JPH1085210A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 三次元超音波画像を表示する場合において、
超音波ビームに沿った深さ方向における画像処理範囲を
ユーザが容易に把握できるようにする。 【解決手段】 立体的投影画像形成部３６は、各超音波
ビームに沿って所定のボクセル演算を実行し、これによ
って立体的投影画像を形成する。ボクセル演算の終了点
は所定の終了条件に基づき判定される。ライン画像形成
部５４はその終了点を表すライン画像を形成し、このラ
イン画像が二次元断層画像に合成される。この合成画像
は、実際の立体的投影画像の形成に先立って表示するこ
とができ、また立体的投影画像と共に表示することもで
きる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は超音波診断装置、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
うな新しい三次元超音波画像を形成する装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来の超音波診断装置における二次元断
層画像表示（いわゆるＢモード表示）では、生体内の断
面が白黒の濃淡画像として表示される。しかし、観察し
たい組織の切断面のみしか表現されないため、画像上で
組織を立体的に認識・把握するのは困難である。その一
方、生体内の三次元領域に対して超音波の送受波を行
い、組織の三次元画像を形成する装置が実用化されつつ
ある。その三次元画像は、例えば、表面抽出を行って得
られた組織表面に対し、奥行き感をもたせるための濃淡
付けを行ったものであり、組織を立体的に表現すること
が可能である。なお、三次元領域を画像化する手法とし
ては、積算法や投影法なども知られているが、そのよう
な手法による画像は平面的で奥行き感のないものであ
る。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】上記従来の三次元画像
処理においては、三次元領域内で取り込まれたエコーデ
ータのすべてをいったん三次元エコーデータメモリに格
納した上で、その後に、各エコーデータをソフトウエア
処理などにより再構成する必要がある。このため、１枚
の三次元画像を得るための演算に多くの時間を要し、リ
アルタイムで三次元画像を表示することは到底困難であ
った。また、従来の三次元画像は基本的に表面の濃淡付
けを基本としているため、組織を透かしてその内部を空
間的に表現することは基本的にできなかった。

【０００４】そこで、本願出願人は、特願平８−１８５
７８１号において新しい画像処理法を提案している。そ
の原理については後に詳述するが、かかる画像処理法に
よれば組織を立体的かつ透過的に表現でき、またユーザ
ーの好みに応じて、組織表面の立体的表現を強調した
り、あるいは組織内部の透過表現を強調したりすること
ができる。

【０００５】この画像処理法では、取り込まれた受信信
号の時系列順で、すなわち、超音波ビームに沿って存在
している各エコーデータごとにボクセル演算（後述）が
順次実行され、ここで、そのボクセル演算は所定の終了
条件が満たされるまで実行される。そして、その終了時
点でのボクセル演算値が画素値に対応付けられる。よっ
て、その終了条件を適宜設定すれば、組織表面の表現を
強調したり、あるいは組織内部の透過表現を強調したり
することができる。しかし、各超音波ビーム上で、どの
程度の深さまでボクセル演算が遂行されたのかを数値と
して表すことはできても、それだけでは、ユーザーが直
観的にどこまでが画像処理範囲であるかを把握困難であ
る。また、それゆえ試行錯誤的に終了条件を変化させ最
終的に所望の画像を得る必要があるが、その場合には、
１枚の画像を得るために走査面を多数形成する必要があ
ることから、希望する画像を得るまでに時間がかかり、
このため検査時間が長くなるおそれがあった。よって、
より操作性を向上した超音波診断装置が要望されてい
る。なお、この問題は、処理範囲がある条件に基づいて
適応的に設定されるような画像処理においても同様に指
摘されるものと思われる。

【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、三次元画像としての立体的投
影画像を表示する場合において、超音波ビームに沿った
深さ方向における画像処理範囲、特に処理が終了した深
さを直観的にユーザーが把握できるようにすることにあ
る。

【０００７】また、本発明は、上記の立体的投影画像と
共に二次元断層画像を表示し、その二次元断層画像上に
上記の画像処理範囲を視覚的に表現することにある。

【０００８】また、本発明は、立体的投影画像を作成す
る際の処理終了条件をユーザーが適切かつ容易に設定で
きるようにし、ユーザーの操作性を向上すると共に検査
時間を削減することにある。

【０００９】

【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
ームを走査して形成される走査面を他方向へ走査するこ
とにより、三次元領域に対して超音波の送受波を行う送
受波手段と、前記三次元領域内で指定される代表走査面
のエコーデータに基づき、二次元断層画像を形成する断
層画像形成手段と、超音波ビームに沿って各ボクセルの
エコーデータに対する所定のボクセル演算を順次行うこ
とにより、各超音波ビームごとに画素値を演算して前記
三次元領域の立体的投影画像を形成する手段であって、
前記超音波ビームに沿って行われる前記ボクセル演算が
所定の終了条件に到達した終了点まで実行される立体的
投影画像形成手段と、前記代表走査面における各超音波
ビーム上の前記終了点に基づいて、それらを表す終了ラ
インを画像として形成する終了ライン形成手段と、前記
二次元断層画像上に前記終了ラインを合成して合成画像
を出力する終了ライン合成手段と、を含むことを特徴と
する。

【００１０】上記構成によれば、三次元領域を実質的に
構成する複数個の走査面の中から、固定的又は選択的に
代表走査面が設定され、その代表走査面の二次元断層画
像が形成される。この二次元断層画像は、望ましくは、
立体的投影画像と共に表示されるものである。

【００１１】立体的投影画像の形成に当たっては、所定
のボクセル処理の終了条件が定められており、各超音波
ビームごとに個別的にボクセル処理の終了点が自動的に
決定される。なお、この終了条件自体又はその終了条件
で利用されるパラメータを適宜設定することにより、立
体的投影画像の性質を可変することができ、そのような
意味において、この終了条件は画像形成の上で重要な意
味をもつ。

【００１２】三次元領域のボクセルモデルにおいて、そ
の三次元領域は仮想的に複数のボクセルの集合として仮
定でき、ここでボクセルは、超音波ビーム上のサンプル
ボリュームに相当するものである。つまり、各ボクセル
はボクセル値としてのエコーデータ（エコー値）を有す
る。ボクセル処理は、各超音波ビーム上における開始ボ
クセル（開始点）から終了ボクセル（終了点）までの各
ボクセルごとのデータ演算に相当するものである。

【００１３】代表走査面を構成する各超音波ビームにつ
いて終了点が決定されると、その終了点の集合（終了点
列）として終了ラインが形成される。この終了ラインは
二次元断層画像に合成され、その合成画像が表示される
ため、ユーザーは二次元断層画像上においてボクセル演
算の範囲を一目瞭然に認識できる。例えば、ボクセル演
算が組織表面で停止しているか、あるいは組織内部まで
進行しているか、といった画像形成情報を取得できる。
その反射的効果として、上記の終了条件を迅速かつ適切
に設定でき、それゆえ目的の画像を得るためのトータル
の検査時間を削減できるという利点がある。

【００１４】（２）本発明の好適な態様では、前記代表
走査面における各超音波ビーム上の前記ボクセル演算の
強制終了点を表す強制終了ラインを画像として形成する
強制終了ライン形成手段と、前記二次元画像上に前記終
了ラインに加えて前記強制終了ラインを合成して合成画
像を出力する強制終了ライン合成手段と、を含むことを
特徴とする。

【００１５】また、本発明の好適な態様では、前記代表
走査面における各超音波ビーム上の前記ボクセル演算の
開始点を表す開始ラインを画像として形成する開始ライ
ン形成手段と、前記二次元画像上に前記終了ラインに加
えて前記開始ラインを合成して合成画像を出力する開始
ライン合成手段と、を含むことを特徴とする。

【００１６】以上のような開始ラインや強制終了ライン
を併せて表示することにより、処理範囲をより明確に認
識でき、またその設定を容易化できる。なお、強制終了
点は、上記の終了条件がある深さまで満たされなかった
場合にボクセル処理を強制終了させるための深さに相当
する。

【００１７】また、本発明の好適な態様では、前記終了
ラインを強調するために前記終了ラインを色付けする手
段を含むことを特徴とする。通常、二次元断層画像は白
黒で表現されるため、終了ラインを色付けすればそのラ
インの視認性を向上できる。なお、強制終了ラインや開
始ラインについても同色又は異色で色付けを行うことが
できる。

【００１８】また、本発明の好適な態様では、前記終了
ラインによって境界分けされる一方側の領域に対し、前
記終了ラインを強調するための画像処理を施す手段を含
むことを特徴とする。ここで、前記画像処理は、望まし
くは、前記一方側の領域に対する半透明マスク処理であ
る。

【００１９】例えば、終了ラインよりも深い方の領域
（ボクセル処理が到達していない領域）の輝度、彩度、
色相などをもう一方の領域と変化させれば、処理範囲と
非処理範囲をより明確に認識できる。ここで、深い方の
領域に対して半透明のマスク処理を実行するのが望まし
く、背景画像のイメージを残しつつ非処理範囲であるこ
とを明確に表現できる。

【００２０】また、本発明の好適な態様では、前記終了
条件は、超音波ビーム上に沿って各エコーデータに対す
る所定のボクセル演算を行う場合に、そのボクセル演算
で使用される係数の総和が所定値に到達した時点をボク
セル演算の終了とする条件であることを特徴とする。こ
こで、望ましくは、前記係数はエコーデータの関数とし
て定義される。

【００２１】また、本発明の好適な態様では、前記合成
画像と前記立体的投影画像は並べて同時に表示されるこ
とを特徴とする。この場合、両画像は同一ディスプレー
上に並べて表示されてもよいが、複数のディスプレーに
別れて表示されてもよい。いずれにしても両画像が同時
表示されることにより、ボクセル処理の処理範囲と非処
理範囲を容易に識別することができる。

【００２２】（３）本発明の好適な態様では、前記立体
的投影画像形成手段は、エコー値ｅ_iに基づきボクセルi
の不透明度α_i を演算する不透明度演算手段と、エコ
ー値ｅ_i に基づきボクセルi の透明度β_i を演算する透
明度演算手段と、エコー値ｅ_iに不透明度α_i 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
β_i 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
立体的投影画像を形成することを特徴とする。また、本
発明の好適な態様では、前記立体的投影画像形成手段
は、エコー値ｅ_i に基づきボクセルi の不透明度α_i を
演算する不透明度演算手段と、前記エコー値ｅ_i 、前記
不透明度α_i 、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Ｃ_INi に基づいて、ボクセルi の出
力光量Ｃ_OUTi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
的投影画像を形成することを特徴とする。

【００２３】上記構成によれば、超音波ビームに沿って
不透明度などを利用した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、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。

【００２４】ちなみに、不透明度α_i 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β_i 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。そして、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、各画素値が求まれば、そ
れらの画素値の集合として１枚の立体的投影画像が形成
される。

【００２５】この超音波画像は、投影画像としての性格
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。 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。

【００２６】このような調整は、不透明度などの定義を
可変することにより行われ、具体的には、不透明度をパ
ラメータとする終了条件を適宜設定することにより行な
うことが可能である。この場合、逐次加算される各不透
明度α_i の値が大きければ、比較的早い段階で処理が終
了することになり、例えば、組織の表面まで透影して画
像表現が終了することになる。逆に、各不透明度α_i の
値が小さければ、比較的遅い段階で処理が終了すること
になり、例えば、組織の内部の深いところまで透視して
画像処理が終了することになる。

【００２７】

【発明の実施の形態】まず、実施形態に係る立体的投影
画像の形成方法について説明する。

【００２８】［画像形成原理の説明］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(Volum
e 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。

【００２９】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。

【００３０】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。

【００３１】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Ｌ_LAST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。

【００３２】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・ｅ^k2 …（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を可変できるように構成
するのが望ましい。

【００３３】図２に示されるように、あるボクセルｉに
は、入力光量Ｃ_INi と出力光量Ｃ_{OU Ti}とが定義され、そ
の入力光量Ｃ_INi は１つ前のボクセルｉ−１の出力光量
Ｃ_{OU Ti-1}に等しい。すなわち、

【数２】 Ｃ_INi ＝Ｃ_OUTi-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Ｃ_{IN 1} ＝０である。なお、開始ボク
セルは自動的、又は人為的に設定される。

【００３４】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、α_i ・ｅ_i 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−α_i ）・Ｃ_INi である。

【００３５】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Ｃ_OUTiが決定される。

【００３６】

【数３】 Ｃ_OUTi＝（１−α_i ）・Ｃ_INi ＋α_i ・ｅ_i …（３） ただし、上記第２式からＣ_INi ＝_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。

【００３７】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α_i を加算し、その
加算値Σα_i が１に到達した時点で、処理を終了させる
（終了条件）。ただし、処理が最後（又は設定された深
さ）のボクセルＬ_LASTとなった場合にも処理を終了させ
る（強制終了条件）。すなわち、処理が終了する条件
は、

【数４】 Σα_i ＝１ ｏｒ ｉ=Ｌ_LAST …（４） である。Σα_i ＝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α_i の
最大加算値（終了判定値）を変更させてもよい。

【００３８】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Ｃ_{OU 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。

【００３９】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。

【００４０】ところで、上記第３式においては、透明度
が（１−α_i ）で定義され、すなわち不透明度α_i 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Ｃ_OUTiを演算できる。

【００４１】

【数５】 Ｃ_OUTi＝（１−α_i ）・Ｃ_INi ＋α_i ・ｅ_i …（３） ＝Ｃ_INi ＋α_i ・（ｅ_i −Ｃ_INi ） …（５−１） ＝Ｃ_INi ＋Δ_i …（５−２） （ここで、Δ_i ＝α_i ・（ｅ_i −Ｃ_INi ）） 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Δ_i 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Ｃ_OUTiは、入力光量Ｃ
_INi に修正光量Δ_i 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−α_i ）の概念は内包され
ており、原理上異ならない。

【００４２】［好適な実施形態］次に、上記画像処理を
実行する超音波診断装置につき図面を用いて説明する。
図５には、本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形
態が示されており、図５はその全体構成を示すブロック
図である。

【００４３】図５において、三次元エコーデータ取込み
用超音波探触子３０は、複数の振動素子からなるアレイ
振動子を内蔵しており、これを機械的に走査することに
よって三次元エコーデータ取込み空間が形成される。す
なわち、アレイ振動子が電子走査されると超音波ビーム
が走査されて走査面が形成され、その走査面をその走査
面と直交する方向に移動させれば立体的なデータ取込み
領域を形成できる。

【００４４】走査制御部３４は、主に上記のアレイ振動
子の機械走査を制御する手段である。この走査制御部３
４は図示されていない制御部によって制御されている。
送受信部３２は、図示されていない制御部によって制御
され、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からの受信信号に対して増幅な
どの処理を行い、その処理後の受信信号を立体的投影画
像形成部３６及び二次元断層画像形成部３８に出力す
る。

【００４５】立体的投影画像形成部３６は、具体的に
は、ボルモード（ｖｏｌ−ｍｏｄｅ）演算部４０とボル
モード画像形成部４２とで構成されるものである。ボル
モード演算部４０は、上述したボクセル演算、例えば
（３）式に示したような演算を行って各超音波ビームご
とに画素値（輝度値）を演算するものである。各超音波
ビーム上に沿って行うボクセル演算は所定の終了条件が
満たされるまで実行され、その終了条件が満たされた時
点の最終ボクセルの出力光量が輝度値に対応付けられて
いる。

【００４６】演算範囲設定部４８は、超音波ビームに沿
って実行されるボクセル演算に関する開始点及び強制終
了点を設定するための手段である。この演算範囲設定部
４８は例えばダイヤルやキーボードなどで構成される。

【００４７】不透明度調整部５０もダイヤルやキーボー
ドなどで構成され、ボクセル演算における不透明度の決
定に当って使用される係数k1がこの不透明度調整部５０
によって指定されている。その係数は上記の（１）式に
示したように各ボクセルについての不透明度を求める関
数に含まれるものである。勿論、本実施形態では不透明
度を決定するための係数を可変させていたが、不透明度
自体を設定するように構成することもできる。この不透
明度調整部５０は別の見方をすると終了条件可変手段と
しても機能する。

【００４８】ボルモード演算部４０の演算結果、すなわ
ち各超音波ビームごとの画素値はボルモード画像形成部
４２に出力され、ここで各画素の画素値が揃えられて１
枚の立体的透影画像が作成される。そして、その作成さ
れた立体的投影画像（ボルモード画像）は画像表示制御
部５６へ出力される。

【００４９】図５に示されるように、ボルモード演算部
４０がボクセル演算を実行する際に、各超音波ビームご
とに判定される終了点（最終ボクセルの深さ）の情報は
演算終了点記憶部５２に記憶される。ここで、後述する
代表走査面においてボクセル演算が実行される場合、こ
の演算終了点記憶部５２内には、当該代表走査面を構成
する各超音波ビームごとの演算終了点が記憶される。

【００５０】ライン画像形成部５４は、基本的に３つの
ライン像を形成するものである。すなわち、各演算終了
点を結ぶ終了ライン、各開始点を結ぶ開始ライン、及び
各強制終了点を結ぶ強制終了ラインの３つのライン像を
含むライン画像を形成している。このため、ライン画像
形成部５４には、演算終了点記憶部５２からの各演算終
了点の座標（深さ）と演算範囲設定部４８にて設定され
た開始点及び強制終了点の深さの情報が入力されてい
る。ライン画像形成部５４によって形成された３つのラ
インを含むライン画像は画像表示制御部５６に出力され
ている。

【００５１】一方、二次元断層画像形成部３８は、Ｂモ
ード演算部４４とＢモード画像形成部４６とで構成され
る。これらはエコーデータの大きさ（エコー値）を輝度
値に対応させることによって二次元断層画像（Ｂモード
画像）を形成する。そして、形成された二次元断層画像
は画像表示制御部５６に出力される。表示部５８には、
後述するように二次元断層画像にライン画像が合成され
た合成画像が表示され、また立体的投影画像が表示され
る。あるいは、必要に応じてそれらの両画像が同一画面
内に並んで表示される。

【００５２】図６にはライン画像形成部５４及び画像表
示制御部５６の作用が示されている。図６において、二
次元断層画像６０に対して合成されるライン画像６２に
は、上述したように３つのラインが含まれる。すなわ
ち、終了ライン６４、開始ライン６６及び強制終了ライ
ン６８が含まれる。ここで、終了ライン６４は上述した
ように各超音波ビーム上におけるボクセル演算の終了点
を表すラインである。開始ライン６６及び強制終了ライ
ン６８は図５に示した演算範囲設定部４８によって設定
された開始点及び強制終了点を表すラインである。ちな
みに開始ライン６６及び強制終了ライン６８の両端を相
互に連結することによってボックス状に演算範囲を表現
しても良い。

【００５３】このようなライン画像６２は上述のように
二次元断層画像６０に合成され、この画像合成により合
成画像７０が得られる。このような画像合成は図５に示
した画像表示制御部５６において行われている。従って
この合成画像７０が表示部５８に表示されれば、ユーザ
はボクセル演算の演算範囲を視覚的に瞬時に認識でき、
また各超音波ビーム上におけるボクセル演算の終了点
（深さ）を同様に同時に認識することができる。図６に
示す例では胎児の横断面に相当する二次元断層画像が示
されており、ボクセル演算は胎児の表面で終了するよう
な終了条件あるいは不透明度が設定されている。

【００５４】図７には、他のライン画像形成例が示され
ており、この図７に示す例では、終了ライン６４と強制
終了ライン６８とで囲まれる領域７２が半透明のグレー
表示グレー画像またはカラー画像とされており、このよ
うなライン画像６２Ａを二次元断層画像６０に合成すれ
ば、図７の合成画像７０Ａに示されるように、開始点と
強制終了点との間の演算範囲内におけるボクセル処理の
非演算範囲が半透明でマスキングされ、その結果、ボク
セル処理の演算範囲を一目瞭然に認識することが可能と
なる。ちなみに、二次元断層画像は通常白黒の濃淡画像
であるため、図６及び図７に示した終了ライン６４に色
付けを行って表示してもよい。

【００５５】上述のような合成画像７０または７０Ａに
よれば、生体内の特定の組織との関係においてボクセル
演算の範囲を容易に認識できる。

【００５６】このような合成画像７０または７０Ａはそ
れ単独で表示部５８に表示しても良いが、図８に示すよ
うに、立体的投影画像７４と合成画像７０とを同一画面
内に並列して同時に表示してもよい。なお、図８におけ
る７８は機械走査方向を示しており、図８における７６
は現時点における機械走査方向の位置を示している。例
えば図８に示すような２つの画像の同時表示を行う場合
に、機械走査が代表走査面の位置に到達した時点で、画
面上に合成画像７０を表すように制御してもよい。

【００５７】次に、図９を用いて図５に示した超音波診
断装置の動作を説明する。図９に示すフローチャートは
大別して２つのステップに区分され、左側に示すステッ
プは不透明度の調整ステップであり、右側に示すステッ
プは調整された不透明度に基づく実際の立体的投影画像
の形成ステップである。

【００５８】図９において、Ｓ１０１では制御部の制御
の下で、代表走査面が形成され、超音波探触子３０によ
ってエコーデータの取込みが行われる。ただし、超音波
探触子３０内に設けられたアレイ振動子は実際に機械走
査されることなく特定の方向（例えば垂直方向）に向け
られたまま電子走査が行われ、二次元エコーデータ取込
み領域内でのみエコーデータの取込みが行われる。ちな
みに、そのような代表走査面のアドレスはユーザによっ
て指定できるようにしてもよい。通常は機械走査範囲内
における中央位置が代表走査面の位置として設定され
る。

【００５９】Ｓ１０２では、立体的投影画像形成部３６
内におけるボルモード演算部４０のみが動作し、代表走
査面を構成する各超音波ビームに沿ってボクセル演算が
順次実行される。各超音波ビームごとに判定されたボク
セル演算の終了点の座標（深さ）は演算終了点記憶部５
２に記憶される。また、このＳ１０２においてはボクセ
ル演算と平行して二次元断層画像形成部３８において二
次元断層画像の形成が行われる。

【００６０】Ｓ１０３では、ライン画像形成部５４によ
って上述のライン画像が形成される。そしてＳ１０４で
は、図６に示したように二次元断層画像６０とライン画
像６２とが合成され、合成画像が生成される。Ｓ１０５
では、合成画像が表示部５８に表示される。

【００６１】この合成画像を確認したユーザがその終了
条件に満足できるのであればＳ１０８以降の各ステップ
が実行されるが、そのような画像に満足できないような
場合にはＳ１０６からＳ１０７が実行され、ユーザによ
って不透明度が調整される。ちなみに、合成画像は超音
波の送受波と同期してほぼリアルタイムで行われている
ため、ユーザは表示部５８に表示される合成画像を見な
がら適宜不透明度を調整することができる。もちろん、
必要に応じてＳ１０７では演算範囲の再設定や超音波振
動子本体に設けられている増幅部の増幅度の可変調整な
どが行われる。

【００６２】次に、立体的投影画像の形成ステップにつ
いて説明すると、Ｓ１０６にて不透明度の調整が最適化
されたと判断されると、Ｓ１０８では、走査制御部３４
によって電子走査が繰り返し実行されているアレイ振動
子が機械的に走査され、これによって生体内の三次元領
域においてエコーデータの取込みが行われる。すなわ
ち、通常の三次元画像の形成と同様に三次元エコーデー
タの取込みが行われる。Ｓ１０９では、ボルモード演算
部４０が再び動作し、各超音波ビームに沿ったボクセル
演算が順次実行される。そして、ボルモード画像形成部
４２においてその演算結果である画素値を利用して立体
的投影画像が形成される。なお、この段階では二次元断
層画像形成部３８は動作しておらず、立体的投影画像形
成部３６のみが機能する。Ｓ１１１では立体的投影画像
の単独表示を行うか、または２つの画像の並列表示を行
うかが判断され、例えばその判断はユーザの選択に基づ
いて行われる。Ｓ１１２では、上述のように形成された
立体的投影画像のみが画面に表示される。Ｓ１１３で
は、図８に示したように立体的投影画像７４と合成画像
７０とが並列表示される。ここで、合成画像７０は画像
表示制御部５６内に格納されたものが読み出されて利用
されている。

【００６３】従って、上記の実施形態によれば、超音波
探触子３０内におけるアレイ振動子を機械走査させるこ
となく代表走査面のみを形成して最適な不透明度の設定
を迅速に行うことができ、その上で実際にアレイ振動子
の機械走査を行わせて立体的投影画像を形成できるの
で、立体的投影画像の表示までの時間を従来より大幅に
削減でき、これによって操作者や患者の負担を著しく軽
減することが可能となる。また、不透明度の調整は従来
から利用されている二次元断層画像を利用して行えるの
で、その意味でも操作性を向上できるという利点があ
る。

【００６４】なお、上記の実施形態では上述の計算式に
基づく固有の画像処理が適用される場合について説明し
たが、本発明は、処理範囲がある条件に基づいて適用的
に設定されるような画像処理においても同様に適用する
ことが可能であり、すなわち三次元超音波画像の利便性
と二次元超音波画像の利便性とを同時に活用することが
できる。

【００６５】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
三次元画像としての立体的投影画像を表示する場合にお
いて、超音波ビームに沿った深さ方向における画像処理
範囲、特に処理が終了した深さを直観的にユーザが把握
できるような画像を提供できる。また、本発明によれ
ば、立体的投影画像と共に二次元断層画像を表示して、
その二次元断層画像上に画像処理範囲を視覚的に表現す
ることができる。よって、本発明によればユーザの操作
性を向上でき、かつ検査時間を削減することができると
いう利点がある。

【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】 本発明における超音波診断装置の全体構成を
示すブロック図である。

【図６】 二次元断層画像とライン画像の合成を示す図
である。

【図７】 他の合成画像を示す図である。

【図８】 立体的投影画像と合成画像の並列表示を示す
図である。

【図９】 本発明に係る超音波診断装置の動作を示すフ
ローチャートである。

【符号の説明】

３０ 三次元エコーデータ取込み用超音波探触子、３６
立体的投影画像形成部、３８ 二次元断層画像形成
部、４０ ボルモード演算部、４２ ボルモード画像形
成部、４８ 演算範囲設定部、５０ 不透明度調整部、
５２ 演算終了点記憶部、５４ ライン画像形成部、５
６ 画像表示制御部、６０ 二次元断層画像、６２ ラ
イン画像、７０ 合成画像。

Claims (11)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 超音波ビームを走査して形成される走査
   面を他方向へ走査することにより、三次元領域に対して
   超音波の送受波を行う送受波手段と、 前記三次元領域内で指定される代表走査面のエコーデー
   タに基づき、二次元断層画像を形成する断層画像形成手
   段と、 超音波ビームに沿って各ボクセルのエコーデータに対す
   る所定のボクセル演算を順次行うことにより、各超音波
   ビームごとに画素値を演算して前記三次元領域の立体的
   投影画像を形成する手段であって、前記超音波ビームに
   沿って行われる前記ボクセル演算が所定の終了条件に到
   達した終了点まで実行される立体的投影画像形成手段
   と、 前記代表走査面における各超音波ビーム上の前記終了点
   に基づいて、それらを表す終了ラインを画像として形成
   する終了ライン形成手段と、 前記二次元断層画像上に前記終了ラインを合成して合成
   画像を出力する終了ライン合成手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。
2. 【請求項２】 請求項１記載の装置において、 前記代表走査面における各超音波ビーム上の前記ボクセ
   ル演算の強制終了点を表す強制終了ラインを画像として
   形成する強制終了ライン形成手段と、 前記二次元断層画像上に前記終了ラインに加えて前記強
   制終了ラインを合成して合成画像を出力する強制終了ラ
   イン合成手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。
3. 【請求項３】 請求項１記載の装置において、 前記代表走査面における各超音波ビーム上の前記ボクセ
   ル演算の開始点を表す開始ラインを画像として形成する
   開始ライン形成手段と、 前記二次元画像上に前記終了ラインに加えて前記開始ラ
   インを合成して合成画像を出力する開始ライン合成手段
   と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。
4. 【請求項４】 請求項１記載の装置において、 前記終了ラインを強調するために前記終了ラインを色付
   けする手段を含むことを特徴とする超音波診断装置。
5. 【請求項５】 請求項１記載の装置において、 前記終了ラインによって境界分けされる一方側の領域に
   対し、前記終了ラインを強調するための画像処理を施す
   手段を含むことを特徴とする超音波診断装置。
6. 【請求項６】 請求項５記載の装置において、 前記画像処理は、前記一方側の領域に対する半透明マス
   ク処理であることを特徴とする超音波診断装置。
7. 【請求項７】 請求項１記載の装置において、 前記終了条件は、前記ボクセル演算で利用される所定の
   不透明度の総和が所定値に到達した時点を前記ボクセル
   演算の終了とする条件であることを特徴とする超音波診
   断装置。
8. 【請求項８】 請求項７記載の装置において、 前記不透明度は各ボクセルのエコーデータの関数として
   定義されることを特徴とする超音波診断装置
9. 【請求項９】 請求項１記載の装置において、 前記合成画像と前記立体的投影画像は並べて同時に表示
   されることを特徴とする超音波診断装置。
10. 【請求項１０】 請求項１記載の装置において、 前記立体的投影画像形成手段は、 エコー値ｅ_i に基づきボクセルｉ の不透明度α_i を演
    算する不透明度演算手段と、 エコー値ｅ_i に基づきボクセルi の透明度β_i を演算す
    る透明度演算手段と、 エコー値ｅ_i に不透明度α_i 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
    β_i 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
    的投影画像を形成することを特徴とする超音波診断装
    置。
11. 【請求項１１】 請求項１記載の装置において、 前記立体的投影画像形成手段は、 エコー値ｅ_i に基づきボクセルi の不透明度α_i を演算
    する不透明度演算手段と、 前記エコー値ｅ_i 、前記不透明度α_i 、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Ｃ_INi に基
    づいて、ボクセルi の出力光量Ｃ_OUTi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
    的投影画像を形成することを特徴とする超音波診断装
    置。