WO2010143587A1 - 超音波診断装置、超音波画像処理装置、超音波画像処理プログラム、及び超音波画像生成方法 - Google Patents

超音波診断装置、超音波画像処理装置、超音波画像処理プログラム、及び超音波画像生成方法 Download PDF

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Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, an ultrasonic image processing apparatus, an ultrasonic image processing program, and an ultrasonic image generation method, and in particular, a three-dimensional tomographic image obtained from reflected echo signals of a plurality of tomographic planes of a subject.
  • the present invention relates to a technique for generating a two-dimensional projection image (three-dimensional tomographic image) based on volume data.
  • the ultrasonic diagnostic device transmits ultrasonic waves to the inside of the subject using an ultrasonic probe equipped with a plurality of ultrasonic transducers, and receives ultrasonic reflected echo signals corresponding to the structure of the living tissue from the inside of the subject. Then, a tomographic image such as a B-mode image is generated based on the reflected echo signal and displayed for diagnosis.
  • three-dimensional tomographic image volume data is generated from reflected echo signals of a plurality of tomographic planes of a subject measured by scanning ultrasonic waves in the short axis direction of the ultrasonic probe, and the volume It is known to generate an image (3D tomographic image) obtained by projecting 3D tomographic volume data onto a 2D projection plane using a rendering technique.
  • Volume rendering technology for example, corrects the luminance values of a plurality of voxels arranged in the line-of-sight direction when viewing 3D tomographic volume data from a point on the 2D projection plane, while correcting the brightness value by the transparency / opacity of each voxel.
  • a three-dimensional tomographic image is generated by accumulating and adding pixel values (luminance) on the two-dimensional projection plane along the direction.
  • the luminance of each voxel obtained by ultrasonic scanning is determined according to the acoustic impedance of the tissue in the subject and the attenuation of the ultrasonic wave due to propagation in the subject. It is difficult to generate 3D tomographic images that characterize only (for example, with increased brightness).
  • a maximum value projection method for displaying only high-intensity tissues of three-dimensional tomographic volume data for example, a maximum value projection method for displaying only high-intensity tissues of three-dimensional tomographic volume data, a minimum value projection method for displaying only low-intensity tissues, and the like are generally used. Further, as described in Patent Document 1, it is known that the three-dimensional structure of the low echo area can be easily recognized by inverting the brightness level of the B-mode image.
  • the maximum value projection method, the minimum value projection method, and the method of inverting the brightness level of the B-mode image are limited in their applications, so the visibility of the specific tissue desired by the examiner is improved. It is not always possible to generate 3D tomographic images freely. For example, these methods can generate a three-dimensional tomographic image in which the visibility of a high-luminance tissue or a low-luminance tissue is enhanced, but a three-dimensional tomographic image in which the visibility of a tissue having an intermediate brightness is enhanced. Difficult to generate.
  • an object of the present invention is to generate a three-dimensional tomographic image in which the visibility of a specific tissue desired by the examiner is enhanced.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention is based on an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to and from a subject, and reflected echo signals of a plurality of tomographic planes of the subject measured by the ultrasonic probe.
  • a tomographic volume data generation unit that generates 3D tomographic volume data, and a tomographic volume rendering that generates a 3D tomographic image viewed from at least one line of sight on a 2D projection plane based on the 3D tomographic volume data
  • a display unit that displays a three-dimensional tomographic image, and in particular, an offset calculation unit that increases or decreases the luminance value of each voxel according to the luminance value of each voxel of the three-dimensional tomographic image volume data.
  • the increase / decrease amount of the luminance value of each voxel of the offset calculation unit can be adjusted via the input interface, and the tomogram volume rendering unit is connected to the offset calculation unit.
  • Ri luminance value is characterized by generating a 3-dimensional tomographic image based on three-dimensional tomogram volume data offset.
  • the examiner can adjust the increase / decrease amount of the luminance value of each voxel of the offset calculation unit via the input interface, a three-dimensional tomographic image in which only a tissue having a specific luminance value is emphasized is generated. can do. Therefore, by adjusting the luminance value of a desired specific tissue in an increased amount, adjusting the luminance value of a tissue other than the desired specific tissue in a reduced amount, or by performing both adjustments, the visual recognition of the desired specific tissue is performed. A three-dimensional tomographic image with improved characteristics can be generated.
  • the amount of increase (offset amount) of the luminance value corresponding to the vicinity of the luminance value can be increased in advance.
  • the luminance value (offset amount) corresponding to the vicinity of the high luminance value when looking at the generated three-dimensional tomographic image, if it is difficult to see the desired specific tissue behind the high-intensity tissue, decrease the luminance value (offset amount) corresponding to the vicinity of the high luminance value. If the size is increased, the high-intensity tissue that has become a wall is less likely to be reflected in the three-dimensional tomographic image, so that the visibility of the desired specific tissue can be improved.
  • the offset calculation unit is configured to change the elasticity of each voxel of the three-dimensional elastic image volume data
  • the luminance value of each corresponding voxel of the three-dimensional tomographic image volume data can be increased or decreased according to the value.
  • the examiner generates a three-dimensional tomographic image in which the visibility of the tissue having a specific elasticity value is enhanced by paying attention to the elasticity value (hardness or softness of the tissue) desired.
  • the elasticity value hardness or softness of the tissue
  • the increase (offset amount) of the luminance value corresponding to the vicinity of the elasticity can be increased in advance.
  • you want to observe hard (or soft) tissue you can search for hard (or soft) tissue by increasing the increase (offset amount) of the brightness value corresponding to the high (or low) elasticity value. Can be observed.
  • the offset calculation unit includes a boundary value that divides a range of luminance values that can be taken by each voxel of the three-dimensional tomographic image volume data or a range of elastic values that can be taken by each voxel of the three-dimensional elastic image volume data into a plurality of regions.
  • offset tables that increase the visibility of tissues with low brightness values offset tables that increase the visibility of tissues with intermediate brightness values, offset tables that increase the visibility of tissues with high brightness values, etc. by default If a plurality are prepared, the examiner only has to select one of the offset tables, which is convenient. Further, by making it possible to adjust the boundary value and the increase / decrease amount of the offset table via the input interface, it is possible to make finer fine adjustments, thereby further improving the visibility of the tissue desired by the examiner.
  • the tomogram volume rendering unit has an opacity table in which transparency / opacity is set according to the luminance value of each voxel of the three-dimensional tomogram volume data, and at least one line of sight of the three-dimensional tomogram volume data.
  • a three-dimensional tomographic image can be generated based on the brightness value of each voxel on the line of sight in the direction and the transparency / opacity based on the opacity table.
  • the tomogram volume rendering unit has a brightness-opacity map in which transparency / opacity and a color code are set according to the brightness value of each voxel of the three-dimensional tomogram volume data.
  • the two-dimensional tomographic image is generated by converting the color of each voxel of the tomographic image data of at least one cross section of the three-dimensional tomographic volume data in which the luminance value is offset based on the three-dimensional tomographic image. Two-dimensional tomographic images and luminance-opacity maps can be displayed.
  • the transparency / opacity of each voxel is an index indicating how much the voxel is reflected in the three-dimensional tomographic image. Therefore, by coloring and displaying according to the transparency / opacity of each voxel of the two-dimensional tomographic image, the examiner can refer to the two-dimensional tomographic image and what part of the two-dimensional tomographic image is three-dimensional. Whether it is reflected in the tomographic image can be recognized. Further, by referring to the two-dimensional tomographic image, it becomes easy to adjust the offset table for improving the visibility of a desired specific tissue.
  • Color encoding on 2D tomographic images by transparency / opacity is when the examiner changes (adjusts) the offset amount, the position of the luminance boundary, and the gain adjustment value of the opacity table and tomographic image input value via the control panel
  • a certain time for example, about 1 to 5 seconds
  • the influence of the operation on the three-dimensional tomographic image is The examiner can be informed via a tomogram.
  • the transparency / opacity color encoding is terminated, and a normal diagnosis can be performed without delay by displaying a normal tomographic image.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment Diagram showing the relationship between voxel value and opacity
  • the figure which shows an example of the setting screen of the offset table used in an offset calculating part
  • Data flow diagram of luminance value conversion processing performed in the offset calculator Schematic diagram of a tomographic image of the fetal head represented by 256-level luminance values
  • Example of offset table setting for improving ventricular visibility Schematic diagram of a 3D tomogram generated based on 3D tomogram volume data that has been offset calculated by the offset calculator based on the offset table shown in FIG.
  • Example of offset table setting for improving visibility of brain parenchyma Schematic diagram of a 3D tomogram generated based on 3D tomogram volume data that has been offset calculated by the offset calculator based on the offset table shown in FIG. Figure showing a display example of a two-dimensional tomographic image and a luminance-opacity map A figure showing an example of display of 3D tomographic image, 2D tomographic image and brightness-opacity map A figure showing an example of display of 3D tomographic image, 2D tomographic image and brightness-opacity map The figure which shows the creation flow of the color conversion table The figure which shows an example of the process which produces the color map table OUTMAP [i] after a synthesis
  • the figure which shows an example of the setting screen of the offset table used in an offset calculating part Data flow diagram of luminance value conversion processing performed in the offset calculator
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 100 supplies an ultrasonic probe 2 that transmits and receives ultrasonic waves to and from the subject 1 and a drive signal to the ultrasonic probe 2.
  • a phasing addition unit 10 is provided to generate an RF signal by phasing and adding the received reflected echo signals.
  • a tomographic image processing unit 12 that generates tomographic image data by performing various processes such as logarithmic compression, filter processing, and image processing on the RF signal (ultrasound signal) output from the phasing addition unit 10;
  • a tomogram volume data generation unit 14 that performs coordinate transformation on the tomogram data of a plurality of tomographic planes of the specimen 1 and creates three-dimensional tomogram volume data orthogonal to each axis, and each voxel of the three-dimensional tomogram volume data
  • An offset calculation unit 16 which is a feature of the present embodiment that performs an offset calculation of the luminance value of the image, and a tomographic image that generates a three-dimensional tomographic image using volume rendering technology for the offset calculated three-dimensional tomographic image volume data
  • a volume rendering unit 18 is provided.
  • a tomographic image 2D coordinate conversion unit 20 that generates a 2D tomographic image on at least one tomographic plane of 3D tomographic image volume data based on output data from the tomographic image processing unit 12, and a tomographic image volume rendering unit 18
  • an image composition unit 22 that synthesizes the three-dimensional tomographic image generated in step 2 and the two-dimensional tomographic image generated by the tomographic image two-dimensional coordinate conversion unit 20, and a display unit that displays the image output from the image composition unit 22
  • a display unit 24 is provided.
  • a control panel 26 as an input interface that receives an input of a command or the like from an examiner, and a control unit 28 that controls each of the above-described components constituting the ultrasonic diagnostic apparatus 100 based on an input command from the control panel 26. It has. For example, if the examiner designates an arbitrary cross section of the three-dimensional tomographic volume data via the control panel 26, the designated cross-sectional position information is sent to the tomographic image two-dimensional coordinate conversion unit 20, and the two-dimensional image at the cross-sectional position is sent. A tomographic image is generated.
  • transducer elements are arranged for 1 to m channels in the long axis direction of the ultrasonic probe.
  • the short axis can be changed by changing the delay time given to each transducer element (1 to k channels) in the short axis direction.
  • the direction of transmission and reception can also be applied to the direction.
  • transmission weighting is applied by changing the amplitude of the ultrasonic transmission signal applied to each transducer element in the short axis direction, and the amplification level or attenuation level of the ultrasonic reception signal from each transducer element in the short axis direction is set. By changing, receiving weighting can be applied.
  • the aperture control can be performed by turning each transducer element in the short axis direction on and off.
  • the ultrasonic probe 2 is driven by a motor by a control signal from the control unit 28 or manually moved while moving in the short axis direction to collect three-dimensional data of a plurality of tomographic planes of the subject 1. Is possible.
  • an ultrasonic beam in the short axis direction along the curvature of the probe head or in the short axis direction generated by electronic focusing is used. It is possible to collect 3D ultrasound data.
  • the ultrasonic probe 2 has an ultrasonic transmission / reception sensitivity, that is, an electromechanical coupling coefficient that changes in accordance with the magnitude of a bias voltage applied in a superimposed manner on the drive signal supplied from the transmission unit 4, for example, a cMUT (Capacitive, Micromachined, Ultrasonic, Transducer: IEEE, Trans, Ultrason, Ferroelect, Freq, Contr, Vol45, pp.678-690, May 1998, etc.) can be applied.
  • the cMUT is an ultrafine capacitive ultrasonic transducer manufactured by a semiconductor microfabrication process (for example, LPCVD: Low, Pressure, Chemical, Vapor, Deposition).
  • the transmission unit 4 and the reception unit 6 supply a transmission signal to the ultrasonic probe 2 and process the received reflected echo signal.
  • the transmission unit 4 and the reception unit 6 control the ultrasonic probe 2 and transmit an ultrasonic beam.
  • a receiving circuit that receives a reflected echo signal of the emitted ultrasonic beam from within the subject 1 and collects biological information, and is controlled by the ultrasonic transmission / reception control unit 8. .
  • the phasing adder 10 controls the phase of the reflected echo signal output from the receiver 6 and forms an ultrasonic wave reception beam at one point or a plurality of convergence points.
  • the RF signal generated in the phasing adder 10 may be a complex demodulated I and Q signal.
  • the tomographic image processing unit 12 processes the reflected echo signal phased and added by the phasing adder 10, and a signal processing circuit that performs logarithmic compression, filter processing, and image processing based on the sequentially input reflected echo signal And a storage device comprising a magnetic disk device for storing an ultrasonic image and a RAM.
  • the tomographic volume data generation unit 14 generates three-dimensional tomographic volume data based on the tomographic image data of a plurality of tomographic planes processed by the tomographic image processing unit 12.
  • the offset calculation unit 16 performs a luminance value offset calculation for each voxel of the three-dimensional tomographic image volume data. Details of this will be described later.
  • the tomogram volume rendering unit 18 performs two-dimensional projection processing such as volume rendering on the three-dimensional tomogram volume data subjected to the offset calculation, generates a three-dimensional tomographic image, and transfers it to the image composition unit 22.
  • the tomographic image two-dimensional coordinate conversion unit 20 generates a two-dimensional tomographic image on at least one tomographic plane of the three-dimensional tomographic image volume data based on the output data from the tomographic image processing unit 12 by resampling and interpolation processing. Transfer to the combining unit 22.
  • the image composition unit 22 synthesizes the three-dimensional tomographic image generated by the tomographic image volume rendering unit 18 and the two-dimensional tomographic image generated by the tomographic image two-dimensional coordinate conversion unit 20 and transfers them to the display unit 24.
  • the display unit 24 inputs the image generated by the image composition unit 22 and displays it as an ultrasonic image, and is formed by, for example, a CRT monitor or a liquid crystal monitor.
  • the tomographic image volume rendering unit 18 of the ultrasonic diagnostic apparatus 100 of the present embodiment generates a projection image (three-dimensional tomographic image) when viewed from at least one line-of-sight direction on the two-dimensional projection surface based on the three-dimensional tomogram volume data.
  • a three-dimensional tomographic image is constructed by multiplying the luminance value in the line-of-sight direction in the data by the transparency value for each luminance transferred from the control unit 28 and adding it.
  • a formula of a known volume rendering method used in the present embodiment is defined as follows.
  • Ai in Equations 1 and 2 is the opacity of the i-th voxel value on the line of sight, and takes a value of 0.0 to 1.0.
  • Cout and Aout both have an initial value of 0.
  • Aout is accumulated (cumulative addition) and converges to 1.0 each time it passes through a voxel. Therefore, as shown in Expression 1, when the integrated value Aout-1 of the opacity of the voxels up to the (i-1) th is about 1.0, the ith voxel value Ci is not reflected in the output image.
  • the transparency when the opacity is Ai is represented by 1-Ai, and the opacity and transparency are complementary to each other. Therefore, in this specification, the concept of transparency and opacity is appropriately described as transparency / opacity. For example, even when opacity is described for explanation, the concept of transparency is included at the same time.
  • Fig. 2 shows the relationship between voxel values and opacity.
  • the relationship between voxel values and opacity is generally expressed as an opacity table (opacity table) with luminance on the horizontal axis and opacity on the vertical axis. Refer to opacity from the voxel luminance value. To do.
  • the volume radar processing it is possible to display three-dimensional tomographic image data in a three-dimensional manner with voxels having high opacity as the surface.
  • the maximum projection method (Maximum intensity projection) that displays only the high-intensity structure in the region of interest, the minimum that draws only the low-intensity structure
  • a value projection method (Minimum intensity projection)
  • a method of displaying an accumulated image of voxel values in the line of sight (Ray summation) are used.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment includes an ultrasonic probe 2 that transmits and receives ultrasonic waves to and from the subject 1, and reflected echoes of a plurality of tomographic planes of the subject 1 that are measured by the ultrasonic probe 2.
  • a tomographic volume data generation unit 14 that generates 3D tomographic volume data based on the signal, and a 3D tomographic image viewed from at least one line of sight on the 2D projection plane based on the 3D tomographic volume data
  • An ultrasonic diagnostic apparatus comprising a tomogram volume rendering unit 18 and a display unit 24 for displaying a three-dimensional tomographic image, each voxel corresponding to a luminance value of each voxel of three-dimensional tomogram volume data
  • An offset calculation unit 16 that increases or decreases the luminance value of the offset calculation unit 16 can be adjusted via an input interface (control panel) 26, and the tomogram volume range can be adjusted.
  • Ring section 18 is for generating a three-dimensional tomographic image based on three-dimensional tomogram volume data which the luminance value is offset by the offset calculating section 16.
  • FIG. 3 is a diagram showing an example of an offset table setting screen used in the offset calculation unit 16.
  • 3 (a) and 3 (b) are examples of setting an offset table.
  • the offset table is a boundary value that divides the range of brightness values (0 to 255) that each voxel of the three-dimensional tomographic volume data can take into a plurality of regions (N: 5 in this embodiment). (P0 to P5) and an increase / decrease amount (O1 to O5) of the luminance value for each of the plurality of divided areas are set.
  • the boundary of the area can be set by moving the boundary value setting pointers indicated by P0 to P5 to the left and right via the control panel 26.
  • O1 to O5 are pointers indicating the increase / decrease amount (offset value) of the luminance value of each area, and the offset value of each area can be set by moving up and down.
  • the upper and lower limits of the graph 31 are 100 and -100, respectively. However, the upper limit and the lower limit are shown as an example, and any number can be used as long as the input and output data can be taken. It is assumed that the offset process is not performed on input luminance values that are not subject to offset by moving P0 or P5.
  • P0 and P5 can be fixed at both ends of the range of luminance values that each voxel can take.
  • the boundary values (P0 to P5) and the luminance value increase / decrease amounts (O1 to O5) can be set using a toggle, an encoder, an adjustment button on the liquid crystal panel, or the like.
  • FIG. 4 is a data flow diagram of luminance value conversion processing performed by the offset calculation unit 16.
  • the counter i is initialized to 0 (step 41).
  • the luminance value m (i) of each voxel of the three-dimensional tomographic image volume data is read (step 42). It is determined whether i is larger than the total number of data (the number of voxels) (step 43). If i is larger (Yes in step 43), the offset filter process is terminated. On the other hand, if the offset processing is not performed for all voxels of the three-dimensional tomographic image volume data that are not large, the process proceeds to step 44, and the area selection counter n is initialized to 1 (step 44).
  • step 45 It is determined whether the area selection counter n is smaller than the brightness adjustment area number N (step 45) . If the area selection counter n is smaller (Yes in step 45), the i-th brightness value m read from the three-dimensional tomographic volume data is read. It is determined whether (i) is within the range of P (n-1) and P (n) (step 46). If Yes in step 46, the increase / decrease amount (offset value) O (n) of the brightness value is added in step 48 (step 48). On the other hand, if No in step 46, the area selection counter n is updated and the process returns to step 45 (step 47).
  • step 45 the i-th luminance value m (i) from which the three-dimensional tomographic volume data is read is divided into any region divided by the boundary values P (0) to P (N).
  • step 48 the luminance value increase / decrease amount (offset value) O (n) corresponding to the divided area is added.
  • the luminance value increase / decrease amount (offset value) O (n) for each region divided by the boundary values P (0) to P (N) is added to the luminance values of all voxels of the three-dimensional tomographic volume data.
  • the offset process is performed using the offset table.
  • the present invention is not limited to this.
  • a function that outputs an increase / decrease amount of the luminance value according to the input of the luminance value of each voxel of the three-dimensional tomographic volume data is set in the offset calculation unit, and the luminance value of each voxel is calculated based on this function. It can be increased or decreased.
  • FIG. 5 is a schematic view of a tomographic image of the fetal head represented by 256 gradation luminance values.
  • the luminance value of the fetal epidermis 52 is 128.
  • the luminance value of the fetal skull 53 is 200 and the luminance value of the skull lumen region 54 is 32.
  • the luminance value of the brain parenchyma 55 is 80 and the luminance value of the ventricle 56 is 16.
  • the background around the fetal head is not considered because the effect is simply explained.
  • FIG. 6 shows a three-dimensional tomographic image when the general opacity setting is used.
  • the three-dimensional tomographic image 61 is constructed as a three-dimensional surface image in which most of the output luminance is determined by the high-luminance fetal epidermis 52 and fetal skull 53 and the surface of the fetal head is rendered.
  • an offset table is set as shown in FIG. That is, the offset table is like a graph 71 shown in FIG. 7A and a display window 72 shown in FIG. 7B.
  • the number N of adjustment areas is 2, and P0 and P2 are the minimum and maximum values of the input luminance and are fixed.
  • an increase / decrease amount (offset value) of the luminance value added to the target part O1 255
  • FIG. 8 is a schematic diagram of a three-dimensional tomographic image generated based on the three-dimensional tomographic image volume data subjected to the offset calculation by the offset calculation unit 16 based on the offset table as shown in FIG.
  • the luminance value of the ventricle 56 is 16, which is within the range of P0 (0) to P1 (17), so an offset of +255 is made, and the other tissues are within the range of P1 (17) to P2 (255) An offset of -255 is made. Therefore, as shown in FIG. 8, the three-dimensional tomographic image 81 is generated and displayed as a three-dimensional tomographic image in which the visibility of the ventricle 56 is enhanced.
  • an offset table is set as shown in FIG. That is, as shown in FIG. 5, the brain parenchyma 55 has a low-brightness ventricle 56 inside, a low-luminance cranial lumen region 54 around it, and a fetal skull 53 around it. Therefore, the luminance range for which visibility is desired to be improved is one area corresponding to the intermediate luminance. Therefore, the offset table has an adjustment area number N of 3, as in the graph 91 shown in FIG. 9A and the display window 92 shown in FIG. 9B, and P0 and P3 are the minimum and maximum values of the input luminance.
  • the boundary values P1 and P2 can be arbitrarily set via the control panel 26 while confirming the image.
  • FIG. 10 is a schematic diagram of a three-dimensional tomographic image generated based on the three-dimensional tomographic image volume data that has been subjected to the offset calculation by the offset calculation unit 16 based on the offset table as shown in FIG.
  • the luminance value of the brain parenchyma 55 is 80 and is within the range of P1 (75) to P2 (85), so +255 offset is made, and other tissues are P0 (0) to P1 (75) or P2 (85) Since it is within the range of P3 (255), an offset of -255 is made. Therefore, as shown in FIG. 10, the three-dimensional tomographic image 101 is generated and displayed as a three-dimensional tomographic image with improved visibility of the brain parenchyma 55.
  • the increase / decrease in the number N of brightness adjustment areas, the boundary values P0-Pn, and the offset O0-On can be set from the control panel 26 on the liquid crystal panel on the display or by the trackball operation on the control panel 26 or the touch panel on the display unit 24. It is also possible to set from the control panel 26 by using a pull-down menu (up / down bar) in the display window 32.
  • an example is shown in which the examiner adjusts the offset table via the control panel 26, but the present invention is not limited to this.
  • Multiple offset tables by default, such as an offset table that increases the visibility of tissues with low luminance values, an offset table that increases the visibility of tissues with intermediate luminance values, and an offset table that increases the visibility of tissues with high luminance values It may be prepared and the examiner may select which offset table to use. According to this, the examiner can obtain a three-dimensional tomographic image with improved visibility of a desired specific tissue by a simple operation.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating a display example of a two-dimensional tomographic image and a luminance-opacity map.
  • FIG. 11 (a) shows a two-dimensional tomographic image
  • FIG. 11 (b) shows a luminance-opacity map.
  • the luminance-opacity map 111 is set with a color code using a two-dimensional table in which the vertical axis and the horizontal axis take the luminance value and the opacity, respectively. That is, the color code is set according to the luminance value and the transparency / opacity.
  • the two-dimensional tomographic image 112 is colored according to the color code of the luminance-opacity map 111.
  • the broken line in the luminance-opacity map 111 corresponds to the relationship between the voxel value and the opacity shown in FIG. 2, and the opacity with respect to the input luminance value is uniquely determined, and the pixels displayed in the two-dimensional tomographic image 112 Is determined at one point on the broken line in the luminance-opacity map 111.
  • the tomographic image data that is the basis of the two-dimensional tomographic image 112 is generated by the tomographic image two-dimensional coordinate conversion unit 20.
  • the tomographic image data is tomographic image data of an arbitrary cross section of the three-dimensional tomographic volume data designated by the examiner via the control panel 26, and is not subjected to offset processing by the offset calculation unit 16.
  • This tomographic image data is input to the image composition unit 22.
  • the image composition unit 22 acquires the boundary value of the offset table, the luminance increase / decrease amount (offset value), and the luminance-opacity map 111 from the control unit 28.
  • the image composition unit 22 offsets the luminance value of the tomographic image data input from the tomographic image two-dimensional coordinate conversion unit 20 based on the offset table, and the luminance-opacity for each voxel of the offset tomographic image data.
  • a color is converted based on the map 111 to generate a two-dimensional tomographic image.
  • the luminance value and opacity of each voxel of the tomographic image data with the luminance value offset are converted into numerical values having color information such as RGB and YUV.
  • the luminance value is set on the vertical axis as in the luminance-opacity map 111, and the color data with high saturation that is not correlated with the input data is set on the horizontal axis as the opacity decreases.
  • a transparent region, a non-transparent region, and an intermediate region in the three-dimensional tomographic image can be displayed in stages.
  • a high intermediate region 115 and a transparent region 116 that does not affect the three-dimensional tomographic image are encoded and displayed with a hue different from the luminance.
  • the examiner can grasp which region on the two-dimensional tomographic image 112 is reflected in the three-dimensional tomographic image and which part is not reflected.
  • the transparent area 116 is not reflected in the three-dimensional tomographic image by the current offset table setting, and it can be seen that the offset table setting must be adjusted if it is to be reflected.
  • FIG. 12 is a diagram showing an example of display of a 3D tomographic image, a 2D tomographic image, and a luminance-opacity map.
  • the three-dimensional tomographic image 121, the two-dimensional tomographic image 122, and the luminance-opacity map 123 are displayed side by side.
  • the examiner can recognize that the opaque region 113 is drawn opaquely, the transparent region 116 is not drawn at all, and the intermediate regions 114 and 115 are drawn translucently.
  • the opaque region 113 is emphasized, the target portion can be clearly visualized.
  • FIG. 13 is a diagram showing an example of display of a 3D tomographic image, a 2D tomographic image, and a luminance-opacity map.
  • the transparency map 135 can also be displayed side by side.
  • FIG. 14 is a diagram showing a flow of creating a color conversion table. Symbols P and O shown in FIG. 14 indicate the boundary value P (n) and the luminance value increase / decrease amount (offset value) O (n).
  • the color conversion table OUTMAP [i] used in this embodiment is a post-combination color map table
  • BWMAP [i] is an RGB conversion table for tomographic image output
  • COLMAP [i] is an RGB for transparency setting.
  • a color table is shown. These are tables that perform conversion to natural colors by returning the three primary colors R, G, and B for the input i. R, *. G, *.
  • i indicates a gradation based on the input luminance, which is often 256 gradations from 0 to 255, but any number can be used.
  • an input gradation value (indicating an input luminance value, an elast value, or other input) represented by a counter i is initialized to 0 (step 141). ). Subsequently, the counter i is compared with Mmap (the number of gradations of the map) (step 142). If i is smaller than Mmap (No in step 142), the process proceeds to step 143. In step 143, the area selection counter n is initialized to 1, and the selected input gradation value i is any area divided by the boundary values P (0) to P (N) in steps 144 and 145.
  • a post-synthesis color map table OUTMAP [i] is created using this opacity mm (i).
  • step 146 is a parameter that gives the influence of the opacity color, and is usually 1.0.
  • Steps 143 and 147 are an initialization process and an update process for the area selection counter n, and step 149 is an update process for the counter i.
  • FIG. 15 is a diagram showing an example of processing for creating the post-combination color map table OUTMAP [i] in step 148.
  • each element of OUTMAP [i] is added by multiplying BWMAP [i] and OUTMAP [i] by coefficients mm (i) and (1.0-mm (i)), respectively. Calculated as a value.
  • a tomographic image area that is imaged as an opaque three-dimensional voxel is displayed as it is in black and white or a tonal image of a set color tone, and a tomographic image area that is imaged as a transparent three-dimensional voxel is set.
  • the transparency setting color other than the tones is displayed, and the ratio of the transparency setting color is strongly displayed on the tomographic image as it becomes opaque to transparent.
  • the constant v used in step 146 is set to 1.0 or less (for example, 0.9 or 0.8). It is possible to adjust the color development such as translucency. As a result, the completely opaque area of the input gradation value i is not completely green but translucent green, so that the examiner can visually recognize the form of the area.
  • FIG. 16 is a diagram showing an example of processing for creating the post-combination color map table OUTMAP [i] in step 148.
  • the RGB color table for transparency setting is not prepared, the composite color with the fixed transparency setting color value is calculated using the opacity coefficient mm (i), and the post-synthesis color map table OUTMAP is simplified. Have created it.
  • composition may be performed by using those in which these parameters are changed by mm (i), and the output format is not limited to the RGB format, and may be a YUV format.
  • FIG. 17 is a block diagram showing the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus of the second embodiment. The description of the same configuration as in the first embodiment is omitted.
  • the ultrasound diagnostic apparatus 100 stores the RF signal frame data output from the phasing adder 10, and an RF signal frame data selector 171 that selects at least two pieces of frame data;
  • a displacement measuring unit 172 that measures the displacement of the biological tissue of the subject, an elastic information calculating unit 173 that obtains a strain or elastic modulus from the displacement information measured by the displacement measuring unit 172, and a strain calculated by the elastic information calculating unit 173
  • An elastic image processing unit 174 that forms a color elastic image from the elastic modulus, and an elastic image two-dimensional coordinate conversion unit 177 that converts an output signal from the elastic image processing unit 174 to match the display on the display unit 24 are provided. .
  • an elastic image volume data generation unit 175 that performs coordinate conversion to three-dimensional elasticity data based on an output signal from the elastic image processing unit 174 and generates elastic image volume data
  • the RF signal frame data selection unit 171 stores a plurality of RF signal frame data from the phasing addition unit 10, and selects one set, that is, two RF signal frame data from the stored RF signal frame data group. For example, the RF signal frame data generated from the phasing adder 10 based on the time series, that is, the frame rate of the image, is sequentially stored in the RF signal frame data selection unit 171 and the stored RF signal frame data (N) is stored in the first order. Select one RF signal frame data (X) from the RF signal frame data group (N-1, N-2, N-3 ... NM) stored in the past in time at the same time To do.
  • N, M, and X are index numbers assigned to the RF signal frame data, and are natural numbers.
  • the displacement measuring unit 172 performs one-dimensional or two-dimensional correlation processing from the selected set of data, that is, the RF signal frame data (N) and the RF signal frame data (X), and corresponds to each point of the tomographic image.
  • a one-dimensional or two-dimensional displacement distribution related to the displacement or movement vector in the living tissue, that is, the direction and magnitude of the displacement is obtained.
  • a block matching method is used to detect the movement vector.
  • the block matching method divides an image into blocks consisting of N ⁇ N pixels, for example, focuses on the block in the region of interest, searches the previous frame for the block that most closely matches the block of interest, and refers to this
  • predictive coding that is, processing for determining the sample value by the difference is performed.
  • the elasticity information calculation unit 173 is a strain or elasticity of the biological tissue corresponding to each point on the tomographic image from the measurement value output from the displacement measurement unit 172, for example, the movement vector and the pressure value output from the pressure measurement unit 178.
  • the modulus is calculated, and an elastic image signal, that is, elastic frame data is generated based on the strain and elastic modulus.
  • the strain data is calculated by spatially differentiating the movement amount of the living tissue, for example, the displacement.
  • the elastic modulus can be calculated, and the elastic modulus can be used as elastic data.
  • the Young's modulus is a ratio of a simple tensile stress applied to the object and a strain generated in parallel with the tension.
  • the elastic image processing unit 174 includes a frame memory and an image processing unit.
  • the elastic image processing unit 174 secures elastic frame data output in time series from the elastic information calculation unit 173 in the frame memory, In contrast, image processing is performed.
  • the elastic image processing unit 174 evaluates an error of the elastic image from the output information of the RF signal frame data selection unit 171, the displacement measurement unit 172, or the elastic information calculation unit 173, and masks the output image.
  • the elastic image two-dimensional coordinate conversion unit 177 converts the elastic frame data from the elastic image processing unit 174 into coordinates according to the monitor.
  • the ultrasonic probe 2 can be driven by a motor or manually scanned in the short axis direction by a control signal from the control unit 28.
  • the elastic image volume data generating unit 175 performs coordinate conversion from the elastic image processing unit 174 to three-dimensional elastic data, and the elastic image volume rendering unit 176 is a volume existing in the line-of-sight direction of each pixel on the output two-dimensional projection plane. Volume rendering, maximum value, minimum value projection, or average processing is performed on the data.
  • the image synthesizing unit 22 synthesizes the tomographic data and the strain / elasticity data created by the tomographic and elastic image volume rendering unit.
  • the luminance information and hue information of each pixel of the composite image is to add each information of the black-and-white tomographic image and the color elastic image at a composite ratio, perform RGB conversion, and create an image to be displayed on the display unit 24.
  • the offset calculation unit 16 converts the luminance of the three-dimensional tomographic volume data output from the tomographic volume data generation unit 14 using the three-dimensional elastic image data, and transfers it to the tomographic volume rendering unit 18.
  • the offset calculation unit 16 of this embodiment is output from the tomogram volume data generation unit 14 according to the elasticity value of each voxel of the three-dimensional elasticity image volume data output from the elasticity image volume data generation unit 175.
  • the luminance value of each voxel corresponding to the three-dimensional tomographic volume data is increased or decreased.
  • Elastic image data is a general term for elastic parameters representing hardness, such as strain value, Young's modulus, longitudinal elastic modulus, and transverse elastic modulus calculated by the above method, and does not indicate a specific one.
  • FIG. 18 is a diagram showing an example of an offset table setting screen used in the offset calculation unit 16.
  • 18 (a) and 18 (b) are examples of setting an offset table.
  • the offset table is a boundary value that divides the range of elastic values (0 to 255) that each voxel of the three-dimensional elastic image volume data can take into a plurality of regions (N: 5 in this embodiment). (E0 to E5) and the increase / decrease amount (O1 to O5) of the luminance value for each of the plurality of divided areas are set.
  • the boundary of the region can be set by moving the boundary value setting pointers indicated by E0 to E5 to the left and right via the control panel 26.
  • O1 to O5 are pointers indicating the increase / decrease amount (offset value) of the luminance value of each area, and the offset value of each area can be set by moving up and down.
  • the upper limit and lower limit values of the graph 181 are 100 and -100, respectively, but they represent an example and may be any number as long as the input and output data can be taken. It is assumed that the offset process is not performed on the input elasticity value that is not subject to offset by moving E0 or E5.
  • E0 and E5 can also be fixed at both ends of the range of elastic values that each voxel can take.
  • the boundary values (E0 to E5) and the luminance value increase / decrease amounts (O1 to O5) can be set using a toggle, an encoder, an adjustment button on the liquid crystal panel, or the like.
  • FIG. 19 is a data flow diagram of luminance value conversion processing performed by the offset calculation unit 16.
  • a counter i is initialized to 0 (step 191).
  • the luminance value m (i) of each voxel of the 3D tomographic image volume data and the elasticity value e (i) of each voxel of the 3D elastic image volume data are read (step 192). It is determined whether i is larger than the total number of data (number of voxels) (step 193). If i is larger (Yes in step 193), the offset filter process is terminated. On the other hand, if the offset processing is not performed for all voxels of the three-dimensional tomographic volume data, that is, the region selection counter n is initialized to 1 (step 194).
  • step 195 It is determined whether or not the area selection counter n is smaller than the brightness adjustment area number N (step 195) . If it is smaller (Yes in step 195), the i-th elasticity value e from which the three-dimensional elasticity image volume data is read e It is determined whether (i) is within the range of E (n-1) and E (n) (step 196). If Yes in step 196, the increase / decrease amount (offset value) O (n) of the brightness value is added to the brightness value of the corresponding voxel of the three-dimensional tomographic image volume data in step 198 (step 198). On the other hand, if No in step 196, the area selection counter n is updated and the process returns to step 195 (step 197).
  • step 198 the increase / decrease amount (offset value) O (n) of the luminance value corresponding to the segmented area is added to the luminance value of the corresponding voxel of the three-dimensional tomographic image volume data.
  • the luminance value increase / decrease amount (offset value) O (n) for each region divided by the boundary values E (0) to E (N) is added to the luminance values of all voxels of the three-dimensional tomographic volume data. ) Is added.
  • the offset process is performed using the offset table.
  • the present invention is not limited to this.
  • the offset calculation unit in accordance with the input of the elasticity value of each voxel of the 3D elasticity image volume data, a function that outputs the increase / decrease amount of the luminance value of the corresponding voxel of the 3D tomogram volume data is set, Based on this function, the luminance value of the corresponding voxel of the three-dimensional tomographic volume data can be increased or decreased.
  • the image composition unit 22 displays a two-dimensional tomographic image and a three-dimensional tomographic image based on the output from the tomographic image two-dimensional coordinate conversion unit 20 and the output from the tomographic image volume rendering unit 18. .
  • a three-dimensional elasticity image obtained by projecting the three-dimensional elasticity image volume data onto a two-dimensional projection plane may be displayed on the image composition unit 22 based on the output from the elasticity image volume rendering unit 176. it can.
  • the examiner pays attention to the desired elasticity value of the specific tissue (hardness or softness of the tissue) and increases the visibility of the tissue having the specific elasticity value. Can be generated. For example, if the degree of elasticity of a specific tissue desired is grasped, the increase (offset amount) of the luminance value corresponding to the vicinity of the elasticity can be increased in advance. On the other hand, if you want to observe a hard (or soft) tissue, increase the brightness value (offset amount) corresponding to a high (or low) elasticity value to increase the visibility of the hard (or soft) tissue. Since a high three-dimensional tomographic image is displayed, observation of a hard (or soft) tissue is facilitated.
  • FIG. 20 is a block diagram showing the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus of the third embodiment.
  • the present embodiment inputs the output of the elastic image volume data generation unit 175 to the tomogram volume rendering unit 18 with respect to the ultrasonic diagnostic apparatus of the second embodiment, and the tomogram volume rendering unit 18 is different in that the 3D elastic image volume data can be referred to. Description of other parts similar to those of the second embodiment is omitted.
  • the present embodiment has a function of generating a 3D tomographic image requested by the examiner using both 3D tomographic volume data and 3D elastic image volume data.
  • the offset calculation unit 16 is configured to increase or decrease the luminance value of each voxel according to the luminance value of each voxel of the three-dimensional tomographic image volume data, as in the first embodiment.
  • the control panel 26 has a function of setting a threshold value based on the elasticity value, and the elasticity value threshold value information set by the control panel 26 is set in the tomogram volume rendering unit 18 via the control unit 28. .
  • the tomogram volume rendering unit 18 performs the volume rendering of the tomogram using the above-described equations (1) and (2), and the elasticity value of each voxel exceeds the elasticity threshold value. If (or below), the opacity Ai in equation (1) is set to zero for the voxel.
  • the input luminance value is subjected to luminance conversion by the offset calculation process, and as a result of comparing with the opacity table, it is opaque, that is, the luminance value to be displayed, but the elastic value is not in the target region, Make it transparent.
  • FIG. 21 shows a display example when only the voxel data (luminance data) within the range of the target luminance value is visualized by the processing of this embodiment.
  • a three-dimensional tomographic image 211 that visualizes only voxel data (luminance data) that is the target elasticity value and within the range of the target luminance value, and a tomogram at an arbitrary cross section of the three-dimensional tomographic image 211
  • Images 212 to 213 obtained by superimposing an image and an elastic image can be displayed side by side.
  • These images 212 to 214 are generated by the tomographic image two-dimensional coordinate conversion unit 20 and the elastic image two-dimensional coordinate conversion unit 177, and after being subjected to color coding processing by the image composition unit 22, are superimposed using a method such as ⁇ blending. . Note that these images 212 to 213 can display not only three images but also any number of slice images simultaneously as shown in the figure.
  • the elasticity image volume rendering unit 176 uses the elasticity value threshold set from the control panel 26 to effectively display the elasticity value of the range to be displayed as opacity 1.0 and the opacity of the other range as 0.0. Only the surface of the range image can be visualized.
  • the effective display range is set such that the elasticity value of the region where the opacity of the input luminance is not zero is opacity 1.0, and the opacity of the other region is 0.0. Only the surface of the image can be visualized.
  • FIG. 22 is a display example when only the voxel data (luminance data) within the range of the target luminance value is visualized by the processing of the present embodiment.
  • a three-dimensional tomographic elasticity image 221 and images 222 to 224 obtained by superimposing tomographic images and elasticity images on an arbitrary cross section of the three-dimensional tomographic elasticity image 221 can be displayed side by side.
  • Three-dimensional tomographic elasticity image 221 is a three-dimensional representation of an image obtained by using the above method to three-dimensional the elasticity of the image surface and voxel data (luminance data) in the range of the target elasticity and the target luminance value.
  • the image synthesis unit 22 superimposes the obtained image using a method such as ⁇ blending. Compared with the three-dimensional tomographic image 211, coloring by the elastic image is performed, so that it is possible to intuitively discriminate information on hardness.
  • FIG. 23 is a diagram showing a display example of a three-dimensional tomographic image using the threshold value based on the elasticity value described in the paragraph 0099 above.
  • FIGS. 23 (a), (b), and (c) are each a three-dimensional tomographic image 231 when there is no threshold (all displayed), and the threshold is set to an intermediate value (part of soft tissue is not displayed).
  • a three-dimensional tomographic image 232 is shown, and a three-dimensional tomographic image 233 is shown when the threshold value is set to a high value (only hard tissue is displayed).
  • FIG. 24 is a diagram showing a display example of a three-dimensional elasticity image when the elasticity value in the range to be displayed is changed using a threshold value based on the elasticity value.
  • FIGS. 24 (a), (b), and (c) are each a three-dimensional elastic image 241 when there is no threshold value (all are displayed), and the threshold value is an intermediate value (a part of soft tissue is not displayed).
  • a three-dimensional elasticity image 242 is shown, and a three-dimensional elasticity image 243 is shown when the threshold value is set to a high value (only hard tissue is displayed).
  • the threshold value of the elasticity value is reduced. By changing the setting, it is possible to make the cylindrical low-intensity region formed inside the phantom gradually visible.
  • FIG. 25 is an example of an image obtained by superimposing RGB elements after RGB conversion of the 3D tomographic image and the 3D elastic image shown in FIG. 23 and FIG. 24 using ⁇ blending that adds weights. 25 (a), (b), and (c), respectively, the three-dimensional tomographic elasticity image 251 when there is no threshold (all displayed), and the threshold value is an intermediate value (soft tissue is partially hidden) 3D shows a 3D tomographic elasticity image 252 and a 3D tomographic elasticity image 253 when the threshold value is set to a high value (only hard tissue is displayed).
  • the threshold of the elasticity value is similar to that in the three-dimensional tomographic elasticity images 252 and 253.
  • the value setting it is possible to make it easier to see the cylindrical low-intensity region formed gradually inside the phantom.
  • an image more suitable for diagnosis can be provided to the examiner.
  • FIG. 26 and FIG. 27 show image display examples when the threshold value processing based on the elasticity value described in the above paragraph 0099 is used and the offset filter is set based on the luminance.
  • the offset is set so as to emphasize a target observation site with a low luminance and suppress a high luminance region beyond that.
  • FIG. 26 is a diagram showing a display example of a three-dimensional tomographic image when the threshold value based on the elastic value described in the above paragraph 0099 is used and the offset filter is set based on the luminance.
  • FIGS. 26 (a), (b), and (c) are each a three-dimensional tomographic image 261 when there is no threshold (display all), and the threshold is an intermediate value (soft tissue is partially hidden).
  • a three-dimensional tomographic image 262 is shown, and a three-dimensional tomographic image 263 is shown when the threshold value is set to a high value (only hard tissue is displayed).
  • FIG. 27 shows the RGB elements after RGB conversion of the three-dimensional elasticity image when the three-dimensional tomographic image shown in FIG. 26 is used and the threshold value based on the elasticity value is set and the offset filter is set based on the luminance. This is an example of an image superimposed using ⁇ blending that adds weights.
  • 27 (a), (b), and (c) are three-dimensional tomographic images 271 when there is no threshold value (all displayed), and the threshold value is an intermediate value (soft tissue is partially hidden) 3D tomographic elasticity image 272 and threshold value to a high value (only hard tissue is displayed).
  • the threshold value of the elasticity value is similar to that in the three-dimensional tomographic elasticity images 272 and 273.
  • the value setting it is possible to make it easier to see the cylindrical low-intensity region formed gradually inside the phantom.
  • an image more suitable for diagnosis can be provided to the examiner.
  • the threshold processing is set so as to display the hard tissue and remove the soft tissue, the hard target observation site is displayed, and a part of the soft peripheral site is removed. As a result, unnecessary portions that cannot be removed by either offset processing or threshold processing are removed from the three-dimensional image, and the target observation portion can be displayed more emphasized than in FIGS. 23 and 25. .
  • the present invention can be applied to an ultrasonic image processing apparatus such as a PC that generates a three-dimensional tomographic image offline with respect to three-dimensional tomographic image volume data of a subject generated in advance by an ultrasonic diagnostic apparatus.
  • the present invention can also be an ultrasonic image processing program incorporated in a medical image processing apparatus such as a PC.
  • an ultrasonic image processing apparatus such as a PC to which the present invention is applied is a three-dimensional tomographic image volume data generated based on reflected echo signals of a plurality of tomographic surfaces of a subject measured by an ultrasonic probe.
  • a tomographic volume rendering unit that generates a 3D tomographic image viewed from at least one line of sight on a 2D projection plane based on the 3D tomographic volume data stored in the memory, and 3
  • a display unit that displays a dimensional tomographic image.
  • An offset calculation unit is provided for increasing or decreasing the luminance value of each voxel in accordance with the luminance value of each voxel of the three-dimensional tomographic image volume data.
  • the tomogram volume rendering unit can be configured to generate a three-dimensional tomographic image based on the three-dimensional tomographic volume data in which the luminance value is offset by the offset calculation unit.
  • the offset calculation unit when the 3D elastic image volume data generated based on the reflected echo signals of the plurality of tomographic planes of the subject is stored in the memory, the offset calculation unit The luminance value of each corresponding voxel in the three-dimensional tomographic image volume data can be increased or decreased according to the elasticity value of each voxel in the data.
  • the examiner saves 3D tomographic volume data of the subject generated by an ultrasonic diagnostic device in an information recording medium such as USB or CD-ROM, and performs ultrasonic image processing such as a PC via an image input unit. Enter into the device.
  • 3D tomographic volume data of a subject can be input via a network without using an information recording medium.
  • the ultrasonic image processing apparatus increases or decreases the luminance value of each voxel in accordance with the luminance value of each voxel of the three-dimensional tomographic image volume data, and the three-dimensional luminance value is offset.
  • a step of generating a 3D tomographic image viewed from at least one line-of-sight direction on the 2D projection plane based on the tomographic image volume data and a step of displaying the generated 3D tomographic image are executed.
  • the step of generating three-dimensional elastic image volume data based on the reflected echo signals of a plurality of tomographic planes of the subject is incorporated in the ultrasound image processing program, the step of increasing or decreasing the luminance value of each voxel
  • the luminance value of each corresponding voxel of the three-dimensional tomographic image volume data can be increased or decreased according to the elasticity value of each voxel of the elastic image volume data.
  • the examiner can adjust the increase / decrease amount of the luminance value of each voxel of the offset calculation unit offline via the input interface of the ultrasonic processing apparatus, only the tissue having a specific luminance value is emphasized. 3D tomographic images can be generated. Therefore, by adjusting the luminance value of a desired specific tissue in an increased amount, adjusting the luminance value of a tissue other than the desired specific tissue in a reduced amount, or by performing both adjustments, the visual recognition of the desired specific tissue is performed. A three-dimensional tomographic image with improved characteristics can be generated.
  • the amount of increase (offset amount) of the luminance value corresponding to the vicinity of the luminance value can be increased in advance.
  • the luminance value (offset amount) corresponding to the vicinity of the high luminance value when looking at the generated three-dimensional tomographic image, if it is difficult to see the desired specific tissue behind the high-intensity tissue, decrease the luminance value (offset amount) corresponding to the vicinity of the high luminance value. If the size is increased, the high-intensity tissue that has become a wall is less likely to be reflected in the three-dimensional tomographic image, so that the visibility of the desired specific tissue can be improved.
  • the examiner pays attention to the elasticity value (the hardness or softness of the tissue) of the desired specific tissue for the increase / decrease amount of the brightness value of each voxel of the offset calculation unit via the input interface of the ultrasonic processing apparatus offline. Therefore, it is possible to generate a three-dimensional tomographic image with improved visibility of a tissue having a specific elasticity value. For example, if the degree of elasticity of a specific tissue desired is grasped, the increase (offset amount) of the luminance value corresponding to the vicinity of the elasticity can be increased in advance. On the other hand, if you want to observe hard (or soft) tissue, you can search for hard (or soft) tissue by increasing the increase (offset amount) of the brightness value corresponding to the high (or low) elasticity value. Can be observed.

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Abstract

　検者が所望する特定の組織の視認性を高めた3次元断層画像を生成するために、本発明の超音波診断装置100は、超音波探触子2と、超音波探触子で計測された被検体の複数断層面の反射エコー信号に基づいて3次元断層像ボリュームデータを生成する断層像ボリュームデータ生成部14と、3次元断層像ボリュームデータに基づいて3次元断層画像を生成する断層像ボリュームレンダリング部18と、3次元断層画像を表示する表示部24とを備えて構成され、特に、3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値に応じてこの各ボクセルの輝度値を増減するオフセット演算部16を備え、オフセット演算部の各ボクセルの輝度値の増減量はコントロールパネル26を介して調整可能であり、断層像ボリュームレンダリング部は、オフセット演算部により輝度値がオフセットされた3次元断層像ボリュームデータに基づいて3次元断層画像を生成する。

Description

超音波診断装置、超音波画像処理装置、超音波画像処理プログラム、及び超音波画像生成方法
　本発明は、超音波診断装置、超音波画像処理装置、超音波画像処理プログラム、及び超音波画像生成方法に係り、特に、被検体の複数断層面の反射エコー信号から得られた3次元断層像ボリュームデータに基づいて2次元投影画像(3次元断層画像)を生成する技術に関する。
　超音波診断装置は、複数の超音波振動子を備えた超音波探触子により被検体内部に超音波を送信し、被検体内部から生体組織の構造に応じた超音波の反射エコー信号を受信し、反射エコー信号に基づいて例えばBモード画像等の断層画像を生成して診断用に表示する。
　このような超音波診断装置において、超音波探触子の短軸方向に超音波を走査して計測された被検体の複数断層面の反射エコー信号から3次元断層像ボリュームデータを生成し、ボリュームレンダリング技術を用いて3次元断層像ボリュームデータを2次元投影面に投影した画像(3次元断層画像)を生成することが知られている。
　ボリュームレンダリング技術は、例えば3次元断層像ボリュームデータを2次元投影面上の点から見た視線方向に配列された複数のボクセルの輝度値を、各ボクセルの透明度/不透明度により補正しながら、視線方向に沿って累積加算して2次元投影面の画素値(輝度)とすることにより、3次元断層画像を生成するものである。
　一方、超音波走査により得られる各ボクセルの輝度は、被検体内の組織の音響インピーダンスや、被検体内の伝播にともなう超音波の減衰などに応じて決まるため、診断の対象となる特定の組織のみを特徴付けた(例えば輝度を高くした)3次元断層画像を生成するのは難しい。
　このような問題に対して、例えば3次元断層像ボリュームデータの高輝度組織のみを表示する最大値投影法、低輝度組織のみを表示する最小値投影法などが一般に用いられている。また、特許文献1に記載されているように、Bモード画像の輝度の高低を反転させることにより、低エコー領域の3次元構造を視認し易くすることが知られている。
特開2008-200441号公報
　しかしながら、上記特許文献等に記載されている従来の技術は、検者が所望する特定の組織(例えば診断対象となる組織)の視認性を高めた3次元断層画像を生成することについては考慮されていないと考えられる。
　すなわち、最大値投影法、最小値投影法、或いはBモード画像の輝度の高低を反転させる手法のいずれも、その用途が限定されているため、検者が所望する特定の組織の視認性を高めた3次元断層画像を自由に生成できるとは限らない。例えばこれらの手法は、高輝度組織或いは低輝度組織の視認性を高めた3次元断層画像を生成することはできるが、これらの中間の輝度となる組織の視認性を高めた3次元断層画像を生成することが難しい。
　そこで本発明は、検者が所望する特定の組織の視認性を高めた3次元断層画像を生成することを課題とする。
　本発明の超音波診断装置は、被検体との間で超音波を送受信する超音波探触子と、この超音波探触子で計測された被検体の複数断層面の反射エコー信号に基づいて3次元断層像ボリュームデータを生成する断層像ボリュームデータ生成部と、3次元断層像ボリュームデータに基づいて2次元投影面に少なくとも一の視線方向から見た3次元断層画像を生成する断層像ボリュームレンダリング部と、3次元断層画像を表示する表示部とを備えて構成されており、特に、3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値に応じてこの各ボクセルの輝度値を増減するオフセット演算部を備え、オフセット演算部の各ボクセルの輝度値の増減量は入力インターフェースを介して調整可能であり、断層像ボリュームレンダリング部は、オフセット演算部により輝度値がオフセットされた3次元断層像ボリュームデータに基づいて3次元断層画像を生成することを特徴としている。
　これによれば、検者は入力インターフェースを介してオフセット演算部の各ボクセルの輝度値の増減量を調整することができるので、特定の輝度値を有する組織のみを強調した3次元断層画像を生成することができる。したがって、所望する特定の組織の輝度値を増量調整するか、所望する特定の組織以外の組織の輝度値を減量調整するか、或いはこの両方の調整を行うことにより、所望する特定の組織の視認性を高めた3次元断層画像を生成することができる。例えば、所望する特定の組織がどの程度の輝度値になるかを把握していれば、あらかじめその輝度値付近に対応する輝度値の増量(オフセット量)を大きくすることができる。また、例えば生成された3次元断層画像を見たときに、高輝度組織の裏に所望の特定組織が隠れて見え難い場合は、高い輝度値付近に対応する輝度値の減量(オフセット量)を大きくすれば、壁となっていた高輝度組織が3次元断層画像に反映され難くなるので、所望の特定組織の視認性を高めることができる。
　また、被検体の複数断層面の反射エコー信号に基づいて3次元弾性像ボリュームデータを生成する弾性像ボリュームデータ生成部を備える場合、オフセット演算部は、3次元弾性像ボリュームデータの各ボクセルの弾性値に応じて、3次元断層像ボリュームデータの対応する各ボクセルの輝度値を増減するよう構成することができる。
　これによれば、検者は、所望する特定の組織の弾性値(組織の硬さ或いは軟らかさ)に着目して、特定の弾性値を有する組織の視認性を高めた3次元断層画像を生成することができる。例えば、所望する特定の組織がどの程度の弾性値になるかを把握していれば、あらかじめその弾性値付近に対応する輝度値の増量(オフセット量)を大きくすることができる。一方、硬い(或いは軟らかい)組織を観察したいといった場合には、高い(或いは低い)弾性値に対応する輝度値の増量(オフセット量)を大きくしておけば、硬い(或いは軟らかい)組織を探して観察することができる。
　また、オフセット演算部は、3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルが取り得る輝度値の範囲又は3次元弾性像ボリュームデータの各ボクセルが取り得る弾性値の範囲を複数の領域に区分する境界値と、区分された複数の領域ごとの輝度値の増減量が設定された複数のオフセットテーブルを備え、複数のオフセットテーブルから入力インターフェースを介して選択されたオフセットテーブルに基づいて3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値を増減するよう構成することができる。
　例えば、輝度値が低い組織の視認性を高めるオフセットテーブル、輝度値が中間の組織の視認性を高めるオフセットテーブル、輝度値が高い組織の視認性を高めるオフセットテーブルなどのようにオフセットテーブルをデフォルトで複数用意しておけば、検者はいずれかのオフセットテーブルを選択するだけでよいので使い勝手がよい。また、入力インターフェースを介してオフセットテーブルの境界値と増減量を調整可能とすることにより、さらに細かく微調整することができるので、検者が所望する組織の視認性をより向上させることができる。
　また、断層像ボリュームレンダリング部は、3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値に応じて透明度/不透明度が設定されたオパシティーテーブルを有し、3次元断層像ボリュームデータの少なくとも一の視線方向の視線上の各ボクセルの輝度値及びオパシティーテーブルに基づく透明度/不透明度に基づいて3次元断層画像を生成することができる。
　また、断層像ボリュームレンダリング部は、3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値に応じて透明度/不透明度及びカラーコードが設定された輝度-不透明度マップを有し、この輝度-不透明度マップに基づいて輝度値がオフセットされた3次元断層像ボリュームデータの少なくとも一の断面の断層像データの各ボクセルの色を変換して2次元断層画像を生成し、表示部は、3次元断層画像と2次元断層画像と輝度-不透明度マップを表示することができる。
　すなわち、各ボクセルの透明度/不透明度は、そのボクセルが3次元断層画像にどの程度反映されているのかを示す指標となる。したがって、2次元断層画像の各ボクセルの透明度/不透明度に応じて色付けして表示することにより、検者は、2次元断層画像を参照すれば、2次元断層画像のどの部位がどの程度3次元断層画像に反映されているのかを認識することができる。また、2次元断層画像を参照することにより、所望とする特定の組織の視認性を向上させるためのオフセットテーブルの調整をし易くなる。透明度/不透明度による2次元断層像上でのカラーエンコードはオフセット量や輝度境界の位置、不透明度テーブルや断層像入力値のゲイン調整値を検者がコントロールパネルを介して変更(調節)した際、つまり3次元断層画像における不透明度処理に変化が生じる操作を行った際に、一定時間(例えば1～5秒程度)エンコード処理を行うことにより、その操作が3次元断層画像に与える影響を、断層像を介して検者に知らしめることができる。一定時間(例えば1～5秒程度)経過後は透明度/不透明度カラーエンコードを終了し、通常の断層画像の表示を行うことで通常の診断を滞りなく行うことができる。
　本発明によれば、検者が所望する特定の組織の視認性を高めた3次元断層画像を生成することができる。
第1の実施形態の超音波診断装置の全体構成を示すブロック図 ボクセル値と不透明度の関係を示す図 オフセット演算部で用いられるオフセットテーブルの設定画面の一例を示す図 オフセット演算部で行われる輝度値の変換処理のデータフロー図 256階調の輝度値で表される胎児の頭部の断層画像の模式図 胎児の頭部の3次元断層像ボリュームデータに対して一般的な不透明度設定によるボリュームレンダリングを行なった場合の3次元断層画像の模式図 脳室の視認性を高めたい場合のオフセットテーブルの設定例 図7に示すオフセットテーブルに基づいてオフセット演算部によりオフセット演算がなされた3次元断層像ボリュームデータに基づいて生成された3次元断層像の模式図 脳実質の視認性を高めたい場合のオフセットテーブルの設定例 図9に示すオフセットテーブルに基づいてオフセット演算部によりオフセット演算がなされた3次元断層像ボリュームデータに基づいて生成された3次元断層像の模式図 2次元断層画像及び輝度-不透明度マップの表示例を示す図 3次元断層画像と2次元断層画像と輝度-不透明度マップの表示の一例を示す図 3次元断層画像と2次元断層画像と輝度-不透明度マップの表示の一例を示す図 カラー変換テーブルの作成フローを示す図 ステップ148において合成後カラーマップテーブルOUTMAP[i]を作成する処理の一例を示す図 ステップ148において合成後カラーマップテーブルOUTMAP[i]を作成する処理の一例を示す図 第2実施形態の超音波診断装置の構成を示すブロック図 オフセット演算部で用いられるオフセットテーブルの設定画面の一例を示す図 オフセット演算部で行われる輝度値の変換処理のデータフロー図 第3実施形態の超音波診断装置の構成を示すブロック図 第3実施形態の処理により目的の弾性値であり、かつ目的の輝度値の範囲内のボクセルデータ(輝度データ)のみを可視化した場合の表示例 第3実施形態の処理により目的の弾性値であり、かつ目的の輝度値の範囲内のボクセルデータ(輝度データ)のみを可視化した場合の表示例 弾性値によるしきい値を用いてオフセット演算処理を行った場合の3次元断層画像の表示例を示す図 弾性値によるしきい値を用いて表示したい範囲の弾性値を変化させた場合の3次元弾性画像の表示例を示す図 図23、図24に示した3次元断層画像と3次元弾性画像のRGB変換後のRGB各要素を、重みをかけて加算するαブレンディングを用いて重畳した画像例 弾性値によるしきい値処理を用いて、かつ輝度によるオフセットフィルタの設定を行った場合の画像の表示例を示す図 弾性値によるしきい値処理を用いて、かつ輝度によるオフセットフィルタの設定を行った場合の画像の表示例を示す図
　以下、本発明を適用してなる超音波診断装置、超音波画像処理装置、超音波画像処理プログラム、及び超音波画像生成方法の実施形態を説明する。
　(実施形態1)
　本発明を適用してなる超音波診断装置の第1の実施形態について図面を参照して説明する。図1は第1の実施形態の超音波診断装置の全体構成を示すブロック図である。
　図1に示すように、本実施形態の超音波診断装置100は、被検体1との間で超音波を送受信する超音波探触子2と、超音波探触子2に駆動信号を供給する送信部4と、超音波探触子2で受信された反射エコー信号を受信する受信部6と、送信部4及び受信部6の送受信制御を行う超音波送受信制御部8と、受信部6で受信された反射エコー信号を整相加算してRF信号を生成する整相加算部10を備えて構成される。
　また、整相加算部10から出力されたRF信号(超音波信号)に対し、対数圧縮、フィルタ処理、画像処理などの各種処理を行って断層像データを生成する断層画像処理部12と、被検体1の複数断層面の断層像データに対して座標変換を行い、各軸の直交した3次元断層像ボリュームデータを作成する断層像ボリュームデータ生成部14と、3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値のオフセット演算を行う本実施形態の特徴部であるオフセット演算部16と、オフセット演算された3次元断層像ボリュームデータに対してボリュームレンダリング技術を用いて3次元断層画像を生成する断層像ボリュームレンダリング部18を備えている。
　一方、断層画像処理部12からの出力データに基づいて3次元断層像ボリュームデータの少なくとも1の断層面における2次元断層画像を生成する断層像2次元座標変換部20と、断層像ボリュームレンダリング部18で生成された3次元断層画像と断層像2次元座標変換部20で生成された2次元断層画像を合成する画像合成部22と、画像合成部22から出力された画像を表示する表示部としての表示部24を備えている。
　また、検者からの指令等の入力を受け付ける入力インターフェースとしてのコントロールパネル26と、コントロールパネル26からの入力指令に基づいて超音波診断装置100を構成する上記の各構成要素を制御する制御部28を備えている。例えばコントロールパネル26を介して3次元断層像ボリュームデータの任意の断面を検者が指定したら、指定された断面位置情報が断層像2次元座標変換部20に送られて、その断面位置における2次元断層画像が生成される。
　ここで、上記の各構成要素を具体的に説明する。超音波探触子2は、振動子素子が超音波探触子の長軸方向に1～mチャンネル分配列される。ここで、短軸方向にもk個に切断されて1～kチャンネル分配列されている場合、短軸方向の各振動子素子(1～kチャンネル)に与える遅延時間を変えることにより、短軸方向にも送波や受波のフォーカスがかけられるようになっている。また、短軸方向の各振動子素子に与える超音波送信信号の振幅を変えることにより送波重み付けがかけられ、短軸方向の各振動子素子からの超音波受信信号の増幅度又は減衰度を変えることにより受波重み付けがかけられるようになっている。さらに、短軸方向のそれぞれの振動子素子をオン、オフすることにより、口径制御ができるようになっている。
　この超音波探触子2は、制御部28からの制御信号によりモータ駆動、或いはは手動で短軸方向に移動しながらスキャンを行い、被検体1の複数断層面の3次元的なデータ収集を行うことが可能である。また、短軸方向にもk個に切断されて1～kチャンネル分配列されている場合、探触子ヘッドの曲率に沿った短軸方向、若しくは電子フォーカスによって生成した短軸方向の超音波ビームにより3次元超音波データを収集することが可能である。
　なお、この超音波探触子2は、送信部4から供給される駆動信号に重畳して印加されるバイアス電圧の大きさに応じて超音波送受信感度つまり電気機械結合係数が変化する、例えばcMUT(Capacitive Micromachined Ultrasonic Transducer：IEEE Trans. Ultrason. Ferroelect. Freq. Contr. Vol45 pp.678-690 May 1998等)を適用できる。cMUTは、半導体微細加工プロセス(例えば、LPCVD：Low Pressure Chemical Vapor Deposition)により製造される超微細容量型超音波振動子である。
　送信部4及び受信部6は、超音波探触子2に送信信号を供給すると共に受信した反射エコー信号を処理するもので、その内部には、超音波探触子2を制御し超音波ビームの打ち出しをさせる送波回路と、この打ち出された超音波ビームの被検体1内からの反射エコー信号を受信し生体情報を収集する受波回路を持ち、超音波送受信制御部8により制御される。
　整相加算部10は、受信部6から出力された反射エコー信号の位相を制御し、一点又は複数の収束点に対して超音波受波ビームを形成する。なお、整相加算部10において生成されるRF信号は、複合復調したI、Q信号であっても良い。
　断層画像処理部12は、整相加算部10において整相加算された反射エコー信号を処理するもので、順次入力される反射エコー信号に基づいて対数圧縮、フィルタ処理、画像処理を行う信号処理回路と、超音波画像を記憶する磁気ディスク装置及びRAMとからなる記憶装置とを有して構成される。
　断層像ボリュームデータ生成部14は、断層画像処理部12で処理された複数断層面の断層像データに基づいて3次元断層像ボリュームデータを生成する。オフセット演算部16は、3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルに対して輝度値のオフセット演算を行う。この詳細は後述する。
　断層像ボリュームレンダリング部18は、オフセット演算がなされた3次元断層像ボリュームデータに対してボリュームレンダリング等の2次元投影処理を行い、3次元断層画像を生成して画像合成部22へ転送する。
　断層像2次元座標変換部20は、断層画像処理部12からの出力データに基づいて3次元断層像ボリュームデータの少なくとも1の断層面における2次元断層画像をリサンプリング及び補間処理によって生成して画像合成部22へ転送する。画像合成部22は、断層像ボリュームレンダリング部18で生成された3次元断層画像と断層像2次元座標変換部20で生成された2次元断層画像を合成して表示部24へ転送する。表示部24は、画像合成部22で生成された画像を入力し、超音波画像として表示するもので、例えばCRTモニタ、液晶モニタで形成される。
　以下、本実施形態の超音波診断装置100の断層像ボリュームレンダリング部18についてより具体的に説明する。断層像ボリュームレンダリング部18は、3次元断層像ボリュームデータに基づいて2次元投影面に少なくとも一の視線方向から見て投影画像(3次元断層画像)を生成するものであり、3次元断層像ボリュームデータ中の視線方向の輝度値に、制御部28より転送される輝度毎の透明度値を乗じて加算することで3次元断層画像を構成する。ここで、本実施形態で用いる公知のボリュームレンダリング方式の式を以下に定義する。
(式1)Cout＝Cout-1＋(1-Aout-1)・Ai・Ci
(式2)Aout＝Aout-1＋(1-Aout-1)・Ai
　式1中、Ciは作成される2次元投影面上のある点から3次元断層像ボリュームデータを見た場合の、視線上i番目に存在するボクセル輝度値であり、視線上にNボクセルのデータが並んだとき、i＝0～N-1までを積算した値Coutが最終的な出力ピクセル値となる。Cout-1はi-1番目までの積算値を示す。
　また、式1，2中のAiは視線上i番目に存在するボクセル値の不透明度であり、0．0～1．0の値をとる。Cout，Aoutはともに0を初期値とし、式2に示される様に、Aoutはボクセルを通過するたびに積算(累積加算)され1．0に収束する。よって、式1に示されるようにi-1番目までのボクセルの不透明度の積算値Aout-1が約1．0となった場合、i番目のボクセル値Ciは出力画像に反映されない。なお不透明度をAiとしたときの透明度は1-Aiで表され、不透明度と透明度は互いに補完関係にある。よって、本明細書においては透明度と不透明度の概念を適宜、透明度/不透明度と記載している。また、例えば不透明度を挙げて説明している場合であっても、同時に透明度の概念も含んで説明していることになる。
　図2はボクセル値と不透明度の関係を示す図である。図2に示すように、ボクセル値と不透明度の関係は一般に横軸に輝度、縦軸に不透明度をとった不透明度テーブル(オパシティーテーブル)として表され、ボクセルの輝度値から不透明度を参照する。
　以上により、本実施形態のボリュームレーダリング処理では、不透明度の高いボクセルを表面としてとらえて、3次元断層像データを立体的に表示することができる。また、表面ではなく内部の構造物を透過的に可視化するレンダリング手法として、関心領域中の高輝度構造物のみを表示する最大値投影法(Maximum intensity projection)、低輝度構造物のみを描出する最小値投影法(Minimum intensity projection)、視線方向のボクセル値の累算画像を表示する方法(Ray summation)などが一般的に用いられている。
　続いて、本実施形態の超音波診断装置の特徴部について説明する。本実施形態の超音波診断装置は、被検体1との間で超音波を送受信する超音波探触子2と、超音波探触子2で計測された被検体1の複数断層面の反射エコー信号に基づいて3次元断層像ボリュームデータを生成する断層像ボリュームデータ生成部14と、3次元断層像ボリュームデータに基づいて2次元投影面に少なくとも一の視線方向から見た3次元断層画像を生成する断層像ボリュームレンダリング部18と、3次元断層画像を表示する表示部24とを備えてなる超音波診断装置であって、3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値に応じて該各ボクセルの輝度値を増減するオフセット演算部16を備え、オフセット演算部16の各ボクセルの輝度値の増減量は入力インターフェース(コントロールパネル)26を介して調整可能であり、断層像ボリュームレンダリング部18は、オフセット演算部16により輝度値がオフセットされた3次元断層像ボリュームデータに基づいて3次元断層画像を生成するものである。図3はオフセット演算部16で用いられるオフセットテーブルの設定画面の一例を示す図である。図3(a)(b)は、それぞれオフセットテーブルを設定する一例である。
　図3に示すように、オフセットテーブルは、3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルが取り得る輝度値の範囲(0～255)を複数の領域(N：本実施形態では5)に区分する境界値(P0～P5)と、区分された複数の領域ごとの輝度値の増減量(O1～O5)が設定されている。
　例えば図3(a)に示すようなグラフ31を用いて、コントロールパネル26を介してP0～P5で示される境界値の設定ポインタを左右に動かすことで領域の境界を設定することができる。同じくO1～O5は各領域の輝度値の増減量(オフセット値)を示すポインタであり、上下に動かすことで各領域のオフセット値を設定することができる。グラフ31の上限、下限値はそれぞれ100、-100としてあるが、一例を表したものであり入力及び出力データのとりうる範囲であればいくらでも良い。なおP0或いはP5を動かしてオフセットの対象外となった入力輝度値に対してはオフセット処理を行なわないものとする。またP0及びP5は各ボクセルが取り得る輝度値の範囲の両端に固定することもできる。また、境界値(P0～P5)や、輝度値の増減量(O1～O5)の設定は、トグル、エンコーダもしくは液晶パネル上の調整ボタンなどを用いて行うことができる。
　また、図3(b)に示すように、境界値及び輝度値の増減量(オフセット値)は、コントロールパネル26を介して、表示ウィンドウ32内のO1～O5，P0～P5のそれぞれをプルダウンメニュー或いは直接数値入力により設定することもできる。また、図3(b)に示すように、境界値(P0～P5)により区切られた有効な領域数を、輝度調整領域数33(N＝5)として表示することもできる。
　図4はオフセット演算部16で行われる輝度値の変換処理のデータフロー図である。図4に示すように、オフセット演算部16においてオフセットフィルタ処理が開始されたら、カウンタiが0に初期化される(ステップ41)。続いて、3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値m(i)が読み込まれる(ステップ42)。iが全データ数(ボクセル数)より大きいか否かを判定して(ステップ43)、大きい場合(ステップ43でYesの場合)はオフセットフィルタ処理を終了する。一方、大きくないつまり3次元断層像ボリュームデータの全てのボクセルに対してオフセット処理が行なわれていない場合は、ステップ44へ進み、領域選択用カウンタnが1に初期化される(ステップ44)。
　領域選択用カウンタnが輝度調整領域数Nよりも小さいか否かが判断され(ステップ45)、小さい場合(ステップ45でYes)、3次元断層像ボリュームデータの読み込まれたi番目の輝度値m(i)がP(n-1)とP(n)の範囲内か否か判定される(ステップ46)。ステップ46でYesの場合、ステップ48において輝度値の増減量(オフセット値)O(n)が加算される(ステップ48)。一方、ステップ46でNoの場合は領域選択用カウンタnを更新してステップ45へ戻る(ステップ47)。つまりステップ45～ステップ47のループによって、3次元断層像ボリュームデータの読み込まれたi番目の輝度値m(i)が境界値P(0)～P(N)で区分されるいずれかの領域に分類され、ステップ48において、区分された領域に応じた輝度値の増減量(オフセット値)O(n)が加算されている。ステップ48が終わった後、又はステップ45においてNoの場合、カウンタiを更新してステップ42に戻る(ステップ49)。
　以上の処理により、3次元断層像ボリュームデータの全てのボクセルの輝度値に、境界値P(0)～P(N)で分割される領域毎の輝度値の増減量(オフセット値)O(n)が加算される。なお本実施形態ではオフセットテーブルを用いてオフセット処理を行う場合を示したが、これには限られない。例えばオフセット演算部に、3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値の入力に応じて、輝度値の増減量を出力する関数を設定しておき、この関数に基づいて各ボクセルの輝度値を増減することができる。
　次に、本実施形態のオフセット演算部16の被検体1への適用例と効果について説明する。図5は256階調の輝度値で表される胎児の頭部の断層画像の模式図である。断層画像51において、胎児表皮52の輝度値は128であるとする。また、胎児頭蓋53の輝度値は200であり、頭蓋内腔領域54の輝度値は32であるとする。さらに脳実質55の輝度値は80であり、脳室56の輝度値は16であるとする。なお胎児の頭部の周辺の背景については効果を簡便に説明するため、考えないこととする。
　このような断層画像の集合からなる3次元断層像ボリュームデータに対してボリュームレンダリングにより3次元断層画像を構築する場合において、輝度の高いものを不透明に設定し、輝度の低いものを透明に設定するという一般的な不透明度設定にした際の3次元断層画像を図6に示す。図6に示すように、3次元断層画像61は、高輝度の胎児表皮52、胎児頭蓋53で殆どの出力輝度が決まってしまい胎児の頭部の表面がレンダリングされた3次元表面画像が構築される。
　これに対して、本実施形態のオフセット演算部16を用いて、検者が所望する特定の組織として脳室56の視認性を高めたい場合は、図7に示すようにオフセットテーブルを設定する。すなわち、オフセットテーブルは、図7(a)に示すグラフ71及び図7(b)に示す表示ウィンドウ72のようになる。このとき、調整領域数Nは2であり、P0、P2は入力輝度の最小、最大値であり固定である。また、所望とする特定の目的部位のみを表示するためには、目的部位に加算する輝度値の増減量(オフセット値)O1＝255、目的部位以外に加算する輝度値の増減量(オフセット値)O2＝-255とすることが、最も目的部位を極端に3次元化する方法である。境界値P1は画像を確認しながら設定するため、コントロールパネル26より検者が設定可能である。
　図8は、図7に示すようなオフセットテーブルに基づいてオフセット演算部16によりオフセット演算がなされた3次元断層像ボリュームデータに基づいて生成された3次元断層像の模式図である。脳室56の輝度値は16でありP0(0)～P1(17)の範囲内であるため＋255のオフセットがなされ、その他の組織はP1(17)～P2(255)の範囲内であるため-255のオフセットがなされる。したがって、図8に示すように、3次元断層画像81は、脳室56の視認性が高められた3次元断層画像として生成され表示される。なおこの例のように最も小さい輝度値から任意の輝度値までを強調して表示したい場合は、パラメータ「表示しきい値」、及び輝度値の増減量(オフセット値)をトグル、エンコーダ或いは液晶パネル上の調整ボタン等により任意に設定することにより、簡便な操作で図8に示すような3次元断層画像を生成することができる。
　一方、検者が所望する特定の組織として脳実質55の視認性を高めたい場合は、図9に示すようにオフセットテーブルを設定する。すなわち、図5に示すように、脳実質55は内部に低輝度となる脳室56が存在し、周りには同じく低輝度の頭蓋内腔領域54が存在し、その周りには胎児頭蓋53が存在するので、視認性を高めたい輝度範囲は中間輝度にあたる一領域である。このため、オフセットテーブルは、図9(a)に示すグラフ91及び図9(b)に示す表示ウィンドウ92のように、調整領域数Nを3とし、P0，P3は入力輝度の最小、最大値に固定し、輝度値の増減量(オフセット値)O1＝-255、O2＝255，O3＝-255とする。境界値P1，P2は画像を確認しながらコントロールパネル26を介して任意に設定することができる。
　図10は、図9に示すようなオフセットテーブルに基づいてオフセット演算部16によりオフセット演算がなされた3次元断層像ボリュームデータに基づいて生成された3次元断層像の模式図である。脳実質55の輝度値は80でありP1(75)～P2(85)の範囲内であるため＋255のオフセットがなされ、その他の組織はP0(0)～P1(75)或いはP2(85)～P3(255)の範囲内であるため-255のオフセットがなされる。したがって、図10に示すように、3次元断層画像101は、脳実質55の視認性が高められた3次元断層画像として生成され表示される。なおこの例のように中間輝度にあたる任意の輝度範囲を強調して表示したい場合は、パラメータ「表示開始しきい値」、「表示終了しきい値」及び輝度値の増減量(オフセット値)をトグル、エンコーダ或いは液晶パネル上の調整ボタン等により任意に設定することにより、簡便な操作で図10に示すような3次元断層画像を生成することができる。
　なお、2つ以上の所望の特定組織(目的部位)がある場合、トグルやエンコーダでは設定が困難であるため、表示画面上の設定画面を直接エディットするのが好ましい。コントロールパネル26からディスプレイ上の液晶パネル上で輝度調整領域数Nの増減と、境界値P0-Pn、オフセットO0-Onをコントロールパネル26におけるトラックボール操作、或いは表示部24上のタッチパネルより設定できる。また、表示ウィンドウ32内プルダウンメニュー(上下バー)を用いることでコントロールパネル26より設定することも可能である。
　また、本実施形態ではオフセットテーブルを検者がコントロールパネル26を介して調整する例を示したが、これには限られない。例えば輝度値が低い組織の視認性を高めるオフセットテーブル、輝度値が中間の組織の視認性を高めるオフセットテーブル、輝度値が高い組織の視認性を高めるオフセットテーブルなどのようにオフセットテーブルをデフォルトで複数用意しておいて、検者にどのオフセットテーブルを用いるかを選択させてもよい。これによれば、検者は簡便な操作で、所望の特定組織の視認性を高めた3次元断層画像を得ることができる。
　続いて、図11～図13を用いて、オフセットテーブルを設定する際の補助画面となる2次元断層画像について説明する。図11は2次元断層画像及び輝度-不透明度マップの表示例を示す図である。図11(a)は2次元断層画像を示しており、図11(b)は輝度-不透明度マップを示している。図11(b)に示すように、輝度-不透明度マップ111は、縦軸、横軸にそれぞれ輝度値、不透明度をとった2次元テーブルを使用したカラーコードが設定されている。つまり輝度値及び透明度/不透明度に応じてカラーコードが設定されている。また、図11(a)に示すように、2次元断層画像112は、輝度-不透明度マップ111のカラーコードに応じて色が付されている。輝度-不透明度マップ111中の破線は図2に示すボクセル値と不透明度の関係を示したものに相当し、入力輝度値に対する不透明度は一意に定まり、2次元断層画像112に表示されるピクセルの色は輝度-不透明度マップ111中の破線上にある1点に定まる。
　2次元断層画像112の基となる断層像データは、断層像2次元座標変換部20によって生成される。断層像データは、検者がコントロールパネル26を介して指定した3次元断層像ボリュームデータの任意の断面の断層像データであり、オフセット演算部16によるオフセット処理はなされていない。この断層像データは画像合成部22に入力される。画像合成部22は、制御部28よりオフセットテーブルの境界値、輝度の増減量(オフセット値)、及び輝度-不透明度マップ111を取得している。
　画像合成部22は、オフセットテーブルに基づいて断層像2次元座標変換部20から入力された断層像データの輝度値をオフセットし、オフセットされた断層像データの各ボクセルに対して、輝度-不透明度マップ111に基づいて色を変換して2次元断層画像を生成する。例えば、輝度値がオフセットされた断層像データの各ボクセルの輝度値、不透明度を参照してRGBやYUVなどのカラー情報を有する数値に変換する。このようなカラーコード変換処理において、輝度-不透明度マップ111のように縦軸に輝度値を設定し、横軸に不透明度が低くなるほど入力データと相関のない彩度の高いカラーデータを設定することで、3次元断層画像において透過する領域、透過しない領域、その中間の領域を段階的に表示することができる。
　例えば図11において、2次元断層画像112では、3次元断層画像に支配的な不透明領域113、3次元断層画像に高く影響する透明度の低い中間領域114、3次元断層画像にあまり影響を与えない透明度の高い中間領域115、3次元断層画像には影響を与えない透明領域116が、輝度とは別の色相でエンコードして表示されている。その結果、検者は、境界値及び輝度値の増減量(オフセット値)が3次元断層画像に与える影響を直感的に把握することができ、検査効率を向上することができる。つまり、検者は、2次元断層画像112上のどの領域が3次元断層画像に反映されて、どの部位が反映されていないかを把握することができる。例えば透明領域116の領域は現在のオフセットテーブルの設定では3次元断層画像に反映されないから、反映させたければオフセットテーブルの設定を調整しなければならない、ということがわかる。
　図12は3次元断層画像と2次元断層画像と輝度-不透明度マップの表示の一例を示す図である。図12に示すように、3次元断層画像121と、2次元断層画像122と、輝度-不透明度マップ123は並べて表示される。検者は、図12を参照することにより、不透明領域113は不透明に描画され、透明領域116は全く描画されず、中間領域114，115は半透明に描画されることを認識することができる。また、不透明領域113が強調されていることで目的部位を明瞭に可視化することができる。
　図13は3次元断層画像と2次元断層画像と輝度-不透明度マップの表示の一例を示す図である。図13に示すように、3次元断層画像131と、X-Y断層面における2次元断層画像132と、X-Z断層面における2次元断層画像133と、Y-Z断層面における2次元断層画像134と、輝度-不透明度マップ135を並べて表示することもできる。このように3方向からの断面を同時に表示することにより、より明白に可視化領域を検者に知らしめることができる。
　続いて、図14～図16を用いて、上記カラーコード変換処理において使用するカラー変換テーブル(輝度-不透明度マップ)の作成方法の例を説明する。図14はカラー変換テーブルの作成フローを示す図である。図14に記載されている記号P，Oは上述の境界値P(n)、輝度値の増減量(オフセット値)O(n)を指すものとする。
　また、図15，16において、本実施形態で使用するカラー変換テーブルOUTMAP[i]は合成後カラーマップテーブル、BWMAP[i]は断層像出力用RGB変換テーブル、COLMAP[i]は透明度設定用RGBカラーテーブルを示している。これらは入力iに対し、三原色であるR、G、Bの三要素を返すことにより自然色への変換を行うテーブルであり、それぞれ＊．R，＊．G，＊．BでRGBの3要素にアクセス可能なカラーマップテーブルである。iは入力輝度による階調を示し、0-255の256階調であることが多いが、任意の数が使用可能である。
　透明設定用RGBテーブルCOLMAPは、例えば階調要素iの全てに対し、＊．R＝0，＊．G＝255，＊．B＝0を設定し、透明になるに従いグリーンになる設定をもちいても良いし、階調要素iに対して異なる色相や彩度、明度を設定することにより任意の視覚的効果を与えてもよい。
　図14に示すように、カラーマップ変換処理を開始すると、カウンタiによって表現される入力階調値(入力輝度値、エラスト値、もしくはその他の入力を示す)が0に初期化される(ステップ141)。続いて、カウンタiとMmap(マップの持つ階調数)の大小比較をして(ステップ142)、iがMmapより小さければ(ステップ142でNo)、ステップ143へ進む。ステップ143において領域選択用カウンタnが1に初期化され、選択された入力階調値iはステップ144及びステップ145により、境界値P(0)～P(N)で分割されるいずれかの領域に分類され、ステップ146にて選択された輝度値の増減量(オフセット値)O(n)をiに加算した値を用いて不透明度テーブルOPQ[n]を参照し、不透明度mm(i)を求め、この不透明度mm(i)を用いてステップ148において合成後カラーマップテーブルOUTMAP[i]を作成する。
　ステップ146において使用される定数vは不透明度カラーの影響度を与えるパラメータで、通常1．0とする。ステップ143，ステップ147は領域選択用カウンタnの初期化処理及び更新処理、ステップ149はカウンタiの更新処理である。
　図15はステップ148において合成後カラーマップテーブルOUTMAP[i]を作成する処理の一例を示す図である。図15に示すように、ステップ151はOUTMAP[i]の各要素をBWMAP[i]、OUTMAP[i]にそれぞれ係数mm(i)，(1．0-mm(i))を乗じて加算した値として算出している。
　これは例えば透明設定用RGBテーブルCOLMAPが階調要素iの全てに対し、＊．R＝0，＊．G＝255，＊．B＝0を設定した場合、不透明な入力階調値iを持つ場合、そのままの断層像輝度BWMAP[i]が出力され、透明な入力階調値iを持つ場合には不透明度が減少するに従い、だんだんと緑色の断層像イメージが出力されるカラーマップテーブルOUTMAP[i]が作成されることを表す。
　すなわち、不透明な3次元ボクセルとして画像化される断層像の領域はそのままの白黒、もしくは設定された色調の断層像が表示され、透明な3次元ボクセルとして画像化される断層像の領域は設定された色調以外の透明度設定用カラーで表示され、不透明から透明になるに従い、透明度設定用カラーの割合が強く断層像上に表示される。
　このとき、完全に不透明な入力階調値iの場合、完全に緑が発色されるが、ステップ146において使用される定数vを1．0以下(例えば0．9や0．8)にすることで半透明など発色の具合を調整することが可能である。これにより、完全に不透明な入力階調値iの領域が完全な緑ではなく半透明の緑となるので、検者は、その領域の形態などを視認することができる。
　図16はステップ148において合成後カラーマップテーブルOUTMAP[i]を作成する処理の一例を示す図である。ステップ161では、透明度設定用RGBカラーテーブルは用意せず、固定の透明度設定用カラー値との合成色を、不透明度係数mm(i)を用いて計算し、合成後カラーマップテーブルOUTMAPを簡易的に作成している。
　上記の2例はRGBカラーマップの各要素を、不透明度係数mm(i)をもちいて合成する方法の一例であるが、彩度、明度、色相をパラメータとして保持するHSV形式で色情報を保持し、mm(i)によってこれらのパラメータを変化させたものを用いて合成を行ってもよいし、出力形式はRGB形式に限定するものではなく、YUV方式であっても構わない。
　(実施形態2)
　本発明を適用してなる超音波診断装置の第2の実施形態について図面を参照して説明する。図17は第2実施形態の超音波診断装置の構成を示すブロック図である。第1実施形態と同様の構成については説明を省略する。
　図17に示すように、超音波診断装置100には、整相加算部10から出力されるRF信号フレームデータを記憶し、少なくとも2枚のフレームデータを選択するRF信号フレームデータ選択部171と、被検体の生体組織の変位を計測する変位計測部172と、変位計測部172で計測された変位情報から歪み又は弾性率を求める弾性情報演算部173と、弾性情報演算部173で演算した歪み又は弾性率からカラー弾性画像を構成する弾性画像処理部174と、弾性画像処理部174からの出力信号を表示部24の表示に合うように変換する弾性像2次元座標変換部177が備えられている。
　また、弾性画像処理部174からの出力信号に基づいて3次元弾性データへの座標変換を行ない、弾性像ボリュームデータを作成する弾性像ボリュームデータ生成部175と、弾性像ボリュームデータ生成部175からの出力信号に基づいて、2次元投影面上の各ピクセルの視線方向に存在する弾性像ボリュームデータに対し、ボリュームレンダリング、最大値、最小値投影、あるいは平均処理を行う弾性像ボリュームレンダリング部176を備えている。
　RF信号フレームデータ選択部171は、整相加算部10からの複数のRF信号フレームデータを格納し、格納されたRF信号フレームデータ群から1組すなわち2つのRF信号フレームデータを選択する。例えば、整相加算部10から時系列すなわち画像のフレームレートに基づいて生成されるRF信号フレームデータをRF信号フレームデータ選択部171に順次記憶し、記憶されたRF信号フレームデータ(N)を第1のデータとして選択すると同時に、時間的に過去に記憶されたRF信号フレームデータ群(N-1、N-2、N-3…N-M)の中から1つのRF信号フレームデータ(X)を選択する。なお、ここでN、M、XはRF信号フレームデータに付されたインデックス番号であり、自然数とする。
　そして、変位計測部172は、選択された1組のデータすなわちRF信号フレームデータ(N)及びRF信号フレームデータ(X)から1次元或いは2次元相関処理を行って、断層画像の各点に対応する生体組織における変位や移動ベクトルすなわち変位の方向と大きさに関する1次元又は2次元変位分布を求める。ここで、移動ベクトルの検出にはブロックマッチング法を用いる。ブロックマッチング法とは、画像を例えばN×N画素からなるブロックに分け、関心領域内のブロックに着目し、着目しているブロックに最も近似しているブロックを前のフレームから探し、これを参照して予測符号化すなわち差分により標本値を決定する処理を行うものである。
　弾性情報演算部173は、変位計測部172から出力される計測値、例えば移動ベクトルと、圧力計測部178から出力される圧力値とから断層画像上の各点に対応する生体組織の歪みや弾性率を演算し、その歪みや弾性率に基づいて弾性画像信号すなわち弾性フレームデータを生成するものである。
　このとき、歪みのデータは、生体組織の移動量例えば変位を空間微分することによって算出される。また、圧力計測部178に示すような圧力計測機能を備えた構成では、弾性率を算定することができ、弾性データとして弾性率を使用することも可能である。弾性率のデータは、圧力の変化を歪みの変化で除することによって計算される。例えば、変位計測部172により計測された変位をL(X)、圧力計測部178により計測された圧力をP(X)とすると、歪みΔS(X)は、L(X)を空間微分することによって算出することができるから、ΔS(X)＝ΔL(X)/ΔXという式を用いて求められる。また、弾性率データのヤング率Ym(X)は、Ym＝(ΔP(X))/ΔS(X)という式によって算出される。このヤング率Ymから断層画像の各点に相当する生体組織の弾性率が求められるので、2次元の弾性画像データを連続的に得ることができる。なお、ヤング率とは、物体に加えられた単純引張り応力と、引張りに平行に生じるひずみに対する比である。
　弾性画像処理部174は、フレームメモリと画像処理部とを含んで構成されており、弾性情報演算部173から時系列に出力される弾性フレームデータをフレームメモリに確保し、確保されたフレームデータに対し画像処理を行うものである。また、弾性画像処理部174ではRF信号フレームデータ選択部171又は変位計測部172又は弾性情報演算部173の出力情報から弾性画像のエラーを評価し、出力画像のマスキングを行っている。
　弾性像2次元座標変換部177は、弾性画像処理部174からの弾性フレームデータをモニタに合わせて座標変換する。なお、超音波探触子2は、制御部28からの制御信号によりモータ駆動、或いは手動で短軸方向にスキャン可能である。また、手動であっても磁気センサ179を備えた構成である場合には、磁気センサ179からの位置情報を用いることにより、圧迫量や短軸位置を検出することも可能である。
　弾性像ボリュームデータ生成部175は弾性画像処理部174より3次元弾性データへの座標変換を行い、弾性像ボリュームレンダリング部176は、出力する2次元投影面上の各ピクセルの視線方向に存在するボリュームデータに対し、ボリュームレンダリング、最大値、最小値投影、あるいは平均処理を行う。
　画像合成部22は断層像及び弾性像ボリュームレンダリング部で作成した断層データと歪み/弾性データと合成するものである。合成画像の各画素の輝度情報及び色相情報は、白黒断層画像とカラー弾性画像の各情報を合成割合で加算し、RGB変換を行って表示部24に表示する画像を作成するものである。
　ここで、オフセット演算部16は断層像ボリュームデータ生成部14より出力される3次元断層像ボリュームデータを、3次元弾性像データを用いて輝度変換し、断層像ボリュームレンダリング部18に転送する。言い換えれば、本実施形態のオフセット演算部16は、弾性像ボリュームデータ生成部175から出力される3次元弾性像ボリュームデータの各ボクセルの弾性値に応じて、断層像ボリュームデータ生成部14から出力される3次元断層像ボリュームデータの対応する各ボクセルの輝度値を増減するものである。
　なお、弾性像データとは上記の方法によって計算される歪値、ヤング率、縦弾性率、横弾性率など、硬さを表す弾性パラメータの総称であり、特定の1つを指すものではないものとする。
　続いて、本実施形態の超音波診断装置の特徴部について説明する。図18はオフセット演算部16で用いられるオフセットテーブルの設定画面の一例を示す図である。図18(a)(b)は、それぞれオフセットテーブルを設定する一例である。
　図18に示すように、オフセットテーブルは、3次元弾性像ボリュームデータの各ボクセルが取り得る弾性値の範囲(0～255)を複数の領域(N：本実施形態では5)に区分する境界値(E0～E5)と、区分された複数の領域ごとの輝度値の増減量(O1～O5)が設定されている。
　例えば図18(a)に示すようなグラフ181を用いて、コントロールパネル26を介してE0～E5で示される境界値の設定ポインタを左右に動かすことで領域の境界を設定することができる。同じくO1～O5は各領域の輝度値の増減量(オフセット値)を示すポインタであり、上下に動かすことで各領域のオフセット値を設定することができる。グラフ181の上限、下限値はそれぞれ100、-100としてあるが、一例を表したものであり入力及び出力データのとりうる範囲であればいくらでも良い。なおE0或いはE5を動かしてオフセットの対象外となった入力弾性値に対してはオフセット処理を行なわないものとする。またE0及びE5は各ボクセルが取り得る弾性値の範囲の両端に固定することもできる。また、境界値(E0～E5)や、輝度値の増減量(O1～O5)の設定は、トグル、エンコーダもしくは液晶パネル上の調整ボタンなどを用いて行うことができる。
　また、図18(b)に示すように、境界値及び輝度値の増減量(オフセット値)は、コントロールパネル26を介して、表示ウィンドウ182内のO1～O5，E0～E5のそれぞれをプルダウンメニュー或いは直接数値入力により設定することもできる。また、図18(b)に示すように、境界値(E0～E5)により区切られた有効な領域数を、輝度調整領域数183(N＝5)として表示することもできる。
　図19はオフセット演算部16で行われる輝度値の変換処理のデータフロー図である。図19に示すように、オフセット演算部16においてオフセットフィルタ処理が開始されたら、カウンタiが0に初期化される(ステップ191)。続いて、3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値m(i)及び3次元弾性像ボリュームデータの各ボクセルの弾性値e(i)が読み込まれる(ステップ192)。iが全データ数(ボクセル数)より大きいか否かを判定して(ステップ193)、大きい場合(ステップ193でYesの場合)はオフセットフィルタ処理を終了する。一方、大きくないつまり3次元断層像ボリュームデータの全てのボクセルに対してオフセット処理が行なわれていない場合は、ステップ194へ進み、領域選択用カウンタnが1に初期化される(ステップ194)。
　領域選択用カウンタnが輝度調整領域数Nよりも小さいか否かが判断され(ステップ195)、小さい場合(ステップ195でYes)、3次元弾性像ボリュームデータの読み込まれたi番目の弾性値e(i)がE(n-1)とE(n)の範囲内か否か判定される(ステップ196)。ステップ196でYesの場合、ステップ198において輝度値の増減量(オフセット値)O(n)が、3次元断層像ボリュームデータの対応するボクセルの輝度値に加算される(ステップ198)。一方、ステップ196でNoの場合は領域選択用カウンタnを更新してステップ195へ戻る(ステップ197)。
　つまりステップ195～ステップ197のループによって、3次元弾性像ボリュームデータの読み込まれたi番目の弾性値e(i)が境界値E(0)～E(N)で区分されるいずれかの領域に分類され、ステップ198において、区分された領域に応じた輝度値の増減量(オフセット値)O(n)が、3次元断層像ボリュームデータの対応するボクセルの輝度値に加算されている。ステップ198が終わった後、又はステップ195においてNoの場合、カウンタiを更新してステップ192に戻る(ステップ199)。
　以上の処理により、3次元断層像ボリュームデータの全てのボクセルの輝度値に、境界値E(0)～E(N)で分割される領域毎の輝度値の増減量(オフセット値)O(n)が加算される。なお本実施形態ではオフセットテーブルを用いてオフセット処理を行う場合を示したが、これには限られない。例えばオフセット演算部に、3次元弾性像ボリュームデータの各ボクセルの弾性値の入力に応じて、3次元断層像ボリュームデータの対応するボクセルの輝度値の増減量を出力する関数を設定しておき、この関数に基づいて3次元断層像ボリュームデータの対応するボクセルの輝度値を増減することができる。
　画像合成部22は、第1実施形態と同様に、断層像2次元座標変換部20から出力と断層像ボリュームレンダリング部18からの出力に基づいて、2次元断層画像と3次元断層画像を表示する。本実施形態ではこれに加えて、画像合成部22に弾性像ボリュームレンダリング部176からの出力に基づいて、3次元弾性像ボリュームデータを2次元投影面に投影した3次元弾性画像を表示することもできる。
　本実施形態によれば、検者は、所望する特定の組織の弾性値(組織の硬さ或いは軟らかさ)に着目して、特定の弾性値を有する組織の視認性を高めた3次元断層画像を生成することができる。例えば、所望する特定の組織がどの程度の弾性値になるかを把握していれば、あらかじめその弾性値付近に対応する輝度値の増量(オフセット量)を大きくすることができる。一方、硬い(或いは軟らかい)組織を観察したいといった場合には、高い(或いは低い)弾性値に対応する輝度値の増量(オフセット量)を大きくしておけば、硬い(或いは軟らかい)組織の視認性が高い3次元断層画像が表示されるので、硬い(或いは軟らかい)組織の観察が容易になる。
　(実施形態3)
　本発明を適用してなる超音波診断装置の第3の実施形態について図面を参照して説明する。図20は第3実施形態の超音波診断装置の構成を示すブロック図である。図20に示すように、本実施形態は、第2実施形態の超音波診断装置に対して、弾性像ボリュームデータ生成部175の出力を断層像ボリュームレンダリング部18に入力し、断層像ボリュームレンダリング部18が3次元弾性像ボリュームデータを参照できるようにした点が異なる。その他の第2実施形態と同様の部分の説明は省略する。本実施形態は、3次元断層像ボリュームデータと3次元弾性像ボリュームデータの両方を用いて検者の求める3次元断層画像の生成を行う機能を有するものである。
　本実施形態において、オフセット演算部16は、第1実施形態と同様に3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値に応じてこの各ボクセルの輝度値を増減するよう構成されている。
　また、コントロールパネル26は弾性値によるしきい値を設定する機能を有し、コントロールパネル26より設定された弾性値しきい値情報は制御部28を介して断層像ボリュームレンダリング部18に設定される。本実施形態における断層像ボリュームレンダリング部18は、前述の式(1)，(2)を用いて断層像のボリュームレンダリングを行う際に、各ボクセルの弾性値が弾性値しきい値を上回っている(あるいは下回っている)場合、当該ボクセルについて式(1)における不透明度Aiをゼロにする。
　これにより、入力輝度値がオフセット演算処理により輝度変換され、不透明度テーブルに照らし合わせた結果、不透明、すなわち表示されるべき輝度値となっていても、弾性値が目的の領域にない場合に、透明化する。その結果、目的の弾性値であり、かつ目的の輝度値の範囲内のボクセルデータ(輝度データ)のみを可視化することが可能である。
　図21は本実施形態の処理により目的の弾性値であり、かつ目的の輝度値の範囲内のボクセルデータ(輝度データ)のみを可視化した場合の表示例である。図21に示すように、目的の弾性値であり、かつ目的の輝度値の範囲内のボクセルデータ(輝度データ)のみを可視化した3次元断層画像211と、3次元断層画像211の任意断面における断層画像と弾性画像を重畳した画像212～213を並べて表示することができる。
　これらの画像212～214は断層像2次元座標変換部20、弾性像2次元座標変換部177で生成され、画像合成部22においてカラーコード化処理後、αブレンディングなどの手法を用いて重畳される。なお、これらの画像212～213は図に示すように3枚だけでなく、任意の数のスライス像を同時表示することも可能である。
　弾性像ボリュームレンダリング部176はコントロールパネル26より設定された弾性値しきい値を用いて、表示したい範囲の弾性値を不透明度1．0で、そうでない範囲の不透明度を0．0として有効表示範囲の画像の表面だけを可視化することができる。また、断層像ボリュームデータ生成部14の入力輝度を参照し、入力輝度の不透明度がゼロでない領域の弾性値を不透明度1．0で、そうでない範囲の不透明度を0．0として有効表示範囲の画像の表面だけを可視化することができる。
　図22は本実施形態の処理により目的の弾性値であり、かつ目的の輝度値の範囲内のボクセルデータ(輝度データ)のみを可視化した場合の表示例である。図22に示すように、3次元断層弾性画像221と、3次元断層弾性画像221の任意断面における断層画像と弾性画像を重畳した画像222～224を並べて表示することができる。3次元断層弾性画像221は、上記の方法をもちいて画像表面の弾性値を3次元化した画像と、目的の弾性値でかつ目的の輝度値の範囲のボクセルデータ(輝度データ)を3次元化した画像を画像合成部22においてαブレンディングなどの手法を用いて重畳したものである。3次元断層画像211に比べ、弾性画像による色付けが行われることから、硬さに関する情報を直感的に判別することができる。
　図23は上述の段落0099で説明した弾性値によるしきい値を用いた3次元断層画像の表示例を示す図である。このとき、実施例ではオフセット演算処理を備えているが、輝度によるオフセットフィルタの設定は行なわれていない場合を示している。図23(a)，(b)，(c)はそれぞれ、しきい値なし(全て表示)の場合の3次元断層画像231、しきい値を中間値(軟部組織を一部非表示)にした場合の3次元断層画像232、しきい値を高値(硬部組織のみ表示)にした場合の3次元断層画像233を示している。
　例えば3次元断層画像231では、ファントム内部に形成されている内部が低輝度を呈する円筒状の硬部組織の奥行方向の形状が見え難い。これに対して3次元断層画像232，233のように弾性値のしきい値の設定を変更することにより、除々にファントム内部に形成されている円筒状の低輝度領域を見え易くすることができる。
　図24は弾性値によるしきい値を用いて表示したい範囲の弾性値を変化させた場合の3次元弾性画像の表示例を示す図である。図24(a)，(b)，(c)はそれぞれ、しきい値なし(全て表示)の場合の3次元弾性画像241、しきい値を中間値(軟部組織を一部非表示)にした場合の3次元弾性画像242、しきい値を高値(硬部組織のみ表示)にした場合の3次元弾性画像243を示している。
　この例の場合も同様に、3次元弾性画像241では、ファントム内部に形成されている円筒状の低輝度領域が見え難いが、3次元弾性画像242，243のように弾性値のしきい値の設定を変更することにより、除々にファントム内部に形成されている円筒状の低輝度領域が見え易くすることができる。
　図25は図23、図24に示した3次元断層画像と3次元弾性画像のRGB変換後のRGB各要素を、重みをかけて加算するαブレンディングを用いて重畳した画像例である。すなわち、図25(a)，(b)，(c)はそれぞれ、しきい値なし(全て表示)の場合の3次元断層弾性画像251、しきい値を中間値(軟部組織を一部非表示)にした場合の3次元断層弾性画像252、しきい値を高値(硬部組織のみ表示)にした場合の3次元断層弾性画像253を示している。
　この例の場合も同様に、3次元断層弾性画像251では、ファントム内部に形成されている円筒状の低輝度領域が見え難いが、3次元断層弾性画像252，253のように弾性値のしきい値の設定を変更することにより、除々にファントム内部に形成されている円筒状の低輝度領域を見え易くすることができる。また、3次元断層画像と3次元弾性画像を重畳表示することにより、検者に対してより一層診断に適した画像を提供することができる。
　次に、上述の段落0099にて説明した弾性値によるしきい値処理を用いて、かつ輝度によるオフセットフィルタの設定を行った場合の画像表示例を図26、図27に示す。オフセットについては、低輝度な目的の観察部位を強調し、それ以上の高輝度部位を抑制するように設定されている。
　図26は上述の段落0099で説明した弾性値によるしきい値を用いて、かつ輝度によるオフセットフィルタの設定を行った場合の3次元断層画像の表示例を示す図である。図26(a)，(b)，(c)はそれぞれ、しきい値なし(全て表示)の場合の3次元断層画像261、しきい値を中間値(軟部組織を一部非表示)にした場合の3次元断層画像262、しきい値を高値(硬部組織のみ表示)にした場合の3次元断層画像263を示している。
　例えば3次元断層画像261では、ファントム内部に形成されている内部が低輝度を呈する円筒状の硬部組織の奥行方向の形状が見え難い。これに対して3次元断層画像262，263のように弾性値のしきい値の設定を変更することにより、除々にファントム内部に形成されている円筒状の低輝度領域を見え易くすることができる。
　図27は、図26に示した3次元断層画像と、弾性値によるしきい値を用いて、かつ輝度によるオフセットフィルタの設定を行った場合の3次元弾性画像のRGB変換後のRGB各要素を、重みをかけて加算するαブレンディングを用いて重畳した画像例である。すなわち、図27(a)，(b)，(c)はそれぞれ、しきい値なし(全て表示)の場合の3次元断層弾性画像271、しきい値を中間値(軟部組織を一部非表示)にした場合の3次元断層弾性画像272、しきい値を高値(硬部組織のみ表示)にした場合の3次元断層弾性画像273を示している。
　この例の場合も同様に、3次元断層弾性画像271では、ファントム内部に形成されている円筒状の低輝度領域が見え難いが、3次元断層弾性画像272，273のように弾性値のしきい値の設定を変更することにより、除々にファントム内部に形成されている円筒状の低輝度領域を見え易くすることができる。また、3次元断層画像と3次元弾性画像を重畳表示することにより、検者に対してより一層診断に適した画像を提供することができる。
　また、図26、図27に示すとおり、弾性値によるしきい値処理を用いて、かつ輝度によるオフセットフィルタの設定を行った場合、オフセット処理により低輝度な目的の観察部位が強調されて高輝度に表示されており、高輝度な周辺部位の一部が抑制されている。一方、しきい値処理は硬部組織を表示し、軟部組織を除去するように設定されており、硬い目的の観察部位が表示され、柔らかい周辺部位の一部が除去されている。結果として、オフセット処理およびしきい値処理のいずれか片方では除去できない不要な部位が3次元画像から除去され、図23、図25に比べて目的の観察部位をより強調して表示することができる。
　なお上述の各実施形態は、主に超音波診断装置、及び超音波画像生成方法について説明したものであるが、本発明はこれには限定されない。例えば、あらかじめ超音波診断装置で生成された被検体の3次元断層像ボリュームデータに対してオフラインで3次元断層画像を生成するPC等の超音波画像処理装置に適用することができる。また本発明をPC等の医用画像処理装置に組み込まれる超音波画像処理プログラムとすることもできる。
　すなわち、本発明を適用してなるPC等の超音波画像処理装置は、超音波探触子で計測された被検体の複数断層面の反射エコー信号に基づいて生成された3次元断層像ボリュームデータが格納されるメモリと、このメモリに格納された3次元断層像ボリュームデータに基づいて2次元投影面に少なくとも一の視線方向から見た3次元断層画像を生成する断層像ボリュームレンダリング部と、3次元断層画像を表示する表示部とを備えて構成することができる。
　そして、3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値に応じてこの各ボクセルの輝度値を増減するオフセット演算部を備えており、オフセット演算部の各ボクセルの輝度値の増減量は入力インターフェースを介して調整可能であり、断層像ボリュームレンダリング部は、オフセット演算部により輝度値がオフセットされた3次元断層像ボリュームデータに基づいて3次元断層画像を生成するよう構成することができる。
　また、この超音波画像処理装置において、メモリに被検体の複数断層面の反射エコー信号に基づいて生成された3次元弾性像ボリュームデータが格納される場合、オフセット演算部は、3次元弾性像ボリュームデータの各ボクセルの弾性値に応じて、3次元断層像ボリュームデータの対応する各ボクセルの輝度値を増減するよう構成することができる。
　検者は例えば超音波診断装置等で生成された被検体の3次元断層像ボリュームデータをUSB，CD-ROMなどの情報記録媒体に保存して画像入力部を介してPC等の超音波画像処理装置に入力する。或いは情報記録媒体を用いずにネットワーク経由で被検体の3次元断層像ボリュームデータを入力することもできる。
　すると超音波画像処理装置は、超音波画像処理プログラムとして、3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値に応じてこの各ボクセルの輝度値を増減するステップと、輝度値がオフセットされた3次元断層像ボリュームデータに基づいて2次元投影面に少なくとも一の視線方向から見た3次元断層画像を生成するステップと、生成された3次元断層画像を表示するステップとを実行する。
　また、超音波画像処理プログラムに、被検体の複数断層面の反射エコー信号に基づいて3次元弾性像ボリュームデータを生成するステップを組み込んだ場合、各ボクセルの輝度値を増減するステップは、3次元弾性像ボリュームデータの各ボクセルの弾性値に応じて、3次元断層像ボリュームデータの対応する各ボクセルの輝度値を増減するよう構成することができる。
　これによれば、検者はオフラインで超音波処理装置の入力インターフェースを介してオフセット演算部の各ボクセルの輝度値の増減量を調整することができるので、特定の輝度値を有する組織のみを強調した3次元断層画像を生成することができる。したがって、所望する特定の組織の輝度値を増量調整するか、所望する特定の組織以外の組織の輝度値を減量調整するか、或いはこの両方の調整を行うことにより、所望する特定の組織の視認性を高めた3次元断層画像を生成することができる。例えば、所望する特定の組織がどの程度の輝度値になるかを把握していれば、あらかじめその輝度値付近に対応する輝度値の増量(オフセット量)を大きくすることができる。また、例えば生成された3次元断層画像を見たときに、高輝度組織の裏に所望の特定組織が隠れて見え難い場合は、高い輝度値付近に対応する輝度値の減量(オフセット量)を大きくすれば、壁となっていた高輝度組織が3次元断層画像に反映され難くなるので、所望の特定組織の視認性を高めることができる。
　また検者は、オフラインで超音波処理装置の入力インターフェースを介してオフセット演算部の各ボクセルの輝度値の増減量を、所望する特定の組織の弾性値(組織の硬さ或いは軟らかさ)に着目して調整することができるので、特定の弾性値を有する組織の視認性を高めた3次元断層画像を生成することができる。例えば、所望する特定の組織がどの程度の弾性値になるかを把握していれば、あらかじめその弾性値付近に対応する輝度値の増量(オフセット量)を大きくすることができる。一方、硬い(或いは軟らかい)組織を観察したいといった場合には、高い(或いは低い)弾性値に対応する輝度値の増量(オフセット量)を大きくしておけば、硬い(或いは軟らかい)組織を探して観察することができる。
　1　被検体、2　超音波探触子、4　送信部、6　受信部、8　超音波送受信制御部、10　整相加算部、12　断層画像処理部、14　断層像ボリュームデータ生成部、16　オフセット演算部、18　断層像ボリュームレンダリング部、20　断層像2次元座標変換部、22　画像合成部、24　表示部、26　コントロールパネル、28　制御部、111，123，135　輝度-不透明度マップ、171　RF信号フレームデータ選択部、172　変位計測部、173　弾性情報演算部、174　弾性画像処理部、175　弾性像ボリュームデータ生成部、176　弾性像ボリュームレンダリング部、177　弾性像2次元座標変換部

Claims (14)

  1. 　被検体との間で超音波を送受信する超音波探触子と、該超音波探触子で計測された前記被検体の複数断層面の反射エコー信号に基づいて3次元断層像ボリュームデータを生成する断層像ボリュームデータ生成部と、前記3次元断層像ボリュームデータに基づいて2次元投影面に少なくとも一の視線方向から見た3次元断層画像を生成する断層像ボリュームレンダリング部と、前記3次元断層画像を表示する表示部とを備えてなる超音波診断装置であって、
    　前記3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値に応じて該各ボクセルの輝度値を増減するオフセット演算部を備え、
    　前記オフセット演算部の前記各ボクセルの輝度値の増減量は入力インターフェースを介して調整可能であり、
    　前記断層像ボリュームレンダリング部は、前記オフセット演算部により輝度値がオフセットされた3次元断層像ボリュームデータに基づいて前記3次元断層画像を生成する超音波診断装置。
  2. 　請求項1の超音波診断装置において、
    　前記被検体の複数断層面の反射エコー信号に基づいて3次元弾性像ボリュームデータを生成する弾性像ボリュームデータ生成部を備え、
    　前記オフセット演算部は、前記3次元弾性像ボリュームデータの各ボクセルの弾性値に応じて、前記3次元断層像ボリュームデータの対応する各ボクセルの輝度値を増減する超音波診断装置。
  3. 　請求項1又は2の超音波診断装置において、
    　前記オフセット演算部は、前記3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルが取り得る輝度値の範囲又は前記3次元弾性像ボリュームデータの各ボクセルが取り得る弾性値の範囲を複数の領域に区分する境界値と、区分された複数の領域ごとの輝度値の増減量が設定された複数のオフセットテーブルを備え、
    　前記複数のオフセットテーブルから前記入力インターフェースを介して選択されたオフセットテーブルに基づいて前記3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値を増減する超音波診断装置。
  4. 　請求項3の超音波診断装置において、
    　前記入力インターフェースを介して前記オフセットテーブルの前記境界値と前記増減量を調整可能である超音波診断装置。
  5. 　請求項1の超音波診断装置において、
    　前記断層像ボリュームレンダリング部は、前記3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値に応じて透明度/不透明度が設定されたオパシティーテーブルを有し、前記3次元断層像ボリュームデータの前記少なくとも一の視線方向の視線上の各ボクセルの輝度値及び前記オパシティーテーブルに基づく透明度/不透明度に基づいて前記3次元断層画像を生成する超音波診断装置。
  6. 　請求項1の超音波診断装置において、
    　前記断層像ボリュームレンダリング部は、前記3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値に応じて透明度/不透明度及びカラーコードが設定された輝度－不透明度マップを有し、該輝度－不透明度マップに基づいて前記輝度値がオフセットされた3次元断層像ボリュームデータの少なくとも一の断面の断層像データの各ボクセルの色を変換して2次元断層画像を生成する手段を備え、
    　前記表示部は、前記3次元断層画像と前記2次元断層画像と前記輝度－不透明度マップを表示する超音波診断装置。
  7. 　請求項2の超音波診断装置において、
    　前記オフセット演算部は、前記3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値に応じて該各ボクセルの輝度値を増減し、
    　前記断層像ボリュームレンダリング部は、前記3次元弾性像ボリュームデータの各ボクセルの弾性値に応じて該各ボクセルの透明/不透明度を増減し、前記3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの増減された輝度値及び増減された透明/不透明度に基づいて前記3次元断層画像を生成する超音波診断装置。
  8. 　請求項2の超音波診断装置において、
    　前記3次元弾性像ボリュームデータに基づいて2次元投影面に少なくとも一の視線方向から見た3次元弾性画像を生成する弾性像ボリュームレンダリング部と、前記断層像ボリュームレンダリング部により生成された3次元断層画像と前記弾性像ボリュームレンダリング部により生成された3次元弾性画像とを重畳して3次元断層弾性画像を生成する画像合成部を有し、
    　前記表示部は、前記3次元断層弾性画像を表示する超音波診断装置。
  9. 　超音波探触子で計測された被検体の複数断層面の反射エコー信号に基づいて生成された3次元断層像ボリュームデータが格納されるメモリと、該メモリに格納された3次元断層像ボリュームデータに基づいて2次元投影面に少なくとも一の視線方向から見た3次元断層画像を生成する断層像ボリュームレンダリング部と、前記3次元断層画像を表示する表示部とを備えてなる超音波画像処理装置であって、
    　前記3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値に応じて該各ボクセルの輝度値を増減するオフセット演算部を備え、
    　前記オフセット演算部の前記各ボクセルの輝度値の増減量は入力インターフェースを介して調整可能であり、
    　前記断層像ボリュームレンダリング部は、前記オフセット演算部により輝度値がオフセットされた3次元断層像ボリュームデータに基づいて前記3次元断層画像を生成する超音波画像処理装置。
  10. 　請求項9の超音波画像処理装置において、
    　前記メモリは、前記被検体の複数断層面の反射エコー信号に基づいて生成された3次元弾性像ボリュームデータが格納され、
    　前記オフセット演算部は、前記3次元弾性像ボリュームデータの各ボクセルの弾性値に応じて、前記3次元断層像ボリュームデータの対応する各ボクセルの輝度値を増減する超音波画像処理装置。
  11. 　超音波探触子で計測された被検体の複数断層面の反射エコー信号に基づいて生成された3次元断層像ボリュームデータに基づいて2次元投影面に少なくとも一の視線方向から見た3次元断層画像を生成するステップと、
    　前記3次元断層画像を表示するステップとを備えてなる超音波画像処理プログラムであって、
    　前記3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値に応じて該各ボクセルの輝度値を増減するステップを備え、
    　前記各ボクセルの輝度値を増減するステップにおける前記各ボクセルの輝度値の増減量は入力インターフェースを介して調整可能であり、
    　前記3次元断層画像を生成するステップは、前記輝度値がオフセットされた3次元断層像ボリュームデータに基づいて前記3次元断層画像を生成する超音波画像処理プログラム。
  12. 　請求項11の超音波画像処理プログラムにおいて、
    　前記被検体の複数断層面の反射エコー信号に基づいて3次元弾性像ボリュームデータを生成するステップを備え、
    　前記各ボクセルの輝度値を増減するステップは、前記3次元弾性像ボリュームデータの各ボクセルの弾性値に応じて、前記3次元断層像ボリュームデータの対応する各ボクセルの輝度値を増減する超音波画像処理プログラム。
  13. 　超音波探触子で計測された被検体の複数断層面の反射エコー信号に基づいて生成された3次元断層像ボリュームデータに基づいて2次元投影面に少なくとも一の視線方向から見た3次元断層画像を生成するステップと、
    　前記3次元断層画像を表示するステップとを備えてなる超音波画像生成方法であって、　前記3次元断層像ボリュームデータの各ボクセルの輝度値に応じて該各ボクセルの輝度値を増減するステップを備え、
    　前記各ボクセルの輝度値を増減するステップにおける前記各ボクセルの輝度値の増減量は入力インターフェースを介して調整可能であり、
    　前記3次元断層画像を生成するステップは、前記輝度値がオフセットされた3次元断層ボリュームデータに基づいて前記3次元断層画像を生成する超音波画像生成方法。
  14. 　請求項13の超音波画像生成方法において、
    　前記被検体の複数断層面の反射エコー信号に基づいて3次元弾性像ボリュームデータを生成するステップを備え、
    　前記各ボクセルの輝度値を増減するステップは、前記3次元弾性像ボリュームデータの各ボクセルの弾性値に応じて、前記3次元断層像ボリュームデータの対応する各ボクセルの輝度値を増減する超音波画像生成方法。
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JP (1) JP5730196B2 (ja)
CN (1) CN102458255B (ja)
WO (1) WO2010143587A1 (ja)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014168249A1 (ja) * 2013-04-12 2014-10-16 日立アロカメディカル株式会社 超音波診断装置及び超音波三次元画像作成方法
JP6765583B1 (ja) * 2020-02-14 2020-10-07 三菱電機株式会社 画像処理装置、画像処理プログラム及び画像処理方法
JP2023108812A (ja) * 2022-01-26 2023-08-07 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 情報処理装置、超音波診断装置、および方法

Families Citing this family (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2010143587A1 (ja) * 2009-06-10 2010-12-16 株式会社 日立メディコ 超音波診断装置、超音波画像処理装置、超音波画像処理プログラム、及び超音波画像生成方法
US20120062551A1 (en) * 2010-09-13 2012-03-15 Lg Electronics Inc. Image display apparatus and method for operating image display apparatus
US9354310B2 (en) 2011-03-03 2016-05-31 Qualcomm Incorporated Systems, methods, apparatus, and computer-readable media for source localization using audible sound and ultrasound
CN104169739B (zh) 2011-10-28 2017-04-12 决策科学国际公司 超声成像中的扩频编码波形
WO2014038812A1 (en) * 2012-09-06 2014-03-13 Samsung Electronics Co., Ltd. Method and apparatus for displaying stereoscopic information related to ultrasound sectional plane of target object
US9128584B2 (en) * 2013-02-15 2015-09-08 Carl Zeiss X-ray Microscopy, Inc. Multi energy X-ray microscope data acquisition and image reconstruction system and method
KR101851221B1 (ko) * 2013-07-05 2018-04-25 삼성전자주식회사 초음파 영상 장치 및 그 제어 방법
US9390548B2 (en) * 2014-06-16 2016-07-12 Sap Se Three-dimensional volume rendering using an in-memory database
KR102270712B1 (ko) * 2014-11-28 2021-06-30 삼성메디슨 주식회사 볼륨 렌더링 장치 및 볼륨 렌더링 방법
US10743838B2 (en) * 2015-02-25 2020-08-18 Decision Sciences Medical Company, LLC Acoustic signal transmission couplants and coupling mediums
CN108140257B (zh) 2015-10-06 2022-04-22 圣犹达医疗用品心脏病学部门有限公司 用于产生电生理图的方法和系统
US10169865B2 (en) 2015-10-18 2019-01-01 Carl Zeiss X-ray Microscopy, Inc. Multi energy X-ray microscope data acquisition and image reconstruction system and method
WO2017149027A1 (en) * 2016-03-01 2017-09-08 Koninklijke Philips N.V. Automated ultrasonic measurement of nuchal fold translucency
DE102017203702A1 (de) * 2017-03-07 2018-09-13 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren und Vorrichtung zum Erzeugen eines Ausgabebildes aus einem Volumendatensatz
US10708270B2 (en) 2018-06-12 2020-07-07 Sap Se Mediated authentication and authorization for service consumption and billing
TWI769435B (zh) * 2020-02-14 2022-07-01 佳世達科技股份有限公司 可改善超音波影像品質之方法和相關超音波探測系統
CN115397336A (zh) * 2020-03-31 2022-11-25 泰尔茂株式会社 图像处理装置、图像处理系统、图像显示方法及图像处理程序
JP7613995B2 (ja) * 2021-04-13 2025-01-15 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置、画像処理装置、およびプログラム
JP2022178316A (ja) * 2021-05-20 2022-12-02 コニカミノルタ株式会社 超音波診断装置及びプログラム
EP4360564A4 (en) * 2021-06-24 2024-11-27 FUJIFILM Corporation Ultrasonic diagnostic device and method for controlling ultrasonic diagnostic device
KR102684318B1 (ko) * 2022-02-28 2024-07-12 메디컬아이피 주식회사 반투명 영상을 표시하는 방법 및 그 장치
CN116509455B (zh) * 2023-05-11 2025-09-09 上海博动医疗科技股份有限公司 血管超声图像处理方法、装置、设备和介质

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006288495A (ja) * 2005-04-06 2006-10-26 Toshiba Corp 画像処理装置
JP2007054504A (ja) * 2005-08-26 2007-03-08 Hitachi Medical Corp 超音波診断装置
JP2008259605A (ja) * 2007-04-11 2008-10-30 Hitachi Medical Corp 超音波診断装置

Family Cites Families (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4421016B2 (ja) * 1999-07-01 2010-02-24 東芝医用システムエンジニアリング株式会社 医用画像処理装置
JP4907798B2 (ja) * 2001-08-24 2012-04-04 株式会社東芝 超音波診断装置
US20050207630A1 (en) * 2002-02-15 2005-09-22 The Regents Of The University Of Michigan Technology Management Office Lung nodule detection and classification
US6658080B1 (en) * 2002-08-05 2003-12-02 Voxar Limited Displaying image data using automatic presets
WO2007010537A2 (en) * 2005-07-19 2007-01-25 Spectrum Dynamics Llc Reconstruction stabilizer and active vision
JP4299189B2 (ja) * 2004-05-27 2009-07-22 アロカ株式会社 超音波診断装置及び画像処理方法
US9060737B2 (en) * 2005-05-09 2015-06-23 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic image display method
EP1935344B1 (en) * 2005-10-07 2013-03-13 Hitachi Medical Corporation Image displaying method and medical image diagnostic system
EP1938754A4 (en) * 2005-10-19 2011-01-05 Hitachi Medical Corp ULTRASONIC EQUIPMENT FOR GENERATING AN ELASTIC IMAGE
JP4945273B2 (ja) * 2006-04-24 2012-06-06 株式会社東芝 超音波診断装置、及び超音波診断装置の制御プログラム
US8041129B2 (en) * 2006-05-16 2011-10-18 Sectra Ab Image data set compression based on viewing parameters for storing medical image data from multidimensional data sets, related systems, methods and computer products
JP4859648B2 (ja) 2006-12-11 2012-01-25 株式会社日立メディコ 超音波診断装置及びプログラム
JP4907382B2 (ja) 2007-02-23 2012-03-28 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 超音波画像表示方法および超音波診断装置
US8213696B2 (en) * 2007-07-12 2012-07-03 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Tissue detection method for computer aided diagnosis and visualization in the presence of tagging
US7630533B2 (en) * 2007-09-20 2009-12-08 Hologic, Inc. Breast tomosynthesis with display of highlighted suspected calcifications
JP5304986B2 (ja) * 2008-03-31 2013-10-02 株式会社日立メディコ 超音波診断装置
US20110224549A1 (en) * 2008-11-14 2011-09-15 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic diagnostic apparatus and method for generating ultrasonic images
US20110218440A1 (en) * 2008-11-14 2011-09-08 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic diagnostic apparatus and signal processing method in ultrasonic diagnostic apparatus
WO2010143587A1 (ja) * 2009-06-10 2010-12-16 株式会社 日立メディコ 超音波診断装置、超音波画像処理装置、超音波画像処理プログラム、及び超音波画像生成方法
CN102711625B (zh) * 2010-01-18 2015-03-25 株式会社日立医疗器械 超声波诊断装置以及超声波图像显示方法

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006288495A (ja) * 2005-04-06 2006-10-26 Toshiba Corp 画像処理装置
JP2007054504A (ja) * 2005-08-26 2007-03-08 Hitachi Medical Corp 超音波診断装置
JP2008259605A (ja) * 2007-04-11 2008-10-30 Hitachi Medical Corp 超音波診断装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP2441389A4 *

Cited By (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014168249A1 (ja) * 2013-04-12 2014-10-16 日立アロカメディカル株式会社 超音波診断装置及び超音波三次元画像作成方法
CN105073017A (zh) * 2013-04-12 2015-11-18 日立阿洛卡医疗株式会社 超声波诊断装置以及超声波三维图像生成方法
JPWO2014168249A1 (ja) * 2013-04-12 2017-02-16 株式会社日立製作所 超音波診断装置及び超音波三次元画像作成方法
US11134921B2 (en) 2013-04-12 2021-10-05 Hitachi, Ltd. Ultrasonic diagnostic device and ultrasonic three-dimensional image generation method
JP6765583B1 (ja) * 2020-02-14 2020-10-07 三菱電機株式会社 画像処理装置、画像処理プログラム及び画像処理方法
WO2021161535A1 (ja) * 2020-02-14 2021-08-19 三菱電機株式会社 画像処理装置、画像処理プログラム及び画像処理方法
GB2605539A (en) * 2020-02-14 2022-10-05 Mitsubishi Electric Corp Imaging processing apparatus, image processing program and image processing method
GB2605539B (en) * 2020-02-14 2023-05-17 Mitsubishi Electric Corp Imaging processing apparatus, image processing program, and image processing method
US11880929B2 (en) 2020-02-14 2024-01-23 Mitsubishi Electric Corporation Image processing apparatus, computer readable medium, and image processing method
JP2023108812A (ja) * 2022-01-26 2023-08-07 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 情報処理装置、超音波診断装置、および方法
JP7770196B2 (ja) 2022-01-26 2025-11-14 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 情報処理装置、超音波診断装置、および方法

Also Published As

Publication number Publication date
JP5730196B2 (ja) 2015-06-03
EP2441389A1 (en) 2012-04-18
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JPWO2010143587A1 (ja) 2012-11-22
CN102458255A (zh) 2012-05-16

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