JP3875915B2

JP3875915B2 - Ultrasonic diagnostic equipment

Info

Publication number: JP3875915B2
Application number: JP2002138465A
Authority: JP
Inventors: 睦弘赤羽; 剛望月
Original assignee: Aloka Co Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2002-05-14
Filing date: 2002-05-14
Publication date: 2007-01-31
Anticipated expiration: 2022-05-14
Also published as: JP2003325531A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は超音波診断装置に関し、特にボリュームレンダリング演算によって三次元画像を形成する超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術及びその課題】
例えば、特開平１０−３３５３８号公報には、超音波三次元画像を形成する装置が開示されている。その三次元画像の形成原理について以下に説明する。生体内に設定される三次元空間に対して、複数のレイ（実際には超音波ビームに一致）が設定される。各レイごとに、エコーデータが順番に参照され、各エコーデータごとにボリュームレンダリング法に基づくレンダリング演算（ボクセル演算）が逐次的に実行される。所定の終了条件を満たした時点で、そのレンダリング演算は終了し、その時点での演算値が当該レイに対応する画素値として決定される。各レイごとに画素値を決定すれば、その集合として三次元空間を投影した三次元画像を構築できる。
【０００３】
レンダリング演算は、以下のように実行される。ここで、ｉ番目のエコーデータのエコー値（ボクセル値）をｅ_iとし、その際のオパシティ（不透明度）をα_i（但し、０≦α_i≦１．０）とし、Ｃ_OUTiをｉ番目のエコー値についての演算結果（出力光量に相当）とし、Ｃ_INiをｉ番目のエコー値についての入力値（これはｉ−１番目の演算結果と同じで、入力光量）とする。
【０００４】
Ｃ_OUTi＝Ｃ_INi（１−α_i）＋ｅ_iα_i ・・・（１）
ここで、（１−α_i）は透明度と称され、それはオパシティ（不透明度）から演算される。
【０００５】
レイ上に沿って逐次的に上記演算を行っていく場合において、それと並行して各オパシティを積算し、その値が１以上になった場合には、当該レイについての演算は終了する。また、最終のエコーデータについての演算が終了した場合にも当該レイについての演算は終了する。その終了時点の出力光量が画素値に相当する。なお、オパシティはエコーデータの関数として定義され、その関数形式は一般に指数関数である。つまり、エコー値がゼロの場合にゼロとなり、エコー値が増大するのに従ってオパシティが指数関数的に増大する。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
従来においては、オパシティ関数はエコー値が増大するに従って指数関数的に単調に増大していた。しかしながら、そのような関数によると、血液などの液体についてはそのエコー値が比較的小さいことから（ゼロ又はゼロ付近となる場合が多い）、それについては透明度が大きくなり、画素値へ寄与が非常に少なくなる。その結果、血液層の奥側に弁が存在していても、弁が手前に現れたような画像となり、遠近感をつかみ難いという問題がある。
【０００７】
本発明の目的は、液体部が手前にある場合でも奥側の組織を遠近感をもって表現できるようにすることにある。
【０００８】
本発明の他の目的は、より自然な奥行き感を得られる画像を形成できるようにすることにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、本発明は、エコーデータ列に沿って各エコーデータごとにオパシティを利用したボリュームレンダリング演算を行って三次元画像を形成する超音波診断装置において、オパシティ関数に従って、前記各エコーデータごとにそのエコー値に基づいてオパシティを決定するオパシティ決定手段と、前記決定されたオパシティを利用して前記ボリュームレンダリング演算を実行するレンダリング実行手段と、を含み、前記オパシティ関数は、エコー値ゼロ側に低域強調のための立ち上がり部分を有し、かつ、該立ち上がり部分を除いた部分がエコー値ゼロ側からエコー値最大にかけて全体として徐々に増大することを特徴とする。
【００１０】
上記構成によれば、低域強調のための立ち上がり部分を有するオパシティ関数が用いられるので、例えば血液についてボリュームレンダリング演算でより積極的に不透明度を付与することができ、その結果、自然な奥行き感を得られる。
【００１１】
望ましくは、前記立ち上がり部分は矩形形状を有する。望ましくは、前記立ち上がり部分についての幅Ｗ、中央エコー値Ｐ及び立ち上がり量Ｋの内の少なくとも１つを可変設定するための手段を含む。望ましくは、前記立ち上がり部分のエコー値は液体のエコー値に対応する。なお、立ち上がり部分の形態は矩形に限られず、山状であってもよい。立ち上がり部分が矩形の場合、中央エコー値Pは、立ち上がりエコー値区間の中央値である。また、立ち上がり部分が山状の場合、中央エコー値Ｐとして、例えば最大立ち上がり点に対応するエコー値を採ることができる。そして、幅Ｗは、例えば半値幅（最大値の半分の値におけるエコー値幅）を立ち上がり量には、例えば最大ピーク量を採って、パラメータＰ、Ｗ、Ｋをそれぞれ定義できる。
【００１２】
ここで、図１を用いて、各種のボリュームレンダリング演算方法について説明する。図１には、エコーデータ列（ボクセルデータ列）における２つのエコーデータ（ボクセルデータ）が示されている。各エコーデータごとにレンダリング演算が実行され、その演算結果が次のエコーデータについてのレンダリング演算にわたされる。
【００１３】
その演算手法としては、以下の３つのものが公知である。
【００１４】
【数１】

上記において、計算方法Ａ（ボル・モード法）は、上記（１）式と同一である。上記においては、それ以外に、計算方法Ｂ（フロント・ツー・バック法）及び計算方法Ｃ（バック・ツー・フロント法）が示されている。もちろん、これ以外にも不透明度（オパシティ）を利用した関数がある。それらのいずれにも本発明を適用できる。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明する。
【００１６】
図２には、本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態が示されており、図２はその全体構成を示すブロック図である。
【００１７】
３Ｄプローブ１０は三次元エコーデータ取込用超音波探触子であり、この３Ｄプローブ１０は体表面上に当接して用いられあるいは体腔内に挿入して用いられる。３Ｄプローブ１０は、一次元配列された複数の振動素子からなる１Ｄアレイ振動子を有している。この１Ｄアレイ振動子にて超音波ビームが形成され、その超音波ビームを電子走査することにより走査面が形成される。１Ｄアレイ振動子をその走査面と直交する方向に機械的に走査すれば、三次元エコーデータ取込空間（ボクセルデータ空間）を形成することができる。もちろん２Ｄアレイ振動子を用いて二次元的に超音波ビームを電子走査することにより、三次元データ取込空間を形成するようにしてもよい。
【００１８】
送信部１２は送信ビームフォーマーとして機能し、受信部１４は受信ビームフォーマーとして機能する。
【００１９】
すなわち、送信部１２は複数の振動素子に対して所定の遅延関係をもって複数の送信駆動信号を供給する。一方、受信部１４は３Ｄプローブ１０から出力される複数の受信信号に対して整相加算処理を実行し、その整相加算後の受信信号を出力する。
【００２０】
信号処理部１８は受信信号に対して必要な信号処理を実行する回路であり、その信号処理には例えば検波や対数圧縮などが含まれてもよい。
【００２１】
３Ｄメモリ２０は三次元エコーデータ取込空間内において取り込まれた複数のエコーデータ（ボクセルデータ）を格納する記憶容量を有し、各エコーデータは三次元空間内の座標に対応したアドレスに書き込まれる。もちろん、超音波ビームに沿って時系列順で逐次的にレンダリング演算を実行する場合においては、この３Ｄメモリ２０を省略することもできる。
【００２２】
レンダリング演算部２２は上述した各種のボリュームレンダリング演算を実行するものであり、特にオパシティ決定関数を用いてエコー値に基づいて決定されるオパシティを用いてボリュームレンダリング演算を実行する。その場合においては上述した計算方式Ａ〜Ｃを適用することができ、またそれ以外のボリュームレンダリング演算を実行してもよい。
【００２３】
表示部２６には、形成された三次元画像が表示される。また図２には示されていないがＢモード画像形成部が設けられており、三次元画像の形成に伴って各走査面ごとにＢモード画像が形成され、そのＢモード画像も表示部２６に表示される。
【００２４】
制御部１６は装置内に含まれる各構成の動作制御を行っており、特にレンダリング演算部２２におけるオパシティ決定関数の特性を切り替えている。そのオパシティ決定関数は関数の形式でそのまま保有してもよいし、あるいはメモリテーブルとしてレンダリング演算部２２内に格納するようにしてもよい。
【００２５】
制御部１６には入力部２４が接続されている。この入力部２４は例えばキーボールやトラックボールなどによって構成される操作パネルである。この入力部２４を用いてオパシティ決定関数の特性を適宜修正することができる。
【００２６】
図３には、従来装置において用いられているオパシティ決定関数の例が示されている。オパシティ決定関数としては所定の条件にしたがってその関数形式を選択することができるが、いずれの関数形式においても右肩上がりの単調な指数関数の形態を有している。一方、本実施形態においては図４に示されるような関数形式が用いられている。すなわち、各関数形式とも、エコー値ゼロ側からエコー値最大にかけて徐々に増大する形態を有しているが、特にエコー値ゼロ側におけるすなわち低域側における範囲に立ち上がり部分１００が存在している。この立ち上がり部分１００は図４に示される例においていずれの関数形式においても矩形であるがもちろんそれには限られない。立ち上がり部分１００の中央エコー値Ｐ、その幅Ｗ及びその高さＫについては上記の入力部２４を用いてユーザーが適宜設定することができる。この立ち上がり部分１００は液体に対してより大きな不透明度すなわちオパシティを与えるように設けられているものである。
【００２７】
したがって、レンダリング演算部２２は、図４に示されるようなオパシティ決定関数を用いてボリュームレンダリング演算を実行する。その場合において、図４に示される複数の関数形式のうちでいずれかの関数形式が指定される。もちろん１つの関数形式のみを利用してボリュームレンダリング演算を行ってもよい。いずれの場合においても上記の立ち上がり部分１００を用いて液体について大きなオパシティを設定することにより、奥行き感あふれる三次元画像を形成することができ、特に心臓の観察を行う場合においても血流の奥側に存在する弁をより自然に表現することが可能となる。
【００２８】
図５には、従来装置において形成される三次元画像（Ａ）及び断層画像（Ｂ）が示されている。
【００２９】
羊水などの液体部については小さなエコー値しか存在していないためそれには不透明度（オパシティ）が小さな値しか与えられず、その結果、羊水部分については、光の減衰がほとんど起こらず、胎児表面の遠近感が乏しいものとなる。
【００３０】
これに対し、本実施形態によれば、図６に示されるように、羊水のような小さなエコー値に対して積極的に大きな不透明度を割り当てることができるので、その結果、羊水部分で光の減衰を生じさせて胎児表面についての遠近感を十分に表現することが可能となる。
【００３１】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば三次元画像を形成する場合において液体部についてより大きなオパシティを設定して、例えば液体部の奥側に存在する組織について遠近感あふれる画像を提供できるという利点がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】ボリュームレンダリング演算を説明するための図である。
【図２】本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態を示すブロック図である。
【図３】従来におけるオパシティ決定関数を示す図である。
【図４】本実施形態におけるオパシティ決定関数を示す図である。
【図５】従来における三次元画像（Ａ）及び断層画像（Ｂ）を示す図である。
【図６】本実施形態における三次元画像（Ａ）及び断層画像（Ｂ）を示す図である。
【符号の説明】
１０３Ｄプローブ、１２送信部、１４受信部、１６制御部、１８信号処理部、２０３Ｄメモリ、２２レンダリング演算部、２４入力部、２６表示部。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly to an ultrasonic diagnostic apparatus that forms a three-dimensional image by volume rendering calculation.
[0002]
[Prior art and problems]
For example, Japanese Patent Laid-Open No. 10-33538 discloses an apparatus for forming an ultrasonic three-dimensional image. The principle of forming the three-dimensional image will be described below. A plurality of rays (actually coincide with the ultrasonic beam) are set for the three-dimensional space set in the living body. For each ray, the echo data is sequentially referred to, and a rendering operation (voxel operation) based on the volume rendering method is sequentially executed for each echo data. When the predetermined end condition is satisfied, the rendering operation ends, and the operation value at that time is determined as the pixel value corresponding to the ray. If pixel values are determined for each ray, a three-dimensional image in which a three-dimensional space is projected as a set can be constructed.
[0003]
The rendering operation is performed as follows. Here, the echo value (voxel value) of the i-th echo data is set to e _i , the opacity (opacity) at that time is set to α _i (where 0 ≦ α _i ≦ 1.0), and C _{OUTi is set} to i-th _Let C _IN i be the input value for the i th echo value (this is the same as the i−1 th calculation result, the input light amount).
[0004]
C _OUTi = C _INi (1−α _i ) + e _i α _i (1)
Here, (1-α _i ) is referred to as transparency, which is calculated from opacity.
[0005]
In the case where the above calculation is sequentially performed along the ray, the opacity is accumulated in parallel with the calculation, and when the value becomes 1 or more, the calculation for the ray ends. Also, when the calculation for the final echo data is completed, the calculation for the ray is completed. The output light amount at the end time corresponds to the pixel value. The opacity is defined as a function of echo data, and the function form is generally an exponential function. That is, it becomes zero when the echo value is zero, and the opacity increases exponentially as the echo value increases.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
In the past, the opacity function increased exponentially and monotonically as the echo value increased. However, according to such a function, since the echo value of blood and other liquids is relatively small (often near zero or near zero), the transparency is increased and the contribution to the pixel value is extremely high. Less. As a result, even if a valve exists behind the blood layer, the image appears as if the valve appeared in front, and there is a problem that it is difficult to grasp the perspective.
[0007]
An object of the present invention is to make it possible to express the tissue on the back side with a sense of perspective even when the liquid part is in front.
[0008]
Another object of the present invention is to make it possible to form an image with a more natural sense of depth.
[0009]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present invention provides an ultrasonic diagnostic apparatus that performs a volume rendering operation using an opacity for each echo data along an echo data string to form a three-dimensional image. An opacity determination unit that determines an opacity for each echo data based on an echo value; and a rendering execution unit that executes the volume rendering operation using the determined opacity, wherein the opacity function is an echo A rising portion for low-frequency emphasis is provided on the value zero side, and a portion excluding the rising portion gradually increases as a whole from the echo value zero side to the maximum echo value.
[0010]
According to the above configuration, an opacity function having a rising portion for low-frequency emphasis is used, so that, for example, opacity can be more positively given to blood by volume rendering calculation. Can be obtained.
[0011]
Preferably, the rising portion has a rectangular shape. Preferably, it includes means for variably setting at least one of the width W, the central echo value P, and the rising amount K for the rising portion. Preferably, the echo value of the rising portion corresponds to the echo value of the liquid. The form of the rising portion is not limited to a rectangle, and may be a mountain shape. When the rising portion is rectangular, the center echo value P is the median value of the rising echo value interval. When the rising portion is mountain-shaped, for example, an echo value corresponding to the maximum rising point can be taken as the central echo value P. The width W can be defined as the parameters P, W, and K, for example, taking the half-value width (echo value width at half the maximum value) as the rising amount and taking the maximum peak amount as the rising amount, for example.
[0012]
Here, various volume rendering calculation methods will be described with reference to FIG. FIG. 1 shows two echo data (voxel data) in an echo data string (voxel data string). A rendering operation is executed for each echo data, and the result of the operation is passed to the rendering operation for the next echo data.
[0013]
As the calculation method, the following three methods are known.
[0014]
[Expression 1]

In the above, the calculation method A (Vol mode method) is the same as the above equation (1). In the above, calculation method B (front-to-back method) and calculation method C (back-to-front method) are shown in addition. Of course, there are other functions that use opacity. The present invention can be applied to any of them.
[0015]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
[0016]
FIG. 2 shows a preferred embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention, and FIG. 2 is a block diagram showing the overall configuration thereof.
[0017]
The 3D probe 10 is an ultrasonic probe for taking in three-dimensional echo data. The 3D probe 10 is used in contact with the body surface or inserted into a body cavity. The 3D probe 10 has a 1D array transducer including a plurality of vibration elements arranged one-dimensionally. An ultrasonic beam is formed by the 1D array transducer, and a scanning plane is formed by electronic scanning of the ultrasonic beam. If the 1D array transducer is mechanically scanned in a direction perpendicular to the scanning plane, a three-dimensional echo data capturing space (voxel data space) can be formed. Of course, a three-dimensional data capturing space may be formed by electronically scanning an ultrasonic beam two-dimensionally using a 2D array transducer.
[0018]
The transmission unit 12 functions as a transmission beamformer, and the reception unit 14 functions as a reception beamformer.
[0019]
That is, the transmission unit 12 supplies a plurality of transmission drive signals to the plurality of vibration elements with a predetermined delay relationship. On the other hand, the receiving unit 14 performs phasing addition processing on the plurality of reception signals output from the 3D probe 10 and outputs the reception signals after the phasing addition.
[0020]
The signal processing unit 18 is a circuit that performs necessary signal processing on the received signal, and the signal processing may include, for example, detection or logarithmic compression.
[0021]
The 3D memory 20 has a storage capacity for storing a plurality of echo data (voxel data) captured in the three-dimensional echo data capturing space, and each echo data is written at an address corresponding to a coordinate in the three-dimensional space. . Of course, this 3D memory 20 can be omitted when rendering operations are executed sequentially in time series along the ultrasonic beam.
[0022]
The rendering operation unit 22 performs the above-described various volume rendering operations, and particularly performs the volume rendering operation using an opacity determined based on an echo value using an opacity determination function. In that case, the calculation methods A to C described above can be applied, and other volume rendering operations may be executed.
[0023]
The display unit 26 displays the formed three-dimensional image. Although not shown in FIG. 2, a B-mode image forming unit is provided, and a B-mode image is formed for each scanning plane with the formation of the three-dimensional image. The B-mode image is also displayed on the display unit 26. Is displayed.
[0024]
The control unit 16 controls the operation of each component included in the apparatus, and particularly switches the characteristics of the opacity determination function in the rendering calculation unit 22. The opacity determination function may be held as it is in the form of a function, or may be stored in the rendering calculation unit 22 as a memory table.
[0025]
An input unit 24 is connected to the control unit 16. The input unit 24 is an operation panel configured by, for example, a keyball or a trackball. Using this input unit 24, the characteristics of the opacity determination function can be appropriately corrected.
[0026]
FIG. 3 shows an example of an opacity determination function used in the conventional apparatus. As the opacity determination function, its function form can be selected according to a predetermined condition, but any function form has a monotonous exponential function form. On the other hand, in this embodiment, a function format as shown in FIG. 4 is used. That is, each function form has a form that gradually increases from the echo value zero side to the maximum echo value, but there is a rising portion 100 particularly in the range on the echo value zero side, that is, on the low frequency side. The rising portion 100 is rectangular in any functional form in the example shown in FIG. 4, but of course not limited thereto. The center echo value P, the width W, and the height K of the rising portion 100 can be appropriately set by the user using the input unit 24 described above. The rising portion 100 is provided so as to give the liquid a greater opacity, that is, an opacity.
[0027]
Therefore, the rendering calculation unit 22 performs volume rendering calculation using an opacity determination function as shown in FIG. In that case, one of the function formats shown in FIG. 4 is designated. Of course, the volume rendering operation may be performed using only one function format. In any case, by setting a large opacity for the liquid using the rising portion 100 described above, a three-dimensional image full of a sense of depth can be formed. Especially when the heart is observed, the back side of the blood flow It becomes possible to express the valve which exists in more naturally.
[0028]
FIG. 5 shows a three-dimensional image (A) and a tomographic image (B) formed in the conventional apparatus.
[0029]
Since there is only a small echo value for liquid parts such as amniotic fluid, it is given only a small value of opacity. As a result, there is almost no light attenuation in the amniotic fluid part, and the fetal surface The perspective is poor.
[0030]
On the other hand, according to the present embodiment, as shown in FIG. 6, it is possible to positively assign a large opacity to a small echo value such as amniotic fluid. It is possible to sufficiently express the sense of perspective about the fetal surface by causing attenuation.
[0031]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, when a three-dimensional image is formed, an advantage is provided that a larger opacity can be set for the liquid portion and, for example, an image full of perspective can be provided for tissue existing on the back side of the liquid portion. There is.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram for explaining volume rendering calculation;
FIG. 2 is a block diagram showing a preferred embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.
FIG. 3 is a diagram illustrating a conventional opacity determination function.
FIG. 4 is a diagram illustrating an opacity determination function in the present embodiment.
FIG. 5 is a diagram showing a conventional three-dimensional image (A) and tomographic image (B).
FIG. 6 is a diagram showing a three-dimensional image (A) and a tomographic image (B) in the present embodiment.
[Explanation of symbols]
10 3D probe, 12 transmitting unit, 14 receiving unit, 16 control unit, 18 signal processing unit, 20 3D memory, 22 rendering operation unit, 24 input unit, 26 display unit.

Claims

In the ultrasonic diagnostic apparatus that performs volume rendering operation using opacity for each echo data along the echo data string to form a three-dimensional image,
Opacity determination means for determining an opacity based on an echo value for each echo data according to an opacity function;
Rendering execution means for performing the volume rendering operation using the determined opacity;
Including
The opacity function has a rising portion for low-frequency emphasis on the echo value zero side, and a portion excluding the rising portion gradually increases as a whole from the echo value zero side to the maximum echo value. Ultrasonic diagnostic equipment.

The apparatus of claim 1.
The ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the rising portion has a rectangular shape.

The apparatus according to claim 1 or 2,
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: means for variably setting at least one of a width W, a central echo value P, and a rising amount K for the rising portion.

The apparatus of claim 1.
2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the echo value of the rising portion corresponds to the echo value of the liquid.