４５】なお、レンダリング演算には、レイトレー
シングを用いる以外に、積算値投影、最大値投影、最小
値投影などの方法を用いてもよい。

【００４６】以上のように、この装置では、レンダリン
グ開始曲面指定手段５を設けたことにより、曲面によっ
て各光線ごとのレンダリング演算開始位置を設定するこ
とができ、従来の装置のように体表面から一様な距離に
レンダリング開始面を設ける場合に比べて、対象臓器全
体を明瞭に描出することが可能になる。

【００４７】（第２の実施形態）第２の実施形態の超音
波画像３次元表示装置は、標本値の積算値に基づいてレ
ンダリング開始位置を設定する。

【００４８】この装置は、図５に示すように、被検体に
対して超音波ビームによる３次元走査を行ない、得られ
た受信信号を出力する超音波３次元走査手段１と、受信
信号の蓄積を行なう受信信号蓄積手段２と、受信信号を
投影方向に再標本化し、その標本値の閾値処理を行なう
閾値処理手段８と、レンダリング開始点における値を指
定するレンダリング開始点指定手段７と、閾値を超える
標本値を積算し、その積算値が指定された値に達したと
き、その標本値の位置を伝える標本値積算手段６と、標
本値積算手段６から伝えられた位置からの投影方向の再
標本化を行ない、得られた標本値から投影画像の画素値
を算出するレンダリング演算手段３と、投影画像を表示
する表示手段４とを備えている。

【００４９】この装置では、第１の実施形態と同様、超
音波３次元走査手段１が被検体に対して超音波ビームに
よる３次元走査を行ない、被検体内からの超音波反射波
を検波した受信信号をディジタル信号の形で出力し、こ
の受信信号が相対的な３次元座標とともに受信信号蓄積
手段２に蓄積される。

【００５０】受信信号を蓄積した後、この装置は、図６
に示す手順で投影画像の表示を行なう。

【００５１】ステップ11：閾値処理手段８は、この受信
信号を基に、設定された投影方向に受信信号の再標本化
を行ない、その標本値に対して閾値処理を行なう。

【００５２】この閾値処理では、標本値が設定された閾
値よりも小さい場合にその標本値を０とし、大きい場合
にその標本値を１とする２値化処理や、標本値が設定さ
れた閾値よりも小さい場合にその標本値を０とし、大き
い場合にその標本値の値をそのまま保存する処理を行な
う。このときの閾値は、受信信号が大きくなる組織境界
以外の領域における標本値が０になるように設定する。

【００５３】ステップ12：標本値積算手段６は、閾値処
理された標本値を視点から順に積算し、 ステップ13：この積算値がレンダリング開始点指示手段
７により指定された値に達すると、標本値積算手段６
は、積算値が指定された値に達したときの標本値の位置
をレンダリング演算手段３に伝える。

【００５４】なお、レンダリング開始点指示手段７は、
レンダリング開始位置が対象臓器の組織境界にできるだ
け近くなるように、その値を指定する。

【００５５】ステップ14：レンダリング演算手段３は、
積算値が指定された値に達したときの標本値の位置か
ら、設定された投影方向に受信信号の再標本化を行なっ
て標本値を求め、レンダリング演算により投影画像の画
素値を算出する。

【００５６】ステップ15：算出した値を投影画像の対応
する画素の値として保持する。

【００５７】ステップ16：投影画像の作成に必要なすべ
ての画素の画素値を算出するまでステップ11〜ステップ
15を繰り返し、 ステップ17：すべての画素値の算出が終了すると、作成
された投影画像を表示手段４により表示する。

【００５８】以上の動作のうち、レンダリング演算及び
再標本化は第１の実施形態と同様の方法で行なわれる。

【００５９】図７及び図８は、この装置によるレンダリ
ング開始位置の決め方を模式的に示している。

【００６０】閾値処理手段８が用いる閾値は、組織境界
104が切り捨てられないような値に設定する。標本値積
算手段６は、この閾値以上の再標本値を積算する。図８
において、121は、光線106における深さ（depth）に対
する積算値（ｓ）の変化を示しており、122は、光線107
における深さに対する積算値の変化を示している。そし
て、これらの積算値がレンダリング開始点指定手段７に
よって設定された積算値（ｓ１）に達したとき、その深
さが、それぞれの光線におけるレンダリング開始位置と
なる。つまり、光線106については深さD0がレンダリン
グ開始位置となり、光線107については深さD1がレンダ
リング開始位置となる。

【００６１】図７では、各光線におけるレンダリング開
始位置を結んで形成される面を110で示している。

【００６２】レンダリング演算手段３は、光線106に関
しては、D0より先の光線106上の位置における再標本化
を実施して標本値を求め、その標本値を用いてレンダリ
ング演算を行ない、投影画像の光線106に対応する画素
の画素値を算出する。また、光線107に関しては、D1よ
り先の光線107上の位置における再標本化を実施して標
本値を求め、その標本値を用いてレンダリング演算を行
ない、投影画像の光線107に対応する画素の画素値を算
出する。図７では、これらの画素値を108上のa0及びa1
として表示している。

【００６３】このように、標本値の積算値に基づいてレ
ンダリング開始点を決めることにより、組織境界で標本
値が大きくなる対象臓器の境界近傍にレンダリング開始
位置が設定される。そのため、いずれの光線に対して
も、レンダリング演算に含まれる周囲組織103の再標本
値が減り、対象臓器102の境界近傍の再標本値が増える
ことになり、対象臓器102全体の投影画像を明瞭に表示
することが可能になる。

【００６４】なお、受信信号のノイズ成分を除去するた
め、閾値処理の前に受信信号に対して平滑化処理を行な
ってもよい。

【００６５】以上のように、標本値積算手段６、レンダ
リング開始点指定手段７及び閾値処理手段８を設けたこ
の装置では、組織境界における標本値の積算値を指定す
ることにより、各光線ごとのレンダリング演算開始位置
を組織境界の形状に応じて設定することができる。その
ため、体表面から一様な距離にレンダリング開始面を設
ける従来の装置に比べて、対象臓器全体を明瞭に描出す
ることができる。

【００６６】（第３の実施形態）第３の実施形態の超音
波画像３次元表示装置は、標本値の変化に着目してレン
ダリング開始位置を決定する。

【００６７】この装置は、図９に示すように、被検体に
対して超音波ビームによる３次元走査を行ない、得られ
た受信信号を出力する超音波３次元走査手段１と、受信
信号の蓄積を行なう受信信号蓄積手段２と、受信信号に
含まれるノイズ成分を除去するために平滑化処理を行な
う平滑化手段９と、光線上の標本値の変化から微分値を
算出する微分値演算手段10と、ノイズなどに起因する僅
かな変化を取り除くために閾値処理を行なう閾値処理手
段８と、レンダリング開始点における値を指定するレン
ダリング開始点指定手段７と、閾値処理された微分値を
積算し、その積算値が指定された値に達したとき、その
標本値の位置を伝える標本値積算手段６と、標本値積算
手段６が伝えた位置から投影方向の再標本化を行ない、
得られた標本値から投影画像の画素値を算出するレンダ
リング演算手段３と、投影画像を表示する表示手段４と
を備えている。

【００６８】この装置では、超音波３次元走査手段１が
被検体に対して超音波ビームによる３次元走査を行な
い、被検体内からの超音波反射波を検波した受信信号を
ディジタル信号の形で出力し、この受信信号が相対的な
３次元座標とともに受信信号蓄積手段２に蓄積される。
平滑化処理手段９は、この受信信号のノイズ成分を除去
するために、受信信号に対して平滑化処理を行なう。

【００６９】この装置は、平滑化処理された受信信号を
用いて、図１０に示す手順でレンダリング開始位置を決
定し、投影画像の表示を行なう。

【００７０】ステップ21：微分値演算手段10は、平滑化
された受信信号を用いて、設定された投影方向に受信信
号の再標本化を行ない、ステップ22：微分値として、隣
接する標本値との差分を求める。

【００７１】ステップ23：閾値処理手段８は、この微分
値を閾値と比較し、ノイズあるいは組織境界でない成分
に相当する閾値以下の微分値を除去する。

【００７２】ステップ24：標本値積算手段６は、閾値処
理された微分値を視点から順に積算し、 ステップ25：この積算値がレンダリング開始点指示手段
７により指定された値に達すると、積算値が指定された
値に達したときの標本値の位置をレンダリング演算手段
３に伝える。

【００７３】なお、レンダリング開始点指示手段７は、
レンダリング開始位置が対象臓器の組織境界にできるだ
け近くなるように、その値を指定する。

【００７４】ステップ26：レンダリング演算手段３は、
標本値積算手段６より伝えられた標本値の位置から、設
定された投影方向に受信信号の再標本化を実行して標本
値を求め、その標本値を用いてレンダリング演算を実行
し、投影画像の画素値を算出する。

【００７５】ステップ27：算出した値を投影画像の対応
する画素の値として保持する。

【００７６】ステップ28：投影画像の作成に必要なすべ
ての画素の画素値を算出するまでステップ21〜ステップ
27を繰り返し、 ステップ29：すべての画素値の算出が終了すると、作成
された投影画像を表示手段４により表示する。

【００７７】以上の動作のうち、レンダリング演算、再
標本化及び閾値処理は第２の実施形態と同様の方法で行
なわれる。

【００７８】このように、標本値の微分値の積算値に基
づいてレンダリング開始点を決めることにより、標本値
の変化が大きい組織境界の近傍にレンダリング演算開始
位置が設定される。そのため、いずれの光線に対して
も、レンダリング演算に含まれる周囲組織の再標本値が
減り、対象臓器の境界近傍の再標本値が増えることにな
り、対象臓器全体の投影画像を明瞭に表示することが可
能になる。

【００７９】以上のように、標本値積算手段６、レンダ
リング開始点指定手段７、閾値処理手段８、平滑化処理
手段９、及び微分値演算手段10を持つこの装置では、組
織境界における標本値の微分値の積算値を指定すること
により、各光線ごとのレンダリング演算開始位置を組織
境界の形状に応じて設定することができる。そのため、
体表面から一様な距離にレンダリング開始面を設ける従
来の装置に比べて、対象臓器全体を明瞭に描出すること
ができる。

【００８０】（第４の実施形態）第４の実施形態の超音
波画像３次元表示装置は、ノイズなどに起因するレンダ
リング開始位置のバラツキを補正する。

【００８１】この装置は、図１１に示すように、標本値
積算手段６から伝えられたレンダリング開始位置を記憶
するレンダリング開始位置蓄積手段11と、各光線のレン
ダリング開始位置を周囲のレンダリング開始位置に基づ
いて補正し、補正したレンダリング開始位置をレンダリ
ング演算手段３に伝えるレンダリング開始位置補正手段
12とを備えている。その他の構成は第３の実施形態（図
９）と変わりがない。この装置では、図１２に示す手順
で動作が行なわれる。この手順中、ステップ31からステ
ップ35までの動作、即ち、平滑化処理された受信信号を
用いて、設定された投影方向に受信信号の再標本化を行
ない、隣接する標本値との差分を微分値として求め、こ
の微分値を、閾値以下のものを除いて積算し、この積算
値がレンダリング開始点指示手段７により指定された値
に達したとき、標本値積算手段６が、そのときの標本値
の位置を出力するまでの動作は、第３の実施形態の図１
０におけるステップ21からステップ25までの動作と同じ
である。

【００８２】ステップ36：レンダリング開始位置蓄積手
段11は、標本値積算手段６から出力された標本値の位
置、つまり、レンダリング開始位置を蓄積する。そし
て、レンダリング開始位置の補正に必要な周囲の光線の
レンダリング開始位置が全て揃うと、 ステップ37：レンダリング開始位置補正手段12は、周囲
のレンダリング開始位置に基づいて、それらに囲まれた
レンダリング開始位置を補正し、レンダリング演算手段
３に出力する。

【００８３】ステップ38：レンダリング演算手段３は、
レンダリング開始位置補正手段12より渡された標本値の
位置から、設定された投影方向に受信信号の再標本化を
実行して標本値を求め、その標本値を用いてレンダリン
グ演算を実行し、投影画像の画素値を算出する。

【００８４】ステップ39：算出した値を投影画像の対応
する画素の値として保持する。

【００８５】ステップ40：投影画像の作成に必要なすべ
ての画素の画素値を算出するまでステップ31〜ステップ
39を繰り返し、 ステップ41：すべての画素値の算出が終了すると、作成
された投影画像を表示手段４により表示する。

【００８６】次に、レンダリング開始位置補正手段12で
行なわれるレンダリング開始位置の補正について、図１
３及び図１４の模式図を用いて説明する。

【００８７】図１３において、21は補正対象の光線を表
し、22は、光線21の周囲の光線を表している。

【００８８】標本値積算手段６によって求められた光線
21及び周囲の光線22のレンダリング開始位置を黒丸で表
している。この各光線のレンダリング開始位置はレンダ
リング開始位置蓄積手段11に記録される。

【００８９】レンダリング開始位置補正手段12は、レン
ダリング開始位置の補正を行なう光線21及び周囲の光線
22におけるレンダリング開始位置を平均し、それらの平
均位置24求める。この平均位置24が光線21の再標本化位
置と異なる場合には、平均位置24に最も近い再標本化位
置25を補正されたレンダリング開始位置として設定す
る。また、平均位置24が光線21の再標本化位置に在ると
きは、その平均位置24を補正されたレンダリング開始位
置25とする。

【００９０】図１４では、標本値積算手段６が求めたレ
ンダリング開始位置を112の折れ線で示し、レンダリン
グ開始位置補正手段12によって補正されたレンダリング
開始位置を113の曲線で示している。このように、標本
値積算手段６が求めたレンダリング開始位置は、受信信
号にノイズが多く含まれるため、光線ごとのばらつきが
大きい場合がある。このようなときでも、レンダリング
開始位置を補正することにより、滑らかなレンダリング
開始位置113を得ることができる。そして、この滑らか
なレンダリング開始位置113を基に、再標本化を行な
い、レンダリング演算を行なうことによって高精度の投
影画像を表示することができる。

【００９１】なお、図１３では、簡略化のため、光線が
２次元空間に分布しているように表示しているが、実際
のレンダリング開始位置の補正では３次元空間を考慮し
たものとなる。

【００９２】また、レンダリング開始位置の補正方法と
しては、レンダリング開始位置の平均を求める方法だけ
でなく、光線の位置関係を考慮した重み付け平均や、曲
線近似などの方法を用いることもできる。

【００９３】以上のように、標本値積算手段６、レンダ
リング開始点指定手段７、閾値処理手段８、平滑化処理
手段９、微分値演算手段10、レンダリング開始位置蓄積
手段11、及びレンダリング開始位置補正手段12を持つこ
の装置では、標本値の微分値に着目して求めた各光線ご
とのレンダリング演算開始位置を補正することができる
ので、ノイズが含まれた受信信号からでも対象臓器の全
体像を明瞭に描出することができる。

【００９４】なお、このレンダリング開始位置蓄積手
段、及びレンダリング開始位置補正手段は、標本値の積
算値に基づいてレンダリング開始位置を決める第２の実
施形態の装置に適用することもできる。

【００９５】

【発明の効果】以上の説明から明らかなように、本発明
の超音波画像３次元表示装置は、標本値の積算値に基づ
いてレンダリング開始位置を決めているため、組織境界
で受信信号が大きくなる対象臓器の近傍にレンダリング
開始位置を設定して、その対象臓器の全体を明瞭に描出
する投影画像を生成することができる。

【００９６】

【００９７】

【００９８】

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施形態における超音波画像３
次元表示装置の構成を示すブロック図、

【図２】第１の実施形態の超音波画像３次元表示装置の
動作を示すフローチャート、

【図３】再標本化の模式図、

【図４】第１の実施形態の超音波画像３次元表示装置に
おけるレンダリング開始曲面を示す模式図、

【図５】本発明の第２の実施形態における超音波画像３
次元表示装置の構成を示すブロック図、

【図６】第２の実施形態の超音波画像３次元表示装置の
動作を示すフローチャート、

【図７】第２の実施形態の超音波画像３次元表示装置に
おけるレンダリング開始曲面を示す模式図、

【図８】第２の実施形態の超音波画像３次元表示装置に
おけるレンダリング開始位置決定の模式図、

【図９】本発明の第３の実施形態における超音波画像３
次元表示装置の構成を示すブロック図、

【図１０】第３の実施形態の超音波画像３次元表示装置
の動作を示すフローチャート、

【図１１】本発明の第４の実施形態における超音波画像
３次元表示装置の構成を示すブロック図、

【図１２】第４の実施形態の超音波画像３次元表示装置
の動作を示すフローチャート、

【図１３】第４の実施形態の超音波画像３次元表示装置
におけるレンダリング開始位置の補正を示す模式図、

【図１４】第４の実施形態の超音波画像３次元表示装置
におけるレンダリング開始曲面を示す模式図、

【図１５】従来の超音波画像３次元表示装置の構成を表
すブロック図、

【図１６】従来の超音波画像３次元表示装置における、
Ｐ０点を明瞭に表示する場合のレンダリング開始位置を
示す模式図（ａ）と、Ｐ１点を明瞭に表示する場合のレ
ンダリング開始位置を示す模式図（ｂ）である。

【符号の説明】

１ 超音波３次元走査手段 ２ 受信信号蓄積手段 ３ レンダリング演算手段 ４ 表示手段 ５ レンダリング開始曲面指示手段 ６ 標本値積算手段 ７ レンダリング開始点指示手段 ８ 閾値処理手段 ９ 平滑化手段 10 微分値演算手段 11 レンダリング開始位置蓄積手段 12 レンダリング開始位置補正手段 13 レンダリング開始面指示手段 21 補正を行なう光線 22 周囲の光線 23 補正前のレンダリング開始位置 24 平均位置 25 補正されたレンダリング開始位置 30 受信信号列 31 再標本化を行なう光線 32 受信信号の位置 33 再標本化の位置 101 断層画像 102 対象臓器 103 周囲組織 104 組織境界 105 レンダリング開始面 106、107 光線 108 投影画像 110 レンダリング演算開始曲面 111 補正を行なう前のレンダリング開始位置 112 補正を行なった後のレンダリング開始位置 121 光線107における深さに対する積算値の変化 122 光線106における深さに対する積算値の変化

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平７−282293（ＪＰ，Ａ) 特開 平９−81786（ＪＰ，Ａ) 特開 平７−47066（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−54833（ＪＰ，Ａ) 特開 平９−180001（ＪＰ，Ａ) 特開 平10−85210（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 8/00 - 8/15

Claims (3)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 超音波の３次元走査を行なう超音波３次
   元走査手段と、レンダリング開始位置から投影方向に再
   標本化を行ない、得られた標本値を用いて画素値を演算
   するレンダリング演算手段とを具備し、超音波画像の３
   次元投影表示を行なう超音波画像３次元表示装置におい
   て、前記標本値の積算値に基づいて前記レンダリング開始位
   置を設定する レンダリング開始位置設定手段を備えるこ
   とを特徴とする超音波画像３次元表示装置。
2. 【請求項２】 前記レンダリング開始位置設定手段が、
   前記標本値の閾値処理を行なう閾値処理手段と、前記閾
   値処理された標本値を投影方向に順次積算する標本値積
   算手段と、前記レンダリング開始位置を前記閾値処理さ
   れた標本値の積算値により指定するレンダリング開始位
   置指定手段とを具備し、前記標本値積算手段により求め
   られた積算値が前記レンダリング開始位置指定手段によ
   り指定された値に達したときの標本値の位置を前記レン
   ダリング開始位置とすることを特徴とする請求項１に記
   載の超音波画像３次元表示装置。
3. 【請求項３】 前記レンダリング開始位置を記憶するレ
   ンダリング開始位置記憶手段と、各光線の前記レンダリ
   ング開始位置を、前記レンダリング開始位置記憶手段に
   記憶された周囲の光線の前記レンダリング開始位置に基
   づいて補正するレンダリング開始位置補正手段とを有す
   ることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の超
   音波画像３次元表示装置。