JP4468677B2 - 超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラム - Google Patents

Description

本発明は、被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデータに基づき、超音波画像を生成する超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムに関する。

近年、超音波診断装置は、医療用分野及び工業用分野において、広く用いられる。超音波診断装置は、超音波を被検体に対して送受信することにより、被検体内を非侵襲的に診断するものである。
上記従来の超音波診断装置は、被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデータに基づき、ラジアル画像（超音波振動子の走査軸に対して垂直断面）やリニア画像（超音波振動子の走査軸に対して水平断面）等の２次元断層像から構築される３次元（立体）の超音波画像を生成する超音波画像生成方法を備えている。

このような従来の超音波画像生成方法は、例えば、特開２０００−２５４１２３号公報に記載されているように超音波画像を立体的に把握し易くするため、体腔表面を抽出した３次元画像を生成するものが提案されている。

一般に、超音波断層画像において、問題になるのが人体の「拍動」である。
通常、超音波診断装置は、超音波振動子をラジアル走査（超音波振動子の走査軸に対して垂直走査）すると共に、リニア走査（超音波振動子の走査軸に対して水平走査）することにより、ヘリカルスキャンを行って上記ラジアル画像及び上記リニア画像等の２次元断層像を得ている。ここで、上記ヘリカルスキャンは、例えば、２〜４秒程度の時間を必要としている。

しかしながら、上記従来の超音波画像生成方法では、上記ヘリカルスキャンを行っている２〜４秒程度の間に発生する拍動により、スキャン開始時と終了時とで関心領域の位置が一定しないのが普通である。この「ズレ」は主に上記リニア画像において問題となり、その程度があまりに大きいと、上記リニア画像を構築しても明瞭な画像とならなくなってしまう虞れが生じる。

尚、リニア画像のズレの原因には、上記拍動以外にも以下の表１に示す要素が考えられる。

上記特開２０００−２５４１２３号公報に記載の超音波画像生成方法は、血管が近くにある臓器の画像を３次元化すると、上記拍動の影響で臓器が動き、画像が歪むという問題がある。

一方、これに対して、従来の超音波画像生成方法は、例えば、特開２０００−３１６８６４号公報に記載されているように拍動除去を試みたものが提案されている。
しかしながら、上記特開２０００−３１６８６４号公報に記載の超音波画像生成方法は、拍動除去に関してある程度の効果が得られているが、拍動除去がまだ十分ではない。このため、超音波画像生成方法としては、より効果の高い方法が求められている。

一方、これに対して、従来の超音波画像生成方法は、例えば、特許第３３１６２６号公報に記載されているように体腔の重心を求めて、超音波画像を安定させようとしたものが提案されている。
特開２０００−２５４１２３号公報 特開２０００−３１６８６４号公報 特許第３３１６２６８号公報

しかしながら、上記特許第３３１６２６８号公報に記載の超音波画像生成方法は、モニタ上の２次元断層画像を安定させるという効果しかなく、拍動の影響を除去するために３次元的な広がりを持つ超音波画像（即ち、３次元画像）にそのまま適用しても効果が無い。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、拍動の影響を取り除き、画質の良い超音波画像を得ることができる超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを提供することを目的とする。

本発明による超音波画像生成方法は、被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデータに基づき、超音波画像を生成する超音波画像生成方法において、前記超音波エコーデータに基づいて連続的に得られる複数の２次元断層像に対して、２次元断層像上の輝度変化に基づく表面抽出点による多角形を求めるステップと、前記多角形の重心を前記２次元断層像上の基準位置とする基準位置設定ステップと、前記基準位置設定ステップで求めたそれぞれの２次元断層像の前記基準位置の不規則性を補正して規則性のある連続的な２次元断層像を得る補正ステップと、前記補正ステップで補正した前記規則性のある連続的な２次元断層像に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成ステップと、を有することを特徴とし、
また、本発明による超音波画像生成方法は、被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデータに基づき、超音波画像を生成する超音波画像生成方法において、連続する複数の２次元断層像に対して各画像上の基準位置を求める基準位置設定ステップと、前記基準位置設定ステップで求めたそれぞれの２次元断層像の前記基準位置の不規則性を補正して規則性のある連続的な２次元断層像を得る補正ステップと、前記補正ステップで補正した前記規則性のある連続的な２次元断層像に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成ステップと、を具備し、前記補正ステップは、予め指定された所定の２次元断層像の基準位置と、前記所定の２次元断層像と異なる他の２次元断層像の基準位置とを一致させるように当該他の２次元断層像を移動させるステップと、前記所定の２次元断層像の基準位置と、前記他の２次元断層像の基準位置とを一致させた後に、前記所定の２次元断層像を挟む前後の２次元断層像を用いて体腔表面の位置を平滑化するステップと、前記平滑化を実施した後に、平滑前の体腔表面の位置と平滑化した体腔表面の位置との差分を算出し、この算出した差分に基づいて該当する２次元断層像を伸縮することで、連続的な超音波画像を得るステップとを具備することを特徴とし、
また、本発明による超音波画像生成プログラムは、被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデータに基づき、超音波画像を生成する超音波画像処理装置におけるコンピュータに、前記超音波エコーデータに基づいて連続的に得られる複数の２次元断層像に対して、２次元断層像上の輝度変化に基づく表面抽出点による多角形を求める手順と、前記多角形の重心を前記２次元断層像上の基準位置とする基準位置設定手順と、前記基準位置設定手順で求めたそれぞれの２次元断層像の前記基準位置の不規則性を補正して規則性のある連続的な２次元断層像を得る補正手順と、前記補正手順で補正した前記規則性のある連続的な２次元断層像に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成手順と、を実行させることを特徴とし、
また、本発明による超音波画像生成プログラムは、被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデータに基づき、超音波画像を生成する超音波画像処理装置におけるコンピュータに、連続する複数の２次元断層像に対して各画像上の基準位置を求める基準位置設定手順と、前記基準位置設定手順で求めたそれぞれの２次元断層像の前記基準位置の不規則性を補正して規則性のある連続的な２次元断層像を得る補正手順と、前記補正手順で補正した前記規則性のある連続的な２次元断層像に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成手順と、を実行させ、前記補正手順は、予め指定された所定の２次元断層像の基準位置と、前記所定の２次元断層像と異なる他の２次元断層像の基準位置とを一致させるように当該他の２次元断層像を移動させる手順と、前記所定の２次元断層像の基準位置と、前記他の２次元断層像の基準位置とを一致させた後に、前記所定の２次元断層像を挟む前後の２次元断層像を用いて体腔表面の位置を平滑化する手順と、前記平滑化を実施した後に、平滑前の体腔表面の位置と平滑化した体腔表面の位置との差分を算出し、この算出した差分に基づいて該当する２次元断層像を伸縮することで、連続的な超音波画像を得る手順とをコンピュータに実行させることを特徴とする。

本発明の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムは、拍動の影響を取り除き、画質の良い超音波画像を得ることができるという効果を有する。

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。

図１ないし図１２は本発明の第１実施例に係わり、図１は第１実施例の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを備えた超音波診断システムの全体構成図、図２は２次元断層画像（ラジアル画像）Ｇｒの具体例を示す図、図３は超音波画像（３次元画像）Ｇｓを示す概略図、図４は第１実施例の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを示すフローチャート、図５は表面座標を抽出して表面抽出点を決定する際の画像を示す図、図６は表面抽出点を結んだ多角形を生成して重心を求める際の画像を示す図、図７は２つのラジアル画像が同じ体腔を描出していても体腔表面の位置にずれが生じている際の画像を示す図、図８は２つのラジアル画像の位置を調整して重心を一致させた際の画像を示す図、図９は平滑化した結果、体腔表面が滑らかになった際の画像を示す図、図１０は平滑化前後で体腔表面の表面位置が一致しない際の画像を示す図、図１１は超音波画像（３次元画像）Ｇｓの具体例を示す図、図１２はラジアル画像Ｇｒが数百本の音線データで形成されていることを示す図である。

図１に示すように第１実施例の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを備えた超音波診断システム１は、後述の超音波振動子２ａを内蔵した超音波プローブ２と、この超音波プローブ２で受信した超音波エコー信号を信号処理して超音波画像を生成する装置本体（超音波画像処理装置）３と、この装置本体３から出力される出力画像信号を入力してリアルタイムの超音波画像を表示するモニタ４とから主に構成される。
超音波プローブ２は、体腔内に挿入可能な細長で可撓性を有する挿入部１１と、この挿入部１１の基端側が着脱自在に連設される駆動部１２とから構成される。挿入部１１は、この先端部１１ａに超音波を送受信する超音波振動子２ａが内蔵されている。

超音波振動子２ａは、フレキシブルシャフト２１の先端に取り付けられている。尚、超音波プローブ２は、超音波を透過する音響キャップで先端部１１ａが覆われている。そして、超音波振動子２ａの周囲は、超音波を伝達（伝播）する図示しない超音波伝播媒体で満たされている。また、超音波振動子２ａは、図示しない信号線が延出しており、この信号線が駆動部１２経由で装置本体３内の後述する超音波観測部３１に接続されている。

そして、超音波プローブ２は、駆動部１２に内蔵した図示しない第１モータを駆動することで、超音波振動子２ａが回動駆動されてラジアル走査するようになっている。更に、超音波プローブ２は、駆動部１２に内蔵した図示しない第２モータを駆動することで、フレキシブルシャフト２１が挿入部１１の軸方向（長手方向で例えばＺ軸方向とする）に進退動されることで超音波振動子２ａが進退動してリニア走査することができる。

即ち、超音波プローブ２は、駆動部１２の第１モータと第２モータとを同期させて同時に回動駆動させることで、超音波振動子２ａがスパイラル状に超音波を送受信して被検体内の３次元領域をヘリカル走査することができるようになっている。そして、装置本体３は、Ｚ軸方向の座標位置が少しづつ異なる２次元断層像を多数得ることができ、これらの２次元断層像から超音波画像（３次元画像）を構築することができるようになっている。

また、超音波プローブ２は、ケーブル１２ａにより駆動部１２が装置本体３に接続されている。
装置本体３は、超音波振動子２ａに対して超音波信号を送受信し、３次元領域の超音波エコーデータを得る超音波観測部３１と、体腔内（例えば、胃２０内）での超音波プローブ２の挿入部先端部１１ａの位置データを得る位置検出部３２と、この位置検出部３２及び超音波観測部３１のデータをもとに超音波画像データを得るもので、位置検出部３２からの位置データを２次元断層像に関連付けてラジアルスキャン面の位置を特定し、後述する超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムに基づき超音波画像（３次元画像）を生成するＣＰＵを有する画像処理部３３とを備えて構成されている。

尚、画像処理部３３には、後述の図２や図３に示すような画像を対話的に操作可能な画面操作手段であるマウス３４が図示しないインターフェースを介して接続されている。このマウス３４は、モニタ４の表示画面に表示される画像情報に対してマウスカーソルを用いて画面操作を行うための機能を有するものである。

また、画像処理部３３は、マウス３４による画面操作の操作対象の選択に基づき、該選択された操作対象をマウス３４の移動に伴い、相対的に移動させる制御手段の機能を有している。尚、画像処理部３３には、図示しないインターフェースを介して画像データ等を記録する大容量の外部記憶装置（不図示）が接続されても良い。

そして、画像処理部３３は、超音波振動子２ａを所定のピッチ単位でヘリカル走査して超音波観測部３１で得た超音波エコーデータを座標変換し、挿入部１１の軸方向（つまりＺ軸方向）にほぼ垂直な断面の図２に示すような２次元断層画像（以下、ラジアル画像と記す）Ｇｒを複数生成するようになっている。これら生成されたラジアル画像Ｇｒは、例えば、図１で示した胃２０内の超音波断層面２０Ａに相当する。

そして、画像処理部３３は、所定のピッチ単位で連続して得た複数のラジアル画像Ｇｒを、位置検出部３２で検出した超音波プローブ２の挿入部先端部１１ａの位置データと関連付けて、図３に示すような擬似的な超音波画像（３次元画像）Ｇｓを生成するようになっている。

ここで、拍動の影響で臓器が動き、超音波画像（３次元画像）Ｇｓは、歪んでしまう。
そこで、本実施例では、以下に記載する超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムにより拍動の影響を除去する。

次に、この超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを図４に示すフローチャートに基づき、図５ないし図１１を参照して説明する。
先ず、図１で説明したように超音波プローブ２は、駆動部１２の第１モータと第２モータとを同期させて同時に回動駆動させることで、超音波振動子２ａが所定のピッチ単位でヘリカル走査する。

すると、装置本体３は、超音波振動子２ａで受信した３次元領域の超音波エコー信号が超音波観測部３１へ入力される。超音波観測部３１は、超音波振動子２ａからの３次元領域の超音波エコー信号を受信してこれら超音波エコー信号を座標変換して連続したラジアル画像Ｇｒを複数生成する。そして、画像処理部３３は、超音波観測部３１からラジアル画像Ｇｒの画像データを順次入力されることで、連続した複数のラジアル画像Ｇｒを取得する（ステップＳ１）。
同時に、位置検出部３２は、体腔内での超音波プローブ２の挿入部先端部１１ａの位置データを取得し、この取得した位置データを画像処理部３３へ順次出力する。

そして、画像処理部３３は、位置検出部３２からの位置データを超音波観測部３１からの連続した複数のラジアル画像Ｇｒのそれぞれに関連付けてラジアルスキャン面の位置を特定する。
そして、画像処理部３３は、連続した複数のラジアル画像Ｇｒに対して各画像上の基準位置を求める基準位置設定ステップとして以下のステップＳ２及びＳ３の処理を行う。

先ず、画像処理部３３は、連続した複数のラジアル画像Ｇｒに対して各画像の表面座標を抽出し、表面抽出点を決定する（ステップＳ２）。
ここで、画像処理部３３は、例えば、図５に示す画像４０において、画像中心から探索線４０ａを出して輝度変化の大きいところを表面座標として抽出し、表面抽出点４１を決定する。

次に、画像処理部３３は、連続した複数のラジアル画像Ｇｒに対して各画像上の基準位置として重心を求める（ステップＳ３）。
ここで、画像処理部３３は、例えば、図６に示すように表面抽出点４１を結んだ多角形４２を生成し、重心４３を求める。

一般に、多角形４２の重心には、物理的重心と幾何的重心との二つがある。
本実施例では、物理的重心を用いて多角形の重心４３を求めている。尚、重心４３としては、幾何的重心を用いても良い。
また、画像処理部３３は、多角形４２を生成した後、この多角形４２がほぼ内接するような円（不図示）に近似し、この円の中心点を求めて重心とするようにしても良い。

次に、画像処理部３３は、基準位置設定ステップ（Ｓ２，Ｓ３）で求めたそれぞれのラジアル画像Ｇｒに対して重心４３の不規則性を補正して連続的なラジアル画像Ｇｒを得る補正ステップとして以下のステップＳ４〜Ｓ７の処理を行う。
ここで、連続した複数のラジアル画像Ｇｒは、拍動の影響や、プローブ自体の機械的なぶれで、例えば、図７に示すように画像にずれが生じる。

図７に示すようにラジアル画像Ｇｒ５１とラジアル画像Ｇｒ５２とは、同じ体腔を描出していても体腔表面５１Ｂ，５２Ｂの位置にずれが生じている。
そこで、本実施例では、画像処理部３３は、複数のラジアル画像Ｇｒをそれぞれ移動させてこれら画像の位置を調整し、Ｓ３で求めた各画像上の重心を一致させる（重心を揃える）ような処理を行う（ステップＳ４）。

画像処理部３３は、例えば、図８に示すようにラジアル画像Ｇｒ５１とラジアル画像Ｇｒ５２とを上下左右方向に移動させて画像の位置を調整し、重心５１Ａ，５２Ａを一致させる。
このとき、画像処理部３３は、ユーザが予め指定したラジアル画像Ｇｒ５１の画像位置を固定したまま、ラジアル画像Ｇｒ５２の画像位置を上下左右方向に移動させても良く、また、その逆でも良い。このことにより、画像処理部３３は、機械的な大きな「ぶれ」を軽減できる。

しかしながら、この図８に示す画像では、まだ細かいぶれ５４が残っている。
そこで、次に、画像処理部３３は、前後の画像を用いてこれら画像に挟まれる所定のラジアル画像Ｇｒの表面抽出点を平滑化し、体腔表面の位置を平滑化する処理を行う（ステップＳ５）。

ここで、画像処理部３３は、平滑化するのに参照するデータの枚数を次の計算式（１）で求めている。
枚数＝１／ピッチ×４…（１）
尚、ここで、ピッチとは、各２次元断層像（ラジアル画像Ｇｒ）間の距離である。
例えば、平滑化するのに参照するデータの枚数は、０．２５ミリピッチの場合、１６枚であり、１ミリピッチの場合４枚となる。

また、参照する画像は、次の計算式（２）で決定される。
参照される画像番号＝対象とする画像番号＋（ｎ−参照画像枚数／２）…（２）
但し、ｎは、０から始まり、参照画像枚数−１で終わる数値である。

ここで、例えば、総画像枚数が１０枚（Ｎｏ．０〜Ｎｏ．９）で、１ｍｍピッチ（＝平滑化に４枚参照する）とする。このとき、Ｎｏ．５について平滑化を実施すると、参照される画像はＮｏ．３，４，５，６となる。
そして、上述のように画像処理部３３は、前後の画像を用いてこれら画像に挟まれる所定のラジアル画像Ｇｒの表面抽出点４１を平滑化し、体腔表面の位置を平滑化する。

そして、上述のように画像処理部３３で平滑化した結果、例えば、図９に示すようにラジアル画像Ｇｒ５１とラジアル画像Ｇｒ５２とで形成される画像５５は、体腔表面５５Ｂが滑らかになる。尚、符号５５Ａは、画像５５の重心である。

ここで、ラジアル画像Ｇｒは、例えば、図１０に示す画像６０のように平滑前の体腔表面６１の表面位置（抽出された体腔表面の位置）と、平滑化した体腔表面６２の表面位置とが一致しない場合がある。尚、符号６３は、平滑前の体腔表面６１の表面位置（抽出された体腔表面の位置）と、平滑化した体腔表面６２の表面位置との差分である。

このとき、例えば、図１１に示す超音波画像（３次元画像）Ｇｓ７０において、側断面７１は、平滑化した体腔表面に合わせて各ラジアル画像Ｇｒから生成することができない。
このため、平滑前の体腔表面６１の表面位置（抽出された体腔表面の位置）と、平滑化した体腔表面６２の表面位置とが一致するように、図１０で示した画像６０を変形する必要がある。

そこで、次に、画像処理部３３は、平滑前の体腔表面の表面位置（抽出された体腔表面）と、平滑化した体腔表面の表面位置との差分を算出し、この算出した差分に基づいて所定のラジアル画像Ｇｒを伸縮する処理を行う（ステップＳ６，Ｓ７）。

ここで、画像処理部３３は、図１０に示すラジアル画像Ｇｒにおいて、平滑前の体腔表面６１の位置（抽出された体腔表面の位置）と、平滑化した体腔表面６２の位置との差分６３を算出し、この算出した差分６３に基づいて画像を伸縮する。
このことにより、画像処理部３３は、平滑化後の体腔表面と合わせることが可能なラジアル画像Ｇｒを生成することができる。

そして、画像処理部３３は、補正ステップ（Ｓ４〜Ｓ７）で補正した連続的なラジアル画像Ｇｒを得、これら連続したラジアル画像Ｇｒに基づいて位置検出部３２で検出した位置データと関連付けて超音波画像（３次元画像）Ｇｓを生成する超音波画像生成ステップ（ステップＳ８）を行う。
そして、画像処理部３３は、図１１に示すように体腔表面７２が滑らかな超音波画像（３次元画像）Ｇｓを生成することが可能となる。

尚、第１実施例の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムでは、上述したＳ５での平滑化及びＳ７での伸縮の処理を直交座標系を想定して説明した。
しかしながら、本来、ラジアル画像Ｇｒは、超音波エコーデータの生データとして例えば、図１２に示す画像８０のように数百本の音線データ８１で形成され、これら音線データ８１のエコー輝度により表される。

このため、上記Ｓ５での平滑化及びＳ７での伸縮の処理を、ラジアル画像Ｇｒの中心からの極座標系で行った方が取り扱い易い。
そこで、画像処理部３３は、図示しないが音線データの形のまま、上記平滑化及び伸縮処理を極座標系で処理するようにしても良い。

例えば、この場合、画像処理部３３は、音線データをデジタルスキャンコンバータＤＳＣ（ラジアルスキャンで生成された極座標系のデータを直交座標系の画像データに変換する処理）して直交座標系に変換する際に、ポリゴン表面（平滑化後の体腔表面の位置）に対して抽出された体腔表面の位置が揃うよう、各音線データ毎に適度な伸縮を行う。

より具体的には、画像処理部３３は、音線データの座標変換テーブルから求めた音線距離に対して、平滑化の影響（即ち、上述したＳ６での表面位置の差分６３に相当する平滑化前後の距離の差分）を加味して伸縮処理を行うことになる。

尚、第１実施例の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムは、検査中だけでなく、超音波検査後に保存したデータを再生して行う際（今後の治療方針などのための画像レビューや、体積計測時）にも活用できる。
また、第１実施例の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムは、位置検出部３２により超音波プローブ２の挿入部先端部１１ａの位置データを得るように構成しているが、本発明はこれに限定されず、手動で擬似的に３次元領域の超音波エコーデータを取得し、超音波画像として３Ｄ表示（体腔表面を表示する斜視表面構築、表面は表示しない斜視構築）する際にも、本発明の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを適用しても画質向上に有効である。

この結果、第１実施例の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムは、拍動の影響や、プローブ自体の機械的なぶれに影響されない、画像の歪みのない高画質の２次元断層画像及び超音波画像（３次元画像）を取得することができる。

図１３ないし図２８は本発明の第２実施例に係わり、図１３は第２実施例の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを備えた超音波診断システムの全体構成図、図１４は体腔の表面位置を走査している際の音線を表す模式図、図１５は全音線に対して所定の本数をサンプリングして作成した輝度に対する頻度を表すヒストグラム、図１６は音線のスキャンラインに対して対象物を生体組織と判定する際の第１の模式図、図１７は音線のスキャンラインに対して対象物を生体組織と判定する際の第２の模式図、図１８は誤抽出の補正処理を説明するための模式図、図１９は基準位置として体腔中心（Ｘ，Ｙ）を求める具体例を示す第１の説明図、図２０は基準位置として体腔中心（Ｘ，Ｙ）を求める具体例を示す第２の説明図、図２１は前後の画像を用いて体腔表面の位置を平滑化する処理を説明するための模式図、図２２は音線データをラジアル画像に変換し、平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）が、平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）に一致するように距離補正処理を行う際の模式図、図２３は第２実施例の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを示すフローチャート、図２４は図２３の表面抽出点を決定するためのサブフローチャート、図２５は従来得られる第１の超音波画像例、図２６は図２３のフローチャートにより処理された第１の超音波画像例、図２７は従来得られる第２の超音波画像例、図２８は図２３のフローチャートにより処理された第２の超音波画像例である。

上記第１実施例は、連続した複数のラジアル画像Ｇｒに対して各画像上の基準位置として表面抽出点４１を結んだ多角形４２を生成し、重心４３を求めるように構成しているが、第２実施例は、各画像上の基準位置として体腔表面を極座標から直交座標に変換し、この直交座標上において時計回りに３、６、９、１２時の位置に配置される４点の抽出点に基づき体腔中心を求めるように構成する。それ以外の構成は上記第１実施例と同様であるので説明を省略し、同一構成には同じ符号を付して説明する。

即ち、図１３に示すように第２実施例の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを備えた超音波診断システム１Ｂは、超音波振動子２ａを内蔵した超音波プローブ２Ｂと、この超音波プローブ２Ｂで受信した超音波エコー信号を信号処理して超音波画像を生成する装置本体（超音波画像処理装置）３Ｂと、この装置本体３Ｂから出力される出力画像信号を入力してリアルタイムの超音波画像を表示するモニタ４とから主に構成されている。

超音波プローブ２Ｂは、体腔内に挿入可能な細長で可撓性を有する挿入部１１と、この挿入部１１の基端側が着脱自在に連設される駆動部１２とから構成される。挿入部１１は、この先端部１１ａに超音波を送受信する超音波振動子２ａが内蔵されている。

超音波振動子２ａは、フレキシブルシャフト２１の先端に取り付けられている。尚、超音波プローブ２Ｂは、超音波を透過する音響キャップで先端部１１ａが覆われている。そして、超音波振動子２ａの周囲は、超音波を伝達（伝播）する図示しない超音波伝播媒体で満たされている。また、超音波振動子２ａは、図示しない信号線が延出しており、この信号線が駆動部１２経由で装置本体３Ｂ内の超音波観測部３１に接続されている。

そして、超音波プローブ２Ｂは、駆動部１２に内蔵した図示しない第１モータを駆動することで、超音波振動子２ａが回動駆動されてラジアル走査するようになっている。更に、超音波プローブ２Ｂは、駆動部１２に内蔵した図示しない第２モータを駆動することで、フレキシブルシャフト２１が挿入部１１の軸方向（長手方向で例えばＺ軸方向とする）に進退動されることで超音波振動子２ａが進退動してリニア走査することができる。

即ち、超音波プローブ２Ｂは、駆動部１２の第１モータと第２モータとを同期させて同時に回動駆動させることで、超音波振動子２ａがスパイラル状に超音波を送受信して被検体内の３次元領域をヘリカル走査することができるようになっている。そして、装置本体３Ｂは、Ｚ軸方向の座標位置が少しづつ異なる２次元断層像を多数得ることができ、これらの２次元断層像から超音波画像（３次元画像）を構築することができるようになっている。また、超音波プローブ２Ｂは、ケーブル１２ａにより駆動部１２が装置本体３Ｂに接続されている。

装置本体３Ｂは、超音波振動子２ａに対して超音波信号を送受信し、３次元領域の超音波エコーデータを得る超音波観測部３１と、この超音波観測部３１により得た超音波エコーデータをもとに超音波画像データを得るもので、後述する超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムに基づき超音波画像（３次元画像）を生成するＣＰＵを有する画像処理部３３Ｂとを備えて構成されている。

尚、画像処理部３３Ｂには、後述の図２５や図２６に示すような画像を対話的に操作可能な画面操作手段であるマウス３４が図示しないインターフェースを介して接続されている。このマウス３４は、モニタ４の表示画面に表示される画像情報に対してマウスカーソルを用いて画面操作を行うための機能を有するものである。

また、画像処理部３３Ｂは、マウス３４による画面操作の操作対象の選択に基づき、該選択された操作対象をマウス３４の移動に伴い、相対的に移動させる制御手段の機能を有している。尚、画像処理部３３Ｂには、図示しないインターフェースを介して画像データ等を記録する大容量の外部記憶装置（不図示）が接続されても良い。

そして、画像処理部３３Ｂは、超音波振動子２ａを所定のピッチ単位でヘリカル走査して超音波観測部３１で得た超音波エコーデータを座標変換し、挿入部１１の軸方向（つまりＺ軸方向）にほぼ垂直な断面の、例えば、図２５の左側下図に示すような２次元断層画像（以下、ラジアル画像と記す）Ｇｒを複数生成するようになっている。これら生成されたラジアル画像Ｇｒは、例えば、図１３で示した胃２０内の超音波断層面２０Ａに相当する。

そして、画像処理部３３Ｂは、所定のピッチ単位で連続して得た複数のラジアル画像Ｇｒを、例えば、図２５の右側上図に示すような擬似的な超音波画像（３次元画像）Ｇｓを生成するようになっている。尚、図２５において、ラジアル画像Ｇｒの上側及び超音波画像（３次元画像）Ｇｓの下側に表示される画像は、上記ラジアル画像Ｇｒをもとに生成される挿入部１１の軸方向（つまりＺ軸方向）にほぼ水平な断面の、リニア画像である。

ここで、拍動の影響で臓器が動くと、図２５に示したラジアル画像Ｇｒは、スキャン開始時と終了時とで関心領域の位置が一定せず、図２５に示したリニア画像において、臓器にぎざぎざのような画像ゆれが生じてしまい、明瞭な画像とならなくなってしまう。このため、図２５に示したように超音波画像（３次元画像）Ｇｓは、歪んでしまう。

そこで、本実施例では、以下に記載する超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムにより拍動の影響を除去するように構成している。
先ず、表面抽出処理について説明する。
表面抽出処理は、超音波伝達媒体や体液等の水と生体組織との識別を行う処理である。ここで、上記ラジアル画像Ｇｒは、例えば、数百本の音線と呼ばれる線データで構成され、これら音線のエコー輝度により表されている。図１４に示すように各音線をプローブ中心（超音波振動子）から周縁方向に探索し、水から生体組織に変化する部分を探索する。この探索の精度を上げるため、次の処理を用いている。

全音線５１２又は１０２４本中、所定の本数をサンプリングし、ヒストグラムを作成する。また、ヒストグラムは、平滑化する。

この平滑化は、例えば、全音線が５１２本の場合、表２に示すようにエコー輝度の階調により行っている。

ここで、元の階調０（低反射）〜２５５（強反射）を０（低反射）〜１５（強反射）にに分割して平滑化している。

そして、図１５に示すようにヒストグラムが得られる。
次に、上記ヒストグラムのピークを判定する。
ピークの判定は、グラフ上各点の微分値（傾き）と絶対値（高さ）とから、判断する。通常、ヒストグラム上のピークは次の２パターンとなる。

（１）２つのピークが出現する。
２つのピークは、水部分と組織部分である。このため、閾値は、これら２つのピークの中間値とする。
（２）１つのピークが出現する。
コントラストの低い画像の場合、ピークが一つ（組織分）のみ、現れる場合が多い。この場合、ピークと最大輝度との中間値を閾値とする。

ここで、元の階調０〜２５５における閾値８０（平滑化した階調０〜１５における閾値は略５）を越えると、水と生体組織との良好な判定ができない場合が多い。そこで、閾値の上限を８０とし、それを越えた場合には８０に丸めるようにしている。

ここで、単純に閾値以下を水、閾値以上を生体組織と判断すると、体腔内浮遊物を始めとする様々なノイズ源を、生体組織として誤認してしまう虞れが生じる。
上記ノイズを除去する最も一般的な方法は、フレーム相関であるが、極力画像自体の平滑化を避けるために、本実施例では、対象物の厚みを測定して判断するようになっている。

ここで、実際に誤認識されるノイズは、その対象物の厚みが０．２ｍｍ以下である。
そこで、ある一定の厚みを設定し、対象物がその設定値以上の場合、生体組織と判定する。設定値が小さいと、誤抽出が増え、大きすぎると生体組織の層構造をノイズと判定してしまう。

本実施例では、図１６に示すように対象物の厚みが０．５ｍｍ程度である場合、この対象物を生体組織と判定するようになっている。上記方法は、極小さなノイズに対して有効である。しかしながら、広義の意味でのノイズ、即ち、体腔内の浮遊物など、実際にある程度の厚みを有するノイズには無効である。
そこで、図１７に示すように生体組織の層構造の存在を想定して判定する。

その方法は、対象物のある一定の厚みの輝度平均を求め、この求めた輝度平均が閾値以上の場合、生体組織と判定することにしている。
本実施例では、輝度平均を求める対象物の厚みを２ｍｍ程度とし、この２ｍｍ程度の厚みの輝度平均が閾値以上の場合、生体組織と判定するようになっている。

上記表面抽出処理により体腔表面を抽出しても、誤抽出は完全に排除できない。そのため、誤抽出と思われる点を検出し、補正する必要がある。
本実施例では、対象となる抽出点について、プローブ中心（超音波振動子）からの距離を、その前後の音線の距離と比較し、誤抽出の補正処理を行うようになっている。

具体的には、図１８に示すように前後４点について距離の差分を計算し、その傾向から対象点の正当性を評価する。ここで、音線Ｎの実際の抽出点をＬtとする。
音線Ｎは、誤抽出により、実際の体腔表面よりも手前の体腔表面を判定している。

そこで、この音線Ｎの前後４点の音線Ｎ−２，Ｎ−１，Ｎ＋１，Ｎ＋２に基づき、音線Ｎの予想抽出点Ｌxを算出する。
Ｌを音線の長さ，Ｄを次の音線Ｎとの差分とした場合、
音線Ｎの予想抽出点Ｌxは、
Ｌx＝（Ｌ1＋Ｌ2＋Ｌt＋Ｌ3＋Ｌ4）／５＋（Ｄ12＋Ｄ2t＋Ｄt3＋Ｄ34）／４
但し、Ｌ1＝音線Ｎ−２の長さ，Ｌ2＝音線Ｎ−１の長さ，
Ｌ3＝音線Ｎ＋１の長さ，Ｌ4＝音線Ｎ＋２の長さ，
Ｄ12＝音線Ｎ−２と音線Ｎ−１との差分，Ｄ2t＝音線Ｎ−１と音線Ｎとの差分，
Ｄt3＝音線Ｎと音線Ｎ＋１との差分，Ｄ34＝音線Ｎ＋１と音線Ｎ＋２との差分
ここで、上記Ｄ12とＤ34の平均が、プローブ中心（超音波振動子）から体腔表面までの距離の増減傾向となる。

この傾向を平均表面距離に加えた値が、対象点の予想抽出点となる。
誤抽出点は、体腔表面位置より手前もしくは、後ろにある。そこで、予想抽出点Ｌxと実抽出点Ｌtとを比較し、実抽出点Ｌtが上記算出した予想抽出点Ｌxより３ｍｍ以上離れている場合、実抽出点Ｌtを上記算出した予想抽出点Ｌxに置き換えることにより、誤抽出を補正するようにしている。尚、上記誤抽出の補正処理は、図示しないが、音線Ｎの前後６点の音線Ｎ−３，Ｎ−２，Ｎ−１，Ｎ＋１，Ｎ＋２，Ｎ＋３に基づき、音線Ｎの予想抽出点Ｌxを算出するようにしても良い。

次に、上記誤抽出の補正処理で求められた体腔表面から、基準位置として体腔中心を算出する体腔中心算出処理を行う。
本実施例では、抽出された体腔表面を極座標（音線番号と距離）から直交座標に変換し、この直交座標上において時計回りに３、６、９、１２時の位置に配置される音線の表面距離（プローブ中心（超音波振動子）から抽出点までの距離）から、体腔中心を求める。具体的には、体腔中心（Ｘ，Ｙ）は、
Ｘ＝（｜３時方向の表面抽出点のＸ座標｜＋｜９時方向の表面抽出点のＸ座標｜）／２
Ｙ＝（｜１２時方向の表面抽出点のＹ座標｜＋｜６時方向の表面抽出点のＹ座標｜）／２
となる。

ここで、例えば、図１９に示すような略円状の体腔表面の場合、この体腔中心（Ｘ，Ｙ）は、略円の中心である×印の位置となる。また、図２０に示すような略菱形状の体腔表面の場合、この体腔中心（Ｘ，Ｙ）は、略菱形の中心である×印の位置となる。尚、図示しないが算出された体腔中心（Ｘ，Ｙ）は、生体組織外に存在する場合もある。

上記体腔中心算出処理の後、上記第１実施例で説明したのと同様に複数のラジアル画像Ｇｒをそれぞれ移動させてこれら画像の位置を調整し、各画像毎に上記体腔中心処理で求めた体腔中心（Ｘ，Ｙ）を一致させる（体腔中心を揃える）処理を行う。
次に、上記第１実施例で説明したのと同様に、前後の画像を用いてこれら画像に挟まれる所定のラジアル画像Ｇｒの表面抽出点を（直行座標値に変換済み）Ｚ軸方向（長手方向）に平滑化し、体腔表面の位置を平滑化する処理を行う。

ここで、本実施例では、図２１に示すようにラジアル画像Ｇｒの第ｎ面と第ｎ−１面との表面抽出点を用いて平滑化（平均化）している。尚、例えば、平滑化するのに参照するラジアル画像Ｇｒ（データ）の枚数は、Ｚ軸方向（長手方向）の２ｍｍの間にある面（０．２５ミリピッチの場合、８面であり、０．５ｍｍミリピッチの場合４面）を平均して、体腔表面の表面位置を平滑化している。
これにより、３Ｄモデル表示（サーフェイス表示）の場合、平滑化された座標値を利用することで、より自然で滑らかな体腔表面の構築が可能となる。

上記平滑化後、上記第１実施例で説明したのと同様に、平滑化前の体腔表面の表面位置（抽出された体腔表面の位置）と、平滑化した体腔表面の表面位置とが一致するように、平滑化前の体腔表面の表面位置（抽出された体腔表面）と、平滑化した体腔表面の表面位置との差分を算出し、この算出した差分に基づいて所定のラジアル画像Ｇｒを伸縮する処理を行う。

本実施例では、図２２に示すように音線データをラジアル画像に変換し、平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）が、平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）に一致するように距離補正処理を行うようになっている。

距離補正処理は、以下に記載する手順により行う。
先ず、平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）と平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）との距離差分を算出する。そして、平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）と、平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）との距離Ｄを算出する。

この距離Ｄは、第ｎ音線と平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）との交点Ｒと、第ｎ音線と平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）との交点Ｑとから求められる。

ここで、プローブ中心（超音波振動子）の原点をＯとし、直線ＯＰｎとの交点Ｑを含む平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）の線分をＰ１Ｐ２とすると、交点Ｑ(x，y)は次の式から求めることができる。
（１）前提条件
ａ１ = Ｐｎ.y / Ｐｎ.x
ｂ１ = ０
ａ２ = ( Ｐ２.y −Ｐ１.y ) / ( Ｐ２.x −Ｐ１.x )
ｂ２ = ( Ｐ１.y −( Ｐ２.y −Ｐ１.y ) / ( Ｐ２.x −Ｐ１.x ) × Ｐ１.x )
（２）交点Ｑの座標
Ｑ.x = ( ｂ２ −ｂ１ ) / ( ａ１ −ａ２ )
Ｑ.y = ａ１ × ( ｂ２ −ｂ１ ) / ( ａ１ −ａ２ ) + ｂ１
但し、Ｒ＝Ｐnとする。
そして、上記交点Ｑと上記交点Ｒとからこれら交点ＱＰの差分Ｄが算出できる。

次に、算出した差分Ｄに基づいて、所定のラジアル画像Ｇｒを伸縮する処理を行う。
ここで、ラジアル画像上の任意の１点Ｐ(x,y)を決定する音線データ上の点は、次の式で求まる。
（１）前提条件
Ｔ＝２π/５１２×音線番号（Ｎ＝０〜５１２）
Ｌ＝原点Ｏから体腔表面までの距離，Ｄ＝差分
（２）Ｐの座標
Ｐ.x＝cosＴ×（Ｌ＋Ｄ）
Ｐ.y＝sinＴ×（Ｌ＋Ｄ）
これにより、Ｌ（原点Ｏから体腔表面までの距離）に、上記算出した平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）と、平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）との距離の差分Ｄを加味することで、平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）が平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）に合わせ込む（一致させる）ことができる。即ち、所定のラジアル画像Ｇｒを伸縮する処理が可能となる。
そして、距離補正処理されたラジアル画像Ｇｒを用いることにより、拍動を軽減したリニア画像が構築されるようになっている。

このように構成されている超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを図２３及び図２４に示すフローチャートに基づいて説明する。
先ず、図１３で説明したように超音波プローブ２Ｂは、駆動部１２の第１モータと第２モータとを同期させて同時に回動駆動させることで、超音波振動子２ａが所定のピッチ単位でヘリカル走査する。

すると、装置本体３Ｂは、超音波振動子２ａで受信した３次元領域の超音波エコー信号が超音波観測部３１へ入力される。超音波観測部３１は、超音波振動子２ａからの３次元領域の超音波エコー信号を受信してこれら超音波エコー信号を座標変換して連続したラジアル画像Ｇｒを複数生成する。そして、画像処理部３３Ｂは、超音波観測部３１からラジアル画像Ｇｒの画像データを順次入力されることで、連続した複数のラジアル画像Ｇｒを取得する（ステップＳ１１）。このとき、画像処理部３３Ｂは、図１５ないし図１７で説明した表面抽出処理により超音波伝達媒体や体液等の水と生体組織との識別を行い、ラジアル画像Ｇｒを生成する。

そして、画像処理部３３Ｂは、連続した複数のラジアル画像Ｇｒに対して各画像上の基準位置を求める基準位置設定ステップとして以下のステップＳ１２及びＳ１３の処理を行う。
先ず、画像処理部３３Ｂは、連続した複数のラジアル画像Ｇｒに対して各画像の表面座標を抽出し、表面抽出点を決定する（ステップＳ１２）。

ここで、画像処理部３３Ｂは、図２４に示すフローチャートに基づき、図１８で説明した誤抽出の補正処理により表面抽出点を決定する。
先ず、対象とする音線Ｎの前後の２本ずつ（Ｎ−２，Ｎ−1，Ｎ＋1，Ｎ＋２）を指定する（ステップＳ２１）。

次に、音線Ｎ−２と音線Ｎ−１との差分Ｄ12及び音線Ｎ−１と音線Ｎとの差分Ｄ2tを算出すると共に、音線Ｎ＋１と音線Ｎ＋２との差分Ｄ34及び音線Ｎと音線Ｎ＋１との差分Ｄt3を算出し（ステップＳ２２）、対象とする音線Ｎの長さ（予想抽出点）Ｌxを算出する（ステップＳ２３）。

ここで、実抽出点Ｌtが上記算出した予想抽出点Ｌxより３ｍｍ以上離れているか否かを判定し、離れていると判断した場合、算出した予想抽出点Lxの値を対象とする音線Ｎの長さとして置き換えて表面抽出点を決定する（ステップＳ２４）。

そして、上記補正処理を全音線５１２本又は１０２４本において、実行する。
これにより、画像処理部３３Ｂは、連続した複数のラジアル画像Ｇｒに対して各画像の表面座標を抽出できる。

次に、画像処理部３３Ｂは、連続した複数のラジアル画像Ｇｒに対して上記誤抽出の補正処理で求められた体腔表面座標から、各画像上の基準位置として体腔中心を求める（ステップＳ１３）。画像処理部３３Ｂは、図１９及び図２０で説明した体腔中心算出処理により基準位置を決定する。

ここで、画像処理部３３Ｂは、上述したように極座標（音線番号と距離）を直交座標に変換した際に、時計回りに３、６、９、１２時の位置に配置される音線の表面距離（プローブ中心（超音波振動子）から抽出点までの距離）から、体腔中心を算出する。

従って、上記体腔中心算出処理は、３、６、９、１２時の４点の位置のみで体腔中心を算出しているので、上記第１実施例のように表面抽出点を結んだ多角形を生成して基準位置として重心を求めるよりも、計算する工程がはるかに少なくて済むので、算出時間が短く基準位置を速く算出できる。これにより、第２実施例では、上記第１実施例に比べて基準位置を速く算出でき、スピードアップが図れる。

そして、画像処理部３３Ｂは、上記体腔中心算出処理の後、上記第１実施例で説明したのと同様に複数のラジアル画像Ｇｒをそれぞれ移動させてこれら画像の位置を調整し、各画像毎に上記処理で求めた体腔中心（Ｘ，Ｙ）を一致させる（体腔中心を揃える）処理を行う。

次に、画像処理部３３Ｂは、図２１で説明したように前後の画像を用いてこれら画像に挟まれる所定のラジアル画像Ｇｒの表面抽出点をＺ軸方向（長手方向）に平滑化し、体腔表面の位置を平滑化する処理を行う（ステップＳ１５）。

上記平滑化後、画像処理部３３Ｂは、上記第１実施例で説明したのと同様に、平滑化前の体腔表面の表面位置（抽出された体腔表面の位置）と、平滑化した体腔表面の表面位置とが一致するように、平滑化前の体腔表面の表面位置（抽出された体腔表面）と、平滑化した体腔表面の表面位置との差分を算出し、この算出した差分に基づいて所定のラジアル画像Ｇｒを伸縮する処理を行う。

ここで、画像処理部３３Ｂは、図２２で説明した手順により、平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）が、平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）に一致するように距離補正処理を行って、平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）が平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）に合わせ込む（一致させる）。これにより、第２実施例では、上記距離補正処理されたラジアル画像Ｇｒを用いることにより、拍動を軽減したリニア画像が構築できる。

ここで、図２６及び図２８に示すラジアル画像Ｇｒ及びリニア画像は、図２５及び図２７に示すラジアル画像Ｇｒ及びリニア画像に比べて拍動の影響である画像のゆらぎ（体腔表面のぎざぎざ部分）がなくなり、体腔表面が鮮明となる。

そして、画像処理部３３Ｂは、補正ステップ（Ｓ１４〜Ｓ１７）で補正した連続的なラジアル画像Ｇｒを得、これら連続したラジアル画像Ｇｒに基づいて超音波画像（３次元画像）Ｇｓを生成する超音波画像生成ステップ（ステップＳ１８）を行う。

そして、画像処理部３３Ｂは、図２６及び図２８に示す超音波画像（３次元画像）Ｇｓは、図２５及び図２７に示す超音波画像（３次元画像）Ｇｓに比べてに体腔表面が滑らかな超音波画像（３次元画像）Ｇｓを生成することが可能となる。

尚、図２５及び図２７は従来得られる超音波画像例であり、図２６及び図２８は図２３のフローチャートにより処理された超音波画像例である。また、図２７及び図２８は、図２５及び図２６に対して多重エコー部分を削除した画像である。

尚、第２実施例の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムは、上記第１実施例と同様に検査中だけでなく、超音波検査後に保存したデータを再生して行う際（今後の治療方針などのための画像レビューや、体積計測時）にも活用できることは言うまでもない。

この結果、第２実施例の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムは、上記第１実施例よりも更に拍動の影響に影響されない、画像の歪みのない高画質の２次元断層画像及び超音波画像（３次元画像）を取得することができる。

また、本発明は、以上述べた実施例のみに限定されるものではなく、発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形実施可能である。

［付記］
（付記項１）
被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデータに基づき、超音波画像を生成する超音波画像生成方法において、
連続する複数の２次元断層像に対して各画像上の基準位置を求める基準位置設定ステップと、
前記基準位置設定ステップで求めたそれぞれの２次元断層像の前記基準位置の不規則性を補正して規則性のある連続的な２次元断層像を得る補正ステップと、
前記補正ステップで補正した前記規則性のある連続的な２次元断層像に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成ステップと、
を有することを特徴とする超音波画像生成方法。

（付記項２）
前記補正ステップは、予め指定された所定の２次元断層像の基準位置と、前記所定の２次元断層像と異なる他の２次元断層像の基準位置とを一致させるように当該他の２次元断層像を移動させることを特徴とする付記項１に記載の超音波画像生成方法。

（付記項３）
前記補正ステップは、更に、前記所定の２次元断層像の基準位置と、前記他の２次元断層像の基準位置とを一致させた後に、前記所定の２次元断層像を挟む前後の２次元断層像を用いて体腔表面の位置を平滑化することを特徴とする付記項２に記載の超音波画像生成方法。

（付記項４）
前記基準位置は、抽出された体腔表面を多角形とみなしたときの重心であることを特徴とする付記項１に記載の超音波画像生成方法。

（付記項５）
前記補正ステップは、更に、前記平滑化を実施した後に、平滑前の体腔表面の位置と平滑化した体腔表面の位置との差分を算出し、この算出した差分に基づいて該当する２次元断層像を伸縮することで、連続的な超音波画像を得ることを特徴とする付記項３に記載の超音波画像生成方法。

（付記項６）
前記基準位置は、抽出された体腔表面を円とみなしたときの重心であることを特徴とする付記項１に記載の超音波画像生成方法。

（付記項７）
前記補正ステップは、前記平滑化を極座標系で実施することを特徴とする付記項３に記載の超音波画像生成方法。

（付記項８）
前記補正ステップは、前記平滑化を直交座標系で実施することを特徴とする付記項３に記載の超音波画像生成方法。

（付記項９）
前記補正ステップは、前記伸縮を極座標系で実施することを特徴とする付記項５に記載の超音波画像生成方法。

（付記項１０）
前記補正ステップは、前記伸縮を直交座標系で実施することを特徴とする付記項５に記載の超音波画像生成方法。

（付記項１１）
連続する断層像のそれぞれについて該断層像上の位置における共通する概念の基準位置を求める基準位置設定ステップと、
前記基準位置設定ステップで求められたそれぞれの断層像の基準位置の不規則性を補正する補正ステップと、
前記それぞれの断層像を、前記補正ステップで補正されたそれぞれの断層像の基準位置に対応させて移動し、この移動したそれぞれの断層像により連続的な超音波画像を得る超音波画像生成ステップと、
を有することを特徴とする超音波画像生成方法。

（付記項１２）
前記基準位置の移動は、事前に指定されたある特定の断層像の基準位置に一致するように移動することを特徴とする付記項１１に記載の超音波画像生成方法。

（付記項１３）
前記それぞれの断層像を基準位置に対応させて移動させた後、それぞれの断層像における体腔表面の位置を前後の画像の体腔表面位置を用いて平滑化したことを特徴とする付記項１１に記載の超音波画像生成方法。

（付記項１４）
前記共通する概念の基準位置は、抽出された体腔表面を多角形とみなしたときの重心であることを特徴とする付記項１１に記載の超音波画像生成方法。

（付記項１５）
前記共通する概念の基準位置は、抽出された体腔表面を円と見なしたときの重心であることを特徴とする付記項１１に記載の超音波画像生成方法。

（付記項１６）
前記基準位置の移動は、事前に指定されたある特定の断層像の基準位置に一致するように移動することを特徴とする付記項１１に記載の超音波画像生成方法。

（付記項１７）
前記それぞれの断層像を基準位置に対応させて移動させた後、それぞれの断層像における体腔表面の位置を前後の画像の体腔表面位置を用いて平滑化したことを特徴とする付記項１１に記載の超音波画像生成方法。

（付記項１８）
前記平滑化は、極座標系で実施することを特徴とする付記項１４に記載の超音波画像生成方法。
（付記項１９）
前記平滑化は、直交座標系で実施することを特徴とする付記項１４に記載の超音波画像生成方法。

（付記項２０）
前記平滑化した後に、平滑化された表面抽出位置と元の断層像の表面抽出位置との差分を求め、この差分を用いて断層像を伸縮することで、連続的な超音波画像を得ることを特徴とする付記項１４に記載の超音波画像生成方法。

（付記項２１）
前記伸縮は、極座標系で実施することを特徴とする付記項２０に記載の超音波画像生成方法。
（付記項２２）
前記伸縮は、直交座標系で実施することを特徴とする付記項２０に記載の超音波画像生成方法。

（付記項２３）
前記基準位置は、抽出された体腔表面を極座標から直交座標に変換し、この直交座標上において時計回りに３、６、９、１２時の位置に配置される抽出点に基づいて算出した体腔中心であることを特徴とする付記項１又は１１に記載の超音波画像生成方法。

（付記項２４）
被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデータに基づき、超音波画像を生成する超音波画像処理装置におけるコンピュータに、
連続する複数の２次元断層像に対して各画像上の基準位置を求める基準位置設定手順と、
前記基準位置設定手順で求めたそれぞれの２次元断層像の前記基準位置の不規則性を補正して規則性のある連続的な２次元断層像を得る補正手順と、
前記補正手順で補正した前記規則性のある連続的な２次元断層像に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成手順と、
を実行させることを特徴とする超音波画像生成プログラム。

（付記項２５）
前記補正手順は、予め指定された所定の２次元断層像の基準位置と、前記所定の２次元断層像と異なる他の２次元断層像の基準位置とを一致させるように当該他の２次元断層像を移動させることを特徴とする付記項２４に記載の超音波画像生成プログラム。

（付記項２６）
前記補正手順は、更に、前記所定の２次元断層像の基準位置と、前記他の２次元断層像の基準位置とを一致させた後に、前記所定の２次元断層像を挟む前後の２次元断層像を用いて体腔表面の位置を平滑化することを特徴とする付記項２５に記載の超音波画像生成プログラム。

（付記項２７）
前記補正手順は、更に、前記平滑化を実施した後に、平滑前の体腔表面の位置と平滑化した体腔表面の位置との差分を算出し、この算出した差分に基づいて該当する２次元断層像を伸縮することで、連続的な超音波画像を得ることを特徴とする付記項２６に記載の超音波画像生成プログラム。

（付記項２８）
前記基準位置は、抽出された体腔表面を多角形とみなしたときの重心であることを特徴とする付記項２４に記載の超音波画像生成プログラム。

（付記項２９）
前記基準位置は、抽出された体腔表面を極座標から直交座標に変換し、この直交座標上において時計回りに３、６、９、１２時の位置に配置される抽出点に基づいて算出した体腔中心であることを特徴とする付記項２４に記載の超音波画像生成プログラム。

第１実施例の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを備えた超音波診断システムの全体構成図である。 ２次元断層画像（ラジアル画像）Ｇｒの具体例を示す図である。 超音波画像（３次元画像）Ｇｓを示す概略図である。 第１実施例の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを示すフローチャートである。 表面座標を抽出して表面抽出点を決定する際の画像を示す図である。 表面抽出点を結んだ多角形を生成して重心を求める際の画像を示す図である。 ２つのラジアル画像が同じ体腔を描出していても体腔表面の位置にずれが生じている際の画像を示す図である。 ２つのラジアル画像の位置を調整して重心を一致させた際の画像を示す図である。 平滑化した結果、体腔表面が滑らかになった際の画像を示す図である。 平滑化前後で体腔表面の表面位置が一致しない際の画像を示す図である。 超音波画像（３次元画像）Ｇｓの具体例を示す図である。 ラジアル画像Ｇｒが数百本の音線データで形成されていることを示す図である。 第２実施例の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを備えた超音波診断システムの全体構成図である。 体腔の表面位置を走査している際の音線を表す模式図である。 全音線に対して所定の本数をサンプリングして作成した輝度に対する頻度を表すヒストグラムである。 音線のスキャンラインに対して対象物を生体組織と判定する際の第１の模式図である。 音線のスキャンラインに対して対象物を生体組織と判定する際の第２の模式図である。 誤抽出の補正処理を説明するための模式図である。 基準位置として体腔中心（Ｘ，Ｙ）を求める具体例を示す第１の説明図である。 基準位置として体腔中心（Ｘ，Ｙ）を求める具体例を示す第２の説明図である。 前後の画像を用いて体腔表面の位置を平滑化する処理を説明するための模式図である。 音線データをラジアル画像に変換し、平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）が、平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）に一致するように距離補正処理を行う際の模式図である。 第２実施例の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを示すフローチャートである。 図２３の表面抽出点を決定するためのサブフローチャートである。 従来得られる第１の超音波画像例である。 図２３のフローチャートにより処理された第１の超音波画像例である。 従来得られる第２の超音波画像例である。 図２３のフローチャートにより処理された第２の超音波画像例である。

符号の説明

１ 超音波診断装置
２ 超音波プローブ
２ａ 超音波振動子
３ 装置本体（超音波画像処理装置）
１１ 挿入部
１２ 駆動部
３１ 超音波観測部
３２ 位置検出部
３３ 画像処理部
代理人 弁理士 伊藤 進

Claims (12)

1. 被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデータに基づき、超音波画像を生成する超音波画像生成方法において、
   前記超音波エコーデータに基づいて連続的に得られる複数の２次元断層像に対して、２次元断層像上の輝度変化に基づく表面抽出点による多角形を求めるステップと、
   前記多角形の重心を前記２次元断層像上の基準位置とする基準位置設定ステップと、
   前記基準位置設定ステップで求めたそれぞれの２次元断層像の前記基準位置の不規則性を補正して規則性のある連続的な２次元断層像を得る補正ステップと、
   前記補正ステップで補正した前記規則性のある連続的な２次元断層像に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成ステップと、
   を有することを特徴とする超音波画像生成方法。
2. 前記補正ステップは、予め指定された所定の２次元断層像の基準位置と、前記所定の２次元断層像と異なる他の２次元断層像の基準位置とを一致させるように当該他の２次元断層像を移動させることを特徴とする請求項１に記載の超音波画像生成方法。
3. 前記補正ステップは、更に、前記所定の２次元断層像の基準位置と、前記他の２次元断層像の基準位置とを一致させた後に、前記所定の２次元断層像を挟む前後の２次元断層像を用いて体腔表面の位置を平滑化することを特徴とする請求項２に記載の超音波画像生成方法。
4. 被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデータに基づき、超音波画像を生成する超音波画像生成方法において、
   連続する複数の２次元断層像に対して各画像上の基準位置を求める基準位置設定ステップと、
   前記基準位置設定ステップで求めたそれぞれの２次元断層像の前記基準位置の不規則性を補正して規則性のある連続的な２次元断層像を得る補正ステップと、
   前記補正ステップで補正した前記規則性のある連続的な２次元断層像に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成ステップと、
   を具備し、
   前記補正ステップは、予め指定された所定の２次元断層像の基準位置と、前記所定の２次元断層像と異なる他の２次元断層像の基準位置とを一致させるように当該他の２次元断層像を移動させるステップと、
   前記所定の２次元断層像の基準位置と、前記他の２次元断層像の基準位置とを一致させた後に、前記所定の２次元断層像を挟む前後の２次元断層像を用いて体腔表面の位置を平滑化するステップと、
   前記平滑化を実施した後に、平滑前の体腔表面の位置と平滑化した体腔表面の位置との差分を算出し、この算出した差分に基づいて該当する２次元断層像を伸縮することで、連続的な超音波画像を得るステップとを具備することを特徴とする超音波画像生成方法。
5. 前記多角形は、前記２次元断層像の中心から放射状に延ばした複数の探索線上において輝度変化が最大の点を前記表面抽出点とし、前記表面抽出点を結ぶことによって得られることを特徴とする請求項１に記載の超音波画像生成方法。
6. 前記基準位置は、抽出された体腔表面を極座標から直交座標に変換し、この直交座標上において時計回りに３、６、９、１２時の位置に配置される抽出点に基づいて算出した体腔中心であることを特徴とする請求項１に記載の超音波画像生成方法。
7. 被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデータに基づき、超音波画像を生成する超音波画像処理装置におけるコンピュータに、
   前記超音波エコーデータに基づいて連続的に得られる複数の２次元断層像に対して、２次元断層像上の輝度変化に基づく表面抽出点による多角形を求める手順と、
   前記多角形の重心を前記２次元断層像上の基準位置とする基準位置設定手順と、
   前記基準位置設定手順で求めたそれぞれの２次元断層像の前記基準位置の不規則性を補正して規則性のある連続的な２次元断層像を得る補正手順と、
   前記補正手順で補正した前記規則性のある連続的な２次元断層像に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成手順と、
   を実行させることを特徴とする超音波画像生成プログラム。
8. 前記補正手順は、予め指定された所定の２次元断層像の基準位置と、前記所定の２次元断層像と異なる他の２次元断層像の基準位置とを一致させるように当該他の２次元断層像を移動させることを特徴とする請求項７に記載の超音波画像生成プログラム。
9. 前記補正手順は、更に、前記所定の２次元断層像の基準位置と、前記他の２次元断層像の基準位置とを一致させた後に、前記所定の２次元断層像を挟む前後の２次元断層像を用いて体腔表面の位置を平滑化することを特徴とする請求項８に記載の超音波画像生成プログラム。
10. 被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデータに基づき、超音波画像を生成する超音波画像処理装置におけるコンピュータに、
    連続する複数の２次元断層像に対して各画像上の基準位置を求める基準位置設定手順と、
    前記基準位置設定手順で求めたそれぞれの２次元断層像の前記基準位置の不規則性を補正して規則性のある連続的な２次元断層像を得る補正手順と、
    前記補正手順で補正した前記規則性のある連続的な２次元断層像に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成手順と、
    を実行させ、
    前記補正手順は、予め指定された所定の２次元断層像の基準位置と、前記所定の２次元断層像と異なる他の２次元断層像の基準位置とを一致させるように当該他の２次元断層像を移動させる手順と、
    前記所定の２次元断層像の基準位置と、前記他の２次元断層像の基準位置とを一致させた後に、前記所定の２次元断層像を挟む前後の２次元断層像を用いて体腔表面の位置を平滑化する手順と、
    前記平滑化を実施した後に、平滑前の体腔表面の位置と平滑化した体腔表面の位置との差分を算出し、この算出した差分に基づいて該当する２次元断層像を伸縮することで、連続的な超音波画像を得る手順とをコンピュータに実行させることを特徴とする超音波画像生成プログラム。
11. 前記多角形は、前記２次元断層像の中心から放射状に延ばした複数の探索線上において輝度変化が最大の点を前記表面抽出点とし、前記表面抽出点を結ぶことによって得られることを特徴とする請求項７に記載の超音波画像生成プログラム。
12. 前記基準位置は、抽出された体腔表面を極座標から直交座標に変換し、この直交座標上において時計回りに３、６、９、１２時の位置に配置される抽出点に基づいて算出した体腔中心であることを特徴とする請求項７に記載の超音波画像生成プログラム。

Images