JP4703144B2 - Ultrasonic diagnostic apparatus and image processing method - Google Patents

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Description

この発明は、被検体に超音波を送信して被検体からの反射波を受信することにより、被検体内の超音波診断情報を得る超音波診断装置、及び超音波画像を生成する画像処理方法に関する。   The present invention relates to an ultrasound diagnostic apparatus for obtaining ultrasound diagnostic information in a subject by transmitting ultrasound to the subject and receiving a reflected wave from the subject, and an image processing method for generating an ultrasound image About.

近年、診断及び治療を行う医療現場においては、超音波診断装置、Ｘ線ＣＴ装置、ＭＲＩ装置等の医用画像診断装置上で作成された画像を、３次元的な画像として表示して診断及び治療に用いている。   In recent years, in the medical field where diagnosis and treatment are performed, an image created on a medical image diagnosis apparatus such as an ultrasonic diagnosis apparatus, an X-ray CT apparatus, or an MRI apparatus is displayed as a three-dimensional image for diagnosis and treatment. Used for.

例えば、超音波診断装置においては、超音波ビームを被検体内の空間に３次元的に送受信できる２次元超音波プローブの開発が進められ、実用段階に入ろうとしている。この２次元超音波プローブは、超音波を送受信する圧電素子がマトリックス（格子）状に配置され、走査（スキャン）することによって３次元的に超音波を送受信し、プローブの表面から放射状に広がる形状の３次元データを収集するものである。そして、３次元データとして得られた超音波診断情報を画像処理して３次元画像を生成している。   For example, in an ultrasonic diagnostic apparatus, development of a two-dimensional ultrasonic probe that can three-dimensionally transmit and receive an ultrasonic beam to and from a space in a subject is proceeding and is about to enter a practical stage. In this two-dimensional ultrasonic probe, piezoelectric elements that transmit and receive ultrasonic waves are arranged in a matrix (lattice) shape, and the ultrasonic wave is transmitted and received three-dimensionally by scanning, and spreads radially from the surface of the probe. The three-dimensional data is collected. Then, ultrasonic diagnostic information obtained as three-dimensional data is subjected to image processing to generate a three-dimensional image.

３次元画像を作成するための代表的な手法として、ボリューム・レンダリング（Ｖｏｌｕｍｅ Ｒｅｎｄｅｒｉｎｇ：以下、ＶＲ処理と称することがある）が挙げられる。このボリューム・レンダリングは、超音波診断装置以外のＸ線ＣＴ装置やＭＲＩ装置等の医用画像診断装置においても広く用いられている３次元表示手法である。超音波診断装置等の医用画像診断装置による３次元画像処理では、収集した３次元画像データから一旦ボクセルという立方体のデータを作成し、そのボクセルデータに基づいて３次元画像を生成している。なお、医用画像診断装置以外の、３次元画像データを扱う情報処理装置においても、画像データはボクセルデータであることが多い。   A typical technique for creating a three-dimensional image is volume rendering (hereinafter, sometimes referred to as VR processing). This volume rendering is a three-dimensional display method widely used in medical image diagnostic apparatuses such as X-ray CT apparatuses and MRI apparatuses other than ultrasonic diagnostic apparatuses. In three-dimensional image processing by a medical image diagnostic apparatus such as an ultrasonic diagnostic apparatus, cubic data called voxels is once created from collected three-dimensional image data, and a three-dimensional image is generated based on the voxel data. Note that, in an information processing apparatus that handles three-dimensional image data other than the medical image diagnostic apparatus, the image data is often voxel data.

このボリューム・レンダリングは、ボクセルデータに対して所定の視線方向（投影光線の投影方向）を決めて、任意の視点から光線追跡処理を行い、視線上のボクセル値（輝度値等）の積分値や重み付き累積加算値を投影面上の画像ピクセルに出力することによって、臓器等を立体的に抽出して３次元画像を生成するものである。   In this volume rendering, a predetermined line-of-sight direction (projection direction of projected light) is determined for voxel data, ray tracing processing is performed from an arbitrary viewpoint, and an integrated value of a voxel value (luminance value, etc.) on the line of sight or By outputting the weighted cumulative addition value to the image pixels on the projection plane, the organs and the like are three-dimensionally extracted to generate a three-dimensional image.

このボリューム・レンダリングによる３次元画像の生成について図１４を参照しつつ説明する。ボリューム・レンダリングによる画像は、ボクセルデータセット８０を特定の視点８１をもとに特定の方向を有する投影光線８２を貫くことによって、その投影光線８２に垂直な投影面８３に投影されたピクセル８４に基づいて生成される。投影光線８２によって貫かれた各ボクセル値により積分値や重み付き累積加算値が計算され、この得られた積分値や重み付け加算値がピクセル８４に格納される。そして、最終的には、ボクセル値が格納されたピクセル８４が複数個集まることによって、３次元画像が生成される。   The generation of a three-dimensional image by volume rendering will be described with reference to FIG. An image by volume rendering is obtained by passing a voxel data set 80 through a projection ray 82 having a specific direction based on a specific viewpoint 81 to a pixel 84 projected on a projection plane 83 perpendicular to the projection ray 82. Based on. An integrated value or a weighted cumulative added value is calculated from each voxel value penetrated by the projection light ray 82, and the obtained integrated value or weighted added value is stored in the pixel 84. Finally, a three-dimensional image is generated by collecting a plurality of pixels 84 storing voxel values.

一方、操作者は、投影光線８２の投影方向（視点からボクセルデータを望む方向）を任意に設定することが可能である。この投影光線８２及び投影面８３は、図１４中のＸＹＺ座標を用いれば、簡単な方程式で設定することができる。ボリューム・レンダリングで生成される画像は、投影面８３上に投影された複数のピクセル８４により生成され、最終的にモニタに表示される。   On the other hand, the operator can arbitrarily set the projection direction of projection light beam 82 (the direction in which voxel data is desired from the viewpoint). The projection ray 82 and the projection plane 83 can be set by a simple equation using the XYZ coordinates in FIG. An image generated by volume rendering is generated by a plurality of pixels 84 projected on the projection surface 83 and finally displayed on a monitor.

また、ボリューム・レンダリングで生成される３次元画像の他に、用途によって、最大値／最小値投影画像、ＭＰＲ画像等がボクセルデータから生成される。   In addition to a three-dimensional image generated by volume rendering, a maximum / minimum-value projection image, an MPR image, or the like is generated from voxel data depending on the application.

投影光線８２によって貫かれた各ボクセル値の中から最大値を計算し、得られた最大値をピクセル８４に格納することによって生成される画像を、最大値投影画像という。また、各ボクセル値の中から最小値を計算し、得られた最小値をピクセル８４に格納することによって生成される画像を、最小値投影画像という。   An image generated by calculating a maximum value among the voxel values penetrated by the projection light ray 82 and storing the obtained maximum value in the pixel 84 is referred to as a maximum value projection image. An image generated by calculating the minimum value from the voxel values and storing the obtained minimum value in the pixel 84 is referred to as a minimum value projection image.

また、ボクセルデータを特定の平面（切断平面）で切断することによって得られる切断面により生成される画像を、ＭＰＲ（Ｍｕｌｔｉ Ｐｌａｎｅ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ：ＭＰＲ）画像という。このＭＰＲ画像について図１５を参照しつつ説明する。図１５（ａ）は、ボクセルデータセット８５を切断平面８６で切断した模式図である。図１５（ｂ）は、ボクセルデータセット８５が切断平面８６で切断されることにより得られた切断面８７を示す模式図である。切断面８７上のピクセルには、切断平面８６がボクセルデータセット８５と交わるボクセルの値が格納される。   An image generated by a cut surface obtained by cutting voxel data along a specific plane (cut plane) is referred to as an MPR (Multi Plane Reconstruction: MPR) image. The MPR image will be described with reference to FIG. FIG. 15A is a schematic view of the voxel data set 85 cut along a cutting plane 86. FIG. 15B is a schematic diagram showing a cut surface 87 obtained by cutting the voxel data set 85 along the cut plane 86. The pixel on the cutting plane 87 stores the value of the voxel at which the cutting plane 86 intersects the voxel data set 85.

一方、操作者は、３次元空間（ＸＹＺ座標により形成される空間）における切断平面８６を設定することが可能とである。この切断平面８６は、図１５中のＸＹＺ座標を用いれば、簡単な方程式で設定することができる。   On the other hand, the operator can set a cutting plane 86 in a three-dimensional space (a space formed by XYZ coordinates). The cutting plane 86 can be set by a simple equation using the XYZ coordinates in FIG.

ここで、ボクセルデータの生成方法について説明する。超音波診断装置におけるボクセルデータの生成方法について説明するために、まず、１次元超音波プローブを備えた超音波診断装置における画像データの収集とその画像化（例えば、特許文献１）について図１６乃至図１８を参照しつつ説明する。図１６は従来技術に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。図１７は直交座標系の２次元画像に変換する処理を説明するための図である。図１８はデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な機能ブロック図である。   Here, a method for generating voxel data will be described. In order to describe a method for generating voxel data in an ultrasonic diagnostic apparatus, first, with reference to FIGS. 16 to 16, image data collection and imaging (eg, Patent Document 1) in an ultrasonic diagnostic apparatus including a one-dimensional ultrasonic probe This will be described with reference to FIG. FIG. 16 is a functional block diagram showing a schematic configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the prior art. FIG. 17 is a diagram for explaining a process of converting into a two-dimensional image in an orthogonal coordinate system. FIG. 18 is a detailed functional block diagram of a digital scan converter (DSC).

図１６に示すように、従来の超音波診断装置１００は、１次元超音波プローブ１０１と、送受信回路１０２と、Ｂモード処理回路１０３と、ＣＦＭ（Ｃｏｌｏｒ Ｆｌｏｗ Ｍａｐｐｉｎｇ：カラーフローマッピング）処理回路１０４と、記憶装置１０５と、ＤＳＣ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｃａｎ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ：デジタルスキャンコンバータ）１０６と、表示装置１０７と、コントローラ１０８とからなる。   As shown in FIG. 16, a conventional ultrasonic diagnostic apparatus 100 includes a one-dimensional ultrasonic probe 101, a transmission / reception circuit 102, a B-mode processing circuit 103, a CFM (Color Flow Mapping) processing circuit 104, and the like. , A storage device 105, a DSC (Digital Scan Converter) 106, a display device 107, and a controller 108.

１次元超音波プローブ１０１で得られたエコーデータは、送受信回路１０２を介してＢモード処理回路１０３及びＣＦＭ処理回路１０４に送られる。Ｂモード処理回路１０３ではエコーの振幅情報の映像化が行われる。また、ＣＦＭ処理回路１０４では動いている血流情報の映像化が行われる。Ｂモード処理回路１０３で生成されるデータをＢモード超音波ラスタデータといい、ＣＦＭ処理回路１０４で生成されるデータをカラー超音波ラスタデータという。   Echo data obtained by the one-dimensional ultrasonic probe 101 is sent to the B-mode processing circuit 103 and the CFM processing circuit 104 via the transmission / reception circuit 102. The B-mode processing circuit 103 visualizes echo amplitude information. The CFM processing circuit 104 visualizes moving blood flow information. Data generated by the B-mode processing circuit 103 is referred to as B-mode ultrasonic raster data, and data generated by the CFM processing circuit 104 is referred to as color ultrasonic raster data.

Ｂモード処理回路１０３で得られたＢモード超音波ラスタデータ、及びＣＦＭ処理回路１０４で得られたカラー超音波ラスタデータは、記憶装置１０５に記憶されるとともに、ＤＳＣ１０６に送られる。ＤＳＣ１０６は表示装置１０７で表示するための画像を作成する。また、コントローラ１０８は超音波診断装置全体の動作を制御する。   The B-mode ultrasound raster data obtained by the B-mode processing circuit 103 and the color ultrasound raster data obtained by the CFM processing circuit 104 are stored in the storage device 105 and sent to the DSC 106. The DSC 106 creates an image to be displayed on the display device 107. The controller 108 controls the operation of the entire ultrasonic diagnostic apparatus.

ＤＳＣ１０６は、直交座標系で表される画像を得るために、超音波ラスタデータを直交座標で表される画像データに変換する。この変換処理について図１７及び図１８を参照しつつ説明する。   The DSC 106 converts ultrasonic raster data into image data represented by orthogonal coordinates in order to obtain an image represented by an orthogonal coordinate system. This conversion process will be described with reference to FIGS.

超音波ラスタデータ９０は図１７（ａ）に示すような距離Ｒと角度θとで表現される座標系で得られる。ここで、点Ｏは超音波プローブ１０１表面の中心であり、点Ｏにおける超音波プローブ１０１の表面に垂直な線をＸ軸と定義する。また、Ｘ軸に対して垂直となるＹ軸（深さ方向）を図１７に示すように設定する。   The ultrasonic raster data 90 is obtained in a coordinate system expressed by a distance R and an angle θ as shown in FIG. Here, the point O is the center of the surface of the ultrasonic probe 101, and a line perpendicular to the surface of the ultrasonic probe 101 at the point O is defined as the X axis. Further, the Y axis (depth direction) perpendicular to the X axis is set as shown in FIG.

距離Ｒは超音波の送受信点（１次元超音波プローブ１０１の位置）と超音波サンプル点９０ａとの距離であり、角度θは超音波ビームの振り角度である。ＤＳＣ１０６は、（Ｒ、θ）座標系で得られた超音波ラスタデータ９０を、図１７（ｂ）に示すような直交座標系の画像データ９１に変換する（スキャンコンバージョン処理：ＳＣ処理）。超音波ラスタデータ９０の座標系（Ｒ、θ）と表示用の画像データ９１の座標系（Ｘ、Ｙ）との間には以下の関係式（１）が成立する。
式（１） Ｒ＝（ｘ２＋ｙ２）１／２
θ＝ａｒｃｔａｎ（ｘ／ｙ）
ＤＳＣ１０６は、上記の座標変換を行って表示用の座標系（Ｘ、Ｙ）で表される画像データ９１を作成する。 The distance R is the distance between the ultrasonic transmission / reception point (the position of the one-dimensional ultrasonic probe 101) and the ultrasonic sample point 90a, and the angle θ is the swing angle of the ultrasonic beam. The DSC 106 converts the ultrasonic raster data 90 obtained in the (R, θ) coordinate system into image data 91 in an orthogonal coordinate system as shown in FIG. 17B (scan conversion process: SC process). The following relational expression (1) is established between the coordinate system (R, θ) of the ultrasonic raster data 90 and the coordinate system (X, Y) of the image data 91 for display.
Formula (1) R = (x 2 + y 2 ) 1/2
θ = arctan (x / y)
The DSC 106 performs the above-described coordinate transformation to create image data 91 represented by a display coordinate system (X, Y).

ここで、ＤＳＣ１０６の構成について図１８を参照しつつ説明する。シーケンサ１０６ａの制御により、Ｘ座標発生器１０６ｂ及びＹ座標発生器１０６ｃは生成すべき画像ピクセルの位置情報（Ｘ、Ｙ）を発生する。その情報を示す信号は、Ｒアドレス変換器１０６ｄ及びθアドレス変換器１０６ｅに送られ、上記の式（１）に基づいて座標の変換処理が行われる。   Here, the configuration of the DSC 106 will be described with reference to FIG. Under the control of the sequencer 106a, the X coordinate generator 106b and the Y coordinate generator 106c generate position information (X, Y) of image pixels to be generated. A signal indicating the information is sent to the R address converter 106d and the θ address converter 106e, and a coordinate conversion process is performed based on the above equation (1).

そして、Ｒアドレス変換器１０６ｄからＲを示す位置情報が出力され、θアドレス変換器１０６ｅからθを示す位置情報が出力され、アドレス変換器１０６ｆはそれらの位置情報から記憶装置１０５を参照するための記憶装置１０５のアドレス情報を算出する。このアドレス情報に基づき、記憶装置１０５から座標（Ｒ、θ）における超音波ラスタデータが読み出される。この座標（Ｒ、θ）における超音波ラスタデータは変換後の座標（Ｘ、Ｙ）に対応している。   Then, position information indicating R is output from the R address converter 106d, position information indicating θ is output from the θ address converter 106e, and the address converter 106f refers to the storage device 105 from the position information. Address information of the storage device 105 is calculated. Based on this address information, ultrasonic raster data at coordinates (R, θ) is read from the storage device 105. The ultrasonic raster data at the coordinates (R, θ) corresponds to the coordinates (X, Y) after conversion.

超音波ラスタデータは補間処理回路１０６ｇに入力されて補間処理回路１０６ｇによって表示用の画像データが生成され、表示装置１０７に直交座標で表された超音波画像が表示される。なお、超音波ラスタデータは離散的に収集されるため、記憶装置１０５からは複数の超音波ラスタデータが読み出され、補間処理により画像データが生成される。補間処理は、例えば、着目の座標を取り囲む周囲の超音波ラスタデータによって直線補間処理を行う。この場合、Ｒアドレス変換器１０６ｄ及びθアドレス変換器１０６ｅから補間係数が補間処理回路１０６ｇに出力され、補間処理により画像データが生成される。   The ultrasonic raster data is input to the interpolation processing circuit 106g, image data for display is generated by the interpolation processing circuit 106g, and an ultrasonic image represented by orthogonal coordinates is displayed on the display device 107. Since ultrasonic raster data is collected discretely, a plurality of ultrasonic raster data is read from the storage device 105, and image data is generated by interpolation processing. In the interpolation processing, for example, linear interpolation processing is performed using surrounding ultrasonic raster data surrounding the coordinate of interest. In this case, the interpolation coefficient is output from the R address converter 106d and the θ address converter 106e to the interpolation processing circuit 106g, and image data is generated by the interpolation processing.

次に、２次元超音波プローブを用いて３次元の超音波ラスタデータを収集し、ボクセルデータを作成する場合について、図１９乃至図２１を参照しつつ説明する。図１９はスキャンコンバータ処理によってボクセルデータが生成されることを説明するための概念図である。図２０は直交座標系の３次元画像に変換する処理を説明するための図である。図２１はデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な機能ブロック図である。   Next, a case where three-dimensional ultrasonic raster data is collected using a two-dimensional ultrasonic probe and voxel data is created will be described with reference to FIGS. FIG. 19 is a conceptual diagram for explaining that voxel data is generated by scan converter processing. FIG. 20 is a diagram for explaining a process of converting into a three-dimensional image in an orthogonal coordinate system. FIG. 21 is a detailed functional block diagram of a digital scan converter (DSC).

図１９（ａ）は、２次元超音波プローブを用いて収集される３次元の超音波ラスタデータの幾何形状を示している。点Ｏは２次元超音波プローブ表面の中心点であり、点Ｏにおける超音波プローブ表面に垂直な線をＸ軸として定義する。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１９に示すように設定する。そして、この超音波ラスタデータに対してスキャンコンバージョン処理が施され、図１９（ｂ）に示すような直交座標系で表されるボクセルデータ９４が生成される。   FIG. 19A shows the geometry of three-dimensional ultrasonic raster data collected using a two-dimensional ultrasonic probe. Point O is the center point of the two-dimensional ultrasonic probe surface, and a line perpendicular to the ultrasonic probe surface at point O is defined as the X axis. Further, a Y axis and a Z axis which are perpendicular to the X axis and perpendicular to each other are set as shown in FIG. Then, scan conversion processing is performed on the ultrasonic raster data, and voxel data 94 represented by an orthogonal coordinate system as shown in FIG. 19B is generated.

この座標変換について図２０を参照しつつ詳しく説明する。超音波ラスタデータ９３は、図２０（ａ）に示すような距離Ｒと角度θと角度φとで表現される座標系で得られる。距離Ｒ、角度θ、角度φは以下に示す定義（１）によって定義される。
定義（１）
距離Ｒ：超音波の送受信点（２次元超音波プローブの位置）と超音波サンプリング点９３ａとの距離
角度θ：超音波ビームの軌跡をＸＹ平面上に投影したとき、投影された軌跡がＹ軸となす角度
角度φ：超音波ビームの軌跡をＹＺ平面上に投影したとき、投影された軌跡がＹ軸となす角度 This coordinate conversion will be described in detail with reference to FIG. The ultrasonic raster data 93 is obtained in a coordinate system represented by a distance R, an angle θ, and an angle φ as shown in FIG. The distance R, angle θ, and angle φ are defined by definition (1) shown below.
Definition (1)
Distance R: Distance between the ultrasonic transmission / reception point (position of the two-dimensional ultrasonic probe) and the ultrasonic sampling point 93a Angle θ: When the trajectory of the ultrasonic beam is projected on the XY plane, the projected trajectory is the Y axis Angle φ: Angle formed when the trajectory of the ultrasonic beam is projected on the YZ plane and the projected trajectory forms the Y axis

ＤＳＣは、座標系（Ｒ、θ、φ）で表された超音波ラスタデータ９３を、図２０（ｂ）に示すような直交座標系で表されるボクセルデータ９４に変換する。超音波ラスタデータの座標系（Ｒ、θ、φ）と、ボクセルデータの座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）との間には以下の関係式（２）が成立する。
式（２） Ｒ＝（ｘ２＋ｙ２＋ｚ２）１／２
θ＝ａｒｃｔａｎ（ｘ／ｙ）
φ＝ａｒｃｔａｎ（ｚ／ｙ）
ＤＳＣは、上記の座標変換を行って座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）で表されるボクセルデータを作成する。 The DSC converts the ultrasonic raster data 93 expressed in the coordinate system (R, θ, φ) into voxel data 94 expressed in the orthogonal coordinate system as shown in FIG. The following relational expression (2) is established between the coordinate system (R, θ, φ) of the ultrasonic raster data and the coordinate system (X, Y, Z) of the voxel data.
Formula (2) R = (x 2 + y 2 + z 2 ) 1/2
θ = arctan (x / y)
φ = arctan (z / y)
The DSC performs the coordinate conversion described above to create voxel data represented by a coordinate system (X, Y, Z).

ここで、ＤＳＣの構成について図２１を参照しつつ説明する。各回路の機能は、図１８で示したＤＳＣと同じである。３次元で表されるボクセルデータへの変換のため、図１８に示すＤＳＣに加えて、Ｚ座標発生器１０６ｈとφアドレス変換器１０６ｉが備えられている。   Here, the configuration of the DSC will be described with reference to FIG. The function of each circuit is the same as the DSC shown in FIG. For conversion into voxel data represented in three dimensions, a Z coordinate generator 106h and a φ address converter 106i are provided in addition to the DSC shown in FIG.

そして、上記の式（２）に基づいて２次元座標変換と同様に、座標（Ｒ、θ、φ）から直交座標（Ｘ、Ｙ、Ｚ）に変換され、図１９（ｂ）に示されるように、直交座標系で表されるボクセルデータ９４が生成される。このボクセルデータに対してボリューム・レンダリング、最大値／最小値投影処理等の処理を施して超音波画像を生成する。なお、超音波ラスタデータは離散的に収集されるため、ボクセルデータを生成する際には、例えば、着目ボクセルを取り囲む周囲８個の超音波ラスタデータによる直線補間処理（Ｔｒｉ−Ｌｉｎｅａｒ補間処理）が行われる。   Then, as in the two-dimensional coordinate conversion based on the above equation (2), the coordinates (R, θ, φ) are converted into orthogonal coordinates (X, Y, Z), as shown in FIG. In addition, voxel data 94 expressed in an orthogonal coordinate system is generated. The voxel data is subjected to processing such as volume rendering and maximum / minimum value projection processing to generate an ultrasonic image. Note that since the ultrasonic raster data is collected discretely, when generating voxel data, for example, linear interpolation processing (Tri-Linear interpolation processing) using eight surrounding ultrasonic raster data surrounding the target voxel is performed. Done.

特開平１１−１０４１３３号公報（段落［００２１］−［００２２］、図３）Japanese Patent Laid-Open No. 11-104133 (paragraphs [0021]-[0022], FIG. 3)

ボリューム・レンダリングにおいては、図１４に示すように、操作者によって任意の方向から視線を設定することができる。しかしながら、従来のスキャンコンバージョン処理における座標系（Ｒ、θ、φ）から直交座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）への変換は固定的であり、直交座標の配置を任意に設定することは行われていない。つまり、ボクセルデータを表すための直交座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）は超音波プローブに対して固定的に設定されており、視線の方向（投影光線の投影方向）に関わらず、Ｘ軸は超音波プローブ表面に垂直な軸として定義され、Ｙ軸、Ｚ軸は互いに垂直で、かつ、Ｘ軸に対して垂直な軸として定義されている。   In volume rendering, as shown in FIG. 14, the operator can set the line of sight from an arbitrary direction. However, the conversion from the coordinate system (R, θ, φ) to the orthogonal coordinate system (X, Y, Z) in the conventional scan conversion process is fixed, and the arrangement of the orthogonal coordinates is not arbitrarily set. Not. That is, the Cartesian coordinate system (X, Y, Z) for representing voxel data is fixedly set with respect to the ultrasonic probe, and the X axis is set regardless of the direction of the line of sight (projection direction of the projected ray). It is defined as an axis perpendicular to the ultrasonic probe surface, and the Y axis and the Z axis are defined as axes perpendicular to each other and perpendicular to the X axis.

ボクセルデータに対して斜めの方向から視線を設定して、一定の間隔で投影光線を進めた場合、その間隔ごとにボクセルデータが存在するとは限らないため、ボリューム・レンダリングにおいて補間処理を行う必要がある。この補間処理として、例えば、着目するボクセルを取り囲む周囲８個のボクセルを用いた直線補間処理（Ｔｒｉ−Ｌｉｎｅａｒ補間処理）を行う必要がある。   When a line of sight is set from a slanting direction with respect to voxel data and projection light rays are advanced at a fixed interval, voxel data does not always exist at each interval, so it is necessary to perform interpolation processing in volume rendering is there. As this interpolation processing, for example, it is necessary to perform linear interpolation processing (Tri-Linear interpolation processing) using eight surrounding voxels surrounding the target voxel.

このように、従来の超音波診断装置及び画像処理方法においては、ＤＳＣのスキャンコンバージョン処理によってボクセルデータを生成する際に行われる補間処理の他、ボリューム・レンダリングによって画像データを生成する際においても補間処理を行う必要がある。従って、超音波ラスタデータから画像データを生成するまでの間に、２段階の補間処理を行う必要があるが、一般的に、補間処理の回数が増えるほど画像の空間分解能が劣化する問題がある。   As described above, in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus and image processing method, in addition to the interpolation processing performed when generating voxel data by DSC scan conversion processing, interpolation is also performed when generating image data by volume rendering. It is necessary to perform processing. Therefore, it is necessary to perform two-stage interpolation processing before generating image data from ultrasonic raster data, but generally there is a problem that the spatial resolution of an image deteriorates as the number of interpolation processing increases. .

また、従来のスキャンコンバージョン処理においては、ボクセルデータの生成順序も固定的であった。例えば、図２２に示すように、ボクセルデータセット９５は、同図に示す順番（１、２、３、４、・・・）で生成される場合、ボリューム・レンダリングの投影面９７に近いボクセルの生成が全体のボクセルの中で後発となり、スキャンコンバージョン処理の完了を待たないとボリューム・レンダリングを開始できない状態にあった。つまり、所定の視線上に位置する全てのボクセルが生成されないと、光線追跡処理が行えない状態にあった。このような処理の遅延は、超音波診断装置の利点の１つであるリアルタイム性を大きく損なってしまう。   Further, in the conventional scan conversion process, the generation order of voxel data is fixed. For example, as shown in FIG. 22, when the voxel data set 95 is generated in the order shown in the figure (1, 2, 3, 4,...), The voxel data set 95 is close to the projection surface 97 of volume rendering. Generation was later in the entire voxel, and volume rendering could not be started until the scan conversion process was completed. That is, the ray tracing process cannot be performed unless all the voxels located on the predetermined line of sight are generated. Such processing delay greatly impairs the real-time property that is one of the advantages of the ultrasonic diagnostic apparatus.

さらに、ボリューム・レンダリングは、パーソナルコンピュータ（ＰＣ）やワークステーション等を用い、ソフトウェアで処理されることが一般的であった。超音波診断装置には可搬性が求められるが、超音波診断装置にＰＣ等を接続するとその可搬性が損なわれる。また、ＰＣ等の接続は、医用システム全体の消費電力を大きく増加させる要因にもなる。このため、システムの小型化、低消費電力化を実現するためには、ボリューム・レンダリングをＡＳＩＣ等のハードウェアで処理することが望まれる。しかしながら、ボリューム・レンダリングの視線設定等は操作者が任意に行える必要があり、特に、光線追跡処理等のハードウェアによる実現は複雑さを増し、回路規模の増大を招いてしまう問題があった。   Furthermore, the volume rendering is generally processed by software using a personal computer (PC), a workstation or the like. The ultrasonic diagnostic apparatus is required to be portable. However, if a PC or the like is connected to the ultrasonic diagnostic apparatus, the portability is impaired. Also, connection of a PC or the like becomes a factor that greatly increases the power consumption of the entire medical system. For this reason, in order to realize a reduction in size and power consumption of the system, it is desirable to process volume rendering with hardware such as an ASIC. However, it is necessary for the operator to arbitrarily set the line of sight for volume rendering, and in particular, realization with hardware such as ray tracing processing increases the complexity and increases the circuit scale.

この発明は上記の課題を解決するものであり、ボクセルデータを表すための直交座標系を超音波プローブに対して任意に設定可能とし、特に、視線方向に対してボクセルデータの１つの方向が平行になるように直交座標系を設定することで、超音波画像を生成する際に補間処理を行う必要がない超音波診断装置を提供することを目的とする。このように補間処理の回数を減らすことによって空間分解能の向上を図ることを目的とする。   The present invention solves the above-described problems, and allows an orthogonal coordinate system for representing voxel data to be arbitrarily set for an ultrasonic probe, and in particular, one direction of voxel data is parallel to the line-of-sight direction. It is an object of the present invention to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that does not need to perform an interpolation process when an ultrasonic image is generated by setting an orthogonal coordinate system to be. An object of the present invention is to improve the spatial resolution by reducing the number of interpolation processes.

また、補間処理の回数を減らすことで、ソフトウェアで処理する場合のＣＰＵ（中央処理装置）の負担を軽減し、ハードウェアで処理する場合の回路設計の簡潔化を図ることを目的とする。   Another object of the present invention is to reduce the load on the CPU (central processing unit) when processing by software by reducing the number of interpolation processes, and to simplify the circuit design when processing by hardware.

さらに、ボクセルデータを生成する際にその生成順序を視線方向に沿った順番にすることで、スキャンコンバージョン処理の完了を待たずに超音波画像生成の処理を開始することが可能な超音波診断装置を提供することを目的とする。そのことにより、超音波画像生成処理の効率化を図り、リアルタイム性が損なわれない超音波診断装置を提供することを目的とする。   Furthermore, when generating voxel data, an ultrasonic diagnostic apparatus capable of starting the process of generating an ultrasonic image without waiting for the completion of the scan conversion process by setting the generation order to the order along the line-of-sight direction. The purpose is to provide. Accordingly, it is an object of the present invention to improve the efficiency of ultrasonic image generation processing and provide an ultrasonic diagnostic apparatus that does not impair real-time performance.

請求項１に記載の発明は、被検体に対して超音波の送受信を行う超音波プローブと、前記超音波プローブを駆動して前記被検体内を走査する送受信手段と、前記送受信手段が受信した受信信号に基づいて表示画像を生成するときの投影位置及び投影方向を設定する投影方向設定手段と、前記送受信手段の走査によって得られた受信信号に基づいて、前記投影方向の座標系で表されるボクセルデータを前記投影方向に沿った順番で生成するボクセルデータ生成手段と、前記ボクセルデータを基に前記投影方向の表示画像を生成する画像生成手段と、を有することを特徴とする超音波診断装置である。 According to the first aspect of the present invention, an ultrasonic probe that transmits / receives ultrasonic waves to / from a subject, a transmission / reception unit that drives the ultrasonic probe to scan the inside of the subject, and the transmission / reception unit receives the ultrasonic probe A projection direction setting unit that sets a projection position and a projection direction when generating a display image based on a reception signal, and a coordinate system of the projection direction based on a reception signal obtained by scanning of the transmission / reception unit. And voxel data generating means for generating voxel data in the order along the projection direction, and image generating means for generating a display image in the projection direction based on the voxel data. Device.

請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の超音波診断装置であって、前記ボクセルデータ生成手段は、前記投影方向と前記ボクセルデータの１つの方向とを平行させることを特徴とするものである。   A second aspect of the present invention is the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first aspect, wherein the voxel data generating means makes the projection direction and one direction of the voxel data parallel to each other. Is.

請求項３に記載の発明は、請求項１又は請求項２に記載の超音波診断装置であって、前記ボクセルデータ生成手段は、前記投影方向の座標系と前記受信信号が受信された収集座標系とを対応付け、前記投影方向の座標系に基づいて前記収集座標系における前記受信信号を読み出して、前記ボクセルデータを生成することを特徴とする。 A third aspect of the present invention is the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first or second aspect, wherein the voxel data generation means includes the coordinate system of the projection direction and the collected coordinates where the received signal is received. The voxel data is generated by associating with a system and reading out the received signal in the acquired coordinate system based on the coordinate system in the projection direction .

請求項４に記載の発明は、請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の超音波診断装置であって、入力操作を受け付ける入力手段を更に有し、前記投影方向設定手段は、前記入力操作に基づいて任意の投影位置及び投影方向を設定することを特徴とする。 The invention according to claim 4 is the ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 3, further comprising an input means for receiving an input operation, wherein the projection direction setting means is the input An arbitrary projection position and projection direction are set based on the operation .

請求項５に記載の発明は、請求項１乃至請求項４のいずれかに記載の超音波診断装置であって、超音波画像を生成すべき関心領域を指定する関心領域指定手段を更に有し、前記ボクセルデータ生成手段は、前記関心領域内の受信信号に基づいてボクセルデータを生成することを特徴とする。 The invention according to claim 5 is the ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 4 , further comprising a region-of-interest specifying means for specifying a region of interest in which an ultrasonic image is to be generated. The voxel data generation means generates voxel data based on a received signal in the region of interest .

請求項６に記載の発明は、請求項１に記載の超音波診断装置であって、前記受信信号を前記送受信手段が収集した収集座標系に対応付けて記憶する記憶手段を更に有し、前記ボクセルデータ生成手段は、前記投影方向に基づいて設定された前記投影方向の座標系を出力するボクセルジェネレータと、前記投影方向の座標系を前記超音波プローブに直交する３次元直交座標系に変換し、且つ前記変換された前記３次元直交座標系を前記収集座標系に変換する座標変換器と、を備え、前記座標変換器により変換された前記収集座標系に基づいて前記受信信号を前記記憶手段から読み出して、前記投影方向の座標系と関連付けられた前記ボクセルデータを生成することを特徴とする。 The invention according to claim 6 is the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1 , further comprising storage means for storing the received signal in association with the collection coordinate system collected by the transmission / reception means, The voxel data generating means converts a voxel generator that outputs a coordinate system of the projection direction set based on the projection direction, and converts the coordinate system of the projection direction into a three-dimensional orthogonal coordinate system orthogonal to the ultrasound probe. A coordinate converter for converting the converted three-dimensional orthogonal coordinate system to the acquired coordinate system, and storing the received signal based on the acquired coordinate system converted by the coordinate converter To generate the voxel data associated with the coordinate system of the projection direction .

この発明の超音波プローブは、１次元超音波プローブ又は２次元超音波プローブからなる。１次元超音波プローブを用いる場合は、プローブを機械的に移動させることによって３次元で表される超音波ラスタデータを収集する。これらの超音波プローブで収集された３次元超音波ラスタデータから３次元直交座標系で表されるボクセルデータを生成する際に、視線方向（投影光線の投影方向）とボクセルデータの１つの方向とが平行になる（視線方向とボクセルデータの所定の面とが直交する）ようにそのボクセルデータを生成する。つまり、任意に設定された視線方向と、ボクセルデータを表すための３次元直交座標系の１つの方向とが平行になるように３次元直交座標系を設定し、その３次元座標系によってボクセルデータを表す。   The ultrasonic probe according to the present invention includes a one-dimensional ultrasonic probe or a two-dimensional ultrasonic probe. When a one-dimensional ultrasonic probe is used, ultrasonic raster data expressed in three dimensions is collected by mechanically moving the probe. When generating voxel data represented by a three-dimensional orthogonal coordinate system from the three-dimensional ultrasonic raster data collected by these ultrasonic probes, the line-of-sight direction (projection direction of the projected ray) and one direction of the voxel data Voxel data is generated so that the line-of-sight direction and the predetermined plane of the voxel data are orthogonal to each other. That is, a three-dimensional orthogonal coordinate system is set so that an arbitrarily set line-of-sight direction and one direction of a three-dimensional orthogonal coordinate system for representing voxel data are parallel, and the voxel data is determined by the three-dimensional coordinate system. Represents.

超音波プローブに対して固定的に設定された３次元直交座標系と、視線方向と１つの方向とが平行になるボクセルデータを表現するための３次元直交座標系とは、例えば１次変換によって対応付けておく。ボクセルデータ生成手段は、その１次変換の関係と視線方向のベクトル情報とに基づいて、視線方向と１つの方向とが平行する３次元直交座標系を求め、求められた３次元直交座標系によってボクセルデータを表す。このように、座標系の変換処理を行うことによって、視線方向とボクセルデータの１つの方向とを平行させることが可能となる。   A three-dimensional orthogonal coordinate system fixedly set for the ultrasonic probe and a three-dimensional orthogonal coordinate system for expressing voxel data in which the line-of-sight direction and one direction are parallel are, for example, by linear transformation. Correlate. The voxel data generation means obtains a three-dimensional orthogonal coordinate system in which the line-of-sight direction and one direction are parallel based on the relationship of the primary transformation and the vector information of the line-of-sight direction. Represents voxel data. Thus, by performing the coordinate system conversion process, it is possible to make the line-of-sight direction and one direction of the voxel data parallel.

視線方向とボクセルデータの１つの方向とが平行になることによって、例えば、ボリューム・レンダリングによって３次元超音波画像を生成する場合や、最大値又は最小値投影処理を行う場合や、視線方向を厚み方向としてその厚み方向に加算平均されたＭＰＲ画像を生成する場合おいて補間処理が不要になるため、光線追跡処理が比較的、容易になる。   When the line-of-sight direction and one direction of the voxel data are parallel, for example, when generating a three-dimensional ultrasound image by volume rendering, performing a maximum or minimum value projection process, Interpolation processing is not necessary when generating an MPR image that has been averaged in the thickness direction as a direction, and ray tracing processing becomes relatively easy.

また、ボクセルデータに対して視線方向が斜めに設定されたままの状態においては、関心領域の設定（ボクセルデータの生成開始位置及び生成終了位置を算出するための計算）が複雑になってしまう。この発明のように視線方向とボクセルデータの１つの方向とを平行させることによって、関心領域の設定が簡潔になる。   In addition, in a state where the line-of-sight direction is set obliquely with respect to the voxel data, the setting of the region of interest (calculation for calculating the generation start position and generation end position of the voxel data) becomes complicated. By setting the line-of-sight direction and one direction of voxel data in parallel as in the present invention, the setting of the region of interest is simplified.

請求項１、請求項２、請求項６、請求項７、請求項８、及び請求項１２に記載の発明によると、ボクセルデータの向きを変えて視線方向とボクセルデータの１つの方向とを平行にすることで、ボクセルデータから超音波画像を生成する際の補間処理が不要になるため、超音波画像の空間分解能を向上させることが可能となる。また、ソフトウェア処理におけるＣＰＵの負担を軽減し、ハードウェア処理における回路設計を簡潔にすることが可能となる。 Claim 1, claim 2, claim 6,請 Motomeko 7, claim 8, and according to the invention described in claim 12, and one direction of the line-of-sight direction and the voxel data by changing the orientation of the voxel data By making them parallel, an interpolation process for generating an ultrasonic image from voxel data becomes unnecessary, so that the spatial resolution of the ultrasonic image can be improved. In addition, the burden on the CPU in software processing can be reduced, and circuit design in hardware processing can be simplified.

請求項１、請求項７に記載の発明によると、視線方向に沿った順番でボクセルデータを生成することによって、生成されたボクセルデータに基づいて超音波画像（３次元超音波画像、最大値投影画像等）を順次生成することが可能になる。そのことにより、全てのボクセルデータが生成される前に、超音波画像の生成を開始することができるため、画像生成にかかる時間を短縮することが可能となり、画像生成の効率化が図れる。 According to the first and seventh aspects of the invention, by generating voxel data in the order along the line-of-sight direction, an ultrasonic image (three-dimensional ultrasonic image, maximum value projection) is generated based on the generated voxel data. Images, etc.) can be generated sequentially. As a result, generation of an ultrasonic image can be started before all the voxel data is generated, so that the time required for image generation can be shortened, and the efficiency of image generation can be improved.

請求項５及び請求項１１に記載の発明によると、関心領域内の受信信号に基づいてボクセルデータを生成することで、変換手段及び画像生成手段におけるボクセルデータの処理数を減少させることが可能となり、その分、高速に画像を生成することが可能となる。また、視線方向とボクセルデータの１つの方向とを平行にすることによって関心領域の設定が簡潔になるため、従来と比べて、ハードウェアの構成が簡潔になるとともに、画像生成に要する時間を短縮することが可能となる。 According to the fifth and eleventh aspects of the present invention, it is possible to reduce the number of voxel data processes in the conversion unit and the image generation unit by generating the voxel data based on the received signal in the region of interest. Accordingly, it is possible to generate an image at a high speed. In addition, since the setting of the region of interest is simplified by making the line-of-sight direction and one direction of voxel data parallel, the hardware configuration is simplified and the time required for image generation is shortened compared to the conventional case. It becomes possible to do.

以下、この発明の実施形態に係る超音波診断装置について、図１乃至図１３を参照しつつ説明する。   Hereinafter, an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 1 to 13.

［第１の実施の形態］
この発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置及び画像処理方法について、図１乃至図７を参照しつつ説明する。 [First Embodiment]
An ultrasonic diagnostic apparatus and an image processing method according to a first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.

（構成）
第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成について、図１を参照しつつ説明する。図１は、この発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。 (Constitution)
The configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 1 is a functional block diagram showing a schematic configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment of the present invention.

第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、２次元超音波プローブ２と、送受信回路３と、Ｂモード処理回路４と、ＣＦＭ処理回路５と、記憶装置６と、ＤＳＣ７と、ボリューム・レンダリング処理装置８と、表示装置９と、操作卓１０と、座標系設定回路１１と、コントローラ１２とを含んで構成されている。   The ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment includes a two-dimensional ultrasonic probe 2, a transmission / reception circuit 3, a B-mode processing circuit 4, a CFM processing circuit 5, a storage device 6, a DSC 7, The rendering processing device 8 includes a display device 9, a console 10, a coordinate system setting circuit 11, and a controller 12.

２次元超音波プローブ２は、超音波を送受信する圧電素子がマトリックス（格子）状に配置され、走査（スキャン）することによって３次元的に超音波を送受信し、プローブの表面から放射状に広がる形状の３次元データをエコー信号として受信する。   The two-dimensional ultrasonic probe 2 is configured such that piezoelectric elements that transmit and receive ultrasonic waves are arranged in a matrix (lattice), and the ultrasonic waves are transmitted and received three-dimensionally by scanning, and spread radially from the surface of the probe. Are received as echo signals.

送受信回路３は、２次元超音波プローブ２に電気信号を供給して超音波を発生させるとともに、２次元超音波プローブ２が受信したエコー信号を受信する。エコー信号は、処理の目的に応じてＢモード処理回路４又はＣＦＭ処理回路５に出力される。   The transmission / reception circuit 3 supplies an electrical signal to the two-dimensional ultrasonic probe 2 to generate an ultrasonic wave, and receives an echo signal received by the two-dimensional ultrasonic probe 2. The echo signal is output to the B-mode processing circuit 4 or the CFM processing circuit 5 depending on the purpose of processing.

Ｂモード処理回路４は、エコーの振幅情報の映像化を行い、エコー信号からＢモード超音波ラスタデータを生成する。ＣＦＭ処理回路５は、動いている血流情報の映像化を行い、カラー超音波ラスタデータを生成する。血流情報には、速度、分散、パワー等の情報があり、血流情報は２値化情報として得られる。超音波ラスタデータは、一時的にメモリからなる記憶装置６に記憶・保持される。   The B-mode processing circuit 4 visualizes echo amplitude information and generates B-mode ultrasonic raster data from the echo signal. The CFM processing circuit 5 visualizes the moving blood flow information and generates color ultrasonic raster data. Blood flow information includes information such as speed, dispersion, and power, and blood flow information is obtained as binarized information. The ultrasonic raster data is temporarily stored and held in the storage device 6 including a memory.

ＤＳＣ７は、直交座標系で表される画像を得るために、超音波ラスタデータを直交座標で表されるボクセルデータに変換する。このＤＳＣ７の詳細な構成及び動作については後述する。なお、ＤＳＣ７がこの発明の「ボクセルデータ生成手段」に相当する。   The DSC 7 converts the ultrasonic raster data into voxel data represented by orthogonal coordinates in order to obtain an image represented by the orthogonal coordinate system. The detailed configuration and operation of the DSC 7 will be described later. The DSC 7 corresponds to the “voxel data generation means” of the present invention.

ボリューム・レンダリング処理回路８は、ＤＳＣ７から出力されたボクセルデータに対してボリューム・レンダリングを施して３次元画像を生成する。ボリューム・レンダリング処理回路８によって作成された３次元画像は、ＣＲＴ等からなる表示装置９により表示される。   The volume rendering processing circuit 8 performs volume rendering on the voxel data output from the DSC 7 to generate a three-dimensional image. The three-dimensional image created by the volume rendering processing circuit 8 is displayed on a display device 9 made up of a CRT or the like.

操作卓１０は、キーボード、マウス、トラックボール等からなり、コントローラ１２に接続され、操作者の操作によってボクセルデータに対して投影光線の投影方向（視線方向）を指定する。なお、操作卓１０がこの発明の「投影方向設定手段」に相当する。座標系設定回路１１は、操作卓１０から視線方向を示す単位ベクトルの情報を受けとり、ＤＳＣ７に出力する。また、コントローラ１２は、超音波診断装置１を構成する各回路に接続され、それらの制御を行なう。   The console 10 includes a keyboard, a mouse, a trackball, and the like. The console 10 is connected to the controller 12 and designates the projection direction (line-of-sight direction) of the projected light beam with respect to the voxel data by the operation of the operator. The console 10 corresponds to the “projection direction setting means” of the present invention. The coordinate system setting circuit 11 receives unit vector information indicating the line-of-sight direction from the console 10 and outputs the information to the DSC 7. Moreover, the controller 12 is connected to each circuit which comprises the ultrasonic diagnosing device 1, and performs those control.

（動作）
次に、第１の実施形態に係る超音波診断装置の動作について、図２乃至図５を参照しつつ説明する。図２は、第１の実施形態に係る超音波診断装置に備えられているデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な構成を示す機能ブロック図である。図３は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の動作を順番に説明するためのフローチャートである。図４は、ＤＳＣにおける座標変換処理を説明するための図である。図５は、投影光線とボクセルデータとが一直線上に並んだ状態を示す模式図である。 (Operation)
Next, the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment will be described with reference to FIGS. FIG. 2 is a functional block diagram showing a detailed configuration of a digital scan converter (DSC) provided in the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment. FIG. 3 is a flowchart for sequentially explaining operations of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment. FIG. 4 is a diagram for explaining coordinate conversion processing in DSC. FIG. 5 is a schematic diagram showing a state in which projected light rays and voxel data are aligned on a straight line.

まず、２次元超音波プローブ２を用いて３次元の超音波ラスタデータを収集する（ステップＳ０１）。収集された３次元の超音波ラスタデータを図４（ａ）に示す。点Ｏは２次元超音波プローブ２表面の中心点であり、点Ｏにおける超音波プローブ表面に垂直な線をＸ軸として定義する。また、Ｘ軸に対して垂直で互いに垂直となるＹ軸とＺ軸とを図４（ａ）に示すように設定する。この座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）は、２次元超音波プローブ２（超音波ラスタデータ２０を表すための座標系（Ｒ、θ、φ））に対して固定的に設定されている。超音波ラスタデータを収集するときの座標系が座標系（Ｒ、θ、φ）であり、それを直交座標系にしたものが座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）である。なお、座標系（Ｒ、θ、φ）がこの発明の「収集座標系」に相当する。   First, three-dimensional ultrasonic raster data is collected using the two-dimensional ultrasonic probe 2 (step S01). The collected three-dimensional ultrasonic raster data is shown in FIG. The point O is the center point of the surface of the two-dimensional ultrasonic probe 2 and a line perpendicular to the ultrasonic probe surface at the point O is defined as the X axis. Further, a Y axis and a Z axis that are perpendicular to the X axis and are perpendicular to each other are set as shown in FIG. The coordinate system (X, Y, Z) is fixedly set with respect to the two-dimensional ultrasonic probe 2 (the coordinate system (R, θ, φ) for representing the ultrasonic raster data 20). A coordinate system for collecting ultrasonic raster data is a coordinate system (R, θ, φ), and a coordinate system (X, Y, Z) that is an orthogonal coordinate system. The coordinate system (R, θ, φ) corresponds to the “collection coordinate system” of the present invention.

ＤＳＣ７は、図４（ａ）に示されている超音波ラスタデータ２０からボクセルデータ２１を生成するのに必要なボクセルデータの座標情報（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）を受けて、図４（ｂ）に矢印で示す投影光線２２の投影方向とボクセルデータ２１の１つの方向とが平行になる（投影方向とボクセルデータ２１の所定の面とが直交する）ように、ボクセルデータ２１を生成する。このボクセルデータ２１の座標系を（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）とし、図４（ｃ）に座標系（Ｘ，Ｙ、Ｚ）、座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）、及びボクセルデータ２１を示す。ＤＳＣ７は、Ｘ’軸、Ｙ’軸、Ｚ’軸が直交する座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）を、Ｚ’軸の向きが投影光線２２の投影方向に平行する方向に変換する。   The DSC 7 receives the coordinate information (X ′, Y ′, Z ′) of the voxel data necessary for generating the voxel data 21 from the ultrasonic raster data 20 shown in FIG. The voxel data 21 is generated so that the projection direction of the projection light beam 22 indicated by an arrow in (b) is parallel to one direction of the voxel data 21 (the projection direction and a predetermined plane of the voxel data 21 are orthogonal). To do. The coordinate system of the voxel data 21 is (X ′, Y ′, Z ′), and FIG. 4C shows the coordinate system (X, Y, Z), the coordinate system (X ′, Y ′, Z ′), and Voxel data 21 is shown. The DSC 7 converts a coordinate system (X ′, Y ′, Z ′) in which the X ′ axis, the Y ′ axis, and the Z ′ axis are orthogonal to a direction in which the direction of the Z ′ axis is parallel to the projection direction of the projection light beam 22. .

ここで、座標系（Ｘ，Ｙ、Ｚ）と座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）との関係を具体的に説明する。座標系（Ｘ，Ｙ、Ｚ）と座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）とは、投影方向を示す単位ベクトルに基づく一次変換により変換が可能なように対応付けられている。その一例について、図４（ｄ）に示された座標系を参照しつつ説明する。   Here, the relationship between the coordinate system (X, Y, Z) and the coordinate system (X ′, Y ′, Z ′) will be specifically described. The coordinate system (X, Y, Z) and the coordinate system (X ′, Y ′, Z ′) are associated with each other so that conversion can be performed by primary conversion based on a unit vector indicating the projection direction. One example thereof will be described with reference to the coordinate system shown in FIG.

ここで、投影光線２２の投影方向（視線方向）を示す単位ベクトルを（Ｘ，Ｙ、Ｚ）＝（α、β、γ）とする（α２＋β２＋γ２＝１）。また、両座標系の原点を同じ点とする。このとき、両座標系の間には以下の関係式（３）が成立する。
式（３）

Figure 0004703144
Here, a unit vector indicating the projection direction (line-of-sight direction) of the projection light beam 22 is assumed to be (X, Y, Z) = (α, β, γ) (α 2 + β 2 + γ 2 = 1). The origin of both coordinate systems is the same point. At this time, the following relational expression (3) is established between the two coordinate systems.
Formula (3)
Figure 0004703144

ＤＳＣ７は、式（３）の座標変換を行って座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）で表されるボクセルデータ２１を生成する。   The DSC 7 generates the voxel data 21 represented by the coordinate system (X ′, Y ′, Z ′) by performing the coordinate transformation of Expression (3).

ここで、座標変換を行うＤＳＣ７の詳細な構成について図２を参照しつつ説明する。座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）から座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）への変換のため、従来のＤＳＣに加えて、Ｘ’座標発生器７１ａ、Ｙ’座標発生器７１ｂ、及びＺ’座標発生器７１ｃからなるＸ’Ｙ’Ｚ’座標発生器７１が備えられている。さらに、Ｘ座標発生器１０６ｂ、Ｙ座標発生器１０６ｃの代わりに、Ｘ座標変換器７２ａ、Ｙ座標変換器７２ｂ、及びＺ座標変換器７２ｃからなるＸＹＺ座標変換器７２が備えられている。さらに、ＸＹＺ座標変換器７２には、座標系設定回路１１が接続されている。   Here, a detailed configuration of the DSC 7 that performs coordinate conversion will be described with reference to FIG. In order to convert from the coordinate system (X, Y, Z) to the coordinate system (X ′, Y ′, Z ′), in addition to the conventional DSC, an X ′ coordinate generator 71a, a Y ′ coordinate generator 71b, and An X′Y′Z ′ coordinate generator 71 composed of a Z ′ coordinate generator 71c is provided. Furthermore, instead of the X coordinate generator 106b and the Y coordinate generator 106c, an XYZ coordinate converter 72 including an X coordinate converter 72a, a Y coordinate converter 72b, and a Z coordinate converter 72c is provided. Further, the coordinate system setting circuit 11 is connected to the XYZ coordinate converter 72.

まず、シーケンサ７６の制御により、Ｘ’Ｙ’Ｚ’座標発生器７１はボクセルデータを生成するための各ボクセルに対応した位置情報（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）を発生する（ステップＳ０２）。シーケンサ７６及びＸ’Ｙ’Ｚ’座標発生器７１は、ボクセル及びその位置を特定する情報を発生するものであり、この発明の「ボクセルジェネレータ」に相当する。その位置情報を示す信号は、ＸＹＺ座標変換器７２に送られる。   First, under the control of the sequencer 76, the X′Y′Z ′ coordinate generator 71 generates position information (X ′, Y ′, Z ′) corresponding to each voxel for generating voxel data (step S02). . The sequencer 76 and the X′Y′Z ′ coordinate generator 71 generate information specifying the voxel and its position, and correspond to the “voxel generator” of the present invention. A signal indicating the position information is sent to the XYZ coordinate converter 72.

また、座標系設定回路１１からは、視線設定のため操作者によって任意に設定された投影光線２２の投影方向を示す情報がＸＹＺ座標変換器７２に送られる（ステップＳ０３）。投座標系設定回路１１は、操作卓１０に接続され、操作者が任意の方向の視線の設定を行うと、その視線方向を示す単位ベクトル（α、β、γ）に対応する信号が操作卓１０から座標系設定回路１０に出力され、座標系設定回路１０はその単位ベクトルを示す信号をＸＹＺ座標変換器７２に出力する。   Further, the coordinate system setting circuit 11 sends information indicating the projection direction of the projection light beam 22 arbitrarily set by the operator for line-of-sight setting to the XYZ coordinate converter 72 (step S03). The projective coordinate system setting circuit 11 is connected to the console 10, and when the operator sets the line of sight in an arbitrary direction, signals corresponding to unit vectors (α, β, γ) indicating the line of sight direction are displayed on the console. 10 is output to the coordinate system setting circuit 10, and the coordinate system setting circuit 10 outputs a signal indicating the unit vector to the XYZ coordinate converter 72.

なお、この操作者による視線方向の設定は、予めデフォルトとして設定された視線方向でボリューム・レンダリングされた画像に基づいて行う。操作者が、表示装置９に表示されているデフォルトの画像に対して任意の視線方向を設定すると、その視線方向の単位ベクトル（α、β、γ）が座標系設定回路１０を介してＸＹＺ座標変換器７２に出力され、座標変換処理が行われる。   The setting of the line-of-sight direction by the operator is performed based on an image that has been volume-rendered in the line-of-sight direction set in advance as a default. When the operator sets an arbitrary line-of-sight direction for the default image displayed on the display device 9, unit vectors (α, β, γ) of the line-of-sight direction are converted into XYZ coordinates via the coordinate system setting circuit 10. The data is output to the converter 72, and coordinate conversion processing is performed.

そして、ＸＹＺ座標変換器７２は、Ｘ’Ｙ’Ｚ’座標発生器７１から送られたボクセルの位置情報（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）を、視線方向を示す単位ベクトルに基づいて、超音波ラスタデータ２０を表す座標系に固定されたＸＹＺ直交座標系での位置情報（Ｘ、Ｙ、Ｚ）に変換する（ステップＳ０４）。この変換は、上記の式（３）に従って行われる。   Then, the XYZ coordinate converter 72 converts the voxel position information (X ′, Y ′, Z ′) sent from the X′Y′Z ′ coordinate generator 71 into a super-vector based on the unit vector indicating the line-of-sight direction. Conversion into position information (X, Y, Z) in an XYZ orthogonal coordinate system fixed to the coordinate system representing the sonic raster data 20 (step S04). This conversion is performed according to the above equation (3).

そして、式（３）に従って変換された位置情報は、Ｒアドレス変換器７３ａ、θアドレス変換器７３ｂ、φアドレス変換器７３ｃに出力され、従来技術と同様に、式（２）に従ってＲθφ座標系での位置情報（Ｒ、θ、φ）に変換される（ステップＳ０５）。   Then, the position information converted according to the equation (3) is output to the R address converter 73a, the θ address converter 73b, and the φ address converter 73c, and in the Rθφ coordinate system according to the equation (2), as in the prior art. Is converted into position information (R, θ, φ) (step S05).

Ｒθφアドレス変換器７３から（Ｒ、θ、φ）の位置情報が出力され、アドレス変換器７４はそれらの位置情報から記憶装置６を参照するための記録装置６のアドレス情報を算出する（ステップＳ０６）。このアドレス情報に基づき、記憶装置６から座標（Ｒ、θ、φ）における超音波ラスタデータが読み出される（ステップＳ０７）。この超音波ラスタデータは変換後の座標（Ｘ、Ｙ、Ｚ）に対応している。そして、補間処理回路７５によってボクセルデータが生成される（ステップＳ０８）。   The position information of (R, θ, φ) is output from the Rθφ address converter 73, and the address converter 74 calculates the address information of the recording device 6 for referring to the storage device 6 from the position information (step S06). ). Based on this address information, ultrasonic raster data at coordinates (R, θ, φ) is read from the storage device 6 (step S07). This ultrasonic raster data corresponds to the coordinates (X, Y, Z) after conversion. Then, voxel data is generated by the interpolation processing circuit 75 (step S08).

上記は説明上、ボクセルデータの中で１点だけについて説明したが、全てのボクセルデータを生成するため、１つのボクセルについてデータ生成を行った後、座標をずらしてデータを作成し、全てのボクセルデータを作成していく。   In the above description, only one point in the voxel data has been described. However, in order to generate all the voxel data, after generating data for one voxel, the data is created by shifting the coordinates, and all the voxels are generated. Create data.

なお、超音波ラスタデータは離散的に収集されるため、記憶装置６からは複数の超音波ラスタデータが読み出され、補間処理によりボクセルデータが生成される。補間処理には、着目ボクセルを取り囲む周囲８個の超音波ラスタデータによる直線補間処理（Ｔｒｉ−Ｌｉｎｅａｒ補間処理）を用いる。この場合、Ｒθφアドレス変換器７３から補間係数が補間処理回路７５に出力され、その補間係数により補間処理を行ってボクセルデータを生成し、ボリューム・レンダリング処理回路８にボクセルデータを出力する。   Since the ultrasonic raster data is collected discretely, a plurality of ultrasonic raster data is read from the storage device 6, and voxel data is generated by interpolation processing. For the interpolation processing, linear interpolation processing (Tri-Linear interpolation processing) using eight surrounding ultrasonic raster data surrounding the target voxel is used. In this case, the interpolation coefficient is output from the Rθφ address converter 73 to the interpolation processing circuit 75, the interpolation processing is performed using the interpolation coefficient to generate voxel data, and the voxel data is output to the volume rendering processing circuit 8.

図５に、座標変換された後のボクセルデータ２１を模式的に示す。Ｘ’Ｙ’Ｚ’座標系に変換することにより、図５（ａ）に示すように、投影光線２２の投影方向とボクセルデータ２１の所定の面とを直交させることが可能となる。つまり、ボクセルデータ２１の１つの方向と投影方向とを平行にすることが可能となる。そのことにより、図５（ｂ）に示すように、ボクセルデータ２１ａは投影光線２２の投影方向に一直線上に配置されるため、光線追跡が容易になる。つまり、従来においては超音波プローブに対してボクセルデータの座標系は固定的に設定されていたため、ボクセルデータに対して斜めに投影方向を設定した場合、光線追跡処理において補間処理が必要だったが、本実施形態においては、投影方向に一直線上に配置されるため、ボリューム・レンダリングにおける補間処理が不要になる。   FIG. 5 schematically shows the voxel data 21 after the coordinate conversion. By converting to the X′Y′Z ′ coordinate system, the projection direction of the projection light beam 22 and a predetermined plane of the voxel data 21 can be made orthogonal as shown in FIG. That is, one direction of the voxel data 21 and the projection direction can be made parallel. As a result, as shown in FIG. 5B, the voxel data 21a is arranged on a straight line in the projection direction of the projected light beam 22, so that ray tracing becomes easy. In other words, since the coordinate system of voxel data is fixedly set for the ultrasonic probe in the past, when the projection direction is set obliquely for the voxel data, interpolation processing is necessary in the ray tracing process. In the present embodiment, since they are arranged in a straight line in the projection direction, interpolation processing in volume rendering becomes unnecessary.

ボリューム・レンダリング処理回路８は座標変換されたボクセルデータを補間処理回路７５から受けて、投影光線によって貫かれた各ボクセル値により積分値や重み付き累積加算値を計算し、ボクセル値が格納されたピクセルが複数個集まった３次元画像データを生成する。そして、表示装置９はその３次元画像データを受けて、画面に３次元で現された超音波画像を表示する。   The volume rendering processing circuit 8 receives the coordinate-converted voxel data from the interpolation processing circuit 75, calculates an integral value and a weighted cumulative addition value from each voxel value penetrated by the projection light, and stores the voxel value. Three-dimensional image data in which a plurality of pixels are collected is generated. The display device 9 receives the three-dimensional image data and displays an ultrasonic image displayed in three dimensions on the screen.

このように、ボクセルデータの１つの方向と投影方向とを平行にしてボクセルデータを投影方向に一直線上に配置することで、ボリューム・レンダリングの際に、補間処理を行う必要がないため、従来技術と比べて空間分解能が向上する。また、光線追跡が容易になるため、ソフトウェアによって処理する場合のＣＰＵにかかる負荷を低減することができ、ハードウェアで処理する場合の回路構成を簡素化することが可能となる。   As described above, since the voxel data is arranged in a straight line in the projection direction with one direction of the voxel data parallel to the projection direction, it is not necessary to perform an interpolation process at the time of volume rendering. The spatial resolution is improved compared to Further, since ray tracing becomes easy, it is possible to reduce the load on the CPU when processing by software, and it is possible to simplify the circuit configuration when processing by hardware.

また、ＤＳＣ７によるスキャンコンバージョン処理によってボクセルデータを生成する際に、視線方向に沿った順番でボクセルデータを生成するようにしても良い。この処理について図６を参照しつつ説明する。図６は、ボクセルデータの生成順序を説明するための模式図である。   Further, when voxel data is generated by the scan conversion process by the DSC 7, the voxel data may be generated in the order along the line-of-sight direction. This process will be described with reference to FIG. FIG. 6 is a schematic diagram for explaining the generation order of voxel data.

図６（ａ）に示すように、まず、投影光線２２ａが貫く部分のボクセルデータセット２１ａを生成する。投影光線２２ａ上のボクセルデータセット２１ａの生成が終了すると、次に、投影光線２２ｂが貫く部分のボクセルデータセット２１ｂを生成する。さらに、投影光線２２ｃが貫く部分のボクセルデータセット２１ｃを生成する。このように、投影光線に沿ってボクセルデータを順次生成していく。   As shown in FIG. 6A, first, a voxel data set 21a of a portion through which the projection light beam 22a penetrates is generated. When the generation of the voxel data set 21a on the projection ray 22a is completed, the voxel data set 21b of the portion through which the projection ray 22b passes is then generated. Furthermore, the voxel data set 21c of the part which the projection ray 22c penetrates is produced | generated. In this way, voxel data is sequentially generated along the projected light beam.

具体的には、ボクセルデータを得るため、１つのボクセルについてデータを生成し、次に、Ｚ’方向（投影方向）に座標をずらしたデータを生成する。このように、Ｚ’方向にずらしてボクセルを生成することで、図６（ａ）に示すようなボクセルデータを得る。なお、Ｘ’Ｙ’Ｚ’座標発生器７１は単位ベクトル（α、β、γ）が含まれる座標を生成し、その後、Ｚ’方向にずらした座標を発生していく。   Specifically, in order to obtain voxel data, data is generated for one voxel, and then data with coordinates shifted in the Z ′ direction (projection direction) is generated. Thus, voxel data as shown in FIG. 6A is obtained by generating voxels by shifting in the Z ′ direction. The X′Y′Z ′ coordinate generator 71 generates coordinates including unit vectors (α, β, γ), and then generates coordinates shifted in the Z ′ direction.

そして、図６（ｂ）に示すように、ボクセルデータが生成された部分から並行してボリューム・レンダリングを行い、３次元で表される超音波画像を生成する。例えば、投影光線２２ａ上のボクセルデータセット２１ａを生成した後、引き続き投影光線２２ｂ上のボクセルデータ２１ｂを生成している間に、投影光線２２ａ上のボクセルデータ２１ａに対してボリューム・レンダリングを施し、部分的に３次元画像を生成する。同じように、投影光線２２ｃ上のボクセルデータ２１ｃを生成している間に、投影光線２２ｂ上のボクセルデータ２１ｂに対してボリューム・レンダリングを施し、部分的に３次元画像を生成する。このように、全てのボクセルデータが生成される前に、ボリューム・レンダリングを開始することができる。   Then, as shown in FIG. 6B, volume rendering is performed in parallel from the portion where the voxel data is generated, and an ultrasonic image expressed in three dimensions is generated. For example, after generating the voxel data set 21a on the projection ray 22a, the volume rendering is performed on the voxel data 21a on the projection ray 22a while the voxel data 21b on the projection ray 22b is being generated. A three-dimensional image is partially generated. Similarly, while generating the voxel data 21c on the projection ray 22c, volume rendering is performed on the voxel data 21b on the projection ray 22b to partially generate a three-dimensional image. Thus, volume rendering can begin before all voxel data is generated.

ボクセルデータ全てに対してこのような処理が施され、３次元で表される超音波画像が生成される。このようにスキャンコンバージョン（ＳＣ）処理とボリューム・レンダリング（ＶＲ）処理とをパイプライン処理化して同時に処理することが可能となる。並列処理が可能となるため、画像生成の遅延を解消し、スループットを向上させることが可能となる。その結果、超音波診断装置の利点であるリアルタイム性を損なうことなく超音波画像を生成することが可能となる。   Such processing is performed on all the voxel data, and an ultrasonic image expressed in three dimensions is generated. As described above, the scan conversion (SC) process and the volume rendering (VR) process can be simultaneously processed by pipelining. Since parallel processing is possible, delay in image generation can be eliminated and throughput can be improved. As a result, it is possible to generate an ultrasonic image without impairing the real-time property that is an advantage of the ultrasonic diagnostic apparatus.

また、ボリューム・レンダリングにおける処理において、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」と呼ばれる処理を行っても良い。この「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」とは、視点と関心領域（ＲＯＩ）との間に存在する不要なボクセルを除去して関心領域の可視化を図る処理である。なお、関心領域の指定は操作卓１０によって行われる。この「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理について図７を参照しつつ説明する。図７は、ｃｒｏｐｐｉｎｇ処理を説明するための模式図である。   Further, in the process of volume rendering, a process called “cropping” may be performed. This “cropping” is a process of visualizing the region of interest by removing unnecessary voxels that exist between the viewpoint and the region of interest (ROI). The region of interest is designated by the console 10. This “cropping” process will be described with reference to FIG. FIG. 7 is a schematic diagram for explaining the cropping process.

図７（ａ）に破線で示す「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理された領域２５ではボクセルデータの生成を行わず、可視化する領域のみからボクセルデータ２１の生成を行う。この処理は、図７（ｂ）に示すように、ボクセルデータの生成開始位置２６ａを変更することで実行することができる。ボクセルデータの生成位置の変更は、操作卓１０から関心領域指定の信号を受けたシーケンサ７６の制御によってＸ’Ｙ’Ｚ’座標発生回路７１が行う。この「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理を行うことにより、スキャンコンバージョン処理によって生成されるボクセルデータが減少し、さらに、ボリューム・レンダリングを行うボクセルデータが減少するため、更に高速に超音波画像を生成することが可能となる。   The voxel data 21 is generated only from the region to be visualized without generating the voxel data in the region 25 subjected to the “cropping” process indicated by the broken line in FIG. This process can be executed by changing the voxel data generation start position 26a, as shown in FIG. The generation position of the voxel data is changed by the X′Y′Z ′ coordinate generation circuit 71 under the control of the sequencer 76 that receives the region of interest designation signal from the console 10. By performing this “cropping” process, the voxel data generated by the scan conversion process is reduced, and further, the voxel data for volume rendering is reduced, so that an ultrasonic image can be generated at a higher speed. Become.

また、従来のように、ボクセルデータに対して投影方向が斜めに設定されたままの状態においては、どの部分のボクセルデータをｃｒｏｐｐｉｎｇするのか、つまり、ボクセルデータの生成開始位置を算出するための計算（計算のためのパラメータの与え方）が複雑になってしまう。そのことにより、ハードウェアによってこの計算を行う場合はハードウェアの構成が複雑になり、ソフトウェアによって処理を行うと時間がかかるといった問題があった。本実施形態によると、ボクセルデータの１つの方向と投影方向とが平行になり（ボクセルデータの所定の面と投影方向とが直交）、ボクセルデータが視線方向に一直線上に配置されているため、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理が従来と比べて容易になり、ハードウェアによる処理及びソフトウェアによる処理上の問題を解消することができる。   Further, in the state where the projection direction is set obliquely with respect to the voxel data as in the prior art, which part of the voxel data is cropped, that is, the calculation for calculating the generation start position of the voxel data (How to give parameters for calculation) becomes complicated. As a result, when this calculation is performed by hardware, the hardware configuration becomes complicated, and when processing is performed by software, there is a problem that it takes time. According to this embodiment, one direction of the voxel data and the projection direction are parallel (the predetermined plane of the voxel data and the projection direction are orthogonal), and the voxel data is arranged in a straight line in the line-of-sight direction. “Cropping” processing is easier than before, and hardware processing and software processing problems can be solved.

なお、本実施形態においては、ＤＳＣ７の処理をハードウェアによって実現しているが、ＤＳＰ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｉｇｎａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）等を用いてソフトウェアによって実現しても構わない。   In the present embodiment, the processing of the DSC 7 is realized by hardware, but may be realized by software using a DSP (Digital Signal Processor) or the like.

［第２の実施の形態］
次に、この発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置及び画像処理方法について、図８及び図９を参照しつつ説明する。この第２の実施形態に係る超音波診断装置は、投影光線によって貫かれた各ボクセル値の中から最大値又は最小値を計算し、得られた値をピクセルに格納することによって画像を生成するものである。 [Second Embodiment]
Next, an ultrasonic diagnostic apparatus and an image processing method according to the second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. The ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment generates an image by calculating a maximum value or a minimum value from among the voxel values penetrated by the projection light and storing the obtained values in pixels. Is.

第２の実施形態に係る超音波診断装置の構成について、図８を参照しつつ説明する。図８は、この発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。   The configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 8 is a functional block diagram showing a schematic configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment of the present invention.

第２の実施形態に係る超音波診断装置３０は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１とほぼ同じ回路を有しているが、ボリューム・レンダリング処理回路８の代わりに最大値／最小値投影処理装置３１が備えられている。第１の実施形態と同様に、図３に示すステップＳ０３〜ステップＳ０８の処理を行う。第２の実施形態においては、ステップＳ０８にてボクセルデータを生成した後、最大値／最小値投影処理装置３１は投影光線によって貫かれた各ボクセル値の中から最大値又は最小値を計算し、得られた最大値又は最小値をピクセルに格納することで最大値（最小値）投影画像を生成する。   The ultrasonic diagnostic apparatus 30 according to the second embodiment has substantially the same circuit as the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment, but the maximum value / minimum instead of the volume rendering processing circuit 8. A value projection processing device 31 is provided. Similar to the first embodiment, the processes in steps S03 to S08 shown in FIG. 3 are performed. In the second embodiment, after the voxel data is generated in step S08, the maximum / minimum value projection processing device 31 calculates the maximum value or the minimum value from among the voxel values penetrated by the projection rays, A maximum value (minimum value) projection image is generated by storing the obtained maximum value or minimum value in a pixel.

ボクセルデータから最大値投影処理（又は最小値投影処理）を行って最大値投影画像（又は最小値投影画像）を行う場合であっても、第１の実施形態と同様にＤＳＣ７が座標変換を行うため、図９に示すように、ボクセルデータセット３２の１つの方向と投影光線３３の投影方向とが平行になり（ボクセルデータセット３２の所定の面と投影光線３３の投影方向とが直交）、ボクセルデータが投影光線３３の投影方向に一直線上に配置される。そのことにより、光線追跡処理する際の補間処理が不要になるため、空間分解能が向上し、ＣＰＵ負荷の低減や回路の簡易化が図れる。   Even when the maximum value projection process (or the minimum value projection process) is performed from the voxel data to perform the maximum value projection image (or the minimum value projection image), the DSC 7 performs the coordinate conversion as in the first embodiment. Therefore, as shown in FIG. 9, one direction of the voxel data set 32 and the projection direction of the projection light beam 33 are parallel (a predetermined surface of the voxel data set 32 and the projection direction of the projection light beam 33 are orthogonal), Voxel data is arranged in a straight line in the projection direction of the projection light beam 33. This eliminates the need for an interpolation process when performing the ray tracing process, improving the spatial resolution, reducing the CPU load, and simplifying the circuit.

最大値又は最小値投影処理を行う場合、操作卓１０によって投影方向とボクセルの範囲を指定し、座標系設定回路１１がそれらを示す信号をＤＳＣ７に出力することで、投影方向等が設定される。ボクセル範囲（ボクセル生成の開始点と終了点）の設定は、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理と同様に、ＤＳＣ７内のシーケンサ７６とＸ’Ｙ’Ｚ’座標発生回路７１とが行う。また、第１の実施形態と同様に、ボクセルデータの生成順序を投影方向に沿って生成しても良い。   When the maximum value or minimum value projection processing is performed, the projection direction and voxel range are specified by the console 10, and the coordinate system setting circuit 11 outputs a signal indicating them to the DSC 7, thereby setting the projection direction and the like. . The voxel range (start point and end point of voxel generation) is set by the sequencer 76 in the DSC 7 and the X′Y′Z ′ coordinate generation circuit 71 in the same manner as the “cropping” process. Further, as in the first embodiment, the generation order of voxel data may be generated along the projection direction.

［第３の実施の形態］
次に、この発明の第３の実施形態に係る超音波診断装置及び画像処理方法について、図１０及び図１１を参照しつつ説明する。この第３の実施形態に係る超音波診断装置は、ボクセルデータを特定の平面で切断し、その切断面からＭＰＲ画像を生成し、更に、厚み方向に直交する複数のＭＰＲ画像を加算して平均することによって画像（厚み付きＭＰＲ画像と称する。）を生成するものである。図１０は、この発明の第３の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。図１１は、ＭＰＲ画像を生成する処理を説明するための模式図である。 [Third Embodiment]
Next, an ultrasonic diagnostic apparatus and an image processing method according to the third embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. The ultrasonic diagnostic apparatus according to the third embodiment cuts voxel data along a specific plane, generates an MPR image from the cut surface, and further adds a plurality of MPR images orthogonal to the thickness direction to obtain an average. By doing so, an image (referred to as an MPR image with thickness) is generated. FIG. 10 is a functional block diagram showing a schematic configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the third embodiment of the present invention. FIG. 11 is a schematic diagram for explaining processing for generating an MPR image.

第３の実施形態に係る超音波診断装置４０は、第１の実施形態とほぼ同じ回路を有しているが、ボリューム・レンダリング処理回路８の代わりにＭＰＲ生成処理回路４１が備えられている。第１の実施形態と同様に、図３に示すステップＳ０３〜ステップＳ０８の処理を行う。但し、この第３の実施形態においては、視線方向を厚み方向として処理を行う。   The ultrasonic diagnostic apparatus 40 according to the third embodiment has substantially the same circuit as that of the first embodiment, but includes an MPR generation processing circuit 41 instead of the volume rendering processing circuit 8. Similar to the first embodiment, the processes in steps S03 to S08 shown in FIG. 3 are performed. However, in the third embodiment, processing is performed with the line-of-sight direction as the thickness direction.

ステップＳ０４にてＤＳＣ７が座標変換を行う際に、図１１に示す厚み方向４４とボクセルデータセット４２の１つの方向とが平行になるように、ＤＳＣ７が座標変換を行う。つまり、厚み方向４４とボクセルデータセット４２の所定の面とが直交するように、ＤＳＣ７は座標変換を行う。この変換により、変換後の座標のＺ’軸の向きと厚み方向４４とは平行になる。第１の実施形態において投影方向とボクセルデータセットの１つの方向とを平行にさせた変換処理と同様に、ＤＳＣ７は厚み方向４４とボクセルデータセット４２の１つの方向とを平行にする。   When the DSC 7 performs coordinate conversion in step S04, the DSC 7 performs coordinate conversion so that the thickness direction 44 shown in FIG. 11 and one direction of the voxel data set 42 are parallel to each other. That is, the DSC 7 performs coordinate conversion so that the thickness direction 44 and a predetermined surface of the voxel data set 42 are orthogonal to each other. By this conversion, the direction of the Z ′ axis of the converted coordinates and the thickness direction 44 become parallel. Similar to the conversion process in which the projection direction and one direction of the voxel data set are made parallel in the first embodiment, the DSC 7 makes the thickness direction 44 and one direction of the voxel data set 42 parallel.

なお、厚み付きＭＰＲ画像４５は、厚み方向４４に直交する複数のＭＰＲ画像を加算して平均することにより生成されるが、加算画像枚数が１枚の場合は通常のＭＰＲ画像になる。   The thickness-added MPR image 45 is generated by adding and averaging a plurality of MPR images orthogonal to the thickness direction 44. When the number of added images is one, the MPR image 45 becomes a normal MPR image.

切断面から生成される厚み付きＭＰＲ画像を生成する場合、スキャンコンバージョン処理を全ての領域に対して行う必要はなく、その厚みの範囲内のボクセルだけを生成すればＭＰＲ画像が得られるため、上述した「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理と同様に、ボクセル生成の開始位置と終了位置を設定する。図３に示すステップＳ０３において、操作卓１０によって厚み方向４４と加算する範囲（図１１に示す指定範囲４３）である厚さを指定し、座標系設定回路１１がそれらの示す信号をＤＳＣ７に出力することで、厚み方向４４等が設定される。範囲（ボクセル生成の開始点と終了点）の設定は、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理と同様に、ＤＳＣ７内のシーケンサ７６とＸ’Ｙ’Ｚ’座標発生回路７１とが行う。   When generating an MPR image with thickness generated from a cut surface, it is not necessary to perform the scan conversion process for all regions, and an MPR image can be obtained by generating only voxels within the thickness range. The voxel generation start position and end position are set in the same manner as the “cropping” process. In step S03 shown in FIG. 3, the console 10 designates a thickness that is a range to be added to the thickness direction 44 (designated range 43 shown in FIG. 11), and the coordinate system setting circuit 11 outputs the signals indicated by them to the DSC 7. As a result, the thickness direction 44 and the like are set. The range (start point and end point of voxel generation) is set by the sequencer 76 and the X′Y′Z ′ coordinate generation circuit 71 in the DSC 7, as in the “cropping” process.

そして、図３に示すステップＳ０４及びステップＳ０５において、ＤＳＣ７は、厚み方向４４とボクセルデータセット４２の１つの方向とが平行になるように、座標変換を行う。このように厚み方向４４とボクセルデータセット４２の１つの方向とが平行するような座標系に変換することで、ボクセルデータセット４２を厚み方向４４に一直線上に配置することが可能となり、第１の実施形態と同様に、厚み付きＭＰＲ画像を生成する際に補間処理を行う必要がなくなる。また、第１の実施形態と同様に、ボクセルデータの生成順序を投影方向に沿って生成しても良い。   In step S04 and step S05 shown in FIG. 3, the DSC 7 performs coordinate conversion so that the thickness direction 44 and one direction of the voxel data set 42 are parallel to each other. Thus, by converting into the coordinate system in which the thickness direction 44 and one direction of the voxel data set 42 are parallel to each other, the voxel data set 42 can be arranged in a straight line in the thickness direction 44. As in the first embodiment, it is not necessary to perform interpolation processing when generating a thick MPR image. Further, as in the first embodiment, the generation order of voxel data may be generated along the projection direction.

［第４の実施の形態］
次に、この発明の第４の実施形態に係る超音波診断装置及び画像処理方法について、図１２を参照しつつ説明する。この第４の実施形態に係る超音波診断装置は、圧電素子が走査方向に垂直な方向に分割された１次元超音波プローブを用いて３次元画像を生成するものである。本実施形態に係る超音波診断装置の構成は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成と同じであり、デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の構成も同じである。 [Fourth Embodiment]
Next, an ultrasonic diagnostic apparatus and image processing method according to the fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The ultrasonic diagnostic apparatus according to the fourth embodiment generates a three-dimensional image using a one-dimensional ultrasonic probe in which piezoelectric elements are divided in a direction perpendicular to the scanning direction. The configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment is the same as the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment, and the configuration of the digital scan converter (DSC) is also the same.

（動作）
第４の実施形態に係る超音波診断装置の動作について、図１２を参照しつつ説明する。図１２は、第４の実施形態に係る超音波診断装置による座標変換処理を説明するための図である。 (Operation)
The operation of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the fourth embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 12 is a diagram for explaining coordinate conversion processing by the ultrasonic diagnostic apparatus according to the fourth embodiment.

１次元超音波プローブをスキャン断面に対して垂直（又は略垂直）な方向に機械的、又は手動で走査することによって、３次元超音波ラスタデータを収集する。図１２において、スキャン面（超音波走査面）をＸＹ平面とし、超音波プローブの移動方向をＺ軸方向と定める。超音波プローブをＺ軸方向に移動させてスキャンすることによって、複数の２次元超音波ラスタデータ５０を収集する。これら複数の２次元超音波ラスタデータの座標系は、図１２に示すように、座標系（Ｒ、θ、Ｚ）で表される。超音波ラスタデータの座標系（Ｒ、θ、Ｚ）と表示用の画像データの座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）との間には以下の関係式（４）が成立する。
式（４） Ｒ＝（ｘ２＋ｙ２）１／２
θ＝ａｒｃｔａｎ（ｘ／ｙ）
ｚ＝ｚ（一定）
距離Ｒ及び角度θの定義を以下に示す。
距離Ｒ：超音波の送受信点（１次元超音波プローブの位置）と超音波サンプリング点との距離
角度θ：超音波ビームの軌跡をＸＹ平面上に投影したとき、投影された軌跡がＹ軸となす角度 Three-dimensional ultrasound raster data is collected by mechanically or manually scanning the one-dimensional ultrasound probe in a direction perpendicular (or substantially perpendicular) to the scan cross section. In FIG. 12, the scanning plane (ultrasonic scanning plane) is the XY plane, and the moving direction of the ultrasonic probe is defined as the Z-axis direction. A plurality of two-dimensional ultrasonic raster data 50 is collected by moving the ultrasonic probe in the Z-axis direction and scanning. A coordinate system of the plurality of two-dimensional ultrasonic raster data is represented by a coordinate system (R, θ, Z) as shown in FIG. The following relational expression (4) is established between the coordinate system (R, θ, Z) of the ultrasonic raster data and the coordinate system (X, Y, Z) of the image data for display.
Formula (4) R = (x 2 + y 2 ) 1/2
θ = arctan (x / y)
z = z (constant)
The definitions of distance R and angle θ are shown below.
Distance R: Distance between ultrasonic transmission / reception point (position of one-dimensional ultrasonic probe) and ultrasonic sampling point Angle θ: When the trajectory of the ultrasonic beam is projected on the XY plane, the projected trajectory is Angle to make

図２に示すＤＳＣ７は、図１２（ａ）に示されている複数の２次元超音波ラスタデータ５０からボクセルデータを生成する。ＤＳＣ７は第１の実施形態と同様に、図３に示すステップ０２〜ステップＳ０８の処理を行ってボクセルデータを生成する。第１の実施形態と同様に、ステップＳ０４にて式（３）に従った位置情報の変換が行われ、変換された位置情報は、図２に示すＲアドレス変換器７３ａ、θアドレス変換器７３ｂ、φアドレス変換器７３ｃに出力される。   The DSC 7 shown in FIG. 2 generates voxel data from a plurality of two-dimensional ultrasonic raster data 50 shown in FIG. The DSC 7 generates voxel data by performing the processing from step 02 to step S08 shown in FIG. 3 as in the first embodiment. As in the first embodiment, the position information is converted in accordance with Expression (3) in step S04, and the converted position information is converted into the R address converter 73a and the θ address converter 73b shown in FIG. , Φ is output to the address converter 73c.

ステップＳ０５における座標変換は式（４）に従って行われ、ＲθＺ座標系での位置情報（Ｒ、θ、ｚ）に変換される。なお、本実施形態においては、Ｚ成分は一定であり、図２に示すφアドレス変換器７３ｃは変換処理を行わず、Ｚ成分をそのまま出力する。   The coordinate conversion in step S05 is performed according to the equation (4) and converted into position information (R, θ, z) in the RθZ coordinate system. In this embodiment, the Z component is constant, and the φ address converter 73c shown in FIG. 2 does not perform the conversion process and outputs the Z component as it is.

そして、Ｒθφアドレス変換器７３から（Ｒ、θ、Ｚ）の位置情報が出力され、アドレス変換器７４はそれらの位置情報から記憶装置６を参照するためのアドレス情報を算出する（ステップＳ０６）。このアドレス情報に基づき、記憶装置６から超音波ラスタデータを読み出して（ステップＳ０７）、補間処理回路７６によってボクセルデータを生成する（ステップＳ０８）。このようにして座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）で表されるボクセルデータが生成される。このボクセルデータはボリューム・レンダリング処理回路８に出力され、３次元超音波画像が生成される。   Then, the position information of (R, θ, Z) is output from the Rθφ address converter 73, and the address converter 74 calculates address information for referring to the storage device 6 from the position information (step S06). Based on this address information, ultrasonic raster data is read from the storage device 6 (step S07), and voxel data is generated by the interpolation processing circuit 76 (step S08). In this way, voxel data represented by the coordinate system (X ′, Y ′, Z ′) is generated. This voxel data is output to the volume rendering processing circuit 8 to generate a three-dimensional ultrasound image.

また、本実施形態においても、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理、視線方向に沿った順番でのボクセルデータの生成、最大値／最小値投影処理、ＭＰＲ画像の厚み方向における加算処理を施しても良い。   Also in the present embodiment, “cropping” processing, generation of voxel data in order along the line-of-sight direction, maximum / minimum value projection processing, and addition processing in the thickness direction of the MPR image may be performed.

このように、１次元超音波プローブを移動させて３次元超音波ラスタデータを収集した場合であっても、投影方向とボクセルデータの１つの方向とを平行することによって、光線追跡処理が容易になり、ボリューム・レンダリング等における補間処理が不要になる。   In this way, even when the three-dimensional ultrasonic raster data is collected by moving the one-dimensional ultrasonic probe, the ray tracing process is facilitated by making the projection direction parallel to one direction of the voxel data. This eliminates the need for interpolation processing in volume rendering or the like.

［第５の実施の形態］
次に、この発明の第５の実施形態に係る超音波診断装置及び画像処理方法について、図１３を参照しつつ説明する。この第５の実施形態に係る超音波診断装置は、第４の実施形態と同様に１次元超音波プローブを用いて３次元画像を生成するものである。また、本実施形態に係る超音波診断装置の構成は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成と同じであり、ＤＳＣの構成も同じである。 [Fifth Embodiment]
Next, an ultrasonic diagnostic apparatus and image processing method according to the fifth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The ultrasonic diagnostic apparatus according to the fifth embodiment generates a three-dimensional image using a one-dimensional ultrasonic probe as in the fourth embodiment. The configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment is the same as that of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment, and the configuration of the DSC is also the same.

（動作）
第５の実施形態に係る超音波診断装置の動作について、図１３を参照しつつ説明する。図１３は、第５の実施形態に係る超音波診断装置による座標変換処理を説明するための図である。 (Operation)
The operation of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the fifth embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 13 is a diagram for explaining coordinate conversion processing by the ultrasonic diagnostic apparatus according to the fifth embodiment.

被検体の生体接触面を支点に１次元超音波プローブを回転して３次元超音波ラスタデータを収集する。図１３において、スキャン面（超音波走査面）をＸＹ平面とし、Ｘ軸周りに超音波プローブを回転して３次元超音波ラスタデータを収集する。Ｘ軸周りの回転角度をφとする。このようにして得られた超音波ラスタデータは、図１３（ｂ）、（ｃ）に示すように、（Ｒ、θ、φ）座標系で表される。図１３（ｂ）は、超音波ラスタデータをＺ軸方向からみた図であり、図１３（ｃ）は、超音波ラスタデータをＸ軸方向からみた図である。   Three-dimensional ultrasonic raster data is collected by rotating the one-dimensional ultrasonic probe around the living body contact surface of the subject. In FIG. 13, the scanning plane (ultrasonic scanning plane) is the XY plane, and the ultrasonic probe is rotated around the X axis to collect three-dimensional ultrasonic raster data. The rotation angle around the X axis is φ. The ultrasonic raster data obtained in this way is represented in the (R, θ, φ) coordinate system, as shown in FIGS. FIG. 13B is a diagram of the ultrasound raster data viewed from the Z-axis direction, and FIG. 13C is a diagram of the ultrasound raster data viewed from the X-axis direction.

超音波ラスタデータの座標系（Ｒ、θ、φ）と表示用の画像データの座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）との間には、以下の関係式（５）が成立する。
式（５） Ｒ＝（ｘ２＋ｙ２＋ｚ２）１／２
θ＝ａｒｃｔａｎ｛ｘ／（ｙ２＋ｚ２）１／２｝
φ＝ａｒｃｔａｎ（ｚ／ｙ）
距離Ｒ及び角度θの定義を以下に示す。
距離Ｒ：超音波の送受信点（１次元超音波プローブの位置）と超音波サンプリング点との距離
角度θ：２次元超音波ラスタデータ６０上での超音波ビームがＹ軸となす角度
角度φ：２次元超音波ラスタデータ６０がＸＹ平面となす角度 The following relational expression (5) is established between the coordinate system (R, θ, φ) of the ultrasonic raster data and the coordinate system (X, Y, Z) of the image data for display.
Formula (5) R = (x 2 + y 2 + z 2 ) 1/2
θ = arctan {x / (y 2 + z 2 ) 1/2 }
φ = arctan (z / y)
The definitions of distance R and angle θ are shown below.
Distance R: Distance between ultrasonic transmission / reception point (position of one-dimensional ultrasonic probe) and ultrasonic sampling point Angle θ: Angle formed by ultrasonic beam on two-dimensional ultrasonic raster data 60 and Y axis Angle φ: The angle formed by the two-dimensional ultrasonic raster data 60 and the XY plane

図２に示すＤＳＣ７は、図１３に示されている複数の２次元超音波ラスタデータ６０からボクセルデータを生成する。ＤＳＣ７は第１の実施形態と同様に、図３に示すステップＳ０２〜ステップＳ０８の処理を行ってボクセルデータを生成する。第１の実施形態と同様に、ステップＳ０４にて式（３）に従った位置情報の変換が行われ、変換された位置情報は、図２に示すＲアドレス変換器７３ａ、θアドレス変換器７３ｂ、φアドレス変換器７３ｃに出力される。   The DSC 7 shown in FIG. 2 generates voxel data from the plurality of two-dimensional ultrasonic raster data 60 shown in FIG. As in the first embodiment, the DSC 7 performs the processing from step S02 to step S08 shown in FIG. 3 to generate voxel data. As in the first embodiment, the position information is converted in accordance with Expression (3) in step S04, and the converted position information is converted into the R address converter 73a and the θ address converter 73b shown in FIG. , Φ is output to the address converter 73c.

ステップＳ０５における変換処理は式（５）に従って行われ、ＲθＺ座標系での位置情報（Ｒ、θ、ｚ）に変換される。   The conversion process in step S05 is performed according to equation (5), and is converted into position information (R, θ, z) in the RθZ coordinate system.

Ｒθφアドレス変換器７３から（Ｒ、θ、φ）の位置情報が出力され、アドレス変換器７４はそれらの位置情報から記憶装置６を参照するためのアドレス情報を算出する（ステップＳ０６）。このアドレス情報に基づき、記憶装置６から超音波ラスタデータが読み出され（ステップＳ０７）、補間処理回路７５によってボクセルデータが生成される（ステップＳ０８）。このようにして座標系（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）で表されるボクセルデータが生成される。このボクセルデータはボリューム・レンダリング処理回路８に出力され、３次元超音波画像が生成される。また、本実施形態においても、「ｃｒｏｐｐｉｎｇ」処理等を行っても良い。   The position information (R, θ, φ) is output from the Rθφ address converter 73, and the address converter 74 calculates address information for referring to the storage device 6 from the position information (step S06). Based on this address information, ultrasonic raster data is read from the storage device 6 (step S07), and voxel data is generated by the interpolation processing circuit 75 (step S08). In this way, voxel data represented by the coordinate system (X ′, Y ′, Z ′) is generated. This voxel data is output to the volume rendering processing circuit 8 to generate a three-dimensional ultrasound image. Also in this embodiment, a “cropping” process or the like may be performed.

このように、１次元超音波プローブを回転させて３次元超音波ラスタデータを収集した場合であっても、第１の実施形態等と同様に、光線追跡処理が容易になり、ボリューム・レンダリング等における補間処理が不要になる。   As described above, even when the three-dimensional ultrasonic raster data is collected by rotating the one-dimensional ultrasonic probe, the ray tracing process becomes easy as in the first embodiment, and volume rendering, etc. No interpolation processing is required.

この発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。1 is a functional block diagram showing a schematic configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention. 第１の実施形態に係る超音波診断装置に備えられているデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な構成を示す機能ブロック図である。It is a functional block diagram which shows the detailed structure of the digital scan converter (DSC) with which the ultrasound diagnosing device which concerns on 1st Embodiment is equipped. 第１の実施形態に係る超音波診断装置の動作を順番に説明するためのフローチャートである。It is a flowchart for demonstrating operation | movement of the ultrasound diagnosing device which concerns on 1st Embodiment in order. デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）による座標変換処理を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the coordinate conversion process by a digital scan converter (DSC). 投影光線とボクセルデータとが一直線上に並んだ状態を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the state which the projection light ray and the voxel data were located in a line. ボクセルデータの生成順序を説明するための模式図である。It is a schematic diagram for demonstrating the production | generation order of voxel data. ｃｒｏｐｐｉｎｇ処理について説明するための模式図である。It is a schematic diagram for demonstrating a cropping process. この発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。It is a functional block diagram which shows schematic structure of the ultrasonic diagnosing device which concerns on 2nd Embodiment of this invention. 最大値／最小値投影画像を生成する処理を説明するための模式図である。It is a schematic diagram for demonstrating the process which produces | generates a maximum value / minimum value projection image. この発明の第３の実施形態に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。It is a functional block diagram which shows schematic structure of the ultrasonic diagnosing device which concerns on 3rd Embodiment of this invention. ＭＰＲ画像を生成する処理を説明するための模式図である。It is a schematic diagram for demonstrating the process which produces | generates an MPR image. この発明の第４の実施形態に係る超音波診断装置による座標変換処理を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the coordinate transformation process by the ultrasonic diagnosing device which concerns on 4th Embodiment of this invention. この発明の第５の実施形態に係る超音波診断装置による座標変換処理を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the coordinate transformation process by the ultrasonic diagnosing device which concerns on 5th Embodiment of this invention. ボリューム・レンダリングによる画像生成を説明するための模式図である。It is a schematic diagram for demonstrating the image generation by volume rendering. ＭＰＲ画像を生成する方法を説明するための模式図である。It is a schematic diagram for demonstrating the method to produce | generate an MPR image. 従来技術に係る超音波診断装置の概略構成を示す機能ブロック図である。It is a functional block diagram which shows schematic structure of the ultrasonic diagnosing device which concerns on a prior art. 直交座標系の２次元画像に変換する処理を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the process converted into the two-dimensional image of a rectangular coordinate system. 従来技術に係るデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な構成を示す機能ブロック図である。It is a functional block diagram which shows the detailed structure of the digital scan converter (DSC) based on a prior art. スキャンコンバージョン処理によってボクセルデータが生成されることを説明するための図である。It is a figure for demonstrating that voxel data are produced | generated by a scan conversion process. 直交座標系の３次元画像に変換する処理を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the process converted into the three-dimensional image of a rectangular coordinate system. 従来技術に係るデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）の詳細な構成を示す機能ブロック図である。It is a functional block diagram which shows the detailed structure of the digital scan converter (DSC) based on a prior art. ボクセルデータの生成順番を説明するための模式図である。It is a schematic diagram for demonstrating the production | generation order of voxel data.

符号の説明Explanation of symbols

１、３０、４０ 超音波診断装置
２ ２次元超音波プローブ
３ 送受信回路
４ Ｂモード処理回路
５ ＣＦＭ処理回路
６ 記憶装置
７ ＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）
８ ボリューム・レンダリング処理回路（ＶＲ処理回路）
９ 表示装置
１０ 操作卓
１１ 座標系設定回路
１２ コントローラ
７１ Ｘ’Ｙ’Ｚ’座標発生器
７２ ＸＹＺ座標変換器
７３ Ｒθφ座標変換器
７４ アドレス変換器
７５ 補間処理回路
７６ シーケンサ
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1, 30, 40 Ultrasonic diagnostic apparatus 2 Two-dimensional ultrasonic probe 3 Transmission / reception circuit 4 B mode processing circuit 5 CFM processing circuit 6 Memory | storage device 7 DSC (digital scan converter)
8 Volume rendering processing circuit (VR processing circuit)
DESCRIPTION OF SYMBOLS 9 Display apparatus 10 Console 11 Coordinate system setting circuit 12 Controller 71 X'Y'Z 'coordinate generator 72 XYZ coordinate converter 73 R (theta) phi coordinate converter 74 Address converter 75 Interpolation processing circuit 76 Sequencer

Claims (12)

被検体に対して超音波の送受信を行う超音波プローブと、
前記超音波プローブを駆動して前記被検体内を走査する送受信手段と、
前記送受信手段が受信した受信信号に基づいて表示画像を生成するときの投影位置及び投影方向を設定する投影方向設定手段と、
前記送受信手段の走査によって得られた受信信号に基づいて、前記投影方向の座標系で表されるボクセルデータを前記投影方向に沿った順番で生成するボクセルデータ生成手段と、
前記ボクセルデータを基に前記投影方向の表示画像を生成する画像生成手段と、
を有することを特徴とする超音波診断装置。 An ultrasound probe that transmits and receives ultrasound to and from the subject;
Transmitting / receiving means for driving the ultrasonic probe to scan the inside of the subject;
A projection direction setting means for setting a projection position and a projection direction when generating a display image based on a reception signal received by the transmission / reception means;
Voxel data generation means for generating voxel data represented in the coordinate system of the projection direction in order along the projection direction, based on a reception signal obtained by scanning of the transmission / reception means;
Image generating means for generating a display image in the projection direction based on the voxel data;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: 前記ボクセルデータ生成手段は、前記投影方向と前記ボクセルデータの１つの方向とを平行させることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。   The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the voxel data generation unit makes the projection direction parallel to one direction of the voxel data. 前記ボクセルデータ生成手段は、前記投影方向の座標系と前記受信信号が受信された収集座標系とを対応付け、前記投影方向の座標系に基づいて前記収集座標系における前記受信信号を読み出して、前記ボクセルデータを生成することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の超音波診断装置。   The voxel data generation means associates the coordinate system in the projection direction with the collection coordinate system from which the reception signal is received, reads out the reception signal in the collection coordinate system based on the coordinate system in the projection direction, The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the voxel data is generated. 入力操作を受け付ける入力手段を更に有し、
前記投影方向設定手段は、前記入力操作に基づいて任意の投影位置及び投影方向を設定することを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれかに記載の超音波診断装置。 It further has an input means for receiving an input operation,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the projection direction setting unit sets an arbitrary projection position and projection direction based on the input operation. 超音波画像を生成すべき関心領域を指定する関心領域指定手段を更に有し、
前記ボクセルデータ生成手段は、前記関心領域内の受信信号に基づいてボクセルデータを生成することを特徴とする請求項１乃至請求項４のいずれかに記載の超音波診断装置。 A region of interest designating unit for designating a region of interest for which an ultrasound image is to be generated;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the voxel data generation unit generates voxel data based on a reception signal in the region of interest. 前記受信信号を前記送受信手段が収集した収集座標系に対応付けて記憶する記憶手段を更に有し、
前記ボクセルデータ生成手段は、
前記投影方向に基づいて設定された前記投影方向の座標系を出力するボクセルジェネレータと、
前記投影方向の座標系を前記超音波プローブに直交する３次元直交座標系に変換し、且つ前記変換された前記３次元直交座標系を前記収集座標系に変換する座標変換器と、を備え、
前記座標変換器により変換された前記収集座標系に基づいて前記受信信号を前記記憶手段から読み出して、前記投影方向の座標系と関連付けられた前記ボクセルデータを生成することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。 Storage means for storing the received signal in association with the collection coordinate system collected by the transmission / reception means;
The voxel data generation means includes
A voxel generator that outputs a coordinate system of the projection direction set based on the projection direction;
A coordinate converter for converting the coordinate system of the projection direction into a three-dimensional orthogonal coordinate system orthogonal to the ultrasonic probe, and converting the converted three-dimensional orthogonal coordinate system into the collection coordinate system;
2. The voxel data associated with the coordinate system of the projection direction is generated by reading the received signal from the storage unit based on the acquired coordinate system converted by the coordinate converter. An ultrasonic diagnostic apparatus according to 1. 超音波プローブで被検体に対して超音波の送受信を行い、受信信号に基づいて表示画像を生成するときの投影位置及び投影方向を設定する第１のステップと、
前記第１のステップにて得られた受信信号に基づいて、前記投影方向の座標系で表されるクセルデータを前記投影方向に沿った順番で生成する第２のステップと、
前記ボクセルデータを基に表示画像を生成する第３のステップと、
を含むことを特徴とする画像処理方法。 A first step of performing transmission / reception of an ultrasonic wave to / from a subject with an ultrasonic probe and setting a projection position and a projection direction when generating a display image based on the received signal;
A second step of generating, in the order along the projection direction, xel data represented by the coordinate system of the projection direction based on the received signal obtained in the first step;
A third step of generating a display image based on the voxel data;
An image processing method comprising: 前記第２のステップでは、前記投影方向と前記ボクセルデータの１つの方向とを平行させることを特徴とする請求項７に記載の画像処理方法。 The image processing method according to claim 7 , wherein in the second step, the projection direction and one direction of the voxel data are made parallel to each other. 前記第２のステップでは、前記投影方向の座標系と前記受信信号が受信された収集座標系とを対応付け、前記投影方向の座標系に基づいて前記収集座標系における前記受信信号を読み出して、前記ボクセルデータを生成することを特徴とする請求項７又は請求項８に記載の画像処理方法。 In the second step, the coordinate system of the projection direction is associated with the acquisition coordinate system from which the reception signal is received, and the reception signal in the acquisition coordinate system is read based on the coordinate system of the projection direction, the image processing method according to claim 7 or claim 8, characterized in that generating the voxel data. 前記第１のステップでは、入力操作を受け付けて、前記入力操作に基づいて任意の投影位置及び投影方向を設定することを特徴とする請求項７乃至請求項９のいずれかに記載の画像処理方法。 In the first step, receives an input operation, an image processing method according to any one of claims 7 to 9, characterized in that to set the arbitrary projection position and projection direction based on the input operation . 超音波を生成すべき関心領域を指定する関心領域を指定する第４のステップを更に含み、
前記第２のステップでは、前記関心領域内の受信信号に基づいてボクセルデータを生成することを特徴とする請求項７乃至請求項１０のいずれかに記載の画像処理方法。 A fourth step of specifying a region of interest that specifies a region of interest in which ultrasound is to be generated;
In the second step, the image processing method according to any one of claims 7 to 10, characterized in that to generate the voxel data based on the received signal in the ROI. 前記受信信号を前記送受信手段が収集した収集座標系に対応付けて記憶装置に記憶する第５のステップを更に含み、
前記第２のステップは、
前記投影方向に基づいて設定された前記投影方向の座標系を出力する第６のステップと、
前記投影方向の座標系を前記超音波プローブに直交する３次元直交座標系に変換し、且つ前記変換された前記３次元直交座標系を前記収集座標系に変換する第７のステップと、を含み、
前記第７のステップにより変換された前記収集座標系に基づいて前記受信信号を前記記憶装置から読み出して、前記投影方向の座標系と関連付けられた前記ボクセルデータを生成することを特徴とする請求項７に記載の画像処理方法。 A fifth step of storing the received signal in a storage device in association with the collection coordinate system collected by the transmission / reception means;
The second step includes
A sixth step of outputting a coordinate system of the projection direction set based on the projection direction;
Converting the coordinate system in the projection direction into a three-dimensional orthogonal coordinate system orthogonal to the ultrasonic probe, and converting the converted three-dimensional orthogonal coordinate system into the collection coordinate system. ,
The voxel data associated with the coordinate system in the projection direction is generated by reading out the received signal from the storage device based on the acquired coordinate system converted in the seventh step. 8. The image processing method according to 7 .
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