JPH10277030A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 超音波の送受波により立体的投影画像を画像
表示する場合に、分解能を向上できるようにし、あるい
はフレームレートを向上できるようにする。 【解決手段】 ＲＯＩ（関心領域）指定部４２を用いて
表示器４０に表示された立体的投影画像上においてＲＯ
Ｉが指定される。そのＲＯＩに対応して機械走査制御部
３４がアレイ振動子２２の機械走査方向の走査範囲を制
御し、電子走査制御部３２がアレイ振動子２２の電子走
査方向の走査範囲を制御する。これによって、拡大され
た立体的投影画像が表示器４０に表示される。モード指
定部５０によって解像度優先モード又はフレームレート
優先モードを選択できる。

Description

【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、特
に立体的投影画像を形成する超音波診断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来の超音波診断装置における二次元断
層画像表示（いわゆるＢモード表示）では、生体内の断
面が白黒の濃淡画像として表示される。しかし、観察し
たい組織の切断面のみしか表現されないため、画像上で
組織を立体的に認識・把握するのは困難である。その一
方、生体内の三次元領域に対して超音波の送受波を行
い、組織の三次元画像を形成する装置が実用化されつつ
ある。その三次元画像は、例えば、表面抽出を行って得
られた組織表面に対し、奥行き感をもたせるための濃淡
付けを行ったものであり、組織を立体的に表現すること
が可能である。なお、三次元領域を画像化する手法とし
ては、積算法や投影法なども知られているが、そのよう
な手法による画像は平面的で奥行き感のないものであ
る。

【０００３】上記従来の三次元画像処理においては、三
次元領域内で取り込まれたエコーデータのすべてをいっ
たん三次元エコーデータメモリに格納した上で、その後
に、各エコーデータをソフトウエア処理などにより再構
成する必要がある。このため、１枚の三次元画像を得る
ための演算に多くの時間を要し、リアルタイムで三次元
画像を表示することは到底困難であった。また、従来の
三次元画像は基本的に表面の濃淡付けを基本としている
ため、組織を透かしてその内部を空間的に表現すること
は基本的にできなかった。

【０００４】そこで、本願出願人は、特願平８−１８５
７８１号において新しい画像処理法を提案している。そ
の原理については後に詳述するが、かかる画像処理法に
よれば組織を立体的又は透過的に表現でき、またユーザ
の好みに応じて、組織表面の立体的表現を強調したり、
あるいは組織内部の透過表現を強調したりすることがで
きる。

【０００５】この画像処理法では、取り込まれた受信信
号の時系列順で、すなわち、超音波ビームに沿って存在
している各エコーデータごとにボクセル演算（後述）が
順次実行され、ここで、そのボクセル演算は所定の終了
条件が満たされるまで実行される。そして、その終了時
点でのボクセル演算値が画素値に対応付けられる。よっ
て、その終了条件を適宜設定すれば、組織表面近傍でボ
クセル演算を終了させて組織表現を強調した表示を行な
える。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】上記の画像処理法にお
いては、従来の画像処理法に比べて画像処理時間を短縮
できるメリットがある。しかしながら、超音波ビームは
二次元走査する必要があり、すなわち送受信回数が多く
なるため、フレームレート向上には一定の制約がある。
また、三次元領域に設定される超音波ビームの本数（送
受信回数）を減らせばフレームレートを向上できるが、
この場合、分解能が低下する。

【０００７】本発明は、上記従来の課題に鑑みなされた
ものであり、その目的は、立体的投影画像の形成に当た
って、分解能を向上させることにある。本発明の他の目
的は、立体的投影画像の形成に当たってフレームレート
を向上させることにある。

【０００８】

【課題を解決するための手段】

（１）上記目的を達成するために、本発明は、超音波ビ
ームを走査して三次元領域に対して超音波を送受波する
ことにより、前記三次元領域内における各ボクセルのエ
コーデータを得る送受波手段と、前記超音波ビームに沿
って各ボクセルについて所定のボクセル演算を順次実行
することにより、前記三次元領域の立体的投影画像を形
成する立体的投影画像形成手段と、前記三次元領域にお
いて関心領域を設定するための関心領域設定手段と、前
記関心領域の大きさに応じて超音波ビームの走査範囲を
制限するビーム走査制御手段と、を含むことを特徴とす
る。上記構成によれば、関心領域設定手段を用いて三次
元領域内において関心領域が設定され、その関心領域内
で超音波ビームの走査が実行される。このように、ビー
ム走査範囲が制限されるため、例えば１走査当たりのビ
ーム本数（フレームレート）を維持するならばビーム間
ピッチを狭くして分解能を向上できる。また、例えばビ
ーム間のピッチを維持するならばビーム本数を削減して
フレームレートを向上できる。上記の関心領域は、望ま
しくは三次元領域の立体的投影画像上において範囲指定
を行うことにより設定される。

【０００９】本発明の好適な態様では、前記ビーム走査
制御手段は、前記関心領域の大きさに応じてビーム間ピ
ッチを調整する機能を有する。また、前記ビーム走査制
御手段は、前記関心領域の大きさに応じてビーム本数を
調整する機能を有する。

【００１０】本発明の好適な態様では、前記送受波手段
は、超音波ビームを電子走査方向に電子走査する電子走
査手段と、超音波ビームを機械走査方向に機械走査する
機械走査手段と、を含み、前記関心領域設定手段によ
り、前記関心領域として電子走査範囲及び機械走査範囲
が指定され、前記ビーム走査制御手段は、前記電子走査
範囲及び前記機械走査範囲において超音波ビームの走査
を行わせることを特徴とする。

【００１１】一般に、電子走査方向は機械走査方向と直
交し、換言すれば超音波ビームの走査によって形成され
る走査面はそれと垂直の方向に走査される。

【００１２】（２）本発明の好適な態様では、前記立体
的投影画像形成手段は、エコーデータｅ_i に基づきボク
セルi の不透明度α_i を演算する不透明度演算手段と、
エコーデータｅ_i に基づきボクセルi の透明度β_i を演
算する透明度演算手段と、エコーデータ値ｅ_i に不透明
度α_i を乗算し、ボクセルi の発光量を演算する発光量
演算手段と、１つ前のボクセルi −１の出力光量にボク
セルi の透明度β_i を乗算し、ボクセルi の透過光量を
演算する透過光量演算手段と、前記発光量と前記透過光
量とを加算し、ボクセルi の出力光量を求める光量加算
手段と、を含み、終了ボクセルの出力光量を画素値に対
応させて前記立体的投影画像を形成することを特徴とす
る。

【００１３】また、本発明の好適な態様では、前記立体
的投影画像形成手段は、エコーデータｅi に基づきボク
セルi の不透明度α_i を演算する不透明度演算手段と、
前記エコーデータｅ_i 、前記不透明度α_i 、及び、１つ
前のボクセルi −１の出力光量に相当する入力光量Ｃ
_INi に基づいて、ボクセルi の出力光量Ｃ_OUTiを演算す
る出力光量演算手段と、を含み、終了ボクセルの出力光
量を画素値に対応させて前記立体的投影画像を形成する
ことを特徴とする。

【００１４】上記構成によれば、超音波ビームに沿って
不透明度（オパシティ）などを利用したボクセル処理が
実行される。これにより、順次取り込まれるエコーデー
タを時系列順で逐次的にリアルタイム処理でき、また、
従来装置において必要であった三次元データメモリを不
要にすることができる。すなわち、取り込まれたエコー
データはその取り込み順序で処理され、すべてのエコー
データをいったん三次元データメモリに格納させなくて
も、データ処理を十分に行える。

【００１５】ちなみに、不透明度α_i は、ボクセルi に
ついての周囲への超音波の拡散・散乱の度合いに関わる
もので、発光量は、ボクセルi の音源（光源）としての
強さを表すものと思われる。一方、透明度β_i は、超音
波の透過率に関わるもので、透過光量は、ボクセルi を
伝達媒体として見た場合にその伝達率に相当するものと
思われる。このような発光量と透過光量とが加算されて
ボクセルi の出力光量が演算される。ここで、出力光量
はボクセルi の画素値への寄与度を表すものである。こ
の出力光量は、次のボクセルのボクセル処理（透過光量
の演算）に引き渡される。そして、ボクセル処理が最終
ボクセルに到達すると、その最終ボクセルの出力光量が
画素値に変換される。そして、各画素値が求まれば、そ
れらの画素値の集合として１枚の立体的投影画像が形成
される。

【００１６】この超音波画像は、投影画像としての性格
と立体画像としての性格とを併せて有することが実験に
より確認されている。すなわち、生体内の組織をレント
ゲン写真のように透かして表現でき、その一方、超音波
三次元画像のような奥行き感をもって表現できる。よっ
て、例えば胎児の表面と内部の同時観察などを行うこと
ができ、疾病診断に当たって組織の三次元的な把握を容
易に行うことができる。

【００１７】もちろん、不透明度及び透明度の定義を変
化させることによって、所望の画質の超音波画像を構成
でき、例えば透明感を強調したり、または立体感を強調
したりすることができる。あるいは、組織表面を強調し
たり、または組織内部を強調することができる。

【００１８】このような調整は、不透明度などの定義を
可変することにより行われ、具体的には、不透明度をパ
ラメータとする終了条件を適宜設定することにより行う
ことが可能である。この場合、逐次加算される各不透明
度α_i の値が大きければ、比較的早い段階で処理が終了
することになり、例えば、組織の表面まで透視して画像
表現が終了することになる。逆に、各不透明度α_i の値
が小さければ、比較的遅い段階で処理が終了することに
なり、例えば、組織の内部の深いところまで透視して画
像処理が終了することになる。

【００１９】

【発明の実施の形態】まず、装置構成の説明に先立っ
て、実施形態に係る立体的投影画像の形成方法について
説明する。

【００２０】［画像形成原理の説明］本実施形態に係る
画像処理法は、公知のボリューム・レンダリング(Volum
e Rendering)法を基礎とし、リアルタイムの画像処理
（特に、超音波画像処理）にその手法を発展させたもの
である。その際には、特有の条件が加味されている。

【００２１】図１（Ａ）に示すように、Ｙ方向に向く超
音波ビームがＸ方向に走査されると、走査面１０が形成
される。この走査面１０をＺ方向に移動させると、周知
のように三次元エコーデータ取込み空間１２が形成され
る。この三次元エコーデータ取込み空間１２に対して、
各超音波ビームに沿って本実施形態に係るボクセル処理
を行い、投影面１６上に三次元エコーデータ取込み空間
１２を投影したものが、図１（Ｂ）の超音波画像１００
である。超音波画像１００では、そのＸ方向の１ライン
１００ａが１つの走査面１０に相当する。換言すれば、
超音波ビーム（透視線）１本が超音波画像１００内の１
画素に相当する。

【００２２】ここで、取り込まれたエコーデータの時系
列順でそのエコーデータに対して以下に詳述するボクセ
ル処理が行われるので、各エコーデータを三次元エコー
データメモリにいったん蓄積して画像形成に必要な順序
でエコーデータを読み出す必要はなく、データ取り込み
と同期したデータ処理が可能となる。

【００２３】さて、図２及び図３には、ボクセル２０の
概念が示されている。１つのボクセルは、受信信号をＡ
／Ｄ変換して得られた１つのエコーデータに相当し、換
言すれば、そのＡ／Ｄ変換レートの１周期に相当するボ
リューム（標本点）に相当するものである。すなわち、
超音波ビームは、多数のボクセルの集合体として仮定さ
れる。図２には各ボクセルがｉ−１からＬ_LASTまで示さ
れている。最初のボクセルから順次処理を行って得られ
た値が超音波画像を構成する１画素の輝度値Ｐ（ｘ，
ｙ）に対応する。

【００２４】ここで、各ボクセルに対し、不透明度αと
透明度β［本実施形態ではβ＝（１−α）］を定義する
ことにする。不透明度αは、図３に示すようにボクセル
の周囲への自発的な発光に相当するものである。透明度
（１−α）は１つ前のボクセルからの光に対する当該ボ
クセル中の透過度合いに相当するものである。不透明度
αは０≦α≦１の範囲に設定され、本実施形態におい
て、その不透明度はエコーデータ（エコー値）の関数と
して定義される。具体的には、例えば、

【数１】 α＝k1・ｅ^k2 …（１） として定義される。ここで、ｅはエコーデータの値であ
り、またk1は係数（パラメータ）であり、ユーザにより
可変設定される。k2としては望ましくは１よりも大きい
数値が代入され、例えばk2＝２又は３である。すなわ
ち、エコーデータの値ｅに対してαは非線形に変化す
る。

【００２５】図２に示されるように、あるボクセルi に
は、入力光量Ｃ_INi と出力光量Ｃ_{OU Ti}とが定義され、そ
の入力光量Ｃ_INi は１つ前のボクセルi −１の出力光量
Ｃ_{OU Ti-1}に等しい。すなわち、

【数２】 Ｃ_INi ＝Ｃ_OUTi-1 …（２） の関係がある。ただし、ボクセル処理が開始される開始
ボクセルにおいてはＣ_{IN i} ＝０である。なお、開始ボク
セルは自動的に設定され又は人為的に設定される。

【００２６】各ボクセルには、上記の不透明度αと透明
度（１−α）に基づいて、発光量と透過光量が定義され
る。すなわち、ボクセルi の発光量は、不透明度とエコ
ーデータの積として定義され、α_i ・ｅ_i である。ボク
セルi の透過光量は透明度と入力光量の積として定義さ
れ、（１−α_i ）・Ｃ_INi である。

【００２７】本実施形態において、図４に示すように、
その発光量と透過光量は以下のように加算され、当該ボ
クセルの出力光量Ｃ_OUTiが決定される。

【００２８】

【数３】 Ｃ_OUTi＝（１−α_i ）・Ｃ_INi ＋α_i ・ｅ_i …（３） ただし、上記第２式からＣ_INi ＝Ｃ_OUTi-1である。すな
わち、１つ前のボクセルでの計算結果が次のボクセルの
計算に利用される。

【００２９】上記の第３式を開始ボクセルから次のボク
セルへ、そして、その次のボクセルへと順次行っていく
間において、各ボクセルの不透明度α_i を加算し、その
加算値Σα_i が１に到達した時点で、処理を終了させる
（終了条件）。ただし、処理が最後（又は設定された深
さ）のボクセルＬ_LASTとなった場合にも処理を終了させ
る（強制終了条件）。すなわち、処理が終了する条件
は、

【数４】 Σα_i ＝１ ｏｒ ｉ＝Ｌ_LAST …（４） である。Σα_i ＝１での処理の終了は、不透明度の総和
が１に到達した時点で処理を停止させることを意味し、
もちろん、条件に応じて上記第４式の条件、特にα_i の
最大加算値（終了判定値）を変更させてもよい。

【００３０】以上の終了判定がなされた時点でのボクセ
ル（最終ボクセル）の出力光量Ｃ_{OU T} が、対応する画素
の輝度Ｐ（ｘ，ｙ）として利用される。そして、このよ
うな超音波ビームごとの画素値演算がすべての超音波ビ
ームについて行われると、超音波画像を構成するすべて
の画素の画素値を得られる。すなわち、１枚の超音波画
像が形成される。

【００３１】上記第３式が示すように、画素の輝度値Ｐ
（ｘ，ｙ）には、開始ボクセルから終了ボクセルまでの
すべてのエコーデータの値が反映されている。しかし、
それは従来のように単なる単純積算でなく、各ボクセル
での超音波の散乱と吸収の両方を反映したものとなって
いる。よって、あたかも光源から光が出て、各ボクセル
での散乱及び吸収を経て透過した光によって形成される
像のような奥行き感（立体感）と透明感の両者の性質を
もった超音波画像を構成できる。

【００３２】ところで、上記第３式においては、透明度
が（１−α_i ）で定義され、すなわち不透明度α_i によ
って透明度を表すことができるので、演算式中から透明
度の概念を見掛け上消去することができる。よって、以
下のように第３式を式変形することにより、同じ原理に
基づいて、出力光量Ｃ_OUTiを演算できる。

【００３３】

【数５】 Ｃ_OUTi＝（１−α_i ）・Ｃ_INi ＋α_i ・ｅ_i …（３） ＝Ｃ_INi ＋α_i ・（ｅ_i −Ｃ_INi ） …（５−１） ＝Ｃ_INi ＋Δ_i …（５−２） （ここで、Δ_i ＝α_i ・（ｅ_i −Ｃ_INi ）） 上記の第５−１式は第３式を書き換えたもので、その第
２項をΔ_i で置き換えると、第５−２式が得られる。す
なわち、ボクセルi の出力光量Ｃ_OUTiは、入力光量Ｃ
_INi に修正光量Δ_i を加算したものとして定義できる。
この５−２式においても、上記の式変形の過程を見れば
明らかなように、透明度（１−α_i ）の概念は内包され
ており、原理上異ならない。

【００３４】［好適な実施形態］次に、上記の原理が適
用された本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態
を図５に基づいて説明する。図５には、超音波診断装置
の全体構成がブロック図で示されている。

【００３５】図５において、三次元エコーデータ取り込
み用超音波探触子８は、アレイ振動子２２及び機械走査
機構を含む。ここで、アレイ振動子２２は複数の超音波
振動素子を直線的に整列配置したものであり、アレイ振
動子２２を電子走査することによって超音波ビームが走
査され、これによって走査面１０が形成される。図５に
おいて、電子走査方向がＸ方向として示されている。Ｙ
方向は超音波ビーム方向あるいは深さ方向を示してい
る。

【００３６】上記の機械走査機構は、駆動モータ２５を
含み、その駆動モータ２５には位置検出器としてのエン
コーダ２６が接続されている。このモータ２５によって
アレイ振動子２２が機械走査方向に駆動される。その機
械走査方向が図５においてＺ方向として示されている。
その場合、各走査面１０の位置はエンコーダ２６によっ
て検出される。電子走査を行わせながら機械走査を行う
ことによって、図５に示されるように、複数の走査面１
０が形成され、これによって三次元データ取込み空間が
形成される。

【００３７】送受信部３０は、電子走査制御部３２によ
って制御される。送受信部３０からアレイ振動子２２に
対して送信信号が供給され、アレイ振動子２２からの受
信信号は送受信部３０に入力されている。送受信部３０
は増幅器や検波器などを含むものである。

【００３８】電子走査制御部は、後述するように、アレ
イ振動子２２の電子走査範囲を制御するものであり、す
なわち送受信が行われる範囲を制御している。機械走査
制御部３４は、上述した駆動モータ２５に駆動信号を供
給するものであり、この機械走査制御部３４によって機
械走査方向における走査範囲が設定される。すなわち、
電子走査制御部３２及び機械走査制御部３４によってＸ
方向及びＺ方向における走査範囲が規定される。

【００３９】送受信部３０から出力された受信信号は立
体的投影画像形成部（Ｖｏｌ−ｍｏｄｅ演算部）３６に
入力されている。この立体的投影画像形成部３６は上述
した画像処理原理に基づいて、三次元画像としての立体
的投影画像を形成するものである。すなわち、この立体
的投影画像形成部３６は、超音波ビームに沿って各ボク
セルごとにボクセル演算を実行し、終了ボクセルの出力
光量を画素値としてＤＳＣ（デジタルスキャンコンバー
タ）３８に出力している。

【００４０】ＤＳＣ３８には、フレームメモリが設けら
れており、そのフレームメモリ内に立体的投影画像の画
像データが格納される。この場合、走査面１枚につき１
ライン分の立体的投影画像が形成されており、エンコー
ダ２６の出力信号すなわちＺ座標に基づいて各走査面の
画像データを揃えることによって、そのような立体的投
影画像が構築されている。表示器４０にはそのような立
体的投影画像が表示される。図７の左図には立体的投影
画像の一例が示されている。この例では胎児の立体的投
影画像が示されている。

【００４１】図５におけるＲＯＩ（関心領域）指定部４
２は、例えば超音波診断装置に設けられたトラックボー
ルやキーボードなどで構成されるものであり、このＲＯ
Ｉ指定部４２を利用して、ユーザによって立体的投影画
像上においてＲＯＩが指定される。このＲＯＩの指定状
態が、図７の左図に示されている。本実施形態では、Ｒ
ＯＩとして矩形の領域を指定できる。

【００４２】ＲＯＩ座標演算部４４は、ＲＯＩ指定部４
２の出力信号を解釈して、ＲＯＩの例えば左上隅座標及
び右下隅座標を判定し、それらの座標データを出力す
る。図５に示した座標形において、Ｘ方向は電子走査方
向であり、Ｚ方向は機械走査方向であるため、立体的投
影画像上ではそれらのＸ方向及びＺ方向上でそれぞれの
範囲が設定される。ちなみにＹ方向は超音波ビーム方向
であり、超音波ビーム方向に沿った演算範囲は上述した
第４式の条件に基づいて各超音波ビームごとに決定され
る。

【００４３】本実施形態において、ＲＯＩの左上隅の座
標（ｘ１，ｚ１）及び右下隅の座標（ｘ２，ｚ２）は機
械走査制御部３４、電子走査制御部３２及びＤＳＣ３８
に出力されている。機械走査制御部３４は、座標ｚ１か
らｚ２までの範囲でアレイ振動子２２の機械走査範囲を
設定する。また、電子走査制御部３２は、座標ｘ１から
ｘ２までの範囲で電子走査が行われるように送受信部３
０の制御を行う。また、ＤＳＣ３８においてもＲＯＩに
ついての立体的投影画像の構築のためにそれらの座標が
利用される。図７の右図には、ＲＯＩ内で形成された立
体的投影画像が示されている。結果として、対象物体の
一部が拡大して表示されることになる。

【００４４】本実施形態に係る超音波診断装置において
は、ＲＯＩの指定に当たって２つの動作モードを選択で
きる。１つは解像度優先モードであり、もう一つはフレ
ームレート優先モードである。これを図６を用いて説明
する。なお、図６においては、電子走査方向における超
音波ビームの走査範囲が示されているが、各モードにお
いては機械走査方向においても図６に示すものと同様の
制御が行われる。

【００４５】図６（Ａ）に示される通常モードにおいて
は、アレイ振動子２２を電子走査することによって超音
波ビーム１０２が全走査範囲において走査される。

【００４６】これに対し、図６（Ｂ）に示される解像度
優先モードでは、上述したＲＯＩ指定部４２によって指
定されたＲＯＩの範囲内においてのみ超音波ビーム１０
２が電子走査される。この解像度優先モードでは通常モ
ードにおける超音波ビーム１０２の本数がそのまま維持
され、その結果、フレームレートは変わらないものの分
解能が向上している。すなわち、超音波ビーム間のピッ
チを上げて高分解能化された立体的投影画像を形成でき
る。

【００４７】一方、図６（Ｃ）に示されるフレームレー
ト優先モードにおいては、設定されたＲＯＩの中でのみ
超音波ビーム１０２の電子走査が行われるのは解像度優
先モードと同様であるが、このモードでは超音波ビーム
間のピッチが通常モードと同様に維持され、その代わり
に超音波ビームの本数が削減されている。この場合、超
音波ビーム間におけるピッチが維持されるため分解能は
向上されないが、送受信回数が削減されるためフレーム
レートを向上できる。

【００４８】したがって、各部位を粗くかつ拡大して表
示させたいような場合にはフレームレート優先モードを
選択すればよく、その一方、特定部位を詳細に観察した
ような場合には解像度優先モードが選択される。すなわ
ち、診断目的に応じてユーザが任意に動作モードを選択
できるという利点がある。なお、上述したように、図６
には電子走査についてのみ示されているが、これは機械
走査においても同様である。なお、場合によっては、電
子走査と機械走査とで異なる動作モードを選択させても
よい。一般に、電子走査に比べて機械走査は遅いため、
機械走査方向についてはフレームレート優先モードを選
択し、電子走査に関しては解像度優先モードを選択する
ことなども可能である。

【００４９】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
立体的投影画像の形成に当たって分解能を向上でき、あ
るいはフレームレートを向上することができる。また、
本発明によれば、診断目的などに応じて適切な動作モー
ドを選択することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】 三次元エコーデータ取込み空間と立体的投影
画像の関係を示す図である。

【図２】 各ボクセルの入力光量と出力光量の関係を示
す図である。

【図３】 各ボクセルの発光量を示す図である。

【図４】 ボクセルの出力光量を説明するための図であ
る。

【図５】 本発明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６】 各動作モードにおける動作を示す説明図であ
る。

【図７】 立体的投影画像の表示例を示す図である。

【符号の説明】

８ 三次元エコーデータ取り込み用超音波探触子、１０
走査面、１２ 三次元エコーデータ取込み空間、２０
ボクセル、２２ アレイ振動子、３２ 電子走査制御
部、３４ 機械走査制御部、３６ 立体的投影画像形成
部（Ｖｏｌ−ｍｏｄｅ演算部）、４２ ＲＯＩ指定部、
４４ ＲＯＩ座標演算部、５０ モード指定部。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 広瀬 昌紀 東京都三鷹市牟礼６丁目22番１号 アロカ 株式会社内

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 超音波ビームを走査して三次元領域に対
   して超音波を送受波することにより、前記三次元領域内
   における各ボクセルのエコーデータを得る送受波手段
   と、 前記超音波ビームに沿って各ボクセルについて所定のボ
   クセル演算を順次実行することにより、前記三次元領域
   の立体的投影画像を形成する立体的投影画像形成手段
   と、 前記三次元領域において関心領域を設定するための関心
   領域設定手段と、 前記関心領域の大きさに応じて超音波ビームの走査範囲
   を制限するビーム走査制御手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。
2. 【請求項２】 請求項１記載の装置において、 前記ビーム走査制御手段は、前記関心領域の大きさに応
   じてビーム間ピッチを調整する機能を有することを特徴
   とする超音波診断装置。
3. 【請求項３】 請求項１記載の装置において、 前記ビーム走査制御手段は、前記関心領域の大きさに応
   じてビーム本数を調整する機能を有することを特徴とす
   る超音波診断装置。
4. 【請求項４】 請求項１記載の装置において、 前記送受波手段は、超音波ビームを電子走査方向に電子
   走査する電子走査手段と、超音波ビームを機械走査方向
   に機械走査する機械走査手段と、を含み、 前記関心領域設定手段により、前記関心領域として電子
   走査範囲及び機械走査範囲が指定され、 前記ビーム走査制御手段は、前記電子走査範囲及び前記
   機械走査範囲において超音波ビームの走査を行わせるこ
   とを特徴とする超音波診断装置。
5. 【請求項５】 請求項１記載の装置において、 前記立体的投影画像形成手段は、 エコーデータｅ_i に基づきボクセルi の不透明度α_i を
   演算する不透明度演算手段と、 エコーデータｅ_i に基づきボクセルi の透明度β_i を演
   算する透明度演算手段と、 エコーデータｅ_i に不透明度α_i を乗算し、ボクセルi
   の発光量を演算する発光量演算手段と、 １つ前のボクセルi −１の出力光量にボクセルi の透明
   度β_i を乗算し、ボクセルi の透過光量を演算する透過
   光量演算手段と、 前記発光量と前記透過光量とを加算し、ボクセルi の出
   力光量を求める光量加算手段と、 を含み、 終了ボクセルの出力光量を画素値に対応させて前記立体
   的投影画像を形成することを特徴とする超音波診断装
   置。
6. 【請求項６】 請求項１記載の装置において、 前記立体的投影画像形成手段は、 エコーデータｅ_i に基づきボクセルi の不透明度α_i を
   演算する不透明度演算手段と、 前記エコーデータｅ_i 、前記不透明度α_i 、及び、１つ
   前のボクセルi −１の出力光量に相当する入力光量Ｃ
   _INi に基づいて、ボクセルi の出力光量Ｃ_OUTiを演算す
   る出力光量演算手段と、 を含み、 終了ボクセルの出力光量を画素値に対応させて前記立体
   的投影画像を形成することを特徴とする超音波診断装
   置。