JP5461934B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、周期的に運動する対象組織の表示画像を形成する超音波診断装置に関する。

心臓などの運動を伴う組織の三次元超音波画像を形成する超音波診断装置が知られている。例えば、三次元空間内において超音波ビームをスキャン（走査）して三次元空間内からエコーデータを収集し、収集したエコーデータに基づいて三次元超音波画像を形成してリアルタイム表示する技術が知られている。但し、リアルタイム表示の場合には、スキャンレートとビーム密度とビーム範囲が互いにトレードオフの関係になるという原理的な制約がある。

三次元超音波画像のリアルタイム表示における原理的な制約を回避するための技術も提案されている。例えば、特許文献１には、心電信号などに同期させて三次元空間内において走査面を少しずつ移動させながら、走査面の各位置において複数の時相に亘って複数の断層画像データを収集し、収集された複数の断層画像データを並べ替えて再構成して三次元画像データを形成する技術（再構成処理）が記載されている。また、特許文献２には、心電信号を利用せずに、一定の時間間隔ごとに複数の断層画像データを抽出して再構成する技術が記載されている。

上述した再構成処理では、断層画像データを並べ替える際の時間間隔が心臓などの対象組織の運動に関する周期に一致していることが望ましい。仮に、この時間間隔が運動に関する周期からずれてしまうと、再構成により得られた動画像内において、心臓などの対象組織がゆがんで運動するように見えてしまう。

特許第３５３７５９４号公報 特開２００５−７４２２５号公報

上述した背景技術に鑑み、本願の発明者は、再構成処理により超音波画像を形成する技術について研究開発を重ねてきた。特に、再構成処理により得られる超音波画像の信頼性を高める技術に注目した。

本発明は、その研究開発の過程において成されたものであり、その目的は、対象組織に関する運動のゆがみを低減した再構成処理を実現することにある。

上記目的にかなう好適な超音波診断装置は、周期的に運動する対象組織を含む三次元空間に対して超音波を送受するプローブと、前記運動の複数の周期に亘って走査面を移動させつつ前記三次元空間内で複数の走査面を形成するようにプローブを制御する送受信制御部と、前記複数の走査面に対応した複数の画像で構成される画像列から、対象組織に関する運動の仮想周期に対応した間隔で複数の基準画像を探索する基準画像探索部と、前記複数の基準画像の各々を分割単位として前記画像列を複数の画像群に分割し、複数の画像群の各々から互いに周期的に対応した画像を抽出することにより、前記画像列を並べ替えて再構成画像列を得る再構成処理部と、前記再構成画像列に基づいて、運動に伴う対象組織の形態の時間変化を示した参照画像を形成する参照画像形成部と、前記参照画像を参照したユーザからの指示に応じて前記仮想周期を修正して修正仮想周期を設定する仮想周期設定部と、前記修正仮想周期に基づいて探索された前記複数の基準画像を利用して得られる前記再構成画像列に基づいて対象組織の再構成画像を形成する再構成画像形成部と、を有することを特徴とする。

望ましい具体例において、前記参照画像形成部は、前記参照画像として、前記走査面と交わる平面に対応した断層参照画像を形成することを特徴とする。

望ましい具体例において、前記参照画像形成部は、対象組織の拡張部位と縮小部位を互いに異なる表示態様で示した断層参照画像を形成することを特徴とする。

望ましい具体例において、前記超音波診断装置は、互いに異なる時相の前記再構成画像列から同一の位置に対応した複数の画像を抽出し、抽出された画像間の差分値を算出する画像評価部を有する、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記基準画像探索部は、前記画像列を構成する複数の画像の各々に対応した相互差分値に基づいて、最大の相互差分値に対応した一つの画像を代表基準画像とし、その代表基準画像を起点として、極大の相互差分値に対応した複数の画像の中から、前記修正仮想周期だけ離れた位置に最も近い画像を次々に探索し、前記複数の基準画像とする、ことを特徴とする。

本発明により、対象組織に関する運動のゆがみを低減した再構成処理が実現される。

本発明の実施において好適な超音波診断装置の全体構成を示す図である。 本実施形態における三次元的な走査を説明するための図である。 断面差分値の変化を示す図である。 再構成処理部による処理を説明するための図である。 再構成処理部による別の好適な処理を説明するための図である。 参照画像として形成される対象組織の断層画像を説明するための図である。 参照画像内における対象組織の表示態様を説明するための図である。 ゆがみを低減した再構成処理を説明するためのフローチャートである。 基準画像の位置の補正を説明するための図である。

以下に本発明の好適な実施形態を説明する。

図１は、本発明の実施において好適な超音波診断装置の全体構成を示す図である。プローブ１０は、対象組織を含む三次元空間内において超音波を送受する。プローブ１０は、各々が超音波を送受する複数の振動素子を備えており、複数の振動素子がビームフォーマ１２によって送信制御されて送信ビームが形成される。また、複数の振動素子が対象組織から反射された超音波を受波し、これにより得られた信号がビームフォーマ１２へ出力され、ビームフォーマ１２が受信ビームを形成する。

本実施形態のプローブ１０は、超音波ビーム（送信ビームと受信ビーム）を三次元空間内において走査して立体的にエコーデータを収集する３Ｄプローブである。例えば、一次元的に配列された複数の振動素子（１Ｄアレイ振動子）によって電子的に形成される走査面を機械的に動かすことにより超音波ビームが三次元的に走査される。また、二次元的に配列された複数の振動素子（２Ｄアレイ振動子）を電子的に制御して超音波ビームを三次元的に走査してもよい。

ビームフォーマ１２は、プローブ１０が備える複数の振動素子の各々に対応した送信信号を供給することにより超音波の送信ビームを形成する。また、ビームフォーマ１２は、プローブ１０が備える複数の振動素子の各々から得られる受信信号に対して整相加算処理などを施すことにより超音波の受信ビームを形成し、受信ビームに沿って得られるエコーデータを出力する。本実施形態において、対象組織は、周期的に運動する組織であり、例えば胎児の心臓などである。

図２は、本実施形態における三次元的な走査を説明するための図である。図２において対象組織を含む三次元空間はＸＹＺ直交座標系で表現されている。本実施形態では、ＸＹ平面に対してほぼ平行となるように走査面Ｓが形成され、その走査面ＳをＺ軸方向にゆっくりと移動させつつ、Ｚ軸方向に沿って複数の走査面Ｓが形成される。走査面Ｓは、胎児の心臓などの周期的な運動に関する複数の周期に亘って、例えば約８秒で約２０心拍を含む期間に亘って、Ｚ軸方向にゆっくりと移動する。

図１に戻り、胎児の心拍の複数の周期に亘ってＺ軸方向に沿って複数の走査面が形成されると、各走査面ごとに断層画像データが収集され、複数の走査面に対応した複数の断層画像データが次々に前メモリ１４に記憶される。

エラー判定部１６は、前メモリ１４に記憶された複数の断層画像データから得られる画像間の差分量に基づいて、複数の断層画像データが良好か否かを判定する。例えば胎児や母体やプローブの動きにより画像内で胎児の心臓が大きく動いてしまい、良好な画像が得られない可能性がある。そこで、エラー判定部１６は、診断のための良好な画像が得られるか否かを判定する。その判定にあたって、エラー判定部１６は、次式で定義される断面差分値を利用する。

数１式におけるｘ，ｙ，ｚは、図２のＸＹＺ直交座標系における各軸上の座標値でありｐは断層画像データ内の各座標に対応した画素値である。数１式により、Ｚ軸方向に隣接する２つの断層画像データ間の差分値が算出される。

図３は、断面差分値の変化を示す図であり、図３の横軸は、各断層画像データの位置を示している。つまり、図３の横軸は、各走査面の位置と各走査面が得られた時間に対応しており、図２のＺ軸（時間の経過に伴う位置の変化方向）に対応している。

胎児の心臓が大きく移動してしまうことが無ければ、隣接する断層画像データは互いに似たものとなり、数１式により得られる差分値は比較的小さくなる。一方、例えば胎児自身の動き、母体の呼吸動作、プローブの位置の大きなずれなどがあると、断層画像内において胎児の心臓が大きく動いてしまい、隣接する断層画像データ間の差分値が比較的大きくなる。そこで、エラー判定部１６は、断面差分値が所定の閾値を超えた場合に、画像内において心臓が大きくずれてしまったと判断する。

図１に戻り、エラー判定部１６により心臓が大きくずれてしまったと判断されると、制御部４０は、例えば、ビームフォーマ１２などを制御して、断層画像データの収集を中止させる。なお、制御部４０は、図１内の各部を集中的に制御しており、例えば、エラー判定部１６によりエラーであると判断された場合に、エラーである旨を示す表示や警告などを表示部３０に表示させてもよい。エラー判定部１６によりエラーの判定が成されなければ、前メモリ１４に記憶された複数の断層画像データに基づいて、後述する処理が実行される。

基準画像探索部２６は、前メモリ１４に記憶された複数の断層画像データの中から、対象組織に関する運動の周期に対応した仮想周期の間隔で複数の基準画像を探索する。仮想周期は、仮想周期設定部２４により設定される。

複数の基準画像が探索されると、再構成処理部２０は、複数の基準画像の各々を分割の単位とすることにより、前メモリ１４に記憶された複数の断層画像データを複数の画像群に分割し、複数の画像群の各々から互いに周期的に対応した複数の断層画像データを抽出することにより、再構成処理（再構築処理）を実現する。再構成処理部２０は、前メモリ１４に記憶された複数の断層画像データを再構成して後メモリ２８に記憶する。

図４は、再構成処理部２０による処理を説明するための図であり、図４には、前メモリ１４に記憶されるデータと後メモリ２８に記憶されるデータの対応関係が示されている。図４において、「断層画像Ｚｎ（ｎ＝１，２，３，・・・，６０）」は、Ｚ軸（図２参照）上における座標Ｚｎの位置の断層画像データを意味している。

前メモリ１４には、Ｚ軸方向に沿って次々に形成される複数の走査面に対応した複数の断層画像データが形成された順に記憶されている。つまり、前メモリ１４には、いくつかの断層画像に続いて、断層画像Ｚ１，断層画像Ｚ２，・・・，断層画像Ｚ６０，・・・の順に複数の断層画像データからなる画像列が記憶されている。

再構成処理部２０は、複数の基準画像の各々を分割の単位とすることにより、前メモリ１４に記憶された複数の断層画像データを複数の画像群に分割する。そして、複数の画像群の各々から、互いに周期的に対応した複数の断層画像データが抽出される。

図４において、断層画像Ｚ１，断層画像Ｚ１５，・・・，断層画像Ｚ５１が基準画像探索部２６により探索された複数の基準画像である。再構成処理部２０は、互いに周期的に対応した複数の断層画像データとして、まず、基準画像である断層画像Ｚ１，断層画像Ｚ１５，・・・，断層画像Ｚ５１を抽出する。そして、抽出された断層画像Ｚ１，断層画像Ｚ１５，・・・，断層画像Ｚ５１が一つのデータブロックとなって後メモリ２８内に記憶される。

次に、再構成処理部２０は、互いに周期的に対応した複数の断層画像データとして、複数の基準画像の各々に対してＺ軸方向の正方向に隣接する複数の断層画像を抽出する。つまり、断層画像Ｚ２，断層画像Ｚ１６，・・・，断層画像Ｚ５２が抽出され、これらが一つのデータブロックとなって後メモリ２８内に記憶される。

さらに、再構成処理部２０は、断層画像Ｚ２，断層画像Ｚ１６，・・・，断層画像Ｚ５２の各々に対してＺ軸方向の正方向に隣接する複数の断層画像を抽出する。こうして、複数の基準画像の各々を起点として、互いに周期的に対応した複数の断層画像のデータブロックが次々に抽出されて、後メモリ２８内に記憶される。

なお、上述した再構成処理において、前メモリ１４に記憶された複数の断層画像の中で再構成処理に利用されない断層画像があってもよい。例えば、前メモリ１４の中の断層画像Ｚ１０と断層画像Ｚ１５の間の断層画像（Ｚ１１〜Ｚ１４）などが再構成処理に利用されなくてもよい。

こうして、上述した再構成処理により、後メモリ２８内に、複数のデータブロックが形成される。例えば、断層画像Ｚ１，断層画像Ｚ１５，・・・，断層画像Ｚ５１が一つのデータブロックとなり、断層画像Ｚ２，断層画像Ｚ１６，・・・，断層画像Ｚ５２が次の一つのデータブロックとなる。なお、図４に示す例においては、基準画像に対応したデータブロックを複数のデータブロックの先頭としているが、基準画像に対応したデータブロックを中心として、複数のデータブロックを形成してもよい。

図５は、再構成処理部２０による別の好適な処理を説明するための図であり、図４と同様に、図５には、前メモリ１４に記憶されるデータと後メモリ２８に記憶されるデータの対応関係が示されている。

図５に示す例においても、再構成処理部２０は、複数の基準画像の各々を分割の単位とすることにより、前メモリ１４に記憶された複数の断層画像データを複数の画像群に分割する。その際、データブロック数をｅとした場合に、各基準画像の位置を中心として各基準画像からＺ軸の負方向へｅ／２枚の断層画像とＺ軸の正方向へｅ／２枚の断層画像とを一つの画像群とする。

例えば、図５に示す前メモリ１４内において、基準画像である断層画像Ｚ１５を中心として、Ｚ軸の負方向にあるｅ／２枚の断層画像Ｚ１４，断層画像Ｚ１３，・・・と、Ｚ軸の正方向にあるｅ／２枚の断層画像Ｚ１６，断層画像Ｚ１７，・・・と、により、断層画像Ｚ１５を中心としたｅ枚の断層画像からなる画像群が形成される。同様に、基準画像である断層画像Ｚ３２を中心としたｅ枚の断層画像からなる画像群が形成され、基準画像である断層画像Ｚ５１を中心としたｅ枚の断層画像からなる画像群が形成される。

そして、図５に示す例においても、複数の画像群の各々から、互いに周期的に対応した複数の断層画像データが抽出される。つまり、再構成処理部２０は、各画像群の各々から、まず、Ｚ軸上において最も小さい位置にある断層画像を抽出して一つのデータブロックとし、次に、Ｚ軸上において２番目に小さい位置にある断層画像を抽出して一つのデータブロックとする。この抽出処理をＺ軸上において最も小さい位置から順に最も大きい位置まで続けることにより、総数ｅ個のデータブロックが後メモリ２８内に形成される。

図５には、総数ｅ個のうちの３個のデータブロックが図示されている。つまり、各々が基準画像の一つ前にある断層画像Ｚ１４，断層画像３１，・・・，断層画像５０で構成されるデータブロックと、基準画像である断層画像Ｚ１５，断層画像３２，・・・，断層画像５１で構成されるデータブロックと、各々が基準画像の一つ後にある断層画像Ｚ１６，断層画像３３，・・・，断層画像５２で構成されるデータブロックが図示されている。

このように、図５の例においては、複数の基準画像の各々を中心として、互いに周期的に対応した複数の断層画像のデータブロックが次々に抽出されて、後メモリ２８内に記憶される。

なお、図５に示す例では、各基準画像の位置を中心として各基準画像からＺ軸の負方向へｅ／２枚の断層画像とＺ軸の正方向へｅ／２枚の断層画像とを一つの画像群としているが、各基準画像の位置を中心からずらして一つの画像群を形成してもよい。つまり、各基準画像に対してその前後に異なる枚数の断層画像を加えて一つの画像群を形成してもよい。この場合、後メモリ２８内において、基準画像に対応したデータブロックが全データブロックの中心からずれることになる。

図１に戻り、参照画像形成部３０は、後メモリ２８に記憶された再構成処理後の画像列に基づいて、運動に伴う対象組織の形態の時間変化を示した参照画像を形成する。参照画像形成部３０は、参照画像として、走査面に直交する平面による対象組織の断層画像を形成し、さらに、その断層画像内において対象組織の拡張部位と縮小部位を互いに異なる表示態様で表示する。

図６は、参照画像として形成される対象組織の断層画像を説明するための図である。図６（Ｉ）には、再構成処理後の画像列に含まれる複数の断層画像Ｓｒが図示されている。図６（Ｉ）のＸＹＺ座標系は、再構成処理前の図２のＸＹＺ座標系に対応している。図２に示す複数の走査面Ｓに対応した複数の断層画像から、再構成処理により、互いに周期的に対応した図６の複数の断層画像Ｓｒが抽出される。これら複数の断層画像Ｓｒは、例えば、図４に示す後メモリ２８に記憶された断層画像Ｚ１，断層画像Ｚ１５，・・・，断層画像Ｚ５１であり、これら複数の断層画像Ｓｒがある時相（例えば時相Ｔ１）の再構成画像となる。

参照画像形成部３０は、複数の断層画像Ｓｒにより構成される再構成画像に対して平面Ｒ１または平面Ｒ２を設定する。平面Ｒ１は、ＹＺ平面に対して平行な面であり、断層画像Ｓｒ（走査面）に対して直交する。また、平面Ｒ２は、ＺＸ平面に対して平行な面であり、断層画像Ｓｒ（走査面）に対して直交する。平面Ｒ１と平面Ｒ２は、対象組織の中央部分を含むように設定されることが望ましい。例えば、ユーザが再構成後の表示画像を見ながらその表示画像内に平面Ｒ１または平面Ｒ２の位置を指定してもよいし、参照画像形成部３０が二値化処理などにより再構成画像内の対象組織部分を識別し、その対象組織部分の重心を通るように平面Ｒ１または平面Ｒ２を設定してもよい。

平面Ｒ１または平面Ｒ２が設定されると、参照画像形成部３０は、図６（ＩＩ）に示すように、平面Ｒ１または平面Ｒ２による対象組織の断層像５０を形成する。さらに、参照画像形成部３０は、断層像５０内において対象組織の拡張部位と縮小部位を互いに異なる表示態様で表示する。

図７は、参照画像内における対象組織の表示態様を説明するための図である。参照画像形成部３０は、対象組織の断層像５０内において対象組織の拡張部位と縮小部位を互いに異なる表示態様で表示する。参照画像形成部３０は、平面Ｒ１（または平面Ｒ２）による対象組織の断層像５０を複数の時相に亘って形成する。そして、各時相ごとに、例えば二値化処理などを利用して対象組織を抽出し、対象組織とそれ以外の組織とを識別する。ちなみに、対象組織が心臓であれば、心臓内（心腔）は他の組織に比べてエコー値が小さいため、二値化処理などによりエコー値の小さい部分を抽出して、他の組織から心臓内（心腔）を識別することができる。もちろん二値化処理に加えて公知のノイズ除去処理やラベリング処理などを利用して抽出の精度を高めてもよい。

複数の時相に亘って各時相ごとに対象組織の断層像５０が抽出されると、参照画像形成部３０は、時相間における断層像５０の変化から、拡張部位と縮小部位を識別する。例えば、時相Ｔ１において他の組織に対応していた画像部分が、次の時相Ｔ２において対象組織に対応した画像部分に変化した場合に、その画像部分が拡張部位とされる。また、時相Ｔ１において対象組織に対応していた画像部分が、次の時相Ｔ２において他の組織に対応した画像部分に変化した場合に、その画像部分が縮小部位とされる。

図７（Ａ）（Ｂ）には、表示態様の一例が示されている。参照画像形成部３０は、対象組織の断層像５０のうち、拡張部位を例えば青や緑などの寒色系で表示し、縮小部位を例えば赤や黄色などの暖色系で表示する。

例えば、図７（Ａ）に示すように、破線で示す１時相前の状態から実線で示す断層像５０に変化した場合に、破線と実線で囲まれた領域５４が拡張部位と判断され、領域５４が寒色系で表現される。また、破線と実線で囲まれた領域５２は縮小部位と判断され、領域５２は暖色系で表現される。図７（Ａ）に示す状態は、拡張部位に対応した領域５４と縮小部位に対応した領域５２が含まれており、対象組織（例えば心臓）が部分的に拡大して部分的に縮小するゆがんだ動画像に相当する。

これに対し、図７（Ｂ）に示す状態は、破線と実線で囲まれた領域５４が拡張部位と判断され、対象組織（例えば心臓）が全体的に一様に拡大しており、ゆがみが少ない（望ましくは完全にゆがみが無い）動画像に相当する。

なお、拡張部位を暖色系として縮小部位を寒色系としてもよいし、他の色が利用されてもよい。さらに、色による識別に代えて、互いに異なる塗りつぶしパターンなどが利用されてもよい。

図１に戻り、参照画像形成部３０において参照画像が形成されると、その参照画像が表示部３６に表示される。図１の超音波診断装置のユーザ（検査者）は、表示部３６に表示される参照画像を見て、心臓などの対象組織に関する動画像のゆがみを評価する。ゆがみが大きい場合（例えば図７（Ａ）の画像の場合）、ユーザは操作デバイス２２を利用して仮想周期を修正する。

仮想周期設定部２４は、ユーザからの指示に応じて仮想周期を修正する。そして、修正された仮想周期に基づいて基準画像探索部２６が複数の基準画像を探索し、これら複数の基準画像に基づいて再構成処理部２０が再構成処理を実行する。こうして得られた再構成後の画像列に基づいて参照画像形成部３０が参照画像を形成し、ユーザがその参照画像を見てゆがみを評価する。そして、仮想周期の修正とゆがみの評価が繰り返し実行され、ゆがみが小さくなるように仮想周期が調整される。

画像評価部３２は、ユーザがゆがみを評価する際の指標となる評価値を算出する。画像評価部３２は、後メモリ２８に記憶された、互いに異なる時相の画像列から、対象組織の同一位置に対応した複数の画像を抽出し、抽出された画像間の差分値を算出する。画像評価部３２は、差分値として、例えば次式のボリューム間差分値を算出する。

数２式におけるｘ，ｙ，ｚは、図６（Ｉ）のＸＹＺ直交座標系における各軸上の座標値であり、ｐは断層画像データ内の各座標に対応した画素値である。また、ｖはボリューム番号（時相）であり、座標Ｚ／２がＺ軸方向の中心位置、例えば対象組織の中心位置である。数２式により、ボリュームｖとボリューム（ｖ−１）の再構成画像から得られるＺ軸方向の中心位置における２つの断層画像データの差分値が算出される。

画像評価部３２により算出された差分値は、例えば、参照画像形成部３０において形成される参照画像と共に表示部３６に表示される。例えば、図７（Ａ）（Ｂ）のように表示される断層像５０の隣に、差分値の大きさに対応した長さのバーが表示される。もちろん差分値の大きさが数値などで表示されてもよい。

ユーザからの指示に応じて仮想周期が修正され、ゆがみを小さくする仮想周期が設定されると、三次元画像形成部３４は、後メモリ２８に記憶された再構成後の複数の断層画像データ（再構成後の画像列）に基づいて、胎児の心臓などの対象組織を立体的に映し出す三次元画像データを形成する。

三次元画像形成部３４は、後メモリ２８に記憶された一つのデータブロックに基づいて各時相の三次元画像データを形成する。例えば、図４に示す後メモリ２８に記憶された断層画像Ｚ１，断層画像Ｚ１５，・・・，断層画像Ｚ５１に基づいて時相Ｔ１の三次元画像データが形成され、断層画像Ｚ２，断層画像Ｚ１６，・・・，断層画像Ｚ５２に基づいて時相Ｔ２の三次元画像データが形成される。または、図５に示す後メモリ２８に形成された総数ｅ個のデータブロックの各々に基づいて各時相の三次元画像データが形成されることにより、時相Ｔ１〜Ｔｅまでの三次元画像データが形成される。図５を利用して説明した再構成処理においては、心拍などの周期的な運動の時相的な基準となる基準画像に対応した三次元画像データが、時相Ｔ１〜Ｔｅまでの三次元画像データの中心に配置される。つまり、互いの時相関係が最も一致していると考えられる基準画像による三次元画像データを時相Ｔ１〜Ｔｅの中心に配置することが可能になる。

三次元画像形成部３４は、例えば、ボリュームレンダリング法や積算法や投影法などの各種の手法を適用して、各時相ごとに複数の時相に亘って三次元画像データを形成する。こうして、複数の時相に亘って形成された三次元画像データに対応した画像が表示部３６に表示され、擬似的にリアルタイムの三次元動画像が表示される。例えば、時相Ｔ１から最終時相Ｔｅまでの三次元画像データに対応した画像が繰り返し表示されてループ再生が実行されてもよい。

図８は、ゆがみを低減した再構成処理を説明するためのフローチャートである。図１に示した部分（構成）については図１の符号を利用し、図８に示す各ステップの処理について説明する。

まず、図２を利用して説明したように、対象組織の運動に関する複数の周期に亘ってＺ軸方向に沿って複数の走査面が形成され、各走査面ごとに断層画像データが収集されて前メモリ１４に記憶される（Ｓ８０１）。なお、エラー判定部１６により、前メモリ１４に記憶された複数の断層画像データから得られる画像間の差分量に基づいて、複数の断層画像データが良好か否かを判定してもよい。

次に、複数の基準画像を抽出するための仮想周期が設定される（Ｓ８０２）。例えば、予め設定された初期値に仮想周期が設定される。そして、設定された仮想周期に基づいて図４と図５を利用して説明したように、再構成処理が実行されて後メモリ２８に再構成後の画像列が記憶される（Ｓ８０３）。

再構成処理が実行されると、参照画像形成部３０により、図７に示したような参照画像が形成され（Ｓ８０４）、ユーザがその参照画像を見てゆがみを評価する（Ｓ８０５）。ゆがみが大きい（ＮＧ）と判断した場合、ユーザは操作デバイス２２を利用して仮想周期を修正し、仮想周期設定部２４が修正された仮想周期を設定する（Ｓ８０２）。そして、Ｓ８０２からＳ８０４までの処理が再び実行され、ユーザが参照画像を見てゆがみを評価する（Ｓ８０５）。

Ｓ８０２からＳ８０５までの処理が繰り返し実行され、Ｓ８０５においてゆがみが小さい（ＯＫ）と判断されると、基準画像探索部２６により、基準画像の位置が補正される（Ｓ８０６）。

図９は、基準画像の位置の補正を説明するための図である。基準画像の位置の補正を行うにあたって、基準画像探索部２６は、前メモリ１４に記憶された画像列に基づいて、次式で定義される相互差分値を算出する。

数３式おけるｘ，ｙ，ｚは、図２のＸＹＺ直交座標系における各軸上の座標値であり、ｐは断層画像データ内の各座標に対応した画素値である。数３式においては、Ｚ軸方向に隣接する２つの断層画像データ間の２つの画素値の差分に対して、一方の画素値が乗算されている。これにより、心臓が収縮する場合に比べて心臓が拡張する場合に相互差分値が比較的大きな値となり、単純な差分値では識別が難しい拡張と収縮を相互差分値により識別することが可能になる。

例えば、ある断層画像データｚ内において、画素ｐ（ｘ，ｙ，ｚ）が心臓内壁の近傍の心筋であると仮定し、その画素値をｐ（ｘ，ｙ，ｚ）＝１００とする。心臓が拡張して心腔が大きくなると、断層画像データｚに続いて得られる断層画像データｚ＋１内において画素ｐ（ｘ，ｙ，ｚ＋１）が心腔の画素となる。心筋に比べて心腔の画素値は小さいためその画素値をｐ（ｘ，ｙ，ｚ＋１）＝１０とする。この例において、数３式の右辺の絶対値を算出すると１００×（１００−１０）＝９０００となる。心臓が拡張する場合には、心臓内壁の周辺において、心筋から心腔に変化する画素が多く発生するため、数３式の相互差分値の値が比較的大きくなる。

一方、心臓が収縮する場合には、上記の例とは反対の現象が発生する。つまり、心臓が収縮して心腔が小さくなるため、心腔に対応した画素ｐ（ｘ，ｙ，ｚ）＝１０から、心筋に対応した画素ｐ（ｘ，ｙ，ｚ＋１）＝１００に変化する。この例において、数３式の右辺の絶対値を算出すると｜１０×（１０−１００）｜＝９００となり、拡張の場合における値９０００よりも小さくなる。そのため、拡張と収縮を相互差分値により識別することが可能になる。

図９（Ａ）〜（Ｃ）の各々には、基準画像探索部２６において算出された相互差分値の変化が図示されている。つまり、図９において、横軸は、各断層画像データの位置（各走査面の位置と時間）を示しており、図２のＺ軸（時間の経過に伴う位置の変化方向）に対応している。数３式を利用してＺ軸上の各位置（ｚ）において相互差分値が算出されると心臓が拡張する場合に相互差分値が比較的大きな値となる。

基準画像の探索にあたって、基準画像探索部２６は、まず、複数の断層画像の中から代表となる基準画像（代表基準画像）を探索する。基準画像探索部２６は、図９（Ａ）に示すように、例えば相互差分値が最大となる位置に対応した断層画像データを代表基準画像（代表基準断面）とする。そして、基準画像探索部２６は、代表基準画像を起点として、極大の相互差分値に対応した複数の断層画像の中から、仮想周期設定部２４（図１）により設定された仮想周期、つまり、ゆがみを小さくすると判断された仮想周期だけ離れた位置に最も近い断層画像を次々に探索する。

まず、図９（Ａ）に示すように、代表基準画像からＺ軸方向の正方向と負方向に仮想周期（ＶＨＲ）だけ離れた位置に最も近い断層画像が探索されて基準画像とされる。次に、基準画像探索部２６は、図９（Ｂ）に示すように、探索された基準画像から仮想周期（ＶＨＲ）だけ離れた位置に最も近い断層画像を探索して新たな基準画像とする。図９（Ｂ）において、破線の矢印が複数の基準画像（基準断面）の位置を示している。

基準画像探索部２６は、代表基準画像を起点として次々に複数の基準画像を探索する。こうして、極大の相互差分値に対応した複数の断層画像の中から、図９（Ｃ）に示すように複数の基準画像が探索される。図９（Ｃ）において、破線の矢印が複数の基準画像（基準断面）の位置を示している。このように基準画像の位置が補正されることにより、心拍の周期が不安定な胎児の心臓などを診断対象とする場合においても、周期の変動に応じて適切な基準画像が探索される。

図８に戻り、基準画像の位置が補正されると、補正された複数の基準画像に基づいて、図４と図５を利用して説明したように再構成処理が実行され（Ｓ８０７）、三次元画像形成部３４により再構成後の画像列に基づいて再構成画像が形成され、再構成画像が表示部３６に表示される（Ｓ８０８）。こうして、ゆがみが低減された、望ましくは完全にゆがみが除去された再構成画像が表示される。

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。

１０ プローブ、１２ ビームフォーマ、１６ エラー判定部、２０ 再構成処理部、２２ 操作デバイス、２４ 仮想周期設定部、２６ 基準画像探索部、３０ 参照画像形成部、３２ 画像評価部。

Claims (5)

1. 周期的に運動する対象組織を含む三次元空間に対して超音波を送受するプローブと、
   前記運動の複数の周期に亘って走査面を移動させつつ前記三次元空間内で複数の走査面を形成するようにプローブを制御する送受信制御部と、
   前記複数の走査面に対応した複数の画像で構成される画像列から、対象組織に関する運動の仮想周期に対応した間隔で複数の基準画像を探索する基準画像探索部と、
   前記複数の基準画像の各々に基づいて前記画像列を複数の画像群に分割し、複数の画像群の各々から互いに周期的に対応した画像を抽出することにより、前記画像列を並べ替えて再構成画像列を得る再構成処理部と、
   前記再構成画像列に基づいて、運動に伴う対象組織の形態の時間変化を示した参照画像を形成する参照画像形成部と、
   前記参照画像を参照したユーザからの指示に応じて前記仮想周期を修正して修正仮想周期を設定する仮想周期設定部と、
   前記修正仮想周期に基づいて探索された前記複数の基準画像を利用して得られる前記再構成画像列に基づいて対象組織の再構成画像を形成する再構成画像形成部と、
   を有する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
2. 請求項１に記載の超音波診断装置において、
   前記参照画像形成部は、前記参照画像として、前記走査面と交わる平面に対応した断層参照画像を形成する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
3. 請求項２に記載の超音波診断装置において、
   前記参照画像形成部は、対象組織の拡張部位と縮小部位を互いに異なる表示態様で示した断層参照画像を形成する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
4. 請求項１から３のいずれか１項に記載の超音波診断装置において、
   互いに異なる時相の前記再構成画像列から同一の位置に対応した複数の画像を抽出し、抽出された画像間の差分値を算出する画像評価部を有する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
5. 請求項１から４のいずれか１項に記載の超音波診断装置において、
   前記基準画像探索部は、前記画像列を構成する複数の画像の各々に対応した相互差分値に基づいて、最大の相互差分値に対応した一つの画像を代表基準画像とし、その代表基準画像を起点として、極大の相互差分値に対応した複数の画像の中から、前記修正仮想周期だけ離れた位置に最も近い画像を次々に探索し、前記複数の基準画像とする、
   ことを特徴とする超音波診断装置。

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