WO2007097108A1

WO2007097108A1 - 超音波診断装置

Info

Publication number: WO2007097108A1
Application number: PCT/JP2006/325721
Authority: WO
Inventors: Hideki Yoshikawa; Takashi Azuma; Tatsuya Hayashi
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2006-02-22
Filing date: 2006-12-25
Publication date: 2007-08-30
Anticipated expiration: 2008-08-22
Also published as: US20090306505A1; JP5171610B2; EP1990009A1; EP1990009B1; JPWO2007097108A1; CN101336093A; EP1990009A4; CN101336093B

Abstract

　検査対象の輪郭構造を強調した高コントラスト超音波画像を表示する超音波診断装置を提供する。すなわち、取り込んだ超音波画像を用いて加算処理に用いる画像間に生じた対象の動きベクトルを計測し、計測結果に基づいた変形処理を累積加算画像に対して行い、取得画像と累積加算画像とに重み係数を乗して加算処理を行なう。

Description

明細書

超音波診断装置

技術分野

[0001] 本発明は、スペックルノイズを低減し、高コントラスト超音波画像を表示する装置に関する。

背景技術

[0002] 超音波診断装置は、患部を非侵襲に実時間で撮像できるため、外来における初期診断や胎児診断、治療のモニタリングツールとして広く利用されている。近年ではポータブルタイプの超音波診断装置の開発も進み、病院内外問わず、患者の元に装置を持っていく救急処置も可能になっている。また、装置の小型に加えて、超音波診断装置は操作が容易であるため、患者宅と病院とのネットワーク整備を進めることにより、患者本人が装置を操作しながら画像を病院に転送し、遠隔的に診断するという在宅医療の形態も将来的に期待される。

[0003] 超音波画像は撮像時間が短く実時間画像表示が可能な反面、ノイズレベルに対する組織構造を示す信号強度 (S/N比）が低ぐ画像の判別が困難な場合がある。した力 Sつて診断の精度向上や医者と患者の情報共有を進めるためには、より客観的な情報を示す判り易ヽ画像表示技術が期待されてヽる。

[0004] 超音波画像には、スペックルと呼ばれる斑点の模様があり、画像の判読を難しくする一つの要因となっている。このスペックルを軽減し、高画質の超音波画像を表示する技術として、空間コンパウンド法がある。超音波二次元画像 (B-mode画像)上のスペックルは、検査対象の内部に散在する微小散乱体力の反射信号が互いに干渉して生じる、空間的に定在した信号であり、その空間周波数は検査対象の構造を示す信号に比べて低い。そのため、撮像面をスペックルの大きさと同程度にスライス方向に移動させると、画像上においてスペックルがランダムに変化する一方で、検査対象の構造には大きな変化が生じな、。このようにスライス方向に僅かに異なる位置で取得した画像同士を加算処理すると、検査対象の構造からの信号は加算毎に強調されるのに対し、ランダムに変化するスペックルの信号は平滑ィ匕されていく。その結果、スペックルと構造との S/N比が向上し、高いコントラストを呈した画像が構成される

[0005] 複数の画像を加算処理し、特定の情報を抽出する技術は複数報告されており、その中のいくつかを以下に説明する。

特許文献 1の技術では、血流画像 (CFM:Color Flow Mapping)を複数枚メモリに保持し、表示される全画像から加算処理に用いるフレームを術者が選択して除き、残った画像を加算処理して画像を構成して、る。

[0006] 特許文献 2に記載の技術は、少量の造影剤投与で安定に効率よく造影剤からの信号を受信し、血管の分布を明瞭に画像ィ匕する技術に関するものである。血管情報を画像化するには血流内を流れる造影剤を超音波により圧壊させ、その際に生じる強 Vヽ非線形信号を受信して画像を構成する。造影剤を圧壊させるには強！ヽ超音波強度が必要なため、送波信号の集束領域とそれ以外の領域とで S/Nが大きく異なり、造影剤画像の深さ方向にむらができる課題があった。この課題に対して、特許文献 2に記載の技術は、送波信号の集束領域を深さ方向に多段階に変えてマルチショット画像群と呼ばれる複数の画像を構成し、それら画像を加算処理する。また、マルチショット画像群の各フレームの特定領域に重み付けをしてから加算処理する。

[0007] 特許文献 1：特許第 3447150号公報

[0008] 特許文献 2：特開第 2002-209898号公報

[0009] 複数枚の画像を加算もしくは減算処理して特定の情報を強調した画像を構成し、リアルタイムで表示するには、被検体の位置ずれ、処理時間の増大、メモリの増加といつた問題が生じる。

[0010] 特許文献 1に記載の技術は、検査対象の位置ずれを考慮して!/、な、ため動きを伴う検査対象への適用が困難であり、また加算処理に用いる画像を術者が選定するため、リアルタイム表示も困難である。特許文献 2に記載の技術は、加算するフレーム全てを一旦メモリに保持しなければならず、表示する一枚の加算処理画像を構成するためには、加算処理に用いるフレーム数以上のメモリが必要である問題がある。発明の開示

[0011] 本発明の目的は、スペックルを低減した高コントラスト超音波画像を表示する超音波診断装置を提供することにある。

[0012] 本発明は時間変化する情報を抽出することを目的とする。本発明は、重み付けを累積加算画像に対して行い、それにより時間変化する情報の抽出量を術者が制御などして利用する。

[0013] 上記目的を達成するために、本発明の超音波診断装置では、取り込んだ B-mode 画像とその直前に取得した B-mode画像との間に生じる検査対象の動きベクトル (体動の情報)を計測し、計測した動きベクトルに基づく画像変形処理を行な!、ながら、重み係数を乗した画像の加算処理を行な! \検査対象の輪郭構造を強調した画像を表示する。

[0014] 以下、本発明の超音波診断装置の代表的な構成例について列挙する。

(1)検査対象に対して照射する超音波を送受信するための超音波探触子と、受波信号から検査対象の断層像を示す B-mode画像を構成するための超音波画像構成ュニットと、 1フレーム前の B-mode画像 f を保持するための画像保持部と、 f 画像上 n-1 n— 1 に検査対象の動きベクトルを計測するための少なくとも 1つの領域を設定するための計測領域設定部と、 f

n-1と f

nの間に生じる検査対象の動きべ外ルを計測するための動きベクトル計測部と、 f

1から f

n-1を用いて構成される累積加算画像を作成する加算画像作成部と、前記動きベクトルの計測結果に基づいて、 f

1から f

n-1を用いて構成される累積加算画像を変形 (補正)させる画像変形 (補正)部と、取得画像および累積加算画像との少なくともいずれかに重み係数を乗するための重み付け部と、累積画像と取得画像とを加算処理をするための画像加算部と、次に取り込まれる f への

n+1 加算処理に用ヽるために前記画像加算部で構成した累積加算画像を保持するための加算画像保持部と、前記累積加算画像を表示するための表示部とを有する。以下、加算画像を変形させるとは、加算画像を動きベクトルに基づいて補正することを含むものとする。

(2)前記（1)の超音波診断装置において、動きベクトルの計測は取得した B-mode画像 fとその 1フレーム前の B-mode画像 f との間で行な!/、、加算処理は取得した B-mo n n-1

de画像 fを基準画像とし、

1フレーム前までの B- mode画像により構成された粱積加算画像∑/_f を変形させて行なうことを特徴とする。 (3)前記（1)の超音波診断装置にお！ヽて、取得画像及び累積加算画像に重み係数を乗した加算処理を行な!/ヽ、新たな加算画像を構成することを特徴とする。

(4)前記（1)の超音波診断装置にお！ヽて、取得画像及び累積加算画像に乗される重み係数は術者が自由に変更できることを特徴とする。

(5)前記（1)の超音波診断装置にお！ヽて、取得画像及び累積加算画像に乗される重み係数は、動きべ外ルの計測の際に算出される相関値により自動的に調整され、例えば検査対象の動きが大きい場合には、取得画像に対する重み係数が 0となることを特徴とする。

[0015] 本発明によれば、スペックルノイズを低減し、組織の輪郭構造を強調した高コントラスト画像の構成が可能であり、視認性の高!、超音波画像を表示できる。

図面の簡単な説明

[0016] [図 1]本発明の実施例 1の超音波診断装置の構成を示すブロック図。

[図 2]実施例 1の超音波診断装置において、 B-mode画像の取り込み力も累積加算画像の表示に至る処理を説明するフローチャート。

[図 3]実施例 1の超音波診断装置において、動きベクトルの計測手法を説明する図。

[図 4]実施例 1の超音波診断装置において、取得画像と前フレームまでの累積加算画像とを用いて、新たな累積加算画像を構成するための画像処理を説明する図。

[図 5]実施例 1の超音波診断装置において、動きベクトルの計測を高速処理するための処理を説明するフローチャート。

[図 6]実施例 1の超音波診断装置において、動きベクトルの計測手法を説明する図。

[図 7]実施例 1の超音波診断装置において、累積加算画像を構成する各フレームの重み係数を示す図。

[図 8]実施例 1の超音波診断装置において、重み係数（ α , β )を調節するためのダィャルを備えた探触子または超音波診断機の例を示す図。

[図 9]実施例 1の超音波診断装置において、重み係数 , |8 )の調節機能とリフレツシュ機能とを備えたダイヤル兼ボタンを備えた探触子または超音波診断機の例を示す図。

[図 10]実施例 1の超音波診断装置において、 B-mode画像と加算画像とを並べて表示するバイプレーン表示の形態の一例を示す図。

[図 11]実施例 2の超音波診断装置の構成を示すブロック図。

[図 12]実施例 3の超音波診断装置の構成を示すブロック図。

[図 13]実施例 3の超音波診断装置において、 5枚の画像で構成されるユニット画像を説明する図。

[図 14]実施例 3の超音波診断装置において、 5枚のユニット画像および 1枚の画像に対する重み係数を示す図。

発明を実施するための最良の形態

[0017] 以下、本発明の実施例について、図面を参照して詳述する。

実施例 1

[0018] 図 1は、本発明の一実施例になる超音波診断装置の構成を示すブロック図である。

[0019] 本実施例の超音波診断装置では、検査対象への超音波送受信により超音波二次元画像 (以下、 B-mode画像)を構成し、前記 B-mode画像上に検査対象の動きべタトルを計測するための領域を設定し、取り込んだ B-mode画像とその 1フレーム前の画像間に生じる動きベクトルを前記計測領域毎に計測し、前記動きベクトルに基づいて累積加算画像を変形 (補正)し、前記累積加算画像に重み係数を乗して取り込んだ B -mode画像に加算し、新たな累積加算画像を構成して実時間で表示部に表示する。

[0020] まず、超音波画像構成ユニットにおける B-mode画像の構成から、位置補正を加えた画像加算処理を行なった加算画像の表示に至るまでの装置構成について、図 1のブロック図を用いて説明する。

[0021] 超音波探触子 (以下、探触子） 2は複数の圧電素子が平行に並べられた構造をもつ。送信ビームフォーマ 3から D/A変換器 4を経由して、各圧電素子にアナログ送波信号が送られ、検査対象 1に向けて超音波を照射する。各圧電素子から送信される超音波は、送信ビームフォーマ 3によって電子的に遅延が掛けられており、所定の深度で集束する。送波信号は、検査対象 1内で反射され、再び探触子の各圧電素子で受信される。各圧電素子で受信した反射エコーは、 TGC (Time Gain Control)部 5で、送波の到達深度によって変わる減衰分を補正された後、 A/D変換器 6でデジタル信号に変換され、受信ビームフォーマ 7に送られる。 [0022] 受信ビームフォーマ 7では、焦点位置力各圧電素子までの距離に応じた遅延時間を掛けて加算結果が出力される。この集束超音波を二次元走査させることで、検查対象 1の二次元的な反射エコー分布が得られる。受信ビームフォーマ 7からは実部と虚部に分けられた RF信号が出力され、包絡線検波部 8と計測領域設定部 11に送られる。包絡線検波部 8に送られた信号は、ビデオ信号に変換された後、スキャンコンバータ 9で走査線間の補間が加えられ、二次元画像データである B-mode画像が構成される。

[0023] 構成された B-mode画像は動きベクトル計測部 10に送られる。ここで、画像保持部 1 1に動きベクトル計測部 10に取り込まれた B-mode画像よりも 1フレーム前の B-mode 画像が保持されている。構成された B- mode画像が 1フレーム目である場合は、動きベクトル計測部 10では処理されずに通過して画像保持部 11に入力される。画像保持部 11に保持されて、る B-mode画像は、計測領域設定部 12にお、て動きベクトルを計測するための計測領域が、構造に応じた最適な大きさに設定される。計測領域が設定された B-mode画像は、動きベクトル計測部 10に送られる。動きベクトル計測部 10では、計測領域設定部 12からの B-mode画像とスキャンコンバータ 9から送られる B-mode画像とを用いて、前記計測領域内の動きベクトルが計測される。動きべタトルの計測手法は、相互相関演算または最小二乗法である。画像変形部 13では、前記動きベクトル計測部 10で計測された動きベクトルに基づいて、加算画像保持部 14 から読み出された累積加算画像が変形される。重み付け部 16では取得画像および累積加算画像に重み係数が乗され、画像加算部 13にて取得画像と累積加算画像とが加算される。画像加算部 13で構成された累積加算画像は加算画像保持部 14〖こー且格納された後、表示部 15にて表示される。加算画像保持部 14に格納された累積加算画像は、次の加算処理の際に重み付け部 16を経て画像加算部 13に送られる。

[0024] 次に、図 2のフローチャートに従って、 B-mode画像の取得から累積加算画像の表示に至るまでの工程の詳細を説明する。また、図 4は画像処理の流れを示すブロック図である。

[0025] まず、工程 1で B-mode画像 fを構成する。 fが最初の画像 (n=l)の時は、 fは画像保持部 11に格納され（工程 2)、次の B-mode画像が取り込まれる（図 4-41)。 f_n(n〉l)が動きベクトル計測部に送られるのと同時に、画像保存部 11に格納されて、る 1フレーム前の画像 f が読み込まれ (工程 3)、動きベクトルを計測するための領域が設定さ

n-1

れる（工程 4)。続いて、 f 及び f を用いて、両画像間に生じた動きベクトル力設定

n n-1

した計測領域毎に計測される（工程 5、図 4-42)。次に、加算画像保持部 1 4から（n- 1 )フレームまでの累積加算画像 ',/；が銃み込まれ、工程 5で計測された動きベクトルに基づいて変形処理が為される（工程 9、図 4-43)。変形処理が為された累積加算画像は一定の重み係数を乗する重み付け処理をする (工程 10)。

n-1

変形処理及び重み付け処理が為された累積加算面像 _tは、画像加算部 13にて fを基準にした加算処理が為される（工程 6、図 4-44)。構成された新たな累積加箅画像

は、

f-1 加算画像保持部 14に格納された後（工程 7)、表示部 15に表示される（工程 8)。工程 4の計測領域の設定手法について図 3を用いて説明する。

本発明では、 B-mode画像 (f ) 25に計測領域 24を複数個設定し、各計測領域に

n-1

おいて、最も整合が取れる領域を、取得した B-mode画像 (f ) 21から相互相関演算または最小二乗法により探索する。一つ一つの計測領域内での動きは変形を伴わない剛体運動と見なし、各計測領域で求めた個々の動きベクトルを組み合わせることで、変形を含む検査対象全体の動きを計測する。計測領域を B-mode画像 (f ) 25〖こ

n-1 設定するのは、後に説明する重み係数を用いた加算処理に用いる領域を、一定にするためである。重み係数は加算画像に対して大きく設定される。一方、計測領域を取得画像 (f ) 21に設定すると、加算画像から抽出される領域が、加算領域とスペックルを含む非加算領域を含む。そのため、この領域を加算処理すると、重み係数によつてスペックルが強調され、アーチファクトとなってしまう。 [0027] 計測に用いる信号成分は、大別して検査対象の輪郭構造や組織間の境界といつた低周波成分と、検査対象に散在する微小散乱体により散乱した超音波が互いに干渉してなる高周波成分のスペックルがある。本発明では、両者を区別せず、画像全体に計測領域を設定して移動量を計算する。 B-mode画像を用いて画像間に生じる動きを計測する上で、高周波成分であるスペックルは、動きベクトルの計測精度を向上させるだけでなぐ特徴的な構造を持たない組織の実質部位における動きの計測を可能にさせる。計測領域の大きさは、 B-mode画像の最小構成要素であるスペックルよりも大きい必要があり、スペックルサイズの約 2倍から 3倍の大きさに設定する。肝臓や腎臓の腹部組織では、約 5 X 5mm²の計測領域を設定する。

[0028] 計測領域の設定に関しては、組織の部分毎に異なる大きさの計測領域を設定する手法も考えられる。動きベクトルの計測分解能を高くするには、計測領域を小さくする必要があるが、その場合は必然的に領域数が多くなり、計測に要する処理時間が長くなる。したがって、組織の輪郭といった特徴的な構造を含む計測領域は、他の領域と区別して当該領域内の空間周波数に応じて大きく設定する。例えば、図 3の中で、肝臓組織 22、肝臓組織内の血管構造 23を含む画像 25の中に計測領域を設定する場合、血管構造を含む計測領域 26の大きさは、特徴的な構造物を含まない周囲の計測領域 24より大きく設定する。また、組織の境界を含む計測領域や変形が大きい計測領域では、周辺の領域よりも相関値が低ぐ組織の動きベクトルの計測が困難になる。したがって、相関値が低い計測領域では、計測領域をスペックルサイズの 2倍を越えない程度に小さく再設定する手法も考えられる。

[0029] 次に、工程 5及び工程 6の動きベクトルの計測力画像加算処理に関する具体的な手法について、図 5及び図 6を用いて説明する。動きベクトルの計測は、取り込んだ画像 f

nと 1フレーム前の画像 f

n-1とを用いて行なう。動きベクトルの計測に関する処理の流れを、図 5に示すフローチャートを用いて説明する。まず、画像 f に動きベクトルを

n-1

計測するための計測領域を、前述した手法を用いて設定する（工程 1)。実際には画面全体を覆う形で複数の計測領域が設定されるが、ここではその中の一つの計測領域 51に着目し、その大きさを (i,j)とする。次に、計測領域 f '51と最も整合する領域を

n-1

探索するための探索領域 f '52を f上に設定する（工程 2)。探索領域 f '52の大きさは検査対象の動く速さとフレームレートを考慮して可能な限り小さく設定する。フレームレート 20-30(frames/sec)で、呼吸の影響を受ける肝臓の場合、計測領域 f '51を中

n-1 心に周囲 10ピクセル広い領域 G+20J+20)の設定で動きベクトルの計測が可能である。次に、計測領域 f ' 51及び探索領域 f '52に対して Low-Pass Filterを適用し（工程

n-l n

3)、 1ピクセル間隔で画素を間引くデシメーシヨン処理を行なう（工程 4)。 Low-Pass F ilter処理は、その後に続くデシメーシヨン処理による画素間のエイリアシングを抑制するための処理であり、デシメーシヨン処理により領域探索に要する処理時間を約 4倍の短縮が可能である。デシメーシヨン処理の具体的な方法につ!、て図 6を用いて説明する。デシメーシヨン処理後の探索領域 f '55内で、同じくデシメーシヨン処理後の計測領域 f '54を 1ピクセルずつ走査させ、以下の（式 1)または (式 2)で定義される

n-l

相関値 cが最小値となる位置を探索し、動きべ外ル V57を計測する（工程 5)。ぼ 1 )

ぼ 2〉

Jt=l i=l

[0030] なお、（式 2)の I I は絶対値を表す。デシメーシヨン処理後の画像を用いた動きべクトルの計測には、 ± 1ピクセル分の誤差が伴う。この誤差を解消するため、計測領域 5 1を最初の位置力も動きベクトル V57だけ移動させた計測領域 56と、その位置の周囲 1—2ピクセル広い領域をもつ探索領域 55を、画像 f及び f から各々再設定する（

n n-l

工程 6)。再設定した計測領域 56及び探索領域 55を用いて、工程 5と同様の手法により動きベクトル V2を再計測する（工程 7)。以上の処理により、結果的に加算処理の際に補正すべき動きベクトルは、動きベクトル V57を用いて（（2 X V) +V2)となる。

[0031] 加算処理は、取得画像に対して、その 1フレーム前までの画像を用いて構成された累積加算画像を変形させて加算する処理である。加算処理の際に基準となるのは取得画像であるため、累積加算画像 y と画像の組織の位釁闋係は同じになる。動きベクトルの計測が終わると、 (n-1)フレームまでの累積加算画像 /,が加算画像保持部 1 4から重み付け部 1 6に読み込まれて重み係数が乗された後、画像加算部 13に入力され、動きベクトル計測部で計測された動きベクトル ( (2 X V) +V2)を用いた変形処理がなされる。変形処理が為された累積加算画像∑ に対しての重み付けは、

1=1

( α , β )の重み係数を用いた (式 3)に示す処理形式でなされ、新たな累積加算画像が構成される。 (式 3 )

[0032] (式 3)を展開し、累積加算画像を構成する各フレームの係数を示すと (式 4)になる。 ∑f_t = — V； + "~²β/₂ +Λ + αβ/_π__{ί +} β/_η (式 4 )

[0033] (式 4)に従って求まる各フレームの重み係数は加算効果を判断する上で重要なパラメータとなる。 , j8 ) = (0.95, 0.05) , (0.90, 0.1) , (0.85, 1.5) , (0.8, 0.2)、n=80の時の各フレームの重み係数を図 7に示す。 a値が大き、の場合には（例えば α =0.80 )、重み係数は 70— 80フレームにかけて急速に大きくなるため、輪郭強調やスペックル除去といった加算効果は低い。し力し、 70フレーム以前のフレームに関しては重み係数は非常に低いため、過去に生じた計測誤差の残存は少なくなる。一方、 α値が小さ、場合は (例えば a =0.95)、 a値が大き、場合に比べてグラフは水平に近づき、各フレームの重み係数は同等になる。多くのフレームが累積加算画像に影響を与えるため、加算効果は大きいが、過去の 1フレームで生じた計測誤差が後の累積加算画像に残存することになる。最適な輪郭強調やスペックル除去の程度は術者又は検查対象によって異なる。したがって、（a , j8 )は初期値を（a , j8 ) = (0.85, 0.15)として、術者が自由に変更できるようになつている。この初期値は術者が自由に変更できる。操作中の α値の変更の仕方は、図 8に示すように、探触子 81に付属するダイヤル 82または診断機 83に設置されたダイヤル 84を回転させる方法が考えられる。その際、診断機の画面上には、その時の α値が表示される。なお、上記重み係数は、累積加算画像及び取得画像の双方に重み係数を乗して加算効果を調節することを目的としており、（式 3)に示す形に限定されるものではなぐ重み係数の数や乗数を係数として用いるといった様々な係数の形を含む。

[0034] 累積加算画像に対する重みを制御し、誤差の残存を制御する方法は、 V、くつか考えられる。第一の方法は、術者が手動でダイヤルを調整する方法である。関心領域を探索するために探触子を大きく動かす際には、 α値を低く設定して通常の B-mode画像に近い画像を表示し、関心領域を精査する時に α値を高くする。また、誤差の残存を消去したい時も、一時的に α値を低くすることで計測誤差によるアーチファクトを低減させることができる。第二の方法は、計測する動きベクトルの大きさに応じて自動的に α値を制御する方法である。（式 1)、（式 2)の cが予め設定する閾値よりも大きい場合には、自動的に αが低くなり誤差の残存が低減される。つまり第一の方法を自動化した方法である。第三の方法は診断機または探触子に、加算画像をメモリから消去させ、再度 1フレーム目力も加算処理を行なうためのリフレッシュボタン (消去ボタン)を設ける方法である。これにより術者は任意に誤差の残存を 0にすることができる。リフレッシュボタンが押されると、加算処理の際に《=0が入力される。リフレッシュボタンは図 8に示す α値を変更するためのダイヤルと別に設けても良いが、装置の複雑化や利便性を考えると、図 9に示すように α値を変更するために探触子 81または診断機 83に備えられたダイヤル 91またはダイヤル 92を押し込むことで画像がリフレツシュされる形態が最も操作しやすヽ。リフレッシュボタンにより 1フレーム目から加算処理をすると、スペックルが急に顕著になり、術者によっては観察しにくいことも考えられる。したがって、リフレッシュボタンによる α値は、術者が自由に設定できるものとする。

[0035] 画像の表示形態は、加算画像を画面全体に表示する形態の他に、図 10に示すように B-mode画像 101と加算画像 102を並べて表示するバイプレーン表示も可能である。また、上記実施例の説明では超音波画像として B-mode画像を用いたが、実施例 1に記す超音波診断機は用いる画像を特定せず、高調波成分を選択的に画像化した THI (Tissue Harmonic Image)画像や血流を画像化した CFM (Color Flow Mapping )画像を用いてもよい。

実施例 2

[0036] 本発明の第二の実施例について説明する。第二の実施例は、第一の実施例に示す動き計測及び加算処理をしている際に、別のメモリで一定枚数で構成される加算画像を構成し、術者がリフレッシュ機能を使用した時に、一定枚数の加算状態から累積加算画像の表示が可能な特徴を持つ。

[0037] 装置構成を図 11に示すブロック図を用いて説明する。 B-mode画像の構成、動きべタトルの計測、画像の加算処理といった加算画像の構成に至る処理は実施例 1と同じである。第二の実施例では、図 1に示した第一の実施例の装置構成に加えて、リフレッシュ用画像保持部 17、動きベクトル保持部 18、画像減算部 19、リフレッシュ用加算画像保持部 20を有してヽる。

[0038] リフレッシュ用加算画像を構成するフレーム数は搭載可能なメモリ数によるが、ここでは 5枚を例として説明する。

[0039] 実施例 1と同様に画像保持部 11には、取り込まれた最新の画像よりも 1フレーム前の画像が動きベクトル計測用として保持されている力実施例 2では、さらに 2フレームから 5フレーム前の計 4枚の画像がリフレッシュ用画像保持部 17に記憶されている

[0040] 画像の取り込みが開始され、動きベクトルの計測及び加算処理が進み、画像加算部 1 3 にて 5フレームの累積加算画像^ が構成されると、画像減算部 19を素通りしてリフレッシュ用加算画像保持部 20に記憶される。尚、動きベクトル計測部 10で計測される各画像の動きベクトル計測結果は、動きベクトル保持部 18に記憶されている。また、この段階で B-mode画像メモリに格納されている画像データは、画像保持部 11には f、リフレッシュ用画像保持部 17には f、 f、 f、 fが格納されている。

[0041] 次に、新たに画像 fが動きベクトル計測部 10を経て画像加算部 13に取り込まれ、

6

6 6

累積加算面像；が構成されると、前記累積加算画像は

t=L r=】加算画像保持部 14に記憶されると同時に、画像減算部 19に入力される。この時、リフレッシュ用画像保持部 17では画像保持部 11から画像 fが入力されると同時に、画

5

像 fを画像減算部 19に出力する。画像減算部 19では、

1 加算面像 y y から雨像 ^を差し引く減算処理がなされる。

f=l 減算するのは画像 fそのもの

1 ではなぐ画像 f

1が加算処理されてから画像 f

6が加算されるまでに、画像 fに対してなされた変形処理を含めた画像 fの情報である。動きべク

1 1

トル保持部 18に記憶されているのは、画像間に生じた位置ずれの情報であるため、これらを加算すると特定の画像に対してなされた変形の履歴となる。したがって、画像 fから画像 fに対して動きベクトル計測部 10で計測された動きベクトルを全て加算

2 6

し、その加算結果に基づいて画像 f

1を変形させると、加算画像∑ に含まれる画像 ^の状態が構成.される。変形画像を累積加算画像 ,/;から減算すると、

2フレームから 6フレームの計 5枚で構成されるリフレッシュ用の加算画像 /；が構成される。加算画像はリフレッシュ用加算面像保持部 ² 0 に記憶される。次の過程で減算処理されるのは画像 fであるため、画像 fと画像 fの間

2 1 2 で求めた動きベクトルは動きベクトル保持部 18から消去される。

[0042] 以上の工程により、リフレッシュ用加算画像保持部 20には、常に取得画像から 5フレームの加算画像が保持されている。そしてリフレッシュ機能が作動すると、加算画像保持部 14に保持されている累積加算画像の代わりにリフレッシュ用加算画像が表示部 15に表示され、新たな累積加算画像として加算画像保持部 14に保持される。実施例 3

[0043] 本発明の第三の実施例について説明する。第三の実施例は、取り込んだ画像を累積加算してなる加算画像を複数のユニットに分割してユニット画像を構成し、各ュ- ット画像に対して重み係数を付けることで、加算効果が高くかつ誤差の残存が低ヽ加算画像を表示することを特徴とする。

[0044] 装置構成を図 12に示す。術者が予め設定する加算枚数を 30枚、ユニットを構成する画像枚数を 5枚として、以下に処理工程について説明する。

[0045] 超音波画像構成ユニットから入力された画像 f、及びその 1フレーム前の画像 f を n n-1 用ヽて動きベクトルを計測する工程は実施例 1及び実施例 2に記載の工程と同じである。但し、実施例 3においては、画像加算部 13で 5枚分の加算画像が構成されると、ユニット画像としてユニット画像保持部 203に記憶される。つまり、例えば 26フレーム目の画像 f の加算処理を終えた時点では、ユニット画像保持部 203には、の計 5枚のユニット画像が

保持されている（図 13)。

[0046] 画像 f が画像加算部 13に入力されると、ユニット画像保持部 203に記憶されている

26

5枚のユニット画像は画像変形部 204に取り込まれ、動きベクトル計測部 10で計測された動きベクトルに基づく変形処理がなされる。変形処理がなされた画像は重み付け部 16に入力され、取得画像 f と共に重み係数が乗され、画像加算部 13にて (式 5

26

)に示す加算処理が行われる。加算処理は 5枚のユニット画像及び取り込まれた f の

26 各々に所定の重み係数を乗して行なわれ、例えば、重み係数を (0.02,0.03,0.1,0.27, 0.325,0.35)と設定した場合、加算画像に対する各ユニット画像の重み係数の分布は図 14のグラフになる。

∑ , = «∑ + j3∑ _t + Y∑f, + 5∑f, + ^∑/, (α + β + γ +δ + ε +ς ^ Ι)

(式 5 )

[0047] 31フレーム目の画像 f が取り込まれると、新たに構成されるュニット画像 J) がュニット画像保持部 2 0 3に記憶されると共に、既存のュニット画像は消去され、

10

次の加箅処理はュニット面像 Y からなされる。加算処理に用いられた各ユニット画像は、画像加算部 13にて変形処理がなされた状態で再びユニット画像保持部 203に記憶される。

[0048] 以上に説明したように、各ユニットに重み係数を乗することにより、加算効果を維持したまま、誤差の残存を自動的に低減することができる。また、動きベクトルの計測結果に応じて、例えば計測誤差が大きなユニットに対する重み係数を低くするなど、特定のユニットに対する重み係数を自動的に制御することも可能である。

[0049] 実施例の説明では加算枚数を 30枚、ユニットを構成する画像枚数を 5枚として説明したが、実施例 1に記したように検査対象の動きの大きさに応じて重み係数を調整することで、加算効果や誤差の残存を自由に制御することができる。また、ユニットを構成する画像枚数を少なくすることで、重み係数をフレーム単位で制御することが可能になり、加算効果をより自由に制御できるだけでなぐ誤差が大きい特定のフレームを加算処理力外すことも可能になる。

Claims

請求の範囲

[1] 被検体の計測領域で超音波信号を複数回送受信するための探触子と、前記探触子で受信した複数の信号に基づいて画像データを作成する画像データ生成部と、前記画像データを格納する画像データ格納部と、複数の前記画像データを加算して加算画像データを作成する加算画像作成部と、複数の前記画像データのうち少なくとも 1つの画像データから前記被検体の体動情報を測定する体動情報測定部と、前記加算画像データを前記体動情報に基づいて補正することにより補正画像データを作成する画像補正部と、前記補正画像データと前記画像データのうちの少なくともヽずれかに重み係数を付与して各々を加算して表示用画像データを作成する画像処理部と、前記表示用画像データに基づ、て表示画像の表示を行う表示部とを有することを特徴とする画像診断装置。

[2] 被検体の計測領域で超音波信号を複数回送受信するための探触子と、前記探触子で受信した 1番目の信号から n番目の信号までの複数信号の各々に基づいて、前記複数の信号の各々に対応する画像データを作成する画像データ生成部と、前記画像データを格納する画像データ格納部と、前記 1番目の信号から (n-1)番目の信号までの各々に対応する画像データを加算し、加算画像データを作成する加算画像作成部と、前記加算画像データを格納する加算画像データ格納部と、前記 (n-1)番目の信号と前記 n番目の信号との各々に対応する画像データから、前記被検体の体動情報を測定する体動情報測定部と、前記加算画像データ格納部及び前記体動情報測定部から前記加算画像データ及び前記体動情報を各々読み出し、前記加算画像データを前記体動情報に基づいて補正することにより補正画像データを作成する画像補正部と、前記補正画像データと前記 n番目の信号に対応する画像データと〖こつき、少なくともいずれかに重み係数を付与して各々を加算し、表示用画像データを作成する画像処理部と、前記表示用画像データに基づヽて表示を行う表示部とを有することを特徴とする画像診断装置。

[3] 検査対象に対して超音波を送受信するための超音波探触子を含むユニットと、 (n- 1)番目のフレームの二次元超音波画像である f を保持するための画像保持部と、 n-1

前記検査対象の動きベクトルを計測するための少なくとも 1つの領域を設定するための計測領域設定部と、前記 f と n番目のフレームの二次元超音波画像である fとから n-1 n 前記検査対象の動きベクトルを計測するための動きベクトル計測部と、 1番目のフレームの二次元超音波画像である fから前記 f までの複数の二次元超音波画像をカロ

1 n-1

算して加算画像を作成する加算画像作成部と、前記動きべ外ルに基づ、て前記加算画像を補正するための画像補正部と、前記加算画像と前記 fとの少なくとも一方に重み係数を乗するための重み付け部と、前記重み係数を乗した後に前記 fおよび前記加算画像とを加算処理し、新たに加算画像を構成するための画像加算部と、前記加算画像を保持するための加算画像保持部と、前記画像加算部で構成した加算画像を表示するための表示部とを有することを特徴とする超音波診断装置。

[4] 前記計測領域設定部は前記前記 f 上に前記領域を設定することを特徴とする請 n-1

求項 2に記載の超音波診断装置。

[5] 前記動きベクトル計測部は、前記動きベクトルの計測を最新に取得したフレームの二次元超音波画像とその 1フレーム前の画像との間で行な、、前記画像補正部は前記動きベクトルの計測結果に基づ、て前記加算画像を補正し、前記画像加算部は前記最新に取得したフレームの二次元超音波画像と前記加算画像とに一定の重み付けを乗して加算処理を行なうことを特徴とする請求項 2に記載の超音波診断装置。

[6] 前記動きベクトルの計測は取得した最新の二次元超音波画像とその 1フレーム前の二次元超音波画像とで行な、、計測した動きベクトルに基づ、て 1フレーム前までの二次元超音波画像を用いて構成した加算画像を変形させ、取得画像への加算処理により、新たな加算画像を構成することを特徴とする請求項 3に記載の超音波診断装置。

[7] 最新の二次元超音波画像と加算画像とを加算処理する際に重み係数を設け、双方の画像に一定の重み付けをして加算処理を行なうことを特徴とする請求項 3に記載の超音波診断装置。

[8] 前記動きベクトルの計測精度を示す相関値に応じて、前記重み係数が自動的に調節されることを特徴とする請求項 3に記載の超音波診断装置。

[9] 前記重み係数を変更するためのダイヤルをさらに有することを特徴とする請求項 3 に記載の超音波診断装置。

[10] 前記表示部は前記ダイアルによって変更された前記重み係数の値を表示することを特徴とする請求項 9に記載の超音波診断装置。

[11] 前記加算画像への重み係数を 0にするための消去手段を有することを特徴とする請求項 3に記載の超音波診断装置。

[12] 検査対象に対して超音波を送受信するための超音波探触子を含むユニットと、 (n-

1)番目のフレームの二次元超音波画像である f を保持するための画像保持部と、 2 n-1

番目のフレームから（n-i)番目のフレームフレームの画像 (f 、f 、 "'、f )を保持する π - 2 n— 3 π - ための画像保持部と、前記検査対象の動きベクトルを計測するための少なくとも 1つの領域を設定するための計測領域設定部と、前記 f と n番目のフレームの二次元超 n-1

音波画像である fとから前記検査対象の動きベクトルを計測するための動きベクトル計測部と、計測した動きベクトルを保持するための動きべ外ル保持部と、 1番目のフレームの二次元超音波画像である fから前記 f までの複数の二次元超音波画像を

1 n-1

加算して加算画像を作成する加算画像作成部と、前記動きベクトルに基づ!、て前記加算画像を補正するための画像補正部と、前記加算画像と前記 fとの少なくともいずれかに重み係数を乗するための重み付け部と、重み係数を乗した後に前記 fおよび前記加算画像とを加算処理し、新たに加算画像を構成するための画像加算部と、前記画像加算部で構成した加算画像を保持するための加算画像保持部と、前記加算画像カゝら過去の画像を減算し、一定の枚数が加算されたリフレッシュ用加算画像を構成するための画像減算部と、前記リフレッシュ用加算画像を保持するためのリフレッシュ用加算画像保持部と、前記加算画像を表示するための表示部とを有する超音波診断装置。

[13] 前記計測領域設定部は前記前記 f 上に前記領域を設定することを特徴とする請 n-1

求項 12に記載の超音波診断装置。

[14] リフレッシュを起動した際に、一定の枚数を加算した状態から加算画像を表示することを特徴とする請求項 12に記載の超音波診断装置。

[15] 計測した画像間の動きベクトルを加算処理することにより、減算処理を行なう画像の変形履歴を計算し、累積加算画像から特定画像の情報のみを除くことを特徴とする請求項 12に記載の超音波診断装置。

[16] 検査対象に対して超音波を送受信するための超音波探触子を含むユニットと、 (n- 1)番目のフレームの二次元超音波画像である f を保持するための画像保持部と、

n-1

前記検査対象の動きベクトルを計測するための少なくとも 1つの領域を設定するための計測領域設定部と、前記 f と n番目のフレームの二次元超音波画像である fとから

n-1 n 前記検査対象の動きベクトルを計測するための動きベクトル計測部と、任意の数の画像を加算したユニット画像を保持するためのユニット画像保持部と、前記動きベクトルに基づいてユニット画像を補正するため画像補正部と、前記ユニット画像と前記 fとの少なくとも、ずれかに重み係数を乗するための重み付け部と、重み係数を乗した後に前記 fおよび前記ユニット画像とを加算処理し、新たに加算画像を構成するための画像加算部と、前記画像加算部で構成された加算画像を表示するための表示部とを有することを特徴とする超音波診断装置。

[17] 前記計測領域設定部は前記前記 f

n-1上に前記領域を設定することを特徴とする請求項 16に記載の超音波診断装置。

[18] 前記ユニット画像保持部は複数の前記ユニット画像を保持し、前記重み付け部は複数の前記ユニット画像の少なくとも一つに重み係数を乗することを特徴とする請求項 16に記載の超音波診断装置。

[19] 前記重み付け部が前記重み係数を乗することにより、過去の画像情報を除去することを特徴とする請求項 16に記載の超音波診断装置。

[20] 前記ユニット画像保持部は複数の前記ユニット画像を保持し、前記画像補正部は複数の前記ユニット画像の各々を補正することを特徴とする請求項 16に超音波診断装置。

[21] 前記ユニット画像保持部は複数の前記ユニット画像を保持し、前記重み付け部は複数の前記ユニット画像の各々に重み係数を乗することを特徴とする請求項 16に記載超音波診断装置。

[22] 前記ユニット画像保持部は複数の前記ユニット画像を保持し、前記重み付け部は前記動きベクトルの計測結果に基づいて特定のユニットに対する重み係数を低ぐまたは高く設定することを特徴とする請求項 16に記載の超音波診断装置。