JP2014131777A - 超音波画像の画像復元方法およびその装置並びに超音波診断装置 - Google Patents

超音波画像の画像復元方法およびその装置並びに超音波診断装置 Download PDF

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Abstract

【技術課題】超音波診断装置においてフレームレートを維持しつつ高分解能な超音波画像を取得する。
【解決手段】時系列に沿って撮像した複数フレームの超音波画像と位置ずれ量を基に画像復元処理を行い高分解能の超音波画像を生成する、または，超音波プローブを制御してフレーム毎にスキャン方位，あるいはスキャン焦点距離を変化させて取得した複数フレームの超音波画像を基に画像復元処理を行い高分解能の超音波画像を生成するようにした。
【選択図】図３

Description

本発明は，超音波を被検体に送受信して画像を取得する超音波診断装置に係り，取得し
た画像に対して画像処理によって，空間分解能あるいは時間分解能を向上させる処理を施
す超音波画像の画像復元方法及びその装置並びに超音波診断装置に関する。
腹部や心臓を含む体内の多くの部位の検査において，超音波診断装置が利用されている。超音波診断装置は，X線検査などと異なり生体への害がないこと，操作が簡便であること，実時間での動画像観察が可能なことなどの利点を有し，幅広く活用されている。超音波診断装置では，超音波プローブから被検体にむけて超音波を放射し，被検体内部の組織からの反射波を上記超音波プローブで受信して，モニタ上に表示する。超音波画像の撮像時においては，特定方向に収束させた超音波を方位方向に対してスキャンすることにより，2次元画像または3次元画像をリアルタイムで取得することができる。
超音波診断装置を用いて医師は超音波画像を観察し，腫瘍などの微小な病変部位の発見
や診断を行うため，視認性の高い超音波画像の取得が要求される。特に近年では，ディス
プレイモニタの高精細化が進んでおり，これに合わせて超音波画像の高分解能化が求めら
れている。
これに対して，１フレームあたりの超音波プローブのスキャン回数を増やすことで，ス
キャン方位方向の分解能を向上させて高分解能の超音波を取得することができる。あるい
は，特許文献１のように取得した１フレームの画像に対してデコンボリューション処理を
施すことで，高分解能の画像を生成することができる。デコンボリューション処理として
は，非特許文献１に記載されているような、超音波ビームの収差による画像ぼやけやサン
プリングによる画像劣化をモデル化し，取得した超音波画像から前記劣化のない理想的な
超音波画像を推定する技術が知られている。
また、特許文献２には、超音波画像を用いて着目対象の撮像面内における体動を計測し、計測した体動分の補正処理を加えながら、時系列画像を積算または減算することにより、着目対象の形状や組織変性などの経時的に変化する情報を画像化して表示することが記載されている。
特開２００５−９５３２８号公報 国際公開番号 ＷＯ ２００６/１２３７４２号公報
T.Taxt，R.Jirik:Superresolution of ultrasound images using the first and second harmonic signal, IEEE Trans. Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, Vol.51, No.2, pp.163-175, 2004
しかしながら，前記のように１フレームあたりのスキャン回数を増やす方式は，高い分
解能の超音波画像を得ることができるものの，超音波の伝播時間の増加により１フレーム
の画像取得に要する時間が増えるため，表示フレームレートが低下するといった問題があ
る。これは特に心臓等の動きの早い部位の観察においては，フレームレート不足となり診
断に支障が生じる。また，前記デコンボリューション処理に関しては，ノイズが多い画像
に対して不自然なアーチファクトが発生するなどの問題が知られている。したがって，ノ
イズが多い超音波画像ではあまり高分解能化の効果が期待できない。
また、引用文献２に記載されている方法では、時系列画像から経時的に変化する情報を
抽出・画像化することはできても、高分解能な超音波画像を取得することについては記載
されていない。
以上のように，従来技術においてはフレームレートを維持しつつ高分解能な超音波画像
を取得することが困難であった。
本発明の目的は、上記した従来技術の課題を解決して、フレームレートを維持しつつ高
分解能な超音波画像を取得することが可能な超音波画像の画像復元方法及びその装置並び
にそれを用いた超音波診断装置を提供することにある。
上記した目的を達成するために、本発明では、超音波プローブを用いて超音波信号で試
料をスキャンし該試料からの反射波を受信した信号から超音波画像を取得し、この取得した超音波画像を構成する一連のフレームの超音波画像の中からある時点のフレームの超音波画像とある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像を抽出し、この抽出したある時点のフレームの超音波画像とある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像との位置ずれ量を算出し、この算出した位置ずれ量の情報を用いて抽出したある時点のフレームの超音波画像とある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像との間の位置ずれを補正し、復元画像を画像劣化させた画像と、前記取得した超音波画像との誤差が少なるようにして復元画像を求めるようにした。
又、上記した目的を達成するために、本発明では、超音波画像の画像復元装置を、超音
波プローブで試料をスキャンして試料からの反射波を受信した反射波信号を受ける受信回
路手段と、この受信回路手段で受信した反射波信号から超音波画像を生成する画像生成手
段と、この画像生成手段で生成した超音波画像を復元処理する画像処理手段と、この画像
処理手段で復元処理した超音波画像を画面上に表示する表示手段とを備えて構成し、画像
処理手段は、画像生成手段で生成した超音波画像を構成する一連のフレームの超音波画像
の中からある時点のフレームの超音波画像と該ある時点よりも前の時点におけるフレーム
の超音波画像を抽出し、この抽出したある時点のフレームの超音波画像とある時点よりも
前の時点におけるフレームの超音波画像との位置ずれ量を算出し、この算出した位置ずれ
量の情報を用いて抽出したある時点のフレームの超音波画像とある時点よりも前の時点に
おけるフレームの超音波画像との間の位置ずれを補正し、復元画像を劣化させた画像と、取得した超音波画像との誤差が少なくなるようにして復元画像を求めることにより１フレーム分の合成超音波画像を復元処理することを順次繰返すことによりフレームレートを画像生成手段で生成した超音波画像のフレームレートよりも落とすことなく超音波画像よりも分解能が高い高分解能超音波画像を復元処理するようにした。
更に、上記目的を達成するために、本発明では、超音波診断装置を超音波信号で試料を
スキャンして試料からの反射波を受信する超音波プローブと、超音波プローブを駆動する
高周波信号を発生する駆動回路部と、超音波プローブで受信した反射波を処理して超音波
画像を生成しこの生成した超音波画像を復元処理する超音波画像復元処理部と、全体を制
御すると共にデータを記憶し処理する制御・記憶・処理部とを備えて構成し、このうち超
音波画像復元処理部には、超音波プローブで受信した反射波信号を受ける受信回路手段と、
この受信回路手段で受信した反射波信号から超音波画像を生成する画像生成手段と、この
画像生成手段で生成した超音波画像を復元処理する画像処理手段と、この画像処理手段で
復元処理した超音波画像を画面上に表示する表示手段とを備え、画像処理手段では、画像
生成手段で生成した超音波画像を構成する一連のフレームの超音波画像の中からある時点
のフレームの超音波画像と該ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像を抽
出し、この抽出したある時点のフレームの超音波画像とある時点よりも前の時点における
フレームの超音波画像との位置ずれ量を算出し、この算出した位置ずれ量の情報を用いて
抽出したある時点のフレームの超音波画像とある時点よりも前の時点におけるフレームの
超音波画像との間の位置ずれを補正し、復元画像を劣化させた画像と、取得した超音波画像との誤差が少なくなるようにして復元画像を求めることにより１フレーム分の合成超音波画像を復元処理することを順次繰返すことによりフレームレートを画像生成手段で生成した超音波画像のフレームレートよりも落とすことなく超音波画像よりも分解能が高い高分解能超音波画像を復元処理するようにした。
本発明によれば，複数フレームの画像を用いた画像復元処理を適用することで，フレー
ムレートを低下させることなく超音波画像の高分解能化が実現する。また，画像復元処理
に好適な超音波プローブのスキャン方式を適用することで，高分解能化の効果を向上させ
ることができる。これらにより，フレームレートを維持しつつ高分解能の超音波画像を取
得することができ，特に動きの早い病変部位の視認性の向上が期待できる。
本発明を実現するための超音波診断装置の構成を示す図である。 本発明を実現するための図１とは別の超音波診断装置の構成を示す図である。 複数フレーム画像と位置ずれ量を用いて画像復元処理を行うフロー図である。 図３のフローにおいて記憶装置を設けた場合のフロー図である。 時刻ｔ−３、ｔ−２、ｔ−１、ｔのタイミングで取得した超音波画像群を図２に示した構成を用いてスキャンコンバータにより扇型の画像に変換した超音波画像群の正面図である。 超音波画像群５０２〜５０５に対して画像復元処理を実行した結果例を示す超音波画像の正面図である。 時刻ｔ−３、ｔ−２、ｔ−１、ｔのタイミングで取得した超音波画像群に対して図１に示した構成を用いて画像復元処理を実行したスキャンコンバータ前の結果例を示す図である。 超音波画像群５０７〜５１０に対して画像復元処理を実行した結果例を示す超音波画像の正面図である。 時刻ｔ−２、ｔ−１、ｔのタイミングで取得した超音波画像群を図２に示した構成を用いてスキャンコンバータにより扇型の画像に変換した超音波画像群の正面図である。 時刻ｔ−２のタイミングで取得した超音波画像６０２において位置ずれ量を基に領域分割を行い画像復元処理の重みパラメータを設定した状態を示す図である。 時刻ｔ−１のタイミングで取得した超音波画像６０３において位置ずれ量を基に領域分割を行い画像復元処理の重みパラメータを設定した状態を示す図である。 時刻ｔのタイミングで取得した超音波画像６０４において位置ずれ量を基に領域分割を行い画像復元処理の重みパラメータを設定した状態を示す図である。 超音波画像６０４と６０３との位置ずれ量を算出した結果を示す図である。 撮像した画像群から時間軸上での中間フレームの画像を推定するフロー図である。 時刻ｔ−１における超音波画像８０２と時刻ｔにおける超音波画像８０３との位置ずれ量を算出した結果を示す図である。 時刻ｔ−１とｔのタイミングで取得した超音波画像群をスキャンコンバータにより扇型の画像に変換した超音波画像群８０２と８０３及び図７のフローにより推定した中間フレームの超音波画像８０４の正面図である。 時刻ｔ−１とｔのタイミングで取得した超音波画像群から推定した時刻ｔ−Δｔにおける位置ずれ量を示す図である。 フレーム毎にスキャン条件を変更して撮像した超音波画像群から画像復元処理を行うフロー図である。 フレームごとに変えるスキャン方位を示す超音波プローブの断面図である。 図９のフローにおいてフレーム毎にスキャン方位を変更して撮像した画像を合成した例を示すスキャンコンバータ後の超音波画像の正面図である。 図９のフローにおいてフレーム毎にスキャン方位を変更して撮像した画像を合成した例を示すスキャンコンバータ前の超音波画像の正面図である。 ３フレームの場合のスキャン方位の変更例を示す超音波プローブの断面図である。 フレーム毎にスキャン範囲を変更する状態を示す超音波プローブの断面図である。 フレーム毎にスキャン範囲を変更して撮像した画像を合成した例を示す超音波画像の正面図である。 フレーム毎にスキャンの焦点距離を変える状態を示す超音波プローブの断面図である。 フレーム毎にスキャンの焦点距離を変えて撮像した画像を合成した例を示す超音波画像の正面図である。 超音波画像上でユーザが指定した密にスキャンする領域の例を示す超音波画像の正面図である。 ユーザが指定した領域を密にスキャンする例を示す超音波プローブの断面図である。 被検体の動きの周期性を利用してスキャン条件をフレーム毎に変更して撮像した超音波画像群から画像復元処理を行うフロー図である。 周期上で同一の時間位相となるフレーム画像を異なるスキャン条件で撮像する例を示す超音波画像群の正面図である。 フレーム毎にスキャン条件を変更して撮像した超音波画像群からの画像復元処理の実行およびパラメータ設定のＧＵＩを示す図である。 ユーザが指定した範囲を高分解能化する処理およびパラメータ設定のＧＵＩを示す図である。 撮像した画像群から時間軸上での中間フレームの画像を推定する処理およびパラメータ設定のＧＵＩを示す図である。 被検体の動きの周期を利用してスキャン条件を変更して撮像した超音波画像群の画像復元処理実行およびパラメータ設定のＧＵＩを示す図である。 本発明を実現するための画像復元処理装置の構成を示すブロック図である。 本発明を実現するための図２１とは別の画像復元処理装置の構成を示すブロック図である。 複数フレーム画像を用いた画像復元処理のフロー図である。 取得した超音波画像から時間軸上での中間フレーム画像を生成するフロー図である。
本発明では，以下の処理を含む超音波画像の画像復元方法および前記画像復元処理を搭
載した超音波診断装置あるいは画像処理装置により前記課題を解決する。
（１）時系列に沿って取得した複数の超音波画像（超音波画像群）から画像復元処理を
用いて１枚の高分解能な超音波画像を生成する。すなわち，１フレームの超音波画像を用
いて画像復元処理を行うのではなく，複数フレームの超音波画像を用いて１枚の高分解能
な超音波画像を生成することにより，ノイズによる影響を抑えた画像復元処理を実現する。さらに，画像復元処理に複数フレームの画像を用いることによって，各フレームの画像情報を相補的に合成することが可能となり，高分解能化において高い効果を得ることができる。
具体的に本発明では，まず処理対象となる特定の時相における超音波画像（処理対象画
像）と画像復元処理に入力する超音波画像群（入力画像群）を抽出する。次に前記処理対
象画像と前記入力画像群のそれぞれに対して位置ずれ量を算出し，画像復元処理を用いて
前記入力超音波画像群と前記位置ずれ量から，高分解能の処理対象画像を生成する。すな
わち，フレーム間での位置ずれ量を算出しておき，これを画像復元処理に用いることで，
単純なフレーム平均加算では発生してしまう位置ずれによる画像ぼやけの影響を抑えるこ
とができる。さらに，前記処理対象画像の領域分割を行い，分割して得られた領域毎に画
像復元処理の重みパラメータを設定することを特徴とする。
前記領域分割は，手動で与えた領域内で行うこともできるし，前記位置ずれ量を基に自
動で行うこともできる。ここで，前記重みパラメータが大きな領域の画像ほど画像復元処
理の結果に大きく反映されるように処理されることを特徴とする。例えば，位置ずれ量が
大きな箇所は，その周辺部位の形状が大きく変形している可能性が高く，前記変形を補正
して画像復元処理を行うことが困難である場合がある。そのような場合においては，本発
明により位置ずれ補正が困難な領域は前記重みパラメータが小さく設定され，その領域に
おいては前記処理対象画像の画像データが支配的になる。すなわち，本発明により心臓等
の動きが早い部位の観察においても画像復元処理の効果が出る領域のみを自動で抽出して
高分解能化することができる。
（２）時系列に沿って指定した時間間隔（取得撮像間隔）で撮像して得られる超音波画
像群と，（１）と同様の方法で算出した画像間の位置ずれ量を用いて，画像復元処理の対
象となる超音波画像（処理対象画像）を撮像したタイミングから前記取得撮像間隔より短
い時間だけずれたタイミングで撮像したときに得られる超音波画像を推定することを特徴
とする。すなわち，（１）は空間分解能を向上させる処理であったが，本発明は取得した
フレーム画像間のフレーム画像を推定することにより時間方向の分解能を向上させる処理
である。本発明により１フレームあたりのスキャン回数を低減させることなく（すなわち，画像の空間分解能を低下させることなく），フレームレートを向上させることができる。
（３）（１）で述べたように複数フレームによる画像復元処理は，各フレームの画像情
報を相補的に合成する処理であるため，画像復元処理に殆ど同じような画像群を入力して
も高分解能化の効果は小さい。それに対して，本発明では超音波プローブを制御してスキ
ャン条件が異なる超音波画像群を取得し，画像復元処理を行うことを特徴とする。すなわ
ち，スキャン条件を変更することにより，超音波画像群に相補的な情報を多分に含ませる
ことが可能となり，画像復元処理による高分解能化の効果を向上させることができる。ス
キャン条件としては，フレーム毎に偶数番目のスキャン方位のみの取得，および奇数番目
のスキャン方位のみの取得を交互に切り替えるインターレース方式を用いることができる。動きが小さな箇所においては前記インターレース方式によって得られた画像を，単純に重ね合わせるだけでも高分解能化できる。
一方，心臓等の被検体の動きが大きな場合においては，画像のつなぎ目でジッタと呼ば
れる画像のずれが発生する場合がある。このようなジッタに対しても，前記位置ずれ量を
用いて補正処理を行うことでシームレスなフレーム画像の合成処理が可能である。また，
本方式は３フレーム以上の場合においても，同様の要領で実現可能である。
また，別のスキャン方式としては，フレーム毎にスキャンの焦点距離を切り替える方式
を用いることができる。すなわち，スキャン時に超音波ビームの焦点を特定の位置に絞る
と，ビームを絞った箇所は鮮明な画像を取得できるが，それ以外の箇所はぼやけてしまう。そこで，フレーム毎にスキャン焦点距離を変えて取得した超音波画像を合成することで，焦点があった画像領域を増やすことができる。なお，本発明は１フレームあたりのスキャン回数を増やすわけではないため，フレームレートを低下させることなく画像の空間分解能を向上させることが可能である。
（４）観察対象となる部位の動きの周期を取得し，前記周期の２倍以上の時間範囲（撮
像時間範囲）を撮像して得られた超音波画像群に対して，画像復元処理を用いて前記撮像
時間範囲より短い時間範囲内の超音波画像群を生成することを特徴とする。ここで，前記
超音波画像群の各画像（対象画像）と，前記対象画像を撮像するタイミングから前記周期
だけ過去にずれたタイミング付近で撮像した画像（過去対象画像）は，それぞれで異なる
スキャン条件で撮像されるように超音波プローブを制御することを特徴とする。すなわち
，心臓等の部位は周期的な反復運動を行うため，周期上で同一の時間位相となる超音波画
像は殆ど同じような画像が得られるが，（３）で述べた理由と同様に，殆ど同じような画
像を画像復元処理に多数入力しても高分解能化の効果はあまり望めない。
これに対して，本発明では前記対象画像と前記過去対象画像を撮像する際は，両画像を
異なるスキャン条件に変更して撮像することにより，超音波画像群に相補的な情報を多分
に含ませることができ，画像復元処理による効果を向上させることができる。前記スキャ
ン条件としては，スキャン方位，スキャン範囲，あるいは，スキャン焦点距離などを変更
することを特徴とする。
次に、本発明に係る実施の形態について図面を用いて説明する。
まず，本発明における超音波診断装置の構成について図１および図２を用いて説明する。
図１は，超音波診断装置１０１の構成の一実施例を表す図である。超音波診断装置１０
１は，超音波信号の送受信を行う超音波プローブ１０３，超音波プローブ１０３へ入力す
るための駆動信号を発生する駆動回路１０２，受信信号の増幅やA/D変換を行う受信回路
１０４，超音波スキャンの走査線信号列を２次元状に並べた画像を生成する画像生成部１
０５，画像復元処理等の画像処理を行う画像処理部１０６，走査線信号列で表現された画
像の座標変換処理や補間処理を行うスキャンコンバータ１１２，スキャンコンバータによ
り生成された画像を表示する表示部１１３，及びこれら全体を制御すると共にデータを記
憶し処理する制御・記憶・処理部１２０を備えている。
超音波プローブ１０３では，被検体１００に対して駆動信号に基づく超音波信号を送信
し，また送信の際に得られる被検体１００からの反射波を受信して電気的な受信信号に変
換する。超音波プローブ１０３の種類には，例えば，リニア，コンベックス，セクタ，ラ
ジアルと呼ばれるタイプがある。例えば，超音波プローブ１０３がコンベックスタイプの
場合には，スキャンコンバータ１１２により長方形状の画像から扇形状の画像に変換され
る。また，制御・記憶・処理部１２０は，入力部１２１，制御部１２２，記憶部１２３，
および処理部１２４を備えており，入力部１２１からは，画像生成開始のタイミングや画
像生成に関するパラメータなどが入力される。
制御部１２２は，駆動回路１０２，超音波プローブ１０３，受信回路１０４，画像処理
部１０６等の動作を制御する。記憶部１２３では，受信信号や，画像生成部１０５により
生成された画像，画像処理部１０６で計算された画像，スキャンコンバータ１１２の出力
である表示画像等が記憶される。処理部１２４では，超音波プローブ１０３に入力するた
めの電気信号の整形処理や，画像表示の際における明度およびコントラストを調整する処
理等を行う。
以上のような構成において，超音波プローブ１０３は，制御・記憶・処理部１２０の制
御部１２２で制御された駆動信号に基づく超音波信号を被検体１００に対して送信し，こ
の送信により得られる被検体１００からの反射信号を受信して電気的な受信信号に変換す
る。次に電気信号に変換された受信信号を受信回路１０４で増幅してＡ/Ｄ変換した後，
このＡ/Ｄ変換した信号を画像生成部１０５で処理して画像を生成し，画像処理部１０６
に入力する。画像処理部１０６において，入力された画像に対して，画像復元処理が行な
われ，高分解能の出力画像が得られる。
更に，この出力画像をスキャンコンバータ１１２で画像の座標変換処理や補間処理を行
なって画像を生成する。なお，本実施例に限定されるものではなく，例えば，図２の超音
波診断装置２０１の構成に示すように、画像処理部１０６がスキャンコンバータ１１２の
前段に配置されていても良い。
図２１および図２２は画像処理部１０６の内部処理を示す図である。画像生成部１０５
より出力された画像データは，まず超音波画像群取得部２１０１に入力されてフレーム画
像を制御・記憶・処理部１２０の記憶部１２３に格納すると共に、位置ずれ量算出部２１
０２へ送られる。次にこの送られてきたフレーム画像と記憶部１２３に格納された過去の
フレーム画像群を位置ずれ量算出部２１０２に入力して位置ずれ量を算出する。
次に，前記記憶部１２３に格納された過去のフレーム画像群と現在のフレーム画像と前
記位置ずれ量を画像復元処理部２１０３に入力して，高分解能な現在のフレーム画像を出
力する。図２２は図２１とは別の画像処理部１０６の内部処理例である。本例では，スキ
ャン条件選択部２２０１により超音波ビームのスキャン方位あるいは焦点距離が設定され，そのスキャン条件で超音波画像を撮像する。その後は図２１の処理と同様に画像復元処理が実行される。
本発明における画像復元処理の実施例を図３のフローを用いて示す。まず，超音波プロ
ーブ１０３を用いて被検体１００に向けて超音波を放射し、被検体１００の内部の組織か
らの反射波を超音波プローブ１０３で検出し、検出信号を受信回路部１０４を経由して画
像生成部１０５へ送って処理することにより、時系列に沿って複数撮像した超音波画像群
X[t],X[t-1],X[t-2],…を取得する（Ｓ３０１）。ここで，X[t]は最後に撮像した超音波
画像で，X[t-1],X[t-2],…はX[t]よりも過去に撮像した超音波画像である。
この時系列に沿って複数取得された超音波画像群は画像処理部１０６に送られ、画像処
理部１０６の超音波画像群取得部２１０１に入力されてフレーム画像ごとに制御・記憶・
処理部１２０の記憶部１２３に格納される。続いて，位置ずれ量算出部２１０２において、超音波画像群取得部２１０１から出力された前記超音波画像群から画像復元処理対象となる超音波画像（処理対象画像）を抽出し、制御・記憶・処理部１２０の記憶部１２３に記憶されているフレーム画像の中から画像復元処理に入力する超音波画像群（入力画像群）を抽出する。
例えば，超音波画像群取得部２１０１から出力されたX[t]を処理対象画像とし，入力画
像群を記憶部１２３に記憶されているX[t],X[t-1],X[t-2]とする。次に，前記処理対象画
像と前記入力画像群のそれぞれの画像との位置ずれ量を算出する（Ｓ３０２）。位置ずれ
量の算出法としては，例えば，オプティカルフロー法やブロックマッチング法などの一般
の位置ずれ量の算出アルゴリズムを用いることができる。続いて，画像復元処理部２１０
３で前記入力画像群と算出された位置ずれ量から高分解能な処理対象画像Y[t]を生成して
（Ｓ３０３）、表示部１１３の画面上に表示する（Ｓ３０４）。
このように，フレーム間での位置ずれ量を算出しておき，これを画像復元処理に用いる
ことで，単純なフレーム平均加算では発生してしまう位置ずれによる画像ぼやけの影響を
抑えることができる。複数画像を用いた画像復元処理としては，例えば次に示す数１を最
小化することで高分解能画像を推定する再構成型超解像処理を用いることができる。
Figure 2014131777
 前記数１のＸiはＮ枚の前記入力画像群のi番目の画像，Ｙは画像復元処理により生成する
高分解能画像，Ｓiはi番目の画像の位置ずれを示す作用，Ｆiはi番目の画像のぼやけを示す作用で，Ｄは量子化による作用，Ｔｘは画像をｘ方向に１ピクセルずらす作用，Ｔｙは画像をｙ方向に１ピクセルずらす作用を示す。
数１の第１項は高分解能な画像Ｙが様々な画像劣化要因を受けて観測された画像Ｘiと
の誤差を示す項で，第２項は復元する高分解能な画像Ｙが滑らかな輝度値となるように安
定化する項である。安定化項はパラメータγで調整される。このように，１フレームの超
音波画像を用いて画像復元処理を行うのではなく，複数フレームの超音波画像を用いて１
枚の高分解能な超音波画像を生成することにより，ノイズによる影響を抑えた画像復元処
理を実現する。さらに，複数フレームの画像を用いることにより，各フレームの画像情報
を相補的に合成することが可能となり，高分解能化において高い効果を得ることができる。
本画像復元処理のフローを図２３で説明する。２３０１は画像復元処理で推定すべき高
分解能な超音波画像Ｙである。２３０６−１および２３０６−２はそれぞれ取得した１フ
レーム目および２フレーム目の超音波画像である。次に，算出した１フレーム目および２
フレーム目の位置ずれ量を用いて画像２３０１に対して位置ずれ作用を施す（Ｓ２３０２
−１，Ｓ２３０２−２）。次に，撮像に伴う画像のぼやけの作用を施し（Ｓ２３０３−１，Ｓ２３０３−２），次に画像の量子化の作用を施す（Ｓ２３０４−１，Ｓ２３０４−２）。以上の処理を加えて得たそれぞれの画像ＤＦiＳiＹと撮像画像Ｘiとの差分（Ｓ２３０５−１，Ｓ２３０５−２）を計算し，これらを足し合わせて，この値をＬｎ（Ｙ）とする（Ｓ２３０８）。続いて，前記Ｌｎ（Ｙ）の値を小さくするように画像Ｙの更新を行う（Ｓ２３０９）。以上の処理を繰り返して今回求めたＬｎ（Ｙ）の値とその前の回に求めたＬｎ−１（Ｙ）の値との差が一定値以下になるまで行うことで，複数フレームの超音波画像から一枚の高分解能な超音波画像を生成することができる。
なお，図３の処理フローは実際の処理においては図４に示すように画像生成部１０５で
生成した被検体１００の超音波画像を制御・記憶・処理部１２０の記憶部１２３に格納し
ておき，格納した超音波画像群X[t],X[t-1],X[t-2]を画像復元処理に用いることもできる。また，記憶部１２３に蓄積した各画像をオフラインでまとめて高分解能化することで，高分解能な動画データを作成することもできる。
図４に示した処理のフローを説明する。まず、超音波プローブ１０３を用いて被検体１
００に向けて超音波を放射し、被検体１００の内部の組織からの反射波を超音波プローブ
１０３で検出し、検出信号を受信回路部１０４を経由して画像生成部１０５へ送って処理
することにより、超音波画像群X[t],X[t-1],X[t-2],…を取得する（Ｓ４０１）。この取
得した超音波画像群X[t],X[t-1],X[t-2],…は、制御・記憶・処理部１２０の記憶部１２
３に格納される。
次に，画像処理部１０６の超音波画像群取得部２１０１により記憶部１２３に格納され
た超音波画像群X[t],X[t-1],X[t-2],…の中から処理対象画像と入力画像群とがそれぞれ
取得され、位置ずれ量算出部２１０２において、これらの取得した処理対象画像と入力画
像群とのそれぞれの画像の位置ずれ量を算出する（Ｓ４０２）。
続いて，画像復元処理部２１０３で前記入力画像群と算出された位置ずれ量から高分解能な処理対象画像Ｙ[t]を生成して（Ｓ４０３）、表示部１１３の画面上に表示する（Ｓ４
０４）。
この一連の処理を、撮像が終了するまで実行する（Ｓ４０５）。
図４で示した処理フローにより超音波画像を高分解能化した例を図５Ａ〜Ｄに示す。図
５Ａにおいて、画像５０２〜５０５は時間軸５０１に沿ってそれぞれ時刻t-3,t-2,t-1,t
のタイミングで取得した超音波画像群である。図５Ｂの５０６は画像復元処理により図５
Ａの画像５０２〜５０５を用いて時刻ｔにおける超音波画像５０５を高分解能化した画像
を示す。本例は超音波プローブ１０３から得られた画像データをスキャンコーバータ１１
２によって扇型の画像に変換した超音波画像群を用いて処理をした例である（つまり，図
２に示す装置構成における処理例である）。
一方，図１に示す装置構成においても本実施例を適用することができる。この場合，図
５Ｃに示すようなスキャンコンバータ前の超音波画像群５０７〜５１０から、図５Ｄに示
すような高分解能のスキャンコンバータ前の超音波画像５１１を生成する。すなわち、図
５Ａ及びＢを用いて説明したのと同様に、図５Ｃにおいて、画像５０７〜５１０は時間軸
５０１に沿ってそれぞれ時刻t-3,t-2,t-1,tのタイミングで取得した超音波画像群である
。図５Ｄの５１１は画像復元処理により図５Ｃの画像５０７〜５１０を用いて時刻ｔにお
ける超音波画像５１０を高分解能化した画像を示す。この高分解能化した超音波画像５１
０に対してスキャンコンバータ１１２で座標変換処理や補間処理を行うことにより図5Ｂ
の扇形をした画像に変換され、表示部１１３の画面上に表示することができる。
また，画像間の位置ずれ量を基に超音波画像の領域分割を行い，分割された領域毎に画
像復元処理の重みパラメータを設定する実施例を図６Ａ〜Ｅに示す。ここで，前記重みパ
ラメータが大きな領域の画像ほど画像復元処理の結果に大きく反映されることを特徴とす
る。例えば，位置ずれ量が大きな箇所は，その周辺部位の形状が大きく変形している可能
性が高く，前記変形を補正して画像復元処理を行うことが困難である場合がある。そのよ
うな場合においては，本発明により位置ずれ補正が困難な領域は前記重みパラメータが小
さく設定され，その領域においては処理対象画像の画像データが支配的になる。すなわち，本発明により心臓等の動きが早い部位の観察においても画像復元処理の効果が出る領域のみを自動で抽出して高分解能化することができる。
図６Ａの６０２〜６０４は時間軸６０１に沿って撮像された超音波画像である。この場
合，処理対象となる画像を超音波画像６０４とする。超音波画像６０４と６０３との位置
ずれ量を算出した結果を図６Ｅの６０５に示し，位置ずれの方向と大きさを矢印６１５で
示している。図６Ｅの６０６〜６０８は前記位置ずれ量を基に，３つの領域に分割した結
果である。領域６０７は位置ずれがもっとも大きな領域で，領域６０６は位置ずれがもっ
とも小さな領域である。図６Ｂの６０９、図６Ｃの６１０及び図６Ｄの６１１は図６Ｅに
示した領域分割結果６０６〜６０８を基に画像復元処理における重みパラメータを設定し
た結果である。
図６Ｂ乃至Ｄの位置ずれ量が小さな領域６１２〜６１４はそれぞれ0.3,0.3,0.4が設定
されている。すなわちこのことは，画像復元処理において，図６Ｂ乃至Ｄの領域６１２〜
６１４の画像はどれも同じように画像復元結果に反映されることを意味する。図６Ｂ乃至
Ｄの位置ずれ量が大きな領域６１５〜６１７については，図６Ｄの領域６１７以外は重み
パラメータがゼロと設定されている。すなわち図６Ｅの領域６０７の部分に関しては，画
像復元処理において図６Ｄの領域６１７の画像のみを画像復元結果に反映させることを意
味する。同様に，図６Ｂ乃至Ｄの領域６１８〜６２０も重みパラメータを設定されている。
ここで，重みパラメータを考慮した画像復元処理は，次に示す数式２を最小化すること
で行うことができる。
Figure 2014131777
 ここで，式中のＷiはi番目の画像の重みパラメータをかける作用である。なお，領域分割
に関しては上記のように位置ずれ量を基に自動で行うこともできるし，ＧＵＩ上でユーザ
が指定した領域を用いても良い。
図１７は、本実施例において、フレーム毎にスキャン条件を変更して取得した超音波画
像群から画像復元処理を行って高分解能の超音波画像を生成し，それをリアルタイムに表
示およびスキャン条件・画像復元処理パラメータを設定するＧＵＩの例である。１７０１
は超音波プローブにより撮像した超音波画像をリアルタイムに表示している。ボックス１
７０２で撮像フレームレートを設定する。実際の撮像フレームレートは１７０３に表示し
ている。ボックス１７０４〜１７０６で画像復元処理のパラメータを設定する。
ボックス１７０４では画像復元処理後の出力画像のサイズを設定する。ボックス１７０
５では画像復元処理に用いるフレーム画像枚数を指定する。ボックス１７０６ではスキャ
ン方式を選択する。チェックボックス１７０７を選択すれば，フレーム毎にスキャン方位
をインターレース方式で撮像する。また，チェックボックス１７０８を選択すれば，フレ
ーム毎に超音波ビームの焦点距離を変化させながら撮像する。
画像復元処理のパラメータを設定のちに，ボタン１７０９を押すと画像復元処理が実行
され，画像復元処理を施して高分解能化した画像および表示フレームレートが１７１０お
よび１７１１にリアルタイムに表示される。
本発明における画像復元処理の第２の実施例を図７のフローを用いて示す。
本例では，取得した超音波画像間の時間軸上の中間のフレーム画像を推定して表示する
ことで，フレームレートを向上させる例である。すなわち，実施例１は空間分解能を向上
させる処理であったが，本実施例では取得したフレーム画像間のフレーム画像を推定する
ことにより時間方向の分解能を向上させる。これにより１フレームあたりのスキャン回数
を低減させることなく（すなわち，画像の空間分解能を低下させることなく），フレーム
レートを向上させることができる。
まず，本処理フローにおいては，超音波画像の撮像時間の間隔Ｈ（取得撮像間隔）を取
得する（Ｓ７０１）。取得撮像間隔Ｈは手動で与えても良いし要求フレームレート値から
割り出してもよい。次に，超音波プローブ１０３を用いて被検体１００を時系列に沿って，前記取得撮像間隔で複数撮像した超音波画像群X[t],X[t-1],X[t-2],…を取得する（Ｓ７０２）。取得したフレーム画像は記憶部１２３に格納される。続いて，実施例１と同様に画像間の位置ずれ量を算出する（Ｓ７０４）。続いて，前記超音波画像群および前記位置ずれ量を基に，前記処理対象画像を撮像したタイミングから前記取得撮像間隔より短い時間だけずれたタイミングで撮像したときに得られる超音波画像（中間フレーム画像）を推定して（Ｓ７０５），画面に出力する（Ｓ７０６）。終了判定（Ｓ７０７）の結果にしたがってＳ７０２〜７０６の処理を繰り返す。
図２４に本処理において，出力フレームレートを指定した場合のフローを示す。まず，
推定する中間フレーム画像の時間軸上のずれ量Δtをゼロに初期化する（Ｓ２４００）。
次に，超音波画像の撮像時間の間隔Ｈを取得する（Ｓ２４０１）。前記撮像時間の間隔Ｈ
は手動で入力した値を用いても良いし，入力されたフレームレートから割り出してもよい。次に，出力画像の時間間隔Ｋを取得する（Ｓ２４０２）。前記出力画像の時間間隔Ｋも前記Ｈと同様に，手動で入力した値を用いてもよいし，要求フレームレートから割り出しても良い。次に，前記撮像時間の間隔Ｈで超音波画像X[t]を取得し，時刻t＝ｔ＋１とする（Ｓ２４０３）。取得した画像は記憶装置２４１０に格納される。
次に，図７のフローと同様に画像間の位置ずれ量を算出し（Ｓ２４０４），中間フレー
ム画像X[t-Δt]を前記位置ずれ量および記憶部１２３に格納された超音波画像群を基に推
定する（Ｓ２４０５）。このとき，もしΔt＝０もしくはΔt＝１の場合は中間フレーム画
像を推定せずに，取得した超音波画像を出力することができる。次に，時間軸上のずれ量
をΔt←Δt−Ｋ/Ｈと更新する（Ｓ２４０６）。
処理終了判定（Ｓ２４０７）を経て，処理を継続するならば（Ｎの場合）時間軸上のず
れ量Δtの符号を判定する（Ｓ２４０８）。もし，Δtが負の値であるならばΔt←Δt＋１
と値を更新（Ｓ２４０９）し，超音波画像X[t]取得ステップ（Ｓ２４０３）へ進む。そう
でなければ，位置ずれ量算出ステップ（Ｓ２４０４）に進む。
図８Ａ乃至Ｃに本フローによる処理結果例を示す。図８Ｂの超音波画像８０２および８
０３は時間軸８０１に沿って，取得撮像間隔Ｈで撮像された超音波画像である。一方、超
音波画像８０４は、超音波画像８０２および８０３から，t-Δt（Δt≦１）で撮像した場
合に得られる超音波画像を推定した画像である。超音波画像８０４の内部の８０５の領域
内の線状の部位は，超音波画像８０２および８０３間で左上から右下方向に移動している
が，超音波画像８０４ではその中間の位置に前記部位が配置されるように推定されている。
中間フレーム画像の推定方法としては，図８Ａに示すように、まず時刻tと時刻t-1との位置ずれ量を算出する（８０６）。次に，前記位置ずれ量８０６から図８Ｃに示すような
中間フレーム画像の時刻における位置ずれ量を推定する（８０７）。推定方法としては単
純に算出した位置ずれ量８０６を線形補間して求めることができる。最後に，前記推定し
た位置ずれ量を基に図８Ｂに示す取得した超音波画像８０２および８０３の画素を張り合
わせ，あるいは重みつき加算を行うことで中間フレーム画像８０４を生成することができ
る。
図１９は、本実施例において、撮像した超音波画像において，時間軸上の中間のフレー
ム画像を推定し，フレームレートを向上させた超音波画像を表示するＧＵＩの例である。
１９０１は超音波プローブにより撮像した超音波画像をリアルタイムに表示している。ボ
ックス１９０２で撮像フレームレートを設定する。実際の撮像フレームレートは１９０３
に表示している。ボックス１９０４で出力画像のフレームレートを設定する。ボタン１９
１０を押すと本処理が開始される。１９０５は最も新しく取得したフレーム画像（tフレ
ーム）で，１９０６はフレーム画像１９０５の一つ前に取得した画像（t-1フレーム）を
示す。１９０７は１９０５および１９０６から推定した，時間軸上でちょうど中間フレー
ムの画像（t-0.5フレーム）である。前記の処理を行ってフレームレートを向上させた画
像を１９０８にフレームレート１９０９と共に表示する。
本発明における画像復元処理の第３の実施例を図９のフローを用いて示す。本例では，
超音波プローブのスキャン条件をフレーム毎に切り替えることにより，画像復元処理をよ
り効果的に行う例である。すなわち，画像復元処理は複数フレーム間の画像情報を相補的
に補間する処理であるため，画像復元処理に殆ど同じような画像群を入力しても高分解能
化の効果は小さい。
それに対して，本実施例では超音波プローブを制御してスキャン条件が異なる超音波画
像群を取得し，画像復元処理を行うことを特徴とする。つまり，スキャン条件を変更する
ことにより，超音波画像群に相補的な情報を多分に含ませることが可能となり，画像復元
処理による高分解能化の効果を向上させることができる。
本処理フローにおいては，まず超音波プローブのスキャン条件を予め用意していたスキ
ャン条件群の中から一つ選択して設定する（Ｓ９０１）。選択可能なスキャン条件として
は，フレーム毎に偶数番目のスキャン方位のみの取得，および奇数番目のスキャン方位の
みの取得を交互に切り替えるインターレース方式を用いることができる。動きが小さな箇
所においては前記インターレース方式で単純に２フレームの画像を重ね合わせるだけでも
高分解能化が図れる。
一方，動きが大きな場合ではフレーム間のつなぎ目でジッタと呼ばれる位置ずれが発生
する場合がある。このようなジッタに対しても，前記位置ずれ量を用いて補正処理を行う
ことが可能である。また，本方式は３フレーム以上の場合でのスキャン方位の切り替え，
および合成も同様の要領で可能である。
また，別のスキャン方式としては，フレーム毎にスキャンの焦点距離を切り替える方式
を用いることができる。すなわち，スキャンにおいて超音波ビームの焦点を特定の位置に
絞ると，その箇所は鮮明に画像取得できるが，それ以外の箇所はぼやけてしまう。そこで，フレーム毎にスキャン焦点距離を変えて取得した超音波画像を合成することで，焦点があった画像領域を増やすことができる。
続いて，超音波プローブ１０３を用いて被検体１００を時系列に沿って，選択したスキ
ャン条件で撮像した超音波画像X[t]を取得する（Ｓ９０２）。取得した超音波画像群X[t]
,X[t-1],…は記憶部１２３に格納される。続いて，画像復元処理を用いて前記超音波画像
群から超音波画像X[t]の高分解能な超音波画像Y[t]を生成して（Ｓ９０４）表示する（Ｓ
９０５）。なお，本実施例では１フレームあたりのスキャン回数を増やすわけではないた
め，フレームレートを低下させることなく画像の空間分解能を向上させることが可能であ
る。
図１０Ａ乃至Ｃにスキャン方位を切り替える例および本処理フローの結果例を示す。本
例はスキャン方位の異なる２枚のフレーム画像から１枚のフレーム画像を生成した例であ
る。図１０Ａのスキャン方位１００１−１〜１００１−５は１フレーム目の超音波プロー
ブ１０３から発した超音波ビームのスキャン方位を示し，スキャン方位１００２−１〜１
００２−４は２フレーム目の超音波プローブ１０３から発した超音波ビームのスキャン方
位を示す。図１０Ｂの部分画像１００３−１〜１００３−５は１フレーム目のスキャンに
よって得られた画像データを示し，部分画像１００４−１〜１００４−４は２フレーム目
のスキャンによって得られた画像データを示す。このように，両フレームの画像データを
統合することで各フレームの画像情報を相補的に合成して方位方向の分解能が向上した超
音波画像１００７を取得することができる。
超音波画像１００７の生成には実施例１と同様に画像間の位置ずれ量を求めて画像復元
処理を用いても良いし，単純に加算平均を行って生成してもよい。３フレーム目では１フ
レーム目と同じく，図１０Ａの矢印１００１−１〜１００１−５で示すスキャン方位に超
音波ビームを発することで２フレーム目，３フレーム目で得られた画像データを統合して
分解能が向上した超音波画像を生成できる。また，図１０Ｂの超音波画像１００７は、図
２に示したシステム構成でスキャンコンバータ後の超音波画像で本処理を行っているが，
図１に示したシステム構成を用いてスキャンコンバータ前の超音波画像で本処理を行って
も良い。
図１０Ｃの１００８はスキャンコンバータ前の超音波画像で本処理を適用した例である。本例では，１フレーム目に部分画像１００５−１〜１００５−５の画像データを取得し，２フレーム目に部分画像１００６−１〜１００６−４の画像データを取得して，両画像データを合成して高分解能な超音波画像１００８を生成している。また，本例では２フレームの場合で説明したが，３フレーム以上の場合も同じ要領で行うことができる。
図１１に３フレームの例を示す。本例ではスキャン方位１１０１−１〜１１０１−３が
１フレーム目のスキャン方位で，スキャン方位１１０２−１〜１１０２−３が２フレーム
目のスキャン方位で，スキャン方位１１０３−１〜１１０３−３が３フレーム目のスキャ
ン方位となっている。
また，図１０Ａ乃至Ｃを用いて説明した実施例ではスキャン方位をフレーム毎に変更す
る場合であったが，フレーム毎にスキャンにおける超音波ビームの焦点距離を変更して超
音波画像群を取得する例を、図１３Ａ及びＢに示す。本例では，図１３Ａに示すようにス
キャン方位１３０１−１〜１３０１−５の方位に超音波ビームを発するが，１フレーム目
においては丸印１３０２−１〜１３０２−５の位置に焦点を合わせて超音波画像を取得し，２フレーム目においては丸印１３０３−１〜１３０３−５の位置に焦点を合わせて超音波画像を取得する。
すなわち，図１３Ｂに示すような超音波画像のうち１フレーム目は超音波画像の下側の
領域１３０５が鮮明になるが，上側の領域１３０６がぼやける。同様に２フレーム目は超
音波画像の下側の領域１３０５がぼやけるが，上側の領域１３０６が鮮明になる。このよ
うに，超音波ビームはどこか一箇所に焦点を合わせると，それ以外がぼやけるという性質
があり，通常，この焦点は画像全体が平均的に鮮明になるように中央付近に焦点が設定さ
れる。一方，本発明では積極的に焦点位置を変更して超音波画像を取得し，これらの複数
の超音波画像を統合することで，画像全体の焦点のあった鮮明な超音波画像の取得が可能
となる。
また，図１４Ａ及びＢに示すように、本処理はユーザが指定した領域に対してのみ適用
することも可能である。図１４Ａの超音波画像１４０１で，１４０２はユーザが指定した
領域（ＲＯＩ）である。この場合，図１４Ｂのスキャン方位１４０３で示すスキャン方位
のように，超音波プローブ１０３を制御して図１４ＡのＲＯＩ１４０２にスキャン方位を
集中させるように超音波画像を撮像することもできる。
また，本処理は，同時に二つの方位に超音波ビームを照射して信号を受信，あるいは一
方の方位に超音波ビームを照射し信号を受信する前にもう一方の方位に超音波ビームを照
射するマルチビーム方式と併用して適用することもできる。
図１８は、本実施例において、ユーザが指定した領域（ＲＯＩ）を高分解能化して表示
するＧＵＩの例である。１８０１は超音波プローブにより撮像した超音波画像をリアルタ
イムに表示している。ボックス１８０２で撮像フレームレートを設定する。実際の撮像フ
レームレートは１８０３に表示している。１８０４はユーザがマウスクリック等で指定し
たＲＯＩである。ボックス１８０５〜１８０７で画像復元処理のパラメータを設定する。
ボックス１８０５では画像復元処理による画像の拡大倍率を設定する。ボックス１８０６
では画像復元処理に用いるフレーム画像枚数を指定する。ボックス１８０７はスキャン方
式を選択する。ボタン１８０８を押すと１８０４のＲＯＩ内のみに画像復元処理が実行さ
れ，画像復元処理を施して高分解能化した画像が１８０９に表示される。なお，指定した
ＲＯＩのみにスキャンを集中させて，ＲＯＩの画像のみを高分解能化して表示することも
できる。
本発明における画像復元処理の第４の実施例を図１５のフローを用いて示す。本例では，例えば心臓等の周期的な動きをおこなう被検体に対して，その周期情報を用いて超音波プローブを制御して超音波画像群を取得し，画像復元処理を用いて２周期以上の超音波画像群から，それよりも短い時間範囲（例えば，１周期分）の高分解能の超音波画像郡を生成する例である。すなわち，心臓等の部位は周期的な反復運動を行うため，周期上で同一の時間位相となる超音波画像は殆ど同じような画像が得られるが，実施例３で述べた理由と同様に，殆ど同じような画像を画像復元処理に多数入力しても高分解能化の効果はあまり望めない。
これに対して，本発明では前記対象画像と前記過去対象画像を撮像する際は，両画像を
異なるスキャン条件に変更して撮像することにより，超音波画像群に相補的な情報を多分
に含ませることができ，画像復元処理による効果を向上させることができる。
本処理フローにおいては，まず被検体１００の動きの周期Ｔを取得する（Ｓ１５０１）。周期Ｔは手動で与えても良いし，被検体１００をある程度の時間範囲で撮像して得た超音波画像群から自動で算出することもできる。次に，超音波プローブのスキャン条件を予め用意していたスキャン条件群の中から一つ選択して設定する（Ｓ１５０２）。選択可能なスキャン条件としては，実施例３の場合と同様に、スキャン方位，スキャン範囲，スキャン焦点距離などを変更することができる。続いて，超音波プローブ１０３を用いて被検体１００を時系列に沿って，フレーム毎にスキャン条件を変えて２周期以上の超音波画像群を取得する（Ｓ１５０３）。
スキャン条件としては，スキャン方位，スキャン範囲，スキャン焦点距離などを変更す
ることができる。取得した画像は記憶部１２３に格納される。スキャン条件の変更のタイ
ミングとしては，１周期毎にスキャン条件を変更してもよいし，１周期分だけずれた超音
波画像間のスキャン条件が異なるようにしさえすればフレーム毎にスキャン条件を変更し
てもよい。画像の撮像は終了判定（Ｓ１５０５）によって撮像が終了していない場合には
、スキャン条件選択ステップ（Ｓ１５０２）と超音波画像取得ステップ（Ｓ１５０３）を
ループする。撮像終了後，前記超音波画像群を画像復元処理に入力して高分解能な超音波
画像群を生成し（Ｓ１５０６），それを表示する（Ｓ１５０７）。
図１６は図１５のフローにより，周期的な動きを行う被検体に対して周期毎にスキャン
方位を変更した例を示す。超音波画像１６０１−１は時刻tに取得したフレーム画像で，
超音波画像１６０１−４は超音波画像１６０１−１より１周期だけ過去に取得したフレー
ム画像である。超音波画像１６０１−３及び１６０１−２はそれぞれ時刻t-T+1，t-T+2に取得したフレーム画像である。スキャン方位１６０２−１〜１６０２−４はそれぞれ超音波画像１６０１−１〜１６０１−４を取得したときのスキャン方位を示す。
図１２Ａは図１５のフローにより，周期的な動きを行う被検体に対して周期毎にスキャ
ン範囲を変更して画像を取得・合成した例である。スキャン方位１２０１−１〜１２０１
−３は時刻tのスキャン方位で，スキャン方位１２０２−１〜１２０２−３はスキャン方
位１２０１−１〜１２０１−３よりも１周期だけ過去のスキャン方位で，スキャン方位１
２０３−１〜１２０３−３はスキャン方位１２０１−１〜１２０１−３よりも２周期だけ
過去のスキャン方位である。
図１２Ｂの部分画像１２０４−１はスキャン方位１２０１−１〜１２０１−３により得
られた超音波画像で，部分画像１２０４−２はスキャン方位１２０２−１〜１２０２−３
により得られた超音波画像で，部分画像１２０４−３はスキャン方位１２０３−１〜１２
０３−３により得られた超音波画像である。
部分画像１２０４−１〜１２０４−３を連結することで，１枚の高分解能な超音波画像
１２０４を生成することができる。この画像の連結においては，各画像が重なる部分は加
算平均をとってもよいし，画像の連結部分の境界がシームレスに繋がるように，前記境界
付近をぼかしフィルタなどで補正処理を加えてもよい。
図２０は、本実施例において、被検体の動きの周期を利用してスキャン条件を変更して
撮像した超音波画像群から画像復元処理を行うＧＵＩの例である。本実施例による処理は
実施例１乃至３で説明したようなリアルタイム処理ではなく，一定の時間範囲を撮像した
超音波画像群（入力超音波動画）から，高分解能の超音波動画をオフラインで生成する例
である。
２００１は処理対象となる超音波動画を示す。超音波動画２００１はツールバー２００
２で再生，停止，再生位置の変更等を行いプレビューすることができる。２００３〜２０
０７は画像復元処理のパラメータを設定する項目である。
ボックス２００３で出力画像のサイズを設定する。ボックス２００４で被検体の動きの
周期を設定する。前記周期は手動で与えても良いし，ボタン２００８を押して入力超音波
動画から自動で算出してもよい。ボックス２００５で画像復元処理の出力画像の時間範囲
を設定する。ボックス２００６で画像復元処理に用いるフレーム画像の枚数を設定する。
ボックス２００７ではスキャン方式を選択する。チェックボックス２００８を選択すれ
ば，フレーム毎にスキャン方位をインターレースに切り替えて撮像する。また，チェック
ボックス２００９を選択すれば，フレーム毎にスキャン範囲を変化させながら撮像する。
また，チェックボックス２０１０を選択すれば，フレーム毎に超音波ビームの焦点距離を
変化させながら撮像する。画像復元処理のパラメータを設定した後に，ボタン２０１１を
押すと画像復元処理が実行される。
２０１１は画像復元処理より出力された高分解能な超音波動画である。この動画はツー
ルバー２０１２で再生，停止，再生位置の変更等を行いプレビューすることができる。ま
た，画像２０１３〜２０１５は表示中の出力画像２０１０に対する画像復元処理への入力
超音波画像群である。画像２０１４は表示中の出力画像２０１０の１周期だけ過去のフレ
ーム画像で，画像２０１５は表示中の出力画像２０１０の２周期だけ過去のフレーム画像
である。
以上，本発明の実施例について述べてきたが，本発明は上述の実施例に限定されるもの
では無く，変形して実施することが可能である。
（付記１）
以上説明したように、本発明は、超音波プローブを用いて超音波信号で試料をスキャンし試料からの反射波を受信した信号から得られる超音波画像を処理して試料の超音波画像を復元する方法であって、撮像して得た超音波画像を構成する一連のフレームの超音波画像の中からある時点のフレームの超音波画像と該ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像を抽出し、この抽出したある時点のフレームの超音波画像とある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像との位置ずれ量を算出し、この算出した位置ずれ量の情報を用いて抽出したある時点のフレームの超音波画像と前記ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像との間の位置ずれを補正し、抽出したある時点のフレームの超音波画像とある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とを合成することにより１フレーム分の合成超音波画像を復元処理することを特徴とする超音波画像の画像復元方法である。
（付記２）
また、本発明は、ある時点のフレームの超音波画像と抽出したある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とは、超音波プローブを用いて超音波信号で試料をスキャンするときのスキャンの条件が異なる状態で得られたものであることを特徴とする付記１記載の超音波画像の画像復元方法である。
（付記３）
更に、本発明は、ある時点のフレームの超音波画像と抽出したある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とは、超音波プローブを用いて超音波信号で試料をスキャンするときのスキャンの方位又は焦点距離のうちの少なくとも一方が異なる状態でスキャンして得られたものであることを特徴とする付記１記載の超音波画像の画像復元方法である。
（付記４）
更に、本発明は、位置ずれを補正したある時点のフレームの超音波画像と該ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とを合成することを、ある時点のフレームの超音波画像とこのある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とをそれぞれ局所的な領域に分割し，この局所的に分割された領域毎に異なる値の重みパラメータを設定し、重みが大きな領域ほど画像復元処理結果を大きく反映させることを特徴とする付記１記載の超音波画像の画像復元方法である。
（付記５）
更に、本発明は、位置ずれを補正した抽出したある時点のフレームの超音波画像とある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とを合成することによりある時点とある時点よりも前の時点との間の時点における１フレーム分の合成超音波画像を推定して作成することを特徴とする付記１記載の超音波画像の画像復元方法である。
（付記６）
更に、本発明は、試料は周期的な動作を行うものであり、撮像して得た画像は試料を周期の２倍以上の時間に亘って周期ごとの異なるスキャン条件でスキャンして得た超音波画像であり、ある時点のフレームの超音波画像とこのある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像を抽出することが、ある時点のフレームの超音波画像とこのある時点よりも１周期前の時点におけるフレームの超音波画像を抽出することであることを特徴とする付記１記載の超音波画像の画像復元方法である。
本発明は，超音波を被検体に送受信して画像を取得する超音波診断装置に利用でき，特に、取得した画像に対して画像処理によって，空間分解能あるいは時間分解能を向上させる処理を施す超音波画像の画像復元方法を備えた超音波診断装置に利用できる。
１００…被検体 １０１…超音波診断装置 １０２…駆動回路部 １０３…超音波プローブ １０４…受診回路部 １０５…画像生成部 １０６…画像処理部 １１２…スキャンコンバータ １１３…表示部 １２０…制御・記憶・処理部 １２１…入力部 １２２…制御部 １２３…記憶部 １２４…処理部。

Claims (18)

  1. 超音波プローブを用いて超音波信号で試料をスキャンし、
    該試料からの反射波を受信した信号から超音波画像を取得し、
    該取得した超音波画像を構成する一連のフレームの超音波画像の中からある時点のフレームの超音波画像と該ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像を抽出し、
    該抽出した前記ある時点のフレームの超音波画像と前記ある時点よりも前の時点におけ
    るフレームの超音波画像との位置ずれ量を算出し、
    該算出した位置ずれ量の情報を用いて前記抽出したある時点のフレームの超音波画像と
    前記ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像との間の位置ずれを補正し、
    復元画像を画像劣化させた画像と、前記取得した超音波画像との誤差が少なるようにして復元画像を求めることを特徴とする超音波画像の画像復元方法。
  2. 前記ある時点のフレームの超音波画像と前記抽出したある時点よりも前の時点における
    フレームの超音波画像とは、前記超音波プローブを用いて超音波信号で試料をスキャンす
    るときのスキャンの条件が異なる状態で得られたものであることを特徴とする請求項１記
    載の超音波画像の画像復元方法。
  3. 前記ある時点のフレームの超音波画像と前記抽出したある時点よりも前の時点における
    フレームの超音波画像とは、前記超音波プローブを用いて超音波信号で試料をスキャンす
    るときのスキャンの方位又は焦点距離のうちの少なくとも一方が異なる状態でスキャンし
    て得られたものであることを特徴とする請求項１記載の超音波画像の画像復元方法。
  4. 前記位置ずれを補正した前記ある時点のフレームの超音波画像と該ある時点よりも前の
    時点におけるフレームの超音波画像とを合成することを、前記ある時点のフレームの超音
    波画像と該ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とをそれぞれ局所的な
    領域に分割し，該局所的に分割された領域毎に異なる値の重みパラメータを設定し、前記
    重みが大きな領域ほど画像復元処理結果を大きく反映させることを特徴とする請求項１記
    載の超音波画像の画像復元方法。
  5. 該位置ずれを補正した前記抽出したある時点のフレームの超音波画像と前記ある時点よ
    りも前の時点におけるフレームの超音波画像とを合成することにより前記ある時点と前記
    ある時点よりも前の時点との間の時点における１フレーム分の合成超音波画像を推定して
    作成することを特徴とする請求項１記載の超音波画像の画像復元方法。
  6. 前記試料は周期的な動作を行うものであり、前記撮像して得た画像は前記試料を前記周
    期の２倍以上の時間に亘って前記周期ごとの異なるスキャン条件でスキャンして得た超音
    波画像であり、
    前記ある時点のフレームの超音波画像と該ある時点よりも前の時点におけるフレームの
    超音波画像を抽出することが、前記ある時点のフレームの超音波画像と該ある時点よりも
    １周期前の時点におけるフレームの超音波画像を抽出することであることを特徴とする請
    求項１記載の超音波画像の画像復元方法。
  7. 超音波プローブで試料をスキャンして該試料からの反射波を受信した反射波信号を受け
    る受信回路手段と、
    該受信回路手段で受信した反射波信号から超音波画像を生成する画像生成手段と、
    該画像生成手段で生成した超音波画像を復元処理する画像処理手段と、
    該画像処理手段で復元処理した超音波画像を画面上に表示する表示手段と
    を有し、
    前記画像処理手段は、前記画像生成手段で生成した超音波画像を構成する一連のフレームの超音波画像の中からある時点のフレームの超音波画像と該ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像を抽出し、該抽出した前記ある時点のフレームの超音波画像と前記ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像との位置ずれ量を算出し、該算出した位置ずれ量の情報を用いて前記抽出したある時点のフレームの超音波画像と前記ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像との間の位置ずれを補正し、復元画像を劣化させた画像と、取得した超音波画像との誤差が少なくなるようにして復元画像を求めることにより１フレーム分の合成超音波画像を復元処理することを特徴とする超音波画像の画像復元装置。
  8. 前記画像処理手段で処理する前記ある時点のフレームの超音波画像と前記抽出したある
    時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とは、前記超音波プローブを用いて超
    音波信号で試料をスキャンするときのスキャンの条件が異なる状態で得られたものである
    ことを特徴とする請求項７記載の超音波画像の画像復元装置。
  9. 前記画像処理手段で処理する前記ある時点のフレームの超音波画像と前記抽出したある
    時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とは、前記超音波プローブを用いて超
    音波信号で試料をスキャンするときのスキャンの方位又は焦点距離のうちの少なくとも一
    方が異なる状態でスキャンして得られたものであることを特徴とする請求項７記載の超音
    波画像の画像復元装置。
  10. 前記画像処理手段は、前記位置ずれを補正した前記ある時点のフレームの超音波画像と
    該ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とを合成することを、前記ある
    時点のフレームの超音波画像と該ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像
    とをそれぞれ局所的な領域に分割し，該局所的に分割された領域毎に異なる値の重みパラ
    メータを設定し、前記重みが大きな領域ほど画像復元処理結果を大きく反映させることを
    特徴とする請求項７記載の超音波画像の画像復元装置。
  11. 前記画像処理手段は、前記位置ずれを補正した前記抽出したある時点のフレームの超音
    波画像と前記ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とを合成することに
    より前記ある時点と前記ある時点よりも前の時点との間の時点における１フレーム分の合
    成超音波画像を推定して作成することを特徴とする請求項７記載の超音波画像の画像復元
    装置。
  12. 前記試料は周期的な動作を行うものであり、前記超音波プローブで撮像して得た画像は
    前記試料を前記周期の２倍以上の時間に亘って前記周期ごとの異なるスキャン条件でスキ
    ャンして得た超音波画像であり、前記画像処理手段において、前記ある時点のフレームの
    超音波画像と該ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像を抽出することが
    、前記ある時点のフレームの超音波画像と該ある時点よりも１周期前の時点におけるフレ
    ームの超音波画像を抽出することであることを特徴とする請求項７記載の超音波画像の画
    像復元装置。
  13. 超音波信号で試料をスキャンして該試料からの反射波を受信する超音波プローブと、
    前記超音波プローブで受信した反射波信号を処理して超音波画像を生成する超音波画像
    処理部と、
    を備えた超音波診断装置であって、
    前記超音波画像処理部は、
    前記反射波信号から超音波画像を生成する画像生成手段と、
    該画像生成手段で生成した超音波画像を復元処理する画像処理手段とを有し、
    前記画像処理手段は、前記画像生成手段で生成した超音波画像を構成する一連のフレームの超音波画像の中からある時点のフレームの超音波画像と該ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像を抽出し、該抽出した前記ある時点のフレームの超音波画像と前記ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像との位置ずれ量を算出し、該算出した位置ずれ量の情報を用いて前記抽出したある時点のフレームの超音波画像と前記ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像との間の位置ずれを補正し、復元画像を劣化させた画像と、取得した超音波画像との誤差が少なくなるようにして復元画像を求めることにより１フレーム分の合成超音波画像を復元処理することを特徴とする超音波診断装置。
  14. 前記画像処理手段で処理する前記ある時点のフレームの超音波画像と前記抽出したある
    時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とは、前記超音波プローブを用いて超
    音波信号で試料をスキャンするときのスキャンの条件が異なる状態で得られたものである
    ことを特徴とする請求項１３記載の超音波診断装置。
  15. 前記画像処理手段で処理する前記ある時点のフレームの超音波画像と前記抽出したある
    時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とは、前記超音波プローブを用いて超
    音波信号で試料をスキャンするときのスキャンの方位又は焦点距離のうちの少なくとも一
    方が異なる状態でスキャンして得られたものであることを特徴とする請求項１３記載の超
    音波診断装置。
  16. 前記画像処理手段は、前記位置ずれを補正した前記ある時点のフレームの超音波画像と
    該ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とを合成することを、前記ある
    時点のフレームの超音波画像と該ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像
    とをそれぞれ局所的な領域に分割し，該局所的に分割された領域毎に異なる値の重みパラ
    メータを設定し、前記重みが大きな領域ほど画像復元処理結果を大きく反映させることを
    特徴とする請求項１３記載の超音波診断装置。
  17. 前記画像処理手段は、前記位置ずれを補正した前記抽出したある時点のフレームの超音
    波画像と前記ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とを合成することに
    より前記ある時点と前記ある時点よりも前の時点との間の時点における１フレーム分の合
    成超音波画像を推定して作成することを特徴とする請求項１３記載の超音波診断装置。
  18. 前記試料は周期的な動作を行うものであり、前記超音波プローブで撮像して得た画像は
    前記試料を前記周期の２倍以上の時間に亘って前記周期ごとの異なるスキャン条件でスキ
    ャンして得た超音波画像であり、
    前記画像処理手段は、前記ある時点のフレームの超音波画像と該ある時点よりも前の時
    点におけるフレームの超音波画像を抽出することが、前記ある時点のフレームの超音波画
    像と該ある時点よりも１周期前の時点におけるフレームの超音波画像を抽出することであ
    ることを特徴とする請求項１３記載の超音波診断装置。
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