JP4705064B6

JP4705064B6 - Volume data processing apparatus and program

Info

Publication number: JP4705064B6
Application number: JP2007067444A
Authority: JP
Inventors: 温子森田; 弘彦成田
Original assignee: Aloka Co Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2006-06-15
Filing date: 2007-03-15
Publication date: 2014-03-26
Anticipated expiration: 2027-03-15

Description

本発明はボリュームデータ処理に関し、特に超音波の送受波によって得られたボリュームデータに基づいて三次元超音波画像を形成する処理に関する。 The present invention relates to volume data processing, and more particularly, to processing for forming a three-dimensional ultrasonic image based on volume data obtained by ultrasonic wave transmission / reception.

生体内の三次元領域に対して超音波の送受波を行うことにより三次元超音波データ集合としてのボリュームデータを取得できる。ボリュームデータに対するレンダリング処理によって三次元超音波画像を形成することができる（例えば特許文献１にはボリュームレンダリング法の一手法が開示されている）。ボリュームレンダリング法では、レイ（視線）に沿ってオパシティを利用したボクセル演算が逐次的に実行される。ここで、オパシティは不透明度である。不透明度とは反対の値である透明度をボクセル演算に利用することもでき、それも実質的に見て不透明度の利用に他ならない。 Volume data as a three-dimensional ultrasonic data set can be acquired by transmitting and receiving ultrasonic waves to and from a three-dimensional region in the living body. A three-dimensional ultrasonic image can be formed by rendering processing for volume data (for example, Patent Document 1 discloses a technique for volume rendering). In the volume rendering method, voxel operations using opacity are sequentially executed along the ray (line of sight). Here, opacity is opacity. Transparency, which is the opposite of opacity, can also be used for voxel operations, which is essentially the use of opacity.

例えば、ボリュームレンダリング法を利用して胎児の三次元超音波画像を形成する場合、子宮内の胎児の周囲に、ある程度の厚みをもった羊水が存在していれば、胎児の表面（あるいは表面を透かして内部）を明瞭に表した三次元画像を容易に構築できる。しかし、胎児（例えば顔）が子宮内壁（あるいは胎盤）に密着しているような状態でレンダリングを行うと、胎児と子宮壁とを画像処理上、明確に区別することが困難となる。三次元画像処理を行う範囲は一般に三次元の関心領域として設定され、その関心領域を適切に設定すれば、胎児だけを画像化できる場合もあるが、そのような設定はかなり難しく、多くの場合には関心領域内に胎児と同時に子宮壁も含まれてしまう。子宮壁内では比較的エコー値が大きくなるので、そこでのオパシティも大きくなり、子宮壁が画像上で支配的に表現されてしまう。オパシティ特性を下げると、それが画像処理の全体に影響を与えることになるため、子宮壁の画像化を緩和できるものの、胎児自体の画像化がかなり不鮮明になってしまう。なお、特許文献２には特定組織を強調するオパシティ決定関数が記載されている。特許文献３には組織境界を探索するためのカーネルの重心位置と中心位置との間の距離に応じてオパシティを決定することが記載されている。特許文献４には、三次元空間内に指定された点からの距離に応じて各ＣＴ値が有する透明度の重みを徐々に下げることが記載されている。但し、そこには超音波画像処理については記載されていない。また、その手法では広がりをもった胎児表面を明瞭に三次元画像として表示することは困難である。 For example, when forming a three-dimensional ultrasound image of a fetus using volume rendering, if there is amniotic fluid with a certain thickness around the fetus in the uterus, the surface of the fetus (or the surface) It is easy to construct a three-dimensional image that clearly shows the inside). However, if rendering is performed in a state where the fetus (for example, the face) is in close contact with the inner uterine wall (or placenta), it is difficult to clearly distinguish the fetus and the uterine wall in image processing. The range for 3D image processing is generally set as a 3D region of interest, and if the region of interest is set appropriately, there may be cases where only the fetus can be imaged. In the region of interest includes the fetus and the uterine wall. Since the echo value is relatively large in the uterine wall, the opacity there is also large, and the uterine wall is dominantly represented on the image. Decreasing the opacity characteristic affects the entire image processing, so that the imaging of the uterine wall can be eased, but the imaging of the fetus itself becomes quite unclear. Note that Patent Literature 2 describes an opacity determination function that emphasizes a specific tissue. Patent Document 3 describes that the opacity is determined according to the distance between the center of gravity position and the center position of the kernel for searching the tissue boundary. Patent Document 4 describes that the weight of transparency of each CT value is gradually lowered according to the distance from a point designated in the three-dimensional space. However, there is no description about ultrasonic image processing. In addition, it is difficult to clearly display the spread fetal surface as a three-dimensional image by this method.

特開平１０−３３５３８号公報JP-A-10-33538 特開２００３−３２５５３１号公報JP 2003-325531 A 特開２００４−２６７５０６号公報JP 2004-267506 A 特開２００３−９１７３５号公報JP 2003-91735 A

以上のように、胎児等の生体内の特定組織の画像化に当たって、それが他の組織に密着あるいは近接しているような場合、特定組織をより明確に表現することが望まれているが、従来において、オパシティカーブの選択による手法では組織全体を対象とせざるを得ないので、必ずしも良好な画像化を行えないという問題があった。 As described above, when imaging a specific tissue in a living body such as a fetus, it is desired to express the specific tissue more clearly when it is in close contact with or close to other tissues, Conventionally, the method based on the selection of the opacity curve has to inevitably target the entire organization, and thus there has been a problem that good imaging cannot always be performed.

本発明の目的は、注目する特定組織を、それに密着あるいは近接する他の組織の影響をできるだけ受けずに明瞭に表現できるようにすることにある。 An object of the present invention is to enable a specific tissue of interest to be expressed clearly without being affected by other tissues that are in close contact with or close to it.

本発明は、生体内の三次元領域に対して超音波の送受波を行って得られたボリュームデータを処理するボリュームデータ処理装置において、前記ボリュームデータに対して設定された各レイに沿って、各ボクセルデータごとに定められるオパシティを利用したボクセル演算を繰り返し実行するボクセル演算手段と、前記各レイにおける演算開始点からオパシティ操作終了点までのオパシティ補正範囲を設定する補正範囲指定手段と、を含み、前記オパシティ補正範囲に属するボクセルデータのボクセル演算に当たって、前記演算開始点から当該ボクセルデータまでの距離に応じて補正されたオパシティが定められる、ことを特徴とするボリュームデータ処理装置に関する。 The present invention provides a volume data processing apparatus for processing volume data obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves to a three-dimensional region in a living body, along each ray set for the volume data, Voxel calculation means for repeatedly executing voxel calculation using an opacity determined for each voxel data, and correction range designation means for setting an opacity correction range from the calculation start point to the opacity operation end point in each ray. The present invention relates to a volume data processing apparatus, wherein a corrected opacity is determined in accordance with a distance from the calculation start point to the voxel data in the voxel calculation of voxel data belonging to the opacity correction range.

上記構成によれば、各レイに沿ってボクセル演算を繰り返し実行する際、演算開始点からの距離に応じてオパシティが補正されて適応的に設定されるので（距離に応じた適応的設定）、演算開始点を適宜設定することによって、そこからの距離に応じた重み付け補正等を行える。例えば、確率的に見て、対象物である胎児に該当するような位置あるいは範囲について大きな重みを与えたり、その手前にある障害物である胎盤や子宮壁に該当するような位置あるいは範囲について小さな重みを与えたりすることができるので、結果として、胎児を子宮壁や胎盤よりも強調表示して、より鮮明な胎児の画像を形成することが可能となる。しかも、胎児表面を三次元的にマニュアルでトレースする等の煩雑な操作も不要となる。補正によるオパシティの可変は連続的になされるのが望ましいが、段階的になされてもよい。特に対象物の手前側において小さなオパシティつまり大きな透明度が設定されるように構成するのが望ましい。三次元関心領域における一部に補正処理を適用するのが望ましいが、全体に適用することも可能である。複数の部分に同一の補正処理あるいは異なる補正処理を適用してもよい。また、各レイの補正条件を同一にするのが望ましいが、各レイごとに補正条件を異ならせることも可能である。 According to the above configuration, when the voxel calculation is repeatedly performed along each ray, the opacity is corrected and adaptively set according to the distance from the calculation start point (adaptive setting according to the distance). By appropriately setting the calculation start point, weighting correction according to the distance from the calculation start point can be performed. For example, in terms of probability, a large weight is given to a position or range that corresponds to the target fetus, or a small position or range that corresponds to the placenta or uterine wall that is an obstacle in front of it. As a result, it is possible to highlight the fetus more than the uterine wall or placenta to form a clearer image of the fetus. In addition, complicated operations such as manually tracing the fetal surface three-dimensionally become unnecessary. Although it is desirable to change the opacity by correction continuously, it may be made stepwise. In particular, it is desirable that a small opacity, that is, a large transparency is set on the front side of the object. Although it is desirable to apply the correction process to a part of the three-dimensional region of interest, it is also possible to apply it to the whole. The same correction process or different correction processes may be applied to a plurality of portions. Although it is desirable that the correction conditions for each ray be the same, it is also possible to make the correction conditions different for each ray.

望ましくは、前記オパシティ補正範囲は各レイについて一律のサイズをもった範囲である。この構成によれば範囲設定が簡便となる。望ましくは、前記ボクセル演算手段は、ボクセルデータの大きさに応じてオパシティを定義するオパシティ関数と、前記演算開始点からの距離に応じて重み付け値が変動する重み付け関数と、を有し、前記ボクセル演算手段は、前記オパシティ補正範囲内においては前記オパシティ関数と前記重み付け関数とを利用して重み付けされたオパシティを求め、それを利用してボクセル演算を遂行する。望ましくは、前記補正範囲は、演算開始面とそこから奥行き方向に離れたユーザー指定面との間の部分空間として定義される。演算開始面はデフォルト値として設定され、あるいは、ユーザー設定される。自動的に可変設定されてもよい。ユーザー指定面はユーザーによって設定され、その場合においては断層画像を観察しながら設定することも可能であり、あるいは、三次元画像を見ながら試行錯誤的に設定を行うようにしてもよい。望ましくは、前記演算開始面は胎盤側に設定され、前記ユーザー指定面は胎児側に設定される。望ましくは、前記演算開始面はユーザー指定され、あるいは、ユーザー指定された基準面を基準としてその胎盤側に設定される。 Preferably, the opacity correction range is a range having a uniform size for each ray. According to this configuration, the range setting is simple. Preferably, the voxel calculation means includes an opacity function that defines an opacity according to the size of voxel data, and a weighting function that changes a weight value according to a distance from the calculation start point. The computing means obtains a weighted opacity using the opacity function and the weighting function within the opacity correction range, and performs voxel computation using the opacity. Preferably, the correction range is defined as a partial space between the calculation start surface and a user-specified surface that is separated from the calculation start surface in the depth direction. The calculation start surface is set as a default value or set by the user. It may be automatically variably set. The user-designated plane is set by the user, and in that case, it can be set while observing a tomographic image, or may be set by trial and error while viewing a three-dimensional image. Preferably, the calculation start surface is set on the placenta side, and the user-specified surface is set on the fetus side. Preferably, the calculation start surface is designated by the user, or is set on the placenta side with respect to the reference surface designated by the user.

望ましくは、前記オパシティ補正範囲に属するボクセルデータのボクセル演算に当たって、前記演算開始点から当該ボクセルデータまでの距離および前記各レイごとに参照される参照データに応じて補正されたオパシティが定められ、前記各レイごとにオパシティが適応的に補正される。望ましくは、前記各レイごとに前記参照データに応じて前記オパシティ補正範囲が個別的に設定される。望ましくは、前記各レイごとに参照される参照データは、当該レイにおける演算開始点に相当するボクセルデータを含む。望ましくは、前記参照データの値が大きい場合には前記オパシティ補正範囲が大きく設定され、前記参照データの値が小さい場合には前記オパシティ補正範囲が小さく設定される。望ましくは、前記参照データの値が基準値より小さい場合に前記オパシティ補正範囲が可変され、前記参照データの値が前記基準値より大きい場合に前記オパシティ補正範囲が一定値となる。望ましくは、前記参照データの値に応じて前記オパシティ補正範囲内におけるオパシティ補正関数が異なる。 Preferably, in the voxel calculation of the voxel data belonging to the opacity correction range, the corrected opacity is determined according to the distance from the calculation start point to the voxel data and the reference data referenced for each ray, The opacity is adaptively corrected for each ray. Preferably, the opacity correction range is individually set for each ray according to the reference data. Preferably, the reference data referred to for each ray includes voxel data corresponding to a calculation start point in the ray. Preferably, the opacity correction range is set large when the value of the reference data is large, and the opacity correction range is set small when the value of the reference data is small. Preferably, the opacity correction range is varied when the value of the reference data is smaller than a reference value, and the opacity correction range is a constant value when the value of the reference data is larger than the reference value. Preferably, the opacity correction function in the opacity correction range differs according to the value of the reference data.

また、本発明は、生体内の三次元領域に対して超音波の送受波を行って得られたボリュームデータを処理する装置においてボリュームデータ処理を実行するボリュームデータ処理プログラムであって、前記ボリュームデータ処理は、前記ボリュームデータに対して設定された各レイに沿って、各ボクセルデータごとに定められるオパシティを利用したボクセル演算を繰り返し実行する処理と、前記各レイにおける演算開始点からオパシティ操作終了点までのオパシティ補正範囲を設定する処理と、を含み、前記オパシティ補正範囲に属するボクセルデータのボクセル演算に当たって、前記演算開始点から当該ボクセルデータまでの距離に応じて補正されたオパシティが定められる、ことを特徴とするボリュームデータ処理プログラムに関する。ボリュームデータ処理装置は超音波診断装置であってもよいし、汎用コンピュータであってもよい。プログラムは媒体上に記憶され、また、必要に応じてネットワークを介して伝送される。 The present invention also relates to a volume data processing program for executing volume data processing in an apparatus for processing volume data obtained by transmitting / receiving ultrasonic waves to / from a three-dimensional region in a living body, wherein the volume data The process includes a process of repeatedly executing a voxel calculation using an opacity determined for each voxel data along each ray set for the volume data, and an operation operation end point from the calculation start point in each ray. An opacity correction range up to and including, and in the voxel calculation of voxel data belonging to the opacity correction range, an opacity corrected according to the distance from the calculation start point to the voxel data is determined. Volume data processing programThe volume data processing apparatus may be an ultrasonic diagnostic apparatus or a general-purpose computer. The program is stored on a medium and transmitted via a network as necessary.

望ましくは、前記オパシティ補正範囲に属するボクセルデータのボクセル演算に当たって、前記演算開始点から当該ボクセルデータまでの距離および前記各レイごとに参照される参照データに応じて補正されたオパシティが定められ、前記各レイごとにオパシティが適応的に補正される。 Preferably, in the voxel calculation of the voxel data belonging to the opacity correction range, the corrected opacity is determined according to the distance from the calculation start point to the voxel data and the reference data referenced for each ray, The opacity is adaptively corrected for each ray.

以上説明したように、本発明によれば、注目する特定組織を、それに密着あるいは近接する他の組織の影響をできるだけ受けずに明瞭に表現できる。 As described above, according to the present invention, a particular tissue of interest can be clearly expressed without being affected as much as possible by other tissues that are in close contact with or close to it.

以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。 DESCRIPTION OF EXEMPLARY EMBODIMENTS Hereinafter, preferred embodiments of the invention will be described with reference to the drawings.

図１には、生体内の三次元空間が断面図として示されている。図１において、符号１０は妊婦における子宮内の胎盤を表しており、符合１２は子宮内の胎児(特に頭部) を表している。Ｚ方向は視線（レイ）方向であり、関心領域１３を貫通して複数のレイが設定される。各レイごとに、視点からＺ方向へレイ上に存在する各ボクセル（エコーデータ）ごとにボクセル演算が実行される。ちなみに、図１において、図示されていない複数のレイはそれぞれ平行な関係をもって設定されているが、それらが非平行であってもよい。 FIG. 1 shows a three-dimensional space in a living body as a cross-sectional view. In FIG. 1, reference numeral 10 represents a placenta in the womb of a pregnant woman, and reference numeral 12 represents a fetus (particularly the head) in the uterus. The Z direction is the line-of-sight (ray) direction, and a plurality of rays are set through the region of interest 13. For each ray, a voxel operation is executed for each voxel (echo data) existing on the ray in the Z direction from the viewpoint. Incidentally, although a plurality of rays not shown in FIG. 1 are set with a parallel relationship, they may be non-parallel.

関心領域１３は、ボリュームレンダリングを行う対象としての部分空間に相当しており、複数のレイとの関係において、関心領域１３における平面１４がボクセル演算の開始点を設定する。すなわち、各レイごとに、平面１４に相当する点が演算開始点とされ、そこから奥側へボクセル演算が順次実行されることになる。図１に示されるように、胎盤１０を横切るような位置に平面１４が設定されると、上記の従来技術に関して説明したように、胎盤１０が三次元画像に現れてしまい、その結果、胎児の表面が不鮮明となったり隠れてしまったりする問題が生じる。例えば、符号１０Ａで示す部位がはっきりと画像化されてしまうのである。その一方、平面１４を移動させて符号１６で示す位置に当該平面を設定すると、胎盤１０の画像化は回避できるものの、演算開始点が胎児１２側に食い込んでいるため、そこから各視線に沿ってボクセル演算を実行すると、三次元画像上において胎児１２の一部１２Ａ（例えば鼻の部分）が演算対象から外れてしまい、胎児１２の表面に穴が開いたような画像が形成されてしまうという問題が生じる。そこで、本実施形態においては、以下に説明するように、演算開始面（あるいは演算開始点）からの距離に応じて重みをだんだん大きくすることにより、胎盤が画像化される場合であってもその胎盤があまり画像上で顕著に表れないように演算条件を適応的に変化させている。本発明は胎児の画像化において好適なものであるが、胎児以外の臓器を画像化する場合においても有効なものである。 The region of interest 13 corresponds to a partial space to be subjected to volume rendering, and the plane 14 in the region of interest 13 sets the start point of the voxel calculation in relation to a plurality of rays. That is, for each ray, a point corresponding to the plane 14 is set as a calculation start point, and voxel calculations are sequentially executed from there to the back side. As shown in FIG. 1, when the plane 14 is set at a position that crosses the placenta 10, the placenta 10 appears in the three-dimensional image as described above with respect to the prior art. There arises a problem that the surface becomes unclear or hidden. For example, the part indicated by reference numeral 10A is clearly imaged. On the other hand, if the plane 14 is moved and the plane is set at the position indicated by reference numeral 16, imaging of the placenta 10 can be avoided, but the calculation start point bites into the fetus 12 side. When the voxel calculation is executed, a part 12A (for example, the nose part) of the fetus 12 is excluded from the calculation target on the three-dimensional image, and an image in which a hole is formed on the surface of the fetus 12 is formed. Problems arise. Therefore, in the present embodiment, as described below, even when the placenta is imaged by gradually increasing the weight according to the distance from the calculation start surface (or calculation start point) The calculation conditions are adaptively changed so that the placenta does not appear remarkably on the image. The present invention is suitable for imaging a fetus, but is also effective when imaging an organ other than a fetus.

図２には、本実施形態に係る超音波診断装置のブロック図が示されている。３Ｄプローブ２０は、本実施形態において２Ｄアレイ振動子を有している。２Ｄアレイ振動子は二次元配列された複数の振動素子によって構成されるものである。２Ｄアレイ振動子によって超音波ビームが形成され、その超音波ビームは二次元走査される。これによって生体内に三次元空間（三次元エコーデータ取込空間）が形成される。ここでは当該空間はｒ座標、θ座標及びφ座標によって定義される空間である。三次元空間の形状としては様々なものを上げることができ、例えば立方体形状、角錐形状等をあげることができる。３Ｄプローブ２０に２Ｄアレイ振動子を設ける代わりに、１Ｄアレイ振動子とそれを機械的に走査する機構とを設けるようにしてもよい。 FIG. 2 is a block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment. The 3D probe 20 has a 2D array transducer in this embodiment. The 2D array transducer is constituted by a plurality of vibration elements arranged two-dimensionally. An ultrasonic beam is formed by the 2D array transducer, and the ultrasonic beam is two-dimensionally scanned. As a result, a three-dimensional space (three-dimensional echo data capturing space) is formed in the living body. Here, the space is a space defined by r coordinate, θ coordinate, and φ coordinate. Various shapes can be raised as the shape of the three-dimensional space, such as a cubic shape and a pyramid shape. Instead of providing the 2D array transducer in the 3D probe 20, a 1D array transducer and a mechanism for mechanically scanning the 1D array transducer may be provided.

送受信部２２は送信ビームフォーマー及び受信ビームフォーマーとして機能する。送受信部２２は送信時において複数の送信信号を２Ｄアレイ振動子に供給する。これによって送信ビームが形成される。生体内からの反射波は複数の振動素子にて受波され、これによって２Ｄアレイ振動子から複数の受信信号が送受信部２２に出力される。送受信部２２では複数の受信信号に対する整相加算処理を行って、これにより電子的に受信ビームを形成、整相加算後の受信信号を出力する。 The transmission / reception unit 22 functions as a transmission beam former and a reception beam former. The transmission / reception unit 22 supplies a plurality of transmission signals to the 2D array transducer during transmission. As a result, a transmission beam is formed. Reflected waves from within the living body are received by a plurality of vibration elements, whereby a plurality of reception signals are output from the 2D array transducer to the transmission / reception unit 22. The transmission / reception unit 22 performs phasing addition processing on a plurality of reception signals, thereby forming a reception beam electronically and outputting the reception signal after phasing addition.

その受信信号すなわちビームデータは座標変換部２４に出力されている。この座標変換部２４はデータ再構成によって三次元データ空間を構成するモジュールであり、例えばｒθφ座標系をｘｙｚ座標系に変換する処理を実行する。必要に応じて、座標変換部２４には３Ｄメモリが設けられる。ちなみに、座標変換を行うことなく、振動子側を固定視点としてビームデータに沿ってリアルタイムにボクセル演算を実行させることも可能である。 The received signal, that is, beam data is output to the coordinate conversion unit 24. The coordinate conversion unit 24 is a module that configures a three-dimensional data space by data reconstruction, and executes, for example, processing for converting an rθφ coordinate system to an xyz coordinate system. If necessary, the coordinate conversion unit 24 is provided with a 3D memory. Incidentally, it is also possible to execute the voxel calculation in real time along the beam data with the transducer side as a fixed viewpoint without performing coordinate conversion.

断層画像形成部２８は、三次元空間に対して設定された任意の断面あるいは所定の断面について断層画像を形成するモジュールである。その場合においては座標変換部２４から出力されるデータが利用されている。断層画像を表す画像データは表示処理部３０を介して表示部３２に送られ、表示部３２においては必要に応じて断層画像が表示されることになる。断層画像に相当する断面の位置は三次元空間内においてユーザーにより可変設定することが可能であり、そのような操作は後に説明する操作パネル３６への入力によって行われる。 The tomographic image forming unit 28 is a module that forms a tomographic image of an arbitrary cross section set for a three-dimensional space or a predetermined cross section. In that case, data output from the coordinate conversion unit 24 is used. The image data representing the tomographic image is sent to the display unit 32 via the display processing unit 30, and the tomographic image is displayed on the display unit 32 as necessary. The position of the cross section corresponding to the tomographic image can be variably set by the user in the three-dimensional space, and such an operation is performed by input to the operation panel 36 described later.

ボクセル演算部２６は、座標変換後のボリュームデータに基づいてそのボリュームデータに対してボリュームレンダリング処理を適用し、その結果として三次元画像を形成するモジュールである。形成された三次元画像の画像データは表示処理部３０を介して表示部３２に送られ、表示部３２には三次元画像が表示される。 The voxel computing unit 26 is a module that applies volume rendering processing to the volume data based on the coordinate-converted volume data and forms a three-dimensional image as a result. The image data of the formed three-dimensional image is sent to the display unit 32 via the display processing unit 30, and the three-dimensional image is displayed on the display unit 32.

ボクセル演算部２６は、具体的には、ユーザーにより設定された視点から伸びる複数のレイを設定し、その一方において、ユーザーにより設定された関心領域内において各レイに沿ってボクセル演算を順次実行する。ボクセル演算部２６には、図示されていないオパシティテーブル及び係数テーブルが設けられている。後に説明するように、ボクセル演算にあたっては各ボクセルごとにオパシティ（不透明度）が決定されるが、その場合においてはエコー値に基づいて各ボクセルごとにオパシティが決定され、また演算開始面からの一定の補正の範囲内においてはボクセル演算にあたって係数テーブルを参照することにより補正用の係数が決定される。その補正用の係数は重み付け係数として機能し、演算開始面に近い程重みが小さくされ、演算開始面から離れるにしたがって所定の深さまで重み係数が徐々に大きく設定される。これについては後に説明するが、このような演算開始面からの距離に応じて重みを可変することにより、胎盤の画像化をできる限り回避しつつ胎児表面を明瞭に画像化することが可能となる。 Specifically, the voxel calculation unit 26 sets a plurality of rays extending from the viewpoint set by the user, and sequentially executes voxel calculation along each ray in the region of interest set by the user. . The voxel computing unit 26 is provided with an opacity table and a coefficient table not shown. As will be described later, in the voxel calculation, the opacity (opacity) is determined for each voxel. In that case, the opacity is determined for each voxel based on the echo value, and is constant from the calculation start surface. Within the correction range, correction coefficients are determined by referring to a coefficient table for voxel calculation. The correction coefficient functions as a weighting coefficient, and the weight is reduced as it is closer to the calculation start surface, and the weight coefficient is gradually increased to a predetermined depth as the distance from the calculation start surface increases. As will be described later, by changing the weight according to the distance from the calculation start surface, it is possible to clearly image the fetal surface while avoiding imaging of the placenta as much as possible. .

ちなみに、ボクセル演算部２６は、ＣＰＵ上で実行されるプログラムの機能として実現可能であり、また後述する制御部３４もＣＰＵ上で実行される制御プログラムの機能として実現することが可能である。 Incidentally, the voxel computing unit 26 can be realized as a function of a program executed on the CPU, and a control unit 34 described later can also be realized as a function of a control program executed on the CPU.

制御部３４は図２に示される各構成の動作制御を行っており、その制御部３４には操作パネル３６が接続されている。操作パネル３６はキーボードやトラックボールを含んでおり、ユーザーは操作パネル３６を利用して断層画像を形成する断面の位置の設定、関心領域の設定（特に演算開始面の設定）、オパシティカーブ（オパシティ決定関数）の選択、係数カーブ（係数決定関数）の選択、補正範囲の設定、等を行える。 The control unit 34 performs operation control of each component shown in FIG. 2, and an operation panel 36 is connected to the control unit 34. The operation panel 36 includes a keyboard and a trackball, and the user uses the operation panel 36 to set a position of a cross section for forming a tomographic image, a region of interest (especially, setting of a calculation start surface), an opacity curve (opacity). Selection function), coefficient curve (coefficient determination function) selection, correction range setting, and the like.

図３には、生体内における三次元空間が断面図として示されている。なお、図１に示した構成と同様の構成には同一符号が付されている。本実施形態においても、関心領域１３が設定されているが、図３に示す例では最も手前の面としての演算開始面４０がほぼ胎盤１０の内部に設定されている。すなわち、少なくとも胎児の頭部１２の全体が関心領域１３内に含まれるように、特に演算開始面４０が胎児１２の頭部の手前側に設定されるように関心領域１３が設定されている。また、演算開始面４０に対してはＺ方向に距離αがユーザーにより設定されており、その距離α内においては距離に応じた重み付けすなわち補正が行われる。具体的にはオパシティに対して重みが乗算されており、これによって演算開始点から距離αにかけて徐々にオパシティが増大するように補正処理がなされる。 FIG. 3 shows a three-dimensional space in the living body as a cross-sectional view. In addition, the same code | symbol is attached | subjected to the structure similar to the structure shown in FIG. In the present embodiment, the region of interest 13 is set, but in the example shown in FIG. 3, the calculation start surface 40 as the foremost surface is set almost inside the placenta 10. That is, the region of interest 13 is set so that the calculation start surface 40 is set on the near side of the head of the fetus 12 so that at least the entire fetal head 12 is included in the region of interest 13. Further, a distance α in the Z direction is set by the user for the calculation start surface 40, and weighting, that is, correction according to the distance is performed within the distance α. Specifically, the opacity is multiplied by a weight, and thus correction processing is performed so that the opacity gradually increases from the calculation start point to the distance α.

関心領域１３に対しては複数の視線が貫通しており、各視線ごとにボクセル演算が演算開始点から演算終了点（符号４４の演算終了面）まで順次実行されることになるが（例外的に途中で演算を停止してもよい）、演算開始面から所定の範囲（すなわち所定の三次元部分領域）においては重み処理が施されるため、仮に胎盤の一部が画像化されるような場合であってもその影響を少なくでき、その一方において胎児の表面をより明確に表示することが可能となるので、胎児の表面に胎盤が顕著に存在して胎児の表面が隠れてしまうという問題を効果的に防止することができると共に、胎児の表面の一部が欠けたりそこが穴として表現されてしまったりする問題も効果的に防止することが可能である。もちろん、画像の画質あるいは内容は三次元領域の設定如何によって変化し、またαの大きさや重み関数等によって変化するが、少なくとも従来例のような画一的な処理に比べて、特に演算開始面からの近傍領域に対する補正処理により従来例よりも画質の改善を図ることが可能となる。 A plurality of lines of sight pass through the region of interest 13, and the voxel calculation is sequentially executed for each line of sight from the calculation start point to the calculation end point (calculation end surface of reference numeral 44) (exceptional). The calculation may be stopped in the middle), and weight processing is performed in a predetermined range (that is, a predetermined three-dimensional partial region) from the calculation start surface, so that a part of the placenta is imaged temporarily. In some cases, the influence can be reduced, and on the other hand, the fetal surface can be displayed more clearly, so the placenta is conspicuously present on the fetal surface and the fetal surface is hidden. In addition, it is possible to effectively prevent a problem that a part of the fetal surface is missing or is expressed as a hole. Of course, the image quality or content of the image changes depending on the setting of the three-dimensional region, and also changes depending on the size of α, the weight function, etc., but at least the calculation start surface compared to the uniform processing as in the conventional example. It is possible to improve the image quality as compared with the conventional example by the correction process for the vicinity region from the image.

ちなみに、本実施形態においては、各レイごとに同一の位置に演算開始点が設定され、またαについても同様に設定されており、演算終了点も同じ深さに設定されているが、それぞれのレイごとに開始点、α及び終了点を独立して設定できるようにしてもよい。ただし、三次元領域における各面を設定してそれを基準として演算の切り替えを行うことにより単純な制御を実現できる利点がある。ちなみに、符号４２は演算開始面４０から距離αだけ隔てられた面を表しており、その面から奥側においては従来同様の通常のボクセル演算が繰り返されることになる。 Incidentally, in this embodiment, the calculation start point is set at the same position for each ray, and α is set in the same manner, and the calculation end point is also set to the same depth. The start point, α, and end point may be set independently for each ray. However, there is an advantage that simple control can be realized by setting each surface in the three-dimensional region and switching the calculation on the basis thereof. Incidentally, reference numeral 42 denotes a surface that is separated from the calculation start surface 40 by a distance α, and the normal voxel calculation similar to the conventional one is repeated from the surface to the back side.

ちなみに、変形例としては、胎盤１０と胎児１２との間に相当するような位置に面４１をユーザー設定させるようにし、その面から所定の距離だけ視点側に移動した位置に演算開始面４０を自動的に設定するようにしてもよい。すなわち、演算開始面はユーザーによって直接的に指定することもできるし、ユーザーによって設定された面を基準として間接的につまり自動的に設定することが可能である。ちなみに、本実施形態においては平面により各面が設定されていたがそれを曲面とするようにしてもよい。関心領域１３の形態としては各種のものを採用可能である。ただし、三次元画像上において各面を設定するのは一般に困難であることから、表示部の画面上に所望の断層画像を表示し、望ましくは、Ｚ方向とそれに直交する方向を含む面として断面を設定し、その断層画像を表示するのが望ましい。 Incidentally, as a modification, the user sets the surface 41 at a position corresponding to between the placenta 10 and the fetus 12, and the calculation start surface 40 is moved to the viewpoint side by a predetermined distance from the surface. It may be set automatically. That is, the calculation start surface can be directly specified by the user, or can be indirectly set, that is, automatically set based on the surface set by the user. Incidentally, in the present embodiment, each surface is set by a plane, but it may be a curved surface. Various forms of the region of interest 13 can be employed. However, since it is generally difficult to set each surface on the three-dimensional image, a desired tomographic image is displayed on the screen of the display unit, and preferably a cross-section as a surface including the Z direction and a direction orthogonal thereto. It is desirable to set and display the tomographic image.

以下に、図２に示したボクセル演算部２６の具体的な処理内容を説明する。以下の数１には上述した距離αによって定義される近傍領域において適用されるボクセル演算の計算式が示されている。 Below, the specific processing content of the voxel calculating part 26 shown in FIG. 2 is demonstrated. Equation 1 below shows a calculation formula for voxel calculation applied in the vicinity region defined by the distance α described above.

上記において、Ｉは輝度値を示しており、ｉは演算開始点からのステップ数すなわちレイ上のサンプル点の番号を示している。ｅ（ｉ）はステップ数ｉの位置におけるエコー値を表しており、ｏ（ｅ（ｉ））はステップ数ｉにおけるエコー値に対応したオパシティ（不透明度）を示している。ａ（ｉ）はステップ数ｉにおける補正用の係数を示している。ｅ（ｉ）は例えばｉ番目のサンプル点の周囲にあるボクセルのエコー値を線形補間することによって求められる。 In the above, I indicates the luminance value, and i indicates the number of steps from the calculation start point, that is, the number of the sample point on the ray. e (i) represents the echo value at the position of the step number i, and o (e (i)) represents the opacity (opacity) corresponding to the echo value at the step number i. a (i) represents a correction coefficient at the step number i. e (i) is obtained, for example, by linearly interpolating the echo values of voxels around the i-th sample point.

一方、上記のようなαによって定義される近傍領域を超えた領域においては、以下の計算式が実行される。 On the other hand, the following calculation formula is executed in a region exceeding the neighborhood region defined by α as described above.

すなわち、近傍領域においては上記の数１で示される計算が実行され、その後においては上記の数２で示される計算式が実行されることになる。 That is, the calculation represented by the above formula 1 is executed in the vicinity region, and thereafter the calculation formula represented by the above formula 2 is executed.

また、各計算式の実行にあたって、オパシティは図４に示されるようなテーブルによって決定される。図４において横軸はエコー値を示しており、縦軸はオパシティを示している。符号１００，１０２，１０４はオパシティ決定関数（オパシティカーブ）を示しており、それらはユーザーにより選択でき、あるいは自動的に選択することが可能である。各領域２００，２０１，２０２ごとに異なる関数を選択することも可能である。 In executing each calculation formula, the opacity is determined by a table as shown in FIG. In FIG. 4, the horizontal axis indicates the echo value, and the vertical axis indicates the opacity. Reference numerals 100, 102, and 104 denote opacity determination functions (opacity curves), which can be selected by the user or can be selected automatically. It is also possible to select a different function for each region 200, 201, 202.

図５には、係数決定関数が示されている。横軸は開始点からの距離を示しており、その距離の軸上にはαが明示されている。縦軸は係数を示している。符号１１４は線形に変化する関数を示しており、符号１１２，１１０は非線形に変化する関数を示している。いずれにおいても演算開始点から距離αまでの範囲において係数は０から１まで変化するが、その場合においては各種の関数を選択的に採用することが可能となる。線形関数の他二次曲線や双曲線等に相当する関数を利用することが可能である。 FIG. 5 shows the coefficient determination function. The horizontal axis indicates the distance from the starting point, and α is clearly indicated on the axis of the distance. The vertical axis represents the coefficient. Reference numeral 114 indicates a linearly changing function, and reference numerals 112 and 110 indicate nonlinearly changing functions. In any case, the coefficient changes from 0 to 1 in the range from the calculation start point to the distance α. In this case, various functions can be selectively employed. In addition to the linear function, a function corresponding to a quadratic curve, a hyperbola, or the like can be used.

図６には、図２に示した装置、特にボクセル演算部２６の動作が示されている。図６に示される処理は各レイごとに実行されるものである。Ｓ１０１では、演算開始点からのボクセル番号すなわちステップ数がα以内か否かが判断される。α以内であれば、Ｓ１０２において係数テーブルを参照することによって係数が決定される。この場合においては図５に示した係数テーブルにおけるいずれかの関数が選択されることになる。その関数はαに応じてあらかじめ用意しておくこともできるし、あるいはαの関数として演算することも可能である。したがって、Ｓ１０２では係数テーブルから選択された関数が利用されて、ステップ数（演算開始点からの距離）に基づいて係数が決定されることになる。 FIG. 6 shows the operation of the apparatus shown in FIG. 2, particularly the voxel computing unit 26. The process shown in FIG. 6 is executed for each ray. In S101, it is determined whether or not the voxel number from the calculation start point, that is, the number of steps is within α. If it is within α, the coefficient is determined by referring to the coefficient table in S102. In this case, any function in the coefficient table shown in FIG. 5 is selected. The function can be prepared in advance according to α, or can be calculated as a function of α. Therefore, in S102, the function selected from the coefficient table is used, and the coefficient is determined based on the number of steps (distance from the calculation start point).

Ｓ１０３では、オパシティテーブルを参照することにより、当該位置でのエコー値に応じたオパシティが決定される。この場合においては図４に示した複数のオパシティカーブの中から任意の関数がユーザーにより選択され、あるいは自動的に選択される。Ｓ１０４では、オパシティに対して係数を乗算することにより補正後のオパシティが決定される。 In S103, the opacity corresponding to the echo value at the position is determined by referring to the opacity table. In this case, an arbitrary function is selected from the plurality of opacity curves shown in FIG. 4 by the user or automatically selected. In S104, the corrected opacity is determined by multiplying the opacity by a coefficient.

一方、Ｓ１０１においてα以内ではないと判断された場合には、Ｓ１０５において上記のＳ１０３と同様の工程が実行され、すなわちオパシティテーブルを参照することによりエコー値からオパシティが決定される。 On the other hand, if it is determined in S101 that it is not less than α, the same step as S103 is executed in S105, that is, the opacity is determined from the echo value by referring to the opacity table.

Ｓ１０６では、オパシティに対して、１から前回のオパシティ積算値を引いた値を乗算することにより、オパシティ積算値を求める。そして、Ｓ１０７においては、図示されるような演算を実行することにより輝度積算値が求められる。図６に示される各演算は、上述した数１及び数２に示した計算式を実行したものに相当し、図６においては各計算式が分かり易く概念的に分解して示されている。 In S106, the opacity integrated value is obtained by multiplying the opacity by a value obtained by subtracting the previous opacity integrated value from 1. In S107, the integrated luminance value is obtained by executing an operation as shown in the figure. Each operation shown in FIG. 6 corresponds to the execution of the calculation formulas shown in Equations 1 and 2 above, and in FIG. 6, each calculation equation is shown in a conceptually easy-to-understand manner.

Ｓ１０８では最後のステップに到達したか否かが判断され、到達していない場合にはＳ１０１からの各工程が繰り返され、到達している場合にはこの処理が終了する。処理の終了時点での輝度積算値が画素値に相当し、それが当該レイに対応付けられた画素にマッピングされる。 In S108, it is determined whether or not the final step has been reached. If the final step has not been reached, the steps from S101 are repeated. If the final step has been reached, this process ends. The integrated luminance value at the end of the process corresponds to a pixel value, which is mapped to a pixel associated with the ray.

以上説明したように、本実施形態の構成によれば、特に胎児のボリュームレンダリング画像を形成する場合において、胎盤と胎児との間に十分な距離すなわち十分な羊水空間が存在していない場合においても、胎児の前面側に存在する胎盤の影響を抑圧して胎児の表面をより明瞭に画像化することが可能となる。また画像化にあたっては胎児の鼻等の部位が欠けるといった問題を未然に防止することができ、疾病診断上あるいは胎児の成長観察上、有益な画像を構築できるという利点がある。以上の実施形態においては胎児の画像化について説明したが、胎児以外の組織の画像化を行う場合においても上記構成を適用することが可能である。 As described above, according to the configuration of the present embodiment, even when a volume rendering image of a fetus is formed, even when a sufficient distance, that is, a sufficient amniotic fluid space does not exist between the placenta and the fetus. It is possible to suppress the influence of the placenta existing on the front side of the fetus and to visualize the surface of the fetus more clearly. Further, in imaging, there is an advantage that it is possible to prevent a problem such as lack of a part such as a nose of a fetus and to construct a useful image for disease diagnosis or observation of fetal growth. In the above embodiment, imaging of a fetus has been described. However, the above configuration can be applied even when imaging a tissue other than a fetus.

また、本実施形態において、各レイごとに距離αを個別的に設定してもよい。その場合には、例えば、各レイの演算開始点のエコー値が参照される。 In the present embodiment, the distance α may be individually set for each ray. In that case, for example, the echo value at the calculation start point of each ray is referred to.

図７は、演算開始面の画像（画像データ）を示す図である。つまり、図３に示した演算開始面４０に対応した画像を示す図である。図７に示すように、演算開始面４０内には、比較的エコー値が小さい羊水１１の領域と、比較的エコー値が大きい胎盤１０の領域が存在する。先に説明したように、ボクセル演算によって得られる画像において胎児（図３の符号１２）の表面等を明瞭に映し出すためには、胎盤１０があまり画像上で顕著に表れないように演算条件を適応的に変化させることが望ましい。 FIG. 7 is a diagram illustrating an image (image data) on the calculation start surface. That is, it is a figure which shows the image corresponding to the calculation start surface 40 shown in FIG. As shown in FIG. 7, there are a region of amniotic fluid 11 having a relatively small echo value and a region of placenta 10 having a relatively large echo value in the calculation start surface 40. As described above, in order to clearly show the surface of the fetus (reference numeral 12 in FIG. 3) in the image obtained by the voxel calculation, the calculation conditions are applied so that the placenta 10 does not appear so much on the image. It is desirable to change it.

そこで、各レイの演算開始点におけるボクセルが胎盤１０に相当する場合には、そのレイのボクセル演算において距離αを比較的大きく設定する。つまり、演算開始点におけるボクセルのエコー値が大きい場合には距離αを大きくする。これにより、胎盤１０がボクセル演算の結果に与える影響を小さくする。 Therefore, when the voxel at the calculation start point of each ray corresponds to the placenta 10, the distance α is set to be relatively large in the voxel calculation of that ray. That is, when the echo value of the voxel at the calculation start point is large, the distance α is increased. Thereby, the influence which the placenta 10 has on the result of the voxel calculation is reduced.

一方、各レイの演算開始点におけるボクセルが羊水１１に相当する場合には、そのレイのボクセル演算において距離αを比較的小さく設定する。つまり、演算開始点におけるボクセルのエコー値が小さい場合には距離αを小さくする。羊水１１は比較的エコー値が小さいためボクセル演算の結果に与える影響がもともと小さい。そのため、距離αを小さく設定することができる。これにより、距離に応じた重み付けすなわち補正の行われる範囲が小さくなり、胎児の領域に及ぶ補正の影響を小さくすることが可能になる。望ましくは、胎児の領域に及ぶ補正の影響を無くすことができる。 On the other hand, when the voxel at the calculation start point of each ray corresponds to the amniotic fluid 11, the distance α is set to be relatively small in the voxel calculation of that ray. That is, when the echo value of the voxel at the calculation start point is small, the distance α is decreased. Since the amniotic fluid 11 has a relatively small echo value, the influence on the result of the voxel calculation is small. Therefore, the distance α can be set small. As a result, the range in which weighting according to distance, that is, correction is performed is reduced, and the influence of correction on the fetal region can be reduced. Desirably, the effects of correction on the fetal area can be eliminated.

図８は、輝度とαとを対応付けしたテーブルを示す図である。図８において、横軸は輝度（エコー値）を示しており、エコー値ｅ（ｉ）は、例えば０〜２５５までの値を示すことが可能である。また、図８において縦軸は距離αを示している。 FIG. 8 is a diagram illustrating a table in which luminance and α are associated with each other. In FIG. 8, the horizontal axis indicates the luminance (echo value), and the echo value e (i) can indicate a value from 0 to 255, for example. In FIG. 8, the vertical axis indicates the distance α.

図８に示すテーブルでは、エコー値が０から５８までの範囲において、エコー値の増加に応じて距離αの値が線形的に増加する。そして、エコー値が５８から２５５までの範囲において、距離αの値はエコー値に応じて変化せずに一定値となる。なお、図８に示すテーブルはあくまでも一例に過ぎない。例えば、エコー値が０から所定値までの範囲においてエコー値と距離αの関係が非線形であってもよいし、また、その所定値は５８に限定されない。さらに、複数の態様のテーブルを用意しておき、選択的にいずれかのテーブルを利用してもよい。 In the table shown in FIG. 8, when the echo value is in the range from 0 to 58, the value of the distance α increases linearly as the echo value increases. In the range where the echo value is from 58 to 255, the value of the distance α does not change according to the echo value and becomes a constant value. Note that the table shown in FIG. 8 is merely an example. For example, the relationship between the echo value and the distance α may be nonlinear in the range where the echo value is from 0 to a predetermined value, and the predetermined value is not limited to 58. Furthermore, a plurality of tables may be prepared and any one of the tables may be selectively used.

図９には、各レイごとに距離αを個別的に設定する場合の動作が示されている。つまり、図２に示した装置、特にボクセル演算部２６の動作が示されている。図９に示される処理は各レイごとに実行されるものである。 FIG. 9 shows an operation when the distance α is individually set for each ray. That is, the operation of the apparatus shown in FIG. 2, in particular, the operation of the voxel computing unit 26 is shown. The process shown in FIG. 9 is executed for each ray.

Ｓ９０１では、演算開始点におけるボクセルのエコー値が得られ、そして、Ｓ９０２において、そのエコー値に対応した距離αの値が決定される。つまり、エコー値（輝度）と距離αとを対応付けしたテーブル（図８参照）に基づいて、エコー値から距離αが決定される。 In S901, the echo value of the voxel at the calculation start point is obtained, and in S902, the value of the distance α corresponding to the echo value is determined. That is, the distance α is determined from the echo value based on a table (see FIG. 8) in which the echo value (luminance) is associated with the distance α.

距離αが決定されると、Ｓ９０３では、演算開始点からのボクセル番号すなわちステップ数がα以内か否かが判断される。α以内であれば、Ｓ９０４において、係数決定関数（図５参照）が利用されて、ステップ数（演算開始点から距離に対応）に応じた係数ａ（ｉ）が決定される。この場合においては図５に示した係数テーブルにおけるいずれかの関数が選択されることになる。その関数はαに応じてあらかじめ用意しておくこともできるし、あるいはαの関数として演算することも可能である。 When the distance α is determined, in S903, it is determined whether or not the voxel number from the calculation start point, that is, the number of steps is within α. If it is within α, a coefficient a (i) corresponding to the number of steps (corresponding to the distance from the calculation start point) is determined in S904 using the coefficient determination function (see FIG. 5). In this case, any function in the coefficient table shown in FIG. 5 is selected. The function can be prepared in advance according to α, or can be calculated as a function of α.

Ｓ９０５では、オパシティテーブルを参照することにより、当該位置でのエコー値に応じたオパシティが決定される。この場合においては図４に示した複数のオパシティカーブの中から任意の関数がユーザーにより選択され、あるいは自動的に選択される。Ｓ９０６では、オパシティに対して係数ａ（ｉ）を乗算することにより補正後のオパシティが決定される。 In S905, the opacity corresponding to the echo value at the position is determined by referring to the opacity table. In this case, an arbitrary function is selected from the plurality of opacity curves shown in FIG. 4 by the user or automatically selected. In S906, the corrected opacity is determined by multiplying the opacity by the coefficient a (i).

一方、Ｓ９０３においてα以内ではないと判断された場合には、Ｓ９０７において上記のＳ９０５と同様の工程が実行され、すなわちオパシティテーブルを参照することによりエコー値からオパシティが決定される。 On the other hand, if it is determined in S903 that it is not within α, the same process as in S905 is executed in S907, that is, the opacity is determined from the echo value by referring to the opacity table.

Ｓ９０８では、オパシティに対して、１から前回のオパシティ積算値を引いた値を乗算することにより、オパシティ積算値を求める。そして、Ｓ９０９においては、図示されるような演算を実行することにより輝度積算値が求められる。図９に示される各演算は、上述した数１及び数２に示した計算式を実行したものに相当し、図９においては各計算式が分かり易く概念的に分解して示されている。 In S908, the opacity integrated value is obtained by multiplying the opacity by a value obtained by subtracting the previous opacity integrated value from 1. In step S909, the integrated luminance value is obtained by executing an operation as shown in the figure. Each operation shown in FIG. 9 corresponds to the above-described calculation formulas shown in Equations 1 and 2, and in FIG. 9, each calculation equation is shown in a conceptually disassembled manner in an easy-to-understand manner.

Ｓ９１０では最後のステップに到達したか否かが判断され、到達していない場合にはＳ９０３からの各工程が繰り返され、到達している場合にはこの処理が終了する。処理の終了時点での輝度積算値が画素値に相当し、それが当該レイに対応付けられた画素にマッピングされる。 In S910, it is determined whether or not the final step has been reached. If the final step has not been reached, the steps from S903 are repeated. If the final step has been reached, this process ends. The integrated luminance value at the end of the process corresponds to a pixel value, which is mapped to a pixel associated with the ray.

以上説明したように、各レイごとに距離αを個別的に設定することにより、例えば、図１において、胎盤１０が存在する符号１０Ａで示す部分おいて、距離αが大きく設定されて、胎盤１０の影響が小さくなる。その一方で、胎児１２の一部１２Ａ（例えば鼻の部分）には羊水が存在するため、その部分において距離αが小さく設定されて、胎児１２の表面が透かされることなく明瞭に画像に反映される。したがって、例えば、胎児１２の顔と胎盤１０や子宮壁が密着あるいは接近している場合においても、胎児１２の顔をさらに鮮明に表示することができる。また、ユーザーが距離αの調整などを行わない構成とすることにより、妊娠週数や胎児１２の位置などに関係なく、胎児１２の顔などを極めて容易に鮮明に表示することが可能になる。 As described above, by setting the distance α for each ray individually, for example, in FIG. 1, the distance α is set large in the portion indicated by reference numeral 10A where the placenta 10 exists, and the placenta 10 is set. The effect of. On the other hand, since there is amniotic fluid in a part 12A (for example, the nose part) of the fetus 12, the distance α is set to be small in that part, and the surface of the fetus 12 is clearly reflected in the image. The Therefore, for example, even when the face of the fetus 12 and the placenta 10 or the uterine wall are in close contact with each other, the face of the fetus 12 can be displayed more clearly. Further, by adopting a configuration in which the user does not adjust the distance α, the face of the fetus 12 and the like can be displayed very easily and clearly regardless of the number of pregnancy weeks, the position of the fetus 12, and the like.

以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、上述した実施形態やその効果は、あらゆる点で単なる例示にすぎず、本発明の範囲を限定するものではない。本発明は、その本質を逸脱しない範囲で各種の変形形態を包含する。 As mentioned above, although preferred embodiment of this invention was described, embodiment mentioned above and its effect are only a mere illustration in all points, and do not limit the scope of the present invention. The present invention includes various modifications without departing from the essence thereof.

生体内の三次元空間を示す図であり、特に従来例における問題点を示す図である。It is a figure which shows the three-dimensional space in a biological body, and is a figure which shows the problem in a prior art example especially. 本実施形態に係る超音波診断装置のブロック図である。1 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment. 生体内の三次元空間を示す図であり、特に距離αが示された図である。It is a figure which shows the three-dimensional space in a biological body, and is the figure by which distance (alpha) was shown especially. オパシティ決定関数を有するテーブルを示す図である。It is a figure which shows the table which has an opacity determination function. 係数決定関数を有するテーブルを示す図である。It is a figure which shows the table which has a coefficient determination function. 図２に示す装置の動作例を示すフローチャートである。3 is a flowchart illustrating an operation example of the apparatus illustrated in FIG. 2. 演算開始面の画像（画像データ）を示す図である。It is a figure which shows the image (image data) of a calculation start surface. 輝度とαとを対応付けしたテーブルを示す図である。It is a figure which shows the table which matched brightness | luminance and (alpha). 各レイごとに距離αを個別的に設定する場合の動作例を示す図である。It is a figure which shows the operation example in the case of setting distance (alpha) separately for every ray.

Explanation of symbols

１０胎盤、１２胎児、１３関心領域、２０３Ｄプローブ、２２送受信部、２６ボクセル演算部（三次元画像形成部）。 10 placenta, 12 fetuses, 13 region of interest, 20 3D probe, 22 transmitting / receiving unit, 26 voxel computing unit (three-dimensional image forming unit).

Claims

In a volume data processing apparatus that processes volume data obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves to a three-dimensional region in a living body,
Voxel computing means for repeatedly executing voxel computation using an opacity determined for each voxel data along each ray set for the volume data;
Correction range specifying means for setting an opacity correction range from the calculation start point to the opacity operation end point in each ray;
Including
In the voxel calculation of the voxel data belonging to the opacity correction range, the corrected opacity is determined according to the distance from the calculation start point to the voxel data and the reference data referenced for each ray. A volume data processing apparatus , wherein the opacity is adaptively corrected .

The apparatus of claim 1 .
The volume data processing apparatus, wherein the opacity correction range is individually set for each ray according to the reference data.

The apparatus of claim 1 .
The volume data processing apparatus according to claim 1, wherein the reference data referred to for each ray includes voxel data corresponding to a calculation start point in the ray.

The apparatus of claim 2 .
When the value of the reference data is large, the opacity correction range is set large,
The volume data processing apparatus, wherein the opacity correction range is set to be small when the value of the reference data is small.

The apparatus of claim 4 .
When the value of the reference data is smaller than a standard value, the opacity correction range is varied,
The volume data processing apparatus according to claim 1, wherein the opacity correction range is a constant value when the value of the reference data is larger than the reference value.

The apparatus of claim 1 .
An opacity correction function in the opacity correction range varies depending on the value of the reference data, and the volume data processing apparatus according to claim 1.

A volume data processing program for executing volume data processing in an apparatus for processing volume data obtained by transmitting / receiving ultrasonic waves to / from a three-dimensional region in a living body,
The volume data processing is
A process of repeatedly executing a voxel operation using an opacity determined for each voxel data along each ray set for the volume data;
A process of setting an opacity correction range from the calculation start point to the opacity operation end point in each ray;
Including
In the voxel calculation of the voxel data belonging to the opacity correction range, the corrected opacity is determined according to the distance from the calculation start point to the voxel data and the reference data referenced for each ray. A volume data processing program , wherein the opacity is adaptively corrected .