JPH09308630A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
- Publication number
- JPH09308630A JPH09308630A JP12534296A JP12534296A JPH09308630A JP H09308630 A JPH09308630 A JP H09308630A JP 12534296 A JP12534296 A JP 12534296A JP 12534296 A JP12534296 A JP 12534296A JP H09308630 A JPH09308630 A JP H09308630A
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- Japan
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 三次元超音波画像（立体的透視画像）を表示
する際に、任意位置の切断面の断層画像も表示できるよ
うにする。 【解決手段】 三次元領域に対して超音波が送受波さ
れ、これにより立体的透視画像が形成される。その画像
上で切断面の位置が指定されると、その切断面の位置が
カーソル線として示され、その切断面に相当する断層画
像が併せて表示される。立体的透視画像はボリュームレ
ンダリング法を基礎として作成される。
する際に、任意位置の切断面の断層画像も表示できるよ
うにする。 【解決手段】 三次元領域に対して超音波が送受波さ
れ、これにより立体的透視画像が形成される。その画像
上で切断面の位置が指定されると、その切断面の位置が
カーソル線として示され、その切断面に相当する断層画
像が併せて表示される。立体的透視画像はボリュームレ
ンダリング法を基礎として作成される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は超音波診断装置に関
し、特に、物体を立体的に表現できる三次元画像を形成
する超音波診断装置に関する。
し、特に、物体を立体的に表現できる三次元画像を形成
する超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波診断装置は、超音波の送受波によ
り物体（例えば、生体内臓器）の超音波画像を形成する
装置であり、生体診断、探傷検査、ソナーなどの分野で
活用されている。
り物体（例えば、生体内臓器）の超音波画像を形成する
装置であり、生体診断、探傷検査、ソナーなどの分野で
活用されている。
【０００３】近年、三次元領域に対して超音波の送受波
を行って、三次元超音波画像（以下、三次元画像）を形
成する各種の手法が提案されている。この三次元画像に
よれば、物体を空間的に把握できる利点がある。しか
し、その三次元画像をリアルタイムで形成できる装置は
いまだ実用化されていない。また、診断の用途に適合し
た満足のいく空間的な表現を行える三次元画像も提供さ
れていない。この問題は、特に医療用の超音波診断装置
で指摘されているが、他の分野でも同様の問題があるも
のと思われる。
を行って、三次元超音波画像（以下、三次元画像）を形
成する各種の手法が提案されている。この三次元画像に
よれば、物体を空間的に把握できる利点がある。しか
し、その三次元画像をリアルタイムで形成できる装置は
いまだ実用化されていない。また、診断の用途に適合し
た満足のいく空間的な表現を行える三次元画像も提供さ
れていない。この問題は、特に医療用の超音波診断装置
で指摘されているが、他の分野でも同様の問題があるも
のと思われる。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】そこで、本出願人は、
特願平７−１８０１０７号（未公開の特許出願）におい
て、新しい画像処理方法を提案している。この画像処理
方法は、公知のボリューム・レンダリング（Volume Ren
dering）法を改良・発展させたものであり、物体の三次
元計測に適合する新しい画像処理手法である。かかる画
像処理によれば、物体の三次元画像（立体的透視画像）
をリアルタイムで形成できる。
特願平７−１８０１０７号（未公開の特許出願）におい
て、新しい画像処理方法を提案している。この画像処理
方法は、公知のボリューム・レンダリング（Volume Ren
dering）法を改良・発展させたものであり、物体の三次
元計測に適合する新しい画像処理手法である。かかる画
像処理によれば、物体の三次元画像（立体的透視画像）
をリアルタイムで形成できる。
【０００５】しかし、その三次元画像のみでは、三次元
的に表現されている物体の内部構造を詳細に把握するこ
とはできない。そこで、物体の立体観察と共に断面観察
を行える装置が要望されている。
的に表現されている物体の内部構造を詳細に把握するこ
とはできない。そこで、物体の立体観察と共に断面観察
を行える装置が要望されている。
【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、立体的透視画像と共に断層画
像を併せて表示できる超音波診断装置を提供することに
ある。
ものであり、その目的は、立体的透視画像と共に断層画
像を併せて表示できる超音波診断装置を提供することに
ある。
【０００７】また、本発明の目的は、三次元画像上で簡
単に切断面の位置を指定でき、かつその切断面の位置を
画像表示可能な超音波診断装置を提供することにある。
単に切断面の位置を指定でき、かつその切断面の位置を
画像表示可能な超音波診断装置を提供することにある。
【０００８】
（１）上記目的を達成するために、本発明は、三次元領
域に対して超音波を送受波し、三次元領域を構成する各
ボクセルのエコーデータを取り込む送受波手段と、超音
波ビームに沿って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、これ
により立体的透視画像を形成する立体的透視画像形成手
段と、前記立体的透視画像に対し切断面を設定する切断
面設定手段と、前記切断面上のエコーデータに基づき、
断層画像を形成する断層画像形成手段と、前記立体的透
視画像と前記断層画像とを表示する表示手段と、を含む
ことを特徴とする。
域に対して超音波を送受波し、三次元領域を構成する各
ボクセルのエコーデータを取り込む送受波手段と、超音
波ビームに沿って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、これ
により立体的透視画像を形成する立体的透視画像形成手
段と、前記立体的透視画像に対し切断面を設定する切断
面設定手段と、前記切断面上のエコーデータに基づき、
断層画像を形成する断層画像形成手段と、前記立体的透
視画像と前記断層画像とを表示する表示手段と、を含む
ことを特徴とする。
【０００９】上記構成によれば、三次元画像としての立
体的透視画像が表示手段に表示され、切断面位置設定手
段により、その表示された立体的透視画像に対して切断
面の位置が設定される。そして、断層画像形成手段によ
り、その切断面に相当する断層画像が形成され、その断
層画像が表示手段に表示される。よって、立体的透視画
像の観察により三次元領域内の物体を三次元的に把握で
き、また断層画像の観察によりその物体の所望位置の詳
細な内部構造などを把握できる。よって、物体の診断を
適確に行うことができる。なお、本発明は、医療上の超
音波診断装置に限られず、探傷検査装置、ソナー装置な
どに適用できる。
体的透視画像が表示手段に表示され、切断面位置設定手
段により、その表示された立体的透視画像に対して切断
面の位置が設定される。そして、断層画像形成手段によ
り、その切断面に相当する断層画像が形成され、その断
層画像が表示手段に表示される。よって、立体的透視画
像の観察により三次元領域内の物体を三次元的に把握で
き、また断層画像の観察によりその物体の所望位置の詳
細な内部構造などを把握できる。よって、物体の診断を
適確に行うことができる。なお、本発明は、医療上の超
音波診断装置に限られず、探傷検査装置、ソナー装置な
どに適用できる。
【００１０】（２）本発明の好適な態様では、前記立体
的透視画像形成手段は、エコーデータ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、
エコーデータ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、エコーデータ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
せて画像を形成する。
的透視画像形成手段は、エコーデータ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、
エコーデータ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、エコーデータ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
せて画像を形成する。
【００１１】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（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」としてエコー値を有する。また、各
ボクセルには、以下のように「不透明度」及び「透明
度」が定義される。
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（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」としてエコー値を有する。また、各
ボクセルには、以下のように「不透明度」及び「透明
度」が定義される。
【００１２】各ボクセルi のボクセル処理は透視線（本
発明では超音波ビーム方向と一致）に沿って行われ、そ
のボクセル処理においては、まず、ボクセルi のエコー
データｅi に基づき不透明度αi と透明度βi が定義さ
れる。そして、エコーデータ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。
発明では超音波ビーム方向と一致）に沿って行われ、そ
のボクセル処理においては、まず、ボクセルi のエコー
データｅi に基づき不透明度αi と透明度βi が定義さ
れる。そして、エコーデータ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。
【００１３】ここで、不透明度は、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。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
（輝度値、色相）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。
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。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
（輝度値、色相）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。
【００１４】上記のボクセル処理は、超音波ビーム上の
開始ボクセル（通常は、送受波器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。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度のボクセ
ルを開始ボクセルとし、そこからボクセル処理を行う。
開始ボクセル（通常は、送受波器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。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度のボクセ
ルを開始ボクセルとし、そこからボクセル処理を行う。
【００１５】本発明では、超音波ビームに沿ってボクセ
ル処理が実行されるので、順次取り込まれるエコーデー
タを時系列の順番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
を不要にすることもできる。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、データ処理を行える。
ル処理が実行されるので、順次取り込まれるエコーデー
タを時系列の順番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
を不要にすることもできる。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、データ処理を行える。
【００１６】上記の画像処理により形成される超音波画
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、また奥行き感をもって表現できる。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、あるいは表示画像を確
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。
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、また奥行き感をもって表現できる。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、あるいは表示画像を確
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。
【００１７】（３）本発明の好適な態様では、エコーデ
ータ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、前記エコーデータ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前記立体的透
視画像を形成する。すなわち、透明度が不透明度によっ
て定義される場合において、透明度を計算上利用せずに
出力光量を演算するものである。望ましくは、出力光量
演算手段は、ＣOU Ti＝ＣINi ＋αi ・（ｅi −ＣINi ）
の演算を行う。
ータ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、前記エコーデータ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前記立体的透
視画像を形成する。すなわち、透明度が不透明度によっ
て定義される場合において、透明度を計算上利用せずに
出力光量を演算するものである。望ましくは、出力光量
演算手段は、ＣOU Ti＝ＣINi ＋αi ・（ｅi −ＣINi ）
の演算を行う。
【００１８】（４）本発明の好適な態様では、前記立体
的透視画像と前記断層画像は同一画面上に同時に表示さ
れる。また、本発明の好適な態様では、前記切断面の位
置を表すカーソル線を前記立体的透視画像上に表示する
カーソル線像形成手段を含む。さらに、本発明の好適な
態様では、前記カーソル線の方向は、前記送受波手段に
おける電子走査方向に一致する。
的透視画像と前記断層画像は同一画面上に同時に表示さ
れる。また、本発明の好適な態様では、前記切断面の位
置を表すカーソル線を前記立体的透視画像上に表示する
カーソル線像形成手段を含む。さらに、本発明の好適な
態様では、前記カーソル線の方向は、前記送受波手段に
おける電子走査方向に一致する。
【００１９】
［画像形成の原理説明］本実施形態における三次元画像
形成方法（立体的透視画像形成方法）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、本発明特有の条件が加味されている。
そこで、まず、その画像処理の原理について、図１〜図
３を用いて説明する。
形成方法（立体的透視画像形成方法）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、本発明特有の条件が加味されている。
そこで、まず、その画像処理の原理について、図１〜図
３を用いて説明する。
【００２０】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発明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１０
０ａ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。
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発明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１０
０ａ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。
【００２１】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構成さ
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。
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構成さ
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。
【００２２】ここで、各ボクセルに対し、不透明度αと
透明度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、本発明において、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、
透明度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、本発明において、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。
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。
【００２３】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、
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。
ボクセルにおいてはＣIN 1 ＝０である。
【００２４】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。
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。
【００２５】本発明において、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。
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。
【００２６】
【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、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。
わち、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。
【００２７】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、
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。
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。
【００２８】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、超音波画像が形
成される。
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、超音波画像が形
成される。
【００２９】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）と透明感がある超音波画
像を構成できる。
（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）と透明感がある超音波画
像を構成できる。
【００３０】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。
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。
【００３１】
【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。
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。
【００３２】［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。
実施形態につき図面を用いて説明する。
【００３３】図５には、本発明に係る超音波診断装置の
全体構成が示されており、図５はそのブロック図であ
る。
全体構成が示されており、図５はそのブロック図であ
る。
【００３４】図５において、三次元データ取込み用超音
波探触子２１は、超音波振動子２２とそれを走査する走
査機構２４とで構成される。超音波振動子２２として
は、本実施形態ではリニアアレイ型の振動子が使用され
ているが、もちろんコンベックス型の振動子を使用して
もよい。超音波振動子は、電子的に走査（リニア走査、
セクタ走査）され、これによりＸ−Ｙ面内に走査面１０
が形成される。この走査面１０を走査機構２４により機
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。
この実施形態では走査機構２４によって自動的にＺ方向
へ超音波振動子２２が走査されているが、もちろん手動
により超音波振動子２２を走査させてもよい。
波探触子２１は、超音波振動子２２とそれを走査する走
査機構２４とで構成される。超音波振動子２２として
は、本実施形態ではリニアアレイ型の振動子が使用され
ているが、もちろんコンベックス型の振動子を使用して
もよい。超音波振動子は、電子的に走査（リニア走査、
セクタ走査）され、これによりＸ−Ｙ面内に走査面１０
が形成される。この走査面１０を走査機構２４により機
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。
この実施形態では走査機構２４によって自動的にＺ方向
へ超音波振動子２２が走査されているが、もちろん手動
により超音波振動子２２を走査させてもよい。
【００３５】図５において、走査制御部４４によって制
御される送受信部３０は超音波振動子２２に対して送信
信号を供給すると共に、超音波振動子２２から出力され
た受信信号を処理するものである。ここで、受信信号
は、図示されてはいないが、アンプによって増幅された
後、更にＬＯＧアンプにおいて対数増幅され、そしてＡ
／Ｄ変換器にてデジタル信号に変換された後に、断層画
像形成部３６及び立体的透視画像形成部３８に送られ
る。
御される送受信部３０は超音波振動子２２に対して送信
信号を供給すると共に、超音波振動子２２から出力され
た受信信号を処理するものである。ここで、受信信号
は、図示されてはいないが、アンプによって増幅された
後、更にＬＯＧアンプにおいて対数増幅され、そしてＡ
／Ｄ変換器にてデジタル信号に変換された後に、断層画
像形成部３６及び立体的透視画像形成部３８に送られ
る。
【００３６】断層画像形成部３６は、後述のように、立
体的透視画像上においてカーソル線により指定された位
置の断層画像を形成するものであり、いわゆるＢモード
画像形成部として機能する。
体的透視画像上においてカーソル線により指定された位
置の断層画像を形成するものであり、いわゆるＢモード
画像形成部として機能する。
【００３７】立体的透視画像形成部３８は、上述した原
理に基づいて、立体的透視画像（ボル・モード（Vol-mo
de）画像）を形成するものであり、いわゆる三次元画像
形成部として機能する。断層画像形成部３６から出力さ
れた画像情報及び立体的透視画像形成部３８から出力さ
れた画像情報は、それぞれ表示制御部４０に入力され
る。この表示制御部４０は、表示画像形成機能及び画像
合成機能を有し、すなわち、立体的透視画像と断層画像
とを左右に並べた１枚の表示画像を作成すると共に、後
述するカーソル線像形成部４３から出力されたカーソル
線の画像を立体的透視画像上に合成する。走査制御部４
４は、超音波の送波制御及び受波制御を行うものであ
り、その制御には電子走査制御及び機械走査制御が含ま
れる。
理に基づいて、立体的透視画像（ボル・モード（Vol-mo
de）画像）を形成するものであり、いわゆる三次元画像
形成部として機能する。断層画像形成部３６から出力さ
れた画像情報及び立体的透視画像形成部３８から出力さ
れた画像情報は、それぞれ表示制御部４０に入力され
る。この表示制御部４０は、表示画像形成機能及び画像
合成機能を有し、すなわち、立体的透視画像と断層画像
とを左右に並べた１枚の表示画像を作成すると共に、後
述するカーソル線像形成部４３から出力されたカーソル
線の画像を立体的透視画像上に合成する。走査制御部４
４は、超音波の送波制御及び受波制御を行うものであ
り、その制御には電子走査制御及び機械走査制御が含ま
れる。
【００３８】入力装置４８は、表示された立体的透視画
像上で切断面の位置を任意に指定するための装置であ
り、例えばトラックボールやキーボードなどで構成され
る。この入力装置４８を利用して設定された切断面の位
置は、切断面位置設定部４６により読み取られ、切断面
のＺ方向のアドレスを示す位置情報が出力されている。
その位置情報はカーソル線像形成部４３に送られ、切断
面の位置を示すカーソル線の画像が作成される。このカ
ーソル線像は、表示制御部４０において、立体的透視画
像上に合成される。また、位置情報は断層画像形成部３
６にも送られており、断層画像形成部３６は設定された
切断面の断層画像を形成する（図７参照）。
像上で切断面の位置を任意に指定するための装置であ
り、例えばトラックボールやキーボードなどで構成され
る。この入力装置４８を利用して設定された切断面の位
置は、切断面位置設定部４６により読み取られ、切断面
のＺ方向のアドレスを示す位置情報が出力されている。
その位置情報はカーソル線像形成部４３に送られ、切断
面の位置を示すカーソル線の画像が作成される。このカ
ーソル線像は、表示制御部４０において、立体的透視画
像上に合成される。また、位置情報は断層画像形成部３
６にも送られており、断層画像形成部３６は設定された
切断面の断層画像を形成する（図７参照）。
【００３９】本実施形態において、切断面を示すカーソ
ル線の方向は図１に示したＸ方向（電子走査方向）と一
致し、また、切断面の位置を示す位置情報はＺ方向のア
ドレスを示す情報である。ちなみに、切断面はＸ−Ｙ平
面上に設定される。
ル線の方向は図１に示したＸ方向（電子走査方向）と一
致し、また、切断面の位置を示す位置情報はＺ方向のア
ドレスを示す情報である。ちなみに、切断面はＸ−Ｙ平
面上に設定される。
【００４０】上記構成によれば、図７に示すように、リ
アルタイムで形成される立体的透視画像を観察しなが
ら、その画像上で任意の切断面位置をカーソル線で指定
して、立体的透視画像と共に切断面の断層画像を同一画
面上に表示させることができる。そして、その状態で、
更に切断面の位置を変更させれば、それに対応して断層
画像がリアルタイムに切替わることになる。
アルタイムで形成される立体的透視画像を観察しなが
ら、その画像上で任意の切断面位置をカーソル線で指定
して、立体的透視画像と共に切断面の断層画像を同一画
面上に表示させることができる。そして、その状態で、
更に切断面の位置を変更させれば、それに対応して断層
画像がリアルタイムに切替わることになる。
【００４１】なお、いったん立体的透視画像をフリーズ
させておき、その画像上で切断面の位置の指定が行われ
た場合に、図５に示すように、位置情報を走査制御部４
４に与え、指定された位置へ超音波振動子２２を移動さ
せて、断層画像の取り込みを行わせることもできる。な
お、図５において、表示器４２の前段にはＤ／Ａ変換器
が設けられているが、図示省略されている。
させておき、その画像上で切断面の位置の指定が行われ
た場合に、図５に示すように、位置情報を走査制御部４
４に与え、指定された位置へ超音波振動子２２を移動さ
せて、断層画像の取り込みを行わせることもできる。な
お、図５において、表示器４２の前段にはＤ／Ａ変換器
が設けられているが、図示省略されている。
【００４２】図６には、図５に示した立体的透視画像形
成部３８の具体的な構成例が示されている。
成部３８の具体的な構成例が示されている。
【００４３】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。
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。
【００４４】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。
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。
【００４５】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、Ａ／Ｄ変換器に入力される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変換器の動
作に同期して動作する。
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、Ａ／Ｄ変換器に入力される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変換器の動
作に同期して動作する。
【００４６】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１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。
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１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。
【００４７】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。
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。
【００４８】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。
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。
【００４９】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、図５の表
示制御部４０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。
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、図５の表
示制御部４０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。
【００５０】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（図示せず）によって
調整可能である。すなわち、この不透明度調整部によっ
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。
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（図示せず）によって
調整可能である。すなわち、この不透明度調整部によっ
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。
【００５１】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
立体的透視画像と共に断層画像を併せて表示できる。そ
して、その際に、立体的透視画像上で簡単に切断面の位
置を指定でき、かつその切断面の位置をカーソル線像と
して画像表示可能である。
立体的透視画像と共に断層画像を併せて表示できる。そ
して、その際に、立体的透視画像上で簡単に切断面の位
置を指定でき、かつその切断面の位置をカーソル線像と
して画像表示可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】 三次元エコーデータ取込み空間と投影画像と
の関係を示す図である。
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。
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。
る。
【図５】 本発明に係る超音波診断装置の全体構成を示
すブロック図である。
すブロック図である。
【図６】 図５に示す立体的透視画像形成部の具体的な
構成例を示す図である。
構成例を示す図である。
【図７】 本発明に係る表示例を示す図である。
２１ 三次元データ取込み用超音波探触子、３６ 断層
画像形成部、３８ 立体的透視画像形成部、４３ カー
ソル線像形成部、４４ 走査制御部、４６ 切断面位置
設定部、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。
画像形成部、３８ 立体的透視画像形成部、４３ カー
ソル線像形成部、４４ 走査制御部、４６ 切断面位置
設定部、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。
Claims (6)
- 【請求項１】 三次元領域に対して超音波を送受波し、
三次元領域を構成する各ボクセルのエコーデータを取り
込む送受波手段と、 超音波ビームに沿って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、
これにより立体的透視画像を形成する立体的透視画像形
成手段と、 前記立体的透視画像に対し切断面を設定する切断面設定
手段と、 前記切断面上のエコーデータに基づき、断層画像を形成
する断層画像形成手段と、 前記立体的透視画像と前記断層画像とを表示する表示手
段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項２】 請求項１記載の装置において、 前記立体的透視画像形成手段は、 エコーデータ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、 エコーデータ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、 エコーデータ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前記立体
的透視画像を形成することを特徴とする超音波診断装
置。 - 【請求項３】 請求項１記載の装置において、 エコーデータ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、 前記エコーデータ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前記立体
的透視画像を形成することを特徴とする超音波診断装
置。 - 【請求項４】 請求項１記載の装置において、 前記立体的透視画像と前記断層画像は同一画面上に同時
に表示されることを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項５】 請求項１記載の装置において、 前記切断面の位置を表すカーソル線を前記立体的透視画
像上に表示するカーソル線像形成手段を含むことを特徴
とする超音波診断装置。 - 【請求項６】 請求項５記載の装置において、 前記カーソル線の方向は、前記送受波手段における電子
走査方向に一致することを特徴とする超音波診断装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8125342A JP3015727B2 (ja) | 1996-05-21 | 1996-05-21 | 超音波診断装置 |
| US08/861,244 US5911691A (en) | 1996-05-21 | 1997-05-21 | Ultrasound image processing apparatus and method of forming and displaying ultrasound images by the apparatus |
| DE1997636311 DE69736311T2 (de) | 1996-05-21 | 1997-05-21 | Ultraschall-Bildverarbeitungssystem und Verfahren zum Erzeugen und Anzeigen der Ultraschall-Bilder des Systems |
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