JP2004141514A - 画像処理装置及び超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】本発明は、実質充満型臓器の内部構造、特に血管等をより把握しやすくした三次元画像を生成する画像処理装置及び超音波診断装置を提供する。
【解決手段】記憶手段は、被検体、例えば実質充満型臓器から収集された３次元空間内のボリュームデータを記憶する。エッジ抽出フィルター処理手段は、前記ボリュームデータのボリュームの各サンプル値がもつエッジ成分を抽出するフィルター処理を行う。３次元画像生成手段は、フィルタ処理されたボリュームデータの各サンプル値に対してボリュームレンダリング処理により３次元画像を生成する。
【選択図】　　　図２

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体の物理的特性を表す三次元ボリュームをイメージングするための画像処理装置及び超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、診断・治療のような医療行為を行う場で、超音波診断装置、Ｘ線ＣＴ装置、Ｘ線診断装置、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置、核医学診断装置（ガンマカメラ）などの医用画像診断装置上で作成した画像を、診断若しくは治療を目的として三次元的な画像に表示することが行われている。このような三次元画像診断の分野では、例えばボリュームで画像を取得し、ボリュームレンダリング（以下、ＶＲと表記することがある）法にて三次元画像を表示し、当該三次元画像を読影することで疾患等の把握などを行うことが多い。
【０００３】
ボリュームレンダリング法は、例えば超音波診断装置等により得られたスライス画像を積み重ねた後に、複数のスライス画像のそれぞれの値をボクセルという正方形の中に填め込んだ三次元構造のボリュームモデル（ボクセル空間）を作り、このボリュームモデルに対して視線方向を決めて任意の視点からボクセル追跡（レイトレーシング）を行い、ボクセルにおける明るさ（ボクセル値）を求めて、この明るさに基づく画像情報を投影面のピクセルに投影して、臓器等を立体的に抽出して三次元画像を得るものである。
【０００４】
このボリュームレンダリング法は、サーフェースレンダリングと異なり、明確な境界線が抽出できない場合においても、３次元構造を表示することが容易であり、また、ＭＩＰ法などのレンダリング法と異なり、より正確な位置情報を含んだ画像を表示することができる。
【０００５】
例えば、超音波診断装置による三次元画像処理では、超音波プローブを手動、あるいは、機械的に走査して収集した超音波ベクタデータは、一旦スキャンコンバータにて直交するＸ―Ｙ―Ｚ軸上のボクセルからなるボクセルボリュームデータに変換される。そして、３次元レンダリングユニットにて、当該ボクセルボリュームをボリュームレンダリングし、ＣＲＴ等の表示部にて３次元レンダリング画像を表示する。（例えば、特許文献１を参照。）
【０００６】
さらに、超音波診断装置は、無侵襲検査法で組織の断層像を表示するものであり、超音波プローブを体表に当てるだけの簡単な操作で心臓の拍動や胎児の動きの様子がリアルタイム表示が可能であり、超音波ドプラ法により血流イメージングが可能であるなどの独自の特徴を有している。
【０００７】
【特許文献１】
特開２００２−２２４１０９（段落［２１］〜［５３］）
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、超音波診断装置において収集される画像に基づいて、三次元画像表示、例えばボリュームレンダリング画像表示を行おうとすると、胆嚢等の血流の存在しない腔や管構造を持つ組織からはドプラ信号が得られないため、「実質充満型臓器」例えば肝臓等の臓器を３次元的に可視化すると、前記臓器の内部構造を見ることが困難であり、内部の血管や腔構造を表示できないという問題がある。
【０００９】
この際、オパシティと呼ばれる不透明度（どれだけ中身を透かして見せるか）というパラメータを設定し、原画像の値の輝度に不透明度（あるいは透明度）を対応させて調整を行ったとしても、内部構造の境界面をクリアに表示することができなかった。
【００１０】
この問題の解決するために、例えば、Ｂ／Ｗ組織断層像をより空間的に把握したい場合には、ボックス・クリッピング（箱状の可視化領域を設定し、領域内のみを表示対象とする）等のクリッピング操作やＭＰＲ画像の断面位置操作などを行って３次元構造の把握が行われている。
【００１１】
あるいは、カラー・ドプラ法を用いて血流情報とＢ／Ｗ組織断層像を組み合わせて表示したりしている。
【００１２】
しかしながら、クリッピング処理やＭＰＲ画像位置の調整には、ボリュームを回転させながらマウスを用いた細かな設定処理を行う必要があるために、リアルタイムに３次元画像表示しその中での動きや血流といった変化を見る場合には、逐次３次元ボリュームを取り込むために超音波プローブを保持しつつ、クリッピング処理等の複雑なボリュームレンダリング像に対する操作をも行わなければならので、操作性の観点から実用的ではないという問題点がある。
【００１３】
また、ボリュームレンダリング像に対して、クリッピング処理などにより切断面を参照しないと内部構造が把握できず、前記切断面を切る作業をマウス等で行うのは大変であるという問題もある。
【００１４】
特に、胆嚢等の血流の存在しない腔や管構造を持つ組織からはドプラ信号が得られないため、カラードプラ法を用いても、血流のない腔構造を表示することができなかった。なお、超音波造影剤を注入してドプラ信号を得る方法も考えられるが、侵襲性が高くなる、検査が簡便でなくなる、という不具合が生じることとなる。
【００１５】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、実質充満型臓器などを３次元的に可視化した場合も、内部の血管や腔構造を良好に表示することのできる画像処理装置及び超音波診断装置を提供することにある。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、請求項１に記載の発明は、被検体に係る物理的特性を有する３次元空間内のボリュームデータを記憶する記憶手段と、前記ボリュームデータの各サンプル値がもつエッジ成分を検出する演算を行なうエッジ抽出手段と、前記エッジ抽出手段にて演算された前記ボリュームデータの各サンプル値に対してボリュームレンダリング処理により３次元画像を生成する３次元画像生成手段と、を含むことを特徴としている。
【００１７】
請求項２１及び２２記載の発明は、エッジ抽出にあたって、被検体の組織構造に係るデータ及び血流等の移動体に係るデータの組合せを考慮して、より明確な画像を得ようとするものである。請求項２２の発明は、さらにそれらの組合せを調整できるようにしたものである。具体的に請求項２１においては、次に被検体に対して超音波を送り、前記被検体からの反射波を受けて被検体の信号として出力する超音波送受装置と、前記信号を受けて、前記被検体の組織構造を表す第１の３次元分布情報を求めて出力する第１の超音波情報生成手段と、前記信号を受けて、前記被検体の移動体の特性を表す第２の３次元分布情報を求めて出力する第２の超音波情報生成手段と、前記第１の３次元分布情報又は前記第２の３次元分布情報のいずれか一方から、前記被検体に含まれる各部位のエッジ情報を抽出して出力するエッジ情報抽出手段と、前記エッジ情報抽出手段が出力する前記エッジ情報及び前記第１の３次元分布情報もしくは前記第２の３次元分布情報のいずれか他方を受けて、これらの情報に対してレンダリング処理を行うことによって、前記エッジ情報抽出手段が出力する前記エッジ情報及び前記第１の３次元分布情報もしくは前記第２の３次元分布情報を重畳した診断用の画像情報を生成する３次元画像生成手段とを備えている。
【００１８】
請求項２２においては、被検体に対して超音波を送り、前記被検体からの反射波を受けて被検体の信号として出力する超音波送受装置と、前記信号を受けて、前記被検体の組織構造を表す第１の３次元分布情報を求めて出力する第１の超音波情報生成手段と、前記信号を受けて、前記被検体の移動体の特性を表す第２の３次元分布情報を求めて出力する第２の超音波情報生成手段と、前記第１の３次元分布情報から前記組織構造体のエッジ情報を抽出し、前記第２の３次元分布情報の前記移動体のエッジ情報を抽出するとともに、それぞれの抽出条件を変更できるエッジ情報抽出手段と、前記エッジ情報抽出手段が出力する前記組織構造体のエッジ情報及び前記移動体のエッジ情報を受けてレンダリング処理を行うことによって、重畳した診断用の画像情報を生成する３次元画像生成手段とを備えた。
【００１９】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の好適な実施の形態の一例について、図面を参照して具体的に説明する。なお、以下ではボクセルボリュームデータの各サンプル（ボクセル）に対してエッジ抽出フィルターをかける場合の実施の形態を「第１の実施の形態」で説明し、極座標系の超音波ボリュームデータの各サンプルに対してエッジ抽出フィルターをかける場合の実施の形態を「第３の実施の形態」で説明するものとする。他の各実施の形態は、各種変形例である。以下、第１の実施の形態から説明する。
【００２０】
［第１の実施の形態］
先ず、第１の実施の形態では、等方なボクセルによるボリュームに対して、本実施の形態の特徴とするところのエッジ抽出処理（高域強調フィルタ処理）を行い、エッジ成分を強調したボリュームを生成し、その各サンプル値に対してボリュームレンダリング処理を行うことで、エッジ成分を強調したボリュームレンダリング画像表示を行うものである。
【００２１】
このような特徴の説明に先立って、前提となる超音波診断装置の全体の概略構成について、図１を参照して説明する。図１は、本実施の形態の超音波診断装置の構成の一例を示すブロック図である。
【００２２】
（超音波診断装置の構成）
本実施形態における超音波診断装置１は、図１に示すように、被検体との間で超音波信号の送受信を担う超音波プローブ１２、この超音波プローブ１２を駆動する送信ユニット１４、超音波プローブ１２の受信信号を処理する受信ユニット２２、整相加算器２４、検波回路２６、エコープロセッサ（ＥＰ：Ｅｃｈｏ　Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ；Ｂ／Ｗ輝度信号処理ユニット）２７、フロープロセッサ（ＦＰ：Ｆｌｏｗ　Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ；血流信号検出・処理ユニット）２８、スキャンコンバータ（ＤＳＣ：Ｄｉｇｉｔａｌ　Ｓｃａｎ　Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ；スキャン変換ユニット）２９、リアルタイムコントローラ（ＲＴＣ：Ｒｅａｌ　Ｔｉｍｅ　Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ；送受信制御回路）１６、ホストＣＰＵ（制御回路）１７、ボリュームジェネレータ３０、平滑化フィルター処理部３１、エッジ抽出フィルタ処理部３３、３Ｄレンダリングエンジン３７、３次元画像等を表示する表示部（画像表示ユニット）３８、操作者からの指示情報をに入力可能な操作部１８等を具備する。なお、符号２は画像処理装置の構成を示す。
【００２３】
超音波プローブ１２は、被検体（患者）内に撮影用超音波を送波し、当該被検体からの反射波を受波するための探触子であり、圧電素子等により形成されている。圧電素子は、走査方向に垂直な方向にカットされており、複数のチャネルを構成している。超音波プローブ１２をスキャン断面に対して垂直、あるいは略垂直な方向に手動あるいは、機械的に走査することによって、三次元超音波ボリュームを収集する。手動あるいは機械的走査位置は、不図示の磁気センサーやエンコーダにより検出され、当該走査位置情報は、リアルタイムコントローラ（ＲＴＣ）１６に入力し、ヘッダ情報に付加されて超音波データと共にボリュームジェネレータ３０に伝送される。
【００２４】
リアルタイムコントローラ（ＲＴＣ）１６は、ホストＣＰＵ１７より入力されるスキャン制御パラメータに基づいて、超音波信号の送受信を行うためのタイミング制御を行う。当該制御パラメータには、Ｂ／Ｗあるいはカラードプラスキャンといった超音波収集モード、スキャン領域、走査線密度、超音波データ収集繰り返し周期等が含まれる。リアルタイムコントローラ（ＲＴＣ）１６は、当該超音波データ収集繰り返し周期情報に基づいてタイマーを動作させ、周期的に発生するタイマーの出力を基準に超音波送信基準信号を生成する。
【００２５】
また、リアルタイムコントローラ（ＲＴＣ）１６は、超音波ビームがＢ／Ｗデータであるか、カラードプラデータであるかを識別するためのビームタイプ、データ収集距離等のビームの処理に必要な情報をヘッダ情報として生成する。生成された当該ヘッダ情報は、後述する受信ユニット２２でデータに付加され、データと共に後段の処理を行う各部に伝送される。後段の各部は、受信したヘッダ情報を基に、ビームタイプの識別やビーム処理の内容とパラメータを決定し、必要な処理を行った後、更に後段の各部にヘッダ情報と超音波ビームデータを組み合わせて転送する。
【００２６】
送信ユニット１４は、図示していないが、基本パルス発生器、遅延回路及び高圧パルス発生回路（パルサ回路）を有している。送信ユニット１４は、リアルタイムコントローラ（ＲＴＣ）１６より入力した当該超音波送受信基準信号を基準にして、送信パルス発生信号を基本パルス発生器で生成し、所望の超音波ビームを形成するための遅延時間を遅延回路でチャネル毎に対して付加し、当該パルサ回路で増幅して、超音波プローブ１２の各チャネルを構成する圧電素子に印加する。
【００２７】
受信ユニット２２は、図示していないが、プリアンプ、Ａ／Ｄ変換器、受信遅延回路を有している。受信ユニット２２は、リアルタイムコントローラ１６の制御に基づいて、超音波プローブ１２内部のチャネル毎に被検体からの超音波反射パルスを受信し、当該プリアンプで振幅を増幅した後、当該Ａ／Ｄ変換器でディジタル信号に変換する。
【００２８】
このように、パルス状の超音波を生成して超音波プローブ１２の振動素子に送り、被検体内の組織で散乱したエコー信号を再び超音波プローブ１２で受信することで受信信号を得る。
【００２９】
受信ユニット２２からの出力は、整相加算器２４にて受信指向性を決定するために必要な遅延処理を施した後に加算処理を施して走査線毎の超音波ビームを複数形成し、検波回路２６にて超音波ビームデータに対して直交検波処理を施し、イメージングモードに応じてエコープロセッサ（ＥＰ）２７、あるいはフロープロセッサ（ＦＰ）２８に送られる。
【００３０】
整相加算器２４は、受信ユニット２２から入力した各受信チャネルの信号を、図示されていないディジタル遅延整相加算器を用いて受信指向性を決定するために必要な遅延時間を勘案して加算処理し、これに得られたＲＦ（Ｒａｄｉｏ　ＦＲｅｑｕｅｎｃｙ）超音波信号を出力する。このＲＦ超音波信号は、遅延加算処理により形成された走査線毎の超音波ビームに対応したものとなる。当該整相加算器２４において同時に複数の超音波ビームを形成することにより、所謂並列同時受信を行うことが可能となり、その結果超音波ボリュームのスキャニング時間を短縮することができる。
【００３１】
検波回路２６は、整相加算器２４での遅延加算処理により形成された超音波ビームデータに対して、直交検波処理を施し、当該処理後の信号をイメージングモードに応じてエコープロセッサ（ＥＰ）２７、あるいはフロープロセッサ（ＦＰ）２８に伝送する。
【００３２】
エコープロセッサ（ＥＰ）２７は、所謂生体組織より反射される組織構造を反映した３次元のＢ／Ｗ組織画像データを生成するために必要な信号処理を行うユニットである。具体的には、エコープロセッサ（ＥＰ）２７は、包絡線検波処理によって組織にて反射された超音波信号の強度を映像化し、組織構造に対応した画像データを生成するために適した高域遮断フィルタ処理等を行う。
【００３３】
血流信号検出・処理ユニットを構成するフロープロセッサ（ＦＰ）２８は、血流等の動きを映像化するために必要な信号処理を行うユニットであり、具体的には、カラードプラ法により速度、パワー、分散等のパラメータを算出する。当該エコープロセッサ（ＥＰ）２７あるいは、フロープロセッサ（ＦＰ）２８の出力は超音波ビームの方向に沿ったサンプル位置毎のデータ（以下、超音波サンプルデータという）であり、この超音波サンプルデータにより構成される３次元ボリュームを超音波ボリュームデータ（元は超音波ベクトルデータセットでした）と呼ぶ。
【００３４】
スキャンコンバータ（ＤＳＣ）２９は、超音波スキャンの走査線信号列から、テレビなどに代表される一般的なビデオフォーマットの走査線信号列に変換するものであり、各超音波走査線の幾何情報に基づいて、エコープロセッサ（ＥＰ）２７より入力したデータからＢ／Ｗ組織画像データを、また、フロープロセッサ（ＦＰ）２８より入力したデータからカラー血流画像データを生成し、両者を例えば重み付けにより加算して表示画像データを生成する。血流速度に代表される折り返り（エイリアシング）が発生するデータに対しては一般的に知られるエイリアシング補正を伴った補間処理により２Ｄ画像を生成する。
【００３５】
ボリュームジェネレータ３０は、スキャンコンバータ（ＤＳＣ）２９より入力した複数の断層画像を当該走査断面位置情報に基づいて、等方なボクセルで構成されるボリュームに変換する。ここで、補間処理には、着目ボクセルを取り囲む周囲８個の超音波サンプルより直線補間処理（Ｔｒｉ−Ｌｉｎｅａｒ補間処理）を用いる。また、血流速度に代表されるエイリアシングが生じるデータに対しては、前述したエイリアシング補正を伴うＴｒｉ−Ｌｉｎｅａｒ補間処理を行う。
【００３６】
平滑化フィルター処理部３１は、ボリュームジェネレータ３０にて生成された３次元ボリュームに対して平滑化処理を行い、スペックルノイズ等のノイズを除去する。
【００３７】
エッジ抽出フィルタ処理部３３は、前記ボリュームジェネレータ３０の３次元ボリュームに対して、低域遮断フィルタ処理を行い、エッジ成分を強調した３次元ボリュームを形成する。
【００３８】
３次元レンダリングエンジン３７は、ボリュームジェネレータ３０が生成し、平滑化ならびにエッジ抽出処理された当該ボクセルボリュームを受取り、ホストＣＰＵ１７に設定されたボリュームレンダリング、サーフェースレンダリング、ＭＰＲ等のレンダリングモード、視線方向、オパシティ、色付け（カラー）方法等の画像生成パラメータに基づいて３次元レンダリング画像を生成する。なお、３次元画像生成のためのアルゴリズムには、様々な手法が提案されているが、一般的に知られているものとしてレイ・トレーシング法等がある。
【００３９】
表示部３８は、ブラウン管モニタあるいはＬＣＤによって構成され、スキャンコンバータ（ＤＳＣ）２９が生成したＢ／Ｗ組織画像、カラー血流画像等の２Ｄ超音波画像を表示し、ユーザの診断に用いられる。また、表示部３８は、３次元レンダリングエンジン３７にて生成される３次元レンダリング画像を、３次元レンダリング画像単独、あるいは、スキャンコンバータ（ＤＳＣ）２９で生成された当該２Ｄ超音波画像と同時にＣＲＴにて表示する。
【００４０】
特に、表示部３８は、エッジ強調を行った場合の３次元画像（第１の３次元画像）や、エッジ強調を行わない３次元画像（第２の３次元画像）、それらのいずれか又は双方のＭＰＲ像なども表示可能に形成されている。これらは、操作部１８からの操作指示に応じてホストＣＰＵ１７に含まれる表示制御部によって適宜切換制御が可能となっている。
【００４１】
かくして被検体組織形状を表す画像が表示部３２に表示され、ユーザは表示された当該超音波画像によって３次元情報を得られるため、疾患の有無や病変部の大きさ等を容易に把握することができる。
【００４２】
操作部１８には、マウス、ボタン、キーボード、トラックボール、操作パネル、等所定の指示入力をするための装置である。これらの操作デバイスは、操作者が患者情報、装置条件などを入力又は設定するために使用される他、必要な送受信条件、表示態様の選択情報などの入力、３次元画像上におけるＭＰＲの切断面の指定、３次元画像の回転、不透明度の設定等に使用される。
【００４３】
例えば、スキャンや表示に関する条件は、当該操作パネル上に配置されるスイッチの操作、或いは当該マウスによってＣＲＴなどからなる画像表示ユニットを構成する表示部３８に表示されたウィンドウ内のメニューを選択することにより入力される。また、超音波ボリュームデータに対する回転操作、表示ウィンドウレベルやオパシティ／カラーの設定等には当該マウスの上下左右移動により行う。
【００４４】
ホストＣＰＵ１７は、装置全体の制御中枢として各部を制御するものであり、メモリを備えた情報処理装置（計算機）の機能を持ち、予めプログラムされている手順に従って本超音波診断装置本体の動作を制御する制御手段である。そして、超音波プローブ１２に接続された送信ユニット１４及び受信ユニット２２、整相加算器２４、検波回路２６、被検体の画像を得るためのエコープロセッサー（ＥＰ）２７、血管像を得るフロープロセッサー（ＦＰ）２８、ボリュームを生成するボリュームジェネレータ３０、デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）２９、平滑化フィルター処理部３１、エッジ抽出フィルタ処理部３３、３次元レンダリングエンジン３７、表示部３８などを制御する。
【００４５】
この制御動作には、操作者が操作部１８を介して指令した診断モード、送受信条件、３Ｄ画像表示やＭＰＲ像等の表示態様などに対する処理が含まれ、送信ユニット１４に対する送信制御（送信タイミング、送信遅延など）、受信ユニット２２に対する受信制御（受信遅延など）、３Ｄレンダリングエンジン３７からの３Ｄ画像の生成の指令の他、本発明の３次元画像に対する各エッジ抽出等において必要なプログラムやデータを呼び出して実行し、エッジ抽出フィルタ処理部３３にてエッジ抽出処理を行うよう指示したり、ＭＰＲ処理を等を実行するように促したり、ソフトウエアモジュールを統合的に制御する処理も含まれる。
【００４６】
ホストＣＰＵ１７は、操作部１８を介してユーザにより入力されたスキャン或いは表示に関する条件を解釈し、装置全体の制御に必要なパラメータを設定することにより全体の制御を行う。装置全体へのパラメータ設定が完了すると、当該ホストＣＰＵ１７はリアルタイムコントローラ（ＲＴＣ）１６に対して、超音波信号の送受信開始を指示する。
【００４７】
また、ホストＣＰＵ１７は、操作部１８を介してユーザにより逐次入力されるボリュームに対する回転操作等の３次元画像に対する操作入力に対して、逐次判断を行い、必要なパラメータを３次元レンダリングエンジン３７等に設定することにより３次元画像の表示に関する制御を行う。
【００４８】
なお、前記２Ｄ超音波画像や３Ｄ像などは、不図示の記録媒体に格納され、例えば診断の後に操作者が呼び出すことが可能となっている。また、不図示の記憶媒体は、前記診断画像の保存を行う他、前述の種々のエッジ抽出フィルタ処理を行うソフトウェアプログラム、スペックルノイズ等を除去する平滑化処理を行うプログラム等の各種プログラムを保管している。
【００４９】
さらに、ホストＣＰＵ１７は、受信ユニット２２直後の出力信号、もしくは画像輝度信号を読み込み、ＤＳＣ２９を経由して表示部３８に表示する、或いは画像ファイルとして記憶媒体に保存する、若しくはその他のインターフェースを経由して外部の情報処理装置（ＰＣ）、プリンタ、装置外部の記憶媒体、診断データベース、電子カルテシステム等に転送する。
【００５０】
（超音波診断装置の全体の動作）
上述のような構成を有する超音波診断装置１において、概略以下のように作用する。乃ち、診断が指令されているとすると、送信ユニットから超音波プローブ１２を介して被検体である生体へ送信された超音波は、生体からの反射信号として再び超音波プローブ１２を介して受信ユニット２２にて受信される。受信ユニット２２を介して整相加算されたエコー信号は対数増幅、包絡線検波を受けて振幅情報が輝度情報として出力され、画像としてＤＳＣ２９に入力される。ここでは、通常の２次元断層像を得る。
【００５１】
受信ユニット２２からの出力は、整相加算器２４にて受信指向性を決定するために必要な遅延処理を施した後に加算処理を施して走査線毎の超音波ビームを複数形成し、検波回路２６にて超音波ビームデータに対して直交検波処理を施し（ここまでが、本発明における超音波送受装置である。）、イメージングモードに応じて、エコープロセッサ（ＥＰ）２７、あるいはフロープロセッサ（ＦＰ）２８に送られる。
【００５２】
エコープロセッサ（ＥＰ）２７により、包絡線検波処理によって生体組織にて反射された超音波信号の強度を映像化し、組織構造に対応した画像データ（Ｂ／Ｗ組織画像）を生成するために適した高域遮断フィルタ処理等を行う。ここで、エコー信号は、種々のフィルタリング処理、対数増幅、包絡線検波処理などが施され、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータとなる。
【００５３】
一方、フロープロセッサ（ＦＰ）２８により、包絡線検波処理によって血流等の移動体によって反射された強度から移動体の動きを映像化するために必要な信号処理を行い、例えばカラードプラ法により速度、パワー、分散等のパラメータを算出する（上記、ＥＰ　２７、ＥＰ　２８は、本発明における超音波情報生成手段である。）。また、エコー信号から速度情報を周波数解析し、解析結果をスキャンコンバータ（ＤＳＣ）２９に送る。
【００５４】
そして、スキャンコンバータ（ＤＳＣ）２９により、各超音波走査線の幾何情報に基づいて、エコープロセッサ（ＥＰ）２７より入力したデータからＢ／Ｗ組織画像を生成し、また、フロープロセッサ（ＦＰ）２８より入力したデータからカラー血流画像を生成し、両者を重み付けにより加算して表示画像データを生成する。なお、血流速度に代表される折り返り（エイリアシング）が発生するデータに対しては一般的に知られるエイリアシング補正を伴った補間処理により２Ｄ画像を生成する。
【００５５】
スキャンコンバータ（ＤＳＣ）２９に送られた画像データは、スムージングなどのポスト処理に付された後、ビデオフォーマットの画像データにスキャン変換される。この画像データは更に表示部３８にリアルタイムに送られる。この際、必要なグラフィックデータが重畳された状態で表示部３８に表示される。
【００５６】
なお、スキャン変換前後の画像データは、特定の記憶領域に記憶され操作者が読み出して表示などに再利用可能である。このとき、不図示の記録媒体から読み出される画像は、スロー再生、コマ送り再生、静止像表示等が可能となっている。
【００５７】
ここで、操作者が、３Ｄ表示を行うためのモードに移行することにより、記録媒体に記憶された画像データに基づいて、３Ｄ画像の表示が行われ、表示部３８上に表示される。
【００５８】
（３次元表示）
３Ｄ画像表示を行う場合には、入力した複数の断層画像を走査断面位置情報に基づいて、ボリュームジェネレータ３０は、等方なボクセルで構成されるボリュームに変換する。
【００５９】
ボリュームジェネレータ３０にて生成された３次元ボリュームに対しては、平滑化フィルター処理部３１により平滑化処理を行い、スペックルノイズ等のノイズを除去し、さらに、当該３次元ボリュームに対して、エッジ抽出フィルタ処理部３３により低域遮断フィルタ処理を行い、エッジ成分を強調した３次元ボリュームを形成する。
【００６０】
ボリュームジェネレータ３０が生成し、平滑化ならびにエッジ抽出処理された当該ボクセルボリュームを、３次元レンダリングエンジン３７が受取ると、ホストＣＰＵ１７に設定されたボリュームレンダリング、サーフェースレンダリング、ＭＰＲ等のレンダリングモード、視線方向、オパシティ、色付け（カラー）方法等の画像生成パラメータに基づいて３次元レンダリング画像を生成する。
【００６１】
このように、送られてくる画像データ、グラフィックデータ、ホストＣＰＵ１７から指令される、通常モードの３Ｄ画像、エッジ抽出フィルタ処理による画像、などの適宜な表示態様の画像処理から入力される。
【００６２】
かくして、表示部３２には、必要に応じて被検体に関するＢ／Ｗ組織画像、カラー血流画像等の２Ｄ超音波画像、あるいは、３次元レンダリング画像、そのＭＰＲ像などを、単独、あるいは、当該２Ｄ超音波画像と同時に表示される。
【００６３】
この際、３次元レンダリング画像においては、前記エッジ抽出フィルタ処理部３３によるフィルタ処理により実質充満型臓器の内部構造、例えば胆のうや肝臓内の血管及び腫瘍等の３次元構造物のエッジ成分ないしは輪郭が強調されるために、前記血管、腔及び腫瘍の形状等が明確に表示される。
【００６４】
なお、２Ｄ超音波画像ないしは３次元レンダリング像を表示する際には、種々の設定パラメータの情報などのグラフィックデータなどを不図示のデータ発生部により生成し、イメージメモリ等を利用して画像合成することで、当該合成画像を表示部３８に出力するようなこともできる。
【００６５】
このようにして生成された最終の画像データは、表示部３８に表示され、表示部３８では、３Ｄ画像が表示される「３Ｄモード」を選択した場合には、通常は３Ｄボリュームレンダリングによる例えば肝臓の３Ｄ画像が表示され、特定の表示操作部を選択することにより、前記肝臓内の内部構造例えば腫瘍等がエッジ成分が強調された、エッジ強調画像が表示される。なお、２Ｄ超音波画像においては、必要に応じて所望部位及び又はデータにカラーが付与される。
【００６６】
以上のような構成のエッジ抽出フィルタ処理等を行うためのさらに詳細な具体的構成について以下に詳述する。
【００６７】
（本実施の形態の特徴：エッジ抽出を行うための構成）
本実施の形態では、３次元ボリュームデータに対してエッジ抽出を行うため、下記のような構成を有する。本実施の形態では、ボクセル形状のボリュームに対してエッジ抽出処理を行う場合を例に説明する。
【００６８】
本実施の形態の超音波診断装置においては、図２に示すように、ボリュームジェネレータ３０にて生成された３次元ボリュームデータに対して、スペックルノイズ等を除去する平滑化フィルタ処理部３１、および前記３次元ボリュームデータに対して肝臓内の腫瘍等の輪郭（腫瘍の表面と肝臓内充満部との境界面）を抽出ないしは強調してエッジ抽出を行うエッジ抽出フィルタ処理部３３を有する。
【００６９】
すなわち、本装置では、平滑化フィルタ処理部３１のメディアンフィルタにて平滑化処理を行い、その後エッジ抽出フィルタ処理部３３の“ソーベル”型の３×３高域通過フィルタによりエッジ成分の大きさを検出する。これらは、各々ボリューム単位に実行される。
【００７０】
なお、本実施の形態の「エッジ抽出フィルタ処理部」は本発明にいう「エッジ（情報）抽出手段」に該当し、また、本実施の形態の「平滑化フィルタ処理部」は本発明にいう「平滑化手段」に該当し、さらに、本実施の形態の「３次元レンダリングエンジン」は、本発明にいう「３次元画像生成手段」に該当する。加えて、本実施の形態の「不図示の記録媒体」により本発明にいう「記憶手段」を構成し得、本実施の形態の「ホストＣＰＵ」には、本発明にいう「表示制御手段」が含まれる。さらに、本実施の形態の「操作部」には、本発明にいう「設定手段」が含まれる。
【００７１】
（エッジ抽出フィルタ）
エッジ抽出フィルタ処理部３３Ａは、図２に示すように、３次元ボリュームデータのエッジ成分を抽出する機能を有し、例えば３次元ＸＹＺ直交座標系におけるＸ方向（第１の方向）にフィルターをかけてＸ方向に沿った面のエッジ抽出処理を行うＸ方向フィルタ処理部３３２ａ（第１の方向フィルタ処理手段）と、Ｙ方向（第２の方向）にフィルターをかけてＹ方向に沿った面のエッジ抽出処理を行うＹ方向フィルタ処理部３３２ｂ（第２の方向フィルタ処理手段）と、Ｚ方向（第３の方向）にフィルタをかけてＺ方向に沿った面でのエッジ抽出処理を行うＺ方向フィルタ処理部（第３の方向フィルタ処理手段）３３２ｃと、これら各方向の各処理部で処理された処理結果の出力の二乗和、あるいは前記二乗和の平方根の算出を行う（あるいはベクトル長を算出する）算出部３３３（演算手段）と、を含んで構成される。
【００７２】
Ｘ方向フィルタ処理部３３２ａは、高域通過フィルタ＜ＨＰＦ＞（低域遮断フィルタ）、例えばソーベル（Ｓｏｂｅｌ）フィルタ等にて形成される。なお、Ｙ方向フィルタ処理部３３２ｂ、Ｚ方向フィルタ処理部３３２ｃも前記Ｘ方向フィルタ処理部３３２ａ同様に、ソーベル（Ｓｏｂｅｌ）フィルタ等にて形成される。
【００７３】
上記のような構成を有するエッジ抽出フィルタ処理部３３Ａにおいて、収集された超音波サンプルボリュームをスキャンコンバータでボクセルボリュームに変換した後、エッジ抽出フィルタ処理を行う。
【００７４】
前記エッジ抽出フィルター処理部３３Ａは、１次元ずつに分解可能なリニア（線形）なフィルターにて構成することが好ましく、各々の方向に対してフィルタリング処理を行い、当該フィルタリング処理を行った後に、分解成分に基づいてベクトル成分を算出することとなる。
【００７５】
エッジ成分は、画像の濃度値が急激に変化する部分であり、実質充満型臓器の領域から反射されるエコーのうち、エッジ成分に相当する部分は高い周波数成分を有することから、前記エッジ抽出フィルター処理部３３Ａを構成するものとしては、例えば高域通過（強調）フィルター（ハイパスフィルター）ないしはノイズ低減機能を有する中域通過形フィルター（バンドパスフィルター）を用いることでエッジ成分を抽出し、当該エッジ成分を強調した画像を作成することができる。ただし、前記フィルターとしては、種々のタイプのものが採用し得る。
【００７６】
このフィルターの使い方、つまりエッジ抽出の仕方及びその利用の仕方においては、各実施形態では、エコープロセッサ２７の出力から生成された３次元ボリュームデータであるＢ／Ｗボリュームについてフィルタしてエッジ成分を抽出していることを説明しているが、これに限らず、各実施形態では、次のようなこともできる。▲１▼被検体のＢ／Ｗボリュームデータ（被検体の組織構造を表す３次元分布情報：エコープロ−セッサ２７の出力から生成された３次元ボリュームデータ）とカラーボリューム（被検体の移動体の特性を表す３次元分布情報：フロープロセッサ２８の出力から生成された３次元ボリュームデータ）のいずれか一方にのみフィルタをかけてエッジ抽出し、抽出したエッジ情報（成分）と抽出しない方のボリュームとをレンダリングして診断用の画像情報を生成する。▲２▼Ｂ／Ｗボリュームデータとカラーボリューム双方ともフィルタしてエッジ情報を抽出してレンダリングして３次元画像画像情報を得る。▲３▼Ｂ／Ｗボリュームデータからエッジ情報を抽出するフィルタと、カラーボリュームからエッジ情報を抽出するフィルタとそれぞれに重み付け（フィルタの係数を調整してもよい）してその重みづけを調整する手段を用意し、フィルタの条件を変更する手段を用意し、実際の画像をみながら当該手段でフィルタの条件を可変して、よりよい画像を得るようにしてもよい。この▲３▼で場合で、重み付け係数を０（フィルタの効果無し、つまりスルーパス状態）から１（フィルタの効果が１００％の状態）まで可変できるようにしておけば、上記▲１▼及び▲２▼の状態も作れる。このようにエッジ抽出フィルタによるフィルタリング処理を行うことにより、例えば、実質充満型臓器内の充満部分と腔の領域との境界を強調して表示させて、より明瞭に腔や管構造を可視化することができる。なお、対象となる内部臓器としては、例えば、肝臓（肝静脈、もん脈、大動脈をそれぞれ可視化）や胆嚢等も挙げられる。
【００７７】
ここで、本実施の形態のような３次元のフィルターでは、２次元のフィルターをＸ、Ｙ、Ｚ方向の各々について分割して処理を行い、Ｘ方向に対してフィルターを掛けて、次いでＹ方向に対してフィルタ処理を行い、さらにＺ方向にフィルタ処理を行う、という具合にステップ毎１次元に分解して行う。このようにして、３次元的にフィルタ処理を行うことができる。
【００７８】
なお、一つの方向では、ソーベル（Ｓｏｂｅｌ）フィルタは、例えば３×３の２次元フィルターを用いており、サンプル（タップ）数は、各方向に分解する場合には、１つの方向について３×３＝９タップのハイパスフィルターを用いて、ＸＹＺの３方向についてリニアで各々フィルターをかけることで、３次元的なフィルタリング処理を行うことができる。
【００７９】
そして、ソーベル（Ｓｏｂｅｌ）フィルタの出力は、処理方向におけるエッジ成分の大きさを反映するものであり、着目するサンプル点における面の放線方向は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の出力を成分とするベクトル表示で表現することができる。
【００８０】
すなわち、ｘ、ｙ、ｚ方向独立に３ｘ３のソーベル（Ｓｏｂｅｌ）フィルタを利用した場合、算出部３３３は、各出力の２乗和を出力とする。さらに、このままでは、出力値の範囲が大きくなるため、必要であれば算出部３３３の出力を２乗和の平方根としてもよい。
【００８１】
このようにして、エッジ抽出フィルタ処理された出力であるボクセル形式のボリュームに対して、ＶＲ（ボリュームレンダリング）法による画像レンダリングを３次元レンダリングエンジン３７で行うこととなる。
【００８２】
なお、エッジ抽出フィルター処理部３３Ａの構成としては、上記のような場合に限らず、ある着目したサンプルの前後、左右、上下の３方向に対して各々フィルタリング処理を行うことができる３次元的なフィルターで構成してもよい。すなわち、エッジ成分の有無の検出には、最も単純には前後・左右・上下の３方向だけを見ればよいので、周辺６サンプルを利用する構成を採用し得る。さらに、前記に加えて、斜め上、手前等を含めて、特定の着目サンプルの周囲の２６サンプル全部を演算対象として採用する構成であってもよい。このように、サンプル数を多くすることで、エッジ抽出処理を安定させることができる。ここで、エッジ抽出フィルタ処理部をＸＹＺの各方向で各々分解する構成とした場合には、２次元のフィルタを各々利用することとなるが、周辺サンプルで３次元的に演算を行う場合には、通常の２次元で利用されているフィルターとは異なる構成となる。
【００８３】
（ソーベルフィルター）
エッジ抽出フィルタ処理部３３Ａは、例えば、Ｘ、Ｙ、Ｚ方向に各々独立に３ｘ３の２次元ソーベルフィルターをかける処理を行う。
【００８４】
ここで、ソーベルフィルターは、例えば、デジタル画像上の（ｉ、ｊ、ｋ）座標上における画素（輝度ないしは濃度）値をｆ（ｉ、ｊ、ｋ）とした時に、Ｘ方向にかける３×３のフィルターｇ_Ｘ３（ｉ、ｊ、ｋ）、Ｙ方向にかける３×３のフィルターｇ_Ｙ３（ｉ、ｊ、ｋ）、Ｚ方向にかける３×３のフィルターｇ_Ｚ３（ｉ、ｊ、ｋ）を有し、各々次式で定義される出力を発生する。
【００８５】
ｇ_Ｘ３（ｉ、ｊ、ｋ）＝ｆ（ｉ＋１、ｊ＋１、ｋ）＋（＋２）ｆ（ｉ＋１、ｊ、ｋ）＋ｆ（ｉ＋１、ｊ―１、ｋ）＋（―１）ｆ（ｉ―１、ｊ＋１、ｋ）＋（―２）ｆ（ｉ―１、ｊ、ｋ）＋ｆ（ｉ―１、ｊ―１、ｋ）
ｇ_Ｙ３（ｉ、ｊ、ｋ）＝ｆ（ｉ＋１、ｊ＋１、ｋ）＋（＋２）ｆ（ｉ、ｊ＋１、ｋ）＋ｆ（ｉ―１、ｊ＋１、ｋ）＋（―１）ｆ（ｉ＋１、ｊ―１、ｋ）＋（―２）ｆ（ｉ、ｊ―１、ｋ）＋（―１）ｆ（ｉ―１、ｊ―１、ｋ）
ｇ_Ｚ３（ｉ、ｊ、ｋ）＝ｆ（ｉ、ｊ＋１、ｋ＋１）＋（＋２）ｆ（ｉ、ｊ、ｋ＋１）＋ｆ（ｉ、ｊ―１、ｋ＋１）＋（―１）ｆ（ｉ、ｊ＋１、ｋ―１）＋（―２）ｆ（ｉ、ｊ、ｋ―１）＋（―１）ｆ（ｉ、ｊ―１、ｋ―１）
そして、算出部３３３では、各出力の二乗和の平方根が算出されることから、その出力Ｆ（ｉ、ｊ、ｋ）は、
Ｆ（ｉ、ｊ、ｋ）＝（ｇ_Ｘ３（ｉ、ｊ、ｋ）×ｇ_Ｘ３（ｉ、ｊ、ｋ）＋ｇ_Ｙ３（ｉ、ｊ、ｋ）＊ｇ_Ｙ３（ｉ、ｊ、ｋ）＋ｇ_Ｚ３（ｉ、ｊ、ｋ）×ｇ_Ｚ３（ｉ、ｊ、ｋ））^１／２となる。
【００８６】
なお、Ｘ方向にかけるフィルタにおいて、ｆ（ｉ―１、ｊ―１、ｋ），ｆ（ｉ―１、ｊ、ｋ），ｆ（ｉ―１、ｊ＋１、ｋ）等は着目サンプル（ｉ、ｊ、ｋ）の近傍の８個のサンプル（ボクセル）の画素値である。図４（Ａ）は、この８個のサンプル（ボクセル）の画像内の配列を示す。位置（ｉ、ｊ、ｋ）のボクセルを表わすサンプルの画素値ｆ（ｉ、ｊ、ｋ）は、前ライン上に位置する隣接ボクセル値＜ｆ（ｉ―１、ｊ―１、ｋ），ｆ（ｉ―１、ｊ、ｋ），ｆ（ｉ―１、ｊ＋１、ｋ）＞及び同一ライン上の隣接ボクセル値＜ｆ（ｉ、ｊ―１、ｋ），ｆ（ｉ、ｊ＋１、ｋ）＞及び次ライン上の隣接ボクセル値＜ｆ（ｉ＋１、ｊ―１、ｋ），ｆ（ｉ＋１、ｊ、ｋ），ｆ（ｉ＋１、ｊ＋１、ｋ）＞から上式に従って発生される。
【００８７】
Ｙ方向、Ｚ方向においても、図４（Ｂ）（Ｃ）に示すように、Ｘ方向に対して近傍８ボクセルを用いて演算したのと同様に演算を行う。なお、ここでいうフイルタリング処理とは、多値画像データの値とフイルタの各値との積の合計を求め、その絶対値を、フイルタリング処理の結果の値として記憶しておくことである。
【００８８】
これにより、任意の方向（水平、垂直又は対角方向）の遷移を有するときの出力から、輪郭の値が得られる。
【００８９】
（平滑化フィルタ）
平滑化フィルタ処理部３１Ａは、原画像の急峻なエッジ成分が現れる部分において、入力画像に含まれるノイズがエッジ成分として認識されてしまわないよう平滑化するものであり、図２に示すように、例えばｘ、ｙ、ｚ方向に対して例えば近傍６サンプルの３次元的に構成されたフィルタリング処理を行うメディアンフィルタ３３１を含んで構成される。
【００９０】
当該メディアンフィルタ３３１は、中央値抽出を行うメディアンフィルタとして機能するものであり、超音波画像を参照し、各サンプル位置毎に近傍の画像データの値を比較し、その値が中央となるサンプルのデータを新たな当該注目サンプルの値として更新するものであり、超音波画像に含まれるスペックルノイズ等の除去を行うことができる。
【００９１】
一例として、本実施の形態では、着目サンプル位置の近傍６サンプルと自身を合わせた７サンプル（７タップ）の中央値にて値を置換する場合を例に説明する。
【００９２】
例えば、図４（Ｅ）に示すように、着目サンプルｆ（ｉ、ｊ、ｋ）の上下（Ｚ方向）、左右（Ｘ方向およびＹ方向）の近傍６サンプル、（着目サンプルを含めると計７サンプル＜７タップ＞）のメディアンフィルタにおいては、７個の数値データの中央値を抽出する画像データの場合、以下のような演算を行う。
【００９３】
例えば、一例としてｆ（ｉ、ｊ、ｋ）のサンプルに与えられた画像の数値データを１５０、ｆ（ｉ、ｊ―１、ｋ）の数値データを１４、ｆ（ｉ、ｊ＋１、ｋ）の数値データを１５、ｆ（ｉ＋１、ｊ、ｋ）の数値データを１５、ｆ（ｉ―１、ｊ、ｋ）の数値データを１５、ｆ（ｉ、ｊ、ｋ＋１）の数値データを１６、ｆ（ｉ、ｊ、ｋ―１）の数値データを１６とすると、ほとんどのサンプルは、１４〜１６の数値データを有するが、ｆ（ｉ、ｊ、ｋ）は、数値データが１５０と、周囲のデータと値が大きく離れており、これはノイズである。
【００９４】
そして、メディアンフィルタを用いてｆ（ｉ、ｊ、ｋ）の値を修正する場合、サンプルｆ（ｉ、ｊ、ｋ）とその周囲近傍６サンプルにある７つのデータに注目する。これらのデータを小さい順に並べると、１４、１５、１５、１５、１６、１６、１５０となる。このうち、４番目の値、即ちデータの中央に位置する値を中央値（メディアン）と呼び、この場合１５である。そこで、サンプルｆ（ｉ、ｊ、ｋ）のデータとして、この中央値１５を採用する。以上の操作を全てのサンプルにおいて行う画像処理を本実施の形態のメディアンフィルタという。このようにして、画像情報にメディアンフィルタをかけると、ノイズが除去される。
【００９５】
このように、メディアンフィルタは、着目サンプルおよび周囲近傍の６サンプルの計７サンプルの数値データを読み込み、これを小さい順または大きい順にソートして並べ換えたときの中央値を抽出する、という処理を行い、前記画像データのボリュームの先頭のサンプルからフイルタリング処理を実行し、これを画像空間全体に施し画像を平滑化する。すなわち、図３に示すように、サンプルの数値データを読み込み（ステップＳ１０１）、数値データの大きさの順にソーティングし（Ｓ１０２）、中央値を抽出する（Ｓ１０３）。そして、注目サンプルの数値データを中央値にする（Ｓ１０４）。
【００９６】
メディアンフィルタを用いると、ノイズの除去具合、画像の輪郭の保持などの観点から、例えば画素の周囲のデータと平均を取る方法などに比較して、良好な結果を得ることができ、対象物をぼかすことなく、雑音や孤立点を除去できる。
【００９７】
なお、メディアンフィルタの構成としては、着目サンプル位置の近傍２６サンプルと自身を合わせた２７サンプルの中央値にて値を置換する構成としてもよい。この場合も、ボリューム内の全てのサンプル位置に対して当該処理を行う。ここで、ボリュームの端部において、近接するサンプルが存在しない場合、着目するサンプル位置の値で代用する。あるいは、演算自体を実行せず、サンプル値そのままを出力値とする構成としてもよい。
【００９８】
このように、エッジ抽出フィルター処理部３３に加えて、平滑化フィルター処理部３１を介在させることで、ノイズ等の低減を図ることができる。
【００９９】
（処理について）
本実施の形態の超音波診断装置の構成は、上記のようであり、以下のように作用する。
【０１００】
一般的には、超音波プローブを手動、あるいは、機械的に走査して３次元ボリュームを収集する。
【０１０１】
ホストＣＰＵ１７は、操作部１８を介して超音波スキャンや表示モードを決定し、リアルタイムコントローラ（ＲＴＣ）１６を始めとする各ユニットに必要なパラメータをスキャンに先立って設定する。必要なパラメータ設定が完了すると、リアルタイムコントローラ（ＲＴＣ）１６にスキャン開始の命令を発行する。
【０１０２】
リアルタイムコントローラ（ＲＴＣ）１６は、超音波プローブ１２から照射するために必要な高圧パルス発生タイミング信号と遅延制御データを送信ユニットに伝送する。送信ユニット１４は、前記信号及び制御データに基づき、超音波プローブ１２に高圧パルス信号を印加し、超音波信号を生体内に照射する。生体内部の臓器からの反射波は、受信ユニット２２でノイズ除去や振幅増幅を行った後、Ａ／Ｄ変換器によりディジタルデータに変換され、整相加算器２４において整相加算処理されて超音波ビームデータが生成される。検波回路２６では、超音波ビームデータに対して直交検波処理を行って、位相情報を持つ複素形式サンプルに変換する。
【０１０３】
検波回路２６からの出力は、画像表示モードに応じてエコープロセッサ（ＥＰ）２７、あるいは、フロープロセッサ（ＦＰ）２８に振り分けられる。エコープロセッサ（ＥＰ）２７では、包絡線検波を行って組織からの反射波強度を映像化するための処理を行う。一方、フロープロセッサ（ＦＰ）２８では自己相関関数を用いてドプラ信号を抽出し、血流等の速度、分散、パワー等を演算する。尚、説明の都合上、これら超音波サンプルを超音波ベクタデータと呼ぶ場合がある。
【０１０４】
超音波ベクタデータは、次に、スキャンコンバータ（ＤＳＣ）２９、ボリュームジェネレータ３０にて直交するＸ―Ｙ―Ｚ軸上のボクセル形式のボリュームデータに変換される。
【０１０５】
このボクセル形式のボリュームデータに対して平滑化フィルター処理部３１は、６近傍メディアンフィルターあるいは２６近傍メディアンフィルター等の各種フィルタにより平滑化処理を行う。
【０１０６】
その後、エッジ抽出フィルター処理部３３により、ボクセル（サンプル）からなるボクセルボリュームデータに対して、Ｘ方向に対して２次元のソーベルフィルター等によりフィルター処理を行い、Ｙ方向に対して２次元のソーベルフィルター等によりフィルター処理を行い、Ｚ方向に対して２次元のソーベルフィルター等によりフィルター処理を行い、これらの各出力結果の二乗和の平方根を算出して、着目領域のサンプルのフィルター処理を行う。
【０１０７】
そして、３次元レンダリングエンジン３７にて、当該ボクセルボリュームをボリュームレンダリングし、ＣＲＴ等の表示部３８にて平滑化されてスペックルノイズが除去され、かつ、エッジ抽出により内部構造が見える状態の３次元レンダリング画像を表示する。
【０１０８】
これにより、例えば、本実施の形態では、表示部において例えば、図５（Ａ）に示すような通常モードにおいて肝臓Ｕ１を表示し、内部構造閲覧モードとすると、図５（Ｂ）に示すように、肝臓Ｕ１内の内部構造Ｕ２が明確に表示することが可能となる。
【０１０９】
なお、表示部３８に表示される３次元画像の表示態様としては、いま述べた実質充満型臓器の内部構造、例えば肝臓内の腔構造等を表示した第１の３次元画像の他、カラードップラにより得た画像に対してエッジ強調フィルタをかける構成を表示することも可能である。
【０１１０】
すなわち、フロープロセッサにより表示可能な血管像の３次元画像に対して、エッジ強調フィルタをかけた像を表示することで、臓器が透けた中に血管像が見えるような表示が可能となる。
【０１１１】
また、肝臓等では胆嚢などの血流のない所では、カラードップラ法を用いても血管像が出てこないが、本実施の形態のようにエッジ強調（エッジ成分抽出）フィルタ処理を行うことによって、血流がない所での血管像を表示することができる。さらに、血管に対応したデータを重ねて表示するようにしてもよい。
【０１１２】
以上説明したように本実施の形態によれば、エッジ抽出フィルターによりクリッピング等のボリューム操作を行うことなく、実質充満型臓器内部の血管や腔構造がより立体的に把握できる。さらに、平滑化フィルターによりスペックルノイズ等の除去を行うことができる。
【０１１３】
［第２の実施の形態］
次に、本発明にかかる第２の実施の形態について、図６に基づいて説明する。なお、以下には、前記第１の実施の形態の実質的に同様の構成に関しては説明を省略し、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行い、異なる部分についてのみ述べる。図６は、本実施の形態の超音波診断装置の構成の一例を示す機能ブロック図である。
【０１１４】
上記第１の実施の形態では、平滑化フィルタを、周囲の特定数のサンプルによる３次元的なフィルタの構成としたが、本実施の形態では、平滑化フィルタを、ｘ、ｙ、ｚの各方向に各々分解し、２次元フィルタによる処理を各々行う構成としている。
【０１１５】
具体的には、本実施の形態の平滑化フィルタ処理部３１Ｂは、図５に示すように、（ｘ、ｙ）平面上においてフィルタ処理を行うメディアンフィルタ３３４ａと、（ｙ、ｚ）平面においてフィルタ処理を行うメディアンフィルタ３３４ｂと、（ｚ、ｘ）平面においてフィルタ処理を行うメディアンフィルタと３３４ｃと、を含んで構成されている。
【０１１６】
一方、エッジ抽出フィルタ処理部３３Ａは、前記第１の実施の形態同様、ソーベルフィルタ３３５ａ、３３５ｂ、３３５ｃ、ベクトル長算出部３３６を有する。
【０１１７】
この場合、処理を２次元に分割して行い、メディアンフィルタ３３４ａにおいては、着目するサンプルを含むｘ―ｙ平面上の３×３サンプルにおいて中央値を演算するとともに、メディアンフィルタ３３４ｂにおいてはｙ―ｚ平面上の３×３サンプルにおいて中央値を演算し、さらに、メディアンフィルタ３３４ｃにおいては、ｚ―ｘ平面上の３×３サンプルにおいて中央値を演算する。
【０１１８】
続いて、各メディアンフィルタ３３４ａ、３３４ｂ、３３４ｃの出力は、同じ平面を処理するソーベル（Ｓｏｒｂｅｌ）フィルタ３３５ａ、３３５ｂ、３３５ｃで、互いに独立な方向に処理を行いエッジ成分を抽出する。そして、算出部３３６でベクトル長が算出されるのは、前述した処理と同じである。
【０１１９】
以上のように本実施の形態によれば、各方向で平滑化フィルタによる処理を行うことで、２次元アレイプローブの場合には、スペックルノイズ等も方向によって発生の仕方が異なるために、ＸＹＺの３次元的にフィルタ処理を行う方がノイズ除去の性能は向上し、画質も向上する。
【０１２０】
また、ソーベルフィルタによる処理を行う際に、３×３サンプルを演算器にロードするため、メディアンフィルタによる処理を並行して実現することにより、処理の簡略化を図ることができる。
【０１２１】
（エッジ抽出フィルタ処理部の変形例）
なお、前記第１、第２の実施の形態では、エッジ抽出フィルタ処理部として、各方向（Ｘ、Ｙ、Ｚ）に対してソーベルフィルタを用いた例について説明したが、着目するサンプル（ボクセル）周辺６サンプルとの差の絶対値の総和としてもよい。更に、着目サンプル（ボクセル）からの距離を用いた加重平均を行ってもよい。具体的には、以下のような各例が挙げられる。
【０１２２】
例えば、画像の濃度値が急激に変化する部分の検出として、一次微分、二次微分のラプラシアンフィルタ、空間微分フィルタ、フォーセンフィルタ、ロベルトフィルタ、レンジフィルタ等であってもよい。この際、各方向に分解して組み合わせて利用するか、各方向別に分解せずに３次元的な構成とするかは任意である。なお、各方向に分解する場合に、各方向で異なる種類のフィルタを使うようにしてもよい。さらに、分解された特定方向のフィルタを複数回かけるように構成してもよい。
【０１２３】
（平滑化フィルタの変形例）
なお、平滑化フィルタの３次元処理では、一方向にしかないものであってもよい。
【０１２４】
また、平滑化フィルタ処理部による処理手法としては、例えば各サンプルに対し該サンプルを中心とした所定領域内の各サンプルに関する値の平均を求め、この平均値を中心のサンプルの値とする単純な平均化処理方法、上記所定領域内の値の中央値（メジアン）を中心の画素の値とするメジアンフィルタを用いる方法、上記所定領域内をさらに複数の小領域に分け、各小領域毎に分散を求めて分散の最も小さい小領域の平均値を中央の画素の値とするエッジ保存フィルタ（Ｖ−フィルタ）を用いる方法、画像信号をフーリエ変換し、ノイズ成分に対応する高空間周波数成分を取り除いた後に逆フーリエ変換する方法等を用いることができる。
【０１２５】
また、近傍サンプル値の平均濃度を値とする移動平均フィルタでもよい。さらには、平滑化するための高域遮断フィルタ（低域通過フィルタ）の性質を持っていれば良く、特性に応じてバターワース（Ｂｕｔｔｅｒｗｏｒｔｈ）型フィルタ、チェビシェフ（Ｃｈｅｂｙｓｈｅｖ）または楕円（ｅｌｌｉｐｔｉｃ）のフィルタ、ガウスフィルタとしてもよい。
【０１２６】
［第３の実施の形態］
次に、本発明にかかる第３の実施の形態について、図７に基づいて説明する。なお、以下には、前記第１の実施の形態の実質的に同様の構成に関しては説明を省略し、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行い、異なる部分についてのみ述べる。図７は、本実施の形態の超音波診断装置の構成の一例を示す機能ブロック図である。
【０１２７】
前記実施の形態では、ボクセルボリュームに対してエッジ抽出フィルタ処理を行う構成を開示したが、本実施の形態では、放射状に拡がるボリュームデータに対してエッジ抽出フィルタ処理を行う構成を開示している。
【０１２８】
（超音波診断装置の構成）
先ず、本実施形態にかかわる超音波診断装置のブロック構成を図７に示す。本実施の形態の超音波診断装置１００は、図７に示すように、超音波プローブ１２、送信ユニット１４、リアルタイムコントローラ（ＲＴＣ）１６、ホストＣＰＵ１７、操作部１８、ユーザインタフェースを構成する操作部１８、受信ユニット２２、整相加算器２４、検波ユニットである検出回路２６、エコープロセッサ（ＥＰ）２７、フロープロセッサ（ＦＰ）２８、平滑化フィルター処理部３１、エッジ抽出フィルター処理部３３、スライス処理部３２、シェーディングベクトル演算ユニットを構成するシェーディングベクトル演算部３４、スライスレンダリング部３６、ＣＲＴなどにより構成される表示部３８を具備している。なお、符号１０２は画像処理装置を示す。
【０１２９】
超音波プローブ１２は、圧電素子がマトリックス（格子）状に配置された２次元超音波アレイプローブとし、プローブ表面より放射状に広がる形状のボリュームデータを超音波スキャンにより収集するものとする。収集される超音波サンプルの空間的位置は、超音波スキャンのスキャン形態に対応した収集座標を用いて表現される。本第１の実施の形態では、収集座標としてＲ，θ、ψの３つのパラメータを有する極座標を用いて表現する方法が最も好適であり、以下の説明は極座標を用いるものとして説明する。
【０１３０】
図８（ａ）は、超音波プローブ１２を用いて収集されるボリュームの幾何形状を示している。点Ｏは超音波プローブ１２表面の中心点であり、点Ｏにおける当該プローブ表面に垂直な線をＸ軸と定義する。また、Ｘ軸に対して垂直で互いに垂直となるＹ軸とＺ軸を図８に示す様に設定する。全ての超音波ビームは、点Ｏより放射状に形成されるため、超音波ビームを構成する超音波サンプルデータは極座標により表現するのが最好適である。そこで、図８（ｂ）、（ｃ）に示す通り、超音波ビームをＸ−Ｙ平面に投影して得られる投影超音波ビームとＹ軸がなす角度をθ、同様にＺ−Ｙ平面に投影した時に投影超音波ビームとＹ軸がなす角度をψとする。また、このとき極座標と直交座標の関係は次のようになる。
【０１３１】
直交座表系から極座標系への変換
Ｒ＝（ｘ^２＋ｙ^２＋ｚ^２）^１／２
θ＝ｔａｎ^−１（ｘ／ｙ）
ψ＝ｔａｎ^−１（ｚ／ｙ）
極座標系から直交座標系への変換
ｘ＝Ｒ×ｔａｎθ×｛１／（１＋ｔａｎ^２θ＋ｔａｎ^２ψ）｝^１／２
ｙ＝Ｒ／（１＋ｔａｎ^２θ＋ｔａｎ^２ψ）^１／２
ｚ＝Ｒ＊ｔａｎψ×｛１／（１＋ｔａｎ^２θ＋ｔａｎ^２ψ）｝^１／２
但し、×は積算を意味する。
【０１３２】
図７において、リアルタイムコントローラ（ＲＴＣ）１６は、スキャン制御パラメータに基づいて、超音波信号の送受信を行うためのタイミング制御を行う。スキャン制御パラメータは、操作部１８に対する操作者の入力に基づいてホストＣＰＵ１７が求めたものを用いる。リアルタイムコノトローラ１６は、図示していないが、内部にタイマーと順序回路あるいはプログラムを有しており、ホストＣＰＵ１７により設定されたスキャン制御パラメータに基づいて、Ｂ／Ｗあるいはカラードプラスキャンといった超音波収集モード、あるいは、超音波データ収集繰り返し周期等の情報に基づいて、タイマーを動作させ、タイマーの出力を基準に周期的に発生される超音波送信基準タイミング信号を生成する。
【０１３３】
収集される超音波データのボリューム内での位置を示すビームアドレスは、超音波プローブ１２のプローブ表面に垂直な方向に対する互いに直交する方向の角度θ（行）とψ（列）によって特定される。つまり、超音波ビームは、２次元配列の形式で、［行ビームアドレス、列ビームアドレス］で表現できる。
【０１３４】
リアルタイムコントローラ（ＲＴＣ）１６は、当該ビームアドレスの他に、ビームアドレスや超音波ビームがＢ／Ｗデータであるか、カラードプラデータであるかを識別するためのビームタイプ、データ収集距離等のビームの処理に必要な情報をヘッダ情報として生成する。生成された当該ヘッダ情報は、後述する受信ユニット２２でデータに付加され、データと共に後段の処理を行う各部に伝送される。
【０１３５】
そして、フロープロセッサ（ＦＰ）２８或いはエコープロセッサ（ＥＰ）２７からの超音波ボリュームデータに対して平滑化フィルター処理部３１Ｃにて平滑化処理を行い、さらに、エッジ抽出フィルタ処理部３３Ｃにて平滑化されたデータに対してエッジ抽出（エッジ成分強調）処理を行うこととなる。このようにして超音波ボリュームデータに対して平滑化処理並びにエッジ抽出処理を行った後に、スライス処理部３２、シェーディングベクトル演算部３４、スライスレンダリング部３６などにおいて３次元画像が生成されることとなる。
【０１３６】
ホストＣＰＵ１７は、操作部１８を介してユーザにより逐次入力されるボリュームに対する回転操作等の３次元画像に対する操作入力に対して、逐次判断を行い、必要なパラメータを後述するスライス処理部３２、シェーディングベクトル演算部３４、スライスレンダリング部３６に設定することにより３次元画像の表示に関する制御を行う。
【０１３７】
（スライス処理部）
スライス処理部３２は、図示されていないが、入力したエコープロセッサ（ＥＰ）２７あるいはフロープロセッサ（ＦＰ）２８より入力した超音波サンプルデータを並び替えるためのメモリ及び制御回路を有し、ホストＣＰＵ１７が設定するスライス構成情報に基づいて、超音波サンプルデータの並び替え処理を行うことにより、スライス面上にある全ての超音波サンプルデータで構成されるデータ群（以下、超音波スライスデータという）を出力する。
【０１３８】
尚、スライス面とは、図１７に示される通り、同一のビーム始点距離Ｒとする場合、同一の偏向角θとする場合、同一の偏向角ψとする場合のいずれかに限定したものであり、平面あるいは球面を構成する。
【０１３９】
図１７（ａ）はθを同一とするＲ−ψスライス面、図１７（ｂ）はψを同一とするＲ−θスライス面、図１７（ｃ）はＲを同一とするθ−ψスライス面を表している。Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の内で視線方向ベクトルと最も並行になる軸を求め、Ｘ軸が最も平行な場合はＲ−ψスライス面、Ｙ軸が最も平行な場合はψ−θスライス面、Ｚ軸が最も平行な場合はＲ−θスライス面をスライス面とする。
【０１４０】
スライス処理部３２の具体的構成は、図９に示すように、ＦＩＦＯメモリ（ＦｉＲｓｔ　Ｉｎ　ＦｉＲｓｔ　Ｏｕｔ　ＭｅｍｏＲｙ）３２０及び３２８、メモリコントローラ３２１、サブシステムコントローラ３２２、ＣＰＵインターフェース３２３、第１のメモリ３２４，第２のメモリ３２５、第３のメモリ３２６、第４のメモリ３２７より成る。
【０１４１】
メモリコントローラ３２１は、第１のメモリ３２４乃至第４のメモリ３２７へのデータ書込みと読出しを同時に行う為、メモリサイクルを読出しと書込みの２つのサイクルに分割して交互に実行するように制御を行う。
【０１４２】
エコープロセッサ（ＥＰ）２７あるいはフロープロセッサ（ＦＰ）２８より入力する超音波サンプルデータは、一旦、ＦＩＦＯメモリ３２０に記憶される。メモリコントローラ３２１は、当該超音波サンプルデータに付属するヘッダ情報内のビーム位置情報を解読し、行／列ビームアドレスに対応した第１のメモリ３２４乃至第４のメモリ３２７にデータを書き込む。第１のメモリ３２４乃至第４のメモリ３２７は、論理的な３次元メモリ空間内で格子を形成しており、書込みと読込みを同時に行って処理速度を高速化するため（Ｒ、θ、ψ）に対応する超音波ボリュームデータを２つ分記憶できるように構成されている。
【０１４３】
尚、第１のメモリ３２４及び第２のメモリ３２５は第１のボリュームデータの偶数ビームアドレスに対応するデータと奇数ビームアドレスに対応するデータをそれぞれ記憶し、第３のメモリ３２６及び第４のメモリ３２７は第２のボリュームデータの偶数ビームアドレスに対応する超音波サンプルデータと奇数ビームアドレスに対応する超音波サンプルデータをそれぞれ記憶する。
【０１４４】
サブシステムコントローラ３２２は、ＣＰＵＩ／Ｆ（インタフェース）３２３を介してホストＣＰＵ１７により設定される読出し制御パラメータに基づいて、第１のメモリ３２４乃至第４のメモリ３２７よりデータを読み出す。
【０１４５】
データ読出しは、Ｒ−θスライス面（Ｒ軸とθ軸に平行な面）、θ−ψスライス面（θ軸とψ軸に平行な面）、ψ−Ｒスライス面（ψ軸とＲ軸に平行な面）のいずれかに平行なスライス面の超音波スライスデータを構成するように行われる。Ｒ−θスライス面を構成する場合には、先ず、超音波ボリュームデータの端部よりＲ方向にデータを読み出す。
【０１４６】
１ビーム分のデータを読み出したら、行アドレスを優先してデータを読出し、行アドレスが超音波ボリュームデータの端部に到達した時点で列アドレスを変更する。Ｒ−ψスライス面を構成する場合には、逆に列アドレスを優先してデータを読み出し、列アドレスが超音波ボリュームデータの端部に到達した時点で行アドレスを変更する。θ−ψスライス面の場合には、Ｒが最も優先度の低い読出しとなり、行／列アドレスを順次変更し、１スライス分のデータを読み出した時点でＲ方向のアドレスを変化させる。
【０１４７】
上記の方法で読み出したデータは、Ｒ−θ、θ−ψ、ψ−θのいずれかのスライス面を構成しており、順次、ＦＩＦＯメモリ３２８でタイミングを調整しながら次ユニットに伝送する。
【０１４８】
（シェーディングベクトル演算部）
シェーディングベクトル演算部３４は、スライス処理部３２の出力する超音波スライスデータに基づいて、各超音波サンプルデータの持つ濃度値の勾配を演算し、シェーディングに必要な３次元的な法線ベクトルを求める。
【０１４９】
図１０は、シェーディングベクトル演算部３４が行う、極座標の法線ベクトルを直交座標に変換する変換処理を説明するための概念図である。図１０（ａ）は、シェーディングベクトル演算部３４に入力される極座標での超音波スライスデータを表しており、Ｒ−θスライス面上で直線的に血管が走行しており、隣接する組織との間に濃度勾配（図中の矢印）が存在しているものとする。図１０（ｂ）は、図１０（ａ）に示された極座標の超音波スライスデータを直交座標で表したものであり、超音波ビーム始点から等距離の位置に同心円状に血管が走行しており、隣接する組織との間に濃度勾配が存在している。図１０（ｃ）は、シェーディングベクトル演算部３４の出力データの概念図であり、シェーディングベクトル演算部３４は、Ｒ、θ、ψの極座標で表されるスライス面の各点に対応する直交座標の法線ベクトル（以下、法線ベクトルスライスデータという）を出力する。
【０１５０】
シェーディングベクトル演算部３４に入力する超音波サンプルデータは極座標（Ｒ、θ、ψ）上に配置されているため、同心円状の当該血管は、極座標において図１０（ａ）のように直線として表現される。従って、極座標で行われる濃度勾配は全て同一Ｒ方向を向き、互いに平行なベクトルとして表現される。つまり、求められた法線ベクトルは、極座標においては全て同じ方向であることを意味している。一方、３次元画像を生成する論理的な画像生成空間は、直交座標（Ｘ、Ｙ、Ｚ）であり、図１０（ｂ）に示す如く、ある曲率を持った曲線として当該血管は表示されるべきであり、濃度勾配は超音波ビーム始点を指向する。
【０１５１】
そこで、シェーディングベクトル演算部３４は、次の如く直交座標表記の法線ベクトルを演算する。先ず、必要な超音波サンプルデータを当該メモリに記録する。次に当該メモリより必要な超音波サンプルデータを読出して、差分による濃度値の勾配を得る。最後に、勾配を演算した点の極座標で表された法線ベクトルを直交座標で表される法線ベクトルに変換する。３次元レンダリング画像生成における視線方向への反射光線量計算には、法線ベクトルが正規化されていると演算が容易になるため、当該座標変換後、法線ベクトルの長さを１とする正規化処理を行う。
【０１５２】
尚、超音波を用いた映像化方法では一般に知られたスペックルと呼ばれる雑音に対して法線ベクトルが影響を受けにくくするために、近傍の法線ベクトルと重み付け加算処理してもよい。
【０１５３】
当該直交座標法線ベクトルは、スライス処理部３２から順次入力するスライスを構成する超音波サンプルデータから演算するため、当該入力と同様のスライスを構成する法線ベクトルスライスデータを構成する。また、当該法線ベクトルスライスデータは３次元空間に配置されており、１つのボリュームに対応する当該法線ベクトルの集合を法線ベクトルボリュームと呼ぶ。
【０１５４】
以下、シェーディングベクトル演算部３４の詳細構成について述べる。
【０１５５】
シェーディングベクトル演算部３４は、図１１に示す様に、データの書込み及び読み出し時にデータ授受の緩衝機能を行うＦＩＦＯメモリ３４０及び３４５、着目する近傍のサンプルを保持するためのメモリＡ１、Ａ２、Ａ３、Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３、各メモリを制御するメモリコントローラ３４１、濃度勾配より検出した面の法線ベクトルの算出を行う演算器３４２、着目する超音波サンプルデータのアドレスに対応する極座標位置を計算する極座標アドレス発生器３４３、極座標で表された法線ベクトルを直交座標で表した法線ベクトルに変換すると共に法線ベクトルの正規化を行う座標変換器３４４から成る。
【０１５６】
シェーディングベクトル演算部３４は、エコープロセッサ（ＥＰ）２７あるいは、フロープロセッサ（ＦＰ）２８より入力された超音波サンプルデータから、影付けを行うために必要な法線ベクトルの演算処理を行う。
【０１５７】
＜超音波ビームデータの入力＞
先ず、入力した超音波ビームデータは、ＦＩＦＯメモリ３４０に一旦記憶され、メモリコントローラ３４１が行う所定の制御のもと、メモリＡ１、Ａ２、Ａ３、Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３のいずれかに書き込まれる。メモリＡ１、Ａ２、Ａ３（メモリＡ群）とメモリＢ１、Ｂ２、Ｂ３（メモリＢ群）は、一方が書込み処理を行う時、他方が読出し処理を行う様に構成されており、メモリコントローラ３４１が１ボリュームの収集が完了する度に読出しと書込みが入れ替わるように制御する。
【０１５８】
今、メモリＡ群が書込み側に設定されているものと仮定する。この時、メモリコントローラ３４１は、超音波サンプルデータに付属するヘッダ情報に含まれるビーム位置を特定するためのビーム位置情報を取得し、ビーム番号に応じた書込みアドレスや書込み制御信号を当該メモリＡ１、Ａ２、Ａ３のいずれかに出力する。当該メモリＡ１、Ａ２、Ａ３のいずれに書き込むかは、ビームアドレスの行ビームアドレスを用いて決定する。
【０１５９】
前述した通り、入力される超音波サンプルデータは、３次元ボリューム内の位置に対応した列と行で表現されるビーム番号で特定する。入力される超音波サンプルデータの行列アドレスの持つ値を用いて、書き込まれるメモリを順次切り替えていく。
【０１６０】
ここで、超音波ビーム１本分の超音波サンプルデータは１０２４サンプルにより構成されていると仮定する。この場合、行アドレスにより、メモリを選択し、列アドレスにより当該選択メモリ内のオフセットを決定する。オフセットに対して、書き込んだ超音波サンプルデータの個数を順に付加することにより、最終的なサンプルに対するメモリ配置位置が決定される。以上のようにして、入力した超音波サンプルデータを分散されたメモリの内部にデータが配置する。
【０１６１】
このようにして、超音波ボリュームデータ全体が収集されて、メモリＡ群への超音波ベクトルデータセットの書込みが完了した時点で、当該メモリコントローラはメモリの読出し／書込み設定を切り替え、メモリＢ群を書込みに、メモリＡ群を読出しに設定する。次に収集する超音波ボリュームデータに対しては、メモリＡ１をメモリＢ１、メモリＡ２をメモリＢ２、メモリＡ３をメモリＢ３として同様に処理を行う。
【０１６２】
＜メモリコントローラ読出し制御＞
シェーディングは、注目する超音波サンプルデータと近傍の超音波サンプルデータとの間に濃度勾配が作る境界面を表示対象物の持つ面とし、光源からの投射光の反射成分を計算することにより、３次元画像に影付けを行うものである。濃度勾配を求めるためには、注目する超音波サンプルデータの近傍超音波サンプルデータが必要になる。ここでは、当該注目超音波サンプルデータを含む３×３×３＝２７サンプルより濃度勾配を求める方法を用いる。当該着目超音波サンプルデータ当たり２７サンプルを読み出す方法では、データ書込み時に対して２７倍のデータ読出し量が必要となるため、近接した超音波サンプルデータを順次処理していくことにより、読み出した超音波サンプルデータを再度利用できるようになり、従って、メモリ読出し量を削減できる。
【０１６３】
メモリコントローラ３４１は、メモリＡ１、Ａ２、Ａ３から同時に近接超音波サンプルデータを読み出せるよう、各メモリに対して同時に制御できるようになっている。例えば、行ビームアドレス１０の超音波サンプルデータを処理する場合には、行ビームアドレス９、１０、１１の超音波サンプルデータが同時にメモリＡ１、Ａ２、Ａ３より読み出される。
【０１６４】
そして、列アドレスを１ずつ増して、着目する列ビームアドレスとその前後１スライス分のデータを読み出す。以上のように順次必要な超音波サンプルデータを読み出して、着目する超音波サンプルデータ及び近傍の超音波サンプルデータを得る。当該読出し超音波サンプルデータは、演算器３４２にて超音波サンプルデータの濃度値の勾配を差分により求め、法線ベクトルを得る。
【０１６５】
座標変換器３４４は、演算器３４２から出力された極座標表記の法線ベクトルを直交座標表記に変換すると共に法線ベクトルの正規化を行い、ＦＩＦＯメモリ３４５経由で出力する。
【０１６６】
このように、中心の着目サンプルの濃度と、当該着目サンプルの周囲のサンプルの濃度との差を求め、前記濃度の差が大きい場合には、当該中心に面があると見なし、いずれの方向に面が向いているかを法線ベクトルとして表し、前記濃度差が大きい場合には、値が大きい法線ベクトルが形成され、前記濃度差が小さい場合には、値が小さい法線ベクトルが形成される。
【０１６７】
そして、法線ベクトルは、光源との角度を見るために、当該法線ベクタの長さを１の大きさに正規化し、正規化した法線ベクトルと、光源からの光源ベクトルとの角度に基づいて、光の方向に応じた影付け処理（シェーディング）を行う。
【０１６８】
影付けをする（正規化される）前の法線ベクトルは、濃度差に応じて大きさが変わり、前記濃度差が大きい場合には、値が大きい法線ベクトルが形成され、前記濃度差が小さい場合には、値が小さい法線ベクトルが形成される。
【０１６９】
（スライスレンダリング部）
スライスレンダリングユニットを構成するスライスレンダリング部３６は、スライス処理部３２より超音波スライスデータを入力、シェーディングベクトル演算部３４より法線ベクトルスライスデータを入力し、両者を用いて３次元ボリュームレンダリング画像を生成する。
【０１７０】
スライスレンダリング部３６は、図１２に示すように、メモリサブシステム３６−１とＳＢＣシステム３６−２より成り、両者はＳＢＣシステムに付属するバス３６１０を介して接続される。
【０１７１】
メモリサブシステム３６−１は、ＦＩＦＯメモリ３６０、スライスメモリ３６１、３６２、ＤＭＡコントローラ３６３より成る。ＤＭＡコントローラ３６３は、メモリサブシステム３６−１内のデータ伝送制御を行うものである。先ず、ＤＭＡコントローラ３６３は、スライス処理部３２あるいはシェーディングベクトル演算部３４より超音波スライスデータ及び法線ベクトルスライスデータを入力し、ＦＩＦＯメモリ３６０にて一次記録する。
【０１７２】
次に、ＦＩＦＯメモリ３６０に記録された当該データをＦＩＦＯメモリ３６０より読み出して、ＤＲＡＭにより構成される複数スライスメモリを記録できるスライスメモリ３６１に記録する。必要なスライス分データを記録すると、スライスメモリ３６１よりデータを読出して、ＳＢＣシステム３６−２に伝送する。スライスメモリ３６１、３６２は、所謂ダブルバッファ構成になっており、スライスメモリ３６１よりメインメモリ３６９に伝送している間に、スライスメモリ３６２は、スライス処理部３２及びシェーディングベクトル演算部３４より新たなデータを記録する。
【０１７３】
ＳＢＣシステム３６−２は、ＭＰＵ３６８、システムコントローラ３６６、メインメモリ３６９、グラフィックコントローラ３６５、フレームメモリ３６４、ＣＰＵインターフェース３６１０、バス３６１１より成る。メモリサブシステム３６−１より伝送されたデータは、バス３６１１及びシステムコントローラ３６６を介してメインメモリ３６９のデータ領域に伝送される。ＭＰＵ３６８は、メインメモリ３６９に別途確保したプログラム領域に記憶されたプログラムに従って処理を行う。ＭＰＵ３６８は、グラフィックコントローラ３６５との協調動作により３次元画像を生成し、フレームメモリ３６４に当該画像を一旦格納する。グラフィックコントローラ３６５は、規定の表示タイミング信号に基づいて当該３次元画像データを読出し、表示部３８に伝送する。
【０１７４】
表示部３８は、ブラウン管モニタあるいはＬＣＤにより構成され、スライスレンダリング部３６で生成された当該３次元画像データを表示する。
【０１７５】
（本実施の形態でのエッジ抽出処理）
ここで、通常の画像処理では、ボリュームデータはボクセル形状、すなわちＸＹＺの直交系のデータであるが、超音波診断装置、特に２次元アレイプローブを利用した画像処理においては、特定の一点から放射線状に広がるコーンビーム形状となっているために、特定の一点から放射状にデータが入る。この際、一旦ボクセルに変換すると表示までの遅延時間を要するために、直接レンダリングを行う手法を採用することが好ましい。従って、このような場合には、直交座標系に一旦なおさずに、Ｒ、θ、ψの極座標においてエッジ抽出処理を行う。
【０１７６】
具体的には、入力されたデータに対して、Ｒ、θ、ψの座標系の上で、平滑化フィルターによる第１フィルタリング処理を行い、次いで、エッジ抽出フィルターにより第２フィルタリング処理を行い、処理された当該画像データをスライスを使って１枚１枚重ね合わせていき、組み合わせを行う。
【０１７７】
この際のエッジ抽出フィルタ処理部３３Ｃにおいては、例えば、Ｒ方向に対してフィルターを掛けて、次いでθ方向に対してフィルタ処理を行い、さらにψ方向にフィルタ処理を行う、という具合にステップ毎１次元に分解して行う。このようにして、３次元的にフィルタ処理を行うことができる。
【０１７８】
（超音波ボリュームデータの収集及び画像生成処理の流れ）
図１３、図１４は、第１の実施の形態にかかる超音波診断装置１０の超音波ボリュームデータ及び画像生成処理の概念を表している。
【０１７９】
図１３は、視線方向をψ軸方向とした場合について記載しており、得られた超音波ボリュームデータから超音波スライスデータ群を生成し、当該超音波スライスデータを幾何変換してレンダリング処理により重畳して表示画像を生成する。また、図１４は、視線方向をＲ方向にした場合であり、超音波ボリュームデータの上方からの超音波スライスデータ群を生成し、当該超音波スライスデータを幾何変換してレンダリング処理により重畳して表示画像を生成する。
【０１８０】
図１５は、超音波診断装置１０による超音波ボリューム収集・画像生成の手順を概念的に示したフローチャートである。
【０１８１】
先ず、図１５に示すように、ホストＣＰＵ１７により予め設定された超音波ボリューム収集条件、表示画像サイズ、視線方向及び幾何情報等の制御情報が対応する各ユニットに対して初期設定される。（ステップＳ１）。
【０１８２】
当該初期設定は、電源投入後等における自動的に設定する構成、あるいは、操作部１８からユーザがマニュアル的に入力し設定する構成であっても良い。
【０１８３】
続いて、リアルタイムコントローラ（ＲＴＣ）１６による制御の下、超音波プローブ１２の表面より放射線状に広がる超音波ボリュームのスキャンが実行され、当該スキャンによって収集されたボリュームデータは、受信ユニット２２、整相加算器２４、検波回路２６、エコープロセッサ（ＥＰ）２７、フロープロセッサ（ＦＰ）２８の各ユニットにおいて、前述した所定の処理が実行される（ステップ２）。
【０１８４】
続いて、エコープロセッサ（ＥＰ）２７及びフロープロセッサ（ＦＰ）２８から出力された超音波ボリュームデータに対して平滑化フィルター処理部は、メディアンフィルタなどによる平滑化処理を行う（ステップＳ２１）。
【０１８５】
さらに、前記超音波ボリュームデータに対してエッジ抽出フィルター処理部３３Ｃによりエッジ抽出処理を行う（ステップＳ２２）。この際、エッジ抽出フィルタ処理部３３Ｃにおいては、例えば、Ｒ方向に対してフィルターを掛けて、次いでθ方向に対してフィルタ処理を行い、さらにφ方向にフィルタ処理を行う、という具合にステップ毎１次元に分解して行う。このようにして、３次元的にフィルタ処理を行うことができる。
【０１８６】
そして、スライス処理部３２は、エコープロセッサ（ＥＰ）２７及びフロープロセッサ（ＦＰ）２８から出力され、平滑化並びにエッジ抽出などのフィルター処理がなされた超音波ボリュームデータを、Ｒ−ψスライス面、Ｒ−θスライス面、θ−ψスライス面のいずれかに平行な複数の超音波スライスデータ群に分割して出力する（ステップＳ３）。ステップＳ３の詳細については後述する。
【０１８７】
次に、シェーディングベクトル演算部３４は、スライス処理部３２から出力された超音波スライスデータ群に基づいて各超音波サンプルデータの持つ濃度値の勾配を演算し、シェーディングに必要な３次元的な法線ベクトルを求めて法線ベクトルスライスデータとして出力する（ステップＳ４）。
【０１８８】
スライスレンダリング部３６は、スライス処理部３２の出力した超音波スライスデータ及びシェーディングベクトル演算部３４の出力した法線ベクトルスライスデータに基づいて、テクスチャマッピング法を用いたポリゴン処理を行い３次元画像を生成する（ステップＳ５、ステップＳ６）。ステップＳ５ではステップＳ４にて生成されたスライスデータ群に対して最終的な表示に合わせた角度補正、拡大・縮小を含む幾何変換処理を行い、ステップＳ６では３次元画像生成に必要なオパシティやカラー補正あるいは必要に応じてシェーディング処理を行って中間画像を生成し、この中間画像を累積加算して累積加算画像を生成する。この累積加算画像は、超音波ボリュームデータを３次元的に投影した画像となる。ＣＲＴ３８は、スライスレンダリング部３６で生成した累積加算画像を表示する（ステップＳ７）。
【０１８９】
表示が完了した後、処理の終了をするかどうかの判断をする（ステップＳ８）。処理を継続する場合には、視線方向等を含む表示パラメータの変更があったどうかの判定を行う（ステップＳ９）。当該パラメータに変更がない場合には、再びステップＳ２に戻って前述した一連の処理を繰り返す。パラメータに変更があった場合には、必要なパラメータを各ユニットに設定をして再びステップＳ２に戻る。
【０１９０】
尚、当該処理を複数のボリュームに対して逐次適応することにより時系列的に３次元画像が得られ、心臓の壁や弁といった臓器の動態観察あるいはコントラスト剤やカラードプラデータによる血流動態の観察が可能になる。
【０１９１】
（超音波スライスデータ生成処理）
図１６は、ステップＳ３の超音波スライスデータ生成処理を詳述したフローチャートである。以下のこのフローチャートを用いてステップＳ３の処理を説明する。
【０１９２】
スライス処理部３２は、ホストＣＰＵ１７から収集される超音波ボリュームのサイズ、データ種類等の処理に必要なパラメータを初期設定情報として入力する（ステップ３１）。当該処理は、電源投入時に予め設定される場合、あるいは、当該パラメータが変更される度に実行される。
【０１９３】
続いて、視線方向を示す視線ベクトルをホストＣＰＵ１７より入力し、ステップ３１にて入力した当該初期設定情報に基づいて、最も垂直な面を決定するための視線方向ベクトルの方向判定前処理を行う（ステップ３２）。具体的には、ボリュームの向きを表現するボリューム方向ベクトルと視線ベクトルの内積演算を行う。
【０１９４】
当該ボリューム方向ベクトルは、ビーム始点位置において、超音波プローブ１２の表面に垂直な方向のＹ軸ベクトル、互いに直交するＸ軸ベクトルとＺ軸ベクトルとして表現する。当該３ボリューム方向ベクトルと視線方向ベクトルは、いずれも、単位ベクトルとして表現する。
【０１９５】
続いて、ステップＳ３２において得られた内積演算の結果に基づいて、最も垂直な面を判定するために、視線方向ベクトルと最も並行である軸をＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の内から判定する（ステップ３３）。具体的には内積演算の値が最も小さい軸を選択する。ステップＳ３３での判定によって決定されたスライス方向に従って、超音波スライスデータ群を生成する。視線方向に対して最も平行な軸がＸ軸である場合には、図１７（ａ）に示される通り、Ｒ−ψ面をスライス面として超音波スライスデータ群が形成される（ステップ３４ａ）。
【０１９６】
また、Ｚ軸が最も平行である場合には図１７（ｂ）のようにＲ−θ面で超音波スライスデータが形成され（ステップ３４ｂ）、Ｙ軸が最も平行である場合には図１７（ｃ）のようにψ−θ面でスライスが形成される（ステップ３４ｃ）。
【０１９７】
尚、図１６には明示していないが、Ｓ３４ａ、Ｓ３４Ｂ、Ｓ３４ｃのスライス生成において、視線方向とスライス面の角度が大きくなり、スライス間隔が表示ピクセルよりも大きくなる場合には、複数のスライスより中間スライスを補間処理に生成することを行ってもよい。この場合、スライス幾何を新たに生成してもよいが、近接するスライスのどちらか一方の幾何情報を用いることにより、処理演算量を低減することを行ってもよい。
【０１９８】
続いて、視線方向の入力を行い（ステップＳ３５）、視線方向の変更が操作者より指示されたかどうかの判定を行う（ステップＳ３６）。ステップＳ３６において視線方向に変更がないと判断場合には、再度ステップＳ３５に戻り、操作者からの視線変更指示を待つ。視線変更があると判断された場合には、ステップＳ３２に戻り、前述した処理手順を繰り返すことになる。
【０１９９】
尚、変更される視線方向が僅かである場合には、リアルタイム性を向上させる観点から、再びステップＳ３２に戻って新たな超音波スライスデータを生成する手順あるいは構成とせず、既に得られた（すなわち、ステップＳ３４ａ、Ｓ３４Ｂ、Ｓ３４ｃのいずれかで得られた）超音波スライスデータを再処理する構成であってもよい。この様に既存の超音波スライスデータを再処理するか、或いは超音波スライスデータを生成するかの判別は、視線方向の変化量が所定の閾値を越えるか否かによって実行することが出来る。
【０２００】
本フローチャートには、処理の終了が明記されていないが、３次元表示処理を停止、あるいは終了させる場合、ステップＳ３５において視線方向を入力する直前に操作部１８からの停止指示の有無を判定する構成であってもよいし、即時に処理を停止する構成であってもかまわない。
【０２０１】
（補間スライスの生成）
拡大表示、或いは視線角度が大きくなった場合、ボリューム端部にギザギザ状のアーチファクトが発生する可能性がある。このアーチファクトを低減するために、補間スライスを生成しレンダリングすることで、画質をさらに向上させる構成であってもよい。
【０２０２】
この補間スライス生成は、スライスレンダリング部３６に入力されたスライスデータと法線ベクトルスライスから、補間が必要な部位における近接するスライス群を選び、直線補間によりスライス面方向に補間データを生成する。複数のスライスデータは、メインメモリ３６９（図１２）のデータ記録部に蓄えられているので、ＭＰＵ３６８がこれを読み出し、演算することで実現される。
【０２０３】
（スライスレンダリング処理）
図１８は、図６におけるステップＳ５及びステップＳ６で行われるスライスレンダリング処理について詳述したフローチャートである。以下、このフローチャートを用いてステップＳ５及びステップＳ６の処理を説明する。前述した通り、スライスデータ群と法線スライス群は、既にメインメモリ３６９内のデータ領域にシェーディングベクトル演算部３４より伝送されているものとして説明する。
【０２０４】
先ず、ＭＰＵ３６８は、ホストＣＰＵ１７よりＣＰＵ　Ｉ／Ｆ３６１０を介してスライス処理Ｓ３にて決定された視線方向に基づいて、各超音波スライスデータに対応した基本幾何情報を求める（ステップＳ６０１）。基本幾何情報は、超音波スキャン形状を３角形あるいは４角形（以下、要素図形という）の集合として表現したものであり、超音波スライスデータの各部分と基本幾何の各部分を同数の要素図形により対応付けられている。この基本幾何情報は、後述するスライス幾何情報の生成に使用する。基本幾何情報は超音波スライスデータのＲ−θスライス面、Ｒ−ψスライス面、θ−ψスライス面にそれぞれ対応する形状のものが予め記憶されており、スライス面に応じた幾何情報がステップＳ６０１で選択される。
【０２０５】
次に、ＭＰＵ３６８は、最初の超音波スライスデータに対応するスライス幾何情報を求める（ステップＳ６０２）。スライス幾何情報は、表示画像に対応した２次元座標（表示座標）で表された幾何情報であり、超音波スライスデータの表示画像上での形状を要素図形の集合として表現したものである。スライス幾何情報は、ステップＳ６０１で求めた基本幾何情報の要素図形の頂点座標に対して視線方向に応じた回転、視点からの距離に応じた拡大／縮小、平行移動を含む座標変換処理を施すことにより求める。この座標変換処理は、一般的に知られた４×４行列による行列乗算処理により実現する。
【０２０６】
図１９は、Ｒ−ψスライス面及びＲ−θスライス面の超音波スライスデータに対して実行される幾何変換を示しており、４角形を用いて対応関係を表現した場合の例である。
【０２０７】
Ｒ−ψスライス面及びＲ−θスライス面は、直交座標空間上で扇上の平面であるため、この扇形状を２次元座標で定義した基本幾何情報を用いてスライス幾何情報を求める。また、図２０は、ψ−θスライス面のスライスデータに対する幾何変換を示している。この場合も同様に４角形を用いて対応関係を表現している。
【０２０８】
ψ−θスライス面は直交座標空間上で超音波ビーム始点を中心とした同心円の椀形状であるため、この椀形状を３次元座標で定義した基本幾何情報を用いてスライス幾何情報を求める。
【０２０９】
図１９に示されるように超音波スライスデータの各部分とスライス幾何情報の各部分を同数の要素図形により対応付けられている。超音波スライスデータの４角形内部には、例えば１０×１０＝１００個の超音波サンプルデータが割り当てられており、この１００個の超音波サンプルデータに基づいて求められたデータがスライス幾何情報の４角形の部分にテクスチャとして嵌め込まれる（ステップＳ６０３乃至ステップＳ６１１）。
【０２１０】
テクスチャの嵌め込みは、超音波スライスデータに対応する４角形の内部位置とスライス幾何情報に対応する４角形内部の位置を各４角形の頂点座標の距離の比率に基づいて対応付けたデータを処理することにより行い、光線強度補正、不透明度／カラー処理、シェーディング処理等の処理を含む。
【０２１１】
次に、１ボリュームの全スライス面の処理が完了したかを判定し、終了していなければステップＳ６０３に戻り次のスライス面のデータを処理する（ステップＳ６１２）。ステップＳ６１２で全スライス面の処理が完了したと判断された場合は、新たな超音波ボリュームデータの入力あるか判断し、新たな超音波ボリュームデータの入力があった場合はステップＳ６０１に戻ってその新たな超音波ボリュームデータについて表示画像の生成処理を行う（ステップＳ６１３）。
【０２１２】
＜補間サンプル位置取得〜Ｒａｓｔｅｒｌｉｚａｔｉｏｎ＞
当該座標変換処理後の要素図形を表示画像のピクセル単位にリサンプルし、処理を行うべきサンプル点座標を得る（ステップＳ６０３）。
【０２１３】
＜位置座標変換＞
次に、ステップＳ６０３で得られた当該サンプル点座標をステップＳ６０２で行った座標変換処理の逆操作を行い、スライス幾何における対応点を得る（ステップＳ６０４）。
【０２１４】
＜サンプル取得＞
次に、ステップＳ６０４で得られた当該スライス幾何サンプル位置を含む要素図形の頂点座標の比率から、当該スライス幾何サンプル位置に対応するスライスデータ内のサンプル位置を特定する。そして、当該サンプル位置を取り囲む近傍４サンプルをスライスデータより取得する（ステップＳ６０５）。
【０２１５】
＜Ｂｉ−ｌｉｎｅａｒ補間＞
ステップＳ６０５にて取得された当該４スライスサンプルを当該スライスデータ位置が当該近傍４サンプルとの距離を比率として補間処理（Ｂｉ−Ｌｉｎｅａｒ補間）を行い、当該位置におけるサンプル値を得る（ステップ６０６）。
【０２１６】
＜光線強度取得＞
次に、ＭＰＵ３６８は、ステップ６０４で得られた表示ウィンドウ内の当該座標変換処理後位置に対応する入射光線の強度を取得する（ステップＳ６０７）。当該入射光線強度は、表示画像内のピクセル位置に対応したテーブルとして、メインメモリ３６９内に実装する。ステップＳ６０１において、当該テーブルは１．０に初期化しておき、最初のスライスに対しては、当該初期値が用いられる。後述するように当該テーブルは、処理を行う度にステップＳ６１１において入射光線強度値の補正が行われる。
【０２１７】
＜不透明度／カラー＞
次に、ステップＳ６０６で得られた当該サンプル値に対応する不透明度（オパシティ）と色付けのためのカラーテーブルを参照して、光線の反射率あるいは透過率と３次元画像に累積するための赤、緑、青に対応したＲＧＢ光量を得る（ステップＳ６０８）。ステップＳ６０８においては、当該カラーテーブルにより得られらＲＧＢ光量に対して、当該オパシティテーブルにより得られる不透明度により決定される反射率、ステップ６０７で得られた当該入射光線強度による反射光量補正を行い、後述する累積加算のためのデータフォーマットであるＲＧＢＡでメインメモリ３６９に格納する。当該ＲＧＢＡフォーマットにおいて、ＲＧＢは反射光の赤、緑、青の各色の成分を、Ａは後述する累積加算時にＲＧＢに乗算する重みである。当該反射光量補正に用いられた重み（乗算係数）をＡに設定する。
【０２１８】
尚、オパシティ及びカラーテーブルはメインメモリ３６９内のデータ領域に配置されており、ＣＰＵ１８がシステムの初期設定値あるいはユーザがユーザＩ／Ｆを介して設定した値を設定する。
【０２１９】
＜シェーディング＞
次に、ＭＰＵ３６８は、ステップＳ６０５と同様に当該サンプル位置を取り囲む４つの法線ベクトルから平均により当該位置における法線ベクトルを求め、光源から照射される光線が当該サンプル位置において視線方向に反射される反射光量を算出する。ここで用いる法線ベクトルは既に直交座標に変換されているため、一般的に知られている処理を用いればよく、ここでは詳細については省略する。当該反射光量は、赤、緑、青に対応したＲＧＢ光量であり、ステップＳ６０８で得られた反射光量に加算する。（ステップＳ６０９）。
【０２２０】
＜累積加算＞
ステップＳ６０９で得られた最終的な当該反射光量は、システムコントローラ３６６を介してグラフィックコントローラ３６５に伝送される。グラフィックコントローラ３６５は、反射光量データのＡ値をＲＧＢに重み付け（乗算）した中間画像を生成し、累積加算画像に画素毎に対応させて累積加算する（ステップＳ６１０）。この中間画像は１つのスライス面に対応するスライス幾何情報にテクスチャマッピングしたものとなり、累積加算画像は１ボリューム中の各スライス面に対応した中間画像を累積加算したものとなる。
【０２２１】
＜透過光線光度演算＞
ステップＳ６０７で取得した光線強度に１．０からステップＳ６０８で求めた不透明度を減算した値を乗算して次フレームに入射する光線強度を補正する（ステップＳ６１１）。このステップで求められた当該補正光線強度は、前述の光線強度テーブルに書き戻され、次のスライス処理時に用いる。
【０２２２】
＜終了判定＞
ステップＳ６１２において、スライス内の全てのサンプル点に対して処理を完了したかどうかの判断を行い、完了していない場合には、ステップＳ６０２に戻り、当該スライス内のみ処理データに対して当該処理を繰り返し実行する。完了した場合には、ステップＳ６１３にてボリューム内部の全てのスライスデータに対して処理が完了したかどうかを判定する。処理が未完了である場合には、ステップＳ６０２に戻り、次に処理を行うスライスデータに対して当該処理を繰り返し実行する。処理が完了した場合には、当該処理を終了する。ボリュームが連続的に入力される場合には、新しいボリュームデータに対して、当該処理を連続的に行うことにより、時間的に連続した３次元画像データを作成することが可能になる。
【０２２３】
尚、ここで述べた処理は、Ｂ／Ｗ輝度データとカラー血流データの区別を明確にせず説明を行ったが、両者において処理の明確な差は存在しないことは明白である。また、両者のデータから１つの３次元画像を生成するフュージョン画像生成についても、Ｂ／Ｗ輝度データと血流データを交互に演算することで実行できることは、説明するまでもない。
【０２２４】
＜クリッピング＞
ボリュームの一部を切り取ることにより内部の構造をより詳細に把握することができるクリッピング処理の実現方法には、以下の３通りの実施方法があり、いずれかを用いて実現する。
【０２２５】
（１）スライス処理ユニットにおいてクリッピング領域に含まれる超音波サンプルデータ値を０にすることにより、表示されないようにする。
【０２２６】
（２）スライスレンダリングユニット内のオパシティ／カラー設定処理においてクリッピング領域内の画像データが持つＲＧＢ値を０に設定する。
【０２２７】
（３）スライスレンダリングユニット内のシェーディング処理において乃至は３次元画像生成のための累積加算処理時に加算重みである前記αを０とする。
【０２２８】
（超音波画像収集・生成処理）
Ｎ番目の収集された超音波ボリュームデータは、次の超音波ボリュームデータ収集期間中にスライス処理及び法線ベクトル演算処理を施され、更らに次の超音波ボリュームデータ収集期間中にスライスレンダリング処理を施され、更に次の超音波ボリュームデータ収集期間中に表示される。
【０２２９】
続いて、図１８に示すようにステップＳ７にて診断画像を表示し、終了のための入力があった場合には当該処理を終了し、終了しない場合にはステップＳ９に移行する（ステップＳ８）。ステップＳ９では、条件の変更があるか否かを判別し、変更がない場合には、同一の条件にて繰り返し同様の処理がなされる。一方、スキャン条件の変更等新たな超音波画像収集・生成処理を開始する指示入力があった場合には、新たな条件設定、すなわちパラメータの変更を行い、当該設定に従った処理が実行される。
【０２３０】
以上のように本実施の形態によれば、上記第１の実施の形態と同様の作用効果を奏しながらも、極座標系の超音波ボリュームデータに対してエッジ強調（検出）処理や平滑化処理を施すことができる。
【０２３１】
すなわち、本実施の形態では、収集された３次元ボリュームをスキャンコンバータでボクセルボリュームに変換せずに３次元画像レンダリングを行う。特に、２次元アレイプローブを用いて高速に３次元ボリュームを収集できるシステムにおいては、連続して収集されるボリュームをリアルタイム表示することによって、臓器の動態観察や造影剤による流れの可視化が可能になる。
【０２３２】
そして、超音波サンプルに対して、レンダリング処理を行う前に、近傍の超音波サンプルを用いて前述したエッジ強調処理を行う。得られた超音波サンプルをスライス処理部で２次元平面単位にサンプルを並び替え、構成されたスライスデータをテクスチャマッピング部にて重畳加算して３次元画像を生成できる。
【０２３３】
また、平滑化フィルター処理部により、スペックル等のノイズに起因するエッジ誤判定を除去して、立体感ある画像を表示できる。
【０２３４】
なお、本構成では、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸方向沿ったいずれの方向からのレンダリング処理を迅速に行うことができる。これにより、あらゆる方向からのレンダリング画像を生成することができ、より有効な診断画像を提供することができる。また、直交座標のボリュームデータを作成していないため、従来よりも少ないデータ量にて高画質な三次元画像を生成することができる。その結果、エコー信号収集から三次元画像表示までの遅延時間が少なくなり、高いリアルタイム性を実現することができる。また、従来と比してハードウェア・リソースを小規模にすることができ、その結果低コストにて装置を提供することが可能となる。こうしたリアルタイム性の向上は、臨床技術の可能性を広げるものである。例えば、本超音波診断装置によれば、高いリアルタイム性が必要とされる一穿針等のインターベンショナル等も困難なく実行することが可能である。
【０２３５】
また、直交座標に変換する前のデータに基づいて表示画像を生成しているため、直交座標のデータに変換する際に生じるデータの潰れによる影響が無く、例えば、超音波プローブ近傍の走査線密度の高い部分のデータを拡大した場合にも良好な表示画像を得ることができる。
【０２３６】
このように、従来に比して簡易な処理によって、従来よりも少ないデータ量にて高画質な三次元画像を生成する超音波診断装置、及び画像処理方法を実現することができる。その結果、エコー信号収集から三次元画像表示までの遅延時間が少なくなり、高いリアルタイム性を実現することができる。また、従来と比してハードウェア・リソースを小規模にすることができ、その結果低コストにて装置を提供することが可能となる。
【０２３７】
［第４の実施の形態］
次に、本発明にかかる第４の実施の形態について、図２１に基づいて説明する。なお、以下には、前記第１の実施の形態の実質的に同様の構成に関しては説明を省略し、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行い、異なる部分についてのみ述べる。図２１は、本実施の形態の超音波診断装置の構成の一例を示す機能ブロック図である。
【０２３８】
先の第１及び第２の実施形態で説明したエッジ抽出処理に用いられたソーベルフィルタは、法線ベクトルを求めるときに利用されるものと同一種であり、影付きボリュームレンダリング処理の演算の一部を利用することによって、ハードウエア構成を小さくすることができるものであった。
本実施の形態では、シェーディングベクトル演算部にて行われる法線ベクトル演算結果を用いて、エッジ抽出フィルター処理を行う場合の例を開示している。
【０２３９】
具体的には、本実施の形態の超音波診断装置２００は、図２１に示すように、前記第３の実施の形態と同様の不図示の各構成と、スライス処理部３２、シェーディングベクトル演算部３４、スライスレンダリング部３６、表示部３８と、前記シェーディングベクトル演算部３４内にて算出される各スライス面の法線ベクトルに対して平滑化処理を行う平滑化フィルター処理部３１Ｄと、前記法線ベクトルに対してエッジ抽出処理を行うエッジ抽出フィルタ処理部３３Ｄと、操作部１８などにより視線方向を設定する視線方向設定部１８−１とを含んで構成されている。
【０２４０】
視線方向設定部１８―１にて視線方向が設定されると、スライス処理部３２は、極座標系のＲ、θ、ψのＲ方向に視線方向がある場合には、θ―ψ平面をスライス面とし、θ方向に視線方向がある場合には、Ｒ―ψ平面をスライス面とし、ψ方向に視線方向がある場合には、Ｒ―θ平面をスライス面とする。
【０２４１】
シェーディングベクトル演算部３４は、前記第３の実施の形態と同様に、図２２に示すように、（法線ベクトル）演算部３４２、座標変換器３４４を含んで構成される。
【０２４２】
座標変換器３４４は、より詳細には、法線ベクトルをＲ、θ、ψの極座標からＸＹＺの直交座標に対応したものに変換する極座標―直交座標変換部３４４―１と、前記直交座標系における法線ベクトルを正規化処理する正規化処理部３４４―２とを含んで構成される。
【０２４３】
上記のような構成を有する超音波診断装置においては、シェーディングベクトル演算部３４内の演算部３４２にて演算された法線ベクトルに対して、平滑化フィルター処理部３１Ｄは、平滑化処理を行う。
【０２４４】
そして、平滑化処理された法線ベクトルに対してエッジ抽出フィルター処理部３３Ｄは、法線ベクトルの大きさがエッジ成分を強く反映しているため、ある一定値を越えるベクタ長を持つ点をエッジ成分の存在する位置と判定する。ここでのエッジ抽出フィルター処理部３３Ｄは、予め設定されたしきい値以下の場合に法線ベクトルを０とする（しきい値以上は何もしない。）。この各処理が行われた法線ベクトルに対して極座標―直交座標変換部３４４―１が変換処理を行い、以降、正規化処理部３４４―２により正規化処理などが行われることとなる。ここで、０ベクトルは正規化処理において例外処理となり、０のままである。一方、それ以外の場合、長さ１のベクトルに変換されるため、エッジ成分の有無に対応する二値化処理となる。
【０２４５】
この際、視線方向が設定されると、極座標系のＲ方向、θ方向及びψ方向のいずれかの方向に視線方向があるため、当該方向に対応して法線ベクトルが演算されるとともに、前記視線方向情報に基づいて、平滑化フィルタ処理部３１Ｄ、エッジ抽出フィルター処理部３３Ｄなどにおける処理を行う方向も決まる。
【０２４６】
すなわち、視線方向がＲ方向であれば、θ―ψ平面がスライス面となるから、θ―ψ平面のスライス面に対して平滑化処理あるいはエッジ抽出処理を行うようフィルタ処理の方向が決定される。
【０２４７】
なお、この際のエッジ抽出フィルター処理部３３Ｄ並びに平滑化フィルター処理部３１Ｄは、図２に示す前記第１の実施の形態の構成図、あるいは、図６に示す前記第２の実施の形態の構成図におけるＸＹＺをＲθψに読み替えたものとして構成してよい。
【０２４８】
（処理手順）
（超音波ボリュームデータの収集及び画像生成処理の流れ）
上述のような構成を有する超音波診断装置の処理手順について、図２３を参照しつつ説明する。
同図に示すように、ホストＣＰＵ１７により予め設定された超音波ボリューム収集条件、表示画像サイズ、視線方向及び幾何情報等の制御情報が対応する各ユニットに対して初期設定される。（ステップＳ１）。
【０２４９】
続いて、リアルタイムコントローラ（ＲＴＣ）１６による制御の下、超音波プローブ１２の表面より放射線状に広がる超音波ボリュームのスキャンが実行され、当該スキャンによって収集されたボリュームデータは、受信ユニット２２、整相加算器２４、検波回路２６、エコープロセッサ（ＥＰ）２７、フロープロセッサ（ＦＰ）２８の各ユニットにおいて、前述した所定の処理が実行される（ステップ２）。
【０２５０】
続いて、スライス処理部３２は、エコープロセッサ（ＥＰ）２７及びフロープロセッサ（ＦＰ）２８から出力された超音波ボリュームデータを、Ｒ−ψスライス面、Ｒ−θスライス面、θ−ψスライス面のいずれかに平行な複数の超音波スライスデータ群に分割して出力する（ステップＳ３）。ステップＳ３の詳細については後述する。
【０２５１】
次に、シェーディングベクトル演算部３４は、スライス処理部３２から出力された超音波スライスデータ群に基づいて各超音波サンプルデータの持つ濃度値の勾配を演算し、シェーディングに必要な３次元的な法線ベクトルを求めて法線ベクトルスライスデータとして出力する（ステップＳ４）。
【０２５２】
ここで、法線ベクトルに対して、平滑化フィルター処理部３１Ｄは、メディアンフィルタなどによる平滑化処理を行う（ステップＳ４１）。さらに、前記法線ベクトルに対してエッジ抽出フィルター処理部３３Ｄによりエッジ抽出処理を行う（ステップＳ４２）。
平均化処理の目的は、安定にエッジ成分を抽出することであるため、予め設定されたしきい値を用いて、しきい値以下のベクトルを０ベクトルにするという方法を採用してもよい。なお、ノイズ低減後にエッジ成分抽出を行うことも有効であるので、図２３において法線ベクトル演算Ｓ４と平滑フィルタＳ４１の順序を入れ換えてもよい。
【０２５３】
スライスレンダリング部３６は、シェーディングベクトル演算部３４の出力した平滑化処理ならびにエッジ抽出処理後の法線ベクトルスライスデータに基づいて、テクスチャマッピング法を用いたポリゴン処理を行い３次元画像を生成する（ステップＳ５、ステップＳ６）。ステップＳ５ではステップＳ４にて生成されたスライスデータ群に対して最終的な表示に合わせた角度補正、拡大・縮小を含む幾何変換処理を行い、ステップＳ６では３次元画像生成に必要なオパシティやカラー補正あるいは必要に応じてシェーディング処理を行って中間画像を生成し、この中間画像を累積加算して累積加算画像を生成する。この累積加算画像は、超音波ボリュームデータを３次元的に投影した画像となる。表示部３８は、スライスレンダリング部３６で生成した累積加算画像を表示する（ステップＳ７）。
【０２５４】
表示が完了した後、処理の終了をするかどうかの判断をする（ステップＳ８）。処理を継続する場合には、視線方向等を含む表示パラメータの変更があったどうかの判定を行う（ステップＳ９）。当該パラメータに変更がない場合には、再びステップＳ２に戻って前述した一連の処理を繰り返す。パラメータに変更があった場合には、必要なパラメータを各ユニットに設定をして再びステップＳ２に戻る。
【０２５５】
（法線ベクトル演算処理）
図２４は、ステップＳ４で行われる法泉ベクトル演算処理について詳述したフローチャートである。
【０２５６】
先ず、スライス処理Ｓ３にて決定された視線方向を示す視線ベクトルの方向判定するための情報を取得する（ステップＳ４２１）。各超音波スライスデータが、Ｒ−θスライス面、Ｒ−ψスライス面、θ−ψスライス面のいずれに対応する形状のものであるかを識別するためのフラグであったり、ヘッダであったりいずれの情報であってもよい。
【０２５７】
続いて、ステップＳ４２１において得られた結果に基づいて、視線ベクトルと最も平行である軸をＲ軸、θ軸、ψ軸の内から判定する（ステップＳ４２２）。
【０２５８】
ステップＳ４２２での判定によって決定されたスライス方向に従って、対応する２方向のエッジ抽出フィルター処理を行う。
【０２５９】
視線方向に対して最も平行な軸がＲ軸である場合には、θ及びψ方向の法線ベクトルに対してエッジ抽出フィルター処理を行う（ステップＳ４２３ａ）。また、視線方向に対して最も平行な軸がθ軸である場合には、Ｒ及びψ方向の法線ベクトルに対してエッジ抽出フィルター処理を行う（ステップＳ４２３ｂ）。さらに、視線方向に対して最も平行な軸がψ軸である場合には、Ｒ及びθ方向の法線ベクトルに対してエッジ抽出フィルター処理を行う（ステップＳ４２３ｃ）。
【０２６０】
次に、複数のスライスにまたがる方向にエッジ抽出フィルター処理を行い、最終的な法線ベクトルが出力される（ステップＳ４２４）。
【０２６１】
ここで、シェーディングベクトルは、影付けのために反射光量を演算するためのベクトルなので、大きさを１に正規化している。ノイズにより生じるベクタとエッジ成分により生じる正しいベクトルの区別ができないので、正規化する前のデータを用いて、ボリュームレンダリングの中で使用してもよい。
【０２６２】
さらに、法線ベクトル長の差を強調するために、エッジ抽出フィルタをかけて、ＨＰＦ等のフィルターにより掛け算等の演算を行う。あるいはガンマカーブに
よる強調処理を行ってもよい。
【０２６３】
このように、正規化される前の法線ベクトル、すなわち、影付け（シェーディング）処理の中のある途中のデータによりエッジ抽出フィルタ処理を行うことにより、フィルタ処理における処理負担を低減できる。
【０２６４】
ＳＶＲにおける影付け処理では、光源からの光線と面のなす角度により反射光量が決められるため、法線ベクトルを正規化する必要があるが、この正規化する前の法線ベクトル長に対して、オパシティと色づけ等を決定し、ＶＲ処理することにより実現することができる。
【０２６５】
なお、本実施の形態では、視線方向に応じて法線ベクトルのフィルタ処理方向を特定の方向に規定する場合を説明したが、３方向の各々について分離して行う構成としてもよい。
【０２６６】
［第５の実施の形態］
次に、本発明にかかる第５の実施の形態について、図２５に基づいて説明する。なお、以下には、前記第４の実施の形態の実質的に同様の構成に関しては説明を省略し、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行い、異なる部分についてのみ述べる。図２５は、本実施の形態の超音波診断装置の構成の一例を示す機能ブロック図である。
【０２６７】
前記第４の実施の形態では、極座標系における法線ベクトルに対してエッジ抽出処理などを施す構成としたが、本実施の形態のように、極座標系の法線ベクトルを直交座標系に変換した後の法線ベクトルに対してエッジ抽出処理等を施すように構成してもよい。
【０２６８】
具体的には、本実施の形態の超音波診断装置は、図２５に示すように、極座標―直交座標変換部３４４―１にて変換された直交座標系の法線ベクトルに対して平滑化フィルター処理部３１Ｅにて平滑化処理を施し、さらにその法線ベクトルに対してエッジ抽出フィルター処理部３３Ｅにてエッジ判定処理を施すものである。
【０２６９】
その後、エッジ抽出フィルター処理部３３Ｅにて処理された法線ベクトルを正規化処理部３４４―２にて正規化処理を施こすことにより、シェーディング処理を行うものである。
【０２７０】
このように、影付けのための面検出のための演算時に、正規化する前のシェーディングベクタを求める。このベクタの大きさに対してオパシティを対応させる。各サンプル位置におけるベクタをボリュームとして生成してもよいし、シェーディング演算を行う度に演算を行ってもよい
［第６の実施の形態］
次に、本発明にかかる第６の実施の形態について、図２６に基づいて説明する。なお、以下には、前記第１の実施の形態の実質的に同様の構成に関しては説明を省略し、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行い、異なる部分についてのみ述べる。図２６は、本実施の形態の超音波診断装置の一例を説明するための説明図である。
【０２７１】
上述の各実施の形態における超音波診断装置の表示部においては、エッジ成分が強調（検出）された実質充満型臓器などの内部構造などの３次元画像が表示される場合について説明したが、本実施の形態では、前記エッジ成分が強調された３次元画像（第１の３次元画像）に加えて、エッジ抽出の演算を行なわずにボリュームレンダリングにより生成された第２の３次元画像のＭＰＲ像とを表示可能に形成した場合を開示している。
【０２７２】
具体的には、図２６に示すように、超音波診断装置の表示部に表示される表示画面４００においては、エッジ成分が強調されない第２の３次元画像の特定断面のＭＰＲ像を表示する表示領域４０２と、実質充満型臓器の内部構造を表示可能なエッジ成分が強調された第１の３次元画像の表示領域４０４が表示形成されている。これらの表示制御は、ホストＣＰＵに含まれる表示制御部にて制御することができる。
【０２７３】
このようにすることで、前記実施の形態では、例えば臓器内に視線方向と平行な方向に例えば２つ管構造があった場合に、後ろ側の管構造は可視化できないが、当該管構造と交差する方向での断面像を表示可能とすることで、全体像と断面像などが同時に見ることができ、実質充満型臓器の内部構造の概要を把握できる。
【０２７４】
これにより、ボリュームの中の一方の物体と他方の物体とか視点位置、視線方向側から視て奥と手前で重なるような場合でも見ることができる。
【０２７５】
また、エッジ成分を強調することで、内部構造体の表面を見えるようにすることは、３次元的に見やすくなるものの、最終的には２次元に投影しているので詳細を把握するには限界がある。そこで、ＭＰＲ像で違った視点から断面を並べて閲覧可能とすることで、内部構造体の構造を理解しやすくなる。ＭＰＲ像の代わり、あるいはＭＰＲ像と同時に従来方式のボリュームレンダリング像を表示してもよい。
【０２７６】
なお、エッジ成分の強調を行った場合の第１の３次元画像のＭＰＲ像を表示可能に構成してもよい。さらには、前記第１の３次元画像と第２の３次元画像とを２画像同時に表示形成してもよい。これら各表示態様に応じた表示制御の切換は、操作部からの操作指示に応じてホストＣＰＵに含まれる表示制御部が表示部を制御することにより行われる。
【０２７７】
また、前記エッジ成分が強調された第１の３次元画像を表示部に表示される際のユーザーインターフェースとしては、例えば、以下に示すような構成とすることが好ましい。
【０２７８】
すなわち、エッジ抽出フィルター処理部によるエッジ抽出範囲を設定する操作部内の設定手段を構成する。そして、設定されたエッジ抽出範囲に応じた強調度の内部構造を有する３次元画像を生成する際に、当該設定されたエッジ抽出範囲に応じて、前記エッジ抽出範囲に関連付けられた各種パラメータが特定値に設定された状態の画像を生成するようにして表示されるようにすることが好ましい。
【０２７９】
より具体的には、操作部、例えばスライダにより操作を行うとＨＰＦのカットオフが変更され、それに応じて対応するオパシティ（不透明度）が自動設定変更されるように構成することが好ましい。これにより、３次元画像における各パラメータ設定の操作性が大幅に向上する。なお、前記パラメータとしては、例えば不透明度の他、種々のものが想定され得る。
【０２８０】
［第７の実施の形態］
次に、本発明にかかる第７の実施の形態について、図２７に基づいて説明する。なお、以下には、前記第１の実施の形態の実質的に同様の構成に関しては説明を省略し、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行い、異なる部分についてのみ述べる。図２７は、本実施の形態の超音波診断装置の構成の一例を示す機能ブロック図である。
【０２８１】
前述したスライス処理部の出力を極座標のデータのままとせず、図２７に示す超音波診断装置２１０のように、ＤＳＣ（Ｄｉｇｉｔａｌ　Ｓｃａｎ　Ｃｏｎｖｅｒｔｏｒ）３５によってスキャン変換することにより実現してもよい。このような超音波診断装置は、図６のエコープロセッサ（ＥＰ）２７、フロープロセッサ（ＦＰ）２８以後の回路構成を図２０に示すようにすることで実現できる。なお、符号２１２は、画像処理装置による構成部を示している。
【０２８２】
また、処理手順としては、スライスレンダリング処理における補間サンプル位置を取得するステップＳ６０３、位置座標変換を行うステップＳ６０４、スライスより対応サンプルを取得するステップＳ６０５、Ｂｉ−Ｌｉｎｅａｒ補間処理を行うステップＳ６０６はＤＳＣ３５において実行する。
【０２８３】
直接ボクセルボリュームに変換せずに、一旦、２次元画像に変換し、複数の２次元画像からボクセルボリュームを生成する方式であってもよい。
【０２８４】
なお、本発明にかかる装置と方法は、そのいくつかの特定の実施の形態に従って説明してきたが、本発明の主旨および範囲から逸脱することなく本発明の本文に記述した実施の形態に対して種々の変形が可能である。
【０２８５】
例えば、本発明の技術的思想は、超音波診断装置への適用に限定されず、ボリュームデータを取得し処理する機能を持つ他の医療用画像機器（例えば、Ｘ線診断装置、Ｘ線ＣＴ装置、磁気共鳴診断装置、核医学診断装置等）、及び画像処理装置に対して適用することが可能である。このように、超音波診断装置に限らず、画像処理装置一般に適用可能とするものである。
【０２８６】
また、この画像処理装置は、画像撮像手段（モダリティ）は超音波診断装置等の画像撮像手段（モダリティ）と一体であっても良いし、両者が分離された構成としても良い。この際、モダリティとしては超音波診断装置に限定されず、例えば画像取得部が画像のビデオ信号を入力する手段であっても良い。
【０２８７】
さらに、例えば、上述の各実施の形態の超音波診断装置において処理されるエッジ成分強調や平滑化処理を処理する処理プログラムや、各図で説明された処理は、当該処理の機能を装備したＰＣやワークステーシヨンなどコンピュータ（画像処理装置）により、超音波診断装置とは切り離して行っても良い。
【０２８８】
さらに、超音波診断装置ないしは画像処理装置等において処理される処理プログラム、説明された処理、本明細書で全般的に記述される手法並びに各種データ（各種演算等を行うための演算プログラムその他の情報、画面データ等）の全体もしくは各部を情報記録媒体ないしはコンピュータ可読媒体に記録した構成であってもよく、加えて当該コンピュータ可読媒体を有するコンピュータプログラム製品として形成しても一向に構わない。この情報記録媒体としては、例えばＲＯＭ、ＲＡＭ、フラッシュメモリ等の半導体メモリ並びに集積回路等のメモリ装置、光ディスク、光磁気ディスク（ＣＤ―ＲＯＭ・ＤＶＤＲＡＭおよびＤＶＤＲＯＭ・ＭＯ等）、磁気記録媒体＜磁気ディスク＞（ハードディスク・フレキシブルディスク・ＺＩＰ等）等を用いてよく、さらに、不揮発性メモリカード、ＩＣカード、ネットワーク化資源等に記録して構成して用いてよい。
【０２８９】
さらに、上記各実施の形態には種々の段階が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の発明が抽出され得る。つまり、上述の各実施の形態同士、あるいはそれらのいずれかと各変形例のいずれかとの組み合わせによる例をも含むことは言うまでもない。また、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除された構成であってもよい。
【０２９０】
そして、これまでの記述は、本発明の理解を容易にするために、本発明の実施の形態の一例を開示したものであり、前記実施の形態は例証するものであり制限するために記載されたものではなく、所定の範囲内で適宜変形及び／又は変更が可能である。従って、上記の実施の形態に開示された各要素は、本発明の技術的範囲に属する全ての設計変更や均等物を含む趣旨である。
【０２９１】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、エッジ抽出手段によりエッジ抽出されたボリュームデータに基づいて３次元画像が生成されるので、実質充満型の臓器内部の３次元構造を立体的に把握することが可能となる。この際、カラードプラ法などで表示不能とされる血流が存在しない臓器についても同時に表示が可能である。
【０２９２】
さらに、複雑で手間のかかるボリューム操作が不要であり、術者がボリュームスキャンや診断に集中できる。
【０２９３】
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係る一実施形態のである超音波診断装置の全体の概略構成の一例を示す機能ブロック図である。
【図２】図１の超音波診断装置のエッジ抽出フィルタ処理部の詳細を示す機能ブロック図である。
【図３】メディアンフィルタの処理の具体例を説明するためのフローチャートである。
【図４】同図（Ａ）〜（Ｃ）は、エッジ抽出フィルタ処理部での処理の概要を説明するための説明図であり、同図（Ｄ）（Ｅ）は、平滑化フィルタ処理部での処理の概要を説明するための説明図である。
【図５】同図（Ａ）（Ｂ）は、本発明の超音波診断装置にて生成された３次元画像と、従来の超音波診断装置にて生成された３次元画像とを比較するための説明図である。
【図６】本発明に係る他の実施の形態の超音波診断装置におけるエッジ抽出フィルタ処理部の他の例の詳細を示す機能ブロック図である。
【図７】本発明に係る他の実施の形態の超音波診断装置の全体の概略構成の一例を示す機能ブロック図である。
【図８】同図（ａ）〜（ｃ）は、超音波プローブにより収集する超音波ボリュームデータの幾何形状を説明するための説明図である。
【図９】図７の超音波診断装置のスライス処理部の詳細な構成を示す機能ブロック図である。
【図１０】同図（ａ）〜（ｃ）は、図６の超音波診断装置のシェーディングベクトル演算部が行う、極座標の法線ベクトルを直交座標に変換する変換処理を説明するための概念図である。
【図１１】図７の超音波診断装置のシェーディングベクトル演算部の詳細な構成を示す機能ブロック図である。
【図１２】図７の超音波診断装置のスライスレンダリング部の詳細な構成を示す機能ブロック図である。
【図１３】同図（ａ）〜（ｃ）は、視線方向をψ軸方向とした場合の画像生成処理の概念を説明するための説明図である。
【図１４】同図（ａ）〜（ｃ）は、視線方向をＲ軸方向とした場合の画像生成処理の概念を説明するための説明図である。
【図１５】本発明に係る他の実施の形態の超音波診断装置による超音波画像収集・生成処理手順の一例を示したフローチャートである。
【図１６】図７の超音波診断装置のスライス処理部が行うスライス処理の一例を説明するためのフローチャートである。
【図１７】同図（ａ）〜（ｃ）は、視線方向とスライス面との関係を説明するための説明図である。
【図１８】図７の超音波診断装置のスライスレンダリング部において実行される処理手順の一例を説明するためのフローチャートである。
【図１９】Ｒ−ψスライス面及びＲ−θスライス面超音波スライスデータとスライス幾何情報の対応関係を説明するための説明図である。
【図２０】ψ−θスライス面超音波スライスデータとスライス幾何情報の対応関係を説明するための説明図である。
【図２１】本発明に係る他の実施の形態の超音波診断装置の全体の概略構成の一例を示す機能ブロック図である。
【図２２】図２１の超音波診断装置のシェーディングベクトル演算部の詳細な構成を示す機能ブロック図である。
【図２３】図２１の超音波診断装置による超音波画像収集・生成処理手順の一例を示したフローチャートである。
【図２４】図２１の超音波診断装置によるエッジ抽出の処理手順の一例を示したフローチャートである。
【図２５】本発明に係る他の実施の形態の超音波診断装置の全体の概略構成の一例を示す機能ブロック図である。
【図２６】表示部に表示される表示態様の一例を説明するための説明図である。
【図２７】本発明に係る他の実施の形態の超音波診断装置の全体の概略構成の一例を示す機能ブロック図である。
【符号の説明】
１　超音波診断装置
２　画像処理装置
１２　超音波プローブ
１４　受信ユニット
１６　リアルタイムコントローラ（ＲＴＣ）
１７　ホストＣＰＵ
１８　操作部
２２　受信ユニット
２４　整相加算器
２６　検出回路
２４　エコープロセッサ（ＥＰ）
２８　フロープロセッサ（ＦＰ）
２９　スキャンコンバータ（ＤＳＣ）
３０　ボリュームジェネレータ
３１　平滑化フィルター処理部
３３　エッジ抽出フィルター処理部
３２　スライス処理部
３４　シェーディングベクトル演算部
３６　スライスレンダリング部
３８　表示部

Claims (22)

1. 被検体から収集された情報であって、３次元空間内に配置される各サンプル点において物理的特性を表すサンプル値を持つボリュームデータを記憶する記憶手段と、
   前記ボリュームデータの各サンプル値より得られる被検体の物理的構造に係るエッジ成分を抽出するための演算を行うエッジ抽出手段と、
   前記エッジ抽出手段にて演算された前記ボリュームデータのエッジ成分に対して少なくともボリュームレンダリング処理により３次元画像を生成する３次元画像生成手段と、
   を含むことを特徴とする画像処理装置。
2. 前記ボリュームデータは、超音波プローブによって収集された画像情報を基に複数の画像にスライスしたスライスデータを積み重ねてボクセルに分割して得られたボクセルボリュームデータであり、
   前記エッジ抽出手段は、ボクセルボリュームデータの各ボクセルに対して抽出するための演算を行うことを特徴とする請求項１に記載の画像処理装置。
3. 前記ボリュームデータは、超音波プローブによって収集され、３次元に配置された各サンプルの位置を、距離Ｒ，角度ψ及び前記角度ψと異なる方向の角度θを次元とする極座標系によって規定されるボリュームデータであり、
   前記エッジ抽出手段は、前記極座標系によって規定される前記ボリュームデータの各サンプル値に対してエッジ成分を抽出する演算を行うことを特徴とする請求項１に記載の画像処理装置。
4. 前記ボリュームデータをスライスして分割した複数のスライスデータを用いて、近接する各サンプルの強度勾配から法線ベクトルを演算する法線ベクトル演算手段を有し、
   前記エッジ抽出手段は、前記法線ベクトル算出手段にて演算された前記法線ベクトルを利用してエッジ成分抽出の演算を行うことを特徴とする請求項３に記載の画像処理装置。
5. 前記法線ベクトルは、シェーディング処理を行うために演算されるシェーディングベクトルであり、
   前記エッジ抽出手段は、前記シェーディングベクトルの正規化処理がなされる前に当該ベクトルに対してエッジ抽出の演算を行うことを特徴とする請求項４に記載の画像処理装置。
6. 前記エッジ抽出手段は、エッジ成分を強調するための高域強調フィルタ処理を行うことを特徴とする請求項１乃至請求項５のうちいずれか一項に記載の画像処理装置。
7. 前記エッジ抽出手段は、
   互いに交差する第１の方向、第２の方向および第３の方向の成分を有する前記ボリュームデータに対して、前記第１の方向に沿ってエッジ成分の抽出を行なうための高域通過フィルタ処理を行う第１の方向フィルタ処理手段と、
   前記ボリュームデータに対して、前記第１の方向と交差する第２の方向に沿って前記エッジ成分の抽出を行なうための高域通過フィルタ処理を行う第２の方向フィルタ処理手段と、
   前記ボリュームデータに対して、前記第１及び前記第２の方向と交差する第３の方向に沿って前記エッジ成分の抽出を行なうための高域通過フィルタ処理を行う第３の方向フィルタ処理手段と、
   前記第１の方向、第２の方向及び第３の方向の各方向フィルタ処理手段での出力結果を用いて、エッジ成分を演算する演算手段と、
   を含むことを特徴とする請求項１乃至請求項５のうちいずれか一項に記載の画像処理装置。
8. 前記第１の方向、第２の方向、第３の方向の各方向フィルタ処理手段のいずれか又は全ては、ソーベルフィルターであることを特徴とする請求項７に記載の画像処理装置。
9. 前記第１の方向、第２の方向、第３の方向の各方向フィルタ処理手段のいずれか又は全ては、線形空間一次微分フィルターであることを特徴とする請求項７に記載の画像処理装置。
10. 前記演算手段は、各出力結果の二乗和、または二乗和の平方根を演算することを特徴とする請求項７に記載の画像処理装置。
11. 前記エッジ抽出手段による処理を行なう前に、平滑化フィルタ処理を行う平滑化手段をさらに有することを特徴とする請求項１乃至請求項７のうちいずれか一項に記載の画像処理装置。
12. 前記平滑化手段は、着目サンプルと当該着目サンプルに対して前記第１の方向、第２の方向及び第３の方向にて近接する特定数のサンプルの値に基づいて演算されることを特徴とする請求項１１に記載の画像処理装置。
13. 前記特定数は、前記着目サンプルに対して、隣り合う近傍６サンプルであることを特徴とする請求項１２に記載の画像処理装置。
14. 前記特定数は、近傍２６サンプルであることを特徴とする請求項１２に記載の画像処理装置。
15. 前記平滑化手段は、加重平均処理、メディアンフィルタのいずれか、或いは両者の組み合わせであることを特徴とする請求項１１乃至請求項１４のうちいずれか一項に記載の画像処理装置。
16. 前記平滑化手段は、
    前記ボリュームの３次元直交座標系のＸ−Ｙ平面上の各サンプルに対して高域遮断フィルタ処理を行う第１のフィルタ処理手段と、
    前記ボリュームのＹ―Ｚ平面上の各サンプルに対して高域遮断フィルタ処理を行う第２のフィルタ処理手段と、
    前記ボリュームのＺ−Ｘ平面上の各サンプルに対して高域遮断フィルタ処理を行なう第３のフィルタ処理手段と、
    を含むことを特徴とする請求項１１に記載の画像処理装置。
17. 前記エッジ抽出手段は、２次元アレイ式の超音波プローブによりリアルタイムに収集された３次元ボリュームデータに対してエッジ成分を強調する処理を行い、
    エッジ成分が強調された３次元画像をリアルタイムに表示するように制御する表示制御手段を有することを特徴とする請求項１乃至請求項１６のうちいずれか一項に記載の画像処理装置。
18. 前記エッジ抽出手段によりエッジ成分抽出の演算が行われた後に生成された３次元画像である第１の３次元画像と、前記エッジ成分抽出の演算を行なわずに生成されたＭＰＲ像である第２の３次元画像を表示可能に表示制御する表示制御手段を有することを特徴とする請求項１乃至請求項１７のうちいずれか一項に記載の画像処理装置。
19. 前記エッジ抽出手段によりエッジ成分抽出の演算が行なわれた後に生成された３次元画像である第１の３次元画像と、前記エッジ抽出の演算を行なわずにボリュームレンダリングにより生成された第２の３次元画像とを表示可能に表示制御する表示制御手段を有することを特徴とする請求項１乃至請求項１８のうちいずれか一項に記載の画像処理装置。
20. 前記エッジ抽出手段によりエッジ成分が抽出された３次元画像と、前記３次元画像のＭＰＲ像とを表示可能に表示制御する表示制御手段を有することを特徴とする請求項１乃至請求項１７のうちいずれか一項に記載の画像処理装置。
21. 被検体に対して超音波を送り、前記被検体からの反射波を受けて被検体の信号として出力する超音波送受装置と、
    前記信号を受けて、前記被検体の組織構造を表す第１の３次元分布情報を求めて出力する第１の超音波情報生成手段と、
    前記信号を受けて、前記被検体の移動体の特性を表す第２の３次元分布情報を求めて出力する第２の超音波情報生成手段と、
    前記第１の３次元分布情報又は前記第２の３次元分布情報のいずれか一方から、前記被検体に含まれる各部位のエッジ情報を抽出して出力するエッジ情報抽出手段と、
    前記エッジ情報抽出手段が出力する前記エッジ情報及び前記第１の３次元分布情報もしくは前記第２の３次元分布情報のいずれか他方を受けて、これらの情報に対してレンダリング処理を行うことによって、前記エッジ情報抽出手段が出力する前記エッジ情報及び前記第１の３次元分布情報もしくは前記第２の３次元分布情報を重畳した診断用の画像情報を生成する３次元画像生成手段と
    を備えた超音波診断装置。
22. 被検体に対して超音波を送り、前記被検体からの反射波を受けて被検体の信号として出力する超音波送受装置と、
    前記信号を受けて、前記被検体の組織構造を表す第１の３次元分布情報を求めて出力する第１の超音波情報生成手段と、
    前記信号を受けて、前記被検体の移動体の特性を表す第２の３次元分布情報を求めて出力する第２の超音波情報生成手段と、
    前記第１の３次元分布情報から前記組織構造体のエッジ情報を抽出し、前記第２の３次元分布情報の前記移動体のエッジ情報を抽出するとともに、それぞれの抽出条件を変更できるエッジ情報抽出手段と、
    前記エッジ情報抽出手段が出力する前記組織構造体のエッジ情報及び前記移動体のエッジ情報を受けてレンダリング処理を行うことによって、重畳した診断用の画像情報を生成する３次元画像生成手段と
    を備えた超音波診断装置。

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