JP5803909B2 - 超音波画像生成装置及び画像生成方法 - Google Patents

超音波画像生成装置及び画像生成方法 Download PDF

Info

Publication number
JP5803909B2
JP5803909B2 JP2012514012A JP2012514012A JP5803909B2 JP 5803909 B2 JP5803909 B2 JP 5803909B2 JP 2012514012 A JP2012514012 A JP 2012514012A JP 2012514012 A JP2012514012 A JP 2012514012A JP 5803909 B2 JP5803909 B2 JP 5803909B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
image
section
ultrasonic
cross
specific cross
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
JP2012514012A
Other languages
English (en)
Other versions
JPWO2012086152A1 (ja
Inventor
遠間　正真
正真 遠間
淳 大宮
淳 大宮
文平 田路
文平 田路
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Konica Minolta Inc
Original Assignee
Konica Minolta Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Konica Minolta Inc filed Critical Konica Minolta Inc
Priority to JP2012514012A priority Critical patent/JP5803909B2/ja
Publication of JPWO2012086152A1 publication Critical patent/JPWO2012086152A1/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP5803909B2 publication Critical patent/JP5803909B2/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/42—Details of probe positioning or probe attachment to the patient
    • A61B8/4245—Details of probe positioning or probe attachment to the patient involving determining the position of the probe, e.g. with respect to an external reference frame or to the patient
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/42—Details of probe positioning or probe attachment to the patient
    • A61B8/4245—Details of probe positioning or probe attachment to the patient involving determining the position of the probe, e.g. with respect to an external reference frame or to the patient
    • A61B8/4263—Details of probe positioning or probe attachment to the patient involving determining the position of the probe, e.g. with respect to an external reference frame or to the patient using sensors not mounted on the probe, e.g. mounted on an external reference frame
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/483—Diagnostic techniques involving the acquisition of a 3D volume of data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • A61B8/523—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for generating planar views from image data in a user selectable plane not corresponding to the acquisition plane
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4417—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to combined acquisition of different diagnostic modalities
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/06—Measuring blood flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0891—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of blood vessels
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/485—Diagnostic techniques involving measuring strain or elastic properties
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/488—Diagnostic techniques involving Doppler signals

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)

Description

本発明は、超音波画像生成装置及び画像生成方法に関し、特に、被検体を超音波プローブで複数方向から走査することにより得られた複数の超音波画像から、被検体の特定断面の断面画像を生成する超音波画像生成装置に関する。
生体の画像診断装置としては、エックス線診断装置、ＭＲ（磁気共鳴）診断装置、及び、超音波診断装置が普及している。なかでも、超音波診断装置は、非侵襲性及び実時間性などの利点を持ち、検診も含めて広く診断に利用されている。診断部位は心臓、肝臓、及び乳房など多岐に渡っている。その一例として乳癌の罹患率の高さ、及び患者数の伸びなどから、乳房が特に重要度の高い部位の一つである。
以下、乳房を診断する場合を例に説明する。超音波による乳房の診断では、乳房上で超音波プローブを走査させながらイメージングを行う。このとき、超音波プローブと乳房との接触状態、又は、乳房の変形に起因して、超音波画像の画質劣化又は乳腺組織の変形が発生する。これにより、１方向からの超音波画像だけでは正確な診断が困難な場合がある。
そこで、超音波プローブの走査により得られた時間的に異なる複数の超音波画像から乳房内の三次元組織構造を構築する手法が近年注目されている。この手法では、複数の方向から同一領域を観察することにより診断精度を向上できる。三次元組織構造を構築する際には、それぞれの超音波画像を、超音波画像の位置情報（超音波プローブの位置及び向き）に基づいて三次元空間内にマッピングする。位置情報は、カメラ、磁気或いは加速度などの各種センサー、又は、ロボットアームなどから取得する。
以下に、超音波画像取得時の位置情報に基づいて三次元組織構造を構築し、そこから任意断面の画像を合成する従来の超音波診断装置について図１６及び図１７を参照して説明する。
図１６は従来の超音波画像生成装置５００（超音波診断装置）の全体構成を示すブロック図である。超音波プローブ１０１内に配置された圧電素子などのエレメントは、送信部１０２から出力される駆動信号に基づいて超音波信号を発生する。超音波信号は、乳腺又は筋肉など生体内の構造により反射され、反射成分の一部は再び超音波プローブ１０１に戻り、受信される。受信部１０３は、受信した反射信号に対して、増幅、Ａ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換、及び各エレメントの信号の遅延加算処理などを行うことで、受信ＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）信号を生成する。
ここで、送信部１０２及び受信部１０３の動作は、送受信制御部１０４により制御される。具体的には、送受信制御部１０４は、送信部１０２に対しては、所定の走査を行うために駆動電圧の切り替え及び送信周波数の設定などを行う。また、送受信制御部１０４は、受信部１０３に対しては、受信ビームフォーミングを実施するための遅延時間の設定などを行う。受信ＲＦ信号は、Ｂモード処理部１０５、ドップラー処理部１０６、及びストレイン処理部１０７に入力される。
Ｂモード処理部１０５は、受信ＲＦ信号に対して対数増幅及び包絡線検波処理などを行うことで、信号強度が輝度の大きさで表されるＢモードデータ（Ｂモード画像とも呼ぶ）を生成する。そして、Ｂモード処理部１０５は、このＢモードデータを画像メモリ１０８に出力する。
ドップラー処理部１０６は、受信ＲＦ信号を周波数領域で解析し、血流又は組織の動きに起因するドップラー効果に基づいて流速又は組織の運動速度などを計算する。そして、ドップラー処理部１０６は、計算結果をドップラーデータとして画像メモリ１０８に出力する。
ストレイン処理部１０７は、受信ＲＦ信号から取得した特定部位の動きを利用して、例えば、異なる２点間の組織の歪み量を計算する。そして、ストレイン処理部１０７は、計算結果をストレインデータとして画像メモリ１０８に出力する。
画像処理部５０９は、画像メモリ１０８に保持された各種データから表示用のデータを選択し、選択したデータに所定の画像処理を適用する。そして、処理結果が表示部１１２により表示される。
位置情報取得部１１０及び断面位置指示部１１１は、三次元空間内で所望の断面を取得するために必要な断面の位置情報を画像処理部５０９に入力する。
具体的には、位置情報取得部１１０は、カメラ又は磁気センサーなどの出力信号に基づいて超音波画像取得時における超音波プローブ１０１の位置情報２０３を取得する。
断面位置指示部１１１は、切り出し断面（以下、特定断面）の位置情報を示す断面情報２０２をユーザーから受け取り、画像処理部５０９に出力する。
画像処理部５０９は、超音波画像が三次元空間内にマッピングされた立体画像であるボリューム像２０６（ボリュームデータ）を生成する。そして、画像処理部５０９は、断面情報２０２により指定される特定断面の断面画像６０５を、位置情報２０３に基づいて三次元空間内にマッピングされたボリューム像２０６を用いて生成する。
図１７は、画像処理部５０９に含まれる、特定断面の断面画像の生成時に使用される処理部を示すブロック図である。画像処理部５０９は、取得した超音波画像を位置情報２０３に基づいて三次元空間内にマッピングすることで、ボリューム像を構築する。三次元空間は、二次元空間における画素に相当する、ボクセルと呼ばれる基本単位から構成される。例えば、１０×１０×１０ｃｍの立方体を１ｃｍ毎に分割すると、ボクセルは１×１×１ｃｍの領域となり、立方体の全領域は１０×１０×１０個のボクセルから構成される。マッピング時には、超音波画像の画素値を最近傍のボクセルに割り当てる。
画像処理部５０９は、断面位置指示部１１１により特定断面が指定されると、特定断面内の各画素の座標位置近傍に存在するボクセルの値に基づき、当該画素の画素値を最近傍補間、又は、バイキュービック補間などにより補間生成する。以下に、各処理部の動作について説明する。
フレーム画像入力部１９１は、Ｂモード画像又はドップラー画像などの二次元画像のインデックス番号２１１を取得する。位置情報決定部１９２は、センサーから取得した位置情報２０３に基づいてインデックス番号２１１の二次元画像に対応する位置情報２１２を決定する。続いて、ボリューム生成部１９９は、位置情報２１２に基づいてインデックス番号２１１の二次元画像を三次元空間にマッピングする。マッピング処理は、処理対象の全フレームに対して行われ、構築されたボリューム像はボリュームメモリ１９８に保持される。また、フレーム画像が存在しない位置のボクセルデータは、その近傍に存在するボクセルデータの値を用いて補間生成される。こうして、フレーム画像を用いて三次元空間内にマッピングされたボリューム像が生成される。
断面画像生成部５９７は、断面情報２０２により指定される断面上に位置するそれぞれの画素値を、画素の近傍に位置するボクセルの値から合成することで断面画像６０５を生成し、生成した断面画像６０５を表示部１１２に出力する。また、ボリューム像２０６の表示用データが、ボリュームメモリ１９８から表示部１１２に入力される。
上記の通り、従来の超音波画像生成装置５００は、一旦ボリューム像を構築し、その後、ボリューム像内のボクセル値を用いて任意断面の画像を合成する。
例えば、特許文献１の超音波診断装置は、プローブの測定時の位置から算出される座標である送受波座標系上のメモリアドレスに、エコーデータを書き込み、ボクセルデータを送受波座標系に対応付けて格納している。その上で、当該超音波診断装置は、ユーザーが指定する断面画像（送受波空間に指定された断面）が送受波座標系のどの位置に位置するかを示す変換テーブルを作成する。そして、当該超音波診断装置は、断面画像上に位置するピクセルのエコーデータをその周辺のアドレスに位置するボクセルデータを用いて補間生成する。
特許第３６１９４２５号公報
従来の超音波画像生成装置では、特定の断面画像の画質は、ボクセルデータによって生成されるボリューム像の画質に依存する。そのため、ボリューム像には高分解能であることが要求される。しかし特許文献１では、ボリューム像を生成する際に使用するフレーム画像が、超音波プローブの走査方向に依存して分解能が異なることは一切考慮されていない。
以下、この分解能の方向依存性について説明する。
図１８Ａ〜図１８Ｈは、分解能の方向依存性を説明するための図である。図１８Ａは、超音波プローブ１０１をｙ方向に走査させる様子を示す図である。図１８Ｂ及び図１８Ｃは、超音波プローブ１０１をｙ方向に走査した場合の各面の分解能を示す。図１８Ｂは走査方向に対して垂直であるｘｚ平面の分解能を示し、図１８Ｃは走査方向に対して平行であるｙｚ平面における分解能を示す。
図１８Ｃに示すように、走査方向に平行な平面（以降Ｃ面と呼ぶ）内において、走査方向（図１８Ｃのｙ方向）における分解能が低下する。これは、媒質中での超音波の伝播領域が走査方向に対して広がりを持つためである。この現象は、超音波プローブが少なくとも１つの振動子を有している場合に発生する。特に少なくとも一列の超音波振動子を含む超音波プローブでは、走査方向に配置された複数の振動子から出射される超音波に位相差を与えることによる超音波ビームの絞込みができないため、特にこの現象が顕著である。なお、この超音波振動子の配列方向と超音波プローブの走査方向とは略垂直であるとする。
また、超音波プローブの走査方向に垂直かつ超音波振動子の配列方向に平行な面（以降Ｂ面と呼ぶ）の分解能は、Ｃ面の分解能よりも高い。ここで、図１８Ｄに示す立方体形状の対象物体に超音波を照射し、その反射波を用いて生成されたボリューム像を、図１８Ｅに示す。ｙ軸方向の分解能が低下していることにより、図１８Ｅに示すようにｙ軸方向に伸びた長方体形状の結果が得られる。
なお、図１８Ｆ、図１８Ｇ及び図１８Ｈは、超音波画像の方向依存性を三次元空間内で示したものである。図１８Ｆは三次元空間における分解能を示し、図１８Ｇはｘｚ平面での分解能を示し、図１８Ｈはｘｙ平面での分解能を示す。
ｘｚ平面内では図中の正方形が画像化できる最小単位となるが、ｙｚ平面内では図中の長方形が画像化できる最小単位となる。したがって、超音波プローブの走査方向の最小分解能が、走査方向と垂直な方向の最小分解能より低くなる。
また、この現象を別の例を用いて説明する。
図１９Ａ〜図１９Ｆは、対象物体を複数方向から走査して生成した超音波画像に基づいて構築したボリューム像を示す。この図を用いて、ボリューム像から任意の断面画像を合成する際の課題について説明する。
図１９Ａは超音波が照射される対象物体を示す。ｙ軸に沿って２つの立方体が配置されている。図１９Ｂは、この対象物体を、ｙ軸方向に沿って超音波プローブを走査して得た反射信号を用いて画像化した結果を示す。また、図１９Ｃは、この対象物体をｘ軸方向に沿って超音波プローブを走査して得た反射信号を用いて画像化した結果を示す。
ボリューム像の構築時には複数方向から走査した結果を合成するため、この例では、図１９Ｂに示す画像と図１９Ｃに示す画像とが合成される。図１９Ｄは、合成されることにより得られたボリューム像を示す。このボリューム像は、走査方向の分解能が低下した画像を合成した結果、分解能が低下している。そのため、実際には２つに分離しているはずの対象物を、ボリューム像上では分離することができない。
ボリューム像から任意の断面画像を生成する場合は、図１９Ｄに示すボリューム像から当該断面画像を切り出すこととなる。
図１９Ｅは、図１９Ｄのボリューム像からｙｚ平面に平行な断面画像を切り出した結果を示す。当然ながら２つの対象物体は分離できず、１つの長方形が合成される。なお、図１９Ｆは、図１９Ｅと同一位置の断面画像の正解を示す。
以上のように、従来の超音波画像生成装置は、さまざまな方向に超音波プローブを走査して得られた超音波画像を用いてボリューム像を作成した上で、このボリューム像を用いて特定断面の断面画像を生成する。これにより、例え図１９Ｃのｙｚ平面では対象物が分離できていたとしても、図１９Ｅに示すように正しい断面画像を生成できない場合がある。このように、従来の超音波画像生成装置から得られる断面画像は、超音波画像の分解能の方向依存性を考慮せずに構築されたボリューム像を用いて合成される。そのため、従来の超音波画像生成装置は、Ｃ面方向の分解能低下の影響を受け、精度が低下するという課題があった。
そこで、本発明は、精度を向上できる超音波画像生成装置を提供することを目的とする。
上記目的を達成するために、本発明の一形態に係る超音波画像生成装置は、被検体を超音波プローブで複数方向から走査することにより得られた複数の超音波画像から、前記被検体の特定断面の断面画像を生成する超音波画像生成装置であって、前記特定断面の位置及び向きを示す断面情報を取得する断面位置指示部と、前記被検体中における、前記複数の超音波画像の各々の位置及び向きを含む位置情報を取得する位置情報取得部と、前記複数の超音波画像から、前記特定断面との距離が第１閾値未満、かつ前記特定断面との向きの差異が第２閾値未満である少なくとも１枚の超音波画像を参照画像として選択する参照画像選択部と、前記参照画像を用いて前記断面画像を生成する断面画像生成部とを備える。
この構成によれば、本発明の一形態に係る超音波画像生成装置は、特定断面との向きの差異が小さい超音波画像を用いて断面画像を生成する。これにより、当該超音波画像生成装置は、分解能の高い超音波画像を用いて断面画像を生成できるので、断面画像の精度を向上できる。
また、前記特定断面は関心領域を含み、前記参照画像選択部は、前記特定断面の前記関心領域に含まれる点との距離が前記第１閾値未満、かつ前記特定断面との向きの差異が前記第２閾値未満である超音波画像を前記参照画像として選択してもよい。
この構成によれば、本発明の一形態に係る超音波画像生成装置は、特に重要である関心領域の精度を向上できる。
また、前記参照画像選択部は、前記特定断面を分割した複数の領域毎に、前記複数の超音波画像から、当該領域との距離が第１閾値未満、かつ前記特定断面との向きの差異が第２閾値未満である超音波画像を当該領域に対する参照画像として選択し、前記断面画像生成部は、前記領域毎に、当該領域に対して選択された前記参照画像を用いて当該領域の画像を生成してもよい。
この構成によれば、本発明の一形態に係る超音波画像生成装置は、特定断面に含まれる領域毎に参照画像を選択することにより、断面画像の精度をより向上できる。
また、前記参照画像選択部は、前記複数の領域毎に、前記複数の超音波画像から、当該領域の中心点との距離が前記第１閾値未満、かつ前記特定断面との向きの差異が前記第２閾値未満である超音波画像を前記参照画像として選択してもよい。
また、前記位置情報取得部は、前記超音波プローブの位置及び向きを取得し、取得した前記超音波プローブの位置及び向きを用いて前記位置情報を算出してもよい。
また、前記位置情報取得部は、さらに、前記超音波プローブから出射される超音波の方向を取得し、取得した前記超音波の方向と、前記取得した超音波プローブ位置及び向きとを用いて前記位置情報を算出してもよい。
この構成によれば、本発明の一形態に係る超音波画像生成装置は、揺動３Ｄ型プローブ等で生成された超音波画像の位置情報を取得できる。
また、前記第１閾値は、前記超音波プローブの走査方向に平行なＣ面内での分解能以下であり、前記第２閾値は３０度以下であってもよい。
この構成によれば、本発明の一形態に係る超音波画像生成装置は、断面画像の精度をより向上できる。
また、前記断面画像生成部は、前記特定断面との距離が前記第１閾値未満、かつ前記特定断面との向きの差異が前記第２閾値未満である超音波画像が存在しない場合、前記複数の超音波画像のうち、前記特定断面との距離が最も近い超音波画像を用いて前記断面画像を生成してもよい。
この構成によれば、本発明の一形態に係る超音波画像生成装置は、参照画像の条件に該当する超音波画像がない場合でも、断面画像を生成できる。
また、前記複数の超音波画像からボリューム像を生成するボリューム生成部を備え、前記断面位置指示部は、ユーザーにより前記ボリューム像に対して指定された前記特定断面を示す前記断面情報を生成してもよい。
この構成によれば、ユーザーは、特定断面を容易に選択できる。
また、前記参照画像選択部は、前記特定断面に関心領域が含まれる場合、前記特定断面との距離が前記第１閾値未満であり、かつ前記特定断面との向きの差異が前記第２閾値未満である超音波画像を前記参照画像として選択し、前記特定断面に前記関心領域が含まれない場合、前記特定断面との距離、及び前記特定断面との向きの差異のうち、前記特定断面との距離のみを用いて、前記参照画像を選択してもよい。
この構成によれば、本発明の一形態に係る超音波画像生成装置は、特に重要である関心領域の精度を向上できるとともに、重要でない箇所に関しては演算量を低減できる。
また、前記断面画像生成部は、複数の前記参照画像に含まれる画素の画素値に重み付け係数を乗算したうえで、加算することにより、前記断面画像に含まれる画素の画素値を生成し、前記複数の参照画像のうち、前記特定断面との向きの差異がより小さい参照画像ほど、前記重み付け係数を大きくしてもよい。
この構成によれば、本発明の一形態に係る超音波画像生成装置は、複数の参照画像を用いることで、断面画像の精度をより向上できる。
また、前記断面画像生成部は、前記複数の参照画像のうち、前記特定断面との距離が第３閾値未満である参照画像に対して、前記特定断面との向きの差異がより小さい参照画像ほど、前記重み付け係数を大きくしてもよい。
また、本発明の一形態に係る超音波画像生成装置は、被検体を超音波プローブで複数方向から走査することにより得られた、血流の流れを示す複数のドップラー画像から、前記被検体の特定断面における血流の流れを示す断面画像を生成する超音波画像生成装置であって、前記特定断面の位置及び向きを示す断面情報を取得する断面位置指示部と、前記特定断面における前記血流の流れる向きを示す血流情報を取得する血流方向取得部と、前記被検体中における、前記複数のドップラー画像の各々の位置及び向きを含む位置情報を取得する位置情報取得部と、前記複数のドップラー画像から、前記特定断面との距離が第１閾値未満、かつ前記血流の流れる向きとの差異が第２閾値未満である少なくとも１枚のドップラー画像を参照画像として選択する参照画像選択部と、前記参照画像を用いて前記断面画像を生成する断面画像生成部とを備える。
この構成によれば、本発明の一形態に係る超音波画像生成装置は、血流の流れの向きとの差異が小さい超音波画像を用いて断面画像を生成する。これにより、当該超音波画像生成装置は、感度の高いドップラー画像を用いて断面画像を生成できるので、断面画像の精度を向上できる。
なお、本発明は、このような超音波画像生成装置として実現できるだけでなく、超音波画像生成装置に含まれる特徴的な手段をステップとする画像生成方法として実現したり、そのような特徴的なステップをコンピュータに実行させるプログラムとして実現したりすることもできる。そして、そのようなプログラムは、ＣＤ−ＲＯＭ等の非一時的なコンピュータ読み取り可能な記録媒体、及びインターネット等の伝送媒体を介して流通させることができるのは言うまでもない。
さらに、本発明は、このような超音波画像生成装置の機能の一部又は全てを実現する半導体集積回路（ＬＳＩ）として実現したり、このような超音波画像生成装置を備える超音波診断装置として実現したりできる。
本発明は、精度を向上できる超音波画像生成装置を提供できる。
図１は、本発明の実施の形態１に係る超音波画像生成装置のブロック図である。 図２Ａは、本発明の実施の形態１に係る超音波画像生成装置の使用例を示す図である。 図２Ｂは、本発明の実施の形態１に係る超音波画像生成装置において得られるボリューム像を示す図である。 図２Ｃは、本発明の実施の形態１に係る超音波画像生成装置において得られる断面画像を示す図である。 図３は、本発明の実施の形態１に係る超音波画像生成装置の構成を示すブロック図である。 図４は、本発明の実施の形態１に係る画像処理部の構成を示すブロック図である。 図５は、本発明の実施の形態１に係る、特定断面の画像を生成する処理のフローチャートである。 図６は、本発明の実施の形態１に係る、参照画像の選択処理のフローチャートである。 図７は、本発明の実施の形態１に係る、特定断面の画素値を生成する処理のフローチャートである。 図８は、本発明の実施の形態１に係る、特定断面の画素値を生成する処理の変形例のフローチャートである。 図９Ａは、本発明の実施の形態１に係る、ｙ軸方向に超音波プローブを走査した場合に得られる超音波画像群を示す図である。 図９Ｂは、本発明の実施の形態１に係る、ｘ軸方向に超音波プローブを走査した場合に得られる超音波画像群を示す図である。 図９Ｃは、本発明の実施の形態１に係る、参照画像及び断面画像を示す図である。 図１０は、本発明の実施の形態１に係る、参照画像の選択例を示す図である。 図１１は、本発明の実施の形態１に係る超音波画像生成装置において得られるボリューム像の別の例を示す図である。 図１２は、本発明の実施の形態１に係る、参照画像の選択処理の変形例のフローチャートである。 図１３は、本発明の実施の形態１に係る超音波画像生成装置の変形例のブロック図である。 図１４は、本発明の実施の形態に１係るドップラー画像の感度を示す図である。 図１５Ａは、本発明の実施の形態２に係るフレキシブルディスクを示す図である。 図１５Ｂは、本発明の実施の形態２に係るフレキシブルディスクの構成を示す図である。 図１５Ｃは、本発明の実施の形態２に係るコンピュータシステムを示す図である。 図１６は、従来の超音波画像生成装置の構成を示すブロック図である。 図１７は、従来の画像処理部の構成を示すブロック図である。 図１８Ａは、超音波プローブの走査例を示す図である。 図１８Ｂは、超音波プローブをｙ軸方向に走査した場合のｘｚ平面の分解能を示す図である。 図１８Ｃは、超音波プローブをｙ軸方向に走査した場合のｙｚ平面の分解能を示す図である。 図１８Ｄは、対象物体の立体形状を示す図である。 図１８Ｅは、ボリューム像を示す図である。 図１８Ｆは、三次元空間での分解能を示す図である。 図１８Ｇは、ｙｚ平面での分解能を示す図である。 図１８Ｈは、ｘｙ平面での分解能を示す図である。 図１９Ａは、超音波が照射される対象物体を示す図である。 図１９Ｂは、超音波プローブをｙ軸方向に走査した場合に得られるボリューム像を示す図である。 図１９Ｃは、超音波プローブをｘ軸方向に走査した場合に得られるボリューム像を示す図である。 図１９Ｄは、合成により得られるボリューム像を示す図である。 図１９Ｅは、ボリューム像から切り出した断面画像を示す図である。 図１９Ｆは、正しい断面画像を示す図である。
以下、本発明の実施の形態について、図面を参照しながら説明する。なお、以下で説明する実施の形態は、いずれも本発明の好ましい一具体例を示すものである。以下の実施の形態で示される数値、形状、材料、構成要素、構成要素の配置位置及び接続形態、ステップ、ステップの順序などは、一例であり、本発明を限定する主旨ではない。本発明は、請求の範囲だけによって限定される。よって、以下の実施の形態における構成要素のうち、本発明の最上位概念を示す独立請求項に記載されていない構成要素については、本発明の課題を達成するのに必ずしも必要ではないが、より好ましい形態を構成するものとして説明される。
（実施の形態１）
本発明の実施の形態１に係る超音波画像生成装置は、ボリューム像から断面画像を生成するのではなく、元の超音波画像から断面画像を生成する。さらに、当該超音波画像生成装置は、断面画像の生成に用いる参照画像を、断面画像と超音波画像との距離及び方向に基づき決定する。これにより、本発明の実施の形態１に係る超音波画像生成装置は、断面画像の精度を向上できる。
まず、本発明の実施の形態１に係る超音波画像生成装置の基本構成を説明する。図１は、本発明の実施の形態の１に係る超音波画像生成装置１００のブロック図である。
図１に示す超音波画像生成装置１００は、被検体を超音波プローブ１０１で複数方向から走査することにより得られた複数の超音波画像２０１から、被検体の特定断面の断面画像２０５を生成する。この超音波画像生成装置１００は、断面位置指示部１１１と、位置情報取得部１１０と、参照画像選択部１９６と、断面画像生成部１９７とを備える。
断面位置指示部１１１は、特定断面の位置及び向きを示す断面情報２０２を取得する。
位置情報取得部１１０は、被検体中における、複数の超音波画像２０１の各々の位置及び向きを含む位置情報２０３を取得する。具体的には、位置情報取得部１１０は、カメラ又は磁気センサーなどの位置センサーにより検出された、超音波画像取得時におけるプローブ位置情報（超音波プローブ１０１の位置及び向き）を位置情報２０３として取得する。なお、位置情報取得部１１０は、当該プローブ位置情報を用いて位置情報２０３を算出してもよい。また、超音波プローブ１０１の向きとは、超音波プローブ１０１による超音波の出射方向に沿い、かつ超音波振動子の配列方向に平行な面の向きである。言い換えると、超音波プローブ１０１の向きとはＢ面の向きである。
参照画像選択部１９６は、複数の超音波画像２０１から、特定断面との距離が第１閾値未満、かつ特定断面との向きの差異が第２閾値未満である少なくとも１枚の超音波画像２０１を参照画像として選択する。
断面画像生成部１９７は、参照画像選択部１９６により選択された参照画像を用いて断面画像２０５を生成する。
以下、実施の形態１に係る超音波画像生成装置１００及び画像生成方法について、図面を参照しながら説明する。また、以下では、超音波画像生成装置１００の機能の概要について乳房診断を例に説明する。図２Ａは、超音波画像生成装置１００の使用例を示す図である。
図２Ａに示されるように、超音波画像生成装置１００は、超音波プローブ１０１を用いて方向（１）及び方向（２）などの複数方向から乳房を走査することにより、複数方向からの乳房の超音波画像２０１を得る。超音波プローブ１０１としては、リニア型プローブ、揺動３Ｄ型プローブ、又はマトリクス型プローブなどが使用できる。リニア型プローブは、少なくとも一列の超音波探触子から構成され、当該リニア型プローブを用いて二次元画像を得ることができる。揺動３Ｄ型プローブは、一列の超音波探蝕子を有し、当該超音波探蝕子が揺動又は平行移動することで二次元画像を連続的に生成できる。そして生成された複数の二次元画像を用いて三次元画像を得ることができる。マトリクス型プローブは、二次元に配列された探蝕子を有し、当該探蝕子により三次元画像を取得できる。なお、本実施の形態では、リニア型プローブを用いる場合を例に説明する。
超音波プローブ１０１には光学マーカー３０１が取付けられている。カメラ３０２は、この光学マーカー３０１を撮像する。超音波画像生成装置１００は、カメラ３０２で撮影された画像を用いて、光学マーカー３０１の位置及び姿勢の変化を解析することにより、超音波画像生成装置１００が超音波画像２０１を生成するための超音波信号を取得したときの超音波プローブ１０１の位置情報（以下、プローブ位置情報）を取得する。以下、超音波画像生成装置１００が超音波画像２０１を生成するための超音波信号を取得したときのことを、超音波画像２０１の取得タイミング、と呼ぶ。
超音波画像２０１の取得タイミングと位置情報２０３の取得タイミングとを一致させるため、超音波プローブ１０１とカメラ３０２とは同期しながら、又は、それぞれが既知の基準クロックに従って動作する。プローブ位置情報は、超音波プローブ１０１の位置及び向きを示す。具体的には、プローブ位置情報は、三次元空間内での位置（ｘ、ｙ、ｚ軸の座標値に相当する）と向き（３軸の各軸周りの回転量）との計６個のパラメータを含むものとする。
なお、図２Ａで光学マーカー３０１が超音波プローブ１０１に取付けられている例を示しているが、カメラ３０２が超音波プローブ１０１に取付けられ、光学マーカー３０１が超音波プローブ１０１の周囲に配置されていてもよい。この場合、位置検出の精度を向上するために複数の光学マーカー３０１を用いることが好ましい。
図２Ｂは、図２Ａに示す乳房内のボリューム像２０６を示す。図中で点線により図示される特定断面３５１が、ディスプレイ内のユーザーインターフェースなどを介して、ユーザーにより指定されると、図２Ｃに示すように特定断面３５１の断面画像２０５が生成され超音波画像生成装置１００の表示画面に表示される。
図３は、本発明の実施の形態１に係る超音波画像生成装置１００の構成を示すブロック図である。この超音波画像生成装置１００は、超音波プローブ１０１、送信部１０２、受信部１０３、送受信制御部１０４、Ｂモード処理部１０５、ドップラー処理部１０６、ストレイン処理部１０７、画像メモリ１０８、画像処理部１０９、位置情報取得部１１０、断面位置指示部１１１、及び、表示部１１２を有する。
本実施の形態に係る超音波画像生成装置１００は、画像処理部１０９の動作に特徴を有するため、以下では主に画像処理部１０９の動作について説明し、その他の処理部については適宜説明を省略する。また、超音波信号を送受信し、Ｂモード処理又はドップラー処理を実施する各処理部の動作は従来の超音波画像生成装置５００と同様である。また、図１６と同様の要素には同一の符号を付している。
なお、超音波信号の受信部１０３から得られた超音波信号を処理する手段として、Ｂモード処理部１０５、ドップラー処理部１０６及びストレイン処理部１０７を図３に示している。しかし、これらの構成は超音波画像生成装置１００の必須の構成ではなく、超音波画像生成装置１００が表示部１１２に表示する画像の種類に応じて、Ｂモード処理部１０５、ドップラー処理部１０６及びストレイン処理部１０７の少なくとも一つを具備すればよい。また、超音波画像生成装置１００が表示部１１２を有しておらず、超音波画像生成装置１００は、外部に配置された表示部１１２に表示画像を適宜出力してもよい。
また、本実施の形態では、画像及びボリューム像等を示すデータのことを単に画像及びボリューム像と記す。
図４は、画像処理部１０９の構成を示すブロック図である。この画像処理部１０９は、フレーム画像入力部１９１と、位置情報決定部１９２と、テーブル生成部１９３と、位置情報メモリ１９４と、画像メモリ１９５と、参照画像選択部１９６と、断面画像生成部１９７とを備える。
フレーム画像入力部１９１は、画像メモリ１０８に記憶されているＢモード画像又はドップラー画像などの二次元画像である超音波画像２０１と、当該超音波画像２０１のインデックス番号２１１とを取得する。このインデックス番号２１１は、例えば、超音波画像２０１に対応付けられており、超音波画像２０１とともに画像メモリ１０８に記憶されている。また、フレーム画像入力部１９１は、取得した超音波画像２０１及びインデックス番号２１１を画像メモリ１９５に格納するとともに、インデックス番号２１１を位置情報決定部１９２に出力する。また、以下では、超音波画像２０１がＢモード画像である場合の例を説明する。
位置情報決定部１９２は、位置情報取得部１１０により取得された位置情報２０３に基づいてインデックス番号２１１の超音波画像２０１に対応する位置情報２１２を決定する。この位置情報２０３及び２１２は、既知の基準座標に対する、超音波プローブ１０１に取り付けられた光学マーカー３０１、又は、超音波プローブ１０１自体の特定部位の位置及び向きを示す。なお、画像処理部１０９は、フレーム画像入力部１９１を有さず、テーブル生成部１９３で各画像にインデックス番号を付与してもよい。
次に、テーブル生成部１９３は、位置情報２１２に基づいて、超音波画像２０１（フレーム）毎の位置情報２１２と、当該超音波画像２０１のインデックス番号２１１とを対応付け、当該対応関係を示す位置情報テーブル２２１を生成する。位置情報メモリ１９４は、テーブル生成部１９３で生成された位置情報テーブル２２１を格納する。なお、位置情報メモリ１９４には、超音波画像２０１の位置情報２１２が当該超音波画像２０１のインデックス番号２１１と対応付けられて格納されていればよく、当該対応関係をテーブルとして格納しなくてもよい。また、位置情報メモリ１９４における位置情報は、位置情報２１２と同一であってもよいし、異なる座標系に変換された値であってもよい。例えば、この異なる座標系とは、画像処理部１０９又は表示部１１２において用いられる三次元座標系などである。
参照画像選択部１９６は、断面画像２０５の各画素値の合成時に参照するフレーム（以下、参照画像）を、位置情報テーブル２２１を参照して決定する。そして、参照画像選択部１９６は、決定した参照画像のインデックス番号を、参照画像情報２１３として断面画像生成部１９７に出力する。
断面画像生成部１９７は、参照画像情報２１３により示される参照画像を画像メモリ１９５から取得する。そして、断面画像生成部１９７は、参照画像内の画素に適応的に重み付けしたうえで画素値を合成することで、断面画像２０５を生成する。また、断面画像生成部１９７は、生成した断面画像２０５を表示部１１２へ出力する。
なお、表示部１１２にボリューム像２０６を表示する場合には、画像処理部１０９は別途ボリューム生成部１９９、及びボリュームメモリ１９８を有していてもよい。言い換えると、画像処理部１０９は、ボリューム生成部１９９、及びボリュームメモリ１９８を有さなくてもよい。
ボリューム生成部１９９は、位置情報２０３と超音波画像２０１とに基づいてボリューム像２０６を構築し、当該ボリューム像２０６をボリュームメモリ１９８に格納する。そして、表示部１１２は、ボリューム像２０６をボリュームメモリ１９８から取得し、取得したボリューム像２０６を表示する。
また、表示されているボリューム像２０６に対して、ユーザーにより特定断面３５１が指定された場合、断面位置指示部１１１は、指定された特定断面３５１の位置及び向きを示す断面情報２０２を生成する。そして、断面画像生成部１９７は、断面情報２０２で示される特定断面３５１の各画素値を参照画像選択部１９６で選択された参照画像を用いて生成する。
図５は、画像処理部１０９の各処理部により実行される断面画像の合成処理を示すフローチャートである。
まず、フレーム画像入力部１９１は、超音波プローブ１０１によって得られた超音波信号から生成された超音波画像２０１を取得する（Ｓ１０１）。
次に、位置情報取得部１１０は、位置センサー等の出力信号に基づき、超音波画像２０１に対応する位置情報２０３を取得する（Ｓ１０２）。ここでは、超音波画像２０１の生成に使用した超音波信号を受信したときに、超音波プローブ１０１の位置及び向きが位置情報２０３として取得される。
次に、テーブル生成部１９３は、超音波画像２０１と位置情報２０３（２１２）とを対応付け、当該対応関係を示す位置情報テーブル２２１を生成する（Ｓ１０３）。なお、画像処理部１０９は、位置情報テーブル２２１を生成せず、単に各超音波画像２０１に位置情報２０３をインデックス情報として付加してもよい。また、超音波画像２０１の取得タイミングと位置情報２０３の取得タイミングとは厳密に一致していなくてもよい。例えば、位置情報取得部１１０は、超音波画像２０１の取得タイミング直後に位置情報２０３を取得してもよい。
また、断面位置指示部１１１は、例えば、ユーザーにより指定された特定断面を示す断面情報２０２を取得する（Ｓ１０４）。
続いて、画像処理部１０９は、断面情報２０２により指定される特定断面内の画素値の生成処理を実行する。この生成処理は画素単位、又は複数の画素が集合した領域（ただし特定断面よりも小さい領域）ごとに行う。なお、以下では、画素単位で処理を行う場合を例に説明する。
まず、画像処理部１０９は、特定断面に含まれる処理対象の画素（以下、対象画素）を選択する（Ｓ１０５）。
次に、参照画像選択部１９６は、特定断面上に位置する対象画素の三次元空間内での位置を算出する。そして参照画像選択部１９６は、対象画素の位置と、各超音波画像２０１の位置とに基づき、参照画像を選択する（Ｓ１０６）。なお、参照画像の選択処理の詳細は、後述する。
次に、断面画像生成部１９７は、ステップＳ１０６で選択された参照画像の画素値を用いて、対象画素の画素値を生成する（Ｓ１０７）。なお、この処理の詳細は、後述する。
そして、ステップＳ１０５〜Ｓ１０７の処理が、特定断面内の全画素に対して終了していない場合（Ｓ１０８でＮｏ）、ステップＳ１０５で新たな対象画像が選択され、選択された対象画素に対してステップＳ１０６以降の処理が行われる。
また、ステップＳ１０５〜Ｓ１０７の処理が、特定断面内の全画素に対して終了した場合（Ｓ１０８でＹｅｓ）、断面画像生成部１９７は、上記処理で生成した各画素の画素値を用いて特定断面の断面画像２０５を生成する（Ｓ１０９）。
以下、上記参照画像の選択処理（Ｓ１０６）の詳細を説明する。図６は、参照画像選択部１９６の動作の詳細を示すフローチャートである。
まず、参照画像選択部１９６は、対象画素と各超音波画像２０１との距離を算出する（Ｓ１２１）。次に、参照画像選択部１９６は、距離が閾値Ｔ１未満の超音波画像２０１が存在するか否かを判定する（Ｓ１２２）。
距離が閾値Ｔ１未満の超音波画像２０１が存在する場合（Ｓ１２２でＹｅｓ）、参照画像選択部１９６は、その超音波画像２０１を参照候補画像として選択する（Ｓ１２３）。
ここで、対象画素と超音波画像２０１との距離とは、三次元空間にマッピングされた対象画素から超音波画像２０１に下ろした垂線の長さであると定義する。なお、領域単位で処理を行う場合には、当該距離とは、当該対象領域と超音波画像２０１との距離である。例えば、当該距離は、対象領域の中心点から、超音波画像２０１におろした垂線の長さである。また、特定断面又は対象領域が関心領域（ＲＯＩ：Ｒｅｇｉｏｎ Ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ）を含む場合には、当該距離とは、当該関心領域に含まれる点と超音波画像２０１との距離であってもよい。また、関心領域とは、特定断面内の腫瘍を観察する場合には、腫瘍及び周辺部位である。なお、関心領域はユーザーが設定する、又は、境界抽出或いはオブジェクト認識などの画像処理技術により自動的に設定される。
ここで、参照画像として用いられる超音波画像２０１とは、位置情報テーブル２２１にインデックス番号が格納されたフレームの全て、又は、一部のフレームを指す。また、閾値Ｔ１は、例えば、超音波の広がりがもっとも狭くなっている位置（フォーカス点）におけるビーム径の幅よりも小さく設定されることが好ましい。また、閾値Ｔ１は、対象画素の位置におけるＣ面内での分解能以下の値に設定することが好ましい。これより、従来よりも分解能の高い正確な画像を生成することができる。
次に、参照画像選択部１９６は、特定断面と各参照候補画像との角度を算出する（Ｓ１２５）。そして、参照画像選択部１９６は、参照候補画像の中に特定断面との向きの差異が閾値Ｔ２未満であるフレームが含まれるか否かを判定する（Ｓ１２６）。ここで閾値Ｔ２は、３０度以下の値であることが好ましい。
向きの差異が閾値Ｔ２未満である参照候補画像が存在する場合（Ｓ１２６でＹｅｓ）、参照画像選択部１９６は、当該向きの差異が閾値Ｔ２未満である参照候補画像を参照画像として選択する（Ｓ１２７）。
一方、向きの差異が閾値Ｔ２未満である参照候補画像が存在しない場合（Ｓ１２６でＮｏ）、参照画像選択部１９６は、ステップＳ１２３で決定された参照候補画像を参照画像として選択する（Ｓ１２８）。
また、距離が閾値Ｔ１未満の超音波画像２０１が存在しない場合（Ｓ１２２でＮｏ）、参照画像選択部１９６は、参照画像が存在しないと決定し（Ｓ１２４）、参照画像の探索処理を終了する。
なお、上記では、参照画像選択部１９６は、参照画像の決定に、対象画素と超音波画像２０１との距離と、特定断面と超音波画像２０１と向きの差との２つのパラメータを使用したが、その他のパラメータを組み合わせて使用してもよい。以下に、他のパラメータ例として、超音波画像２０１の取得時の超音波プローブ１０１の移動速度、超音波画像２０１におけるフォーカス位置、超音波画像２０１における周波数分布の３つを用いる場合について述べる。
まず、移動速度を用いる場合を説明する。超音波画像２０１の取得時のフレームレートに対して移動速度が速いと、超音波画像２０１の取得中に超音波プローブ１０１が移動してしまい、いわゆる動きボケが発生する。その結果、超音波画像２０１の解像度が低下する。超音波プローブ１０１の移動速度は単位時間における超音波プローブ１０１の移動距離と定義できる。よって、この移動速度は隣接フレームの間隔、及びフレームレートから計算できる。
そして、参照画像選択部１９６は、参照画像の決定時には、動きボケが許容範囲内である超音波画像２０１、又は、移動速度が閾値以下の超音波画像２０１を優先して使用する。この場合、テーブル生成部１９３は、超音波プローブ１０１の移動速度の情報を含む位置情報テーブル２２１を作成してもよい。
次に、フォーカス位置情報を決定条件に加える場合について述べる。超音波画像２０１の画質は、超音波プローブ１０１から送信される超音波の集束位置に依存して変化する。すなわち、超音波画像２０１において集束位置近傍の深さではフォーカスが合い高分解能な画質が得られるが、集束位置から離れるにつれてフォーカスが外れ分解能が低下する。そこで、参照画像選択部１９６は、超音波画像２０１内の画素から参照画像を決定する場合には、集束位置に近い画素を参照画像の決定時に優先的に選択する。なお、集束位置は超音波画像２０１の取得時の超音波プローブ１０１のパラメータ値として取得できる。この場合、位置情報テーブル２２１は、さらに、集束位置の情報を含んでもよい。また、超音波の分解能は深さの増加と共に低下するため、画素の深さもパラメータとして使用できる。具体的には、参照画像選択部１９６は、深さの浅い画素を参照画像の決定時に優先的に選択する。
最後に、超音波画像２０１における周波数分布を決定条件に加える場合について述べる。参照画像を選択する目的は、対象画素の近傍で高い分解能を持つ超音波画像２０１を選択することである。そこで、参照画像選択部１９６は、超音波画像２０１を高速フーリエ変換などにより周波数解析し、高周波成分を多く含む超音波画像２０１を優先的に参照画像として選択する。また、この場合、位置情報テーブル２２１は、各超音波画像２０１の高周波成分の割合（例えば平均周波数）を含んでもよい。
さらに、画素の連続性を考慮して参照画像を決定してもよい。これは、画素ごとに参照画像が異なると合成結果が不連続になる可能性があるためである。そこで、参照画像選択部１９６は、対象画素に隣接する画素に対して選択された参照画像を、当該対象画素の参照画像に優先的に選択してもよい。具体的には、参照画像選択部１９６は、ある対象画素に対して選択される第１参照画像が、当該対象画素に隣接する画素に使用された第２参照画像と異なる場合に、当該第１参照画像と第２参照画像との間の距離又は向きの差異が所定の値よりも小さければ、第２参照画像を当該対象画素に対する参照画像として選択してもよい。
また、参照画像の選択を画素単位で実施すると演算量が多い。また、断面画像をリアルタイムに切替えながら表示するようなケースでは、演算量の削減が有効である。そこで、特定断面毎、又は、特定断面内の領域毎に参照画像を選択してもよい。このとき、上述した距離及び向きの評価は、特定断面又は特定断面内の領域の重心に相当する画素に対して行えばよい。
また、特定断面内の腫瘍を観察する場合には、腫瘍及び周辺部位である関心領域が特に重要である。そこで、参照画像選択部１９６は、関心領域では画素単位など細かい粒度で参照画像を選択し、関心領域以外の領域では、領域単位などの粗い粒度で参照画像を選択してもよい。
また、図６では、参照画像選択部１９６は、距離に応じて参照候補画像を選択した後に、角度に応じて参照画像を選択しているが、この順序は逆であってもよい。また、一部の処理を並列に行なってもよい。
以下、図５に示す対象画素の画素値の生成処理（Ｓ１０７）の詳細を説明する。図７は、断面画像生成部１９７により実行される対象画素の画素値の生成処理の詳細を示すフローチャートである。
まず、断面画像生成部１９７は、対象画素に参照画像が存在するか否か判定する（Ｓ１４１）。
参照画像が存在する場合（Ｓ１４１でＹｅｓ）、断面画像生成部１９７は、対象画素と参照画像との距離から決定される第１スコアと、特定断面と参照画像との向きの差異から決定される第２スコアとを重み付け加算することで、参照画像の重要度スコアを算出する（Ｓ１４２）。また、断面画像生成部１９７は、距離が近いほど第１スコアの重みが大きくなるように、向きの差異が小さいほど第２スコアの重みが大きくなるように、第１スコア及び第２スコアを設定する。また、断面画像生成部１９７は、参照画像に向きの差異が閾値Ｔ２未満であるフレームが含まれない場合には、第１スコアのみから重要度スコアを算出する。例えば、第１スコアと第２スコアとの重みは、同一である。
なお、対象位置の近くで取得した超音波画像を重視する際には第１スコアの重みを大きく（第１スコアに乗ずる係数を第２スコアに乗ずる係数よりも大きく）すればよい。また、対象画素からの距離よりもＢ面に近い超音波画像を重視する際には第２スコアの重みを大きく（第２スコアに乗ずる係数を第１スコアに乗ずる係数よりも大きく）すればよい。
なお、選択された参照画像のうち、対象画素との距離が第３閾値未満である参照画像に対してのみ、特定断面との向きの差異がより小さい参照画像ほど、重み付け係数を大きく設定してもよい。ここで、第３閾値は上記の第１閾値Ｔ１より小さい。これにより、従来の超音波画像よりもより良好な画質の断面画像を得ることができる。
次に、断面画像生成部１９７は、各参照画像の重要度スコアに基づいて、対象画素の生成に使用する参照画素を選択する（Ｓ１４３）。最後に、断面画像生成部１９７は、ステップＳ１４３において選択した参照画素の画素値を、当該画素が属する参照画像の重要度スコアで重み付け加算することで対象画素の画素値を算出する（Ｓ１４４）。
一方、ステップＳ１４１において参照画像が存在しない場合（Ｓ１４１でＮｏ）、断面画像生成部１９７は、対象画素に対する画素値の合成処理は行わず、対象画素の画素値をゼロに設定するなど、予め設定した画素値を対象画素に割り当てる（Ｓ１４５）。
なお、図８に示すように、参照画像が存在しない場合（Ｓ１４１でＮｏ）に、断面画像生成部１９７は、対象画素との距離が最も近い超音波画像２０１の画素値を用いて対象画素を生成してもよい（Ｓ１４５Ａ）。
また、断面画像生成部１９７は、対象画素の周辺に位置する既に算出済みの画素の画素値を用いて、対象画素を補間生成してもよい。
さらに、生成された断面画像２０５において、合成処理が行われた画素と、参照画像が存在しないために合成処理が行われなかった画素とを区別できるように、両者の画素を異なる色で表示するなどしてもよい。
また、合成処理の実施には、対象画素から距離Ｔ１未満の範囲に、少なくとも１つの超音波画像２０１の画素が存在する必要がある。よって、指定される特定断面によっては、合成処理ができない画素が多く含まれることがある。このため、図２Ｂに示すように、超音波画像２０１から構築したボリューム像を表示し、合成処理が可能な断面を表示してもよい。すなわち、距離Ｔ１未満の範囲に、超音波画像２０１内の画素が含まれるボクセルを合成処理可能なボクセルとして、合成処理ができないボクセルと識別できるようにしてもよい。例えば、異なる色を用いて合成処理可能なボクセルと合成処理ができないボクセルとを表示してもよい。
ユーザーが特定断面を指定、又は自動的に特定断面を設定する場合には、この合成可否情報を参照して、少なくとも２つ以上、合成可能な画素が存在するように特定断面を選択することが好ましい。または、より簡単化して、いずれかの超音波画像２０１内の画素が含まれるボクセルと、いずれの超音波画像２０１内の画素も含まれないボクセルとを識別できるように表示してもよい。
さらに、断面位置指示部１１１により特定断面が指定された際に、特定断面内で合成可能な画素と合成できない画素とを示す情報を表示部１１２によりユーザーに提示してもよい。また、特定断面内又は特定断面内の関心領域において合成できない画素が所定の割合を超える場合には、近傍の異なる断面を指定するようにユーザーに促す旨の情報を提示してもよい。
図９Ａ、図９Ｂ及び図９Ｃは、本実施の形態に係る超音波画像生成装置１００の効果を説明するための図である。
ここで、イメージングの対象となる物体は、図１９Ａに示すように、２個の立方体がｙ軸方向に間隔を空けて配置されているとする。また、２個の立方体の間隔は超音波プローブ１０１の走査方向に平行なＣ面における空間分解能よりも小さく、超音波プローブの走査方向に垂直なＢ面における空間分解能よりも大きいものとする。
この対象物体を、ｙ軸方向とｘ軸方向の２つの方向に走査することで、複数の超音波画像２０１が生成される。図９Ａ及び図９Ｂは、それぞれ、ｙ軸方向とｘ軸方向に対する走査時に生成される超音波画像２０１を示す。また、図９Ｂに示す特定断面３５１が指定されている。なお、特定断面３５１は超音波画像２０１とは一致していない。
この場合、参照画像選択部１９６は、特定断面３５１からの距離、及び、特定断面３５１との向きの近さに基づいて、特定断面３５１の直前に位置する参照画像３６１と、直後に位置する参照画像３６２を選択する。
図９Ｃは、２枚の参照画像３６１及び３６２と、これら２枚の参照画像３６１及び３６２から生成される特定断面の断面画像２０５を示す。図９Ｃに示すように、断面画像２０５において２つの対象物体が分離できている。また、参照画像３６１及び参照画像３６２はＢ面に相当する。よって、Ｂ面の分解能を持つ参照画像３６１及び３６２から画素値を合成することで、Ｂ面に近い分解能を有する断面画像２０５が得られる。
一方で、上述したように、従来の超音波画像生成装置により生成した断面画像では２つの対象物体を分離できない。
以上のように、本発明の実施の形態１に係る超音波画像生成装置１００は、指定した任意断面の画像を高分解能に生成できる。つまり、当該超音波画像生成装置１００は、断面画像２０５の精度を向上できる。
なお、図９Ａ〜図９Ｃでは簡略化のため超音波プローブ１０１をｘ方向とｙ方向とに沿って直線状に走査させる場合について示したが、超音波プローブ１０１が走査者によってフリーハンドで任意に走査されている場合でも同様の効果を実現できる。この場合、特定断面３５１上の各画素の合成に使用される超音波画像２０１は、超音波画像２０１の取得順を利用したとしても（単に隣接する前後のフレームを使用したとしても）より高分解能の画像が得られるわけではない。そのため、本実施の形態は、このような場合に、より顕著な効果を有することができる。
また、図１０は、特定断面３５１の別の例を示す図である。図１０に示す特定断面３５１が指定された場合、４枚の参照画像３７１〜３７４が選択される。また、この４枚の参照画像３７１〜３７４に含まれる参照領域３８１〜３８４の画素が参照画素として対象画素の合成に用いられる。
このように、本発明の実施の形態１に係る超音波画像生成装置１００は、特定断面３５１と超音波画像２０１との距離及び向きなどの位置情報２０３の類似度に基づいて合成に用いる参照画像を選択することで、位置情報２０３が特定断面３５１と近い超音波画像２０１が存在する場合には、Ｂ面に近い分解能を有する断面画像２０５を生成できる。
以下に、本実施の形態の変形例について説明する。
まず、超音波プローブ１０１として揺動３Ｄ型プローブ、又は、マトリクス型プローブを用いる場合の動作について説明する。
揺動３Ｄ型プローブを用いる場合、１列に配置された超音波探触エレメントがプローブ内で揺動する。これにより、連続的に二次元の超音波画像を取得できる。そして、この超音波画像を用いて、プローブ下面の三次元領域を画像化できる。それぞれの二次元超音波画像はリニア型プローブによる取得画像と同様であり、これらを上記の超音波画像２０１とみなすことで上記と同様の処理が実現できる。ただし、超音波画像２０１の位置情報２０３は、プローブ位置情報に加えて、超音波画像２０１の取得時における超音波探触エレメント（超音波振動子）のプローブ内での位置及び向きにも依存する。従って、位置情報取得部１１０は、上記のプローブ位置情報（超音波プローブの位置及び向き）に加え、超音波探触エレメントの位置及び向きの情報を取得する。そして、位置情報取得部１１０は、超音波プローブ１０１の位置及び向きに対して超音波エレメントの位置及び向きをオフセット値として加算することで、超音波画像２０１の位置情報２０３を算出する。
また、マトリクス型プローブを用いる場合には、プローブ内での超音波探触エレメントの物理的な移動は発生しないが、プローブ下面の三次元領域が画像化される点では揺動３Ｄ型プローブと同一である。よって、画像化された三次元領域を複数フレームに分割し、各フレームの位置情報を考慮することで揺動３Ｄ型プローブと同様に扱える。
また、上記説明では乳房を診断対象としたが、対象は肝臓、頚動脈、又は前立腺など乳房以外の部位及び臓器であってもよい。図１１は、頚動脈を診断対象とする場合のボリューム像の一例を示す図である。この場合、上述した関心領域は、頚動脈に形成されているプラーク３９１及びその周辺部分となる。
ここでプラークとは、血管の内膜又は中膜が肥厚した隆起性病変を意味している。このプラークは、血栓、脂肪性、及び繊維性など様々な形態をとり、頚動脈の狭窄及び閉塞、並びに、脳梗塞及び脳虚血を起こす原因になる恐れがある。また、動脈硬化が進行するほどプラークが形成されやすくなる。なお、動脈硬化は全身的に進行すると考えられており、主に表在性の頚動脈がプラークの有無を判断する際の計測対象となっている。
また、上記説明では、位置情報２０３の取得手段としてカメラと光学マーカーとを用いる光学的な手段を用いたが、磁気センサー、加速度センサー、ジャイロ、又はロボットアームなどの他の手段を用いてもよい。また、単一の手段では性能が不十分である場合、例えば、検査者の手などに隠れて光学マーカーがカメラの死角になり光学的な手段では位置情報を取得できなくなるケース、などに備えて、複数種類の位置情報取得手段を組み合わせて用いてもよい。さらに、位置情報は、位置及び向きの６個のパラメータに限定されるものではなく、例えば、移動方向が特定の軸に限定されるようなケースでは、必要なパラメータのみ取得及び使用してもよい。
また、上記説明では、超音波画像生成装置１００がボリューム像２０６を表示し、ユーザーが、そのボリューム像２０６から特定断面を指定する方法について述べたが、その他の方法で特定断面を指定してもよい。例えば、フリーハンドスキャン等の方法により超音波プローブ１０１が走査された後に、超音波画像生成装置１００は各Ｂ面画像を表示する。ユーザーは、表示された複数のＢ面画像から関心領域が表示されているＢ面画像を指定する。その後、超音波画像生成装置１００は、指定されたＢ面画像の周辺領域（例えば角度が０度以上３６０度未満の領域）の画像を得るように、特定断面を指定してもよい。
なお、超音波画像生成装置１００は、特定断面中に関心領域が存在する場合に、本実施の形態１の画像生成方法を適用し、特定断面中に関心領域が存在しない場合には、単に関心領域との距離情報のみを使用して参照画像を選択してもよい。
図１２は、この場合の参照画像選択部１９６の動作を示すフローチャートである。図１２の処理は、図６に示す処理に加え、ステップＳ１２９の処理が追加されている。具体的には、参照画像選択部１９６は、ステップＳ１２３で参照候補画像を選択した後、特定断面に関心領域が含まれるか否かを判定する（Ｓ１２９）。
特定断面に関心領域が含まれる場合（Ｓ１２９でＹｅｓ）、参照画像選択部１９６は、図６に示す場合と同様に、参照候補画像と特定断面との角度に応じて参照画像を選択する（Ｓ１２５〜Ｓ１２８）。一方、特定断面に関心領域が含まれる場合（Ｓ１２９でＹｅｓ）、参照画像選択部１９６は、参照候補画像を参照画像として選択する（Ｓ１２８）。
すなわち、ボリューム像２０６中において指定される特定断面中に関心領域が存在する場合には、参照画像選択部１９６は、特定断面との距離情報、及び特定断面との向きの差分情報を用いて参照画像を選択する。また、特定断面中に関心領域が存在しない場合には、参照画像選択部１９６は、特定断面との向きの差分情報を使用せず、距離情報のみを使用して参照画像を選択する。
また、ボリューム像２０６の内部が透過して見えるように当該ボリューム像２０６を表示する際には、関心領域の近傍のみを切り出したほうが関心領域内の視認性が向上する。そのため、超音波画像生成装置１００は、関心領域の近傍のみを切り出したボリューム像２０６を生成及び表示してもよい。
また、本実施の形態では、対象画素からの距離、及び角度の差異が閾値以下の超音波画像を１つ又は複数抽出し、抽出された各超音波画像に重み付けを行った上で使用しているが、全ての抽出画素を使用しないものであってもよい。例えば、抽出された各超音波画像をスコア付けした場合に、一致度が高いスコアを示す一部の超音波画像のみを使用してもよい。
また、超音波画像生成装置１００は、画像メモリ１０８又は１９５に格納されている超音波画像２０１のうち、位置及び向きが類似する画像を判定し、当該類似する画像の一方を削除してもよい。これにより、画像メモリ１０８又は１９５の容量を削減できる。
また、超音波画像生成装置１００は、画像メモリ１９５に、関心領域が含まれる超音波画像２０１のみを格納してもよい。これにより、画像メモリ１９５の容量を削減できる。
また、図３に示す超音波画像生成装置１００（本体部）と、超音波プローブ１０１との分割は、一例であり、本発明はこれに限定されない。例えば、超音波プローブ１０１と本体部（図３に示す超音波画像生成装置１００）とを含むシステムを超音波画像生成装置と定義してもよい。また、本体部に含まれる処理部の一部が、超音波プローブ１０１に含まれてもよい。
また、上記説明では、超音波画像２０１として主にＢモード画像を用いる場合を例に説明したが、Ｂモード画像の代わりに、血流等の流れを示すドップラー画像（ドップラーデータ）を用いてもよい。
図１３は、この場合の超音波画像生成装置１００Ａの概略構成を示すブロック図である。
この超音波画像生成装置１００Ａは、被検体を超音波プローブ１０１で複数方向から走査することにより得られた、血流の流れ（流速と向きを示す）を示す複数のドップラー画像２０１Ａから、被検体の特定断面における血流の流れを示す断面画像２０５Ａを生成する。この超音波画像生成装置１００Ａは、断面位置指示部１１１Ａと、血流方向取得部１２１と、位置情報取得部１１０Ａと、参照画像選択部１９６Ａと、断面画像生成部１９７Ａとを備える。
断面位置指示部１１１Ａは、特定断面の位置を示す断面情報２０２Ａを取得する。
血流方向取得部１２１は、特定断面における前記血流の流れる向きを示す血流情報２３１を取得する。なお、血流の流れる向きの情報は、例えば、ユーザーが指定する方法、又は、ドップラー画像又はＢモード画像を解析して血管走行の位置と向きを自動的に検出する方法を用いて取得できる。
位置情報取得部１１０Ａは、被検体中における、複数のドップラー画像２０１Ａの各々の位置及び向きを含む位置情報２０３Ａを取得する。
参照画像選択部１９６Ａは、複数のドップラー画像２０１Ａから、特定断面との距離が第１閾値未満、かつ血流の流れる向きとの差異が第２閾値未満である少なくとも１枚のドップラー画像を参照画像として選択する。
断面画像生成部１９７は、参照画像を用いて断面画像２０５Ａを生成する。
ここで、図１４に示すように、超音波プローブ１０１と、血流の流れの向きとの差に応じて、計測感度が変化する。具体的には、血流の流れの向きと超音波プローブ１０１からの超音波出射方向との差が小さいほど感度が高くなる。よって、血流の流れる向きとの差異が第２閾値未満であるドップラー画像２０１Ａを用いて、断面画像２０５Ａを生成することで、断面画像２０５Ａの精度を向上できる。
なお、超音波画像生成装置１００Ａの詳細な構成は、上述した超音波画像生成装置１００の説明における「特定画像の向き」を、「血流の流れる向き」に置き換えた場合と同様なので、詳細な説明は省略する。
以上、本発明に係る超音波画像生成装置及び方法について、上記実施の形態に基づいて説明したが、本発明は、これら実施の形態に限定されるものではない。本発明の主旨を逸脱しない範囲内で、当業者が思いつく変形を本実施の形態に施したものも、本発明に含まれる。
（実施の形態２）
上記実施の形態で示した画像生成方法を実現するためのプログラムを、フレキシブルディスク等の記録媒体に記録するようにすることにより、上記実施の形態で示した処理を、独立したコンピュータシステムにおいて簡単に実施することが可能となる。
図１５Ａ〜図１５Ｃは、上記各実施の形態の画像生成方法を、フレキシブルディスク等の記録媒体に記録されたプログラムを用いて、コンピュータシステムにより実施する場合の説明図である。
図１５Ａは、記録媒体本体であるフレキシブルディスクの物理フォーマットの例を示し、図１５Ｂは、フレキシブルディスクの正面からみた外観、断面構造、及びフレキシブルディスクを示している。フレキシブルディスクＦＤはケースＦ内に内蔵され、フレキシブルディスクＦＤの表面には、同心円状に外周からは内周に向かって複数のトラックＴｒが形成され、各トラックＴｒは角度方向に１６のセクタＳｅに分割されている。従って、上記プログラムを格納したフレキシブルディスクＦＤでは、上記フレキシブルディスクＦＤ上に割り当てられた領域に、上記プログラムが記録されている。
また、図１５Ｃは、フレキシブルディスクＦＤに上記プログラムの記録再生を行うための構成を示す。画像生成方法を実現する上記プログラムをフレキシブルディスクＦＤに記録する場合は、コンピュータシステムＣｓから上記プログラムを、フレキシブルディスクドライブＦＤＤを介してフレキシブルディスクＦＤに書き込む。また、フレキシブルディスクＦＤ内のプログラムにより上記画像生成方法をコンピュータシステムＣｓ中に構築する場合は、フレキシブルディスクドライブＦＤＤによりプログラムをフレキシブルディスクＦＤから読み出し、読み出したプログラムをコンピュータシステムＣｓに転送する。
なお、上記説明では、記録媒体としてフレキシブルディスクを用いて説明を行ったが、光ディスクを用いても同様に行うことができる。また、記録媒体はこれに限らず、ＩＣカード、ＲＯＭカセット等、プログラムを記録できるものであれば同様に実施することができる。
なお、図３の画像処理部１０９などのブロックは典型的には集積回路であるＬＳＩ（Ｌａｒｇｅ Ｓｃａｌｅ Ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）として実現される。これらは個別に１チップ化されてもよいし、一部又は全てを含むように１チップ化されてもよい。
ここでは、ＬＳＩとしたが、集積度の違いにより、ＩＣ（Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、システムＬＳＩ、スーパーＬＳＩ、ウルトラＬＳＩと呼称されることもある。
また、集積回路化の手法はＬＳＩに限るものではなく、専用回路又は汎用プロセッサーで実現してもよい。例えば、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）などのグラフィクス処理用の専用回路が使用できる。ＬＳＩ製造後に、プログラムすることが可能なＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）や、ＬＳＩ内部の回路セルの接続や設定を再構成可能なリコンフィギュラブル・プロセッサーを利用してもよい。
さらには、半導体技術の進歩又は派生する別技術によりＬＳＩに置き換わる集積回路化の技術が登場すれば、当然、その技術を用いて機能ブロックの集積化を行ってもよい。バイオ技術の適応等が可能性としてありえる。
また、上記実施の形態に係る、超音波画像生成装置、及びその変形例の機能のうち少なくとも一部を組み合わせてもよい。
また、上記で用いた数字は、全て本発明を具体的に説明するために例示するものであり、本発明は例示された数字に制限されない。
また、ブロック図における機能ブロックの分割は一例であり、複数の機能ブロックを一つの機能ブロックとして実現したり、一つの機能ブロックを複数に分割したり、一部の機能を他の機能ブロックに移してもよい。また、類似する機能を有する複数の機能ブロックの機能を単一のハードウェア又はソフトウェアが並列又は時分割に処理してもよい。
また、上記のステップが実行される順序は、本発明を具体的に説明するために例示するためのものであり、上記以外の順序であってもよい。また、上記ステップの一部が、他のステップと同時（並列）に実行されてもよい。
更に、本発明の主旨を逸脱しない限り、本実施の形態に対して当業者が思いつく範囲内の変更を施した各種変形例も本発明に含まれる。
本発明は、超音波画像生成装置及び画像生成方法に適用できる。特に、本発明は医療診断機器産業において特に高い利用可能性を有する。
１００、１００Ａ、５００ 超音波画像生成装置
１０１ 超音波プローブ
１０２ 送信部
１０３ 受信部
１０４ 送受信制御部
１０５ Ｂモード処理部
１０６ ドップラー処理部
１０７ ストレイン処理部
１０８ 画像メモリ
１０９、５０９ 画像処理部
１１０、１１０Ａ 位置情報取得部
１１１、１１１Ａ 断面位置指示部
１１２ 表示部
１９１ フレーム画像入力部
１９２ 位置情報決定部
１９３ テーブル生成部
１９４ 位置情報メモリ
１９５ 画像メモリ
１９６、１９６Ａ 参照画像選択部
１９７、１９７Ａ、５９７ 断面画像生成部
１９８ ボリュームメモリ
１９９ ボリューム生成部
２０１ 超音波画像
２０１Ａ ドップラー画像
２０２、２０２Ａ 断面情報
２０３、２０３Ａ、２１２ 位置情報
２０５、２０５Ａ、６０５ 断面画像
２０６ ボリューム像
２１１ インデックス番号
２１３ 参照画像情報
２２１ 位置情報テーブル
２３１ 血流情報
３０１ 光学マーカー
３０２ カメラ
３５１ 特定断面
３６１、３６２、３７１、３７２、３７３、３７４ 参照画像
３８１、３８２、３８３、３８４ 参照領域
３９１ プラーク

Claims (15)

  1. 被検体を超音波プローブで複数方向から走査することにより得られた複数の超音波画像から、前記被検体の特定断面の断面画像を生成する超音波画像生成装置であって、
    前記特定断面の位置及び向きを示す断面情報を取得する断面位置指示部と、
    前記被検体中における、前記複数の超音波画像の各々の位置及び向きを含む位置情報を取得する位置情報取得部と、
    前記複数の超音波画像から、前記特定断面との距離が第１閾値未満、かつ前記特定断面との向きの差異が第２閾値未満である少なくとも１枚の超音波画像を参照画像として選択する参照画像選択部と、
    前記参照画像を用いて前記断面画像を生成する断面画像生成部とを備える
    超音波画像生成装置。
  2. 前記特定断面は関心領域を含み、
    前記参照画像選択部は、前記特定断面の前記関心領域に含まれる点との距離が前記第１閾値未満、かつ前記特定断面との向きの差異が前記第２閾値未満である超音波画像を前記参照画像として選択する
    請求項１に記載の超音波画像生成装置。
  3. 前記参照画像選択部は、前記特定断面を分割した複数の領域毎に、前記複数の超音波画像から、当該領域との距離が第１閾値未満、かつ前記特定断面との向きの差異が第２閾値未満である超音波画像を当該領域に対する参照画像として選択し、
    前記断面画像生成部は、前記領域毎に、当該領域に対して選択された前記参照画像を用いて当該領域の画像を生成する
    請求項１に記載の超音波画像生成装置。
  4. 前記参照画像選択部は、前記複数の領域毎に、前記複数の超音波画像から、当該領域の中心点との距離が前記第１閾値未満、かつ前記特定断面との向きの差異が前記第２閾値未満である超音波画像を前記参照画像として選択する
    請求項３に記載の超音波画像生成装置。
  5. 前記位置情報取得部は、前記超音波プローブの位置及び向きを取得し、取得した前記超音波プローブの位置及び向きを用いて前記位置情報を算出する
    請求項１〜４のいずれか１項に記載の超音波画像生成装置。
  6. 前記位置情報取得部は、さらに、前記超音波プローブから出射される超音波の方向を取得し、取得した前記超音波の方向と、前記取得した超音波プローブ位置及び向きとを用いて前記位置情報を算出する
    請求項５に記載の超音波画像生成装置。
  7. 前記第１閾値は、前記超音波プローブの走査方向に平行なＣ面内での分解能以下であり、
    前記第２閾値は３０度以下である
    請求項１〜６のいずれか１項に記載の超音波画像生成装置。
  8. 前記断面画像生成部は、前記特定断面との距離が前記第１閾値未満、かつ前記特定断面との向きの差異が前記第２閾値未満である超音波画像が存在しない場合、前記複数の超音波画像のうち、前記特定断面との距離が最も近い超音波画像を用いて前記断面画像を生成する
    請求項１〜７のいずれか１項に記載の超音波画像生成装置。
  9. 前記複数の超音波画像からボリューム像を生成するボリューム生成部を備え、
    前記断面位置指示部は、ユーザーにより前記ボリューム像に対して指定された前記特定断面を示す前記断面情報を生成する
    請求項１〜８のいずれか１項に記載の超音波画像生成装置。
  10. 前記参照画像選択部は、
    前記特定断面に関心領域が含まれる場合、前記特定断面との距離が前記第１閾値未満であり、かつ前記特定断面との向きの差異が前記第２閾値未満である超音波画像を前記参照画像として選択し、
    前記特定断面に前記関心領域が含まれない場合、前記特定断面との距離、及び前記特定断面との向きの差異のうち、前記特定断面との距離のみを用いて、前記参照画像を選択する
    請求項１に記載の超音波画像生成装置。
  11. 前記断面画像生成部は、
    複数の前記参照画像に含まれる画素の画素値に重み付け係数を乗算したうえで、加算することにより、前記断面画像に含まれる画素の画素値を生成し、
    前記複数の参照画像のうち、前記特定断面との向きの差異がより小さい参照画像ほど、前記重み付け係数を大きくする
    請求項１〜１０のいずれか１項に記載の超音波画像生成装置。
  12. 前記断面画像生成部は、
    前記複数の参照画像のうち、前記特定断面との距離が第３閾値未満である参照画像に対して、前記特定断面との向きの差異がより小さい参照画像ほど、前記重み付け係数を大きくする
    請求項１１に記載の超音波画像生成装置。
  13. 被検体を超音波プローブで複数方向から走査することにより得られた、血流の流れを示す複数のドップラー画像から、前記被検体の特定断面における血流の流れを示す断面画像を生成する超音波画像生成装置であって、
    前記特定断面の位置及び向きを示す断面情報を取得する断面位置指示部と、
    前記特定断面における前記血流の流れる向きを示す血流情報を取得する血流方向取得部と、
    前記被検体中における、前記複数のドップラー画像の各々の位置及び向きを含む位置情報を取得する位置情報取得部と、
    前記複数のドップラー画像から、前記特定断面との距離が第１閾値未満、かつ前記血流の流れる向きとの差異が第２閾値未満である少なくとも１枚のドップラー画像を参照画像として選択する参照画像選択部と、
    前記参照画像を用いて前記断面画像を生成する断面画像生成部とを備える
    超音波画像生成装置。
  14. 被検体を超音波プローブで複数方向から走査することにより得られた複数の超音波画像から、前記被検体の特定断面の断面画像を生成する画像生成方法であって、
    前記特定断面の位置及び向きを示す断面情報を取得するステップと、
    前記被検体中における、前記複数の超音波画像の各々の位置及び向きを含む位置情報を取得するステップと、
    前記複数の超音波画像から、前記特定断面との距離が第１閾値未満、かつ前記特定断面との向きの差異が第２閾値未満である少なくとも１枚の超音波画像を参照画像として選択するステップと、
    前記参照画像を用いて前記断面画像を生成するステップとを含む
    画像生成方法。
  15. 被検体を超音波プローブで複数方向から走査することにより得られた、血流の流れを示す複数のドップラー画像から、前記被検体の特定断面における血流の流れを示す断面画像を生成する画像生成方法であって、
    前記特定断面の位置及び向きを示す断面情報を取得するステップと、
    前記特定断面における前記血流の流れる向きを示す血流情報を取得するステップと、
    前記被検体中における、前記複数のドップラー画像の各々の位置及び向きを含む位置情報を取得するステップと、
    前記複数のドップラー画像から、前記特定断面との距離が第１閾値未満、かつ前記血流の流れる向きとの差異が第２閾値未満である少なくとも１枚のドップラー画像を参照画像として選択するステップと、
    前記参照画像を用いて前記断面画像を生成するステップとを含む
    画像生成方法。
JP2012514012A 2010-12-24 2011-12-13 超音波画像生成装置及び画像生成方法 Active JP5803909B2 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2012514012A JP5803909B2 (ja) 2010-12-24 2011-12-13 超音波画像生成装置及び画像生成方法

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2010287291 2010-12-24
JP2010287291 2010-12-24
PCT/JP2011/006960 WO2012086152A1 (ja) 2010-12-24 2011-12-13 超音波画像生成装置及び画像生成方法
JP2012514012A JP5803909B2 (ja) 2010-12-24 2011-12-13 超音波画像生成装置及び画像生成方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPWO2012086152A1 JPWO2012086152A1 (ja) 2014-05-22
JP5803909B2 true JP5803909B2 (ja) 2015-11-04

Family

ID=46313444

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2012514012A Active JP5803909B2 (ja) 2010-12-24 2011-12-13 超音波画像生成装置及び画像生成方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9492141B2 (ja)
EP (1) EP2656790A4 (ja)
JP (1) JP5803909B2 (ja)
WO (1) WO2012086152A1 (ja)

Families Citing this family (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101805619B1 (ko) * 2011-01-25 2017-12-07 삼성전자주식회사 3차원 의료 영상으로부터 최적의 2차원 의료 영상을 자동으로 생성하는 방법 및 장치
JP6366905B2 (ja) * 2012-05-22 2018-08-01 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置及び医用画像診断装置
US10127722B2 (en) 2015-06-30 2018-11-13 Matterport, Inc. Mobile capture visualization incorporating three-dimensional and two-dimensional imagery
US10163261B2 (en) * 2014-03-19 2018-12-25 Matterport, Inc. Selecting two-dimensional imagery data for display within a three-dimensional model
US9786097B2 (en) 2012-06-22 2017-10-10 Matterport, Inc. Multi-modal method for interacting with 3D models
US10139985B2 (en) 2012-06-22 2018-11-27 Matterport, Inc. Defining, displaying and interacting with tags in a three-dimensional model
KR20140024190A (ko) 2012-08-20 2014-02-28 삼성메디슨 주식회사 초음파 영상 관리 방법, 표시 방법 및 그 장치
BR112015025074B1 (pt) * 2013-04-03 2022-03-22 Koninklijke Philips N.V. Sistema de imageamento por ultrassom e método para gerar e avaliar vistas bidimensionais padrão a partir de dados de volume ultrassônico tridimensional
WO2014210430A1 (en) * 2013-06-27 2014-12-31 Tractus Corporation Systems and methods for tissue mapping
EP3001219B1 (en) * 2013-08-20 2019-10-02 CureFab Technologies GmbH Optical tracking
JP6238697B2 (ja) * 2013-11-22 2017-11-29 東芝メディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置
KR20160066927A (ko) * 2014-12-03 2016-06-13 삼성전자주식회사 컴퓨터 보조 진단 지원 장치 및 방법
CN107251538A (zh) * 2015-02-02 2017-10-13 Ocr系统株式会社 光学终端装置及扫描程序
JP2016190009A (ja) * 2015-03-31 2016-11-10 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影装置、並びに放射線画像撮影装置の制御方法およびプログラム
JP6590519B2 (ja) * 2015-05-13 2019-10-16 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置
JP6626319B2 (ja) * 2015-11-18 2019-12-25 キヤノン株式会社 符号化装置、撮像装置、符号化方法、及びプログラム
JP6720001B2 (ja) * 2016-07-07 2020-07-08 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置、及び医用画像処理装置
EP4000531A1 (en) * 2020-11-11 2022-05-25 Koninklijke Philips N.V. Methods and systems for tracking a motion of a probe in an ultrasound system
JP2024501181A (ja) * 2020-12-30 2024-01-11 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 超音波画像取得、追跡、及びレビュー
US20230126296A1 (en) * 2021-10-21 2023-04-27 Massachusetts Institute Of Technology Systems and methods for guided intervention

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4984157A (en) * 1988-09-21 1991-01-08 General Electric Company System and method for displaying oblique planar cross sections of a solid body using tri-linear interpolation to determine pixel position dataes
JPH0744932B2 (ja) * 1990-10-24 1995-05-17 アロカ株式会社 超音波画像表示装置
US5754618A (en) * 1995-12-22 1998-05-19 Matsushita Electric Industrial Image processing apparatus and image processing method for favorably enhancing continuous boundaries which are affected by noise
US6117078A (en) * 1998-12-31 2000-09-12 General Electric Company Virtual volumetric phantom for ultrasound hands-on training system
JP3619425B2 (ja) 2000-05-22 2005-02-09 アロカ株式会社 超音波診断装置
KR100437974B1 (ko) 2002-05-11 2004-07-02 주식회사 메디슨 측면거리 상관함수를 이용한 3차원 초음파 영상 형성 방법및 장치
JP2003325513A (ja) * 2002-05-16 2003-11-18 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
EP2460474B1 (en) * 2003-05-08 2015-12-16 Hitachi Medical Corporation Reference image display method for ultrasonography and ultrasonic diagnosis apparatus
KR100697728B1 (ko) * 2004-10-22 2007-03-21 주식회사 메디슨 초음파 단면 영상의 화질 개선 장치 및 방법
JP2007301030A (ja) * 2006-05-09 2007-11-22 Toshiba Corp 超音波診断装置
JP5148094B2 (ja) * 2006-09-27 2013-02-20 株式会社東芝 超音波診断装置、医用画像処理装置及びプログラム
JP5296975B2 (ja) * 2006-11-20 2013-09-25 日立アロカメディカル株式会社 超音波診断装置
JP5400466B2 (ja) * 2009-05-01 2014-01-29 キヤノン株式会社 画像診断装置、画像診断方法
US20100286526A1 (en) * 2009-05-11 2010-11-11 Yoko Okamura Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image processing apparatus and ultrasonic image processing method

Also Published As

Publication number Publication date
EP2656790A4 (en) 2017-07-05
US9492141B2 (en) 2016-11-15
US20120316441A1 (en) 2012-12-13
WO2012086152A1 (ja) 2012-06-28
JPWO2012086152A1 (ja) 2014-05-22
EP2656790A1 (en) 2013-10-30

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5803909B2 (ja) 超音波画像生成装置及び画像生成方法
US10912536B2 (en) Ultrasound system and method
JP5753798B2 (ja) 超音波診断装置およびその作動方法
JP6160487B2 (ja) 超音波診断装置およびその制御方法
CN103251429B (zh) 超声波成像装置
JP4413909B2 (ja) ３次元超音波診断装置
JP2010534078A (ja) 定量化された超音波の厚いスライスでのイメージングによる灌流検査
JP2014217745A (ja) 超音波診断装置、およびその制御方法
CN105188555B (zh) 超声波诊断装置以及图像处理装置
JP2000135217A (ja) ３次元超音波診断装置
US20050234340A1 (en) Bolus control for contrast imaging with 3D
CN107072635A (zh) 用于中间用户反馈的多跳超声心动图采集的质量度量
JP7267928B2 (ja) ボリュームレンダリングされる超音波画像
JP6925824B2 (ja) 超音波診断装置、画像処理装置、及び画像処理プログラム
JP4870449B2 (ja) 超音波診断装置及び超音波画像処理方法
JP5191183B2 (ja) 超音波診断装置
JP2001128982A (ja) 超音波画像診断装置および画像処理装置
US20230355213A1 (en) Ultrasound image processing
JP4350214B2 (ja) 超音波診断装置
JP4709937B2 (ja) 超音波診断装置及び画像処理装置
JP7275261B2 (ja) ３次元超音波画像生成装置、方法、及びプログラム
CN114601496A (zh) 一种基于线性阵列的三维超声剪切波弹性成像方法
JP2013099386A (ja) 超音波診断装置および医用画像処理装置
JP2021102086A (ja) 最適な超音波式臓器セグメンテーション
US12059296B2 (en) Systems and methods for generating ultrasound probe guidance instructions

Legal Events

Date Code Title Description
RD02 Notification of acceptance of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422

Effective date: 20140205

RD02 Notification of acceptance of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422

Effective date: 20140613

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20140710

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20150804

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20150817

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 5803909

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150