超音波診断装置、及び画像処理方法
【課題】 ボクセルデータから超音波画像を生成する際に補間処理を行う必要がない超音波診断装置を提供することを目的とする。
【解決手段】 ＤＳＣ７は、超音波ラスタデータからボクセルデータを生成するとき、ボリューム・レンダリングにおける視線方向２２とボクセルデータ２１とが直交するように、ボクセルデータ２１を生成する。このボクセルデータ２１を表すための直交座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）と、超音波プローブに対して固定的な座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）とは、一次変換により変換が可能なように対応付けられている。視線方向２２を示す単位ベクトルとその一次変換を表す変換式とにより、視線方向２２に直交するようにボクセルデータ２１を生成し、ボリューム・レンダリングによって３次元超音波画像を生成する。
【解決手段】 ＤＳＣ７は、超音波ラスタデータからボクセルデータを生成するとき、ボリューム・レンダリングにおける視線方向２２とボクセルデータ２１とが直交するように、ボクセルデータ２１を生成する。このボクセルデータ２１を表すための直交座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）と、超音波プローブに対して固定的な座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）とは、一次変換により変換が可能なように対応付けられている。視線方向２２を示す単位ベクトルとその一次変換を表す変換式とにより、視線方向２２に直交するようにボクセルデータ２１を生成し、ボリューム・レンダリングによって３次元超音波画像を生成する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、被検体に超音波を送信して被検体からの反射波を受信することにより、被検体内の超音波診断情報を得る超音波診断装置、及び超音波画像を生成する画像処理方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、診断及び治療を行う医療現場においては、超音波診断装置、Ｘ線ＣＴ装置、ＭＲＩ装置等の医用画像診断装置上で作成された画像を、３次元的な画像として表示して診断及び治療に用いている。
【０００３】
例えば、超音波診断装置においては、超音波ビームを被検体内の空間に３次元的に送受信できる２次元超音波プローブの開発が進められ、実用段階に入ろうとしている。この２次元超音波プローブは、超音波を送受信する圧電素子がマトリックス（格子）状に配置され、走査（スキャン）することによって３次元的に超音波を送受信し、プローブの表面から放射状に広がる形状の３次元データを収集するものである。そして、３次元データとして得られた超音波診断情報を画像処理して３次元画像を生成している。
【０００４】
３次元画像を作成するための代表的な手法として、ボリューム・レンダリング（Ｖｏｌｕｍｅ Ｒｅｎｄｅｒｉｎｇ：以下、ＶＲ処理と称することがある）が挙げられる。このボリューム・レンダリングは、超音波診断装置以外のＸ線ＣＴ装置やＭＲＩ装置等の医用画像診断装置においても広く用いられている３次元表示手法である。超音波診断装置等の医用画像診断装置による３次元画像処理では、収集した３次元画像データから一旦ボクセルという立方体のデータを作成し、そのボクセルデータに基づいて３次元画像を生成している。なお、医用画像診断装置以外の、３次元画像データを扱う情報処理装置においても、画像データはボクセルデータであることが多い。
【０００５】
このボリューム・レンダリングは、ボクセルデータに対して所定の視線方向（投影光線の投影方向）を決めて、任意の視点から光線追跡処理を行い、視線上のボクセル値（輝度値等）の積分値や重み付き累積加算値を投影面上の画像ピクセルに出力することによって、臓器等を立体的に抽出して３次元画像を生成するものである。
【０００６】
このボリューム・レンダリングによる３次元画像の生成について図１４を参照しつつ説明する。ボリューム・レンダリングによる画像は、ボクセルデータセット８０を特定の視点８１をもとに特定の方向を有する投影光線８２を貫くことによって、その投影光線８２に垂直な投影面８３に投影されたピクセル８４に基づいて生成される。投影光線８２によって貫かれた各ボクセル値により積分値や重み付き累積加算値が計算され、この得られた積分値や重み付け加算値がピクセル８４に格納される。そして、最終的には、ボクセル値が格納されたピクセル８４が複数個集まることによって、３次元画像が生成される。
【０００７】
一方、操作者は、投影光線８２の投影方向（視点からボクセルデータを望む方向）を任意に設定することが可能である。この投影光線８２及び投影面８３は、図１４中のＸＹＺ座標を用いれば、簡単な方程式で設定することができる。ボリューム・レンダリングで生成される画像は、投影面８３上に投影された複数のピクセル８４により生成され、最終的にモニタに表示される。
【０００８】
また、ボリューム・レンダリングで生成される３次元画像の他に、用途によって、最大値／最小値投影画像、ＭＰＲ画像等がボクセルデータから生成される。
【０００９】
投影光線８２によって貫かれた各ボクセル値の中から最大値を計算し、得られた最大値をピクセル８４に格納することによって生成される画像を、最大値投影画像という。また、各ボクセル値の中から最小値を計算し、得られた最小値をピクセル８４に格納することによって生成される画像を、最小値投影画像という。
【００１０】
また、ボクセルデータを特定の平面（切断平面）で切断することによって得られる切断面により生成される画像を、ＭＰＲ（Ｍｕｌｔｉ Ｐｌａｎｅ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ：ＭＰＲ）画像という。このＭＰＲ画像について図１５を参照しつつ説明する。図１５（ａ）は、ボクセルデータセット８５を切断平面８６で切断した模式図である。図１５（ｂ）は、ボクセルデータセット８５が切断平面８６で切断されることにより得られた切断面８７を示す模式図である。切断面８７上のピクセルには、切断平面８６がボクセルデータセット８５と交わるボクセルの値が格納される。
【００１１】
一方、操作者は、３次元空間（ＸＹＺ座標により形成される空間）における切断平面８６を設定することが可能とである。この切断平面８６は、図１５中のＸＹＺ座標を用いれば、簡単な方程式で設定することができる。
【００１２】
ここで、ボクセルデータの生成方法について説明する。超音波診断装置におけるボクセルデータの生成方法について説明するために、まず、１次元超音波プローブを備えた超音波診断装置における画像データの収集とその画像化（例えば、特許文献１）について図１６乃至図１８を参照しつつ説明する。図１６は従来技術に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。図１７は直交座標系の２次元画像に変換する処理を説明するための図である。図１８はデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な機能ブロック図である。
【００１３】
図１６に示すように、従来の超音波診断装置１００は、１次元超音波プローブ１０１と、送受信回路１０２と、Ｂモード処理回路１０３と、ＣＦＭ（Ｃｏｌｏｒ Ｆｌｏｗ Ｍａｐｐｉｎｇ：カラーフローマッピング）処理回路１０４と、記憶装置１０５と、ＤＳＣ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｃａｎ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ：デジタルスキャンコンバータ）１０６と、表示装置１０７と、コントローラ１０８とからなる。
【００１４】
１次元超音波プローブ１０１で得られたエコーデータは、送受信回路１０２を介してＢモード処理回路１０３及びＣＦＭ処理回路１０４に送られる。Ｂモード処理回路１０３ではエコーの振幅情報の映像化が行われる。また、ＣＦＭ処理回路１０４では動いている血流情報の映像化が行われる。Ｂモード処理回路１０３で生成されるデータをＢモード超音波ラスタデータといい、ＣＦＭ処理回路１０４で生成されるデータをカラー超音波ラスタデータという。
【００１５】
Ｂモード処理回路１０３で得られたＢモード超音波ラスタデータ、及びＣＦＭ処理回路１０４で得られたカラー超音波ラスタデータは、記憶装置１０５に記憶されるとともに、ＤＳＣ１０６に送られる。ＤＳＣ１０６は表示装置１０７で表示するための画像を作成する。また、コントローラ１０８は超音波診断装置全体の動作を制御する。
【００１６】
ＤＳＣ１０６は、直交座標系で表される画像を得るために、超音波ラスタデータを直交座標で表される画像データに変換する。この変換処理について図１７及び図１８を参照しつつ説明する。
【００１７】
超音波ラスタデータ９０は図１７（ａ）に示すような距離Ｒと角度θとで表現される座標系で得られる。ここで、点Ｏは超音波プローブ１０１表面の中心であり、点Ｏにおける超音波プローブ１０１の表面に垂直な線をＸ軸と定義する。また、Ｘ軸に対して垂直となるＹ軸（深さ方向）を図１７に示すように設定する。
【００１８】
距離Ｒは超音波の送受信点（１次元超音波プローブ１０１の位置）と超音波サンプル点９０ａとの距離であり、角度θは超音波ビームの振り角度である。ＤＳＣ１０６は、（Ｒ、θ）座標系で得られた超音波ラスタデータ９０を、図１７（ｂ）に示すような直交座標系の画像データ９１に変換する（スキャンコンバージョン処理：ＳＣ処理）。超音波ラスタデータ９０の座標系（Ｒ、θ）と表示用の画像データ９１の座標系（Ｘ、Ｙ）との間には以下の関係式（１）が成立する。
式（１） Ｒ＝（ｘ２＋ｙ２）１／２
θ＝ａｒｃｔａｎ（ｘ／ｙ）
ＤＳＣ１０６は、上記の座標変換を行って表示用の座標系（Ｘ、Ｙ）で表される画像データ９１を作成する。
【００１９】
ここで、ＤＳＣ１０６の構成について図１８を参照しつつ説明する。シーケンサ１０６ａの制御により、Ｘ座標発生器１０６ｂ及びＹ座標発生器１０６ｃは生成すべき画像ピクセルの位置情報（Ｘ、Ｙ）を発生する。その情報を示す信号は、Ｒアドレス変換器１０６ｄ及びθアドレス変換器１０６ｅに送られ、上記の式（１）に基づいて座標の変換処理が行われる。
【００２０】
そして、Ｒアドレス変換器１０６ｄからＲを示す位置情報が出力され、θアドレス変換器１０６ｅからθを示す位置情報が出力され、アドレス変換器１０６ｆはそれらの位置情報から記憶装置１０５を参照するための記憶装置１０５のアドレス情報を算出する。このアドレス情報に基づき、記憶装置１０５から座標（Ｒ、θ）における超音波ラスタデータが読み出される。この座標（Ｒ、θ）における超音波ラスタデータは変換後の座標（Ｘ、Ｙ）に対応している。
【００２１】
超音波ラスタデータは補間処理回路１０６ｇに入力されて補間処理回路１０６ｇによって表示用の画像データが生成され、表示装置１０７に直交座標で表された超音波画像が表示される。なお、超音波ラスタデータは離散的に収集されるため、記憶装置１０５からは複数の超音波ラスタデータが読み出され、補間処理により画像データが生成される。補間処理は、例えば、着目の座標を取り囲む周囲の超音波ラスタデータによって直線補間処理を行う。この場合、Ｒアドレス変換器１０６ｄ及びθアドレス変換器１０６ｅから補間係数が補間処理回路１０６ｇに出力され、補間処理により画像データが生成される。
【００２２】
次に、２次元超音波プローブを用いて３次元の超音波ラスタデータを収集し、ボクセルデータを作成する場合について、図１９乃至図２１を参照しつつ説明する。図１９はスキャンコンバータ処理によってボクセルデータが生成されることを説明するための概念図である。図２０は直交座標系の３次元画像に変換する処理を説明するための図である。図２１はデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な機能ブロック図である。
【００２３】
図１９（ａ）は、２次元超音波プローブを用いて収集される３次元の超音波ラスタデータの幾何形状を示している。点Ｏは２次元超音波プローブ表面の中心点であり、点Ｏにおける超音波プローブ表面に垂直な線をＸ軸として定義する。また、Ｘ軸に対して垂直で互いに垂直となるＹ軸とＺ軸を図１９に示すように設定する。そして、この超音波ラスタデータに対してスキャンコンバージョン処理が施され、図１９（ｂ）に示すような直交座標系で表されるボクセルデータ９４が生成される。
【００２４】
この座標変換について図２０を参照しつつ詳しく説明する。超音波ラスタデータ９３は、図２０（ａ）に示すような距離Ｒと角度θと角度φとで表現される座標系で得られる。距離Ｒ、角度θ、角度φは以下に示す定義（１）によって定義される。
定義（１）
距離Ｒ：超音波の送受信点（２次元超音波プローブの位置）と超音波サンプリング点９３ａとの距離
角度θ：超音波ビームの軌跡をＸＹ平面上に投影したとき、投影された軌跡がＹ軸となす角度
角度φ：超音波ビームの軌跡をＹＺ平面上に投影したとき、投影された軌跡がＹ軸となす角度
【００２５】
ＤＳＣは、座標系（Ｒ、θ、φ）で表された超音波ラスタデータ９３を、図２０（ｂ）に示すような直交座標系で表されるボクセルデータ９４に変換する。超音波ラスタデータの座標系（Ｒ、θ、φ）と、ボクセルデータの座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）との間には以下の関係式（２）が成立する。
式（２） Ｒ＝（ｘ２＋ｙ２＋ｚ２）１／２
θ＝ａｒｃｔａｎ（ｘ／ｙ）
φ＝ａｒｃｔａｎ（ｚ／ｙ）
ＤＳＣは、上記の座標変換を行って座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）で表されるボクセルデータを作成する。
【００２６】
ここで、ＤＳＣの構成について図２１を参照しつつ説明する。各回路の機能は、図１８で示したＤＳＣと同じである。３次元で表されるボクセルデータへの変換のため、図１８に示すＤＳＣに加えて、Ｚ座標発生器１０６ｈとφアドレス変換器１０６ｉが備えられている。
【００２７】
そして、上記の式（２）に基づいて２次元座標変換と同様に、座標（Ｒ、θ、φ）から直交座標（Ｘ、Ｙ、Ｚ）に変換され、図１９（ｂ）に示されるように、直交座標系で表されるボクセルデータ９４が生成される。このボクセルデータに対してボリューム・レンダリング、最大値／最小値投影処理等の処理を施して超音波画像を生成する。なお、超音波ラスタデータは離散的に収集されるため、ボクセルデータを生成する際には、例えば、着目ボクセルを取り囲む周囲８個の超音波ラスタデータによる直線補間処理（Ｔｒｉ−Ｌｉｎｅａｒ補間処理）が行われる。
【００２８】
【特許文献１】特開平１１−１０４１３３号公報（段落［００２１］−［００２２］、図３）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００２９】
ボリューム・レンダリングにおいては、図１４に示すように、操作者によって任意の方向から視線を設定することができる。しかしながら、従来のスキャンコンバージョン処理における座標系（Ｒ、θ、φ）から直交座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）への変換は固定的であり、直交座標の配置を任意に設定することは行われていない。つまり、ボクセルデータを表すための直交座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）は超音波プローブに対して固定的に設定されており、視線の方向（投影光線の投影方向）に関わらず、Ｘ軸は超音波プローブ表面に垂直な軸として定義され、Ｙ軸、Ｚ軸は互いに垂直で、かつ、Ｘ軸に対して垂直な軸として定義されている。
【００３０】
ボクセルデータに対して斜めの方向から視線を設定して、一定の間隔で投影光線を進めた場合、その間隔ごとにボクセルデータが存在するとは限らないため、ボリューム・レンダリングにおいて補間処理を行う必要がある。この補間処理として、例えば、着目するボクセルを取り囲む周囲８個のボクセルを用いた直線補間処理（Ｔｒｉ−Ｌｉｎｅａｒ補間処理）を行う必要がある。
【００３１】
このように、従来の超音波診断装置及び画像処理方法においては、ＤＳＣのスキャンコンバージョン処理によってボクセルデータを生成する際に行われる補間処理の他、ボリューム・レンダリングによって画像データを生成する際においても補間処理を行う必要がある。従って、超音波ラスタデータから画像データを生成するまでの間に、２段階の補間処理を行う必要があるが、一般的に、補間処理の回数が増えるほど画像の空間分解能が劣化する問題がある。
【００３２】
また、従来のスキャンコンバージョン処理においては、ボクセルデータの生成順序も固定的であった。例えば、図２２に示すように、ボクセルデータセット９５は、同図に示す順番（１、２、３、４、・・・）で生成される場合、ボリューム・レンダリングの投影面９７に近いボクセルの生成が全体のボクセルの中で後発となり、スキャンコンバージョン処理の完了を待たないとボリューム・レンダリングを開始できない状態にあった。つまり、所定の視線上に位置する全てのボクセルが生成されないと、光線追跡処理が行えない状態にあった。このような処理の遅延は、超音波診断装置の利点の１つであるリアルタイム性を大きく損なってしまう。
【００３３】
さらに、ボリューム・レンダリングは、パーソナルコンピュータ（ＰＣ）やワークステーション等を用い、ソフトウェアで処理されることが一般的であった。超音波診断装置には可搬性が求められるが、超音波診断装置にＰＣ等を接続するとその可搬性が損なわれる。また、ＰＣ等の接続は、医用システム全体の消費電力を大きく増加させる要因にもなる。このため、システムの小型化、低消費電力化を実現するためには、ボリューム・レンダリングをＡＳＩＣ等のハードウェアで処理することが望まれる。しかしながら、ボリューム・レンダリングの視線設定等は操作者が任意に行える必要があり、特に、光線追跡処理等のハードウェアによる実現は複雑さを増し、回路規模の増大を招いてしまう問題があった。
【００３４】
この発明は上記の課題を解決するものであり、ボクセルデータを表すための直交座標系を超音波プローブに対して任意に設定可能とし、特に、視線方向に対してボクセルデータの１つの方向が平行になるように直交座標系を設定することで、超音波画像を生成する際に補間処理を行う必要がない超音波診断装置を提供することを目的とする。このように補間処理の回数を減らすことによって空間分解能の向上を図ることを目的とする。
【００３５】
また、補間処理の回数を減らすことで、ソフトウェアで処理する場合のＣＰＵ（中央処理装置）の負担を軽減し、ハードウェアで処理する場合の回路設計の簡潔化を図ることを目的とする。
【００３６】
さらに、ボクセルデータを生成する際にその生成順序を視線方向に沿った順番にすることで、スキャンコンバージョン処理の完了を待たずに超音波画像生成の処理を開始することが可能な超音波診断装置を提供することを目的とする。そのことにより、超音波画像生成処理の効率化を図り、リアルタイム性が損なわれない超音波診断装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００３７】
請求項１に記載の発明は、被検体に対して超音波の送受信を行う超音波プローブと、前記超音波プローブを駆動して前記被検体内を走査する送受信手段と、前記送受信手段が受信した受信信号に基づいて表示画像を生成するときの投影位置及び投影方向を設定する投影方向設定手段と、前記送受信手段の走査によって得られた受信信号に基づいて前記投影方向の座標系で表されるボクセルデータを生成するボクセルデータ生成手段と、前記ボクセルデータを基に前記投影方向の表示画像を生成する画像生成手段と、を有することを特徴とする超音波診断装置である。
【００３８】
請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の超音波診断装置であって、前記ボクセルデータ生成手段は、前記投影方向と前記ボクセルデータの１つの方向とを平行させることを特徴とするものである。
【００３９】
請求項３に記載の発明は、請求項１又は請求項２のいずれかに記載の超音波診断装置であって、前記ボクセルデータ生成手段は、前記投影方向に沿った順番で前記ボクセルデータを生成することを特徴とするものである。
【００４０】
請求項４に記載の発明は、請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の超音波診断装置であって、超音波画像を生成すべき関心領域を指定する関心領域指定手段を更に有し、前記ボクセルデータ生成手段は、前記関心領域内の受信信号に基づいてボクセルデータを生成することを特徴とするものである。
【００４１】
請求項５に記載の発明は、請求項１に記載の超音波診断装置であって、前記受信信号を前記送受信手段が収集した収集座標系で記憶する記憶手段を更に有し、前記ボクセルデータ生成手段は、ボクセルデータを特定する３次元直交座標を出力するボクセルジェネレータと、前記ボクセルデータを特定する３次元直交座標を前記設定された投影方向に変更し、かつ、前記収集座標系に変換する座標変換器と、を備え、前記座標変換器の出力で前記記憶手段にアクセスしてボクセルデータを生成することを特徴とするものである。
【００４２】
請求項６に記載の発明は、請求項５に記載の超音波診断装置であって、前記座標変換器は、前記ボクセルデータを特定する３次元直交座標のうち１つの方向の座標を前記投影方向と平行になるように変更することを特徴とするものである。
【００４３】
請求項７に記載の発明は、請求項６に記載の超音波診断装置であって、前記ボクセルジェネレータは、前記投影位置及び投影方向を基に、前記投影位置において投影方向に重なるボクセルデータを特定する３次元直交座標を前記投影方向に重なるボクセルデータの順に出力することを特徴とするものである。
【００４４】
この発明の超音波プローブは、１次元超音波プローブ又は２次元超音波プローブからなる。１次元超音波プローブを用いる場合は、プローブを機械的に移動させることによって３次元で表される超音波ラスタデータを収集する。これらの超音波プローブで収集された３次元超音波ラスタデータから３次元直交座標系で表されるボクセルデータを生成する際に、視線方向（投影光線の投影方向）とボクセルデータの１つの方向とが平行になる（視線方向とボクセルデータの所定の面とが直交する）ようにそのボクセルデータを生成する。つまり、任意に設定された視線方向と、ボクセルデータを表すための３次元直交座標系の１つの方向とが平行になるように３次元直交座標系を設定し、その３次元座標系によってボクセルデータを表す。
【００４５】
超音波プローブに対して固定的に設定された３次元直交座標系と、視線方向と１つの方向とが平行になるボクセルデータを表現するための３次元直交座標系とは、例えば１次変換によって対応付けておく。ボクセルデータ生成手段は、その１次変換の関係と視線方向のベクトル情報とに基づいて、視線方向と１つの方向とが平行する３次元直交座標系を求め、求められた３次元直交座標系によってボクセルデータを表す。このように、座標系の変換処理を行うことによって、視線方向とボクセルデータの１つの方向とを平行させることが可能となる。
【００４６】
視線方向とボクセルデータの１つの方向とが平行になることによって、例えば、ボリューム・レンダリングによって３次元超音波画像を生成する場合や、最大値又は最小値投影処理を行う場合や、視線方向を厚み方向としてその厚み方向に加算平均されたＭＰＲ画像を生成する場合おいて補間処理が不要になるため、光線追跡処理が比較的、容易になる。
【００４７】
また、ボクセルデータに対して視線方向が斜めに設定されたままの状態においては、関心領域の設定（ボクセルデータの生成開始位置及び生成終了位置を算出するための計算）が複雑になってしまう。この発明のように視線方向とボクセルデータの１つの方向とを平行させることによって、関心領域の設定が簡潔になる。
【発明の効果】
【００４８】
請求項１、請求項２、請求項５、請求項６、請求項８、請求項１０、請求項１１、請求項１４、及び請求項１５に記載の発明によると、ボクセルデータの向きを変えて視線方向とボクセルデータの１つの方向とを平行にすることで、ボクセルデータから超音波画像を生成する際の補間処理が不要になるため、超音波画像の空間分解能を向上させることが可能となる。また、ソフトウェア処理におけるＣＰＵの負担を軽減し、ハードウェア処理における回路設計を簡潔にすることが可能となる。
【００４９】
請求項８及び請求項１７に記載の発明によると、ボリューム・レンダリング、最大値投影処理、最小値投影処理、及びＭＰＲ画像を生成処理において補間処理が不要になるため、３次元超音波画像、最大値投影画像、最小値投影画像、及びＭＰＲ画像の空間分解能を向上させることが可能となる。
【００５０】
請求項３、請求項７、請求項１２及び請求項１６に記載の発明によると、視線方向に沿った順番でボクセルデータを生成することによって、生成されたボクセルデータに基づいて超音波画像（３次元超音波画像、最大値投影画像等）を順次生成することが可能になる。そのことにより、全てのボクセルデータが生成される前に、超音波画像の生成を開始することができるため、画像生成にかかる時間を短縮することが可能となり、画像生成の効率化が図れる。
【００５１】
請求項４及び請求項１３に記載の発明によると、関心領域内の受信信号に基づいてボクセルデータを生成することで、変換手段及び画像生成手段におけるボクセルデータの処理数を減少させることが可能となり、その分、高速に画像を生成することが可能となる。また、視線方向とボクセルデータの１つの方向とを平行にすることによって関心領域の設定が簡潔になるため、従来と比べて、ハードウェアの構成が簡潔になるとともに、画像生成に要する時間を短縮することが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００５２】
以下、この発明の実施形態に係る超音波診断装置について、図１乃至図１３を参照しつつ説明する。
【００５３】
［第１の実施の形態］
この発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置及び画像処理方法について、図１乃至図７を参照しつつ説明する。
【００５４】
（構成）
第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成について、図１を参照しつつ説明する。図１は、この発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。
【００５５】
第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、２次元超音波プローブ２と、送受信回路３と、Ｂモード処理回路４と、ＣＦＭ処理回路５と、記憶装置６と、ＤＳＣ７と、ボリューム・レンダリング処理装置８と、表示装置９と、操作卓１０と、座標系設定回路１１と、コントローラ１２とを含んで構成されている。
【００５６】
２次元超音波プローブ２は、超音波を送受信する圧電素子がマトリックス（格子）状に配置され、走査（スキャン）することによって３次元的に超音波を送受信し、プローブの表面から放射状に広がる形状の３次元データをエコー信号として受信する。
【００５７】
送受信回路３は、２次元超音波プローブ２に電気信号を供給して超音波を発生させるとともに、２次元超音波プローブ２が受信したエコー信号を受信する。エコー信号は、処理の目的に応じてＢモード処理回路４又はＣＦＭ処理回路５に出力される。
【００５８】
Ｂモード処理回路４は、エコーの振幅情報の映像化を行い、エコー信号からＢモード超音波ラスタデータを生成する。ＣＦＭ処理回路５は、動いている血流情報の映像化を行い、カラー超音波ラスタデータを生成する。血流情報には、速度、分散、パワー等の情報があり、血流情報は２値化情報として得られる。超音波ラスタデータは、一時的にメモリからなる記憶装置６に記憶・保持される。
【００５９】
ＤＳＣ７は、直交座標系で表される画像を得るために、超音波ラスタデータを直交座標で表されるボクセルデータに変換する。このＤＳＣ７の詳細な構成及び動作については後述する。なお、ＤＳＣ７がこの発明の「ボクセルデータ生成手段」に相当する。
【００６０】
ボリューム・レンダリング処理回路８は、ＤＳＣ７から出力されたボクセルデータに対してボリューム・レンダリングを施して３次元画像を生成する。ボリューム・レンダリング処理回路８によって作成された３次元画像は、ＣＲＴ等からなる表示装置９により表示される。
【００６１】
操作卓１０は、キーボード、マウス、トラックボール等からなり、コントローラ１２に接続され、操作者の操作によってボクセルデータに対して投影光線の投影方向（視線方向）を指定する。なお、操作卓１０がこの発明の「投影方向設定手段」に相当する。座標系設定回路１１は、操作卓１０から視線方向を示す単位ベクトルの情報を受けとり、ＤＳＣ７に出力する。また、コントローラ１２は、超音波診断装置１を構成する各回路に接続され、それらの制御を行なう。
【００６２】
（動作）
次に、第１の実施形態に係る超音波診断装置の動作について、図２乃至図５を参照しつつ説明する。図２は、第１の実施形態に係る超音波診断装置に備えられているデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な構成を示す機能ブロック図である。図３は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の動作を順番に説明するためのフローチャートである。図４は、ＤＳＣにおける座標変換処理を説明するための図である。図５は、投影光線とボクセルデータとが一直線上に並んだ状態を示す模式図である。
【００６３】
まず、２次元超音波プローブ２を用いて３次元の超音波ラスタデータを収集する（ステップＳ０１）。収集された３次元の超音波ラスタデータを図４（ａ）に示す。点Ｏは２次元超音波プローブ２表面の中心点であり、点Ｏにおける超音波プローブ表面に垂直な線をＸ軸として定義する。また、Ｘ軸に対して垂直で互いに垂直となるＹ軸とＺ軸とを図４（ａ）に示すように設定する。この座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）は、２次元超音波プローブ２（超音波ラスタデータ２０を表すための座標系（Ｒ、θ、φ））に対して固定的に設定されている。超音波ラスタデータを収集するときの座標系が座標系（Ｒ、θ、φ）であり、それを直交座標系にしたものが座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）である。なお、座標系（Ｒ、θ、φ）がこの発明の「収集座標系」に相当する。
【００６４】
ＤＳＣ７は、図４（ａ）に示されている超音波ラスタデータ２０からボクセルデータ２１を生成するのに必要なボクセルデータの座標情報（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）を受けて、図４（ｂ）に矢印で示す投影光線２２の投影方向とボクセルデータ２１の１つの方向とが平行になる（投影方向とボクセルデータ２１の所定の面とが直交する）ように、ボクセルデータ２１を生成する。このボクセルデータ２１の座標系を（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）とし、図４（ｃ）に座標系（Ｘ，Ｙ、Ｚ）、座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）、及びボクセルデータ２１を示す。ＤＳＣ７は、Ｘ’軸、Ｙ’軸、Ｚ’軸が直交する座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）を、Ｚ’軸の向きが投影光線２２の投影方向に平行する方向に変換する。
【００６５】
ここで、座標系（Ｘ，Ｙ、Ｚ）と座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）との関係を具体的に説明する。座標系（Ｘ，Ｙ、Ｚ）と座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）とは、投影方向を示す単位ベクトルに基づく一次変換により変換が可能なように対応付けられている。その一例について、図４（ｄ）に示された座標系を参照しつつ説明する。
【００６６】
ここで、投影光線２２の投影方向（視線方向）を示す単位ベクトルを（Ｘ，Ｙ、Ｚ）＝（α、β、γ）とする（α２＋β２＋γ２＝１）。また、両座標系の原点を同じ点とする。このとき、両座標系の間には以下の関係式（３）が成立する。
式（３）
【００６７】
ＤＳＣ７は、式（３）の座標変換を行って座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）で表されるボクセルデータ２１を生成する。
【００６８】
ここで、座標変換を行うＤＳＣ７の詳細な構成について図２を参照しつつ説明する。座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）から座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）への変換のため、従来のＤＳＣに加えて、Ｘ’座標発生器７１ａ、Ｙ’座標発生器７１ｂ、及びＺ’座標発生器７１ｃからなるＸ’Ｙ’Ｚ’座標発生器７１が備えられている。さらに、Ｘ座標発生器１０６ｂ、Ｙ座標発生器１０６ｃの代わりに、Ｘ座標変換器７２ａ、Ｙ座標変換器７２ｂ、及びＺ座標変換器７２ｃからなるＸＹＺ座標変換器７２が備えられている。さらに、ＸＹＺ座標変換器７２には、座標系設定回路１１が接続されている。
【００６９】
まず、シーケンサ７６の制御により、Ｘ’Ｙ’Ｚ’座標発生器７１はボクセルデータを生成するための各ボクセルに対応した位置情報（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）を発生する（ステップＳ０２）。シーケンサ７６及びＸ’Ｙ’Ｚ’座標発生器７１は、ボクセル及びその位置を特定する情報を発生するものであり、この発明の「ボクセルジェネレータ」に相当する。その位置情報を示す信号は、ＸＹＺ座標変換器７２に送られる。
【００７０】
また、座標系設定回路１１からは、視線設定のため操作者によって任意に設定された投影光線２２の投影方向を示す情報がＸＹＺ座標変換器７２に送られる（ステップＳ０３）。投座標系設定回路１１は、操作卓１０に接続され、操作者が任意の方向の視線の設定を行うと、その視線方向を示す単位ベクトル（α、β、γ）に対応する信号が操作卓１０から座標系設定回路１０に出力され、座標系設定回路１０はその単位ベクトルを示す信号をＸＹＺ座標変換器７２に出力する。
【００７１】
なお、この操作者による視線方向の設定は、予めデフォルトとして設定された視線方向でボリューム・レンダリングされた画像に基づいて行う。操作者が、表示装置９に表示されているデフォルトの画像に対して任意の視線方向を設定すると、その視線方向の単位ベクトル（α、β、γ）が座標系設定回路１０を介してＸＹＺ座標変換器７２に出力され、座標変換処理が行われる。
【００７２】
そして、ＸＹＺ座標変換器７２は、Ｘ’Ｙ’Ｚ’座標発生器７１から送られたボクセルの位置情報（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）を、視線方向を示す単位ベクトルに基づいて、超音波ラスタデータ２０を表す座標系に固定されたＸＹＺ直交座標系での位置情報（Ｘ、Ｙ、Ｚ）に変換する（ステップＳ０４）。この変換は、上記の式（３）に従って行われる。
【００７３】
そして、式（３）に従って変換された位置情報は、Ｒアドレス変換器７３ａ、θアドレス変換器７３ｂ、φアドレス変換器７３ｃに出力され、従来技術と同様に、式（２）に従ってＲθφ座標系での位置情報（Ｒ、θ、φ）に変換される（ステップＳ０５）。
【００７４】
Ｒθφアドレス変換器７３から（Ｒ、θ、φ）の位置情報が出力され、アドレス変換器７４はそれらの位置情報から記憶装置６を参照するための記録装置６のアドレス情報を算出する（ステップＳ０６）。このアドレス情報に基づき、記憶装置６から座標（Ｒ、θ、φ）における超音波ラスタデータが読み出される（ステップＳ０７）。この超音波ラスタデータは変換後の座標（Ｘ、Ｙ、Ｚ）に対応している。そして、補間処理回路７５によってボクセルデータが生成される（ステップＳ０８）。
【００７５】
上記は説明上、ボクセルデータの中で１点だけについて説明したが、全てのボクセルデータを生成するため、１つのボクセルについてデータ生成を行った後、座標をずらしてデータを作成し、全てのボクセルデータを作成していく。
【００７６】
なお、超音波ラスタデータは離散的に収集されるため、記憶装置６からは複数の超音波ラスタデータが読み出され、補間処理によりボクセルデータが生成される。補間処理には、着目ボクセルを取り囲む周囲８個の超音波ラスタデータによる直線補間処理（Ｔｒｉ−Ｌｉｎｅａｒ補間処理）を用いる。この場合、Ｒθφアドレス変換器７３から補間係数が補間処理回路７５に出力され、その補間係数により補間処理を行ってボクセルデータを生成し、ボリューム・レンダリング処理回路８にボクセルデータを出力する。
【００７７】
図５に、座標変換された後のボクセルデータ２１を模式的に示す。Ｘ’Ｙ’Ｚ’座標系に変換することにより、図５（ａ）に示すように、投影光線２２の投影方向とボクセルデータ２１の所定の面とを直交させることが可能となる。つまり、ボクセルデータ２１の１つの方向と投影方向とを平行にすることが可能となる。そのことにより、図５（ｂ）に示すように、ボクセルデータ２１ａは投影光線２２の投影方向に一直線上に配置されるため、光線追跡が容易になる。つまり、従来においては超音波プローブに対してボクセルデータの座標系は固定的に設定されていたため、ボクセルデータに対して斜めに投影方向を設定した場合、光線追跡処理において補間処理が必要だったが、本実施形態においては、投影方向に一直線上に配置されるため、ボリューム・レンダリングにおける補間処理が不要になる。
【００７８】
ボリューム・レンダリング処理回路８は座標変換されたボクセルデータを補間処理回路７５から受けて、投影光線によって貫かれた各ボクセル値により積分値や重み付き累積加算値を計算し、ボクセル値が格納されたピクセルが複数個集まった３次元画像データを生成する。そして、表示装置９はその３次元画像データを受けて、画面に３次元で現された超音波画像を表示する。
【００７９】
このように、ボクセルデータの１つの方向と投影方向とを平行にしてボクセルデータを投影方向に一直線上に配置することで、ボリューム・レンダリングの際に、補間処理を行う必要がないため、従来技術と比べて空間分解能が向上する。また、光線追跡が容易になるため、ソフトウェアによって処理する場合のＣＰＵにかかる負荷を低減することができ、ハードウェアで処理する場合の回路構成を簡素化することが可能となる。
【００８０】
また、ＤＳＣ７によるスキャンコンバージョン処理によってボクセルデータを生成する際に、視線方向に沿った順番でボクセルデータを生成するようにしても良い。この処理について図６を参照しつつ説明する。図６は、ボクセルデータの生成順序を説明するための模式図である。
【００８１】
図６（ａ）に示すように、まず、投影光線２２ａが貫く部分のボクセルデータセット２１ａを生成する。投影光線２２ａ上のボクセルデータセット２１ａの生成が終了すると、次に、投影光線２２ｂが貫く部分のボクセルデータセット２１ｂを生成する。さらに、投影光線２２ｃが貫く部分のボクセルデータセット２１ｃを生成する。このように、投影光線に沿ってボクセルデータを順次生成していく。
【００８２】
具体的には、ボクセルデータを得るため、１つのボクセルについてデータを生成し、次に、Ｚ’方向（投影方向）に座標をずらしたデータを生成する。このように、Ｚ’方向にずらしてボクセルを生成することで、図６（ａ）に示すようなボクセルデータを得る。なお、Ｘ’Ｙ’Ｚ’座標発生器７１は単位ベクトル（α、β、γ）が含まれる座標を生成し、その後、Ｚ’方向にずらした座標を発生していく。
【００８３】
そして、図６（ｂ）に示すように、ボクセルデータが生成された部分から並行してボリューム・レンダリングを行い、３次元で表される超音波画像を生成する。例えば、投影光線２２ａ上のボクセルデータセット２１ａを生成した後、引き続き投影光線２２ｂ上のボクセルデータ２１ｂを生成している間に、投影光線２２ａ上のボクセルデータ２１ａに対してボリューム・レンダリングを施し、部分的に３次元画像を生成する。同じように、投影光線２２ｃ上のボクセルデータ２１ｃを生成している間に、投影光線２２ｂ上のボクセルデータ２１ｂに対してボリューム・レンダリングを施し、部分的に３次元画像を生成する。このように、全てのボクセルデータが生成される前に、ボリューム・レンダリングを開始することができる。
【００８４】
ボクセルデータ全てに対してこのような処理が施され、３次元で表される超音波画像が生成される。このようにスキャンコンバージョン（ＳＣ）処理とボリューム・レンダリング（ＶＲ）処理とをパイプライン処理化して同時に処理することが可能となる。並列処理が可能となるため、画像生成の遅延を解消し、スループットを向上させることが可能となる。その結果、超音波診断装置の利点であるリアルタイム性を損なうことなく超音波画像を生成することが可能となる。
【００８５】
また、ボリューム・レンダリングにおける処理において、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」と呼ばれる処理を行っても良い。この「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」とは、視点と関心領域（ＲＯＩ）との間に存在する不要なボクセルを除去して関心領域の可視化を図る処理である。なお、関心領域の指定は操作卓１０によって行われる。この「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理について図７を参照しつつ説明する。図７は、ｃｒｏｐｐｉｎｇ処理を説明するための模式図である。
【００８６】
図７（ａ）に破線で示す「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理された領域２５ではボクセルデータの生成を行わず、可視化する領域のみからボクセルデータ２１の生成を行う。この処理は、図７（ｂ）に示すように、ボクセルデータの生成開始位置２６ａを変更することで実行することができる。ボクセルデータの生成位置の変更は、操作卓１０から関心領域指定の信号を受けたシーケンサ７６の制御によってＸ’Ｙ’Ｚ’座標発生回路７１が行う。この「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理を行うことにより、スキャンコンバージョン処理によって生成されるボクセルデータが減少し、さらに、ボリューム・レンダリングを行うボクセルデータが減少するため、更に高速に超音波画像を生成することが可能となる。
【００８７】
また、従来のように、ボクセルデータに対して投影方向が斜めに設定されたままの状態においては、どの部分のボクセルデータをｃｒｏｐｐｉｎｇするのか、つまり、ボクセルデータの生成開始位置を算出するための計算（計算のためのパラメータの与え方）が複雑になってしまう。そのことにより、ハードウェアによってこの計算を行う場合はハードウェアの構成が複雑になり、ソフトウェアによって処理を行うと時間がかかるといった問題があった。本実施形態によると、ボクセルデータの１つの方向と投影方向とが平行になり（ボクセルデータの所定の面と投影方向とが直交）、ボクセルデータが視線方向に一直線上に配置されているため、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理が従来と比べて容易になり、ハードウェアによる処理及びソフトウェアによる処理上の問題を解消することができる。
【００８８】
なお、本実施形態においては、ＤＳＣ７の処理をハードウェアによって実現しているが、ＤＳＰ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｉｇｎａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）等を用いてソフトウェアによって実現しても構わない。
【００８９】
［第２の実施の形態］
次に、この発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置及び画像処理方法について、図８及び図９を参照しつつ説明する。この第２の実施形態に係る超音波診断装置は、投影光線によって貫かれた各ボクセル値の中から最大値又は最小値を計算し、得られた値をピクセルに格納することによって画像を生成するものである。
【００９０】
第２の実施形態に係る超音波診断装置の構成について、図８を参照しつつ説明する。図８は、この発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。
【００９１】
第２の実施形態に係る超音波診断装置３０は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１とほぼ同じ回路を有しているが、ボリューム・レンダリング処理回路８の代わりに最大値／最小値投影処理装置３１が備えられている。第１の実施形態と同様に、図３に示すステップＳ０３〜ステップＳ０８の処理を行う。第２の実施形態においては、ステップＳ０８にてボクセルデータを生成した後、最大値／最小値投影処理装置３１は投影光線によって貫かれた各ボクセル値の中から最大値又は最小値を計算し、得られた最大値又は最小値をピクセルに格納することで最大値（最小値）投影画像を生成する。
【００９２】
ボクセルデータから最大値投影処理（又は最小値投影処理）を行って最大値投影画像（又は最小値投影画像）を行う場合であっても、第１の実施形態と同様にＤＳＣ７が座標変換を行うため、図９に示すように、ボクセルデータセット３２の１つの方向と投影光線３３の投影方向とが平行になり（ボクセルデータセット３２の所定の面と投影光線３３の投影方向とが直交）、ボクセルデータが投影光線３３の投影方向に一直線上に配置される。そのことにより、光線追跡処理する際の補間処理が不要になるため、空間分解能が向上し、ＣＰＵ負荷の低減や回路の簡易化が図れる。
【００９３】
最大値又は最小値投影処理を行う場合、操作卓１０によって投影方向とボクセルの範囲を指定し、座標系設定回路１１がそれらを示す信号をＤＳＣ７に出力することで、投影方向等が設定される。ボクセル範囲（ボクセル生成の開始点と終了点）の設定は、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理と同様に、ＤＳＣ７内のシーケンサ７６とＸ’Ｙ’Ｚ’座標発生回路７１とが行う。また、第１の実施形態と同様に、ボクセルデータの生成順序を投影方向に沿って生成しても良い。
【００９４】
［第３の実施の形態］
次に、この発明の第３の実施形態に係る超音波診断装置及び画像処理方法について、図１０及び図１１を参照しつつ説明する。この第３の実施形態に係る超音波診断装置は、ボクセルデータを特定の平面で切断し、その切断面からＭＰＲ画像を生成し、更に、厚み方向に直交する複数のＭＰＲ画像を加算して平均することによって画像（厚み付きＭＰＲ画像と称する。）を生成するものである。図１０は、この発明の第３の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。図１１は、ＭＰＲ画像を生成する処理を説明するための模式図である。
【００９５】
第３の実施形態に係る超音波診断装置４０は、第１の実施形態とほぼ同じ回路を有しているが、ボリューム・レンダリング処理回路８の代わりにＭＰＲ生成処理回路４１が備えられている。第１の実施形態と同様に、図３に示すステップＳ０３〜ステップＳ０８の処理を行う。但し、この第３の実施形態においては、視線方向を厚み方向として処理を行う。
【００９６】
ステップＳ０４にてＤＳＣ７が座標変換を行う際に、図１１に示す厚み方向４４とボクセルデータセット４２の１つの方向とが平行になるように、ＤＳＣ７が座標変換を行う。つまり、厚み方向４４とボクセルデータセット４２の所定の面とが直交するように、ＤＳＣ７は座標変換を行う。この変換により、変換後の座標のＺ’軸の向きと厚み方向４４とは平行になる。第１の実施形態において投影方向とボクセルデータセットの１つの方向とを平行にさせた変換処理と同様に、ＤＳＣ７は厚み方向４４とボクセルデータセット４２の１つの方向とを平行にする。
【００９７】
なお、厚み付きＭＰＲ画像４５は、厚み方向４４に直交する複数のＭＰＲ画像を加算して平均することにより生成されるが、加算画像枚数が１枚の場合は通常のＭＰＲ画像になる。
【００９８】
切断面から生成される厚み付きＭＰＲ画像を生成する場合、スキャンコンバージョン処理を全ての領域に対して行う必要はなく、その厚みの範囲内のボクセルだけを生成すればＭＰＲ画像が得られるため、上述した「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理と同様に、ボクセル生成の開始位置と終了位置を設定する。図３に示すステップＳ０３において、操作卓１０によって厚み方向４４と加算する範囲（図１１に示す指定範囲４３）である厚さを指定し、座標系設定回路１１がそれらの示す信号をＤＳＣ７に出力することで、厚み方向４４等が設定される。範囲（ボクセル生成の開始点と終了点）の設定は、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理と同様に、ＤＳＣ７内のシーケンサ７６とＸ’Ｙ’Ｚ’座標発生回路７１とが行う。
【００９９】
そして、図３に示すステップＳ０４及びステップＳ０５において、ＤＳＣ７は、厚み方向４４とボクセルデータセット４２の１つの方向とが平行になるように、座標変換を行う。このように厚み方向４４とボクセルデータセット４２の１つの方向とが平行するような座標系に変換することで、ボクセルデータセット４２を厚み方向４４に一直線上に配置することが可能となり、第１の実施形態と同様に、厚み付きＭＰＲ画像を生成する際に補間処理を行う必要がなくなる。また、第１の実施形態と同様に、ボクセルデータの生成順序を投影方向に沿って生成しても良い。
【０１００】
［第４の実施の形態］
次に、この発明の第４の実施形態に係る超音波診断装置及び画像処理方法について、図１２を参照しつつ説明する。この第４の実施形態に係る超音波診断装置は、圧電素子が走査方向に垂直な方向に分割された１次元超音波プローブを用いて３次元画像を生成するものである。本実施形態に係る超音波診断装置の構成は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成と同じであり、デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の構成も同じである。
【０１０１】
（動作）
第４の実施形態に係る超音波診断装置の動作について、図１２を参照しつつ説明する。図１２は、第４の実施形態に係る超音波診断装置による座標変換処理を説明するための図である。
【０１０２】
１次元超音波プローブをスキャン断面に対して垂直（又は略垂直）な方向に機械的、又は手動で走査することによって、３次元超音波ラスタデータを収集する。図１２において、スキャン面（超音波走査面）をＸＹ平面とし、超音波プローブの移動方向をＺ軸方向と定める。超音波プローブをＺ軸方向に移動させてスキャンすることによって、複数の２次元超音波ラスタデータ５０を収集する。これら複数の２次元超音波ラスタデータの座標系は、図１２に示すように、座標系（Ｒ、θ、Ｚ）で表される。超音波ラスタデータの座標系（Ｒ、θ、Ｚ）と表示用の画像データの座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）との間には以下の関係式（４）が成立する。
式（４） Ｒ＝（ｘ２＋ｙ２）１／２
θ＝ａｒｃｔａｎ（ｘ／ｙ）
ｚ＝ｚ（一定）
距離Ｒ及び角度θの定義を以下に示す。
距離Ｒ：超音波の送受信点（１次元超音波プローブの位置）と超音波サンプリング点との距離
角度θ：超音波ビームの軌跡をＸＹ平面上に投影したとき、投影された軌跡がＹ軸となす角度
【０１０３】
図２に示すＤＳＣ７は、図１２（ａ）に示されている複数の２次元超音波ラスタデータ５０からボクセルデータを生成する。ＤＳＣ７は第１の実施形態と同様に、図３に示すステップ０２〜ステップＳ０８の処理を行ってボクセルデータを生成する。第１の実施形態と同様に、ステップＳ０４にて式（３）に従った位置情報の変換が行われ、変換された位置情報は、図２に示すＲアドレス変換器７３ａ、θアドレス変換器７３ｂ、φアドレス変換器７３ｃに出力される。
【０１０４】
ステップＳ０５における座標変換は式（４）に従って行われ、ＲθＺ座標系での位置情報（Ｒ、θ、ｚ）に変換される。なお、本実施形態においては、Ｚ成分は一定であり、図２に示すφアドレス変換器７３ｃは変換処理を行わず、Ｚ成分をそのまま出力する。
【０１０５】
そして、Ｒθφアドレス変換器７３から（Ｒ、θ、Ｚ）の位置情報が出力され、アドレス変換器７４はそれらの位置情報から記憶装置６を参照するためのアドレス情報を算出する（ステップＳ０６）。このアドレス情報に基づき、記憶装置６から超音波ラスタデータを読み出して（ステップＳ０７）、補間処理回路７６によってボクセルデータを生成する（ステップＳ０８）。このようにして座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）で表されるボクセルデータが生成される。このボクセルデータはボリューム・レンダリング処理回路８に出力され、３次元超音波画像が生成される。
【０１０６】
また、本実施形態においても、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理、視線方向に沿った順番でのボクセルデータの生成、最大値／最小値投影処理、ＭＰＲ画像の厚み方向における加算処理を施しても良い。
【０１０７】
このように、１次元超音波プローブを移動させて３次元超音波ラスタデータを収集した場合であっても、投影方向とボクセルデータの１つの方向とを平行することによって、光線追跡処理が容易になり、ボリューム・レンダリング等における補間処理が不要になる。
【０１０８】
［第５の実施の形態］
次に、この発明の第５の実施形態に係る超音波診断装置及び画像処理方法について、図１３を参照しつつ説明する。この第５の実施形態に係る超音波診断装置は、第４の実施形態と同様に１次元超音波プローブを用いて３次元画像を生成するものである。また、本実施形態に係る超音波診断装置の構成は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成と同じであり、ＤＳＣの構成も同じである。
【０１０９】
（動作）
第５の実施形態に係る超音波診断装置の動作について、図１３を参照しつつ説明する。図１３は、第５の実施形態に係る超音波診断装置による座標変換処理を説明するための図である。
【０１１０】
被検体の生体接触面を支点に１次元超音波プローブを回転して３次元超音波ラスタデータを収集する。図１３において、スキャン面（超音波走査面）をＸＹ平面とし、Ｘ軸周りに超音波プローブを回転して３次元超音波ラスタデータを収集する。Ｘ軸周りの回転角度をφとする。このようにして得られた超音波ラスタデータは、図１３（ｂ）、（ｃ）に示すように、（Ｒ、θ、φ）座標系で表される。図１３（ｂ）は、超音波ラスタデータをＺ軸方向からみた図であり、図１３（ｃ）は、超音波ラスタデータをＸ軸方向からみた図である。
【０１１１】
超音波ラスタデータの座標系（Ｒ、θ、φ）と表示用の画像データの座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）との間には、以下の関係式（５）が成立する。
式（５） Ｒ＝（ｘ２＋ｙ２＋ｚ２）１／２
θ＝ａｒｃｔａｎ｛ｘ／（ｙ２＋ｚ２）１／２｝
φ＝ａｒｃｔａｎ（ｚ／ｙ）
距離Ｒ及び角度θの定義を以下に示す。
距離Ｒ：超音波の送受信点（１次元超音波プローブの位置）と超音波サンプリング点との距離
角度θ：２次元超音波ラスタデータ６０上での超音波ビームがＹ軸となす角度
角度φ：２次元超音波ラスタデータ６０がＸＹ平面となす角度
【０１１２】
図２に示すＤＳＣ７は、図１３に示されている複数の２次元超音波ラスタデータ６０からボクセルデータを生成する。ＤＳＣ７は第１の実施形態と同様に、図３に示すステップＳ０２〜ステップＳ０８の処理を行ってボクセルデータを生成する。第１の実施形態と同様に、ステップＳ０４にて式（３）に従った位置情報の変換が行われ、変換された位置情報は、図２に示すＲアドレス変換器７３ａ、θアドレス変換器７３ｂ、φアドレス変換器７３ｃに出力される。
【０１１３】
ステップＳ０５における変換処理は式（５）に従って行われ、ＲθＺ座標系での位置情報（Ｒ、θ、ｚ）に変換される。
【０１１４】
Ｒθφアドレス変換器７３から（Ｒ、θ、φ）の位置情報が出力され、アドレス変換器７４はそれらの位置情報から記憶装置６を参照するためのアドレス情報を算出する（ステップＳ０６）。このアドレス情報に基づき、記憶装置６から超音波ラスタデータが読み出され（ステップＳ０７）、補間処理回路７５によってボクセルデータが生成される（ステップＳ０８）。このようにして座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）で表されるボクセルデータが生成される。このボクセルデータはボリューム・レンダリング処理回路８に出力され、３次元超音波画像が生成される。また、本実施形態においても、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理等を行っても良い。
【０１１５】
このように、１次元超音波プローブを回転させて３次元超音波ラスタデータを収集した場合であっても、第１の実施形態等と同様に、光線追跡処理が容易になり、ボリューム・レンダリング等における補間処理が不要になる。
【図面の簡単な説明】
【０１１６】
【図１】この発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。
【図２】第１の実施形態に係る超音波診断装置に備えられているデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な構成を示す機能ブロック図である。
【図３】第１の実施形態に係る超音波診断装置の動作を順番に説明するためのフローチャートである。
【図４】デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）による座標変換処理を説明するための図である。
【図５】投影光線とボクセルデータとが一直線上に並んだ状態を示す模式図である。
【図６】ボクセルデータの生成順序を説明するための模式図である。
【図７】ｃｒｏｐｐｉｎｇ処理について説明するための模式図である。
【図８】この発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。
【図９】最大値／最小値投影画像を生成する処理を説明するための模式図である。
【図１０】この発明の第３の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。
【図１１】ＭＰＲ画像を生成する処理を説明するための模式図である。
【図１２】この発明の第４の実施形態に係る超音波診断装置による座標変換処理を説明するための図である。
【図１３】この発明の第５の実施形態に係る超音波診断装置による座標変換処理を説明するための図である。
【図１４】ボリューム・レンダリングによる画像生成を説明するための模式図である。
【図１５】ＭＰＲ画像を生成する方法を説明するための模式図である。
【図１６】従来技術に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。
【図１７】直交座標系の２次元画像に変換する処理を説明するための図である。
【図１８】従来技術に係るデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な構成を示す機能ブロック図である。
【図１９】スキャンコンバージョン処理によってボクセルデータが生成されることを説明するための図である。
【図２０】直交座標系の３次元画像に変換する処理を説明するための図である。
【図２１】従来技術に係るデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な構成を示す機能ブロック図である。
【図２２】ボクセルデータの生成順番を説明するための模式図である。
【符号の説明】
【０１１７】
１、３０、４０ 超音波診断装置
２ ２次元超音波プローブ
３ 送受信回路
４ Ｂモード処理回路
５ ＣＦＭ処理回路
６ 記憶装置
７ ＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）
８ ボリューム・レンダリング処理回路（ＶＲ処理回路）
９ 表示装置
１０ 操作卓
１１ 座標系設定回路
１２ コントローラ
７１ Ｘ’Ｙ’Ｚ’座標発生器
７２ ＸＹＺ座標変換器
７３ Ｒθφ座標変換器
７４ アドレス変換器
７５ 補間処理回路
７６ シーケンサ
【技術分野】
【０００１】
この発明は、被検体に超音波を送信して被検体からの反射波を受信することにより、被検体内の超音波診断情報を得る超音波診断装置、及び超音波画像を生成する画像処理方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、診断及び治療を行う医療現場においては、超音波診断装置、Ｘ線ＣＴ装置、ＭＲＩ装置等の医用画像診断装置上で作成された画像を、３次元的な画像として表示して診断及び治療に用いている。
【０００３】
例えば、超音波診断装置においては、超音波ビームを被検体内の空間に３次元的に送受信できる２次元超音波プローブの開発が進められ、実用段階に入ろうとしている。この２次元超音波プローブは、超音波を送受信する圧電素子がマトリックス（格子）状に配置され、走査（スキャン）することによって３次元的に超音波を送受信し、プローブの表面から放射状に広がる形状の３次元データを収集するものである。そして、３次元データとして得られた超音波診断情報を画像処理して３次元画像を生成している。
【０００４】
３次元画像を作成するための代表的な手法として、ボリューム・レンダリング（Ｖｏｌｕｍｅ Ｒｅｎｄｅｒｉｎｇ：以下、ＶＲ処理と称することがある）が挙げられる。このボリューム・レンダリングは、超音波診断装置以外のＸ線ＣＴ装置やＭＲＩ装置等の医用画像診断装置においても広く用いられている３次元表示手法である。超音波診断装置等の医用画像診断装置による３次元画像処理では、収集した３次元画像データから一旦ボクセルという立方体のデータを作成し、そのボクセルデータに基づいて３次元画像を生成している。なお、医用画像診断装置以外の、３次元画像データを扱う情報処理装置においても、画像データはボクセルデータであることが多い。
【０００５】
このボリューム・レンダリングは、ボクセルデータに対して所定の視線方向（投影光線の投影方向）を決めて、任意の視点から光線追跡処理を行い、視線上のボクセル値（輝度値等）の積分値や重み付き累積加算値を投影面上の画像ピクセルに出力することによって、臓器等を立体的に抽出して３次元画像を生成するものである。
【０００６】
このボリューム・レンダリングによる３次元画像の生成について図１４を参照しつつ説明する。ボリューム・レンダリングによる画像は、ボクセルデータセット８０を特定の視点８１をもとに特定の方向を有する投影光線８２を貫くことによって、その投影光線８２に垂直な投影面８３に投影されたピクセル８４に基づいて生成される。投影光線８２によって貫かれた各ボクセル値により積分値や重み付き累積加算値が計算され、この得られた積分値や重み付け加算値がピクセル８４に格納される。そして、最終的には、ボクセル値が格納されたピクセル８４が複数個集まることによって、３次元画像が生成される。
【０００７】
一方、操作者は、投影光線８２の投影方向（視点からボクセルデータを望む方向）を任意に設定することが可能である。この投影光線８２及び投影面８３は、図１４中のＸＹＺ座標を用いれば、簡単な方程式で設定することができる。ボリューム・レンダリングで生成される画像は、投影面８３上に投影された複数のピクセル８４により生成され、最終的にモニタに表示される。
【０００８】
また、ボリューム・レンダリングで生成される３次元画像の他に、用途によって、最大値／最小値投影画像、ＭＰＲ画像等がボクセルデータから生成される。
【０００９】
投影光線８２によって貫かれた各ボクセル値の中から最大値を計算し、得られた最大値をピクセル８４に格納することによって生成される画像を、最大値投影画像という。また、各ボクセル値の中から最小値を計算し、得られた最小値をピクセル８４に格納することによって生成される画像を、最小値投影画像という。
【００１０】
また、ボクセルデータを特定の平面（切断平面）で切断することによって得られる切断面により生成される画像を、ＭＰＲ（Ｍｕｌｔｉ Ｐｌａｎｅ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ：ＭＰＲ）画像という。このＭＰＲ画像について図１５を参照しつつ説明する。図１５（ａ）は、ボクセルデータセット８５を切断平面８６で切断した模式図である。図１５（ｂ）は、ボクセルデータセット８５が切断平面８６で切断されることにより得られた切断面８７を示す模式図である。切断面８７上のピクセルには、切断平面８６がボクセルデータセット８５と交わるボクセルの値が格納される。
【００１１】
一方、操作者は、３次元空間（ＸＹＺ座標により形成される空間）における切断平面８６を設定することが可能とである。この切断平面８６は、図１５中のＸＹＺ座標を用いれば、簡単な方程式で設定することができる。
【００１２】
ここで、ボクセルデータの生成方法について説明する。超音波診断装置におけるボクセルデータの生成方法について説明するために、まず、１次元超音波プローブを備えた超音波診断装置における画像データの収集とその画像化（例えば、特許文献１）について図１６乃至図１８を参照しつつ説明する。図１６は従来技術に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。図１７は直交座標系の２次元画像に変換する処理を説明するための図である。図１８はデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な機能ブロック図である。
【００１３】
図１６に示すように、従来の超音波診断装置１００は、１次元超音波プローブ１０１と、送受信回路１０２と、Ｂモード処理回路１０３と、ＣＦＭ（Ｃｏｌｏｒ Ｆｌｏｗ Ｍａｐｐｉｎｇ：カラーフローマッピング）処理回路１０４と、記憶装置１０５と、ＤＳＣ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｃａｎ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ：デジタルスキャンコンバータ）１０６と、表示装置１０７と、コントローラ１０８とからなる。
【００１４】
１次元超音波プローブ１０１で得られたエコーデータは、送受信回路１０２を介してＢモード処理回路１０３及びＣＦＭ処理回路１０４に送られる。Ｂモード処理回路１０３ではエコーの振幅情報の映像化が行われる。また、ＣＦＭ処理回路１０４では動いている血流情報の映像化が行われる。Ｂモード処理回路１０３で生成されるデータをＢモード超音波ラスタデータといい、ＣＦＭ処理回路１０４で生成されるデータをカラー超音波ラスタデータという。
【００１５】
Ｂモード処理回路１０３で得られたＢモード超音波ラスタデータ、及びＣＦＭ処理回路１０４で得られたカラー超音波ラスタデータは、記憶装置１０５に記憶されるとともに、ＤＳＣ１０６に送られる。ＤＳＣ１０６は表示装置１０７で表示するための画像を作成する。また、コントローラ１０８は超音波診断装置全体の動作を制御する。
【００１６】
ＤＳＣ１０６は、直交座標系で表される画像を得るために、超音波ラスタデータを直交座標で表される画像データに変換する。この変換処理について図１７及び図１８を参照しつつ説明する。
【００１７】
超音波ラスタデータ９０は図１７（ａ）に示すような距離Ｒと角度θとで表現される座標系で得られる。ここで、点Ｏは超音波プローブ１０１表面の中心であり、点Ｏにおける超音波プローブ１０１の表面に垂直な線をＸ軸と定義する。また、Ｘ軸に対して垂直となるＹ軸（深さ方向）を図１７に示すように設定する。
【００１８】
距離Ｒは超音波の送受信点（１次元超音波プローブ１０１の位置）と超音波サンプル点９０ａとの距離であり、角度θは超音波ビームの振り角度である。ＤＳＣ１０６は、（Ｒ、θ）座標系で得られた超音波ラスタデータ９０を、図１７（ｂ）に示すような直交座標系の画像データ９１に変換する（スキャンコンバージョン処理：ＳＣ処理）。超音波ラスタデータ９０の座標系（Ｒ、θ）と表示用の画像データ９１の座標系（Ｘ、Ｙ）との間には以下の関係式（１）が成立する。
式（１） Ｒ＝（ｘ２＋ｙ２）１／２
θ＝ａｒｃｔａｎ（ｘ／ｙ）
ＤＳＣ１０６は、上記の座標変換を行って表示用の座標系（Ｘ、Ｙ）で表される画像データ９１を作成する。
【００１９】
ここで、ＤＳＣ１０６の構成について図１８を参照しつつ説明する。シーケンサ１０６ａの制御により、Ｘ座標発生器１０６ｂ及びＹ座標発生器１０６ｃは生成すべき画像ピクセルの位置情報（Ｘ、Ｙ）を発生する。その情報を示す信号は、Ｒアドレス変換器１０６ｄ及びθアドレス変換器１０６ｅに送られ、上記の式（１）に基づいて座標の変換処理が行われる。
【００２０】
そして、Ｒアドレス変換器１０６ｄからＲを示す位置情報が出力され、θアドレス変換器１０６ｅからθを示す位置情報が出力され、アドレス変換器１０６ｆはそれらの位置情報から記憶装置１０５を参照するための記憶装置１０５のアドレス情報を算出する。このアドレス情報に基づき、記憶装置１０５から座標（Ｒ、θ）における超音波ラスタデータが読み出される。この座標（Ｒ、θ）における超音波ラスタデータは変換後の座標（Ｘ、Ｙ）に対応している。
【００２１】
超音波ラスタデータは補間処理回路１０６ｇに入力されて補間処理回路１０６ｇによって表示用の画像データが生成され、表示装置１０７に直交座標で表された超音波画像が表示される。なお、超音波ラスタデータは離散的に収集されるため、記憶装置１０５からは複数の超音波ラスタデータが読み出され、補間処理により画像データが生成される。補間処理は、例えば、着目の座標を取り囲む周囲の超音波ラスタデータによって直線補間処理を行う。この場合、Ｒアドレス変換器１０６ｄ及びθアドレス変換器１０６ｅから補間係数が補間処理回路１０６ｇに出力され、補間処理により画像データが生成される。
【００２２】
次に、２次元超音波プローブを用いて３次元の超音波ラスタデータを収集し、ボクセルデータを作成する場合について、図１９乃至図２１を参照しつつ説明する。図１９はスキャンコンバータ処理によってボクセルデータが生成されることを説明するための概念図である。図２０は直交座標系の３次元画像に変換する処理を説明するための図である。図２１はデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な機能ブロック図である。
【００２３】
図１９（ａ）は、２次元超音波プローブを用いて収集される３次元の超音波ラスタデータの幾何形状を示している。点Ｏは２次元超音波プローブ表面の中心点であり、点Ｏにおける超音波プローブ表面に垂直な線をＸ軸として定義する。また、Ｘ軸に対して垂直で互いに垂直となるＹ軸とＺ軸を図１９に示すように設定する。そして、この超音波ラスタデータに対してスキャンコンバージョン処理が施され、図１９（ｂ）に示すような直交座標系で表されるボクセルデータ９４が生成される。
【００２４】
この座標変換について図２０を参照しつつ詳しく説明する。超音波ラスタデータ９３は、図２０（ａ）に示すような距離Ｒと角度θと角度φとで表現される座標系で得られる。距離Ｒ、角度θ、角度φは以下に示す定義（１）によって定義される。
定義（１）
距離Ｒ：超音波の送受信点（２次元超音波プローブの位置）と超音波サンプリング点９３ａとの距離
角度θ：超音波ビームの軌跡をＸＹ平面上に投影したとき、投影された軌跡がＹ軸となす角度
角度φ：超音波ビームの軌跡をＹＺ平面上に投影したとき、投影された軌跡がＹ軸となす角度
【００２５】
ＤＳＣは、座標系（Ｒ、θ、φ）で表された超音波ラスタデータ９３を、図２０（ｂ）に示すような直交座標系で表されるボクセルデータ９４に変換する。超音波ラスタデータの座標系（Ｒ、θ、φ）と、ボクセルデータの座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）との間には以下の関係式（２）が成立する。
式（２） Ｒ＝（ｘ２＋ｙ２＋ｚ２）１／２
θ＝ａｒｃｔａｎ（ｘ／ｙ）
φ＝ａｒｃｔａｎ（ｚ／ｙ）
ＤＳＣは、上記の座標変換を行って座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）で表されるボクセルデータを作成する。
【００２６】
ここで、ＤＳＣの構成について図２１を参照しつつ説明する。各回路の機能は、図１８で示したＤＳＣと同じである。３次元で表されるボクセルデータへの変換のため、図１８に示すＤＳＣに加えて、Ｚ座標発生器１０６ｈとφアドレス変換器１０６ｉが備えられている。
【００２７】
そして、上記の式（２）に基づいて２次元座標変換と同様に、座標（Ｒ、θ、φ）から直交座標（Ｘ、Ｙ、Ｚ）に変換され、図１９（ｂ）に示されるように、直交座標系で表されるボクセルデータ９４が生成される。このボクセルデータに対してボリューム・レンダリング、最大値／最小値投影処理等の処理を施して超音波画像を生成する。なお、超音波ラスタデータは離散的に収集されるため、ボクセルデータを生成する際には、例えば、着目ボクセルを取り囲む周囲８個の超音波ラスタデータによる直線補間処理（Ｔｒｉ−Ｌｉｎｅａｒ補間処理）が行われる。
【００２８】
【特許文献１】特開平１１−１０４１３３号公報（段落［００２１］−［００２２］、図３）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００２９】
ボリューム・レンダリングにおいては、図１４に示すように、操作者によって任意の方向から視線を設定することができる。しかしながら、従来のスキャンコンバージョン処理における座標系（Ｒ、θ、φ）から直交座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）への変換は固定的であり、直交座標の配置を任意に設定することは行われていない。つまり、ボクセルデータを表すための直交座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）は超音波プローブに対して固定的に設定されており、視線の方向（投影光線の投影方向）に関わらず、Ｘ軸は超音波プローブ表面に垂直な軸として定義され、Ｙ軸、Ｚ軸は互いに垂直で、かつ、Ｘ軸に対して垂直な軸として定義されている。
【００３０】
ボクセルデータに対して斜めの方向から視線を設定して、一定の間隔で投影光線を進めた場合、その間隔ごとにボクセルデータが存在するとは限らないため、ボリューム・レンダリングにおいて補間処理を行う必要がある。この補間処理として、例えば、着目するボクセルを取り囲む周囲８個のボクセルを用いた直線補間処理（Ｔｒｉ−Ｌｉｎｅａｒ補間処理）を行う必要がある。
【００３１】
このように、従来の超音波診断装置及び画像処理方法においては、ＤＳＣのスキャンコンバージョン処理によってボクセルデータを生成する際に行われる補間処理の他、ボリューム・レンダリングによって画像データを生成する際においても補間処理を行う必要がある。従って、超音波ラスタデータから画像データを生成するまでの間に、２段階の補間処理を行う必要があるが、一般的に、補間処理の回数が増えるほど画像の空間分解能が劣化する問題がある。
【００３２】
また、従来のスキャンコンバージョン処理においては、ボクセルデータの生成順序も固定的であった。例えば、図２２に示すように、ボクセルデータセット９５は、同図に示す順番（１、２、３、４、・・・）で生成される場合、ボリューム・レンダリングの投影面９７に近いボクセルの生成が全体のボクセルの中で後発となり、スキャンコンバージョン処理の完了を待たないとボリューム・レンダリングを開始できない状態にあった。つまり、所定の視線上に位置する全てのボクセルが生成されないと、光線追跡処理が行えない状態にあった。このような処理の遅延は、超音波診断装置の利点の１つであるリアルタイム性を大きく損なってしまう。
【００３３】
さらに、ボリューム・レンダリングは、パーソナルコンピュータ（ＰＣ）やワークステーション等を用い、ソフトウェアで処理されることが一般的であった。超音波診断装置には可搬性が求められるが、超音波診断装置にＰＣ等を接続するとその可搬性が損なわれる。また、ＰＣ等の接続は、医用システム全体の消費電力を大きく増加させる要因にもなる。このため、システムの小型化、低消費電力化を実現するためには、ボリューム・レンダリングをＡＳＩＣ等のハードウェアで処理することが望まれる。しかしながら、ボリューム・レンダリングの視線設定等は操作者が任意に行える必要があり、特に、光線追跡処理等のハードウェアによる実現は複雑さを増し、回路規模の増大を招いてしまう問題があった。
【００３４】
この発明は上記の課題を解決するものであり、ボクセルデータを表すための直交座標系を超音波プローブに対して任意に設定可能とし、特に、視線方向に対してボクセルデータの１つの方向が平行になるように直交座標系を設定することで、超音波画像を生成する際に補間処理を行う必要がない超音波診断装置を提供することを目的とする。このように補間処理の回数を減らすことによって空間分解能の向上を図ることを目的とする。
【００３５】
また、補間処理の回数を減らすことで、ソフトウェアで処理する場合のＣＰＵ（中央処理装置）の負担を軽減し、ハードウェアで処理する場合の回路設計の簡潔化を図ることを目的とする。
【００３６】
さらに、ボクセルデータを生成する際にその生成順序を視線方向に沿った順番にすることで、スキャンコンバージョン処理の完了を待たずに超音波画像生成の処理を開始することが可能な超音波診断装置を提供することを目的とする。そのことにより、超音波画像生成処理の効率化を図り、リアルタイム性が損なわれない超音波診断装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００３７】
請求項１に記載の発明は、被検体に対して超音波の送受信を行う超音波プローブと、前記超音波プローブを駆動して前記被検体内を走査する送受信手段と、前記送受信手段が受信した受信信号に基づいて表示画像を生成するときの投影位置及び投影方向を設定する投影方向設定手段と、前記送受信手段の走査によって得られた受信信号に基づいて前記投影方向の座標系で表されるボクセルデータを生成するボクセルデータ生成手段と、前記ボクセルデータを基に前記投影方向の表示画像を生成する画像生成手段と、を有することを特徴とする超音波診断装置である。
【００３８】
請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の超音波診断装置であって、前記ボクセルデータ生成手段は、前記投影方向と前記ボクセルデータの１つの方向とを平行させることを特徴とするものである。
【００３９】
請求項３に記載の発明は、請求項１又は請求項２のいずれかに記載の超音波診断装置であって、前記ボクセルデータ生成手段は、前記投影方向に沿った順番で前記ボクセルデータを生成することを特徴とするものである。
【００４０】
請求項４に記載の発明は、請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の超音波診断装置であって、超音波画像を生成すべき関心領域を指定する関心領域指定手段を更に有し、前記ボクセルデータ生成手段は、前記関心領域内の受信信号に基づいてボクセルデータを生成することを特徴とするものである。
【００４１】
請求項５に記載の発明は、請求項１に記載の超音波診断装置であって、前記受信信号を前記送受信手段が収集した収集座標系で記憶する記憶手段を更に有し、前記ボクセルデータ生成手段は、ボクセルデータを特定する３次元直交座標を出力するボクセルジェネレータと、前記ボクセルデータを特定する３次元直交座標を前記設定された投影方向に変更し、かつ、前記収集座標系に変換する座標変換器と、を備え、前記座標変換器の出力で前記記憶手段にアクセスしてボクセルデータを生成することを特徴とするものである。
【００４２】
請求項６に記載の発明は、請求項５に記載の超音波診断装置であって、前記座標変換器は、前記ボクセルデータを特定する３次元直交座標のうち１つの方向の座標を前記投影方向と平行になるように変更することを特徴とするものである。
【００４３】
請求項７に記載の発明は、請求項６に記載の超音波診断装置であって、前記ボクセルジェネレータは、前記投影位置及び投影方向を基に、前記投影位置において投影方向に重なるボクセルデータを特定する３次元直交座標を前記投影方向に重なるボクセルデータの順に出力することを特徴とするものである。
【００４４】
この発明の超音波プローブは、１次元超音波プローブ又は２次元超音波プローブからなる。１次元超音波プローブを用いる場合は、プローブを機械的に移動させることによって３次元で表される超音波ラスタデータを収集する。これらの超音波プローブで収集された３次元超音波ラスタデータから３次元直交座標系で表されるボクセルデータを生成する際に、視線方向（投影光線の投影方向）とボクセルデータの１つの方向とが平行になる（視線方向とボクセルデータの所定の面とが直交する）ようにそのボクセルデータを生成する。つまり、任意に設定された視線方向と、ボクセルデータを表すための３次元直交座標系の１つの方向とが平行になるように３次元直交座標系を設定し、その３次元座標系によってボクセルデータを表す。
【００４５】
超音波プローブに対して固定的に設定された３次元直交座標系と、視線方向と１つの方向とが平行になるボクセルデータを表現するための３次元直交座標系とは、例えば１次変換によって対応付けておく。ボクセルデータ生成手段は、その１次変換の関係と視線方向のベクトル情報とに基づいて、視線方向と１つの方向とが平行する３次元直交座標系を求め、求められた３次元直交座標系によってボクセルデータを表す。このように、座標系の変換処理を行うことによって、視線方向とボクセルデータの１つの方向とを平行させることが可能となる。
【００４６】
視線方向とボクセルデータの１つの方向とが平行になることによって、例えば、ボリューム・レンダリングによって３次元超音波画像を生成する場合や、最大値又は最小値投影処理を行う場合や、視線方向を厚み方向としてその厚み方向に加算平均されたＭＰＲ画像を生成する場合おいて補間処理が不要になるため、光線追跡処理が比較的、容易になる。
【００４７】
また、ボクセルデータに対して視線方向が斜めに設定されたままの状態においては、関心領域の設定（ボクセルデータの生成開始位置及び生成終了位置を算出するための計算）が複雑になってしまう。この発明のように視線方向とボクセルデータの１つの方向とを平行させることによって、関心領域の設定が簡潔になる。
【発明の効果】
【００４８】
請求項１、請求項２、請求項５、請求項６、請求項８、請求項１０、請求項１１、請求項１４、及び請求項１５に記載の発明によると、ボクセルデータの向きを変えて視線方向とボクセルデータの１つの方向とを平行にすることで、ボクセルデータから超音波画像を生成する際の補間処理が不要になるため、超音波画像の空間分解能を向上させることが可能となる。また、ソフトウェア処理におけるＣＰＵの負担を軽減し、ハードウェア処理における回路設計を簡潔にすることが可能となる。
【００４９】
請求項８及び請求項１７に記載の発明によると、ボリューム・レンダリング、最大値投影処理、最小値投影処理、及びＭＰＲ画像を生成処理において補間処理が不要になるため、３次元超音波画像、最大値投影画像、最小値投影画像、及びＭＰＲ画像の空間分解能を向上させることが可能となる。
【００５０】
請求項３、請求項７、請求項１２及び請求項１６に記載の発明によると、視線方向に沿った順番でボクセルデータを生成することによって、生成されたボクセルデータに基づいて超音波画像（３次元超音波画像、最大値投影画像等）を順次生成することが可能になる。そのことにより、全てのボクセルデータが生成される前に、超音波画像の生成を開始することができるため、画像生成にかかる時間を短縮することが可能となり、画像生成の効率化が図れる。
【００５１】
請求項４及び請求項１３に記載の発明によると、関心領域内の受信信号に基づいてボクセルデータを生成することで、変換手段及び画像生成手段におけるボクセルデータの処理数を減少させることが可能となり、その分、高速に画像を生成することが可能となる。また、視線方向とボクセルデータの１つの方向とを平行にすることによって関心領域の設定が簡潔になるため、従来と比べて、ハードウェアの構成が簡潔になるとともに、画像生成に要する時間を短縮することが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００５２】
以下、この発明の実施形態に係る超音波診断装置について、図１乃至図１３を参照しつつ説明する。
【００５３】
［第１の実施の形態］
この発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置及び画像処理方法について、図１乃至図７を参照しつつ説明する。
【００５４】
（構成）
第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成について、図１を参照しつつ説明する。図１は、この発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。
【００５５】
第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、２次元超音波プローブ２と、送受信回路３と、Ｂモード処理回路４と、ＣＦＭ処理回路５と、記憶装置６と、ＤＳＣ７と、ボリューム・レンダリング処理装置８と、表示装置９と、操作卓１０と、座標系設定回路１１と、コントローラ１２とを含んで構成されている。
【００５６】
２次元超音波プローブ２は、超音波を送受信する圧電素子がマトリックス（格子）状に配置され、走査（スキャン）することによって３次元的に超音波を送受信し、プローブの表面から放射状に広がる形状の３次元データをエコー信号として受信する。
【００５７】
送受信回路３は、２次元超音波プローブ２に電気信号を供給して超音波を発生させるとともに、２次元超音波プローブ２が受信したエコー信号を受信する。エコー信号は、処理の目的に応じてＢモード処理回路４又はＣＦＭ処理回路５に出力される。
【００５８】
Ｂモード処理回路４は、エコーの振幅情報の映像化を行い、エコー信号からＢモード超音波ラスタデータを生成する。ＣＦＭ処理回路５は、動いている血流情報の映像化を行い、カラー超音波ラスタデータを生成する。血流情報には、速度、分散、パワー等の情報があり、血流情報は２値化情報として得られる。超音波ラスタデータは、一時的にメモリからなる記憶装置６に記憶・保持される。
【００５９】
ＤＳＣ７は、直交座標系で表される画像を得るために、超音波ラスタデータを直交座標で表されるボクセルデータに変換する。このＤＳＣ７の詳細な構成及び動作については後述する。なお、ＤＳＣ７がこの発明の「ボクセルデータ生成手段」に相当する。
【００６０】
ボリューム・レンダリング処理回路８は、ＤＳＣ７から出力されたボクセルデータに対してボリューム・レンダリングを施して３次元画像を生成する。ボリューム・レンダリング処理回路８によって作成された３次元画像は、ＣＲＴ等からなる表示装置９により表示される。
【００６１】
操作卓１０は、キーボード、マウス、トラックボール等からなり、コントローラ１２に接続され、操作者の操作によってボクセルデータに対して投影光線の投影方向（視線方向）を指定する。なお、操作卓１０がこの発明の「投影方向設定手段」に相当する。座標系設定回路１１は、操作卓１０から視線方向を示す単位ベクトルの情報を受けとり、ＤＳＣ７に出力する。また、コントローラ１２は、超音波診断装置１を構成する各回路に接続され、それらの制御を行なう。
【００６２】
（動作）
次に、第１の実施形態に係る超音波診断装置の動作について、図２乃至図５を参照しつつ説明する。図２は、第１の実施形態に係る超音波診断装置に備えられているデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な構成を示す機能ブロック図である。図３は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の動作を順番に説明するためのフローチャートである。図４は、ＤＳＣにおける座標変換処理を説明するための図である。図５は、投影光線とボクセルデータとが一直線上に並んだ状態を示す模式図である。
【００６３】
まず、２次元超音波プローブ２を用いて３次元の超音波ラスタデータを収集する（ステップＳ０１）。収集された３次元の超音波ラスタデータを図４（ａ）に示す。点Ｏは２次元超音波プローブ２表面の中心点であり、点Ｏにおける超音波プローブ表面に垂直な線をＸ軸として定義する。また、Ｘ軸に対して垂直で互いに垂直となるＹ軸とＺ軸とを図４（ａ）に示すように設定する。この座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）は、２次元超音波プローブ２（超音波ラスタデータ２０を表すための座標系（Ｒ、θ、φ））に対して固定的に設定されている。超音波ラスタデータを収集するときの座標系が座標系（Ｒ、θ、φ）であり、それを直交座標系にしたものが座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）である。なお、座標系（Ｒ、θ、φ）がこの発明の「収集座標系」に相当する。
【００６４】
ＤＳＣ７は、図４（ａ）に示されている超音波ラスタデータ２０からボクセルデータ２１を生成するのに必要なボクセルデータの座標情報（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）を受けて、図４（ｂ）に矢印で示す投影光線２２の投影方向とボクセルデータ２１の１つの方向とが平行になる（投影方向とボクセルデータ２１の所定の面とが直交する）ように、ボクセルデータ２１を生成する。このボクセルデータ２１の座標系を（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）とし、図４（ｃ）に座標系（Ｘ，Ｙ、Ｚ）、座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）、及びボクセルデータ２１を示す。ＤＳＣ７は、Ｘ’軸、Ｙ’軸、Ｚ’軸が直交する座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）を、Ｚ’軸の向きが投影光線２２の投影方向に平行する方向に変換する。
【００６５】
ここで、座標系（Ｘ，Ｙ、Ｚ）と座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）との関係を具体的に説明する。座標系（Ｘ，Ｙ、Ｚ）と座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）とは、投影方向を示す単位ベクトルに基づく一次変換により変換が可能なように対応付けられている。その一例について、図４（ｄ）に示された座標系を参照しつつ説明する。
【００６６】
ここで、投影光線２２の投影方向（視線方向）を示す単位ベクトルを（Ｘ，Ｙ、Ｚ）＝（α、β、γ）とする（α２＋β２＋γ２＝１）。また、両座標系の原点を同じ点とする。このとき、両座標系の間には以下の関係式（３）が成立する。
式（３）
【００６７】
ＤＳＣ７は、式（３）の座標変換を行って座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）で表されるボクセルデータ２１を生成する。
【００６８】
ここで、座標変換を行うＤＳＣ７の詳細な構成について図２を参照しつつ説明する。座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）から座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）への変換のため、従来のＤＳＣに加えて、Ｘ’座標発生器７１ａ、Ｙ’座標発生器７１ｂ、及びＺ’座標発生器７１ｃからなるＸ’Ｙ’Ｚ’座標発生器７１が備えられている。さらに、Ｘ座標発生器１０６ｂ、Ｙ座標発生器１０６ｃの代わりに、Ｘ座標変換器７２ａ、Ｙ座標変換器７２ｂ、及びＺ座標変換器７２ｃからなるＸＹＺ座標変換器７２が備えられている。さらに、ＸＹＺ座標変換器７２には、座標系設定回路１１が接続されている。
【００６９】
まず、シーケンサ７６の制御により、Ｘ’Ｙ’Ｚ’座標発生器７１はボクセルデータを生成するための各ボクセルに対応した位置情報（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）を発生する（ステップＳ０２）。シーケンサ７６及びＸ’Ｙ’Ｚ’座標発生器７１は、ボクセル及びその位置を特定する情報を発生するものであり、この発明の「ボクセルジェネレータ」に相当する。その位置情報を示す信号は、ＸＹＺ座標変換器７２に送られる。
【００７０】
また、座標系設定回路１１からは、視線設定のため操作者によって任意に設定された投影光線２２の投影方向を示す情報がＸＹＺ座標変換器７２に送られる（ステップＳ０３）。投座標系設定回路１１は、操作卓１０に接続され、操作者が任意の方向の視線の設定を行うと、その視線方向を示す単位ベクトル（α、β、γ）に対応する信号が操作卓１０から座標系設定回路１０に出力され、座標系設定回路１０はその単位ベクトルを示す信号をＸＹＺ座標変換器７２に出力する。
【００７１】
なお、この操作者による視線方向の設定は、予めデフォルトとして設定された視線方向でボリューム・レンダリングされた画像に基づいて行う。操作者が、表示装置９に表示されているデフォルトの画像に対して任意の視線方向を設定すると、その視線方向の単位ベクトル（α、β、γ）が座標系設定回路１０を介してＸＹＺ座標変換器７２に出力され、座標変換処理が行われる。
【００７２】
そして、ＸＹＺ座標変換器７２は、Ｘ’Ｙ’Ｚ’座標発生器７１から送られたボクセルの位置情報（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）を、視線方向を示す単位ベクトルに基づいて、超音波ラスタデータ２０を表す座標系に固定されたＸＹＺ直交座標系での位置情報（Ｘ、Ｙ、Ｚ）に変換する（ステップＳ０４）。この変換は、上記の式（３）に従って行われる。
【００７３】
そして、式（３）に従って変換された位置情報は、Ｒアドレス変換器７３ａ、θアドレス変換器７３ｂ、φアドレス変換器７３ｃに出力され、従来技術と同様に、式（２）に従ってＲθφ座標系での位置情報（Ｒ、θ、φ）に変換される（ステップＳ０５）。
【００７４】
Ｒθφアドレス変換器７３から（Ｒ、θ、φ）の位置情報が出力され、アドレス変換器７４はそれらの位置情報から記憶装置６を参照するための記録装置６のアドレス情報を算出する（ステップＳ０６）。このアドレス情報に基づき、記憶装置６から座標（Ｒ、θ、φ）における超音波ラスタデータが読み出される（ステップＳ０７）。この超音波ラスタデータは変換後の座標（Ｘ、Ｙ、Ｚ）に対応している。そして、補間処理回路７５によってボクセルデータが生成される（ステップＳ０８）。
【００７５】
上記は説明上、ボクセルデータの中で１点だけについて説明したが、全てのボクセルデータを生成するため、１つのボクセルについてデータ生成を行った後、座標をずらしてデータを作成し、全てのボクセルデータを作成していく。
【００７６】
なお、超音波ラスタデータは離散的に収集されるため、記憶装置６からは複数の超音波ラスタデータが読み出され、補間処理によりボクセルデータが生成される。補間処理には、着目ボクセルを取り囲む周囲８個の超音波ラスタデータによる直線補間処理（Ｔｒｉ−Ｌｉｎｅａｒ補間処理）を用いる。この場合、Ｒθφアドレス変換器７３から補間係数が補間処理回路７５に出力され、その補間係数により補間処理を行ってボクセルデータを生成し、ボリューム・レンダリング処理回路８にボクセルデータを出力する。
【００７７】
図５に、座標変換された後のボクセルデータ２１を模式的に示す。Ｘ’Ｙ’Ｚ’座標系に変換することにより、図５（ａ）に示すように、投影光線２２の投影方向とボクセルデータ２１の所定の面とを直交させることが可能となる。つまり、ボクセルデータ２１の１つの方向と投影方向とを平行にすることが可能となる。そのことにより、図５（ｂ）に示すように、ボクセルデータ２１ａは投影光線２２の投影方向に一直線上に配置されるため、光線追跡が容易になる。つまり、従来においては超音波プローブに対してボクセルデータの座標系は固定的に設定されていたため、ボクセルデータに対して斜めに投影方向を設定した場合、光線追跡処理において補間処理が必要だったが、本実施形態においては、投影方向に一直線上に配置されるため、ボリューム・レンダリングにおける補間処理が不要になる。
【００７８】
ボリューム・レンダリング処理回路８は座標変換されたボクセルデータを補間処理回路７５から受けて、投影光線によって貫かれた各ボクセル値により積分値や重み付き累積加算値を計算し、ボクセル値が格納されたピクセルが複数個集まった３次元画像データを生成する。そして、表示装置９はその３次元画像データを受けて、画面に３次元で現された超音波画像を表示する。
【００７９】
このように、ボクセルデータの１つの方向と投影方向とを平行にしてボクセルデータを投影方向に一直線上に配置することで、ボリューム・レンダリングの際に、補間処理を行う必要がないため、従来技術と比べて空間分解能が向上する。また、光線追跡が容易になるため、ソフトウェアによって処理する場合のＣＰＵにかかる負荷を低減することができ、ハードウェアで処理する場合の回路構成を簡素化することが可能となる。
【００８０】
また、ＤＳＣ７によるスキャンコンバージョン処理によってボクセルデータを生成する際に、視線方向に沿った順番でボクセルデータを生成するようにしても良い。この処理について図６を参照しつつ説明する。図６は、ボクセルデータの生成順序を説明するための模式図である。
【００８１】
図６（ａ）に示すように、まず、投影光線２２ａが貫く部分のボクセルデータセット２１ａを生成する。投影光線２２ａ上のボクセルデータセット２１ａの生成が終了すると、次に、投影光線２２ｂが貫く部分のボクセルデータセット２１ｂを生成する。さらに、投影光線２２ｃが貫く部分のボクセルデータセット２１ｃを生成する。このように、投影光線に沿ってボクセルデータを順次生成していく。
【００８２】
具体的には、ボクセルデータを得るため、１つのボクセルについてデータを生成し、次に、Ｚ’方向（投影方向）に座標をずらしたデータを生成する。このように、Ｚ’方向にずらしてボクセルを生成することで、図６（ａ）に示すようなボクセルデータを得る。なお、Ｘ’Ｙ’Ｚ’座標発生器７１は単位ベクトル（α、β、γ）が含まれる座標を生成し、その後、Ｚ’方向にずらした座標を発生していく。
【００８３】
そして、図６（ｂ）に示すように、ボクセルデータが生成された部分から並行してボリューム・レンダリングを行い、３次元で表される超音波画像を生成する。例えば、投影光線２２ａ上のボクセルデータセット２１ａを生成した後、引き続き投影光線２２ｂ上のボクセルデータ２１ｂを生成している間に、投影光線２２ａ上のボクセルデータ２１ａに対してボリューム・レンダリングを施し、部分的に３次元画像を生成する。同じように、投影光線２２ｃ上のボクセルデータ２１ｃを生成している間に、投影光線２２ｂ上のボクセルデータ２１ｂに対してボリューム・レンダリングを施し、部分的に３次元画像を生成する。このように、全てのボクセルデータが生成される前に、ボリューム・レンダリングを開始することができる。
【００８４】
ボクセルデータ全てに対してこのような処理が施され、３次元で表される超音波画像が生成される。このようにスキャンコンバージョン（ＳＣ）処理とボリューム・レンダリング（ＶＲ）処理とをパイプライン処理化して同時に処理することが可能となる。並列処理が可能となるため、画像生成の遅延を解消し、スループットを向上させることが可能となる。その結果、超音波診断装置の利点であるリアルタイム性を損なうことなく超音波画像を生成することが可能となる。
【００８５】
また、ボリューム・レンダリングにおける処理において、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」と呼ばれる処理を行っても良い。この「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」とは、視点と関心領域（ＲＯＩ）との間に存在する不要なボクセルを除去して関心領域の可視化を図る処理である。なお、関心領域の指定は操作卓１０によって行われる。この「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理について図７を参照しつつ説明する。図７は、ｃｒｏｐｐｉｎｇ処理を説明するための模式図である。
【００８６】
図７（ａ）に破線で示す「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理された領域２５ではボクセルデータの生成を行わず、可視化する領域のみからボクセルデータ２１の生成を行う。この処理は、図７（ｂ）に示すように、ボクセルデータの生成開始位置２６ａを変更することで実行することができる。ボクセルデータの生成位置の変更は、操作卓１０から関心領域指定の信号を受けたシーケンサ７６の制御によってＸ’Ｙ’Ｚ’座標発生回路７１が行う。この「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理を行うことにより、スキャンコンバージョン処理によって生成されるボクセルデータが減少し、さらに、ボリューム・レンダリングを行うボクセルデータが減少するため、更に高速に超音波画像を生成することが可能となる。
【００８７】
また、従来のように、ボクセルデータに対して投影方向が斜めに設定されたままの状態においては、どの部分のボクセルデータをｃｒｏｐｐｉｎｇするのか、つまり、ボクセルデータの生成開始位置を算出するための計算（計算のためのパラメータの与え方）が複雑になってしまう。そのことにより、ハードウェアによってこの計算を行う場合はハードウェアの構成が複雑になり、ソフトウェアによって処理を行うと時間がかかるといった問題があった。本実施形態によると、ボクセルデータの１つの方向と投影方向とが平行になり（ボクセルデータの所定の面と投影方向とが直交）、ボクセルデータが視線方向に一直線上に配置されているため、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理が従来と比べて容易になり、ハードウェアによる処理及びソフトウェアによる処理上の問題を解消することができる。
【００８８】
なお、本実施形態においては、ＤＳＣ７の処理をハードウェアによって実現しているが、ＤＳＰ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｉｇｎａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）等を用いてソフトウェアによって実現しても構わない。
【００８９】
［第２の実施の形態］
次に、この発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置及び画像処理方法について、図８及び図９を参照しつつ説明する。この第２の実施形態に係る超音波診断装置は、投影光線によって貫かれた各ボクセル値の中から最大値又は最小値を計算し、得られた値をピクセルに格納することによって画像を生成するものである。
【００９０】
第２の実施形態に係る超音波診断装置の構成について、図８を参照しつつ説明する。図８は、この発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。
【００９１】
第２の実施形態に係る超音波診断装置３０は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１とほぼ同じ回路を有しているが、ボリューム・レンダリング処理回路８の代わりに最大値／最小値投影処理装置３１が備えられている。第１の実施形態と同様に、図３に示すステップＳ０３〜ステップＳ０８の処理を行う。第２の実施形態においては、ステップＳ０８にてボクセルデータを生成した後、最大値／最小値投影処理装置３１は投影光線によって貫かれた各ボクセル値の中から最大値又は最小値を計算し、得られた最大値又は最小値をピクセルに格納することで最大値（最小値）投影画像を生成する。
【００９２】
ボクセルデータから最大値投影処理（又は最小値投影処理）を行って最大値投影画像（又は最小値投影画像）を行う場合であっても、第１の実施形態と同様にＤＳＣ７が座標変換を行うため、図９に示すように、ボクセルデータセット３２の１つの方向と投影光線３３の投影方向とが平行になり（ボクセルデータセット３２の所定の面と投影光線３３の投影方向とが直交）、ボクセルデータが投影光線３３の投影方向に一直線上に配置される。そのことにより、光線追跡処理する際の補間処理が不要になるため、空間分解能が向上し、ＣＰＵ負荷の低減や回路の簡易化が図れる。
【００９３】
最大値又は最小値投影処理を行う場合、操作卓１０によって投影方向とボクセルの範囲を指定し、座標系設定回路１１がそれらを示す信号をＤＳＣ７に出力することで、投影方向等が設定される。ボクセル範囲（ボクセル生成の開始点と終了点）の設定は、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理と同様に、ＤＳＣ７内のシーケンサ７６とＸ’Ｙ’Ｚ’座標発生回路７１とが行う。また、第１の実施形態と同様に、ボクセルデータの生成順序を投影方向に沿って生成しても良い。
【００９４】
［第３の実施の形態］
次に、この発明の第３の実施形態に係る超音波診断装置及び画像処理方法について、図１０及び図１１を参照しつつ説明する。この第３の実施形態に係る超音波診断装置は、ボクセルデータを特定の平面で切断し、その切断面からＭＰＲ画像を生成し、更に、厚み方向に直交する複数のＭＰＲ画像を加算して平均することによって画像（厚み付きＭＰＲ画像と称する。）を生成するものである。図１０は、この発明の第３の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。図１１は、ＭＰＲ画像を生成する処理を説明するための模式図である。
【００９５】
第３の実施形態に係る超音波診断装置４０は、第１の実施形態とほぼ同じ回路を有しているが、ボリューム・レンダリング処理回路８の代わりにＭＰＲ生成処理回路４１が備えられている。第１の実施形態と同様に、図３に示すステップＳ０３〜ステップＳ０８の処理を行う。但し、この第３の実施形態においては、視線方向を厚み方向として処理を行う。
【００９６】
ステップＳ０４にてＤＳＣ７が座標変換を行う際に、図１１に示す厚み方向４４とボクセルデータセット４２の１つの方向とが平行になるように、ＤＳＣ７が座標変換を行う。つまり、厚み方向４４とボクセルデータセット４２の所定の面とが直交するように、ＤＳＣ７は座標変換を行う。この変換により、変換後の座標のＺ’軸の向きと厚み方向４４とは平行になる。第１の実施形態において投影方向とボクセルデータセットの１つの方向とを平行にさせた変換処理と同様に、ＤＳＣ７は厚み方向４４とボクセルデータセット４２の１つの方向とを平行にする。
【００９７】
なお、厚み付きＭＰＲ画像４５は、厚み方向４４に直交する複数のＭＰＲ画像を加算して平均することにより生成されるが、加算画像枚数が１枚の場合は通常のＭＰＲ画像になる。
【００９８】
切断面から生成される厚み付きＭＰＲ画像を生成する場合、スキャンコンバージョン処理を全ての領域に対して行う必要はなく、その厚みの範囲内のボクセルだけを生成すればＭＰＲ画像が得られるため、上述した「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理と同様に、ボクセル生成の開始位置と終了位置を設定する。図３に示すステップＳ０３において、操作卓１０によって厚み方向４４と加算する範囲（図１１に示す指定範囲４３）である厚さを指定し、座標系設定回路１１がそれらの示す信号をＤＳＣ７に出力することで、厚み方向４４等が設定される。範囲（ボクセル生成の開始点と終了点）の設定は、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理と同様に、ＤＳＣ７内のシーケンサ７６とＸ’Ｙ’Ｚ’座標発生回路７１とが行う。
【００９９】
そして、図３に示すステップＳ０４及びステップＳ０５において、ＤＳＣ７は、厚み方向４４とボクセルデータセット４２の１つの方向とが平行になるように、座標変換を行う。このように厚み方向４４とボクセルデータセット４２の１つの方向とが平行するような座標系に変換することで、ボクセルデータセット４２を厚み方向４４に一直線上に配置することが可能となり、第１の実施形態と同様に、厚み付きＭＰＲ画像を生成する際に補間処理を行う必要がなくなる。また、第１の実施形態と同様に、ボクセルデータの生成順序を投影方向に沿って生成しても良い。
【０１００】
［第４の実施の形態］
次に、この発明の第４の実施形態に係る超音波診断装置及び画像処理方法について、図１２を参照しつつ説明する。この第４の実施形態に係る超音波診断装置は、圧電素子が走査方向に垂直な方向に分割された１次元超音波プローブを用いて３次元画像を生成するものである。本実施形態に係る超音波診断装置の構成は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成と同じであり、デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の構成も同じである。
【０１０１】
（動作）
第４の実施形態に係る超音波診断装置の動作について、図１２を参照しつつ説明する。図１２は、第４の実施形態に係る超音波診断装置による座標変換処理を説明するための図である。
【０１０２】
１次元超音波プローブをスキャン断面に対して垂直（又は略垂直）な方向に機械的、又は手動で走査することによって、３次元超音波ラスタデータを収集する。図１２において、スキャン面（超音波走査面）をＸＹ平面とし、超音波プローブの移動方向をＺ軸方向と定める。超音波プローブをＺ軸方向に移動させてスキャンすることによって、複数の２次元超音波ラスタデータ５０を収集する。これら複数の２次元超音波ラスタデータの座標系は、図１２に示すように、座標系（Ｒ、θ、Ｚ）で表される。超音波ラスタデータの座標系（Ｒ、θ、Ｚ）と表示用の画像データの座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）との間には以下の関係式（４）が成立する。
式（４） Ｒ＝（ｘ２＋ｙ２）１／２
θ＝ａｒｃｔａｎ（ｘ／ｙ）
ｚ＝ｚ（一定）
距離Ｒ及び角度θの定義を以下に示す。
距離Ｒ：超音波の送受信点（１次元超音波プローブの位置）と超音波サンプリング点との距離
角度θ：超音波ビームの軌跡をＸＹ平面上に投影したとき、投影された軌跡がＹ軸となす角度
【０１０３】
図２に示すＤＳＣ７は、図１２（ａ）に示されている複数の２次元超音波ラスタデータ５０からボクセルデータを生成する。ＤＳＣ７は第１の実施形態と同様に、図３に示すステップ０２〜ステップＳ０８の処理を行ってボクセルデータを生成する。第１の実施形態と同様に、ステップＳ０４にて式（３）に従った位置情報の変換が行われ、変換された位置情報は、図２に示すＲアドレス変換器７３ａ、θアドレス変換器７３ｂ、φアドレス変換器７３ｃに出力される。
【０１０４】
ステップＳ０５における座標変換は式（４）に従って行われ、ＲθＺ座標系での位置情報（Ｒ、θ、ｚ）に変換される。なお、本実施形態においては、Ｚ成分は一定であり、図２に示すφアドレス変換器７３ｃは変換処理を行わず、Ｚ成分をそのまま出力する。
【０１０５】
そして、Ｒθφアドレス変換器７３から（Ｒ、θ、Ｚ）の位置情報が出力され、アドレス変換器７４はそれらの位置情報から記憶装置６を参照するためのアドレス情報を算出する（ステップＳ０６）。このアドレス情報に基づき、記憶装置６から超音波ラスタデータを読み出して（ステップＳ０７）、補間処理回路７６によってボクセルデータを生成する（ステップＳ０８）。このようにして座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）で表されるボクセルデータが生成される。このボクセルデータはボリューム・レンダリング処理回路８に出力され、３次元超音波画像が生成される。
【０１０６】
また、本実施形態においても、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理、視線方向に沿った順番でのボクセルデータの生成、最大値／最小値投影処理、ＭＰＲ画像の厚み方向における加算処理を施しても良い。
【０１０７】
このように、１次元超音波プローブを移動させて３次元超音波ラスタデータを収集した場合であっても、投影方向とボクセルデータの１つの方向とを平行することによって、光線追跡処理が容易になり、ボリューム・レンダリング等における補間処理が不要になる。
【０１０８】
［第５の実施の形態］
次に、この発明の第５の実施形態に係る超音波診断装置及び画像処理方法について、図１３を参照しつつ説明する。この第５の実施形態に係る超音波診断装置は、第４の実施形態と同様に１次元超音波プローブを用いて３次元画像を生成するものである。また、本実施形態に係る超音波診断装置の構成は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成と同じであり、ＤＳＣの構成も同じである。
【０１０９】
（動作）
第５の実施形態に係る超音波診断装置の動作について、図１３を参照しつつ説明する。図１３は、第５の実施形態に係る超音波診断装置による座標変換処理を説明するための図である。
【０１１０】
被検体の生体接触面を支点に１次元超音波プローブを回転して３次元超音波ラスタデータを収集する。図１３において、スキャン面（超音波走査面）をＸＹ平面とし、Ｘ軸周りに超音波プローブを回転して３次元超音波ラスタデータを収集する。Ｘ軸周りの回転角度をφとする。このようにして得られた超音波ラスタデータは、図１３（ｂ）、（ｃ）に示すように、（Ｒ、θ、φ）座標系で表される。図１３（ｂ）は、超音波ラスタデータをＺ軸方向からみた図であり、図１３（ｃ）は、超音波ラスタデータをＸ軸方向からみた図である。
【０１１１】
超音波ラスタデータの座標系（Ｒ、θ、φ）と表示用の画像データの座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）との間には、以下の関係式（５）が成立する。
式（５） Ｒ＝（ｘ２＋ｙ２＋ｚ２）１／２
θ＝ａｒｃｔａｎ｛ｘ／（ｙ２＋ｚ２）１／２｝
φ＝ａｒｃｔａｎ（ｚ／ｙ）
距離Ｒ及び角度θの定義を以下に示す。
距離Ｒ：超音波の送受信点（１次元超音波プローブの位置）と超音波サンプリング点との距離
角度θ：２次元超音波ラスタデータ６０上での超音波ビームがＹ軸となす角度
角度φ：２次元超音波ラスタデータ６０がＸＹ平面となす角度
【０１１２】
図２に示すＤＳＣ７は、図１３に示されている複数の２次元超音波ラスタデータ６０からボクセルデータを生成する。ＤＳＣ７は第１の実施形態と同様に、図３に示すステップＳ０２〜ステップＳ０８の処理を行ってボクセルデータを生成する。第１の実施形態と同様に、ステップＳ０４にて式（３）に従った位置情報の変換が行われ、変換された位置情報は、図２に示すＲアドレス変換器７３ａ、θアドレス変換器７３ｂ、φアドレス変換器７３ｃに出力される。
【０１１３】
ステップＳ０５における変換処理は式（５）に従って行われ、ＲθＺ座標系での位置情報（Ｒ、θ、ｚ）に変換される。
【０１１４】
Ｒθφアドレス変換器７３から（Ｒ、θ、φ）の位置情報が出力され、アドレス変換器７４はそれらの位置情報から記憶装置６を参照するためのアドレス情報を算出する（ステップＳ０６）。このアドレス情報に基づき、記憶装置６から超音波ラスタデータが読み出され（ステップＳ０７）、補間処理回路７５によってボクセルデータが生成される（ステップＳ０８）。このようにして座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）で表されるボクセルデータが生成される。このボクセルデータはボリューム・レンダリング処理回路８に出力され、３次元超音波画像が生成される。また、本実施形態においても、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理等を行っても良い。
【０１１５】
このように、１次元超音波プローブを回転させて３次元超音波ラスタデータを収集した場合であっても、第１の実施形態等と同様に、光線追跡処理が容易になり、ボリューム・レンダリング等における補間処理が不要になる。
【図面の簡単な説明】
【０１１６】
【図１】この発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。
【図２】第１の実施形態に係る超音波診断装置に備えられているデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な構成を示す機能ブロック図である。
【図３】第１の実施形態に係る超音波診断装置の動作を順番に説明するためのフローチャートである。
【図４】デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）による座標変換処理を説明するための図である。
【図５】投影光線とボクセルデータとが一直線上に並んだ状態を示す模式図である。
【図６】ボクセルデータの生成順序を説明するための模式図である。
【図７】ｃｒｏｐｐｉｎｇ処理について説明するための模式図である。
【図８】この発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。
【図９】最大値／最小値投影画像を生成する処理を説明するための模式図である。
【図１０】この発明の第３の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。
【図１１】ＭＰＲ画像を生成する処理を説明するための模式図である。
【図１２】この発明の第４の実施形態に係る超音波診断装置による座標変換処理を説明するための図である。
【図１３】この発明の第５の実施形態に係る超音波診断装置による座標変換処理を説明するための図である。
【図１４】ボリューム・レンダリングによる画像生成を説明するための模式図である。
【図１５】ＭＰＲ画像を生成する方法を説明するための模式図である。
【図１６】従来技術に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。
【図１７】直交座標系の２次元画像に変換する処理を説明するための図である。
【図１８】従来技術に係るデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な構成を示す機能ブロック図である。
【図１９】スキャンコンバージョン処理によってボクセルデータが生成されることを説明するための図である。
【図２０】直交座標系の３次元画像に変換する処理を説明するための図である。
【図２１】従来技術に係るデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な構成を示す機能ブロック図である。
【図２２】ボクセルデータの生成順番を説明するための模式図である。
【符号の説明】
【０１１７】
１、３０、４０ 超音波診断装置
２ ２次元超音波プローブ
３ 送受信回路
４ Ｂモード処理回路
５ ＣＦＭ処理回路
６ 記憶装置
７ ＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）
８ ボリューム・レンダリング処理回路（ＶＲ処理回路）
９ 表示装置
１０ 操作卓
１１ 座標系設定回路
１２ コントローラ
７１ Ｘ’Ｙ’Ｚ’座標発生器
７２ ＸＹＺ座標変換器
７３ Ｒθφ座標変換器
７４ アドレス変換器
７５ 補間処理回路
７６ シーケンサ
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に対して超音波の送受信を行う超音波プローブと、
前記超音波プローブを駆動して前記被検体内を走査する送受信手段と、
前記送受信手段が受信した受信信号に基づいて表示画像を生成するときの投影位置及び投影方向を設定する投影方向設定手段と、
前記送受信手段の走査によって得られた受信信号に基づいて前記投影方向の座標系で表されるボクセルデータを生成するボクセルデータ生成手段と、
前記ボクセルデータを基に前記投影方向の表示画像を生成する画像生成手段と、
を有することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
前記ボクセルデータ生成手段は、前記投影方向と前記ボクセルデータの１つの方向とを平行させることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項３】
前記ボクセルデータ生成手段は、前記投影方向に沿った順番で前記ボクセルデータを生成することを特徴とする請求項１又は請求項２のいずれかに記載の超音波診断装置。
【請求項４】
超音波画像を生成すべき関心領域を指定する関心領域指定手段を更に有し、前記ボクセルデータ生成手段は、前記関心領域内の受信信号に基づいてボクセルデータを生成することを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の超音波診断装置。
【請求項５】
前記受信信号を前記送受信手段が収集した収集座標系で記憶する記憶手段を更に有し、
前記ボクセルデータ生成手段は、ボクセルデータを特定する３次元直交座標を出力するボクセルジェネレータと、前記ボクセルデータを特定する３次元直交座標を前記設定された投影方向に変更し、かつ、前記収集座標系に変換する座標変換器と、を備え、前記座標変換器の出力で前記記憶手段にアクセスしてボクセルデータを生成することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項６】
前記座標変換器は、前記ボクセルデータを特定する３次元直交座標のうち１つの方向の座標を前記投影方向と平行になるように変更することを特徴とする請求項５に記載の超音波診断装置。
【請求項７】
前記ボクセルジェネレータは、前記投影位置及び投影方向を基に、前記投影位置において投影方向に重なるボクセルデータを特定する３次元直交座標を前記投影方向に重なるボクセルデータの順に出力することを特徴とする請求項６に記載の超音波診断装置。
【請求項８】
前記画像生成手段は、前記ボクセルデータから３次元超音波画像を生成するボリューム・レンダリング、前記投影方向上におけるボクセルデータの中からボクセル値が最大であるボクセルデータを投影して画像を生成する最大値投影処理、ボクセル値が最小であるボクセルデータを投影して画像を生成する最小値投影処理、又は、前記ボクセルデータを所定の切断平面で切断することによって切断面を生成し、前記切断平面に略直交する方向を投影方向として前記投影方向に沿って所定の厚みの範囲において前記切断面を加算平均してＭＰＲ画像を生成する処理のいずれかの処理を施して画像を生成することを特徴とする請求項１乃至請求項７のいずれかに記載の超音波診断装置。
【請求項９】
前記超音波プローブは、機械的に移動させることにより３次元的に走査することが可能な１次元超音波プローブ、又は、圧電体が２次元的に配列された２次元超音波プローブのいずれかであることを特徴とする請求項１乃至請求項８のいずれかに記載の超音波診断装置。
【請求項１０】
超音波プローブで被検体に対して超音波の送受信を行い、受信信号に基づいて表示画像を生成するときの投影位置及び投影方向を設定する第１のステップと、
前記第１のステップにて得られた受信信号に基づいて前記投影方向の座標系で表されるクセルデータを生成する第２のステップと、
前記ボクセルデータを基に表示画像を生成する第３のステップと、
を含むことを特徴とする画像処理方法。
【請求項１１】
前記第２のステップでは、前記投影方向と前記ボクセルデータの１つの方向とを平行させることを特徴とする請求項１０に記載の画像処理方法。
【請求項１２】
前記第２のステップでは、前記投影方向に沿った順番で前記ボクセルデータを生成することを特徴とする請求項１０又は請求項１１のいずれかに記載の画像処理方法。
【請求項１３】
超音波を生成すべき関心領域を指定する関心領域を指定する第４のステップを更に含み、前記第２のステップでは、前記関心領域内の受信信号に基づいてボクセルデータを生成することを特徴とする請求項１０乃至請求項１２のいずれかに記載の画像処理方法
【請求項１４】
前記受信信号を収集座標系で記憶装置に記憶する第５のステップを更に含み、
前記第２のステップは、ボクセルデータを特定する３次元直交座標を出力する第６のステップと、前記ボクセルデータを特定する３次元直交座標を前記設定された投影方向に変更し、かつ、前記収集座標系に変換する第７のステップと、を含み、前記第７のステップによる出力で前記記憶装置にアクセスしてボクセルデータを生成することを特徴とする請求項１０に記載の画像処理方法。
【請求項１５】
前記第７のステップでは、前記ボクセルデータを特定する３次元直交座標のうち１つの方向の座標を前記投影方向と平行になるように変更することを特徴とする請求項１４に記載の画像処理方法。
【請求項１６】
前記第６のステップでは、前記投影位置及び投影方向を基に、前記投影位置において投影方向に重なるボクセルデータを特定する３次元直交座標を前記投影方向に重なるボクセルデータの順に出力することを特徴とする請求項１５に記載の画像処理方法。
【請求項１７】
前記第３のステップでは、前記ボクセルデータから３次元超音波画像を生成するボリューム・レンダリング、前記投影方向上におけるボクセルデータの中からボクセル値が最大であるボクセルデータを投影して画像を生成する最大値投影処理、ボクセル値が最小であるボクセルデータを投影して画像を生成する最小値投影処理、又は、前記ボクセルデータを所定の切断平面で切断することによって切断面を生成し、前記切断平面に略直交する方向を投影方向として前記投影方向に沿って所定の厚みの範囲において前記切断面を加算平均してＭＰＲ画像を生成する処理のいずれかの処理を施して画像を生成することを特徴とする請求項１０乃至請求項１６のいずれかに記載の画像処理方法。
【請求項１８】
前記超音波プローブは、機械的に移動させることにより３次元的に走査することが可能な１次元超音波プローブ、又は、圧電体が２次元的に配列された２次元超音波プローブのいずれかであることを特徴とする請求項１０乃至請求項１７のいずれかに記載の画像処理方法。
【請求項１】
被検体に対して超音波の送受信を行う超音波プローブと、
前記超音波プローブを駆動して前記被検体内を走査する送受信手段と、
前記送受信手段が受信した受信信号に基づいて表示画像を生成するときの投影位置及び投影方向を設定する投影方向設定手段と、
前記送受信手段の走査によって得られた受信信号に基づいて前記投影方向の座標系で表されるボクセルデータを生成するボクセルデータ生成手段と、
前記ボクセルデータを基に前記投影方向の表示画像を生成する画像生成手段と、
を有することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
前記ボクセルデータ生成手段は、前記投影方向と前記ボクセルデータの１つの方向とを平行させることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項３】
前記ボクセルデータ生成手段は、前記投影方向に沿った順番で前記ボクセルデータを生成することを特徴とする請求項１又は請求項２のいずれかに記載の超音波診断装置。
【請求項４】
超音波画像を生成すべき関心領域を指定する関心領域指定手段を更に有し、前記ボクセルデータ生成手段は、前記関心領域内の受信信号に基づいてボクセルデータを生成することを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の超音波診断装置。
【請求項５】
前記受信信号を前記送受信手段が収集した収集座標系で記憶する記憶手段を更に有し、
前記ボクセルデータ生成手段は、ボクセルデータを特定する３次元直交座標を出力するボクセルジェネレータと、前記ボクセルデータを特定する３次元直交座標を前記設定された投影方向に変更し、かつ、前記収集座標系に変換する座標変換器と、を備え、前記座標変換器の出力で前記記憶手段にアクセスしてボクセルデータを生成することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項６】
前記座標変換器は、前記ボクセルデータを特定する３次元直交座標のうち１つの方向の座標を前記投影方向と平行になるように変更することを特徴とする請求項５に記載の超音波診断装置。
【請求項７】
前記ボクセルジェネレータは、前記投影位置及び投影方向を基に、前記投影位置において投影方向に重なるボクセルデータを特定する３次元直交座標を前記投影方向に重なるボクセルデータの順に出力することを特徴とする請求項６に記載の超音波診断装置。
【請求項８】
前記画像生成手段は、前記ボクセルデータから３次元超音波画像を生成するボリューム・レンダリング、前記投影方向上におけるボクセルデータの中からボクセル値が最大であるボクセルデータを投影して画像を生成する最大値投影処理、ボクセル値が最小であるボクセルデータを投影して画像を生成する最小値投影処理、又は、前記ボクセルデータを所定の切断平面で切断することによって切断面を生成し、前記切断平面に略直交する方向を投影方向として前記投影方向に沿って所定の厚みの範囲において前記切断面を加算平均してＭＰＲ画像を生成する処理のいずれかの処理を施して画像を生成することを特徴とする請求項１乃至請求項７のいずれかに記載の超音波診断装置。
【請求項９】
前記超音波プローブは、機械的に移動させることにより３次元的に走査することが可能な１次元超音波プローブ、又は、圧電体が２次元的に配列された２次元超音波プローブのいずれかであることを特徴とする請求項１乃至請求項８のいずれかに記載の超音波診断装置。
【請求項１０】
超音波プローブで被検体に対して超音波の送受信を行い、受信信号に基づいて表示画像を生成するときの投影位置及び投影方向を設定する第１のステップと、
前記第１のステップにて得られた受信信号に基づいて前記投影方向の座標系で表されるクセルデータを生成する第２のステップと、
前記ボクセルデータを基に表示画像を生成する第３のステップと、
を含むことを特徴とする画像処理方法。
【請求項１１】
前記第２のステップでは、前記投影方向と前記ボクセルデータの１つの方向とを平行させることを特徴とする請求項１０に記載の画像処理方法。
【請求項１２】
前記第２のステップでは、前記投影方向に沿った順番で前記ボクセルデータを生成することを特徴とする請求項１０又は請求項１１のいずれかに記載の画像処理方法。
【請求項１３】
超音波を生成すべき関心領域を指定する関心領域を指定する第４のステップを更に含み、前記第２のステップでは、前記関心領域内の受信信号に基づいてボクセルデータを生成することを特徴とする請求項１０乃至請求項１２のいずれかに記載の画像処理方法
【請求項１４】
前記受信信号を収集座標系で記憶装置に記憶する第５のステップを更に含み、
前記第２のステップは、ボクセルデータを特定する３次元直交座標を出力する第６のステップと、前記ボクセルデータを特定する３次元直交座標を前記設定された投影方向に変更し、かつ、前記収集座標系に変換する第７のステップと、を含み、前記第７のステップによる出力で前記記憶装置にアクセスしてボクセルデータを生成することを特徴とする請求項１０に記載の画像処理方法。
【請求項１５】
前記第７のステップでは、前記ボクセルデータを特定する３次元直交座標のうち１つの方向の座標を前記投影方向と平行になるように変更することを特徴とする請求項１４に記載の画像処理方法。
【請求項１６】
前記第６のステップでは、前記投影位置及び投影方向を基に、前記投影位置において投影方向に重なるボクセルデータを特定する３次元直交座標を前記投影方向に重なるボクセルデータの順に出力することを特徴とする請求項１５に記載の画像処理方法。
【請求項１７】
前記第３のステップでは、前記ボクセルデータから３次元超音波画像を生成するボリューム・レンダリング、前記投影方向上におけるボクセルデータの中からボクセル値が最大であるボクセルデータを投影して画像を生成する最大値投影処理、ボクセル値が最小であるボクセルデータを投影して画像を生成する最小値投影処理、又は、前記ボクセルデータを所定の切断平面で切断することによって切断面を生成し、前記切断平面に略直交する方向を投影方向として前記投影方向に沿って所定の厚みの範囲において前記切断面を加算平均してＭＰＲ画像を生成する処理のいずれかの処理を施して画像を生成することを特徴とする請求項１０乃至請求項１６のいずれかに記載の画像処理方法。
【請求項１８】
前記超音波プローブは、機械的に移動させることにより３次元的に走査することが可能な１次元超音波プローブ、又は、圧電体が２次元的に配列された２次元超音波プローブのいずれかであることを特徴とする請求項１０乃至請求項１７のいずれかに記載の画像処理方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【公開番号】特開２００６−５５５０６（Ｐ２００６−５５５０６Ａ）
【公開日】平成１８年３月２日（２００６．３．２）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００４−２４２５２２（Ｐ２００４−２４２５２２）
【出願日】平成１６年８月２３日（２００４．８．２３）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成１８年３月２日（２００６．３．２）
【国際特許分類】
【出願日】平成１６年８月２３日（２００４．８．２３）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
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