(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波を送受波することにより対象組織を含む三次元空間内から各時相ごとに複数のボクセルデータを収集する送受波手段と、
各時相ごとに収集される複数のボクセルデータに基づいて対象組織表面上の各部位ごとに変位量を算出する変位量演算手段と、
変位量演算手段において算出される各部位の変位量に対し、その部位の近傍に存在する近傍部位の変位量を利用して平滑化処理を施すことにより、各部位ごとに平滑化処理後の変位量を算出する平滑化手段と、
複数のボクセルデータに基づいて各時相ごとに形成される三次元画像データ内において、対象組織表面上の各部位に対応した画素データに対してその部位の平滑化処理後の変位量に応じた表示処理を施すことにより、三次元変位画像データを形成する変位画像形成手段と、
三次元変位画像データに基づいて表示画像を形成する表示画像形成手段と、
を有し、
前記平滑化手段は、変位量演算手段において算出される各部位に対応したボクセルの変位量と、その部位に隣接するボクセルの中で変位量が有効なボクセルの変位量と、に基づいて、その部位の平滑化処理後の変位量を算出する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
請求項１に記載の超音波診断装置において、
前記平滑化手段は、変位量演算手段において算出される各部位に対応したボクセルの変位量とその部位に隣接するボクセルの中で変位量がゼロではない有効なボクセルの変位量との平均値を算出し、算出された平均値をその部位の平滑化処理後の変位量とする、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項３】
請求項１または２に記載の超音波診断装置において、
前記変位量演算手段は、前記三次元空間内から収集される複数のボクセルデータによって構成される三次元データ空間内において、対象組織の構造に基づいて設定される基準点と対象組織表面上の各部位とを結ぶ直線に沿って各部位の動きを追跡することにより、各部位ごとに変位量を算出する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項４】
請求項３に記載の超音波診断装置において、
前記変位量演算手段は、基準点と各部位とを結ぶ前記直線の線上または近傍に存在するその部位に対応した互いに異なる時相の二つのボクセルデータの空間的な距離からその部位の変位量を算出する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項５】
請求項１から４のいずれか１項に記載の超音波診断装置であって、
前記変位画像形成手段は、前記表示処理として、各部位の平滑化処理後の変位量に応じた色付け処理を施す、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波診断装置に関し、特に、対象組織の運動を診断するための三次元超音波診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
対象組織の異常運動、例えば心臓の拡張・収縮運動における異常運動を診断するために超音波診断装置が利用されている。対象組織の異常運動を診断するためには、対象組織の運動を精度良く診断可能な超音波診断装置を利用することが望ましい。
【０００３】
一方において、超音波技術の進歩に伴い、三次元空間内の対象組織を立体的に表現できる三次元超音波診断装置を利用した診断が現実のものとなっている。三次元超音波診断装置の優位性は、例えば心臓の超音波診断においても顕著である。つまり、三次元超音波診断装置を利用して心臓の拡張・収縮運動を観察することで、二次元超音波診断装置では困難な立体形状把握に基づいた診断を行うことが可能になる。
【０００４】
このような状況のもと、特許文献１には、三次元超音波診断装置において対象組織の変位を視覚的に把握できる表示手法を実現した画期的な技術が提案されている。特許文献１に記載された技術によれば、心臓などの対象組織の表面に対して変位量に基づいた色付け処理を施すことにより、対象組織の異常運動や異常発生位置等を精度よく診断することが可能になる。
【０００５】
【特許文献１】特開２００４−１９５０８２号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本願発明者は、上記特許文献１に記載された画期的な技術の改良について研究開発を重ねてきた。特に、対象組織表面の変位量の算出手法について検討を重ねてきた。
【０００７】
本発明は、その研究開発の過程において成されたものであり、その目的は、対象組織表面の変位量の算出手法を改良することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記目的を達成するために、本発明の好適な態様の超音波診断装置は、超音波を送受波することにより対象組織を含む三次元空間内から各時相ごとに複数のボクセルデータを収集する送受波手段と、各時相ごとに収集される複数のボクセルデータに基づいて対象組織表面上の各部位ごとに変位量を算出する変位量演算手段と、変位量演算手段において算出される各部位の変位量に対し、その部位の近傍に存在する近傍部位の変位量を利用して平滑化処理を施すことにより、各部位ごとに平滑化処理後の変位量を算出する平滑化手段と、複数のボクセルデータに基づいて各時相ごとに形成される三次元画像データ内において、対象組織表面上の各部位に対応した画素データに対してその部位の平滑化処理後の変位量に応じた表示処理を施すことにより、三次元変位画像データを形成する変位画像形成手段と、三次元変位画像データに基づいて表示画像を形成する表示画像形成手段と、を有することを特徴とする。
【０００９】
上記態様によれば、変位量に対して平滑化処理が施されるため、変位量に応じた表示処理の結果が比較的滑らかなものとなる。例えば、表示処理として色付け処理を施した場合に、滑らかな色付け表示を得ることができる。
【００１０】
望ましい態様において、前記平滑化手段は、変位量演算手段において算出される各部位の変位量とその部位に隣接する対象組織表面上の少なくとも一つの近傍部位の変位量との平均値を算出し、算出された平均値をその部位の平滑化処理後の変位量とすることを特徴とする。
【００１１】
望ましい態様において、前記変位量演算手段は、前記三次元空間内から収集される複数のボクセルデータによって構成される三次元データ空間内において、対象組織の構造に基づいて設定される基準点と対象組織表面上の各部位とを結ぶ直線に沿って各部位の動きを追跡することにより、各部位ごとに変位量を算出することを特徴とする。
【００１２】
望ましい態様において、前記変位量演算手段は、基準点と各部位とを結ぶ前記直線の線上または近傍に存在するその部位に対応した互いに異なる時相の二つのボクセルデータの空間的な距離からその部位の変位量を算出することを特徴とする。
【００１３】
望ましい態様において、前記変位画像形成手段は、前記表示処理として、各部位の平滑化処理後の変位量に応じた色付け処理を施すことを特徴とする。
【発明の効果】
【００１４】
本発明により、対象組織表面の変位量の算出手法が改良される。例えば、本発明の好適な態様によれば、変位量に対して平滑化処理が施されるため、変位量に応じた表示処理の結果が比較的滑らかなものとなる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。
【００１６】
図１には、本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態が示されており、図１はその全体構成を示す機能ブロック図である。本実施形態の超音波診断装置は、対象組織の運動を視覚的に表現するのに適している。対象組織は運動を伴う臓器などであり、本実施形態の超音波診断装置は、例えば心臓の収縮拡張運動を診断するのに適している。そこで、以下において、心臓を対象組織として本実施形態の超音波診断装置の機能を説明する。
【００１７】
送受信部１２は、対象組織である心臓左室を含む空間内にプローブ１０を介して超音波を送受波する。そして、心臓左室を含む三次元空間内における複数のエコーデータを各時相のボリューム毎に取得して三次元データメモリ１４に記憶する。反転二値化処理部１６は、三次元データメモリ１４に納められた各ボクセルのエコーデータのエコー値に対して反転処理および二値化処理を施す。つまり、比較的エコー値が小さい左室内の心腔部に相当するボクセルを高輝度値のボクセルとし、比較的エコー値が大きいその他の部位に相当するボクセルを低輝度値のボクセルとする。
【００１８】
反転二値化処理された高低二種の輝度値を有する各ボクセルは、ノイズ除去部１８、平滑処理部２０、ライン相関部２２およびフレーム相関部２４において、主に高周波ノイズ成分の除去を目的とした画像処理が実行される。
【００１９】
ノイズ除去部１８は、空間的に孤立して存在する輝度値の異なるボクセルをノイズと判断してその輝度値を変換する。例えば対象ボクセルの輝度値とそのボクセルに空間的に隣接する周囲２６個全てのボクセルの輝度値とが異なる場合、孤立して異なる輝度値を持つ対象ボクセルを周囲ボクセルと同じ輝度値に変換する。平滑処理部２０は、ノイズ除去部１８から出力される各ボクセルの輝度値に対して、対象ボクセルとそのボクセルに隣接する周囲２６個のボクセルとの輝度値の平均値を算出し、算出結果を新たに対象ボクセルの輝度値とする。
【００２０】
ライン相関部２２は、平滑処理部２０から出力される各ボクセルの輝度値に対して、ある時相のボリュームを構成する二次元フレーム内においてライン間での平均化処理を実施する。また、フレーム相関部２４は、各ボクセルの輝度値に対して、ある時相のボリュームを構成する二次元フレーム間において平均化処理を実施する。平滑処理部２０、ライン相関部２２およびフレーム相関部２４において様々な輝度値に変換された各ボクセルは座標変換部２６に出力される。座標変換部２６は、各ボクセルの座標値をプローブを基準としたＲ,θ,φ座標系から立方体を基準としたＸ,Ｙ,Ｚ座標系に座標変換する。
【００２１】
二値化回路３０は比較器などから構成され、所定しきい値に基づいて座標変換部２６から出力される様々な輝度値からなる超音波画像を二値化処理して、左室内の心腔部に対応するボクセルとその他の部位に対応するボクセルとの二種類のボクセルからなる二値化画像を形成し、エッジ検出手段３４および重心検出部３６に出力する。
【００２２】
エッジ検出手段３４は、二値化回路３０から出力される二値化画像から左室内壁の表面抽出処理を行うものである。ここで、図２を利用して、エッジ検出手段３４について説明する。
【００２３】
図２は、エッジ検出手段の内部構成を示すブロック図である。エッジ検出手段３４は、２個のフレームメモリ（１）,（２）、６個のラインメモリ（１）〜（６）、ボクセルデータメモリ７０および表面抽出処理部７２で構成される。二値化回路３０の出力は、各時相のボリュームを構成するボクセルのエコー値（ボクセルデータ）単位で、画像上隣接する順にボクセルデータ列として出力されている。つまり、あるボリュームを形成するボクセルデータ列は、そのボリュームを構成する第一フレームから最終フレームの順に、また、フレーム内においてはそのフレームを構成する第一ラインから最終ラインの順に、ボクセルデータが並んでいる。
【００２４】
フレームメモリは、ボクセルデータ列をフレーム単位で記憶した後に出力するメモリであり、１フレーム分の遅延バッファとして機能している。ラインメモリは、ボクセルデータ列をライン単位で記憶した後に出力するメモリであり、１ライン分の遅延バッファとして機能している。すなわち、フレームメモリ（１）の出力は二値化回路３０から出力されるボクセルデータの１フレーム前のボクセルデータであり、また、フレームメモリ（２）の出力は二値化回路３０から出力されるボクセルデータの２フレーム前のボクセルデータとなる。このように、ボクセルデータメモリ７０には現在のフレーム、１フレーム前、２フレーム前の各ボクセルデータが入力される。
【００２５】
さらに、ラインメモリ（１）の出力は二値化回路３０から出力されるボクセルデータの１ライン前のボクセルデータであり、また、ラインメモリ（２）の出力は二値化回路３０から出力されるボクセルデータの２ライン前のボクセルデータとなる。また、ラインメモリ（３）の出力はフレームメモリ（１）から出力されるボクセルデータの１ライン前のボクセルデータであり、ラインメモリ（４）の出力はフレームメモリ（１）から出力されるボクセルデータの２ライン前のボクセルデータとなる。また、ラインメモリ（５）の出力はフレームメモリ（２）から出力されるボクセルデータの１ライン前のボクセルデータであり、ラインメモリ（６）の出力はフレームメモリ（２）から出力されるボクセルデータの２ライン前のボクセルデータとなる。このように、ボクセルデータメモリ７０には、現在のフレーム内の隣接する３ライン、１フレーム前における該３ライン、および、２フレーム前における該３ラインの、合計９ラインのボクセルデータが入力される。
【００２６】
ボクセルデータメモリ７０は、前記９ラインの各ラインに対して３つ、合計２７個のラッチを有している。各ラインに対応する３つのラッチは、ライン上において連続する３つのボクセルデータを抽出するものである。
【００２７】
以上のようにして、ラッチ（１４）から出力されるボクセルデータを対象ボクセルとし、その周囲に隣接する２６個のボクセルデータを加えた２７個のボクセルデータ群が表面抽出処理部７２に出力される。
【００２８】
表面抽出処理部７２は、対象ボクセルのデータが心腔部に対応するボクセルデータであり、かつ、その周囲に隣接する２６個のボクセルのデータの中に一つでも、その他の部位に対応するボクセルデータが存在する場合、この対象ボクセルを心腔部の表面ボクセルと判断する。各時相のボリューム内における全てのボクセルを対象ボクセルとしてこの判断を行うことで、各ボリュームにおいて心腔部の表面を形成するボクセル群、すなわち、心腔部表面画像（心室内壁の輪郭画像）が得られる。各ボリューム毎に形成された心腔部表面画像は拡張末期エッジメモリ（図１の符号３８）などに出力される。
【００２９】
図１に戻り、拡張末期エッジメモリ３８は、エッジ検出手段３４から出力される各時相における心腔部表面画像の中から、心室の拡張末期時点の心腔部表面画像を記憶する。拡張末期エッジメモリ３８には、心電波形のＲ波が入力されており、心室の拡張末期時点に発生するＲ波に基づいて拡張末期時点を判断している。前エッジメモリ４０は、エッジ検出手段３４から出力される各時相における心腔部表面画像を各時相毎に一時的に記憶するメモリである。セレクタ４２は、拡張末期エッジメモリ３８から出力される拡張末期時点の心腔部表面画像と、前エッジメモリ４０から出力される過去の時相の心腔部表面画像とのいずれか一方を選択して変位量検出部５０へ出力する。セレクタ４２による選択動作はユーザからの指示に基づくものとする。
【００３０】
二値化回路３０から出力される二値化画像は重心検出部３６にも入力され、重心検出部３６は二値化画像に基づいて心腔部の重心点座標を演算する。心腔部の画像はその外表面が完全に閉じた形状にならない場合もある。この場合、重心点の演算は心腔部を取り囲むように予め設定された関心領域内を対象とすればよい。拡張末期重心点メモリ４４は、心室の拡張末期時点の心腔部の重心点座標を記憶する。拡張末期重心点メモリ４４には、心電波形のＲ波が入力されており、心室の拡張末期時点に発生するＲ波に基づいて拡張末期時点を判断している。
【００３１】
変位量検出部５０は、心腔部表面内の各部ごとの時相間における変位量を検出するものである。変位量検出部５０には、拡張末期エッジメモリ３８から出力される拡張末期時点の心腔部表面画像、または、前エッジメモリ４０から出力される過去の時相の心腔部表面画像のいずれか一方が、セレクタ４２を介して入力される。さらに、変位量検出部５０には、エッジ検出手段３４から出力される現在の心腔部表面画像も入力され、拡張末期重心点メモリ４４に記憶されている拡張末期時点の心腔部の重心点座標も入力される。変位量検出部５０はこれら入力情報に基づいて変位量を検出する。そこで、図３を利用して、変位量検出部５０による変位量の検出手法について説明する。
【００３２】
図３は、本実施形態における変位量の検出手法を説明するための図である。図３（Ａ）には、心臓左室を含む三次元空間から収集された複数のエコーデータ（ボクセルデータ）によって構成されるデータ空間が示されている。本実施形態におけるデータ空間は三次元データ空間であるが、図３（Ａ）においてはｘｙ座標系によってデータ空間を二次元的に簡略化して表現している。そして、破線で示される格子状の複数の升目の頂点の位置に各ボクセルデータが存在する。なお、三次元的にデータ空間を表現する場合には、ｘ軸とｙ軸の両軸に直交するｚ軸を追加すればよい。
【００３３】
図３（Ａ）には、現在の心腔部表面の位置（現時相の表面位置Ｂ）と、現在の１時相前の心腔部表面の位置（前時相の表面位置Ｃ）がｘｙ座標系に二次元的に示されている。また、基準点Ａは、心腔部の重心点座標を示している。現時相の表面位置Ｂはエッジ検出手段（図１の符号３４）から出力される最新時相の心腔部表面画像に基づいており、前時相の表面位置Ｃは前エッジメモリ（図１の符号４０）からセレクタ（図１の符号４２）を介して得られる１時相前の心腔部表面画像に基づいている。そして、基準点Ａは拡張末期重心点メモリ（図１の符号４４）から得られる拡張末期時点の心腔部の重心点座標に基づいている。
【００３４】
心腔部表面の変位量を検出する際には、まず、現時相の表面位置Ｂ上の複数の部位の各々と基準点Ａとを結ぶ直線が設定される。つまり、図３（Ａ）において、表面位置Ｂの位置に示される複数の黒丸点の各々と基準点Ａとを結ぶ複数の直線が設定される。なお、三次元データ空間内においては、重心である基準点Ａを取り囲むように心腔部表面が存在するため、基準点Ａから心腔部表面に向けて複数の直線が放射状に設定される。
【００３５】
複数の直線が設定されると、各直線に沿って基準点Ａから等距離間隔で前時相の表面位置Ｃの探索が行われる。例えば、図３（Ａ）に示すように、各直線上において、複数の二点鎖線の円弧と交わる各位置で、その位置の近傍（例えば最も近い位置）に存在するボクセルデータが確認される。そして、その近傍のボクセルデータが前時相の表面位置Ｃのボクセルデータである場合に探索が終了する。こうして、図３（Ａ）において表面位置Ｃの位置に示される複数の黒丸点の各々が探索される。
【００３６】
図３（Ａ）において、表面位置Ｂと表面位置Ｃの複数の黒丸点のうち、互いに対応する黒丸点同士が矢印によって結ばれて示されている。こうして、各直線ごとに検出される矢印の長さ（表面間距離）が前時相と現時相との間における各部位の変位量となる。
【００３７】
図３（Ｂ）には、図３（Ａ）を利用して説明した手法により検出された各部位の変位量が示されている。つまり、図３（Ｂ）には、ｙ軸方向に沿った各部位（部位１〜部位８）の各々についての表面間距離（前時相と現時相との間における変位量）が示されている。
【００３８】
なお、図３においては、現在の心腔部表面の位置（現時相の表面位置Ｂ）と、現在の１時相前の心腔部表面の位置（前時相の表面位置Ｃ）との間における各部位の変位量を検出しているが、この検出処理は、時相が進むに従って各時相ごとに実行される。つまり、時相が進むに従って、現時相の表面位置Ｂや前時相の表面位置Ｃを更新しつつ、各時相ごとに各部位の変位量が検出される。また、現在の１時相前の心腔部表面の位置（前時相の表面位置Ｃ）に換えて、拡張末期エッジメモリ（図１の符号３８）からセレクタ（図１の符号４２）を介して得られる拡張末期時点の心腔部表面と現在の心腔部表面との比較から、各部位の変位量が検出されてもよい。
【００３９】
図１に戻り、変位量検出部５０において心腔部表面内の各部の変位量が検出されると、検出された各部位の変位量は変位量メモリ５２に記憶される。そして、変位量メモリ５２に記憶された各部位の変位量（変位量データ）は、変位量平滑部８０において平滑化処理を施されてから、変位量メモリ５３に記憶される。
【００４０】
色決定手段５４は、心腔部表面内の各部に対してその変位量に基づいた色を決定するものである。つまり、変位量メモリ５３から色付け対象となる表面部位の変位量を読み込み、例えば変位量毎に予め決定されている色をその部位の色として設定する。そして、色付け処理部５６は、エッジ検出手段３４から出力される現在の心腔部表面画像に対して、色決定手段５４で決定された表面各部の色による色付け処理を施して、画像合成部５８に出力する。
【００４１】
画像合成部５８は、座標変換部２６からそのまま出力される心腔部を含む三次元画像と、色付け処理部５６から出力される色付けされた心腔部表面画像とを合成した三次元変位画像を形成する。
【００４２】
表示画像形成部６０は三次元変位画像を平面上に投影した二次元表示画像を形成する。表示画像形成部６０は三次元画像を平面上に投影する際に、ボリュームレンダリング法に基づくレンダリング演算を行うことで対象組織内部を透過表示した二次元表示画像を形成してもよい。ボリュームレンダリング法に基づくレンダリング演算は、例えば、特開平１０−３３５３８号公報に示される手法が好適である。上記公報記載の手法は次の通りである。
【００４３】
三次元空間に対して複数のレイ（例えば超音波ビームに一致）が設定される。各レイ毎にエコー値が順番に参照され、各エコー値毎にレンダリング演算が逐次的に実行される。これと並行して各オパシティ（不透明度）の積算が行われ、この値が１以上になった場合に当該レイについてのレンダリング演算を終了する。この時点でのレンダリング演算結果が当該レイに対応する二次元表示画素値として決定される。各レイ毎に画素値を決定することでその集合として対象組織内部を透過表示した二次元表示画像が形成される。
【００４４】
こうして、表示画像形成部６０で形成された二次元表示画像がディスプレイ６２に表示される。なお、三次元変位画像を平面上に投影した二次元表示画像の一例が、後に説明する図６に示されている。
【００４５】
以上のように、本実施形態では、心腔部表面の各部位に対してその部位の変位量に応じた色付け処理を施すことにより三次元変位画像を形成している。その際、変位量平滑部８０において、各部位の変位量に対して平滑化処理を施している。そこで、変位量に対する平滑化処理について説明する。
【００４６】
図４は、変位量に対する平滑化処理を説明するための図である。図４（ａ）は、平滑化処理前の各部位の表面間距離（変位量）を示している。図４（ａ）は、図３（Ｂ）のグラフを横向きにしたものである。図４（ａ）に示す平滑化処理前の状態において、各部位の変位量の大きさは３段階のみとなっている。つまり、部位１と部位２の変位量が同じ大きさであり、部位３から部位５までの変位量が同じ大きさであり、部位６から部位８までの変位量が同じ大きさとなっており、部位１から部位８までの間において、互いに異なる３つの大きさの変位量しか存在しない。
【００４７】
そのため、図４（ａ）に示す平滑化処理前の変位量に応じて色付け処理を施すと、部位１から部位８までの間において色の変化が３段階のみの低階調となる。また、部位１と部位２に対して同じ色が割り当てられ、部位３から部位５に対して同じ色が割り当てられ、部位６から部位８に対して同じ色が割り当てられるため、距離分解能が低くなったような印象を与えてしまう。
【００４８】
そこで、本実施形態では、各部位の変位量に対して近傍部位の変位量を利用して平滑化処理が施される。例えば、図４（ａ）に示す平滑化処理前の部位１について、隣接する部位２の変位量を利用して部位１と部位２の変位量の平均値を算出し、その平均値を平滑化処理後の部位１の変位量とする。また、図４（ａ）に示す平滑化処理前の部位２について、隣接する部位１と部位３の変位量を利用して部位１と部位２と部位３の変位量の平均値を算出し、その平均値を平滑化処理後の部位２の変位量とする。
【００４９】
こうして、図４（ａ）に示す部位１から部位８の各変位量に対して平滑化処理を施した結果が図４（ｂ）に示されている。さらに、図４（ｃ）には、平滑化処理前の各部位の変位量の変化と平滑化処理後の各部位の変位量の変化が重ねて表示されている。なお、図４（ｃ）において、実線が平滑化処理前の変位量の変化であり、破線が平滑化処理後の変位量の変化である。
【００５０】
図４（ａ）から図４（ｃ）に示されるように、平滑化処理前においては変位量の変化が３段階のみであったのに対し、平滑化処理後においては部位１から部位７まで各部位ごとに変位量が変化している。そのため、平滑化処理後の変位量に応じて各部位に対して色付け処理を施すことにより、色の変化が７階調に増えて滑らかな色付け処理を行うことが可能になる。
【００５１】
本実施形態においては、図１の変位量平滑部８０において、各部位の変位量に対して三次的に平滑化処理が施される。そこで、変位量平滑部８０における具体的な平滑化処理について説明する。
【００５２】
図５は、変位量平滑部（図１の符号８０）の内部構成を説明するための機能ブロック図である。近傍データ取得部８１は、変位量メモリ５２に記憶された全ての部位（全ボクセル）の変位量データを段階的に読み出す。その際、近傍データ取得部８１は、各段階ごとに、注目部位（注目ボクセル）に対応する変位量データと、注目部位を取り囲むように注目部位の周囲に隣接する２６個の近傍ボクセルに対応する変位量データを変位量メモリ５２から読み出して後段の各部へ出力する。
【００５３】
加算処理部８２は、注目ボクセルとその周囲に隣接する２６個の近傍ボクセルの合計２７個のボクセルに関する変位量データを加算する。また、有効データ計数部８５は、注目ボクセルとその周囲に隣接する２６個の近傍ボクセルの合計２７個のボクセルに関する変位量データのうち、変位量がゼロではない有効データの数をカウントする。そして、除算処理部８３は、変位量データの加算値を有効データ数で割ることにより、変位量の平均値を算出する。
【００５４】
注目データ判定部８６は、注目ボクセルに関する変位量がゼロか否かを判定してゲート処理部８４を制御する。ゲート処理部８４は、注目ボクセルの変位量がゼロでなければ、除算処理部８３により得られた変位量の平均値を変位量メモリ５３に記憶する。一方、注目ボクセルの変位量がゼロの場合には、データ値ゼロを変位量メモリ５３に記憶する。これにより、注目ボクセルが非ゼロの変位量を持つ場合、つまり心腔表面に対応したボクセルの場合にのみ、近傍ボクセルを利用した変位量の平均値が変位量メモリ５３に記憶される。
【００５５】
図６は、本実施形態における三次元変位画像を説明するための図であり、図６（Ａ）には変位量に対して平滑化処理を施さない場合の画像例が示されており、図６（Ｂ）には変位量に対して平滑化処理を施した場合の画像例が示されている。なお、図６においては、心腔に見立てたボール状のサンプル表面において、色付け処理に換えて、変位量に応じた濃淡処理を施した画像が示されている。
【００５６】
図６（Ａ）では、サンプル表面上において比較的粗い濃淡処理が確認できるのに対し、図６（Ｂ）では、サンプル表面上における濃淡処理が滑らかになっている。このように、変位量に対して平滑化処理を施してから表面上の部位に対して表示処理（色付け処理や濃淡処理）を施すことにより、表示処理の結果が滑らかなものとなる。
【００５７】
以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、上述した実施形態は、あらゆる点で単なる例示にすぎず、本発明の範囲を限定するものではない。本発明は、その本質を逸脱しない範囲で各種の変形形態を包含する。
【図面の簡単な説明】
【００５８】
【図１】本発明に係る超音波診断装置の全体構成を示す機能ブロック図である。
【図２】エッジ検出手段の内部構成を示すブロック図である。
【図３】本実施形態における変位量の検出手法を説明するための図である。
【図４】変位量に対する平滑化処理を説明するための図である。
【図５】変位量平滑部の内部構成を説明するための機能ブロック図である。
【図６】本実施形態における三次元変位画像を説明するための図である。
【符号の説明】
【００５９】
１０  プローブ、１２  送受信部、１４  三次元データメモリ、５０  変位量検出部、５６  色付け処理部、５８  画像合成部、６０  表示画像形成部、８０  変位量平滑部。
【図１】
0005060850.tif 000002
【図２】
0005060850.tif 000003
【図３】
0005060850.tif 000004
【図４】
0005060850.tif 000005
【図５】
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【図６】
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