(57)【要約】【課題】画像データに対して明瞭な陰影づけを低処理量で行なうことが可能な超音波診断装置及び画像処理装置の提供。【解決手段】超音波プローブ１は、超音波を送受波する。送信部３は、超音波プローブ１を介して被検体へ向けて超音波を繰り返し送信する。受信部５は、超音波プローブ１を介して被検体で反射された超音波をエコー信号として繰り返し受信する。スキャンコンバージョン部１５は、繰り返し受信されたエコー信号に基づいて、被検体に関するボリュームデータを構成する複数のボクセルのデータを発生する。レンダリング演算部１９は、発生された複数のボクセルに対して、ボクセルのボクセル値を１より大きい実数でべき乗するべき乗項を含むレンダリングをして２次元の画像のデータを発生する。【選択図】      図１
2010194047.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波を送受波する超音波プローブと、
前記超音波プローブを介して被検体へ向けて超音波を繰り返し送信する送信部と、
前記超音波プローブを介して前記被検体で反射された超音波をエコー信号として繰り返し受信する受信部と、
前記繰り返し受信されたエコー信号に基づいて、前記被検体に関するボリュームデータを構成する複数のボクセルのデータを発生するボクセル発生部と、
前記発生された複数のボクセルに対して、前記ボクセルのボクセル値を１より大きい実数でべき乗するべき乗項を含むレンダリングをして２次元の超音波画像のデータを発生する画像発生部と、
を具備する超音波診断装置。
【請求項２】
前記超音波画像発生部は、前記レンダリングにおいてフォンの照明モデルを用い、
前記１より大きい実数でべき乗するべき乗項は、前記フォンの照明モデルにおける環境光の項、拡散反射光の項、又は鏡面反射光の項に含まれる、請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項３】
前記環境光の項、拡散反射光の項、又は鏡面反射光の項は、前記ボクセル値を実数でべき乗する複数のべき乗項の線形加算を含み、前記複数のべき乗項のうちの少なくとも１つに前記１より大きい実数でべき乗するべき乗項を含む、請求項２記載の超音波診断装置。
【請求項４】
前記環境光の項、拡散反射光の項、又は鏡面反射光の項は、前記ボクセル値を実数でべき乗するべき乗項の積分項を含み、前記積分項は、前記実数を変数とし、前記積分項の積分領域は、前記実数が１より大きい領域を含む、請求項２記載の超音波診断装置。
【請求項５】
前記環境光の項、拡散反射光の項、又は鏡面反射光の項は、前記ボクセル値を実数でべき乗する複数のべき乗項の級数項と、前記ボクセル値を実数でべき乗するべき乗項の積分項とを含む、請求項２記載の超音波診断装置。
【請求項６】
前記１より大きい実数でべき乗されるボクセルのデータは、ＲＡＷデータにおけるボクセルデータである、請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項７】
ボリュームデータを構成する複数のボクセルのデータを記憶する記憶部と、
前記複数のボクセルに対して、前記ボクセルのボクセル値を１より大きい実数でべき乗するべき乗項を含むレンダリングをして２次元の画像のデータを発生する画像発生部と、
を具備する画像処理装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ボリュームデータをレンダリングする超音波診断装置及び画像処理装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、被検体のボリュームデータを収集し、収集されたボリュームデータをレンダリングして２次元の超音波画像のデータを発生し、発生された画像を表示する超音波診断装置が実用化されている。画像を発生する際には、仮想的な光を用いた陰影付けが１つの重要な役割を果たす。超音波診断装置における代表的な陰影付け方法にフォンの照明モデル（Phong’s lighting model）がある（例えば、非特許文献１参照）。フォンの照明モデルは、環境光の項、拡散反射光の項、及び鏡面反射光の項を用いている。
【０００３】
図１１は、従来例における超音波診断装置の構成図である。従来例に係わるレンダリング演算部１１９は、フォンの照明モデルにおける環境光の項を演算する環境光演算部１１９１、フォンの照明モデルにおける拡散反射光の項を演算する拡散反射光演算部１１９２、及びフォンの照明モデルにおける鏡面反射光の項を演算する鏡面反射光演算部１１９３を備える。また、レンダリング演算部１１９は、拡散反射光の項と鏡面反射光の項とを演算するために必要な法線を演算する法線演算部１１９４を備える。さらにレンダリング演算部１１９は、環境光演算部１１９１からの出力である環境光の項の値、拡散反射光演算部１１９２からの出力である拡散反射光の項の値、及び鏡面反射光演算部１１９３からの出力である鏡面反射光の項の値を加算する加算部１１９５を備える。
【０００４】
一般的なフォンの照明モデルを用いる場合、発生される超音波画像のピクセル値は、環境光の項、拡散反射光の項、及び鏡面反射光の項の加算である。従って、環境光の項、拡散反射光の項、及び鏡面反射光の項の３つの項を算出しなければならない。これら３つの項を算出するための処理量は膨大であり、超音波診断装置の１つの長所である画像表示のリアルタイム性を損なっている。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００５】
【非特許文献１】Bui Tuong Phong, “Illumination for Computer Generated Pictures”, Communications of the ACM, Volume 18 Issue 6, P.311-317, June 1975
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
一般的なフォンの照明モデルに存在する問題点について詳細に説明する。よく知られているように、環境光を用いたときに投影面に入る仮想的な光の式は、（１）式で定義されている。
【数１】
2010194047.tif 000003
【０００７】
Ｃａｉ：環境光の場合において、光源から発せられてボクセルｉによって反射された光の色値  
Ｃｖｉ：ボクセルｉに割り付けられている色値（３原色（赤、緑、青）の輝度）（以下、ボクセルに割り付けられている色値をボクセル値と呼ぶことにする）  
Ｋａ：環境反射率  
Ｉａ：環境光の強度
レンダリングの際、通常は、ボクセルｉに不透明度αｉ（透明度（１−αｉ））を割り付け、視線方向に沿って複数のボクセルｉに関するＣａｉを加算することにより、投影面のピクセルに色値ＣＩａ（以下、ピクセルに割り付けられている色値をピクセル値と呼ぶことにする）が投影される。これは、（２）式で表される。
【数２】
2010194047.tif 000004
【０００８】
ｎ：加算するボクセル数
例えば、加算するボクセル数ｎ＝３の場合、環境光由来のピクセル値ＣＩａは、以下の（３）式で表される。
【数３】
2010194047.tif 000005
【０００９】
Ｃａ０が光源から見て１番手前のボクセル、Ｃａ１が２番目のボクセル、Ｃａ２が３番目のボクセルのＣａｉである。（３）式に（１）式を代入すると、ピクセル値ＣＩａは（４）式で表される。
【数４】
2010194047.tif 000006
【００１０】
以下の説明を容易にするため、一般性を失うことなく、環境光の項として（４）式を用いることとする。
【００１１】
（４）式に示すように、環境光の項は、一次のボクセル値Ｃｖｉと環境光に関するパラメータＫａ及びＩａとの積で表されている。このことから、環境光の項は、物体全体を明るくしたり暗くしたりすることがわかる。そのため、図１２に示すように、環境光のみを用いて発生された画像は、全体的に輝度差が少なく、輝度的に平坦である。このように、環境光のみでは、明瞭な陰影が得られず、陰影の差が不十分である場合が多い。
【００１２】
また、レンダリング後の画像データに対して、ブライトネスやコントラストを調整する手法がある。ブライトネスを（４）式に適用すると、ブライトネスを考慮したピクセル値ＣＩｂは、以下の（５）式により表される。
【数５】
2010194047.tif 000007
【００１３】
このように、ブライトネスＢｒを考慮したピクセル値ＣＩｂは、環境光由来のピクセル値ＣＩａとブライトネスＢｒとの和である。つまり、ピクセル値ＣＩｂにおいてブライトネスＢｒは、加算効果を有する。従って、ブライトネスＢｒでは、図１３に示すように、画像全体が明るくしなったり暗くなったりするだけであって、陰影は変化しない。
【００１４】
また、コントラストＣｃを（４）式に適用すると、コントラストＣｃを考慮したピクセル値ＣＩｃは、以下の（６）式により表される。
【数６】
2010194047.tif 000008
【００１５】
このように、コントラストＣｃを考慮したピクセル値ＣＩｃは、コントラストＣｃと環境光由来のピクセル値ＣＩａとの積から不動点を決めるオフセットＤを減算することにより算出される。つまり、ピクセル値ＣＩｃにおいてコントラストＣｃは、乗算効果を有する。コントラストを（６）式のように直線的な補正ではなく、ガンマカーブを用いて曲線的に補正する方法が考えられる。コントラストによる補正は、レンダリング後すなわち複数のボクセル値を重みづけ加算した後のピクセルに対して行なわれる。従って、個々のボクセル値に応じた陰影付けが行なわれない。すなわち、コントラストＣｃは、図１４に示すように、ブライトネスＢｒの場合に比して、陰影づけが改善されるが、明瞭な陰影は得られない。
【００１６】
次に、拡散反射光について説明する。拡散反射光を用いたときに投影面に入る光の式は、（７）式で定義される。
【数７】
2010194047.tif 000009
【００１７】
Ｃｄｉ：拡散反射光の場合において、光源から発せられボクセルｉによって反射された光の色値  
Ｃｖｉ：ボクセルｉのボクセル値  
ｋｄ：拡散反射率  
Ｉｉｎ：光源からの入射光の強度  
θ：入射角
（４）式と同様に、加算するボクセル数ｎ＝３とすると、拡散反射光由来のピクセル値ＣＩｄは、以下の（８）式で表される。
【数８】
2010194047.tif 000010
【００１８】
拡散反射光においては、ある方向（例えば視線方向）から入射した入射光は、入射角に依らず全ての方向に拡散される。拡散反射光由来のピクセル値ＣＩｄは、拡散方向に依存しないが、入射角（物体表面の法線と入射角の入射方向との成す角度）θに依存する。入射角θが大きいほど（ｃｏｓθが小さいほど）、拡散反射光由来のピクセル値ＣＩｄは小さくなり、画像上の入射角θの大きい部分は暗くなる。すなわち、図１５に示すように、入射光の方向を視線方向にとると正面は明るくなり、輪郭は影がつく。このように拡散反射光由来の画像は、環境光由来の画像よりも大きな陰影がついている。一般的には、拡散反射光だけでは陰影が強すぎるので、図１６に示すように、環境光と適当な割合で混合して陰影の調整が行われる。しかしながら、拡散反射光を用いるには、各反射面での入射角θを得るために法線を求める必要がある。この法線算出の処理量は膨大である。
【００１９】
また、鏡面反射光を用いたときに投影面に入る光の式は、（９）式で表される。
【数９】
2010194047.tif 000011
【００２０】
Ｃｓｉ：鏡面反射光の場合において、光源から発せられボクセルｉによって反射された光の色値  
Ｃｖｉ：ボクセルｉのボクセル値  
ｋｓ：鏡面反射率  
Ｉｉｎ：入射光の強度  
φ：正反射方向と視線方向との成す角度（反射補正角）
（４）や（８）式と同様に、加算するボクセル数ｎ＝３とすると、鏡面反射光由来のピクセル値ＣＩｓは、以下の（１０）式で表される。
【数１０】
2010194047.tif 000012
【００２１】
（１０）式から明らかなように、鏡面反射光由来のピクセル値ＣＩｓは、光の入射角θに対して正反射方向から視線方向への補正角、すなわち反射補正角φに依存する。より詳細には、鏡面反射光由来のピクセル値ＣＩｓは、ｃｏｓηφに依存する。つまり、鏡面反射光は、環境光よりも大きな陰影を画像に付加できる。しかしながら、拡散反射光と同様、鏡面反射光を用いるのにも、演算量が膨大な法線を算出しなければならない。
【００２２】
本発明の目的は、画像データに対して明瞭な陰影づけを低処理量で行なうことが可能な超音波診断装置及び画像処理装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００２３】
本発明の第１局面に係る超音波診断装置は、超音波を送受波する超音波プローブと、前記超音波プローブを介して被検体へ向けて超音波を繰り返し送信する送信部と、前記超音波プローブを介して前記被検体で反射された超音波をエコー信号として繰り返し受信する受信部と、前記繰り返し受信されたエコー信号に基づいて、前記被検体に関するボリュームデータを構成する複数のボクセルのデータを発生するボクセル発生部と、前記発生された複数のボクセルに対して、前記ボクセルのボクセル値を１より大きい実数でべき乗するべき乗項を含むレンダリングをして２次元の超音波画像のデータを発生する画像発生部と、を具備する。
【００２４】
本発明の第２局面に係る画像処理装置は、ボリュームデータを構成する複数のボクセルのデータを記憶する記憶部と、前記複数のボクセルに対して、前記ボクセルのボクセル値を１より大きい実数でべき乗するべき乗項を含むレンダリングをして２次元の画像のデータを発生する画像発生部と、を具備する。
【発明の効果】
【００２５】
本発明によれば、画像データに対して明瞭な陰影づけを低処理量で行なうことが可能な超音波診断装置及び画像処理装置の提供を実現する。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１】本発明の実施形態に係わる超音波診断装置の構成図。
【図２】図１のレンダリング演算部により発生される超音波画像と従来例の超音波画像との比較を示す図。
【図３】図１のレンダリング演算部が保持するテーブルの概念図。
【図４】本実施形態の変形例１に係わる超音波診断装置の構成図。
【図５】図４のレンダリング演算部が保持するテーブルの概念図。
【図６】本実施形態の変形例２に係わる超音波診断装置の構成図。
【図７】図６のレンダリング演算部が保持するテーブルの概念図。
【図８】本実施形態の変形例３に係わる超音波診断装置の構成図。
【図９】図８のレンダリング演算部が保持するテーブルの概念図。
【図１０】本実施形態の変形例４に係る超音波診断装置の構成図。
【図１１】従来例に係わる超音波診断装置の構成図。
【図１２】従来例に係わる環境光の項を用いて発生された超音波画像の一例を示す図。
【図１３】従来例に係わる環境光の項にブライトネスを考慮して発生された超音波画像の一例を示す図。
【図１４】従来例に係わる環境光の項にコントラストを考慮して発生された超音波画像の一例を示す図。
【図１５】従来例に係わる拡散反射光の項を用いて発生された超音波画像の一例を示す図。
【図１６】従来例に係わる環境光の項と拡散反射光の項とを用いて発生された超音波画像の一例を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００２７】
以下、図面を参照しながら本発明の実施形態に係わる超音波診断装置及び画像処理装置を説明する。
【００２８】
本実施形態に係わる超音波診断装置は、画像データに対して明瞭な陰影付けを低演算量で実現するために、レンダリングにおけるシェーディングの１手法として知られているフォンの照明モデル（Phong’s lighting model）を改良して用いる。
【００２９】
図１は、本実施形態に係わる超音波診断装置の構成を示す図である。図１に示すように、本実施形態に係わる超音波診断装置は、超音波プローブ１、送信部３、受信部５、走査制御部７、Ｂモード処理部９、カラーモード処理部１１、ＲＡＷデータ記憶部１３、スキャンコンバージョン部１５、ボクセルデータ記憶部１７、レンダリング演算部１９、表示部２１、及び入力部２３を備える。
【００３０】
超音波プローブ１は、送信部３からの駆動パルスに基づいて超音波を被検体へ向けて送波する。送波された超音波は、被検体の体内組織の音響インピーダンスの不連続面で次々と反射される。反射された超音波は、エコー信号として超音波プローブ１に受信される。体内組織間の音響インピーダンスの不連続性の大きさによって、反射波（エコー信号）の強度が異なる。また、超音波の進行方向と体内組織の不連続面との成す角度によっても、エコー信号の強度が異なる。エコー信号は、超音波プローブ１を介して受信部５へ供給される。
【００３１】
送信部３は、超音波の送波用に図示しないレートパルス発生回路、送信遅延回路、及び駆動パルス発生回路等を有している。レートパルス発生回路は、所定のレート周波数ｆrＨｚ（周期；１／ｆr秒）で、レートパルスをチャンネル毎に繰り返し発生する。遅延回路は、チャンネル毎に超音波をビーム状に集束させ且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間を各レートパルスに与える。駆動パルス発生回路は、各遅延されたレートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１に駆動パルスを印加する。
【００３２】
受信部５は、超音波の受波用に図示しないアンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、受信遅延回路、及び加算器等を有している。アンプ回路は、超音波プローブ１からのエコー信号を受信し、受信されたエコー信号をチャンネル毎に増幅する。Ａ／Ｄ変換器は、増幅されたエコー信号をチャンネル毎にアナログ信号からデジタル信号に変換する。受信遅延回路は、デジタル信号に変換されたエコー信号に対し、チャンネル毎にビーム状に集束させ且つ受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与える。加算器は、遅延時間が与えられた各エコー信号を加算する。この加算処理により、エコー信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、受信指向性と送信指向性とにより超音波ビームが形成される。１つの超音波ビームは、１つの超音波走査線に対応する。走査線毎のエコー信号は、Ｂモード処理部９とカラーモード処理部１１とに供給される。
【００３３】
走査制御部７は、送信部３と受信部５とを制御して、被検体の走査対象であるボリュームを超音波で繰り返し３次元走査する。この３次元走査により受信部５からは、走査ボリュームに関する複数の走査線に関する複数のエコー信号が出力される。
【００３４】
Ｂモード処理部９は、受信部５からのエコー信号を対数増幅し、対数増幅されたエコー信号を包絡線検波することで、エコー信号の強度を輝度で表現するＢモード信号のデータを生成する。生成されたＢモード信号のデータは、ＲＡＷデータ記憶部１３に供給される。
【００３５】
カラーモード処理部１１は、受信部５からのエコー信号を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、平均速度や分散、パワー等の情報をカラーで表現するカラーモード信号のデータを生成する。生成されたカラーモード信号のデータは、ＲＡＷデータ記憶部１３に供給される。
【００３６】
以下、Ｂモード信号のデータとカラーモード信号のデータとをまとめてＲＡＷデータと呼ぶことにする。これらＲＡＷデータは、走査線毎に生成される。
【００３７】
ＲＡＷデータ記憶部１３は、Ｂモード処理部９やカラーモード処理部１１からの走査線毎のＲＡＷデータ（Ｂモード信号、カラーモード信号）を記憶する。ＲＡＷデータは、走査線の位置情報に関連付けて記憶される。
【００３８】
スキャンコンバージョン部１５は、ＲＡＷデータ記憶部１３に記憶されているＲＡＷデータに基づいて、被検体に関するボリュームデータを構成する複数のボクセルのデータを発生する。具体的には、スキャンコンバージョン部１５は、ＲＡＷデータを走査線の位置情報に従ってメモリ上に３次元的に配置し、走査線間のボクセルデータを補間する。この配置処理と補間処理とによって、複数のボクセルから構成されるボリュームデータが発生される。すなわち、スキャンコンバージョン部１５は、ボクセル発生部として機能する。各ボクセルは、由来するＲＡＷデータの強度及び情報に応じたボクセル値を有する。これらボクセルのデータは、ボクセルデータ記憶部１７に供給される。
【００３９】
ボクセルデータ記憶部１７は、スキャンコンバージョン部１５により発生された複数のボクセルのデータを走査ボリューム毎に記憶する。
【００４０】
レンダリング演算部１９は、ボクセルデータ記憶部１７に記憶されているボリュームデータをレンダリングして２次元の超音波画像のデータを発生する。すなわちレンダリング演算部１９は、画像発生部として機能する。より詳細には、レンダリング演算部１９は、ボリュームデータを構成する複数のボクセルに対して、１より大きい実数でボクセル値をべき乗するべき乗項を含むレンダリングをして２次元の超音波画像のデータを発生する。また必要に応じてレンダリング演算部１９は、入力部２３から入力されたレンダリングのためのパラメータに従ってレンダリングする。レンダリング演算部１９は、処理中枢としてＣＰＵ（Central Processing Unit）またはＧＰＵ（Graphics Processing Unit）を備えるハードウェアである。発生された超音波画像のデータは、表示部２１に供給される。なお、レンダリング演算部１９は、本実施形態に特有な構成要素であるため、その詳細については後述する。
【００４１】
表示部２１は、レンダリング演算部１９により発生された超音波画像を表示する。表示部２１としては、例えばＣＲＴディスプレイや、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ等の表示デバイスが適宜利用可能である。
【００４２】
入力部２３は、ユーザからの各種指令や情報をレンダリング演算部１９に入力する。具体的には、入力部２３は、レンダリングのパラメータを入力する。入力部２３としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスが適宜利用可能である。
【００４３】
以下、本実施形態に特有なレンダリング演算部１９の詳細について説明する。レンダリング演算部１９は、発生される超音波画像に明瞭な陰影付けがされるように、ボリュームデータをレンダリングする。レンダリングにおける陰影付けの１手法として、一般的なフォンの照明モデルが知られているが、レンダリング演算部１９は、一般的なフォンの照明モデルを改良した、本実施形態に特有なフォンの照明モデルを用いる。本実施形態に係わるフォンの照明モデルは、環境光の項、拡散反射光の項、及び鏡面反射光の項の何れか１つを用いる。以下、説明を具体的に行なうため、環境光の項のみを用いる場合を具体例に挙げて、本実施形態に係わるレンダリング演算部１９の処理内容を説明する。なぜならば、明瞭な陰影付けを低処理量で実現するという本実施形態に係わる課題に対する効果は、環境光の項のみを用いる場合、特に大きいからである。
【００４４】
レンダリング演算部１９は、上述の（２）式に対して、以下の（１１）式で定義される環境光の項に従って複数のボクセルを超音波画像上のピクセルに投影する。
【数１１】
2010194047.tif 000013
【００４５】
（１１）式を用いたレンダリングにより、超音波画像の各ピクセルのピクセル値ＣＩａ´が算出される。レンダリング演算部１９は、全てのピクセルについてピクセル値ＣＩａ´を算出することにより、超音波画像のデータを発生する。なおＣｖｉγは、表示のためのウィンドウ幅内に収まるように、正規化されている必要がある。Ｃｖｉが取りうる最大値（ウィンドウ幅の最大値）をＭａｘＣｖｉとすると正規化されたＣｖｉ(Ｃｖｉγ｜ｎｏｒｍ)は、以下の（１２）式で表される。
【数１２】
2010194047.tif 000014
【００４６】
典型的には、ウィンドウ幅は、０から２５５に設定される。この場合ＭａｘＣｖｉは、２５５となる。以下、Ｃｖｉγは、（１２）式のように正規化されているものとする。
【００４７】
例えば、加算するボクセル数ｎ＝３を（１１）式に代入すると（１３）式となる。
【数１３】
2010194047.tif 000015
【００４８】
（１１）式や（１３）式に示すように、レンダリング演算部１９は、環境光由来のピクセル値ＣＩａ´を得るため、１より大きい実数γでボクセル値Ｃｖｉをべき乗する。すなわち、環境光の項は、実数γでボクセル値Ｃｖｉをべき乗するべき乗項を含んでいる。実数γでボクセル値Ｃｖｉをべき乗することにより、べき乗しない場合に比して、ボクセル間のボクセル値の差が増大する。
【００４９】
図２は、（１１）式により定義される本実施形態に係わる環境光の項を用いて得られる超音波画像と（２）式により定義される従来の環境光の項を用いて得られる超音波画像との比較を示す図である。超音波画像Ｉ１と超音波画像Ｉ２とは、胎児ファントムに関する画像である。図２に示すように、本実施形態に係わる環境光の項を用いることにより、従来例に比して、より大きな陰影付けが得られている。これは、超音波画像において、ボクセル値Ｃｖｉが大きいほどべき乗で明るさが強調され、ボクセル値Ｃｖｉが小さいほどべき乗で暗さが強調されるからである。つまり、１より大きい実数γでボクセル値Ｃｖｉをべき乗することにより、べき乗しない場合に比して、超音波画像上の陰影の差が強調され、明瞭な陰影付けがなされる。
【００５０】
また、（１１）式や（１３）式に示すように、ピクセル値ＣＩａ´は、入射角θや反射補正角φに依存しない。従って、ピクセル値ＣＩａ´を算出するために法線を算出する必要はない。つまりレンダリング演算部１９は、法線を算出することなしに、明瞭な陰影付けを超音波画像に与えることができる。処理量が膨大な法線を算出する必要がないため、本実施形態は、超音波画像表示に関するリアルタイム性が優れている。
【００５１】
このように、本実施形態に係わるレンダリング演算部１９は、陰影付けの際、（１１）式の環境光の項のみを用いる。すなわち、レンダリング演算部１９は、図１１に示すような、従来のフォンの照明モデルを用いた陰影付けに必要であった拡散反射光演算部１１９２や鏡面反射光項演算部１１９３を必要としない。これに伴い、レンダリング演算部１９は、拡散反射光の項や鏡面反射光の項を算出する際に必要な法線演算部１１９４や加算部１１９５も必要としない。このようにレンダリング演算部１９は、従来に比して低処理量で明瞭な陰影付けを行なうことができる。
【００５２】
また、コントラストが（６）式に示すように、ボクセル値と定数との積であるのに対して、（１１）式は、ボクセル値のべき乗である。従って、（１１）式を用いる方が、コントラストを用いた場合に比して、より大きな陰影差を生じさせることができる。ここで、コントラストを（６）式のように直線的な補正ではなく、ガンマカーブを用いて曲線的に補正する方法が考えられる。コントラストによる補正は、レンダリング後すなわち複数のボクセル値を重みづけ加算した後のピクセルに対して行なわれる。従って、個々のボクセル値に応じた陰影付けが行なわれない。それに対して、（１１）式の環境光の項による陰影付けは、（７）式の拡散反射光の項や（９）式の鏡面反射光の項による陰影付けと同様、レンダリング時に行なわれる。従って、（１１）式の環境光の項による陰影付けは、個々ボクセル値に応じた陰影付けなので、（７）式の拡散反射光の項や（９）式の鏡面反射光の項による陰影付けと同様の効果を得やすい。
【００５３】
（１１）式中のボクセルＣｖｉのべき乗Ｃｖｉγの演算方法について説明する。典型的には、レンダリング演算部１９は、Ｃｖｉγを得るためのテーブルを保持している。図３は、テーブルの一例を示す図である。図３に示すように、テーブルは、（１１）式の複数のパラメータを入力として、Ｃｖｉγを出力する。入力パラメータは、ボクセルｉのボクセル値Ｃｖｉやべき乗値γである。実数γの値は、１より大きければ、どのような値でも良い。しかし、実数γの値が大きすぎると、陰影が強くなり過ぎて不適格な画像となる。そのため、実数γの値は、例えば、１．５〜２．０の値が適当である。実数γの値は、予め任意の値に設定されていても良いし、入力部２３を介してユーザにより任意に設定可能である。なお、Ｃｖｉγを得る際に、レンダリング演算部１９は、ＣＰＵやＧＰＵを用いて（１１）式をそのまま演算しても良い。しかし、テーブルを用いた方が処理量は少なく、画像表示に関するリアルタイム性が良い。
【００５４】
なお、上記構成においてレンダリング演算部１９は、超音波診断装置に内蔵されるとした。しかしながら本実施形態はこれに限定する必要はない。例えば、レンダリング演算部１９は、ワークステーション等の画像処理装置に内蔵されるとしてもよい。この場合、画像処理装置は、ボクセルデータ記憶部１７、レンダリング演算部１９、表示部２１、及び入力部２３を備え、超音波診断装置により生成されたボリュームデータに対して上記の（１１）式を用いたレンダリングを行なう。
【００５５】
また、レンダリング演算部１９の処理対象は、超音波診断装置により発生されたボリュームデータのみに限定されない。すなわちレンダリング演算部１９は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置や磁気共鳴イメージング装置、核医学診断装置等のモダリティにより発生されたボリュームデータも処理対象に含む。この場合、画像処理装置のボクセルデータ記憶部１７は、これらモダリティにより発生されたボリュームデータを記憶し、レンダリング演算部１９は、ボクセルデータ記憶部１７に記憶されているボリュームデータを読み出して、上記のレンダリングを行なう。
【００５６】
また、レンダリング演算部１９は、環境光の項ではなく、拡散反射光の項、あるいは鏡面反射光の項を用いてレンダリングを行なってもよい。拡散反射光の項を用いる場合、レンダリング演算部１９は、拡散反射光の項に含まれるボクセル値Ｃｖｉを１より大きい実数γでべき乗する。すなわち、（７）式のボクセル値Ｃｖｉをボクセル値ＣＶｉγに置き換えればよい。拡散反射光の項を演算するためには、法線を演算しなければならないが、他の項すなわち環境光の項と鏡面反射光の項とを演算する必要がなくなる。これにより低処理量で明瞭な陰影付けが実行できる。鏡面反射光の項を用いる場合も同様に、レンダリング演算部１９は、鏡面反射光の項に含まれるボクセル値Ｃｖｉを１より大きい実数γでべき乗する。すなわち、（９）式のボクセル値ＣＶｉをボクセル値ＣＶｉγに置き換えればよい。
【００５７】
かくして本実施形態によれば、画像データに対して明瞭な陰影づけを低処理量で行なうことが可能な超音波診断装置及び画像処理装置の提供を実現する。
【００５８】
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。
【００５９】
（変形例１）
図４は、本実施形態の変形例１に係わる超音波診断装置の構成図である。図４に示すように変形例１に係わる超音波診断装置は、超音波プローブ１、送信部３、受信部５、走査制御部７、Ｂモード処理部９、カラーモード処理部１１、ＲＡＷデータ記憶部１３、スキャンコンバージョン部１５、ボクセルデータ記憶部１７、レンダリング演算部１９１、表示部、及び入力部２３を備える。なお以下の説明において、本実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。
【００６０】
レンダリング演算部１９１は、環境光の項として、（１１）式を多項式に発展させた（１４）式を用いる。レンダリング演算部１９１は、この（１４）式に従って複数のボクセルを超音波画像上のピクセルに投影する。（１４）式を用いたレンダリングにより、超音波画像の各ピクセルのピクセル値ＣＩａ´が算出される。レンダリング演算部１９１は、全てのピクセルについてピクセル値ＣＩａ´を算出することにより、超音波画像のデータを発生する。
【数１４】
2010194047.tif 000016
【００６１】
（１４）式に示すように変形例１に関わる環境光の項は、複数の実数γｋでべき乗する複数のべき乗項を線形加算する級数項を含んでいる。なおβは、定数の係数である。また、γ０、γ１、…、γｍ−１のうちの少なくとも１つは、１より大きい実数である。１より大きいべき乗値γｋを含む項が（１４）式の中で支配的であれば、（１１）式と同様に明瞭な陰影付けが可能となる。例えば、γ２が１より大きい実数であるとすると、β２がβｋ（但しｋ≠２）よりも遥かに大きければ、β２Ｃｖγ２は（１４）式の中で支配的であるといえる。
【００６２】
（１４）式中の級数項ΣβｋＣｖｉγｋの演算方法について説明する。典型的には、レンダリング部は、級数項ΣβｋＣｖｉγｋを得るためのテーブルを保持している。図５に示すように、テーブルは、（１４）式の複数のパラメータを入力として、級数項ΣβｋＣｖｉγｋを出力する。入力パラメータは、ボクセルｉのボクセル値Ｃｖｉや、実数γ、係数βである。予め任意の値に設定されていてもよいし、実数γや係数βは、ユーザにより入力部２３を介して任意に設定可能である。なお、級数項ΣβｋＣｖｉγｋを得る際に、レンダリング演算部１９１は、ＣＰＵやＧＰＵを用いて（１４）式をそのまま演算しても良い。しかし、テーブルを用いた方が処理量は少なく、画像表示に関するリアルタイム性が良い。
【００６３】
（変形例２）
図６は、本実施形態の変形例２に係わる超音波診断装置の構成図である。図６に示すように変形例２に係わる超音波診断装置は、超音波プローブ１、送信部３、受信部５、走査制御部７、Ｂモード処理部９、カラーモード処理部１１、ＲＡＷデータ記憶部１３、スキャンコンバージョン部１５、ボクセルデータ記憶部１７、レンダリング演算部１９２、表示部２１、及び入力部２３を備える。なお以下の説明において、本実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。
【００６４】
レンダリング演算部１９２は、環境光の項として、（１１）式を積分式に発展させた（１５）式を用いる。レンダリング演算部１９２は、この（１５）式に従って複数のボクセルを超音波画像上のピクセルに投影する。（１５）式を用いたレンダリングにより、超音波画像の各ピクセルのピクセル値ＣＩａ´が算出される。レンダリング演算部１９２は、全てのピクセルについてピクセル値ＣＩａ´を算出することにより、超音波画像のデータを発生する。
【数１５】
2010194047.tif 000017
【００６５】
（１５）式に示すように、変形例２に係る環境光の項は、べき乗値γ（ｘ）を変数とした積分項を含んでいる。ここで、積分領域の中でべき乗値γ（ｘ）が１より大きい領域が存在しなければならない。すなわち、べき乗値γ（ｐ）からべき乗値γ（ｑ）のうち、１より大きいべき乗値γ（ｘ）が存在しなければならない（但し、ｐ≦ｘ≦ｑ）。そして積分領域の中で１より大きいべき乗値γ（ｘ）を含む領域が（１５）式の中で支配的であれば、（１１）式と同様に明瞭な陰影付けが可能となる。
【００６６】
式（１５）中の積分項∫β（ｘ）Ｃｖｉγ（ｘ）ｄｘの演算方法について説明する。典型的には、レンダリング演算部１９２は、積分項∫β（ｘ）Ｃｖｉγ（ｘ）ｄｘを得るためのテーブルを保持している。図７に示すように、テーブルは、（１５）式の複数のパラメータを入力として、積分項∫β（ｘ）Ｃｖｉγ（ｘ）ｄｘを出力する。入力パラメータは、ボクセルｉのボクセル値Ｃｖｉや、積分範囲ｐ、ｑ、係数β、実数γである。積分範囲ｐ、ｑや係数β、実数γは、予め任意の値に設定されていてもよいし、ユーザにより入力部２３を介して任意に設定可能である。なお、ピクセル値ＣＩａ´を得る際に、レンダリング演算部１９２は、ＣＰＵやＧＰＵを用いて（１５）式をそのまま演算しても良い。しかし、テーブルを用いた方が処理量は少なく、画像表示に関するリアルタイム性が良い。
【００６７】
（変形例３）
図８は、本実施形態の変形例３に係わる超音波診断装置の構成図である。図８に示すように変形例３に係わる超音波診断装置は、超音波プローブ１、送信部３、受信部５、走査制御部７、Ｂモード処理部９、カラーモード処理部１１、ＲＡＷデータ記憶部１３、スキャンコンバージョン部１５、ボクセルデータ記憶部１７、レンダリング演算部１９３、表示部２１、及び入力部２３を備える。なお以下の説明において、本実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。
【００６８】
レンダリング演算部１９３は、環境光の項として、（１４）式と（１５）式とを混合した（１６）式を用いる。レンダリング演算部１９３は、この（１６）式に従って複数のボクセルを超音波画像上のピクセルに投影する。（１６）式を用いたレンダリングにより、超音波画像の各ピクセルのピクセル値ＣＩａ´が算出される。レンダリング演算部１９２は、全てのピクセルについてピクセル値ＣＩａ´を算出することにより、超音波画像のデータを発生する。
【数１６】
2010194047.tif 000018
【００６９】
ここで関数ｆｉ（ｋ；ｘ）は、以下の（１７）式で定義される関数である。
【数１７】
2010194047.tif 000019
【００７０】
ここで、級数の項でべき乗値γｋが１より大きい項、または積分領域の中でべき乗値γ（ｘ）が１より大きい領域が存在しなければならない。そして級数の項または積分領域の中で１より大きいべき乗値を含む項、または領域が（１６）式の中で支配的であれば、（１１）式と同様に明瞭な陰影付けが可能となる。
【００７１】
（１６）式中の関数ｆｉ（ｋ；ｘ）、すなわち級数項と積分項との和の演算方法について説明する。典型的には、レンダリング演算部１９３は、関数ｆｉ（ｋ；ｘ）を得るためのテーブルを保持している。テーブルは、図９に示すように、（１６）式の複数のパラメータを入力として、関数ｆｉ（ｋ；ｘ）を出力する。入力パラメータは、ボクセルｉのボクセル値Ｃｖｉや、実数γ、係数β、積分範囲ｐ、ｑである。また、テーブルは、変形例１に係わるテーブル（図５）と変形例２に係わるテーブル（図７）との組み合わせでも良い。なお、関数ｆｉ（ｋ；ｘ）を得る際に、レンダリング演算部１９３は、ＣＰＵやＧＰＵを用いて（１５）式をそのまま演算しても良い。しかし、テーブルを用いた方が処理量は少なく、画像表示に関するリアルタイム性が良い。
【００７２】
（変形例４）
図１０は、本実施形態の変形例４に係る超音波診断装置の構成図である。図１０に示すように変形例４に係る超音波診断装置は、超音波プローブ１、送信部３、受信部５、走査制御部７、Ｂモード処理部９、カラーモード処理部１１、ＲＡＷデータ記憶部１３、Ｃｖｉγ演算部１４、スキャンコンバージョン部１５、ボクセルデータ記憶部１７、レンダリング演算部１９´、表示部２１、及び入力部２３を備える。なお以下の説明において、本実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。
【００７３】
Ｃｖｉγ演算部１４は、ＲＡＷデータ記憶部１３に記憶されているＲＡＷデータ（空間状の各点におけるデータなのでボクセルデータの一種）を用いてＣｖｉγを演算する。すなわちＣｖｉγ演算部１４は、ＲＡＷデータ上の各点の値を１より大きい実数γでべき乗する。この実数γでべき乗されたＲＡＷデータは、スキャンコンバージョン部１５に供給される。
【００７４】
レンダリング演算部１９´は、スキャンコンバージョン部１５により発生されたボリュームデータをレンダリングして超音波画像のデータを発生する。発生された超音波画像のデータは、本実施形態に係るレンダリング演算部１９により発生された超音波画像のデータと同様に、明瞭な陰影付けが成されている。
【００７５】
ＲＡＷデータは、スキャンコンバージョン後のボクセルデータよりもボクセル数が少ない。従って変形例４のようにスキャンコンバージョン前にＣｖｉγを計算する方が、スキャンコンバージョン後にＣｖｉγを計算するよりも、Ｃｖｉγの演算時間が減少する。従って変形例４によれば、Ｃｖｉγ演算や超音波画像発生のリアルタイム性が向上する。
【００７６】
また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
【産業上の利用可能性】
【００７７】
以上本発明によれば、画像データに対して明瞭な陰影づけを低処理量で行なうことが可能な超音波診断装置及び画像処理装置の提供を実現することができる。
【符号の説明】
【００７８】
１…超音波プローブ、３…送信部、５…受信部、７…走査制御部、９…Ｂモード処理部、１１…カラーモード処理部、１３…ＲＡＷデータ記憶部、１５…スキャンコンバーション部、１７…ボクセルデータ記憶部、１９…レンダリング演算部、２１…表示部、２３…入力部
【図１】
2010194047.tif 000020
【図２】
2010194047.tif 000021
【図３】
2010194047.tif 000022
【図４】
2010194047.tif 000023
【図５】
2010194047.tif 000024
【図６】
2010194047.tif 000025
【図７】
2010194047.tif 000026
【図８】
2010194047.tif 000027
【図９】
2010194047.tif 000028
【図１０】
2010194047.tif 000029
【図１１】
2010194047.tif 000030
【図１２】
2010194047.tif 000031
【図１３】
2010194047.tif 000032
【図１４】
2010194047.tif 000033
【図１５】
2010194047.tif 000034
【図１６】
2010194047.tif 000035