(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波の送受波により、生体内の三次元空間において複数のボクセルデータを取り込む送受波手段と、
前記三次元空間に対して、その任意切断面を二次元断層画像として画像化するために、画像化する対象臓器の大きさより薄い厚みをもって広がる面状のスラブを設定する手段であって、前記三次元空間に対して任意の位置及び角度で前記スラブをユーザー設定するための入力手段を含むスラブ設定手段と、
前記三次元空間に対して、複数の視線を設定する手段であって、前記スラブ設定手段によって設定されたスラブに対して前記各視線が交叉するように前記複数の視線を設定する視線設定手段と、
前記複数のボクセルデータに基づいて、前記各視線ごとに前記スラブ内に属する視線上データ列を特定する手段であって、前記各視線ごとに定められる複数のサンプル点のそれぞれについて補間データを求め、それらの補間データにより前記視線上データ列を構成するデータ列特定手段と、
前記各視線ごとに前記視線上データ列からの選択により代表データを判定する代表データ判定手段と、
前記各視線ごとの前記代表データに基づいて、前記任意切断面に対応する二次元断層画像を形成する画像形成手段と、
を含み、
前記二次元断層画像を構成する各画素の画素値が前記スラブ内に属する各視線上で選択されたいずれかの補間データとしての代表データによって決定されることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
請求項１記載の装置において、
前記代表データは前記視線上データ列の中から選択されたデータであり、
前記視線上データ列の中のいずれかのデータが前記代表データとして用いられることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項３】
請求項１記載の装置において、
前記代表データ判定手段は、前記視線上データ列に対して第１オーダリング処理を実行して第１特定順位のデータを選択し、その第１特定順位のデータを前記代表データとして判定することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項４】
請求項３記載の装置において、
前記第１特定順位は最大値に相当する順位であることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項５】
請求項３記載の装置において、
前記第１特定順位は中央値に相当する順位であることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項６】
請求項３記載の装置において、
前記第１特定順位を選択する手段を含むことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項７】
請求項１記載の装置において、
前記データ列特定手段は、
前記各視線ごとに前記スラブ内に属する複数のサンプル点を定める手段と、
前記各サンプル点ごとにその近傍に存在する複数の近傍ボクセルデータを用いて補間データを求める手段と、
を含み、
前記各サンプル点ごとの補間データにより前記視線上データ列が構成されることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項８】
請求項７記載の装置において、
前記補間データを求める手段は、前記複数の近傍ボクセルデータに対して線形補間を行うことにより前記補間データを求めることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項９】
請求項８記載の装置において、
前記線形補間には、
前記各近傍ボクセルデータに対して、前記サンプル点から前記各近傍ボクセルデータまでの距離に応じて重み付けを行う処理と、
前記重み付け後の各近傍ボクセルデータを加算する処理と、
が含まれることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１０】
請求項７記載の装置において、
前記補間データを求める手段は、前記複数の近傍ボクセルデータに対して第２オーダリング処理を実行することにより前記補間データを求めることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１１】
超音波の送受波により、生体内の三次元空間において複数のボクセルデータを取り込む送受波手段と、
前記三次元空間に対して、その切断面を画像化するために、厚みをもって面状に広がるスラブを設定するスラブ設定手段と、
前記三次元空間に対して、複数の視線を設定する視線設定手段と、
前記複数のボクセルデータに基づいて、前記各視線ごとに前記スラブ内に属する視線上データ列を特定するデータ列特定手段と、
前記各視線ごとに前記視線上データ列から代表データを判定する代表データ判定手段と、
前記各視線ごとの前記代表データに基づいて、前記切断面に対応する二次元断層画像を形成する画像形成手段と、
を含み、
前記データ列特定手段は、
前記各視線ごとに前記スラブ内に属する複数のサンプル点を定める手段と、
前記各サンプル点ごとにその近傍に存在する複数の近傍ボクセルデータを用いて補間データを求める手段と、
を含み、
前記各サンプル点ごとの補間データにより前記視線上データ列が構成され、
前記補間データを求める手段は、前記複数の近傍ボクセルデータに対して第２オーダリング処理を実行することにより前記補間データを求め、
前記第２オーダリング処理には、
前記各近傍ボクセルデータに対して、前記サンプル点から前記各近傍ボクセルデータまでの距離に応じて重み付けを行う処理と、
前記重み付け後のすべての近傍ボクセルデータを大きさ順で並べた場合における第２特定順位の近傍ボクセルデータを選択して、それを前記補間データとする処理と、
が含まれることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１２】
請求項１１記載の装置において、
前記距離に応じた重み付けは、前記距離が小さくなればなるほど同じ値をもった近傍ボクセルデータの個数を増加する処理であることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１３】
請求項１１記載の装置において、
前記第２特定順位は中央値に相当することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１４】
請求項１１記載の装置において、
前記第２特定順位を選択する手段を含むことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１５】
請求項１記載の装置において、
前記スラブ設定手段は、前記スラブの厚みをユーザー設定するための手段を含むことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１６】
請求項１記載の装置において、
前記スラブ設定手段は、
前記三次元空間に対して基準面をユーザー設定するための手段と、
前記スラブの厚みをユーザー設定するための手段と、
前記設定された厚みに基づいて、前記設定された基準面を基準として前記スラブを設定する手段と、
を含むことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１７】
請求項１記載の装置において、
前記スラブに対して前記各視線が直交するように前記各視線が設定されることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１８】
生体内の三次元空間において取り込まれた複数のボクセルデータに基づいて超音波画像を形成する方法において、
前記三次元空間に対して、その任意切断面を二次元断層画像として画像化するために、画像化する対象臓器の大きさより薄い厚みをもって広がる面状のスラブを、任意の傾きをもって任意の位置に設定する工程と、
前記三次元空間に対して、前記設定されたスラブに対して各視線が交叉するように複数の視線を設定する工程と、
前記複数のボクセルデータに基づいて、前記各視線ごとに前記スラブ内に属する視線上データ列を特定する工程であって、前記各視線ごとに定められる複数のサンプル点のそれぞれについて補間データを求め、それらの補間データにより前記視線上データ列を構成する工程と、
前記各視線ごとに前記視線上データ列からの選択により代表データを判定する工程と、
前記各視線ごとの前記代表データに基づいて、前記任意切断面に対応する二次元断層画像を形成する工程と、
を含み、
前記二次元断層画像を構成する各画素の画素値が前記スラブ内に属する各視線上で選択されたいずれかの補間データとしての代表データによって決定され、
前記任意切断面の位置を決めるサーチ段階では前記スラブの厚みを大きくして前記任意切断面の位置が決まった後に前記スラブの厚みを小さくし得る、
ことを特徴とする超音波画像形成方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は超音波診断装置に関し、特に、新しい超音波画像を構築できる超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術及びその課題】
生体内の三次元空間に対して超音波の送受波を行うことにより、複数のボクセルデータ（エコーデータ、ドプラデータ）を取り込むことができる。それらのボクセルデータを用いて、三次元空間を投影した三次元画像や三次元空間内に設定された切断面を表す二次元断層画像などを構築できる。後者においては、例えば、特許第２８８５８４２号に開示されているように、三次元空間内に、ユーザーによって任意の位置及び角度で切断面が指定され、その切断面に相当する複数のエコーデータにより二次元断層像が形成される。
【０００３】
ところで、超音波の性質上、一般に、組織の境界と超音波ビームとのなす角度が直角に近いほど、反射波が強くなり、その一方、組織の境界と超音波ビームとが並行に近くなるほど、反射波が弱くなる。
【０００４】
上記のように、三次元空間内に任意の切断面を指定し、その切断面について二次元断層画像を形成する場合においても、上記の超音波の性質による影響を受ける。つまり、組織の境界と超音波ビームとのなす角度によって、切断面上の各画素の輝度が変化してしまう。ちなみに、この問題は、走査面上において任意方向にラインを設定し、そのライン上のデータを用いてＭモード画像を形成する場合にも同様に指摘できる。
【０００５】
また、上記の場合に限られず、超音波画像の画質向上が求められており、特に、組織の構造を明瞭に表現することが望まれている。
【０００６】
なお、特許第２６５９６６４号には、三次元空間内において各視線に沿って最大値を検出し、各最大値を投影した画像を形成する技術が開示されている。しかし、その技術は、基本的に、三次元的に広がる比較的大きな空間の投影を指向しており、また三次元空間の切断面の画像化については明記されていない。
【０００７】
本発明の目的は、超音波画像の画質を向上させ、組織構造を明瞭に画像化できるようにすることにある。
【０００８】
本発明の他の目的は、三次元空間の切断面を表す新しい二次元断層画像を提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
（１）本発明に係る超音波診断装置は、超音波の送受波により、生体内の三次元空間において複数のボクセルデータを取り込む送受波手段と、前記三次元空間に対して、その任意切断面を二次元断層画像として画像化するために、画像化する対象臓器の大きさより薄い厚みをもって広がる面状のスラブを設定するスラブ設定手段と、前記三次元空間に対して、複数の視線を設定する視線設定手段と、前記複数のボクセルデータに基づいて、前記各視線ごとに前記スラブ内に属する視線上データ列を特定するデータ列特定手段と、前記各視線ごとに前記視線上データ列からの選択により代表データを判定する代表データ判定手段と、前記各視線ごとの前記代表データに基づいて、前記任意切断面に対応する二次元断層画像を形成する画像形成手段と、を含み、前記二次元断層画像を構成する各画素の画素値が前記スラブ内に属する各視線上で選択された代表データによって決定されることを特徴とする。
【００１０】
上記構成によれば、三次元空間の切断面を二次元断層画像として表示する場合に、まず、三次元空間に対してスラブ（ｓｌａｂ）が設定され、また、複数の視線が設定される。スラブは、平面的（又は曲面的）に広がる、薄い厚みをもった領域である。典型例を説明すると、スラブは薄いプレート状の形態を有し、その厚みは、基本的に、画像化する対象臓器（例えば肝臓）の大きさに対して薄く設定される。
【００１１】
スラブ内において、各視線ごとに視線上データ列が特定される。ここで、そのデータ列を構成する各データは、複数のボクセルデータをそのまま用いて求められ、あるいは、複数のボクセルデータから補間演算により算出される。そして、各視線ごとに視線上データ列の中から代表データが判定される。ここで、代表データは、視線上データ列を構成する複数のデータに基づいて判定されるが、特に、データ列を構成するいずれかのデータをそのまま代表データとして選定するのが望ましい。これによれば、もとのボクセルデータに忠実に画像化を行える。次に、各視線ごとの代表データを二次元にマッピングすることにより、従来とは異なる性質をもった二次元断層画像が構築される。つまり、その二次元断層画像は、三次元空間の切断面を表す断層画像であるが、それがより画像化に適する代表データによって構成されているために、組織の構造を明瞭に表現できる画像である。
【００１２】
上記構成において、視線上データ列の特定と代表データの判定は一括して行うことができ、つまり、上記の各手段は機能的には個々に分離されるが、実際の装置では単一の演算部により一連の処理として実現するようにしてもよい。また、視線上データ列は、スラブ内のボクセルデータのみを参照するようにしてもよいし、更にスラブ外の周辺ボクセルデータも参照するようにしてもよい。ボクセルデータの概念には、エコーデータ（輝度情報）及びドプラデータ（生体内運動体の運動情報）が含まれる。
【００１３】
望ましくは、前記代表データは前記視線上データ列の中から選択されたデータであり、前記視線上データ列の中のいずれかのデータが前記代表データとして用いられる。この構成によれば、例えば、視線データ列に対して平均化処理を行って代表データを求める場合に比べて、超音波画像の画質（特にシャープさ）を向上できる。
【００１４】
望ましくは、前記代表データ判定手段は、前記視線上データ列に対して第１オーダリング処理を実行して第１特定順位のデータを選択し、その第１特定順位のデータを前記代表データとして決定する。オーダリング処理は、値の大きさ順に各データを並べて、例えば先頭から特定順位のデータを選択する処理であるが、かかるオーダリング処理によれば、もとのデータを加工せずにそのまま超音波画像に反映できる利点がある。
【００１５】
望ましくは、前記第１特定順位は最大値に相当する順位である。望ましくは、前記第１特定順位は中央値に相当する順位である。望ましくは、前記第１特定順位を選択する手段を含む。
【００１６】
望ましくは、前記データ列特定手段は、前記各視線ごとに前記スラブ内に属する複数のサンプル点を定める手段と、前記各サンプル点ごとにその近傍に存在する複数の近傍ボクセルデータを用いて補間データを求める手段と、を含み、前記各サンプル点ごとの補間データにより前記視線上データ列が構成される。
【００１７】
上記の補間データを求めるための演算としては、線形補間処理やオーダリング処理（第２オーダリング処理）をあげることができる。後者によれば、第１オーダリング処理との組み合わせにより、取り込まれたボクセルデータをより忠実に超音波画像に反映させることができる。なお、各オーダリング処理は、超音波診断装置において通常行われている対数変換（対数圧縮）の前あるいは後のいずれであってもよい。
【００１８】
望ましくは、前記補間データを求める手段は、前記複数の近傍ボクセルデータに対して線形補間を行うことにより前記補間データを求める。望ましくは、前記線形補間には、前記各近傍ボクセルデータに対して、前記サンプル点から前記各近傍ボクセルデータまでの距離に応じて重み付けを行う処理と、前記重み付け後の各近傍ボクセルデータを加算する処理と、が含まれる。
【００１９】
望ましくは、前記補間データを求める手段は、前記複数の近傍ボクセルデータに対して第２オーダリング処理を実行することにより前記補間データを求める。この第２オーダリング処理は先行処理となり、上記の第１オーダリング処理は後行処理となる。但し、上記のように、両者を統合した演算を行うことも可能であり、それは本発明の範囲に含まれる。
【００２０】
望ましくは、前記第２オーダリング処理には、前記各近傍ボクセルデータに対して、前記サンプル点から前記各近傍ボクセルデータまでの距離に応じて重み付けを行う処理と、前記重み付け後のすべての近傍ボクセルデータを大きさ順で並べた場合における第２特定順位の近傍ボクセルデータを選択して、それを前記補間データとする処理と、が含まれる。
【００２１】
望ましくは、前記距離に応じた重み付けは、前記距離が小さくなればなるほど同じ値をもった近傍ボクセルデータの個数を増加する処理である。同一のデータを増加させれば、それが選択される可能性が高まる。つまり個数の増加によって重み付けが行える。
【００２２】
望ましくは、前記第２特定順位は中央値に相当する。望ましくは、前記第２特定順位を選択する手段を含む。
【００２３】
望ましくは、前記スラブ設定手段は、前記三次元空間に対して所望の位置及び角度で、前記スラブをユーザー設定するための手段を含む。望ましくは、前記スラブ設定手段は、前記スラブの厚みをユーザー設定するための手段を含む。
【００２４】
望ましくは、前記スラブ設定手段は、前記三次元空間に対して基準面をユーザー設定するための手段と、前記スラブの厚みをユーザー設定するための手段と、前記設定された厚みに基づいて、前記設定された基準面を基準として前記スラブを設定する手段と、を含む。
【００２５】
望ましくは、前記スラブに対して前記各視線が交叉するように前記各視線が設定される。望ましくは、前記スラブに対して前記各視線が直交するように前記各視線が設定される。この場合に、スラブを先に設定し、それに対して各視線を設定するようにしてもよいし、各視線を先に設定し、それに対してスラブの姿勢（特に角度）を設定するようにしてもよい。
【００２６】
（２）望ましくは、超音波診断装置は、超音波の送受波により、生体内の二次元又は三次元の空間において複数のエコーデータを取り込む手段と、前記空間に対して、幅をもったラインとして又は厚みをもったスラブとして部分空間を設定する手段と、少なくとも前記部分空間を通過する複数の視線を設定する手段と、前記複数のエコーデータに基づいて補間処理を行うことにより、前記各視線ごとに前記スラブ内に属する視線上データ列を特定する手段と、前記各視線ごとに第１オーダリング処理を行って前記視線上データ列から代表データを選択する手段と、前記各視線ごとの前記代表データに基づいて超音波画像を形成する手段と、を含む。
【００２７】
上記構成において、生体内の二次元空間には、超音波ビームを走査して形成される走査面が含まれる。幅をもったラインには、走査面上において任意方向に（あるいは任意経路で）設定されるＭモード用ラインが含まれる。その場合には、ラインの幅方向が視線方向となる。もちろん、上記構成には、三次元空間の切断面について二次元断層画像を形成する場合も含まれる。
【００２８】
望ましくは、前記補間処理は第２オーダリング処理であり、前記各代表データは前記複数のエコーデータの中のいずれかのデータである。
【００２９】
（３）また、本発明は、生体内の三次元空間において取り込まれた複数のボクセルデータに基づいて超音波画像を形成する方法において、前記三次元空間に対して、その任意切断面を二次元断層画像として画像化するために、画像化する対象臓器の大きさより薄い厚みをもって広がる面状のスラブを設定すると共に、前記三次元空間に対して、複数の視線を設定する工程と、前記複数のボクセルデータに基づいて、前記各視線ごとに前記スラブ内に属する視線上データ列を特定する工程と、前記各視線ごとに前記視線上データ列からの選択により代表データを判定する工程と、前記各視線ごとの前記代表データに基づいて、前記任意切断面に対応する二次元断層画像を形成する工程と、を含み、前記二次元断層画像を構成する各画素の画素値が前記スラブ内に属する各視線上で選択された代表データによって決定されることを特徴とする。
【００３０】
上記の方法は、専用のハードウエアにより実現してもよいし、ソフトウエア処理（超音波診断装置上で実行される、あるいは、それに接続されたコンピュータ上で実行される処理プログラム）により実現してもよい。あるいは、ハードウエアとソフトウエアとを組み合わせて実現してもよい。
【００３１】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明する。
【００３２】
図１には、本発明に係る超音波診断装置において適用される超音波画像形成方法の原理が概念的に示されている。
【００３３】
ボクセル空間Ｖは生体内における三次元エコーデータ取込空間に相当し、そのボクセル空間内における各ボクセルにはボクセルデータとしてのエコーデータが対応付けられる。すなわち、ボクセル空間Ｖはボクセルデータの集合体である。図１において、Ｘ方向は例えば超音波ビームＢの電子走査方向であり、Ｚ方向は深さ方向であり、Ｙ方向は超音波ビームＢを電子走査することにより形成される走査面Ｓの移動方向である。図１においては、ボクセル空間Ｖが立法体の形状として表されているが、ボクセル空間Ｖの形状はこれには限られず略角錐形状などであってもよい。
【００３４】
後述するように、このようなボクセル空間Ｖを形成するために三次元エコーデータ取込用超音波探触子（３Ｄプローブ）が用いられる。なお、その３Ｄプローブについては図１において図示省略されている。
【００３５】
このボクセル空間Ｖに対して任意の傾きをもって任意の位置に切断面が設定され、その切断面に相当する二次元断層画像が形成される。本実施形態においては、ボクセル空間Ｖに対して切断面に相当するスラブ１００が例えばユーザーの操作により設定される。スラブ１００は図１において平面状あるいはプレート状の形態を有し、その厚みｔはボクセル空間Ｖの全体に対して極めて薄いものである。スラブ１００は二次元断層画像を形成するためのボクセルデータの参照空間（部分空間）として機能し、一般的には平面状のものとして設定されるが、例えば曲面状に設定されるようにしてもよい。さらにスラブ１００の厚みはその全体にわたって均一であるのが望ましいが、その厚みを不均一とすることも可能である。
【００３６】
本実施形態においては、スラブ１００はその全体にわたって均一の厚みｔを有しており、その厚みｔは例えば０．５ｍｍ〜５ｍｍの範囲内に設定される。スラブ１００の厚みｔをあまり大きくすると断層画像を形成した場合に画像がかえって不明瞭となる場合があり、またスラブ１００の厚みｔをあまり薄くしすぎると上述したような組織の境界と超音波ビームの交差角度に依存して画像の構造が不明瞭となったりする場合がある。このため、スラブ１００の厚みｔとしては上記の条件の範囲内においてユーザーにより可変設定できるようにするのが望ましい。
【００３７】
あるいは、切断面のサーチを行う場合にはスラブ１００の厚みを大きくし、所望の切断面の位置が決定された後にスラブ１００の厚みｔを薄くするようにしてもよい。
【００３８】
スラブ１００における一方側の面が符号１００Ａによって表されており、スラブ１００における他方側の面が符号１００Ｂによって表されている。ユーザーによってボクセル空間Ｖに対してスラブ１００を設定する場合には、それらのいずれかの面１００Ａ，１００Ｂを基準面としてユーザー設定し、かつ、スラブの厚みｔをユーザー設定できるようにしてもよいし、２つの面１００Ａ，１００Ｂの中間の面を基準面としてユーザーにより設定し、そこを基準として厚みｔの厚さをもったスラブ１００を自動的に設定させるようにしてもよい。すなわちユーザーにより何らかの基準面を指定させ、別途指定された厚みｔに基づいて、スラブ１００をボクセル空間Ｖに対して簡便に設定できるように構成するのが望ましい。この場合においては画面上に三次元空間Ｖ及び切断面を表示するようにしてもよい。
【００３９】
本実施形態においては、ボクセル空間Ｖに対して複数の視線１０４が設定される。各視線１０４は、投影面１０２上における各画素に対応したものである。具体的には、本実施形態において、各視線１０４はスラブ１００に直交するように設定され、すなわち各視線１０４はスラブ１００の法線をなす。もちろん、そのような直交条件を採用することなく、スラブ１００と視線１０４の角度関係についてはユーザーにより可変設定できるように構成してもよい。
【００４０】
いま、１つの視線１０４について注目すると、その視線１０４上においてスラブ１００内に属する複数のデータ（データ列）が特定され、そのデータ列内における例えば最大値のデータが代表データとされ、その代表データが当該視線１０４に対応する投影面１０２上の座標（ｘ，ｙ）にマッピングされる。つまり、視線上のデータ列に対してオーダリング処理（第１オーダリング処理）が実行され、それによっていずれかのデータが画素値として判定される。例えば、データ列の全体に対して加算平均処理などを適用すると、後述するように画像がぼけてしまうような場合もあるが、本実施形態によれば、スラブ１００内におけるいずれかのデータを必ず使用して画素値を決定できるので、後述するように組織構造を明瞭に表示することが可能となる。この場合において、オーダリング処理の条件はユーザーにより適宜選択できるようにするのが望ましく、たとえばオーダリング処理において特定する特定順位のデータについては最大値や中央値といったものを選択するのが望ましい。もちろん第２番目の順位のデータといったものを選択することも可能である。
【００４１】
以上のような処理が各視線１０４について実行されると、投影面１０２上には複数の画素値（代表データ）がマッピングされることになり、その結果、二次元断層画像を得ることができる。この二次元断層画像は切断面に相当するスラブ１００を投影した画像であり、実質的に見てボクセル空間Ｖを任意の角度及び位置で切断した場合における断面画像に相当する。
【００４２】
上記の画像処理の原理についてさらに図２及び図３を用いて説明する。
【００４３】
図２には、視線１０４とスラブ１００との関係が示されている。視線１０４上においてスラブ１００内に含まれる部分上には複数のサンプル点（Ｅｒ）１１０が設定される。それらのサンプル点１１０はサンプル点列１０８を構成する。ここで、サンプル点列１０８を構成するサンプル点１１０の個数及びその間隔についてはユーザー設定できるようにしてもよいし、またスラブ１００の厚みｔに応じて自動的に設定されるようにしてもよい。また、視線１０４が超音波ビームと一致する方向に設定される場合には、超音波ビーム上に存在するエコーデータ列すなわちボクセルデータ列の間隔でサンプル点列１０８を設定することもできる。
【００４４】
ボクセル空間に対して任意の方向から視線１０４が設定される場合、サンプル点列１０８を構成する各サンプル点１１０の座標上に、実際にボクセルデータが存在しない場合がほとんどである。そこで、各サンプル点１１０ごとに補間データを求めることが必要となる。すなわちサンプル点列１０８に対応する補間データ列を求めるものである。その手法について以下の図３を用いて説明する。
【００４５】
図３には、上記サンプル点列１０８を構成する各サンプル点Ｅｒごとに補間データを求めるための演算原理が概念図として示されている。サンプル点Ｅｒは補間点であり、その近傍に存在する１又は複数の近傍データを用いて、サンプル点Ｅｒについて補間データが算出される。
【００４６】
補間演算の方法としては、まず、サンプル点Ｅｒに最も近い近傍データの値をそのまま補間データの値とする「最近接法」をあげることができる。これは演算量の点で有利である。また、図４に示されるように、サンプル点Ｅｒの近傍に存在する例えば８個の近傍データｅ1〜ｅ8を参照し、それに対して線形補間処理を適用し、これにより補間データの値を求める「線形補間法」をあげることができる。この場合には、サンプル点Ｅｒから各近傍データｅ1〜ｅ8までの距離ｌ1〜ｌ8（図３にはその内でｌ2とｌ4が明示されている）の大きさに応じて重み付けを行って、その距離が小さいほどより大きな重み付けがなされるようにする。
【００４７】
また、以下に説明するように、オーダリング（「補間のためのオーダリング」）を用いて補間データの値を求めるようにしてもよい。この場合には、上記の代表データを判定するためのオーダリングとの組み合わせにより、二次元断層画像を構成する画素値をスラブ内のいずれかのボクセルデータ自体によって構成することができる。つまり、取り込まれたデータを忠実に反映した超音波画像を形成することが可能となる。
【００４８】
以下においては、上記補間のためのオーダリングとしての「重み付け中央値法」を説明する。
【００４９】
まず、上記の８個の近傍データについての距離ｌ1〜ｌ8が例えば８段階（ランク１〜ランク８）に分類される。ここで、距離が大きいほどランク１に近く、距離が小さいほどランク８に近いものとする。距離がゼロの場合にはランク８となる。
【００５０】
いま、８個の近傍データの集合を｛ｅ1，ｅ2，・・・，ｅ8｝とし、それに対応したランクの集合を｛ｒ1，ｒ2，・・・，ｒ3｝とする。但し、ｒは正の整数である。この場合、重み付け中央値法による演算をＭＥＤｗ［］で表現すると、この出力は、以下の（１）のように表される。
【００５１】
【数１】
0003898978.tif 000002
上記の演算は、重み値すなわちランクの大きさに応じて、同じ値のデータの個数を増加させ、その後に全部を大きい順に並び換え、その順列の中で中央に位置する値を補間データの値とするものである。例えば、データ総数が偶数の場合には、そのデータ総数を２で除した数値の整数部により特定される順位とすればよい。
【００５２】
例えば、以下のような場合について、
【数２】
0003898978.tif 000003
上記（１）式を演算すると、以下の通りとなる。
【００５３】
【数３】
0003898978.tif 000004
ちなみに、例えばＥｒがｅ4に一致しているのであれば、以下のようになって、結局そのままｅ4の値が採用される。
【００５４】
【数４】
0003898978.tif 000005
なお、上記補間演算は、任意方向に視線を設定する場合のものであり、例えば、視線方向を超音波ビームと一致させたり、あるいは、視線方向をＸＹＺのいずれかの軸と一致させる場合においては必ずしも必要とならない。
【００５５】
次に、図４を用いて、上述した超音波画像形成方法が適用される超音波診断装置の構成例について説明する。
【００５６】
３Ｄプローブ１０は、一般には体表面上に当接して用いられる超音波探触子である。もちろん、体腔内に挿入される超音波探触子として３Ｄプローブ１０を構成することもできる。３Ｄプローブ１０は、本実施形態において１Ｄアレイ振動子を有している。この１Ｄアレイ振動子は直線上あるいは曲線上に複数の振動素子を配列してなるものである。１Ｄアレイ振動子により超音波ビームが形成され、その超音波ビームが電子走査される。この場合においては電子リニア走査や電子セクタ走査などをあげることができる。いずれにしても、そのような電子走査により走査面が形成される。１Ｄアレイ振動子を走査面と直交する方向に機械的に移動させると、図１に示したようなボクセル空間（三次元エコーデータ取込空間）Ｖが形成される。もちろん、３Ｄプローブ１０に２Ｄアレイ振動子を設け、２つの方向について超音波ビームの電子走査を行わせるようにしてもよい。
【００５７】
送信部１２は送信ビームフォーマーとして機能する。具体的には送信部１２から３Ｄプローブ１０内における各振動素子に対して所定の遅延関係をもって送信信号が供給される。これにより３Ｄプローブ１０にて超音波ビーム（送波ビーム）が形成される。一方、３Ｄプローブ１０にて反射波が受波されると、３Ｄプローブ１０から受信信号が出力され、その受信信号が受信部１４へ入力される。受信部１４は受信ビームを形成する受信ビームフォーマーとして機能し、複数の受信信号に対して整相加算処理を実行することにより、整相加算後の受信信号を出力する。
【００５８】
送受信制御部１６は上記の送信部１２及び受信部１４の制御を行っており、また必要に応じて３Ｄプローブ１０における１Ｄアレイ振動子の機械走査を制御している。
【００５９】
主制御部１８は装置に含まれる各構成の動作制御を行っており、特に送受信制御部１６、信号処理部２０、画像形成部２４などの動作制御を行っている。主制御部１８にはキーボードやトラックボールなどを有する操作パネル２８が接続されている。
【００６０】
受信部１４から出力される受信信号は信号処理部２０へ出力される。この信号処理部２０は従来装置において設けられていたＢモード画像用の信号処理部であってもよいし、ドプラ信号を抽出して処理する回路であってもよい。Ｂモード画像用の回路構成を有する場合には、信号処理部２０が検波器、フィルタ、対数圧縮器などを有する。信号処理部２０から出力される受信信号（エコーデータ，ボクセルデータ）は３Ｄメモリ２２に格納される。３Ｄメモリ２２は、図１に示したボクセル空間Ｖ内における全てのボクセルデータを格納する記憶容量を有している。具体的には、図示されていないメモリ制御回路により、各ボクセルデータの三次元空間座標に対応するメモリアドレスに各ボクセルデータが書き込まれる。
【００６１】
画像形成部２４は、図１を用いて説明した画像処理方法を実行するユニットである。この画像形成部２４はハードウエアによって構成されてもよいし、実質的にＣＰＵと画像処理プログラムによって構成されてもよい。この画像形成部２４の動作例については後に図５を用いて説明する。いずれにしても、画像形成部２４は操作パネル２８によって設定された条件にしたがい、図１に示した画像処理方法を実行し、その結果として得られる二次元断層画像のデータを表示部２６へ出力する。表示部２６には二次元断層画像が表示される。もちろん、図４には示されていないが、ボクセル空間Ｖの全体を三次元画像として形成し、その三次元画像を表示部２６へ表示するようにしてもよい。また、表示部２６において二次元断層画像を表示する前に、ボクセル空間Ｖを表すアイコンのようなシンボルを表示し、そのシンボル上においてスラブを模式的に表したマーカーをユーザーにより操作し、これによりスラブの位置を設定するようにしてもよい。
【００６２】
ここで、操作パネル２８によってユーザー設定することが可能な項目について説明する。
【００６３】
まず、スラブに関しては、そのスラブのボクセル空間内における空間座標すなわち位置や傾きなどを設定することができる。この場合においては上述したように、基準面をまず設定させるようにしてもよい。
【００６４】
また、スラブの厚みｔについても操作パネル２８を利用してユーザーにより可変設定することができる。さらに、スラブの形態自体についてもユーザーにより可変設定できるように構成してもよい。
【００６５】
次に、視線に関しては、視線の本数や密度などをユーザー設定することができる。もちろん、二次元断層画像のピクセル数（画素数）などに応じて視線の本数や密度などについては自動的に設定できるようにしてもよい。また、画像のズーミングなどが行われる場合には、それに応じて視線の本数や密度あるいは視線群が設定される範囲などを自動的に可変設定するようにしてもよい。また、データ列の特定に関しては、図２に示したように各サンプル点１１０についての間隔やそれらの個数についてユーザー設定することができる。図３に示したような補間処理を行う場合においては、その補間の手法の選択やオーダリングを行う場合におけるオーダリング条件について選択することができる。
【００６６】
また、代表データの判定については、オーダリングにおけるオーダリング条件をユーザー設定することができ、例えば中央値の判定や最大値の判定など所望のオーダリング条件を選択することができる。さらに、例えばスラブ１００の厚み方向の中央を基準面とし、そこから離れるにしたがって各サンプル点ごとにより小さな重み付け値を与えて、重み付けと組み合わせてオーダリング処理を行うようにしてもよい。
【００６７】
次に図５を用いて図４に示した画像形成部２４などについての動作例を説明する。
【００６８】
まずＳ１０１では、図１に示したボクセル空間Ｖに対してスラブ１００が所望の位置かつ所望の傾きで設定される。この場合においてはスラブ１００の厚みｔについても設定される。
【００６９】
Ｓ１０２では、設定されたスラブ１００に直交するように複数の視線１０４が設定される。この場合において各視線は互いに平行であってもよいし、場合によってはセクタ状に広がるものであってもよい。
【００７０】
Ｓ１０３では、スラブ１００内において１つの視線上に存在する複数のサンプル点の座標が演算される。これは図２に示した通りである。そして、Ｓ１０４では、その視線上のデータ列を特定する演算が実行され、具体的には、図３に示したような補間演算を実施することにより各サンプル点ごとに補間データが決定され、それによって最終的に視線上のデータ列が決定される。
【００７１】
Ｓ１０５では、そのデータ列の中から代表データが選定される。この場合においてはオーダリング処理が適用され、すなわち例えば最大値あるいは中央値などとして代表データが特定されることになる。
【００７２】
Ｓ１０６では次の視線が存在しているか否かが判断され、存在している場合にはＳ１０７において処理対象となる視線が１つずらされ、当該視線についてＳ１０３からの各処理が実施される。そして、Ｓ１０８では、上記により得られた各視線ごとの画素値により二次元断層画像が形成され、それが画像表示される。
【００７３】
以下に、図６を用いて本実施形態の手法による利点を説明する。（Ａ）は、三次元空間内における特定の走査面に対応するＢモード画像（断層画像）である。（Ｂ）は、三次元空間に対して任意に設定された切断面（純粋切断面）１２２に対応する断層画像（従来例）である。（Ｃ）は、厚みをもった切断面としてのスラブ１００を利用して形成された断層画像（本実施形態）である。なお、各画像は、説明のために模式的に表されたものである。
【００７４】
（Ａ）において、符号１２４は超音波ビームの方向を表している。この例では、三次元空間内に、均質組成をもった球状の構造物１２８，１３０が存在している。Ｂモード画像上において、各構造物１２８，１３０の輪郭線（外縁）を観察すると、既に説明したように、超音波ビームと各構造物１２８，１３０の表面（境界面）とのなす角度に応じて、輝度が変化している（これは超音波画像の特質であり、Ｘ線画像などとは異なる）。つまり、各構造物１２８，１３０の上面及び下面が高輝度で表現される一方、その両側面において輝度の落ち込みが生じている。同じ理由から、（Ｂ）に示すように、切断面１２２に対応する断層画像においても、各構造物１２８，１３０の輪郭を表す輝度は一様ではない（切断面１２２が傾いているため）。特に構造物１２８については、その輪郭の全体が概ね不鮮明で、特に画像上で輪郭の上部及び下部において輝度が落ち込んでいる。このため、場合によっては実際の組織形状を認識することが困難となる。これに対し、（Ｃ）に示す本実施形態の断層画像によれば、厚みをもったスラブ１００内に形状を表す有意なデータを取り込める確率が高まるので、各構造物１２８，１３０の輪郭を明瞭に表現できる。条件にもよるが、輪郭線自体も太くなり、その形状をはっきりと画像化できる。よって、疾病診断において有益な画像を提供できる。
【００７５】
なお、上述した説明においては三次元空間としてのボクセル空間について切断面を指定し、それについて二次元断層画像を形成するものであったが、同一の原理に基づいて、例えば１つの走査面上に、ある厚みをもったラインを指定し、そのライン上において上記同様の手法を適用することにより、Ｍモード画像を形成することもできる。その場合においてはラインの幅方向が視線方向とされ、その幅方向に沿ってデータ列が特定され、その中から代表データが抽出され、Ｍモードの１つのピクセル値とされることになる。
【００７６】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、組織構造を明瞭に画像化できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明に係る超音波画像形成方法の原理を説明するための概念図である。
【図２】  スラブと視線との関係を示す図である。
【図３】  補間処理を説明するための概念図である。
【図４】  本実施形態に係る超音波診断装置の全体構成を示すブロック図である。
【図５】  図４に示す画像形成部の動作例を説明するためのフローチャートである。
【図６】  本実施形態に係る超音波画像形成方法による利点を説明するための概念図である。
【符号の説明】
１０  ３Ｄプローブ、１２  送信部、１４  受信部、１６  送受信制御部、１８  主制御部、２２  ３Ｄメモリ、２４  画像形成部、２８  操作パネル、１００  スラブ、１０４  視線、１０８  サンプル点列、Ｖ  ボクセル空間、Ｓ  走査面、Ｂ  超音波ビーム。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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