(57)【要約】【課題】３次元画像データの空間分解能を低下させずに、アーチファクトとしての陰影を低減することが可能な超音波診断装置を提供する。【解決手段】スキャンコンバージョン処理部７１は、３次元走査データをボクセルデータに変換する。平滑化処理部７２は、そのボクセルデータに対して所定の平滑化処理を施す。法線ベクトル算出部７３は、平滑化処理後のボクセルデータに基づいて、各ボクセルの法線ベクトルを算出する。光線追跡処理部７４は、その法線ベクトルに従って、平滑化処理が施されていないボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより、陰影付きの３次元画像データを生成する。【選択図】図３
2007330325.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に対して超音波を送受信することで走査データを取得する取得手段と、
前記走査データをボクセルデータに変換する変換手段と、
前記ボクセルデータに対して平滑化処理を施す平滑化処理手段と、
前記平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて、前記ボクセルデータを構成する各ボクセルの法線ベクトルを算出する法線ベクトル算出手段と、
前記法線ベクトルの向きに従って、前記平滑化処理が施される前のボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより３次元画像データを生成する３次元画像生成手段と、
を有することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
被検体に対して超音波を送受信することで走査データを取得する取得手段と、
前記走査データをボクセルデータに変換する変換手段と、
前記ボクセルデータに基づいて、前記ボクセルデータを構成する各ボクセルの法線ベクトルを算出する法線ベクトル算出部と、
所定範囲に含まれる複数の法線ベクトルを対象として法線ベクトルの平均を算出することで、前記各ボクセルの法線ベクトルを平均化する平均化処理手段と、
前記平均化された法線ベクトルの向きに従って、前記ボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより３次元画像データを生成する３次元画像生成手段と、
を有することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項３】
被検体に対して超音波を送受信することで走査データを取得する取得手段と、
前記走査データに対して平滑化処理を施す平滑化処理手段と、
前記平滑化処理が施される前の走査データを第１のボクセルデータに変換し、さらに、前記平滑化処理が施された走査データを第２のボクセルデータに変換する変換手段と、
前記第２のボクセルデータに基づいて、前記第２のボクセルデータを構成する各ボクセルの法線ベクトルを算出する法線ベクトル算出手段と、
前記法線ベクトルの向きに従って、前記第１のボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより３次元画像データを生成する３次元画像生成手段と、
を有することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項４】
被検体に対して超音波を送受信することで３次元画像データを取得する取得手段と、
前記走査データをボクセルデータに変換する変換手段と、
前記ボクセルデータに対して第１の平滑化処理を施す第１の平滑化処理手段と、
前記第１の平滑化処理が施されたボクセルデータに対して、第２の平滑化処理を施す第２の平滑化処理手段と、
前記第２の平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて、前記ボクセルデータを構成する各ボクセルの法線ベクトルを算出する法線ベクトル算出手段と、
前記法線ベクトルの向きに従って、前記第１の平滑化処理が施されたボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより３次元画像データを生成する３次元画像生成手段と、
を有することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項５】
前記第２の平滑化処理手段は、前記第１の平滑化処理手段で用いる平滑化フィルタよりも強い平滑化フィルタを用いて、前記第１の平滑化処理が施されたボクセルデータに対して前記第２の平滑化処理を施すことを特徴とする請求項４に記載の超音波診断装置。
【請求項６】
ボクセルデータを受けて、前記ボクセルデータに対して平滑化処理を施す平滑化処理手段と、
前記平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて、前記ボクセルデータを構成する各ボクセルの法線ベクトルを算出する法線ベクトル算出手段と、
前記法線ベクトルの向きに従って、前記平滑化処理が施される前のボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより３次元画像データを生成する３次元画像生成手段と、
を有することを特徴とする医用画像処理装置。
【請求項７】
ボクセルデータを受けて、前記ボクセルデータを構成する各ボクセルの法線ベクトルを算出する法線ベクトル算出手段と、
所定範囲に含まれる複数の法線ベクトルを対象として法線ベクトルの平均を算出することで、前記各ボクセルの法線ベクトルを平均化する平均化処理手段と、
前記平均化された法線ベクトルの向きに従って、前記ボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより３次元画像データを生成する３次元画像生成手段と、
を有することを特徴とする医用画像処理装置。
【請求項８】
ボクセルデータを受けて、前記ボクセルデータに対して第１の平滑化処理を施す第１の平滑化処理手段と、
前記第１の平滑化処理が施されたボクセルデータに対して、第２の平滑化処理を施す第２の平滑化処理手段と、
前記第２の平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて、前記ボクセルデータを構成する各ボクセルの法線ベクトルを算出する法線ベクトル算出手段と、
前記法線ベクトルの向きに従って、前記第１の平滑化処理が施されたボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより３次元画像データを生成する３次元画像生成手段と、
を有することを特徴とする医用画像処理装置。
【請求項９】
コンピュータに、
ボクセルデータを受けて、前記ボクセルデータに対して平滑化処理を施す平滑化機能と、
前記平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて、前記ボクセルデータを構成する各ボクセルの法線ベクトルを算出する法線ベクトル算出機能と、
前記法線ベクトルの向きに従って、前記平滑化処理が施される前のボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより３次元画像データを生成する３次元画像生成機能と、
を実行させることを特徴とする医用画像処理プログラム。
【請求項１０】
コンピュータに、
ボクセルデータを受けて、前記ボクセルデータを構成する各ボクセルの法線ベクトルを算出する法線ベクトル算出機能と、
所定範囲に含まれる複数の法線ベクトルを対象として法線ベクトルの平均を算出することで、前記各ボクセルの法線ベクトルを平均化する平均化処理機能と、
前記平均化された法線ベクトルの向きに従って、前記ボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより３次元画像データを生成する３次元画像生成機能と、
を実行させることを特徴とする医用画像処理プログラム。
【請求項１１】
コンピュータに、
ボクセルデータを受けて、前記ボクセルデータに対して第１の平滑化処理を施す第１の平滑化機能と、
前記第１の平滑化処理が施されたボクセルデータに対して、第２の平滑化処理を施す第２の平滑化機能と、
前記第２の平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて、前記ボクセルデータを構成する各ボクセルの法線ベクトルを算出する法線ベクトル算出機能と、
前記法線ベクトルの向きに従って、前記第１の平滑化処理が施されたボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより３次元画像データを生成する３次元画像生成機能と、
を実行させることを特徴とする医用画像処理プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、３次元画像データを生成する超音波診断装置、医用画像処理装置、及び医用画像処理プログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
医用画像診断装置によって被検体の３次元画像を取得し、その３次元画像を用いた診断が普及しつつある。例えば、超音波を用いた診断では、以下の（１）〜（３）に示す超音波診断装置が用いられている。
（１）超音波振動子が格子状（マトリックス状）に配置された２次元超音波プローブを備え、３次元画像データの取得が可能な３次元超音波診断装置。
（２）超音波振動子が所定方向（走査方向）に配列された１次元超音波プローブを備え、その１次元超音波プローブを機械的に揺動して３次元的にデータを取得することが可能な機械式３次元超音波診断装置。
（３）１次元超音波プローブを手動で移動させることで、３次元的にデータを取得することが可能な手動式３次元超音波診断装置。
【０００３】
上記（１）の３次元超音波診断装置や（２）の機械式３次元超音波診断装置は、３次元的に超音波を送信して反射波を受信することで、３次元的な走査データを得ることができる。そして、３次元的に取得された走査データは、３次元スキャンコンバージョン処理に施されることで、ボクセルデータに変換される。
【０００４】
また、（３）の手動式３次元超音波診断装置は、２次元的に超音波を送信して反射波を受信することで、２次元的な走査データを得ることができる。そして、２次元的に取得された走査データは、２次元スキャンコンバージョン処理に施されることで、２次元画像データに変換される。さらに、複数の２次元画像データに基づいてボクセルデータが生成される。
【０００５】
そして、ボクセルデータに対して、ボリュームレンダリング処理（以下、ＶＲ処理と称する場合がある）やＭＰＲ処理（Ｍｕｌｔｉ  Ｐｌａｎｎａｒ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）などの画像処理を施すことにより、３次元画像データ（「ＶＲ画像データ」と称する場合もある）や任意断面におけるＭＰＲ画像データなどが生成される。
【０００６】
また、ボリュームレンダリング処理では、ボクセルデータを構成する各ボクセルにおける法線ベクトルを求め、その法線ベクトルとボクセルデータとに基づいて、陰影付きの３次元画像データを生成する方法が用いられている（例えば特許文献１）。
【０００７】
ここで、３次元画像データを生成するための処理について、図１７を参照して説明する。図１７は、従来技術に係る超音波診断装置の一部を示すブロック図である。ここでは、３次元的に取得された走査データ（以下、「３次元走査データ」と称する場合がある）に基づいて、３次元画像データ（ＶＲ画像データ）を生成する場合について説明する。
【０００８】
スキャンコンバージョン処理部１０１は、超音波を３次元的に送受信することで得られた３次元走査データを受けて、その３次元走査データに対して３次元スキャンコンバージョン処理を施すことで、ボクセルデータを生成する。そして、スキャンコンバージョン処理部１０１は、ボクセルデータを法線ベクトル算出部１０２と光線追跡処理部１０３に出力する。
【０００９】
法線ベクトル算出部１０２は、スキャンコンバージョン処理部１０１からボクセルデータを受け、各ボクセルの法線ベクトル（方向）を求める。例えば、法線ベクトル算出部１０２は、あるボクセルと、そのボクセルの周囲に存在するボクセルとを対象として、ボクセル値の微分を求めることで、そのボクセルにおける接線を求める。そして、法線ベクトル算出部１０２は、その接線に直交するベクトルを法線ベクトルとする。そして、法線ベクトル算出部１０２は、各ボクセルの法線ベクトルを求める。また、法線ベクトル算出部１０２は、法線ベクトルを正規化することにより単位法線ベクトルに変換する。なお、以下では、「法線ベクトル」は「単位法線ベクトル」を示すものとして説明する。
【００１０】
ボクセルの法線ベクトルは、ボクセルデータに含まれる構造物の表面の方向を表しているため、ボクセルの法線ベクトルを求めることにより、ボクセルデータに含まれる構造物の表面が、どの方向を向いているのかが分かる。
【００１１】
光線追跡処理部１０３は、スキャンコンバージョン処理部１０１からボクセルデータを受け、法線ベクトル算出部１０２から法線ベクトルを受けると、そのボクセルデータに対して光線追跡処理（Ｒａｙ  Ｔｒａｃｉｎｇ処理）を施すことにより、３次元画像データを生成する。このとき、光線追跡処理部１０３は、光線追跡処理で設定された光源からの光線の方向と、法線ベクトル算出部１０２にて算出された法線ベクトルの向きとに基づいて、物体表面のある点における明るさ（反射輝度）を求めて、陰影付きの３次元画像データ（ＶＲ画像データ）を生成する。具体的には、光線追跡処理部１０３は、光源からの光線の方向を示すベクトルと法線ベクトルとの内積を求めることで、物体表面の明るさを求める。
【００１２】
ところで、超音波診断装置は被検体内に超音波を送信し、被検体内で反射された超音波を受信して画像データを生成するため、取得される走査データは、超音波が伝播する経路の状態に依存する。ここで、超音波が伝播する経路について図１８を参照して説明する。図１８は、超音波が伝播する経路を説明するための図である。例えば、図１８に示すように、均一な材質で作製されたファントム１１０に対して超音波を送信した場合であっても、超音波ビーム１１２と超音波ビーム１１３のように、超音波ビームの経路上の構造物１１１の有無によって、取得される走査データの値に差が生じてしまう。超音波ビーム１１２の経路上には構造物１１１が存在し、超音波ビーム１１３の経路上には構造物１１１が存在しないため、超音波ビーム１１２と超音波ビーム１１３とでは、取得されるデータに差異が生じてしまう。
【００１３】
また、ファントム１１０が配置された深さによっても、取得される走査データの値に差が生じる。さらに、超音波診断装置では、超音波の干渉によって生じるスペックルノイズが超音波画像に影響を与える。
【００１４】
以上のように、超音波診断装置では、均一な材質の被検体を画像化しても、得られたボクセルは均一なボクセル値を持つとは限らず、ある箇所でボクセル値が急激に変化するおそれがある。
【００１５】
空間的に連続する構造物に対して超音波を送信した場合であっても、得られるボクセル値がある箇所で急激に変化する原因として、以下の（１）〜（３）の要因が考えられる。
（１）被検体の材質などの違いにより、超音波の反射係数が変化する。
（２）超音波が送受信される経路上の状態に差異がある。
（３）スペックルノイズが発生する。
【００１６】
次に、空間的に連続な組織（構造物）の表面において、ボクセル値が急減に変化した場合に、３次元画像データ（ＶＲ画像データ）に与える影響を説明する。
【００１７】
上述したように、３次元画像に陰影を付けるために用いられる法線ベクトルは、ボクセル値の微分によって求められる。従って、ボクセル値が大きく変化する箇所では、法線ベクトルの向きは、周辺のボクセルにおける法線ベクトルの向きに対して大きく傾くことになる。
【００１８】
この法線ベクトルの傾きについて図１９を参照して説明する。図１９は、法線ベクトルの傾きを説明するための模式図である。例えば、ある組織１２０の走査データを取得した場合に、表面１２１において走査データの値が急激に変化している部位１２２が存在すると、その部位１２２が存在する表面１２１の法線ベクトル１２４及び１２５の向きは、他の部位の法線ベクトル１２３の向きに対して大きく傾くことになる。例えば、表面１２１に凹凸がない場合、本来ならば、法線ベクトルの向きは大きく傾くことはないが、走査データの値が急激に変化する箇所があることによって、その箇所における法線ベクトルの傾きが、他の箇所における法線ベクトルの向きに対して大きく傾いてしまう。
【００１９】
以上のように、部位１２２は組織１２０において空間的に連続しているが、走査データの値が他の部位と比べて急激に変化しているため、部位１２２が存在する表面では、法線ベクトルの向きは、周囲の部位の法線ベクトルの向きに対して大きく傾いてしまうことになる。
【００２０】
向きが周囲の法線ベクトルと大きく異なる法線ベクトルを用いて、ボクセルデータに対して光線追跡処理を施した場合、空間的には連続した（滑らかな）構造物上に、向きが異なる法線ベクトルに対応して、局所的に強い陰影が発生してしまう。つまり、法線ベクトルの向きが他の箇所の法線ベクトルの向きに対して大きく傾くことによって、本来は陰影が生じないような箇所であっても、強い陰影が発生してしまう。このような陰影は、例えば産科の診断においては、除去すべきアーチファクトに挙げられる。
【００２１】
以上のような陰影（アーチファクト）を除去するために、従来においては、走査データ又はボクセルデータに対して平滑化処理を施していた。この平滑化処理について図２０及び図２１を参照して説明する。図２０及ぶ図２１は、従来技術に係る平滑化処理を説明するためのブロック図である。
【００２２】
例えば、図２０に示すように、平滑化処理部１０４は、スキャンによって取得された３次元走査データに対して、所定の平滑化フィルタを用いて平滑化処理を施し、スキャンコンバージョン処理部１０１は、平滑化処理後の走査データに対して３次元スキャンコンバージョン処理を施すことで、ボクセルデータを生成する。平滑化処理部１０４は、例えば、所定範囲に含まれる走査データの平均を算出する。
【００２３】
また、図２１に示すように、平滑化処理部１０４は、スキャンコンバージョン処理部１０１によって生成されたボクセルデータに対して、所定の平滑化フィルタを用いて平滑化処理を施す。そして、法線ベクトル算出部１０２は、平滑化処理後のボクセルデータに基づいて各ボクセルの法線ベクトルを算出し、光線追跡部１０３は、その法線ベクトルと平滑化処理後のボクセルデータとに基づいて３次元画像データを生成する。平滑化処理部１０４は、例えば、所定範囲におけるボクセル値の平均を算出する。
【００２４】
【特許文献１】特開２００３−６１９５６号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００２５】
しかしながら、除去すべき陰影（アーチファクト）の強度が強い場合は、強い平滑化フィルタを用いて平滑化処理を施す必要がある。例えば、平滑化処理を行う範囲を広めたりして平滑化の作用を強める必要がある。このように強い平滑化フィルタを用いて平滑化処理を行う必要があるため、ボリュームレンダリングで得られる３次元画像データの空間分解能が著しく低下してしまう問題がある。つまり、アーチファクトとしての陰影を除去するために、強い平滑化フィルタを用いると、３次元画像がぼやけた画像になってしまう問題がある。
【００２６】
この発明は上記の問題を解決するものであり、３次元画像データの空間分解能を低下させずに、アーチファクトとしての陰影を低減することが可能な超音波診断装置、医用画像処理装置、及び医用画像処理プログラム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】
【００２７】
請求項１に記載の発明は、被検体に対して超音波を送受信することで走査データを取得する取得手段と、前記走査データをボクセルデータに変換する変換手段と、前記ボクセルデータに対して平滑化処理を施す平滑化処理手段と、前記平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて、前記ボクセルデータを構成する各ボクセルの法線ベクトルを算出する法線ベクトル算出手段と、前記法線ベクトルの向きに従って、前記平滑化処理が施される前のボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより３次元画像データを生成する３次元画像生成手段と、を有することを特徴とする超音波診断装置である。
【００２８】
請求項２に記載の発明は、被検体に対して超音波を送受信することで走査データを取得する取得手段と、前記走査データをボクセルデータに変換する変換手段と、前記ボクセルデータに基づいて、前記ボクセルデータを構成する各ボクセルの法線ベクトルを算出する法線ベクトル算出部と、所定範囲に含まれる複数の法線ベクトルを対象として法線ベクトルの平均を算出することで、前記各ボクセルの法線ベクトルを平均化する平均化処理手段と、前記平均化された法線ベクトルの向きに従って、前記ボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより３次元画像データを生成する３次元画像生成手段と、を有することを特徴とする超音波診断装置である。
【００２９】
請求項３に記載の発明は、被検体に対して超音波を送受信することで走査データを取得する取得手段と、前記走査データに対して平滑化処理を施す平滑化処理手段と、前記平滑化処理が施される前の走査データを第１のボクセルデータに変換し、さらに、前記平滑化処理が施された走査データを第２のボクセルデータに変換する変換手段と、前記第２のボクセルデータに基づいて、前記第２のボクセルデータを構成する各ボクセルの法線ベクトルを算出する法線ベクトル算出手段と、前記法線ベクトルの向きに従って、前記第１のボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより３次元画像データを生成する３次元画像生成手段と、を有することを特徴とする超音波診断装置である。
【００３０】
請求項４に記載の発明は、被検体に対して超音波を送受信することで３次元画像データを取得する取得手段と、前記走査データをボクセルデータに変換する変換手段と、前記ボクセルデータに対して第１の平滑化処理を施す第１の平滑化処理手段と、前記第１の平滑化処理が施されたボクセルデータに対して、第２の平滑化処理を施す第２の平滑化処理手段と、前記第２の平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて、前記ボクセルデータを構成する各ボクセルの法線ベクトルを算出する法線ベクトル算出手段と、前記法線ベクトルの向きに従って、前記第１の平滑化処理が施されたボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより３次元画像データを生成する３次元画像生成手段と、を有することを特徴とする超音波診断装置である。
【００３１】
請求項６に記載の発明は、ボクセルデータを受けて、前記ボクセルデータに対して平滑化処理を施す平滑化処理手段と、前記平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて、前記ボクセルデータを構成する各ボクセルの法線ベクトルを算出する法線ベクトル算出手段と、前記法線ベクトルの向きに従って、前記平滑化処理が施される前のボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより３次元画像データを生成する３次元画像生成手段と、を有することを特徴とする医用画像処理装置である。
【００３２】
請求項９に記載の発明は、コンピュータに、ボクセルデータを受けて、前記ボクセルデータに対して平滑化処理を施す平滑化機能と、前記平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて、前記ボクセルデータを構成する各ボクセルの法線ベクトルを算出する法線ベクトル算出機能と、前記法線ベクトルの向きに従って、前記平滑化処理が施される前のボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより３次元画像データを生成する３次元画像生成機能と、を実行させることを特徴とする医用画像処理プログラムである。
【発明の効果】
【００３３】
この発明によると、平滑化処理が施されたボクセルデータ又は走査データに基づいて各ボクセルの法線ベクトルを求め、平滑化処理が施されていないボクセルデータとその法線ベクトルとに基づいて３次元画像データを生成することにより、３次元画像データの空間分解能を低下させずに、アーチファクトとしての陰影を低減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】
【００３４】
［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の構成について、図１を参照して説明する。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的な構成を示すブロック図である。
【００３５】
この第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、３次元走査データ又はボクセルデータに対して平滑化処理を施し、平滑化された３次元走査データ又は平滑化されたボクセルデータを用いて、各ボクセルの法線ベクトルを算出する。そして、超音波診断装置１は、その法線ベクトルと、平滑化処理が施されていないボクセルデータとに基づいて、陰影付きの３次元画像データを生成する。つまり、超音波診断装置１は、法線ベクトルを算出するために、３次元走査データ又はボクセルデータを平滑し、光線追跡処理を施す対象のボクセルデータには、平滑化処理が施されていないボクセルデータを用いる。これにより、３次元画像の空間分解能を低下させずに、アーチファクトとしての陰影を低減することが可能となる。以下、超音波診断装置１の各部を説明する。
【００３６】
超音波プローブ２は、複数の超音波振動子がマトリックス（格子）状に配置された２次元超音波プローブからなり、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。
【００３７】
また、超音波プローブ２には、２次元超音波プローブの代わりに、複数の超音波振動子が所定方向（走査方向）に１列に配列された１次元超音波プローブであって、走査方向に直交する方向（揺動方向）に超音波振動子を機械的に揺動することが可能な１次元超音波プローブを用いてもよい。つまり、この第１の実施形態では、３次元空間をスキャンすることが可能な超音波プローブが用いられる。
【００３８】
ここで、超音波プローブ２が走査可能な領域について、図２を参照して説明する。図２は、超音波プローブが走査可能な領域を説明するための模式図である。図２に示すように、超音波プローブ２が走査できる領域２０は、３次元的な空間である。超音波プローブ２として２次元超音波プローブを用いた場合、超音波プローブ２は、超音波を電子的に走査することで３次元空間を走査する。また、超音波プローブ２として１次元超音波プローブを用いた場合、超音波プローブ２は、超音波振動子を機械的に揺動することで３次元空間を走査する。
【００３９】
送受信部３は送信部と受信部とを備え、図示しない制御部の指示の下、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、超音波プローブ２が受信したエコー信号を受信する。送受信部３から出力されるデータは信号処理部４に出力される。
【００４０】
送信部の具体的な構成について説明すると、送信部は、図示しないクロック発生回路、送信遅延回路、及びパルサ回路を備えている。クロック発生回路は、超音波信号の送信タイミングや送信周波数を決めるクロック信号を発生する回路である。送信遅延回路は、超音波の送信時に遅延を掛けて送信フォーカスを実施する回路である。パルサ回路は、各超音波振動子に対応した個別経路（チャンネル）の数分のパルサを内蔵し、遅延が掛けられた送信タイミングで駆動パルスを発生し、超音波プローブ２の各超音波振動子に供給するようになっている。
【００４１】
また、送受信部３内の受信部は、図示しないプリアンプ回路、Ａ／Ｄ変換回路、及び受信遅延・加算回路を備えている。プリアンプ回路は、超音波プローブ１の各超音波振動子から出力されるエコー信号を受信チャンネルごとに増幅する。Ａ／Ｄ変換回路は、増幅されたエコー信号をＡ／Ｄ変換する。受信遅延・加算回路は、Ａ／Ｄ変換後のエコー信号に対して受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与え、加算する。その加算により、受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。なお、この送受信部３によって加算処理された信号を「ＲＦ信号」と称する。このＲＦ信号は送受信部３から信号処理部４に出力される。
【００４２】
Ｂモード処理部４１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（走査データ）を生成する。具体的には、Ｂモード処理部４１は、送受信部３から出力されたデータ（ＲＦ信号）に対してバンドパスフィルタ処理を行い、その後、出力信号の包絡線を検波し、検波されたデータに対して対数変換による圧縮処理を施す。このＢモード処理部４１で生成されるデータをＢモード超音波ラスタデータと称する。なお、このＢモード超音波ラスタデータが、この発明の「走査データ」に相当する。また、超音波プローブ２、送受信部３及び信号処理部４が、この発明の「取得手段」に相当する。
【００４３】
また、ＣＦＭ処理部４２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。
【００４４】
記憶部５は、信号処理部４によって生成された超音波ラスタデータ（走査データ）を一時的に記憶、保持する。
【００４５】
ＤＳＣ６（Ｄｉｇｉｔａｌ  Ｓｃａｎ  Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ：デジタルスキャンコンバータ）は、直交座標系で表される画像を得るために、２次元的に取得された超音波ラスタデータ（２次元走査データ）を直交座標で表される画像データに変換する（スキャンコンバージョン処理）。例えば、超音波プローブ２を用いて２次元の断面内をスキャンする場合、ＤＳＣ６が記憶部５から超音波ラスタデータ（２次元走査データ）を読み出して２次元スキャンコンバージョン処理を行うことで、２次元画像データを生成する。その２次元画像データは表示部８に出力され、表示部８はその２次元画像データに基づく２次元画像を表示する。例えば、ＤＳＣ６は、Ｂモード超音波ラスタデータに基づいて２次元情報としての断層像データを生成し、その断層像データを表示部８に出力する。表示部８はその断層像データに基づく断層像を表示する。
【００４６】
画像処理部７は、３次元的に取得された超音波ラスタデータ（３次元走査データ）に対して、３次元スキャンコンバージョン処理を行うことでボクセルデータを生成する。さらに、画像処理部７は、そのボクセルデータに対してボリュームレンダリング処理やＭＰＲ処理などの画像処理を施すことで、３次元画像データやＭＰＲ画像データなどの画像データを生成する。
【００４７】
この画像処理部７の詳細な構成及び機能について図３を参照して説明する。図３は、この発明の第１の実施形態に係る画像処理部の構成を示すブロック図である。
【００４８】
スキャンコンバージョン処理部７１は、記憶部５から３次元的に取得された超音波ラスタデータ（３次元走査データ）を読み出し、その３次元走査データに対して３次元スキャンコンバージョン処理を施すことにより、ボクセルデータを生成する。ここで、３次元スキャンコンバージョン処理について図４を参照して説明する。図４は、超音波ラスタデータ（３次元走査データ）とボクセルデータを示す模式図である。スキャンコンバージョン処理部７１は、記憶部５から超音波ラスタデータ（３次元走査データ）２１を読み出し、その超音波ラスタデータ２１に対して３次元スキャンコンバージョン処理を施すことで、ボクセルデータ２２を生成する。そして、スキャンコンバージョン処理部７１は、ボクセルデータを平滑化処理部７２と光線追跡部７４に出力する。なお、スキャンコンバージョン処理部７１が、この発明の「変換手段」に相当する。
【００４９】
平滑化処理部７２は、スキャンコンバージョン処理部７１からボクセルデータを受けると、所定の平滑化フィルタを用いてそのボクセルデータに対して平滑化処理を施す。平滑化処理部７２は、例えば、所定範囲におけるボクセルデータの平均を算出する。そして、平滑化処理部７２は、平滑化処理後のボクセルデータを法線ベクトル算出部７３に出力する。この平滑化処理後のボクセルデータは、法線ベクトルを算出するために用いられることになる。
【００５０】
法線ベクトル算出部７３は、平滑化処理部７２から平滑化処理後のボクセルデータを受け、各ボクセルの法線ベクトルを求める。例えば、法線ベクトル算出部７３は、あるボクセルと、そのボクセルの周囲に存在するボクセルとを対象として、ボクセル値の微分を求めることにより、そのボクセルにおける接線を求める。そして、法線ベクトル算出部７３は、その接線に直交するベクトルをそのボクセルの法線ベクトルとする。そして、法線ベクトル算出部７３は、各ボクセルの法線ベクトルを求める。このとき、法線ベクトル算出部７３は、法線ベクトルを正規化することにより単位法線ベクトルに変換する。以下では、「法線ベクトル」は「単位法線ベクトル」を示すものとして説明する。そして、法線ベクトル算出部７３は、各ボクセルの法線ベクトルを光線追跡部７４に出力する。
【００５１】
以上のように、平滑化処理後のボクセルデータに基づいて各ボクセルの法線ベクトルを求めることで、法線ベクトルの急激な変化を抑えることが可能となる。ここで、平滑化処理の前後における法線ベクトルの傾きについて、図５を参照して説明する。図５は、平滑化処理の前後における法線ベクトルの傾きを説明するための模式図である。
【００５２】
例えば、図５に示すように、ある組織１２０の３次元走査データを取得した場合に、表面１２１において３次元走査データの値が急激に変化している部位１２２が存在すると、その部位１２２が存在する表面１２１の法線ベクトル１２４及び法線ベクトル１２４の向きは、他の部位の法線ベクトル１２３の向きに対して大きく傾くことになる。表面１２１に凹凸がなければ、法線ベクトルの向きは大きく傾くことはないが、３次元走査データの値が急激に変化する箇所があることによって、その箇所における法線ベクトルが大きく傾いてしまう。
【００５３】
これに対して、第１の実施形態では、平滑化処理部７２がボクセルデータに対して平滑化処理を施し、法線ベクトル算出部７３は、その平滑化処理後のボクセルデータに基づいて法線ベクトルを求めているため、法線ベクトルの急激な変化を抑えることが可能となる。その結果、図５に示すように、平滑化処理前の法線ベクトル１２４は、平滑化処理によって傾きが緩やかな法線ベクトル１２６になり、平滑化処理前の法線ベクトル１２５は、平滑化処理によって傾きが緩やかな法線ベクトル１２７になる。これにより、空間的に連続している組織の表面においては、ボクセル値が急激に変化している箇所が存在しても、法線ベクトルの急激な変化を抑えることが可能となる。
【００５４】
また、第１の実施形態によると、本来、陰影を付けるべき構造（例えば鼻のエッジなど）では法線ベクトルの向きを維持しつつ、アーチファクトとしての陰影を生じさせる法線ベクトルの変動を効果的に抑えることが可能となる。この作用について図６を参照して説明する。図６は、平滑化処理の前後における法線ベクトルの傾きを説明するための模式図であり、顔の断面図である。
【００５５】
例えば、図６に示すように、顔１３０の３次元走査データを取得した場合に、３次元走査データの値が急激に変化している部位１３３が存在すると、その部位１３３が存在する表面１３１の法線ベクトル１３６の向きは、他の部位の法線ベクトル１３４の向きに対して大きく傾くことになる。第１の実施形態によると、平滑化処理７２がボクセルデータに対して平滑化処理を施し、法線ベクトル算出部７３は、その平滑化処理後のボクセルデータに基づいて法線ベクトルを求めているため、法線ベクトルの急激な変化を抑えることが可能となる。その結果、図６に示すように、平滑化処理前の法線ベクトル１３６は、平滑化処理によって傾きが緩やかな法線ベクトル１３７になる。つまり、空間的に連続している組織の表面においては、ボクセル値が急激に変化している箇所が存在しても、法線ベクトルの急激な変化を抑えることが可能となる。
【００５６】
一方、本来、陰影を付けるべき構造（例えば鼻１３２のエッジなど）では、平滑化処理を施しても、法線ベクトルの向きを維持することができる。例えば、鼻１３２のエッジにおける法線ベクトル１３８は、平滑化処理によって法線ベクトル１３９になるが、傾きは僅かに変わる程度で、本来の傾きを維持している。また、顔１３０の表面１３１の法線ベクトル１３４も平滑化処理によって法線ベクトル１３５になるが、傾きが僅かに変わる程度で、本来の傾きを維持している。
【００５７】
以上のように、第１の実施形態によると、本来、陰影を付けるべき構造では、法線ベクトルの向きを維持することができ、さらに、除去すべき陰影を生じさせる法線ベクトルの傾きを効果的に抑えることが可能となる。
【００５８】
光線追跡処理部７４は、スキャンコンバージョン処理部７１からボクセルデータを受け、法線ベクトル算出部７３から各ボクセルの法線ベクトルを受けると、そのボクセルデータに対して光線追跡処理（Ｒａｙ  Ｔｒａｃｉｎｇ処理）を施すことにより、３次元画像データを生成する。この実施形態では、スキャンコンバージョン処理部７１から出力されるボクセルデータは平滑化処理が施されていない。一方、法線ベクトル算出部７３から出力される法線ベクトルは、平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて求められている。そして、この実施形態に係る光線追跡処理部７４は、平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて得られた法線ベクトルに従って、平滑化処理が施されていないボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことで、陰影付きの３次元画像データを生成する。なお、光線追跡処理部７４は、光線追跡処理で設定された光源からの光線の方向と、法線ベクトル算出部７３にて算出された法線ベクトルの向きとに基づいて、物体表面のある点における明るさ（反射輝度）を求めて、陰影付きの３次元画像データを生成する。具体的には、光線追跡処理部７４は、光源からの光線の方向を示すベクトルと法線ベクトルとの内積を求めることで、物体表面の明るさを求める。なお、光線追跡処理部７４が、この発明の「３次元画像生成手段」に相当する。
【００５９】
以上のように、光線追跡処理部７４の処理の対象となるボクセルデータは、平滑化処理が施されていないため、そのボクセルデータに基づいて生成される３次元画像データの空間分解能を低下させずに済む。
【００６０】
そして、画像処理部７は、生成した陰影付きの３次元画像データを表示部８に出力する。これにより、表示部８には、陰影付きの３次元画像データに基づく３次元画像が表示される。
【００６１】
以上のように、第１の実施形態に係る超音波診断装置１によると、光線追跡処理を施す対象のボクセルデータには、平滑化処理が施されていないボクセルデータを用いるため、３次元画像データの空間分解能を低下させずに済む。さらに、ボクセルの法線ベクトルを求めるためのボクセルデータには、平滑化処理後のボクセルデータを用いることで、アーチファクトとしての陰影を低減することが可能となる。
【００６２】
なお、画像処理部７は、超音波診断装置１に内蔵されたＡＳＩＣ、ＦＰＧＡ若しくはＣＰＵで構成されるか、又は超音波診断装置１の外部に設置されたワークステーションなどで構成されている。そして、画像処理部７は、図示しない記憶部に記憶されている医用画像処理プログラムを実行することで、スキャンコンバージョン処理部７１、平滑化処理部７２、法線ベクトル算出部７３、及び光線追跡処理部７４の機能を実行する。
【００６３】
表示部８はＣＲＴや液晶ディスプレイなどのモニタで構成され、そのモニタ画面上に断層像、３次元画像又は血流情報などが表示される。
【００６４】
また、超音波診断装置１には、図示しない制御部が設けられている。制御部は超音波診断装置１の各部に接続されて、超音波診断装置１の動作を制御する。その他、超音波診断装置１には、超音波の送受信条件などに関する各種設定を入力するための操作部（図示しない）が備えられている。この操作部は、ジョイスティックやトラックボールなどのポインティングデバイス、スイッチ、各種ボタン、キーボード又はＴＣＳ（Ｔｏｕｃｈ  Ｃｏｍｍａｎｄ  Ｓｃｒｅｅｎ）などで構成されている。
【００６５】
（変形例１）
次に、第１の実施形態の変形例１について図７を参照して説明する。図７は、変形例１に係る画像処理部の構成を示すブロック図である。
【００６６】
変形例１では、画像処理部の構成を変えた。この変形例１に係る超音波診断装置は、画像処理部７の代わりに画像処理部７Ａを備えている。また、画像処理部以外の構成については、変形例１に係る超音波診断装置は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の構成と同じ構成を備えている。従って、画像処理部７Ａの構成及び機能について説明し、画像処理部７Ａ以外の構成については説明を省略する。
【００６７】
変形例１に係る画像処理部７Ａは、画像処理部７が備える平滑化処理部７２の代わりに、平均化処理部７５を備えている。また、画像処理部７Ａが備えるスキャンコンバージョン処理部７１、法線ベクトル算出部７３、及び光線追跡処理部７４の機能は、第１の実施形態に係る画像処理部７と同じ機能を備えている。
【００６８】
平均化処理部７５は、法線ベクトル算出部７３にて求められた法線ベクトルを受けて、所定範囲に含まれる複数の法線ベクトルを対象として、法線ベクトルの平均を算出することで、各ボクセルの法線ベクトルを平均化する。そして、平均化処理部７５は、平均化した法線ベクトルを光線追跡処理部７４に出力する。
【００６９】
以上のように、法線ベクトルを平均化することで、法線ベクトルの急激な変化を抑えることが可能となる。これにより、空間的に連続している組織の表面においては、ボクセル値が急激に変化している箇所が存在しても、法線ベクトルの急激な変化を抑えることが可能となる。
【００７０】
光線追跡処理部７４は、スキャンコンバージョン処理部７１からボクセルデータを受け、平均化処理部７５から各ボクセルの法線ベクトルを受けると、そのボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより、３次元画像データを生成する。この変形例１では、スキャンコンバージョン処理部７１から光線追跡処理部７４に出力されるボクセルデータは、平滑化処理が施されていない。一方、平均化処理部７５から光線追跡処理部７４に出力される法線ベクトルは、平均化処理部７５にて平均化されている。そして、光線追跡処理部７４は、平均化された法線ベクトルに従って、平滑化処理が施されていないボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことで、陰影付きの３次元画像データを生成する。
【００７１】
以上のように、光線追跡処理部７４の処理の対象となるボクセルデータは、平滑化処理が施されていないため、そのボクセルデータに基づいて生成される３次元画像データの空間分解能を低下させずに済む。
【００７２】
そして、画像処理部７Ａは、生成した陰影付きの３次元画像データを表示部８に出力する。これにより、表示部８には、陰影付きの３次元画像データに基づく３次元画像が表示される。
【００７３】
以上のように、変形例１に係る超音波診断装置によると、光線追跡処理を施す対象のボクセルデータには、平滑化処理が施されていないボクセルデータを用い、光線追跡処理には平均化された法線ベクトルを用いることで、３次元画像データの空間分解能を低下させずに、アーチファクトとしての陰影を低減することが可能となる。
【００７４】
（変形例２）
次に、第１の実施形態の変形例２について図８を参照して説明する。図８は、変形例２に係る画像処理部の構成を示すブロック図である。
【００７５】
変形例２では、画像処理部の構成を変えた。この変形例２に係る超音波診断装置は、画像処理部７の代わりに画像処理部７Ｂを備えている。また、画像処理部以外の構成については、変形例２に係る超音波診断装置は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の構成と同じ構成を備えている。従って、画像処理部７Ｂの構成及び機能について説明し、画像処理部７Ｂ以外の構成については説明を省略する。
【００７６】
変形例２に係る画像処理部７Ｂは、第１の実施形態に係る画像処理部７と同様に、スキャンコンバージョン処理部７１、平滑化処理部７２、法線ベクトル算出部７３、及び光線追跡処理部７４を備えている。画像処理部７Ｂの各部の機能は、第１の実施形態に係る画像処理部７の各部の機能と同じであるが、それぞれの配置が異なる。
【００７７】
スキャンコンバージョン処理部７１は、記憶部５から超音波ラスタデータ（３次元走査データ）を読み出し、その３次元走査データに対して３次元スキャンコンバージョン処理を施すことにより、ボクセルデータを生成する。そして、スキャンコンバージョン処理部７１は、ボクセルデータを光線追跡処理部７４に出力する。このボクセルデータは、光線追跡処理部７４にて光線追跡処理が施される。このように、光線追跡処理の対象となるボクセルデータには、その生成過程において平滑化処理が施されていないボクセルデータを用いる。なお、生成過程において平滑化処理が施されていないボクセルデータを、便宜的に「第１のボクセルデータ」と称することにする。
【００７８】
平滑化処理部７２は、記憶部５から３次元走査データを読み出し、所定の平滑化フィルタを用いてその３次元走査データに対して平滑化処理を施す。そして、平滑化処理部７２は、平滑化処理後の３次元走査データをスキャンコンバージョン処理部７１に出力する。そして、スキャンコンバージョン処理部７１は、平滑化処理部７２から平滑化処理後の３次元走査データを受けると、その平滑化処理後の３次元画像データに対して、３次元スキャンコンバージョン処理を施すことにより、ボクセルデータを生成する。このボクセルデータは、その生成過程において、平滑化処理が施されたことになる。そして、スキャンコンバージョン処理部７１は、生成過程において平滑化処理が施されているボクセルデータを法線ベクトル算出部７３に出力する。このように、法線ベクトルの算出に用いられるボクセルデータには、その生成過程において平滑化処理が施されているボクセルデータを用いる。なお、生成過程において平滑化処理が施されているボクセルデータを、便宜的に「第２のボクセルデータ」と称することにする。
【００７９】
法線ベクトル算出部７３は、スキャンコンバージョン処理部７１から第２のボクセルデータ（生成過程で平滑化処理が施されているボクセルデータ）を受け、各ボクセルの法線ベクトルを求める。第２のボクセルデータは、その生成過程において平滑化処理が施されているため、法線ベクトルの急激な変化を抑えることが可能となる。これにより、空間的に連続している組織の表面においては、ボクセル値が急激に変化している箇所が存在しても、法線ベクトルの急激な変化を抑えることが可能となる。
【００８０】
光線追跡処理部７４は、スキャンコンバージョン処理部７１から第１のボクセルデータ（平滑化処理が施されていないボクセルデータ）を受け、さらに、法線ベクトル算出部７３から、第２のボクセルデータ（平滑化処理が生成過程で施されているボクセルデータ）に基づいて求められた法線ベクトルを受けて、第１のボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより、陰影付きの３次元画像データを生成する。
【００８１】
以上のように、光線追跡処理部７４の処理の対象となるボクセルデータ（第１のボクセルデータ）は、平滑化処理が施されていないため、そのボクセルデータに基づいて生成される３次元画像データの空間分解能を低下させずに済む。
【００８２】
そして、画像処理部７Ｂは、生成した陰影付きの３次元画像データを表示部８に出力する。これにより、表示部８には、陰影付きの３次元画像データに基づく３次元画像が表示される。
【００８３】
以上のように、変形例２に係る超音波診断装置によると、光線追跡処理を施す対象のボクセルデータには、平滑化処理が施されていないボクセルデータを用い、ボクセルの法線ベクトルを求めるためのボクセルデータには、その生成過程において平滑化処理が施されたボクセルデータを用いることで、３次元画像データの空間分解能を低下させずに、アーチファクトとしての陰影を低減することが可能となる。
【００８４】
（変形例３）
次に、第１の実施形態の変形例３について図９を参照して説明する。図９は、変形例３に係る画像処理部の構成を示すブロック図である。
【００８５】
第１の実施形態、変形例１、及び変形例２では、光線追跡処理の対象となるボクセルデータに対して平滑化処理を施さなかったが、そのボクセルデータに対して、ノイズを除去する程度の弱い平滑化フィルタを用いて平滑化処理を施してもよい。例えば、図９に示す変形例３に係る画像処理部７Ｃは、第１の平滑化処理部７２Ａと第２の平滑化処理部７２Ｂを備えている。
【００８６】
第１の平滑化処理部７２Ａは、スキャンコンバージョン処理部７１によって生成されたボクセルデータに対して第１の平滑化処理を施す。この第１の平滑化処理に用いられる第１の平滑化フィルタは、ボクセルデータのノイズを除去する程度の弱いフィルタを用いる。そして、第１の平滑化処理部７２Ａは、第１の平滑化処理が施されたボクセルデータを第２の平滑化処理部７２Ｂと光線追跡処理部７４に出力する。
【００８７】
第２の平滑化処理部７２Ｂは、第１の平滑化処理が施されたボクセルデータに対して第２の平滑化処理を施す。そして、第２の平滑化処理部７２Ｂは、第２の平滑化処理が施されたボクセルデータを法線ベクトル算出部７３に出力する。この第２の平滑化処理に用いられる第２の平滑化フィルタは、第１の平滑化処理に用いられる第１の平滑化フィルタと同じ平滑化フィルタを用いてもよく、第１の平滑化フィルタよりも、平滑化作用が強い平滑化フィルタを用いてもよい。例えば、第１の平滑化フィルタよりも、平滑化を行う範囲を広くすることで、平滑化作用を強くすることができる。
【００８８】
法線ベクトル算出部７３は、第２の平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて、各ボクセルの法線ベクトルを求める。このように、第１の平滑化処理と第２の平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて各ボクセルの法線ベクトルを求めることで、法線ベクトルの急激な変化を抑えることが可能となる。つまり、空間的に連続している組織の表面においては、ボクセル値が急激に変化している箇所が存在しても、法線ベクトルの急激な変化を抑えることが可能となる。
【００８９】
光線追跡処理部７４は、第１の平滑化処理部７２Ａから第１の平滑化処理が施されたボクセルデータを受け、法線ベクトル算出部７３から各ボクセルの法線ベクトルを受けると、そのボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより、３次元画像データを生成する。第１の平滑化処理部７２Ａで用いられる第１の平滑化フィルタは、ノイズを除去する程度の弱いフィルタであるため、３次元画像データの空間分解能を低下させずに済む。また、第１の平滑化処理と第２の平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて求められた法線ベクトルは、急激な変化が抑えられているため、アーチファクトとしての陰影を除去することが可能となる。
【００９０】
そして、画像処理部７Ｃは、生成した陰影付きの３次元画像データを表示部８に出力する。これにより、表示部８には、陰影付きの３次元画像データに基づく３次元画像が表示される。
【００９１】
なお、変形例３では、スキャンコンバージョン処理後のボクセルデータに第１の平滑化処理を施したが、スキャンコンバージョン処理前の３次元走査データに対して第１の平滑化処理を施してもよい。また、変形例１及び変形例２においても、ノイズを除去する程度の弱い平滑化フィルタを用いた第１の平滑化処理を実行してもよい。例えば、変形例１では、スキャンコンバージョン処理後のボクセルデータに対して第１の平滑化処理を施したり、スキャンコンバージョン処理前の３次元走査データに対して第１の平滑化処理を施したりしてもよい。また、変形例２では、スキャンコンバージョン処理前の３次元走査データに対して第１の平滑化処理を施したり、光線追跡処理部７４に出力するボクセルデータに対して第１の平滑化処理を施したりしてもよい。
【００９２】
以上のように、ノイズを除去する程度の弱い平滑化フィルタを３次元走査データやボクセルデータに作用させても、平滑化フィルタの作用が弱いため、３次元画像データの空間分解能を低下させずに済む。そして、法線ベクトルの算出に用いられるボクセルデータには、第１の平滑化処理と第２の平滑化処理が施されたボクセルデータを用いることにより、法線ベクトルの急激な変化を抑えることができるため、アーチファクトとしての陰影を除去することが可能となる。
【００９３】
［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の構成について、図１０を参照して説明する。図１０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的な構成を示すブロック図である。
【００９４】
第２の実施形態では、ＤＳＣ及び画像処理部の構成を変えた。第２の実施形態に係る超音波診断装置１Ａは、ＤＳＣ６の代わりにＤＳＣ６Ａを備え、さらに、画像処理部７の代わりに画像処理部７Ｄを備えている。この第２の実施形態に係る超音波診断装置１Ａは、ＤＳＣ６Ａがスキャンコンバージョン処理と平滑化処理を行い、画像処理部７Ｄが法線ベクトルの算出と光線追跡処理を行う。
【００９５】
なお、ＤＳＣ６Ａ及び画像処理部７Ｄ以外の構成については、第２の実施形態に係る超音波診断装置１Ａは、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の構成と同じ構成を備えている。従って、ＤＳＣ６Ａと画像処理部７Ｄの構成及び機能について説明し、ＤＳＣ６Ａ及び画像処理部７Ｄ以外の構成については説明を省略する。
【００９６】
ＤＳＣ６及び画像処理部７Ｄの構成を図１１に示す。図１１は、この発明の第２の実施形態に係るＤＳＣと画像処理部の構成を示すブロック図である。ＤＳＣ６Ａは、スキャンコンバージョン処理部６１と平滑化処理部６２を備えている。また、画像処理部７Ｄは、法線ベクトル算出部７３と光線追跡処理部７４を備えている。
【００９７】
スキャンコンバージョン処理部６１は、上記変形例３のスキャンコンバージョン処理部７１と同じ機能を有する。つまり、スキャンコンバージョン処理部６１は、記憶部５から超音波ラスタデータ（３次元走査データ）を読み出し、その３次元画像データに対して３次元スキャンコンバージョン処理を施すことにより、ボクセルデータ（第１のボクセルデータ）を生成する。そして、スキャンコンバージョン処理部６１は、その第１のボクセルデータを画像処理部７Ｄの光線追跡処理部７４に出力する。この第１のボクセルデータは、光線追跡処理部７４にて光線追跡処理が施される。このように、光線追跡処理の対象となるボクセルデータには、その生成過程において平滑化処理が施されていないボクセルデータを用いる。
【００９８】
平滑化処理部６２は、上記変形例３の平滑化処理部７２と同じ機能を有する。つまり、平滑化処理部６２は、記憶部５から３次元走査データを読み出し、その３次元走査データに対して所定の平滑化フィルタを用いて平滑化処理を施す。そして、平滑化処理部６２は、平滑化処理後の３次元走査データをスキャンコンバージョン処理部６１に出力する。そして、スキャンコンバージョン処理部６１は、平滑化処理部６２から平滑化処理後の３次元走査データを受けると、その平滑化処理後の３次元画像データに対して、３次元スキャンコンバージョン処理を施すことにより、ボクセルデータ（第２のボクセルデータ）を生成する。この第２のボクセルデータは、その生成過程において、平滑化処理が施されたことになる。そして、スキャンコンバージョン処理部６１は、第２のボクセルデータを画像処理部７Ｄの法線ベクトル算出部７３に出力する。このように、法線ベクトルの算出に用いられるボクセルデータには、その生成過程において平滑化処理が施されているボクセルデータを用いる。
【００９９】
画像処理部７Ｄの法線ベクトル算出部７３は、ＤＳＣ６Ａのスキャンコンバージョン処理部６１から第２のボクセルデータを受けると、各ボクセルの法線ベクトルを求める。第２のボクセルデータは、その生成過程において平滑化処理が施されているため、法線ベクトルの急激な変化を抑えることが可能となる。これにより、空間的に連続している組織の表面においては、ボクセル値が急激に変化している箇所が存在しても、法線ベクトルの急激な変化を抑えることが可能となる。
【０１００】
画像処理部７Ｄの光線追跡処理部７４は、ＤＳＣ６Ａのスキャンコンバージョン処理部６１から第１のボクセルデータを受け、さらに、法線ベクトル算出部７３から、第２のボクセルデータに基づいて求められた法線ベクトルを受けて、第１のボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより、陰影付きの３次元画像データを生成する。
【０１０１】
そして、画像処理部７Ｄは、生成した陰影付きの３次元画像データを表示部８に出力する。これにより、表示部８には、陰影付きの３次元画像データに基づく３次元画像が表示される。
【０１０２】
以上のように、第２の実施形態に係る超音波診断装置１Ａであっても、光線追跡処理を施す対象のボクセルデータには、平滑化処理が施されていないボクセルデータを用い、ボクセルの法線ベクトルを求めるためのボクセルデータには、その生成過程において平滑化処理が施されたボクセルデータを用いることで、３次元画像データの空間分解能を低下させずに、アーチファクトとしての陰影を低減することが可能となる。
【０１０３】
また、この第２の実施形態においても、上記変形例３と同様に、光線追跡処理の対象となるボクセルデータに対して、ノイズを除去する程度の弱い平滑化フィルタを用いた平滑化処理を施してもよい。
【０１０４】
［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の構成について、図１２及び図１３を参照して説明する。図１２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的な構成を示すブロック図である。図１３は、１次元超音波プローブによる走査範囲、２次元画像、及びボクセルデータを説明するための模式図である。
【０１０５】
この第３の実施形態に係る超音波診断装置１Ｂでは、１次元超音波プローブ２Ａを用いた。操作者が１次元超音波プローブ２Ａを手動で移動させることで、３次元空間を走査する。例えば、図１３（ａ）に示すように、１次元超音波プローブ２Ａは、２次元の断面２３内を走査することができる。そして、操作者が１次元超音波プローブ２Ａを手動でＸ方向に移動させることで、３次元空間を走査することができる。
【０１０６】
第３の実施形態では、ＤＳＣ６が、２次元スキャンコンバージョン処理を実行することで、２次元画像データを生成する。例えば、図１３（ｂ）に示すように、ＤＳＣ６は２次元的に取得された２次元走査データ２４を受けて、その２次元走査データ２４に対して２次元スキャンコンバージョン処理を施すことにより、２次元画像データ２５を生成する。そして、ＤＳＣ６はその２次元画像データ２５を画像処理部７に出力する。また、ＤＳＣ６は２次元画像データを表示部８に出力する。これにより、表示部８には２次元画像データに基づく２次元画像（断層像）が表示されることになる。
【０１０７】
画像処理部７は、ＤＳＣ６から複数の２次元画像データを受けると、図１３（ｃ）に示すように、複数の２次元画像データ２５を結合することで、ボクセルデータ２６を生成する。そして、画像処理部７は、そのボクセルデータ２６に対してボリュームレンダリングを施すことで、３次元画像データを生成する。
【０１０８】
画像処理部７は、上述した第１の実施形態に係る画像処理部７と同じ機能を有する。つまり、画像処理部７は、ボクセルデータに対して平滑化処理を施し、その平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて、各ボクセルの法線ベクトルを算出する。そして、画像処理部７は、その法線ベクトルに従って、平滑化処理が施されていないボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことで、陰影付きの３次元画像データを生成する。これにより、３次元画像の空間分解能を低下させずに、アーチファクトとしての陰影を低減することが可能となる。
【０１０９】
また、画像処理部７の代わりに変形例１に係る画像処理部７Ａを超音波診断装置１Ｂに設置してもよい。この場合、画像処理部７Ａは、平滑化処理が施されていないボクセルデータに基づいて、各ボクセルの法線ベクトルを算出し、所定範囲に含まれる複数の法線ベクトルの平均を算出する。そして、画像処理部７Ａは、その法線ベクトルに従って、平滑化処理が施されていないボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことで、陰影付きの３次元画像データを生成する。これにより、３次元画像の空間分解能を低下させずに、アーチファクトとしての陰影を低減することが可能となる。
【０１１０】
なお、この第３の実施形態では、超音波診断装置１Ｂが画像処理部７又は画像処理部７Ａを備えた場合について説明したが、変形例２や第２の実施形態に係る画像処理部やＤＳＣを備えても、３次元画像の空間分解能を低下させずに、アーチファクトとしての陰影を低減することが可能となる。
【０１１１】
［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の構成について、図１４を参照して説明する。図１４は、この発明の第４の実施形態に係る超音波診断装置の概略的な構成を示すブロック図である。
【０１１２】
この第４の実施形態に係る超音波診断装置１Ｃでは、第３の実施形態に係る超音波診断装置１Ｂと同様に、１次元超音波プローブ２Ａを用いた。第４の実施形態では、画像処理部７が、２次元スキャンコンバージョン処理を実行することで、２次元画像データを生成する。さらに、画像処理部７は、複数の２次元画像データを結合することで、ボクセルデータを生成する。そして、画像処理部７は、そのボクセルデータに対してボリュームレンダリングを施すことで、３次元画像データを生成する。
【０１１３】
画像処理部７は、上述した第１の実施形態に係る画像処理部７と同じ機能を有する。つまり、画像処理部７は、ボクセルデータに対して平滑化処理を施し、その平滑化処理が施されたボクセルデータに基づいて、各ボクセルの法線ベクトルを算出する。そして、画像処理部７は、その法線ベクトルに従って、平滑化処理が施されていないボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことで、陰影付きの３次元画像データを生成する。これにより、３次元画像の空間分解能を低下させずに、アーチファクトとしての陰影を低減することが可能となる。
【０１１４】
また、上述した第３の実施形態に係る超音波診断装置１Ｂと同様に、画像処理部７の代わりに変形例１に係る画像処理部７Ａを超音波診断装置１Ｃに設置してもよい。この場合も、３次元画像の空間分解能を低下させずに、アーチファクトとしての陰影を低減することが可能となる。
【０１１５】
なお、上記第１の実施形態、変形例１、変形例２、変形例３、第２の実施形態、第３の実施形態、及び第４の実施形態では、超音波診断装置について説明したが、この発明は超音波診断装置に限定されない。画像処理部７などをＸ線ＣＴ装置やＭＲＩ装置などの他の医用画像診断装置に適用しても、第１の実施形態に係る超音波診断装置１などと同じ作用及び効果を奏することができる。さらに、この発明を医用画像診断装置以外の医用画像処理装置に適用してもよい。この発明を医用画像処理装置に適用した１例を、第５の実施形態と第６の実施形態として説明する。
【０１１６】
［第５の実施の形態］
この発明の第５の実施形態に係る医用画像処理装置の構成について、図１５を参照して説明する。図１５は、この発明の第５の実施形態に係る医用画像処理装置の構成を示すブロック図である。
【０１１７】
医用画像処理装置９は、平滑化処理部９１、法線ベクトル算出部９２、及び光線追跡処理部９３を備え、ボクセルデータを受けて、そのボクセルデータに対してボリュームレンダリングを施すことにより、陰影付きの３次元画像データを生成する。
【０１１８】
平滑化処理部９１は、ボクセルデータを受けて、そのボクセルデータに対して所定の平滑化フィルタを用いて平滑化処理を施す。そして、平滑化処理部９１は、平滑化処理後のボクセルデータを法線ベクトル算出部９２に出力する。この平滑化処理後のボクセルデータは、ボクセルの法線ベクトルを算出するために用いられる。
【０１１９】
法線ベクトル算出部９２は、平滑化処理部９１から平滑化処理後のボクセルデータを受けて、そのボクセルデータに基づいて各ボクセルの法線ベクトルを求める。そして、法線ベクトル算出部９２は、法線ベクトルを光線追跡処理部９３に出力する。
【０１２０】
光線追跡処理部９３は、平滑化処理が施されていないボクセルデータを受け、さらに、法線ベクトル算出部９２から法線ベクトルを受けて、そのボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより、陰影付きの３次元画像データを生成する。
【０１２１】
そして、光線追跡処理部９３は、生成した陰影付きの３次元画像データを、図示しない表示部に出力する。これにより、表示部には、陰影付きの３次元画像データに基づく３次元画像が表示される。
【０１２２】
以上のように、第５の実施形態に係る医用画像処理装置９によると、光線追跡処理を施す対象のボクセルデータには、平滑化処理が施されていないボクセルデータを用い、ボクセルの法線ベクトルを求めるためのボクセルデータには、平滑化処理が施されたボクセルデータを用いることで、３次元画像データの空間分解能を低下させずに、アーチファクトとしての陰影を低減することが可能となる。
【０１２３】
なお、この第５の実施形態において、上記変形例３と同様に、平滑化処理を２回行ってもよい。例えば、平滑化処理部９１は、ボクセルデータに対して第１の平滑化処理を施し、さらに、第１の平滑化処理が施されたボクセルデータに対して、第１の平滑化処理よりも平滑化の作用が強い第２の平滑化処理を施す。そして、平滑化処理部９１は、第１の平滑化処理が施されたボクセルデータを光線追跡処理部９３に出力し、第１及び第２の平滑化処理が施されたボクセルデータを法線ベクトル算出部９２に出力する。このように、法線ベクトルの算出に用いられるボクセルデータに対して複数回の平滑化処理を行うことにより、法線ベクトルの急激な変化を抑えることが可能となる。また、光線追跡処理の対象となるボクセルデータに対しては、ノイズを除去する程度の平滑化処理が施されるだけであるため、３次元画像データの空間分解能を低下させずに済む。
【０１２４】
［第６の実施の形態］
次に、この発明の第６の実施形態に係る医用画像処理装置の構成について、図１６を参照して説明する。図１６は、この発明の第６の実施形態に係る医用画像処理装置の構成を示すブロック図である。
【０１２５】
医用画像処理装置９Ａは、法線ベクトル算出部９２、光線追跡処理部９３、及び平均化処理部９４を備え、ボクセルデータを受けて、そのボクセルデータに対してボリュームレンダリングを施すことにより、陰影付きの３次元画像データを生成する。
【０１２６】
法線ベクトル算出部９２は、ボクセルデータを受けて、そのボクセルデータに基づいて各ボクセルの法線ベクトルを求める。そして、法線ベクトル算出部９２は、法線ベクトルを平均化処理部９４に出力する。
【０１２７】
平均化処理部９４は、法線ベクトル算出部９２にて求められた法線ベクトルを受けて、所定範囲に含まれる複数の法線ベクトルを対象として、法線ベクトルの平均を算出することで、各ボクセルの法線ベクトルを平均化する。そして、平均化処理部９４は、平均化した法線ベクトルを光線追跡処理部７４に出力する。
【０１２８】
光線追跡処理部９３は、ボクセルデータを受け、さらに、平均化処理部９４から各ボクセルの法線ベクトルを受けると、そのボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことにより、３次元画像データを生成する。この第６の実施形態では、光線追跡処理部９３に出力されるボクセルデータは、平滑化処理が施されていない。一方、平均化処理部９４から光線追跡処理部９３に出力される法線ベクトルは、平均化処理部９４にて平均化されている。そして、光線追跡処理部９３は、平均化された法線ベクトルに従って、平滑化処理が施されていないボクセルデータに対して光線追跡処理を施すことで、陰影付きの３次元画像データを生成する。
【０１２９】
そして、光線追跡処理部９３は、生成した陰影付きの３次元画像データを、図示しない表示部に出力する。これにより、表示部には、陰影付きの３次元画像データに基づく３次元画像が表示される。
【０１３０】
以上のように、第６の実施形態に係る医用画像処理装置によると、光線追跡処理を施す対象のボクセルデータには、平滑化処理が施されていないボクセルデータを用い、光線追跡処理には平均化された法線ベクトルを用いることで、３次元画像データの空間分解能を低下させずに、アーチファクトとしての陰影を低減することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【０１３１】
【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的な構成を示すブロック図である。
【図２】超音波プローブが走査可能な領域を説明するための模式図である。
【図３】この発明の第１の実施形態に係る画像処理部の構成を示すブロック図である。
【図４】超音波ラスタデータ（３次元走査データ）とボクセルデータを示す模式図である。
【図５】平滑化処理の前後における法線ベクトルの傾きを説明するための模式図である。
【図６】平滑化処理の前後における法線ベクトルの傾きを説明するための模式図であり、顔の断面図である。
【図７】変形例１に係る画像処理部の構成を示すブロック図である。
【図８】変形例２に係る画像処理部の構成を示すブロック図である。
【図９】変形例３に係る画像処理部の構成を示すブロック図である。
【図１０】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的な構成を示すブロック図である。
【図１１】この発明の第２の実施形態に係るＤＳＣと画像処理部の構成を示すブロック図である。
【図１２】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的な構成を示すブロック図である。
【図１３】１次元超音波プローブによる走査範囲、２次元画像、及びボクセルデータを説明するための模式図である。
【図１４】この発明の第４の実施形態に係る超音波診断装置の概略的な構成を示すブロック図である。
【図１５】この発明の第５の実施形態に係る医用画像処理装置の構成を示すブロック図である。
【図１６】この発明の第６の実施形態に係る医用画像処理装置の構成を示すブロック図である。
【図１７】従来技術に係る超音波診断装置の一部を示すブロック図である。
【図１８】超音波が伝播する経路を説明するための図である。
【図１９】法線ベクトルの傾きを説明するための模式図である。
【図２０】従来技術に係る平滑化処理を説明するためのブロック図である。
【図２１】従来技術に係る平滑化処理を説明するためのブロック図である。
【符号の説明】
【０１３２】
１  超音波診断装置
７  画像処理部
９  医用画像処理装置
７１  スキャンコンバージョン処理部
７２、９１  平滑化処理部
７３、９２  法線ベクトル算出部
７４、９３  光線追跡処理部
７５、９４  平均化処理部
【図１】
2007330325.tif 000003
【図２】
2007330325.tif 000004
【図３】
2007330325.tif 000005
【図４】
2007330325.tif 000006
【図５】
2007330325.tif 000007
【図６】
2007330325.tif 000008
【図７】
2007330325.tif 000009
【図８】
2007330325.tif 000010
【図９】
2007330325.tif 000011
【図１０】
2007330325.tif 000012
【図１１】
2007330325.tif 000013
【図１２】
2007330325.tif 000014
【図１３】
2007330325.tif 000015
【図１４】
2007330325.tif 000016
【図１５】
2007330325.tif 000017
【図１６】
2007330325.tif 000018
【図１７】
2007330325.tif 000019
【図１８】
2007330325.tif 000020
【図１９】
2007330325.tif 000021
【図２０】
2007330325.tif 000022
【図２１】
2007330325.tif 000023