JPH10118061A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 被検体が運動する場合に画像内のスペックル
ノイズを低減することが困難である。 【解決手段】 Ｂモード画像フレームメモリ３２は、周
期的に運動する被検体の超音波画像をフレームごとに記
録する。この超音波画像を基に、画像処理部３６は、運
動周期単位のフレーム群のそれぞれから、被検体の運動
状態が同時相である同時相フレームを抽出する。さらに
画像処理部３６は、抽出された複数の同時相フレームの
超音波画像を合成する。同時相フレームのスペックルパ
ターンはそれぞれ異なるので、合成処理によってスペッ
クルノイズが低減する。なお、同時相フレームの抽出の
際には、フレーム間のマッチングを取り、最もマッチン
グのよいフレームを同時相フレームとする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体内の断層像
情報などを画像表示する超音波診断装置に適用され、画
像にノイズとして現れるスペックルを低減する機能を備
えた超音波診断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】超音波パルスを被検体内に放射し、被検
体内で反射又は散乱されて返ってくるエコー信号の強度
を検出し、被検体内情報を画像表示する超音波診断装置
が周知である。一般に、超音波診断装置では、パルスエ
コー法と呼ばれる方法を多く採用している。

【０００３】このパルスエコー法は、超音波パルスを被
検体内に送波し、被検体内の各部における音響インピー
ダンスの差に応じて反射又は散乱されて返ってくる反射
波（エコー）を受波し、この受波したエコー信号の振幅
に基づいて被検体内の断層画像（Ｂモ−ド画像）を表示
する。

【０００４】ところが、このようにして得られるＢモー
ド画像には、スペックルと呼ばれる斑紋状の模様が現
れ、断層画像の画質劣化の主な原因となる。パルスエコ
ー法では、被検体内に存在する多数の散乱体からの各散
乱波が干渉を起こす。このため、受波されたエコー信号
の振幅はゆらぎを有し、このゆらぎはＢモード画像上に
斑紋状のスペックルパターンとなって現れる。

【０００５】例えば、生体組織のような不均質媒質は、
多数の散乱体がランダムに分布している状態と考えるこ
とができる。生体内に超音波パルスを送波した場合に
は、不均質媒質からの反射エコーの干渉がランダムに生
じてスペックルを形成する。

【０００６】スペックルはランダムなパターンとして現
れ、生体内部組織の微細な構造を表すものではなく、む
しろ生体組織の構造に関する情報をマスクするノイズで
しかない。従って、このようなスペックルノイズを除去
することが求められ、スペックルノイズの少ない良好な
画像を得ることが、被検体内の構造を明確に画像表示す
る上で重要となる。

【０００７】スペックルノイズを低減するには、スペッ
クルパターンについて相関の小さい複数の画像を重ね合
わせればよい。このスペックルノイズの低減手法とし
て、従来、空間的コンパウンド法や周波数コンパウンド
法が用いられている。

【０００８】空間的コンパウンド法では、図１３に示す
ように、送受波器１００が被検体１０２の表面上で移動
し、複数の異なる位置にて超音波パルスを送受波する。
これにより超音波パルスの入射方向が異なる複数のＢモ
ード画像１０４、１０６が得られ、この複数のＢモード
画像１０４、１０６のデータが加算される。前述したよ
うに、スペックルノイズは、散乱波のランダムな干渉に
よって生じる。従って、超音波パルスの入射方向が変わ
れば、スペックルパターンも異なる。そして、スペック
ルパターンの異なる画像データの加算により、スペック
ルノイズが低減する。

【０００９】周波数コンパウンド法では、中心周波数が
異なる超音波パルスを何種類も送波し、各中心周波数に
対して被検体内から反射されるエコー信号の包絡線を求
める。これらの包絡線の和のデータに基づいてＢモード
画像を形成する。あるいは、これらの包絡線に基づいて
形成されるＢモード画像のデータを加算する。中心周波
数が変われば、スペックルパターンも異なる。従って、
周波数コンパウンド法によってもスペックルノイズを低
減することができる。

【００１０】

【発明が解決しようとする課題】

（１）超音波診断装置は、運動する被検体の画像を得る
ためにも使用される。例えば、被検体の運動の様子が動
画像にて表示され、この動画像を利用して被検体の運動
が適当であるか否かが診断される。

【００１１】しかし、被検体が運動する場合、以下に説
明するように、従来の空間的コンパウンド法や周波数コ
ンパウンド法によっては、スペックルノイズを低減する
ことが困難であった。前述のように、従来手法では、ス
ペックルパターンの異なる複数の画像データが加算され
る。加算される複数の画像データにおける被検体の形や
位置は、同様である必要がある。しかし、被検体が運動
すると、画像データにおける被検体の形や位置が刻々と
変化する。従って、被検体が運動する場合には、従来手
法を適用することが困難である。以上より、被検体が運
動する場合において、効果的にスペックルノイズを低減
することが可能な超音波診断装置の開発が望まれてい
る。

【００１２】（２）また、空間的コンパウンド法や周波
数コンパウンド法に対しては、従来より、下記のような
問題が指摘されている。

【００１３】空間的コンパウンド法では、スペックルノ
イズを低減可能な領域が狭いという問題がある。すなわ
ち、図１３の例では、斜線にて示された領域１０８にお
いて、スペックルノイズが低減する。領域１０８にて画
像データの加算が行われるからである。図示のように、
領域１０８は、通常の走査によって画像化できる領域よ
りも狭い。実際、スペックルノイズの低減を図るために
は、さらに多くの画像データを加算する必要がある。そ
して、画像データの加算数の増大に応じて、スペックル
ノイズが低減される領域が狭くなる。

【００１４】また、周波数コンパウンドでは、スペック
ルノイズ低減のために十分な数の画像データを得ること
が困難であるという問題がある。超音波の送受波に使用
されるトランスデューサの周波数特性は狭帯域であるた
め、送信する超音波パルスの中心周波数を何種類も変え
ることができないからである。

【００１５】（３）被検体の構造上の理由により、超音
波パルスの入射方向や、超音波の中心周波数を変えるこ
とができないために従来のスペックルノイズ低減手法を
適用できない場合がある。その一例は、生体組織である
心臓を被検体とする場合である。心臓を被検体とする場
合、肋骨を避けるようにして超音波を送受波する必要が
ある。そこで、一般には、セクタ走査方式の装置を用い
て肋骨の隙間から超音波を送受波している。そのため、
超音波を送受波できる方向が限られており、多数の方向
から超音波を送受波して画像データを得ることができな
い。従って、このような場合には、空間的コンパウンド
法を適用することが困難である。

【００１６】（発明の目的）本発明は、前記従来の課題
に鑑みなされたものであり、周期的に運動するような被
検体の画像を生成する場合に適用される。本発明の目的
は、被検体が周期的に運動する場合であっても、画像上
に現れるスペックルノイズを良好に低減することが可能
な超音波診断装置を提供することにある。また、本発明
の目的は、上記（２）に説明したような、従来のスペッ
クルノイズ低減手法の問題を解決することが可能な装置
を提供することにある。さらに本発明の目的は、上記
（３）に説明したような、被検体の構造上の制約を受け
ずにスペックルノイズを低減可能な装置を提供すること
にある。

【００１７】

【課題を解決するための手段】

（１）本発明の超音波診断装置は、周期的に運動する被
検体の超音波画像をフレームごとに記録するフレームメ
モリと、運動周期単位のフレーム群のそれぞれから、被
検体の運動状態が同時相である同時相フレームを抽出す
る同時相フレーム抽出手段と、抽出された複数の同時相
フレームの超音波画像を合成することにより合成フレー
ムの超音波画像を作成する合成フレーム作成手段とを含
む。

【００１８】ここで、同時相フレームは、一組だけ抽出
されてもよい。この場合には、各フレーム群から一枚の
同時相フレームが抽出される。また、複数組の同時相フ
レームが抽出されてもよい。また、フレーム群に含まれ
る全フレームについて、同時相フレームが抽出されても
よい。なお、被検体の運動を動画像にて表示する場合に
は、多数フレームの超音波画像を得るために、多数組の
同時相フレームを抽出する。

【００１９】上記構成において、同時相フレームでは、
画像内における被検体の形や位置が同様である。しか
し、スペックルを発生させる散乱体の空間分布として見
ると微妙に変化しているため、同時相フレームごとにス
ペックルパターンは異なる。スペックルノイズは散乱波
のランダムな干渉により生じるからである。従って、複
数の同時相フレームの超音波画像を合成することによ
り、スペックルノイズを低減することができる。ここ
で、合成とは、画像データの加算や加算平均などであ
る。このように、上記構成によれば、被検体が周期的に
運動する場合において、被検体の画像に現れるスペック
ルノイズを良好に低減することができる。そして、スペ
ックルノイズの低減により、画像の輝度の時間的変化を
精度よく得ることができるので、定量的診断が可能とな
る。

【００２０】また、従来の空間的コンパウンド法を適用
した場合には、前述のように、スペックルノイズの低減
される範囲が狭いという問題がある。一方、上記構成で
は、各フレームの記録範囲が同様であり、この記録範囲
全体においてスペックルノイズが低減される。従って、
本発明によれば、広範囲のスペックルノイズ低減が可能
である。

【００２１】また、従来の周波数コンパウンド法を適用
した場合には、前述のように、十分な数の画像データを
得ることが困難であるという問題がある。一方、上記構
成では、フレームメモリに、周期的に運動する被検体の
超音波画像が記録される。そして、記録画像に含まれる
運動周期の数の範囲内で、任意の数の同時相フレームが
得られる。従って、本発明によれば、十分な数の同時相
フレームを容易に得ることができる。

【００２２】また、本発明によれば、被検体の構造上の
制約により超音波パルスの入射方向や中心周波数の変更
が制約される場合であっても、スペックルノイズの低減
が可能である。上記構成では、超音波パルスの入射方向
や中心周波数を変更する必要がないからである。

【００２３】（２）本発明の一態様の超音波診断装置に
おいて、前記同時相フレーム抽出手段は、前記フレーム
群の一つを基準フレーム群とする基準フレーム群設定手
段と、前記基準フレーム群に含まれる基準フレームと他
のフレーム群に含まれるフレームとの間で超音波画像の
類似性を評価し、類似性の高いフレームを前記同時相フ
レームとして抽出する評価抽出手段とを含む。

【００２４】被検体の運動周期には、ある程度のばらつ
きがある。異なる運動周期のフレーム群では、フレーム
枚数も異なる。従って、単に、フレーム群における順番
のみに基づいては、同時相フレームを特定することがで
きない。被検体の運動状態の異なるフレームが同時相フ
レームとして特定されるからである。

【００２５】そこで、上記構成では、基準フレーム群に
含まれる基準フレームと他のフレーム群に含まれるフレ
ームとの間で超音波画像の類似性を評価し、類似性の高
いフレームを前記同時相フレームとして抽出する。この
ような構成により、被検体の運動周期にばらつきがある
場合でも、スペックルノイズを低減することができる。
なお、類似性の評価は、相関関数、絶対値誤差、平均２
乗誤差などの周知の評価関数を画像データに対して適用
することにより可能である。

【００２６】なお、超音波画像の類似性の評価は、画像
の一部分の領域のみの類似性の評価でもよく、また、後
述する実施形態のように、画像内の所定ラインに沿った
画像データの類似性の評価でもよい。

【００２７】（３）上記（２）では、フレーム間の超音
波画像の類似性の評価によって、同時相フレームの特定
が確実に行われる。ここで、例えば、被検体の運動を動
画像にて表示するためには、多数の合成フレームが必要
であり、合成フレームの必要数に応じた組数の同時相フ
レームを抽出する必要がある。しかし、この場合、全組
の同時相フレームを抽出するために類似性の評価を行っ
たのでは、計算量が膨大となり、処理時間も長くなる。

【００２８】そこで、本発明の一態様の超音波診断装置
では、前記同時相フレーム抽出手段は、前記フレーム群
の一つを基準フレーム群とする基準フレーム群設定手段
と、前記基準フレーム群に含まれる基準フレームを代表
基準フレームと代表外基準フレームに分ける代表基準フ
レーム設定手段と、前記代表基準フレームと他のフレー
ム群に含まれるフレームとの間で超音波画像の類似性を
評価し、類似性の高いフレームを前記同時相フレームと
して抽出する評価抽出手段と、前記代表基準フレームと
前記評価抽出手段が抽出した前記同時相フレームとに基
づいて、前記代表外基準フレームの時相に対応する対応
時相点を前記他のフレーム群に関して求める対応時相点
検出手段と、前記他のフレーム群に含まれ前記対応時相
点の近傍の１または複数のフレームの超音波画像に基づ
いて所定の補間処理を行うことにより、前記代表外基準
フレームに対する同時相フレームの超音波画像を求める
補間抽出手段とを含む。

【００２９】上記構成によれば、類似性評価を用いた同
時相フレームの抽出は、代表基準フレームに対してのみ
行われる。代表外基準フレームについては、補間処理を
利用することにより、少ない計算量にて同時相フレーム
が抽出される。従って、同時相フレームの抽出に要する
時間が大幅に削減される。

【００３０】（４）本発明において、好適には、前記代
表基準フレーム設定手段は、被検体の運動の特徴状態を
記録したフレームを前記代表基準フレームとする。これ
により、代表基準フレームを対象とする類似性評価がよ
り正確に行われる。

【００３１】（５）また、本発明において、好適には、
前記基準フレーム群設定手段は、被検体の運動周期長の
頻度に基づいて前記基準フレーム群を定める。これによ
り、例えば、最も標準的な長さの運動周期を有するフレ
ーム群が基準フレーム群とされる。

【００３２】（６）また、本発明は、好適には、前記超
音波画像に基づいて被検体の特徴部分の運動軌跡を検出
する運動軌跡検出手段を含み、前記評価抽出手段は、前
記運動軌跡についての類似性を評価する。類似性の評価
を特徴部分の運動軌跡について行うことにより、同時相
フレーム抽出のための計算量がさらに低減する。また、
特徴部分の運動軌跡を評価対象とするので、類似性評価
がより正確に行われる。

【００３３】（７）また、前記類似性の評価の対象とさ
れるフレームが、前記他のフレーム群の所定範囲に限定
されてもよい。同時相フレームの候補となるフレーム
を、他のフレーム群の一部に限定することが可能であ
る。従って、この一部のフレームについて類似性を評価
すればよい。これにより、類似性を評価するフレームの
数が減るので、さらに同時相フレーム抽出のための計算
量を削減することができる。前記所定範囲は、例えば、
被検体の運動周期長のばらつきに基づいて定められる。

【００３４】（８）また、本発明において、好適には、
前記評価抽出手段は、前記類似性の評価の際に、基準フ
レームと評価対象のフレームとの超音波画像のずれ量を
算出し、前記合成フレーム作成手段は、前記合成フレー
ムの超音波画像を作成する際に、前記ずれ量に対応した
補正を行う。この構成では、類似性の評価の際に、基準
フレームと同時相フレームの超音波画像のずれ量を算出
しておく。そして、合成フレームを作成する際に、例え
ば、ずれ量に応じて画像を移動させる。従って、同時相
フレーム間の微小なずれが補正されるので、より鮮明な
画像を得ることができる。

【００３５】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態の超音
波診断装置について、図面を参照し説明する。本実施形
態では、本発明が、セクタ走査方式の超音波診断装置に
適用される。そして、以下では、心臓が被検体とされ、
心臓の断層像が動画像にて表示される場合について説明
する。図１は、本実施形態の超音波診断装置の構成を示
すブロック図である。

【００３６】図１において、超音波プローブ１１、送受
信回路１２、Ａ／Ｄ変換器１４およびデジタルスキャン
コンバータ（ＤＳＣ）１６は、互いに接続されて、Ｂモ
ード画像生成部を形成している。そして、超音波プロー
ブ１１および送受信回路１２は、画像生成に必要な情報
を得るための超音波送受信部１０を形成している。

【００３７】超音波プローブ１１には、複数の超音波振
動子が配列されており、超音波振動子は、電気信号と超
音波とを相互に変換することにより超音波を送受信す
る。送受信回路１２は、超音波プローブ１１に対して、
超音波振動子を励振するための超音波送信信号を送る。
超音波送信信号に従って超音波振動子が超音波を送信す
る。この際、送受信回路１２は、超音波送信信号に対し
て所定の遅延時間を与えることにより、送信ビームを形
成する。また、超音波プローブ１１は、受信した超音波
を超音波受信信号に変換して送受信回路１２へ送る。送
受信回路１２は、超音波受信信号を加算する。この際、
超音波受信信号に所定の遅延時間を与えることにより受
信ビームが形成される。さらに、送受信回路１２は、加
算した超音波受信信号の包絡線を示すエンベローブ信号
を生成する。

【００３８】送受信回路１２が生成したエンベローブ信
号は、Ａ／Ｄ変換器１４によってデジタル信号に変換さ
れたのち、ＤＳＣ１６に入力される。ＤＳＣ１６は、Ｄ
／Ａ変換器１８を介して、表示装置たるＣＲＴ２０に接
続されている。ＤＳＣ１６では、エンベローブ信号が、
ＣＲＴ２０の走査形式に適合するように走査変換され
る。この走査変換によって、Ｂモード画像データが作成
される。ここで、ＤＳＣ１６では、Ｂモード画像データ
がフレームごとに作成される。各フレームのＢモード画
像データは、超音波プローブ１１が電子走査される際の
走査フレーム単位で得られるデータである。Ｂモード画
像データは、Ｄ／Ａ変換器１８によってアナログ信号に
変換されたのち、ＣＲＴ２０に表示される。この際、時
間経過とともに作成された多数のフレームの画像が順次
表示されることにより、被検体の運動が動画像にて表示
される。また、Ｂモード画像データは、後述するＢモー
ド画像フレームメモリ３２に記憶される。なお、ＤＳＣ
で走査変換した画像ではなく、走査変換前の超音波ビー
ムデータをフレームメモリに記憶し、これに対して後述
するスペックルノイズの除去処理を行ってもよい。ただ
しこの場合には処理後のデータをＤＳＣによって走査変
換した後、表示する必要がある。

【００３９】一方、心電プローブ２２、増幅器２４およ
びＡ／Ｄ変換器２６は、ＤＳＣ１６とともに、心電波形
画像を形成する。心電プローブ２２は、心臓の心筋の興
奮の発生に基づいて得られる心電波形を得る。この心電
波形は、増幅器２４によって増幅され、Ａ／Ｄ変換器２
６によってデジタル信号に変換されたのち、ＤＳＣ１６
に入力される。ＤＳＣ１６は、心電波形を基に心電波形
図を作成してＣＲＴ２０に表示させる。この際、心電波
形図は、適宜、Ｂモード画像と並べて表示される。ま
た、Ａ／Ｄ変換器２６から出力された心電波形は、後述
する心電波形メモリ３４に記憶される。

【００４０】次に、本実施形態の特徴であるスペックル
ノイズ除去部３０について説明する。スペックルノイズ
除去部３０は、Ｂモード画像フレームメモリ３２、心電
波形メモリ３４、画像処理部３６、ユーザー入力装置３
８および制御回路４０からなる。Ｂモード画像フレーム
メモリ３２は、前述したように、ＤＳＣ１６にて作成さ
れたＢモード画像データをフレームごとに記憶する。ま
た、心電波形メモリ３２は、Ａ／Ｄ変換器２６から出力
された心電波形を記憶する。Ｂモード画像フレームメモ
リ３２および心電波形メモリ３４は、記憶情報を画像処
理部３６へ出力する。なお、Ｂモード画像および心電波
形としては、同じ時に記録された情報が記憶される。

【００４１】画像処理部３６は、Ｂモード画像フレーム
メモリ３２から入力されたＢモード画像からスペックル
ノイズを除去する。この除去処理の際に、心電波形メモ
リ３４から入力される心電波形が利用される。画像処理
部３６は、Ｄ／Ａ変換器１８を介してＣＲＴ２０に接続
されている。スペックルノイズを除去されたＢモード画
像はＣＲＴ２０に表示される。

【００４２】その他、ユーザー入力装置３８は、ユーザ
ーの指示をスペックルノイズ除去部３０に対して入力す
るための装置であり、画像処理部３６および制御回路４
０に接続されている。また、Ｂモード画像フレームメモ
リ３２、心電波形メモリ３４および画像処理部３６は、
制御回路４０によって制御される。制御回路４０は、超
音波診断装置全体のシステムを制御しており、前述した
送受信回路１２およびＤＳＣ１６なども制御する。

【００４３】図２は、Ｂモード画像フレームメモリ３２
に記憶されるＢモード画像と、心電波形メモリ３４に記
憶される心電波形を示している。同図には、スペックル
ノイズ除去処理の対象とされる数十心拍分のデータが示
されている。図２の上段は心電波形であり、心電波形中
のＲ波発生時においては心室が拡張状態にある。各心拍
には、心拍番号ｊ（１〜Ｊ）が付けられている。図２の
中段は、心電波形と同期して、時系列に得られたＢモー
ド画像をフレームごとに示している。各フレーム画像に
は、順次、フレーム番号ｉが付けられている。フレーム
ｉの画像は、ｆ（ｘ，ｙ，ｉ）と表される。ここで、ｆ
（ｘ，ｙ、ｉ）は画素値（輝度値、エコー強度など）で
あり、ｘ、ｙは、それぞれ画素のｘ座標およびｙ座標で
ある。従って、ｆ（ｘ，ｙ，ｉ）は、フレームｉにおけ
る座標（ｘ，ｙ）の画素の画素値を示す。なお、フレー
ム１枚分の画像データを示す場合には、図示のようにｆ
（ｉ）と表す。以降、一心拍分のフレームの集まりをフ
レーム群という。

【００４４】次に、スペックルノイズ除去部３０が行う
スペックルノイズ除去処理について説明する。図３は、
スペックルノイズ除去処理の全体を示しており、また、
図４〜図６は、一部の処理の詳細を示している。

【００４５】［基準フレーム群の設定（Ｓ１０）］ま
ず、画像処理部３６は、Ｂモード画像フレームメモリ３
２からＢモード画像を読み込み、また、心電波形メモリ
３４から心電波形を読み込む。そして、心電波形に基づ
き、１つの心拍分のフレーム群を基準フレーム群とする
（Ｓ１０）。ここでは、図７に示すように、Ｒ波の間隔
から得られる心拍周期長を基に、心拍周期長のヒストグ
ラムを作成する。なお、図７の横軸の心拍周期長は、例
えば、Ｒ波間の時間で表され、また、Ｒ波間のフレーム
枚数で表される。そして、頻度が最大の心拍周期長を有
するフレーム群の一つを基準フレーム群とする。ここで
は、図２に示すように、心拍２のフレーム群が基準フレ
ーム群とされる。

【００４６】基準フレーム群に含まれるフレームを基準
フレームとし、基準フレームには、順次、基準フレーム
番号ｎ（１〜Ｎ）を付ける。そして、基準フレームｎの
画像をｆ₀（ｎ）と表す。

【００４７】ステップＳ１０では、ヒストグラムを用い
ることにより、標準的な一心拍のフレーム群が基準フレ
ーム群として選定されている。基準フレームは、以降の
処理にて心拍間の時間的変動を補正する際の基準となる
ので、このように標準的な一心拍のフレーム群を選定す
ることが好ましい。ただし、ステップＳ１０の処理を簡
単にするためには、適当な一心拍のフレーム群（例え
ば、最初のフレーム群）を基準フレーム群としてもよ
い。

【００４８】［代表基準フレームの設定（Ｓ１２）］基
準フレーム群に含まれる基準フレームの内で、心臓の動
きの特徴的な状態を記録した基準フレームを選出し、選
出した基準フレームを代表基準フレームとする。また、
代表基準フレーム以外の基準フレームを代表外基準フレ
ームとする。ステップＳ１２の詳細は、図４のフローチ
ャートおよび図８の説明図に示されている。

【００４９】図８の左側には、心臓５２の画像として、
胸骨左縁左室長軸断面が示されている。同図には、左心
室５４、左心房５６、僧帽弁５８などが示されている。
この画像上で、僧帽弁前尖６０を通るように直線６２が
設定される（Ｓ３０）。直線６２上の画素を取り出して
基準フレーム番号順に並べることにより、図８右側に示
すＭモード画像６４が得られる（Ｓ３２）。

【００５０】Ｍモード画像６４から、僧帽弁前尖６０部
分のＭモード画像６６が取り出される（Ｓ３４）。Ｍモ
ード画像６６として取り出された１次元の画像データを
Ｍ₀（ｚ，ｎ）と表す。Ｍ₀は画素値である。ｚは、直線
６２に沿った距離であり、Ｍモード画像６６における深
さに相当する。また、ｎは前述の基準フレーム番号であ
る。図９には、僧帽弁前尖６０のＭモード画像６６が、
心電波形とともに示されている。図９に示すように、一
般に、僧帽弁前尖６０の運動を表すパターンには、Ａ点
〜Ｆ点という名前が付けられている。例えば、Ｃ点は、
心電波形におけるＲ波とほぼ同時期であり、拡張末期に
近い時相である。また、Ｅ点は、収縮末期に近い時相で
ある。

【００５１】次に、図９のパターンのＣ点に対応する基
準フレーム、すなわち、Ｃ点の状態を記録した基準フレ
ームを検出し、検出した基準フレームを代表基準フレー
ムとして特定する。ここでは、Ｃ点を表すＭ₀（ｚ，
ｎ）から、Ｃ点に対応する基準フレームの基準フレーム
番号を求める。同様にして、Ｅ点、Ｆ点、Ａ点に対応す
る基準フレームを代表基準フレームとする（Ｓ３６）。
代表基準フレームの基準フレーム番号をそれぞれｎ_C、
ｎ_E、ｎ_F、ｎ_Aとする。

【００５２】図８左側のＢモード画像に直線６２を設定
する作業と、図８右側のＭモード画像６４から、僧帽弁
前尖６０部分の画像を取り出す作業は、ユーザーの指示
に従って行われる。この作業のために画像処理部３６
は、Ｂモード画像やＭモード画像をＣＲＴ２０に表示さ
れる。ユーザーは、ＣＲＴ２０の表示を見ながら、図１
のユーザー入力装置３８を使用して指示を出す。

【００５３】また、上記では、直線６２をＢモード画像
内に設定した。これに対し、以下のように、超音波送受
信部１０が形成する超音波ビームを利用してもよい。こ
の場合、まず、僧帽弁前尖６０を通る超音波ビームが選
定される。そして、この超音波ビームに基づいて生成さ
れるＭモード画像データが、ＤＳＣ１６を介して画像処
理部３６に取り込まれる。

【００５４】また、上記において僧帽弁前尖６０のＭモ
ード画像を用いたのは、下記の理由による。代表基準フ
レームとしては、心臓の運動における特徴的な状態を記
録したフレームを選定することが好ましい。後述するス
テップ１４におけるマッチング処理の際に、精度のよい
結果が得られるからである。そして、僧帽弁前尖６０の
運動パターンにおける極値（Ｃ点、Ｅ点、Ｆ点、Ａ点）
は、上記の特徴的な状態に相当する。

【００５５】さらに、僧帽弁前尖６０のＭモード画像を
用いたことにより、下記の利点が得られる。図９に示す
ように、僧帽弁前尖６０の運動パターンには、心臓の拡
張期にも収縮期にも極値が現れる。従って、代表基準フ
レーム同士の基準フレーム番号が適当に離れるようにし
て代表基準フレームを設定することができる。これによ
り、後述するステップ１６において代表外基準フレーム
に対する同時相フレームを抽出する際に好結果が得られ
る。代表基準フレーム同士の基準フレーム番号が離れす
ぎないからである。

【００５６】なお、上記のステップＳ１２を簡略化する
ためには、例えば、心電波形のＰ、Ｑ、Ｒ、Ｓ、Ｔ波に
相当する基準フレームを代表基準フレームとしてもよ
い。また、基準フレーム群のフレーム数Ｎを適当に等分
割することにより、代表基準フレームの基準フレーム番
号を定めてもよい。このような処理を行うのであれば、
ユーザーがユーザー入力装置３８を用いて指示を出すこ
とは不要である。

【００５７】［代表基準フレームに対する同時相フレー
ムの特定（Ｓ１４）］同時相フレームとは、心臓の運動
状態が同じ心時相にあるフレームをいう。同時相フレー
ムの超音波画像では、心臓の位置や形状が同様である。
ここでは、代表基準フレームに対する同時相フレーム
を、基準フレーム群以外のフレーム群から特定する。こ
の同時相フレームの特定は、代表基準フレームと他のフ
レーム群に含まれるフレームとの画像のマッチングを取
ることによって行われる。図５は、ステップＳ１４にお
いて代表基準フレームに対する同時相フレームを特定す
るための処理を示している。

【００５８】まず、代表基準フレームｎ_Cに対する同時
相フレームを、最初のフレーム群（図２における心拍１
のフレーム群）から特定する。図１０の上段は心拍１の
心電波形であり、中段は心拍１のフレーム群であり、下
段は基準フレーム群である。ここでは、前述のステップ
Ｓ１２において、代表基準フレームｎ_Cとして、ｎ＝３
の基準フレームが選出されている。

【００５９】ステップＳ４２では、同時相フレームの検
索範囲を設定する。前述したように、代表基準フレーム
ｎ_Cの時相は、心電波形のＲ波の時相にほぼ等しい。そ
こで、心電波形における最初のＲ波のピークに対応する
フレームを検出する。そして、検出したフレームの前後
の数フレームを検索範囲とする。

【００６０】検索範囲の設定には、前述のステップＳ１
０にて作成した心拍周期長のヒストグラム（図７）が用
いられる。このヒストグラムから心拍周期長のばらつき
（変動範囲）を求め、このばらつきをフレーム数に換算
する。同時相フレームは、上記Ｒ波のピークに対応する
フレームを中心とし、心拍周期長のばらつきに対応する
フレーム数の範囲内にあるフレームのいずれかであると
考えられる。そこで、この範囲を同時相フレームの検索
範囲として設定する。

【００６１】なお、ステップＳ４２を簡略化するために
は、例えば、検索範囲を適当な所定数（例えば５フレー
ム）に設定してもよい。また、検索範囲は、隣のフレー
ム群にまたがって設定されてもよい。代表基準フレーム
が基準フレーム群の先頭付近のフレームである場合、同
時相フレームが隣のフレーム群に含まれている可能性も
あるからである。

【００６２】次に、検索範囲のフレームと代表基準フレ
ームｎ_Cとのマッチング演算を行う（Ｓ４４）。ここで
は、検索範囲のフレームについて、ｆ（ｘ，ｙ，ｉ）か
ら一次元画像データＭ（ｚ，ｉ）を求める。このＭ
（ｚ，ｉ）は、前述のＭ₀（ｚ，ｉ）と同様のデータで
ある。すなわち、Ｍ（ｚ，ｉ）は、検索範囲のフレーム
における僧帽弁前尖６０のＭモード画像データであり、
Ｍ₀（ｚ，ｉ）を得るために設定された直線６２と同位
置の直線に沿って得られるデータである。そして、Ｍ₀
（ｚ，ｉ）と検索範囲の各フレームのＭ（ｚ，ｉ）とを
用いて次式（１）の相関関数を計算する。

【００６３】

【数１】 ここで、文字の上に付けられた￣は、平均値を表す。ま
た、ｕは位置のずれ量を表すパラメータであり、超音波
診断装置の分解能程度の範囲で計算すればよい。なお、
位置のずれが無視できる場合には、ｕ＝０としてもよ
い。

【００６４】Ｒ（ｕ，ｉ）が最大となるｕおよびｉを求
め、それぞれ、ｕ_C1、ｉ_C1とする。フレーム番号ｉ_C1の
フレームが、同時相フレームとして特定される（Ｓ４
６）。すなわち、フレームｉ_C1は、心拍１のフレーム群
に含まれ、かつ、代表基準フレームｎ_Cと同一心時相の
フレームである。

【００６５】ステップＳ４８では、全心拍のフレーム群
について、同時相フレームを特定したか否かを検出し、
特定していない場合には、ステップＳ４２に戻り、次の
フレーム群について同様の処理を行う。このようにし
て、心拍３から心拍Ｊまでの全フレーム群について、同
時相フレームｉ_Cjが求められる。なお、心拍２のフレー
ム群は、基準フレーム群として設定されているので、こ
こでは処理の対象としない。

【００６６】ステップＳ５０では、全部の代表基準フレ
ームについて、同時相フレームを特定したか否かを検出
し、特定していない場合には、ステップＳ４２に戻り、
次の代表基準フレームについて同様の処理を行う。この
ようにして、代表基準フレームｎ_E、ｎ_F、ｎ_Aに対する
同時相フレームが求められる。なお、代表基準フレーム
ｎ_Cに対する同時相フレームを特定する際には、ステッ
プＳ４２にて、検索範囲の中心が、Ｒ波のピークに対応
するフレームに設定された。これに対して、例えば、心
拍ｊのフレーム群から代表基準フレームｎ_Eに対する同
時相フレームｉ_{E j}を特定する際には、フレームｉ_Cj＋ｎ
_E−ｎ_Cが、検索範囲の中心とされる。他の場合について
も同様である。

【００６７】上記では、式（１）を用いてマッチング演
算を行った。これに対して、その他の評価関数、例え
ば、絶対値誤差、平均２乗誤差などを用いて、Ｍ
₀（ｚ，ｉ）とＭ（ｚ，ｉ）の相関や誤差を求めてもよ
い。

【００６８】また、同時相フレームをより正確に特定す
るために、二次元画像データを用いてマッチング演算を
行ってもよい。この場合には、式（１）にてずれ量ｕを
求めたのと同様に、ｘ方向およびｙ方向のずれ量が求め
られる。

【００６９】以上、本ステップでは、マッチング演算を
用いた同時相フレームの特定を、代表基準フレームに限
定して行っている。基準フレーム全部についてのマッチ
ング演算を行わないので、計算量が大幅に削減されてい
る。さらにまた、一次元画像データを用いてマッチング
演算を行っているので、計算量が大幅に削減されてい
る。

【００７０】［代表外基準フレームに対する同時相フレ
ームの抽出（Ｓ１６）］ここでは、代表外基準フレーム
ｎに対する同時相フレームを心拍ｊのフレーム群から抽
出する処理を例にとって説明する。図１１には、ここで
の同時相フレームを抽出するための処理が示されてい
る。まず、図１１に示される対応時相点ｉ′を求める
（Ｓ６０）。図１１の上段は心拍ｊのフレーム群であ
り、下段は基準フレーム群である。代表基準フレームｎ
_C、ｎ_Eに挟まれた代表基準外フレームｎに着目する。図
示のように、代表基準フレームｎ_C、ｎ_Eの間隔ｎ_E−ｎ_C
は、代表基準外フレームｎによって、ｎ−ｎ_C：ｎ_E−ｎ
に内分されている。一方、代表基準フレームｎ_C、ｎ_Eに
対応する同時相フレームｉ_Cj、ｉ_Ejの間隔はｉ_Ej−ｉ_Cj
である。この間隔ｉ_Ej−ｉ_Cjをｎ−ｎ_C：ｎ_E−ｎに内分
する点ｉ′が対応時相点である。対応時相点ｉ′は、次
式（２）によって求められる。

【００７１】

【数２】 図１２は、心拍ｊのフレーム群における対応時相点ｉ′
の近傍を示している。フレームｉｎｔ（ｉ′）、フレー
ムｉｎｔ（ｉ′）＋１は、対応時相点ｉ′の前後のフレ
ームである。ｉｎｔ（ｉ′）は、ｉ′の小数点以下を切
り捨てた数値である。これらのフレームの画像データを
用いて補間することにより、代表外基準フレームｎに対
する同時相フレームの画像データが求められる。ここで
は、両フレームの画像データｆ（ｉｎｔ（ｉ′））、ｆ
（ｉｎｔ（ｉ′）＋１）を用いて、ｉｎｔ（ｉ′）＋１
−ｉ′：ｉ′−ｉｎｔ（ｉ′）の配分で線形補間が行わ
れる（Ｓ６２）。

【００７２】前述のステップＳ１４では、式（１）のマ
ッチング演算の際にずれ量ｕ_Cj、ｕ_Ej等を求めた。この
ずれ量ｕ_Cj、ｕ_Ej等を用いて、次式（３）の補間演算に
より、対応時相点ｉ′におけるずれ量ｕ′が算出される
（Ｓ６４）。

【００７３】

【数３】 ステップＳ６６にて全ての心拍のフレーム群についての
処理を行ったか否かが判断される。これにより、代表外
基準フレームｎに対する同時相フレームが、心拍Ｊまで
のフレーム群のそれぞれから一枚ずつ求められる。ま
た、ステップＳ６８にて全ての代表外基準フレームにつ
いての処理が行われたか否かが判断される。これによ
り、全ての代表外基準フレームについて、ステップＳ６
０〜Ｓ６６の処理が行われる。なお、上記では、代表外
基準フレームｎが代表基準フレームｎ_C、ｎ_Eに挟まれて
いる場合の処理について説明したが、他の代表基準フレ
ームに挟まれている場合についても同様である。

【００７４】上記では、同時相フレームの抽出の際に線
形補間が行われる。これに対して、非線形補間を行って
もよい。また、３枚以上のフレーム画像を用いて補間演
算を行ってもよい。また、処理を簡略化するために、フ
レームｉｎｔ（ｉ′）あるいはフレームｉｎｔ（ｉ′）
＋１の近い方を同時相フレームとしてもよい。その他、
ずれ量ｕ′の算出の際にも非線形補間を行ってもよい。

【００７５】［同時相フレームの積算（Ｓ１８）］ここ
では、基準フレームとステップＳ１４あるいはステップ
Ｓ１６にて抽出された同時相フレームの画像データが積
算される。例えば、代表基準フレームｎ_Cと同時相フレ
ームｉ_C1〜ｉ_Cjの画像データが積算される。他の代表基
準フレームおよび代表外基準フレームについても同様で
ある。積算処理によって形成されたフレームを合成フレ
ームという。以上より、一心拍分の合成フレームの画像
データが得られる。合成フレームのフレーム数は、基準
フレーム群のフレーム数に等しい。

【００７６】積算処理の際には、前述にて求められたず
れ量ｕ_Cj、ｕ_Ej、ｕ_Fj、ｕ_Aj、ｕ′に応じた補正が行わ
れる。ここでは、例えば、次式（４）を用いることによ
り、ｕ′がｘ、ｙ方向成分ｕ_x、ｕ_yに分割される。式
（４）において、θは、図８の直線６２がｙ軸となす角
度である。そして、フレーム画像をｘ、ｙ方向にそれぞ
れｕ_x、ｕ_y移動してから積算する。

【００７７】

【数４】 なお、前述のステップＳ４４において二次元画像データ
を用いたマッチング演算が行われる場合には、マッチン
グ演算の結果として、すでにｘ方向およびｙ方向のずれ
量が算出されている。そこで、上式（４）を用いること
なく、このずれ量に従った補正を行えばよい。

【００７８】［表示装置への出力（Ｓ２０）］ステップ
Ｓ１８によって生成された合成フレームの画像データ
は、図１の画像処理部３６からＤ／Ａ変換器１８へ出力
される。そして、画像データは、Ｄ／Ａ変換器１８にて
アナログ信号に変換されたのち、ＣＲＴ２０に表示され
る。ＣＲＴ２０は、一心拍分の画像データを繰り返し表
示する。

【００７９】以上、本発明の好適な実施形態について説
明した。本実施形態では、同時相フレームを各心拍のフ
レーム群から抽出した。同時相フレームの記録時点はそ
れぞれ異なるので、同時相フレーム間ではスペックルパ
ターンが異なる。従って、同時相フレームの積算によ
り、スペックルノイズが効果的に低減される。このよう
に、従来困難であった被検体が運動する場合におけるス
ペックルノイズの低減が可能となった。

【００８０】また、心臓の動きは心拍ごとに多少異なっ
ており、また心拍周期長も心拍ごとにばらつく。従っ
て、あるフレーム群において何番目に位置するかという
ことだけを基準としては、同時相フレームが正確に検出
されない可能性がある。この場合、時相のずれたフレー
ム同士の積算によって、合成フレームの画像がぼけるこ
とがある。一方、本実施形態では、マッチング演算を行
うことにより、同時相フレームの検出が正確に行われ
る。従って、鮮明な画像を得ることができる。このよう
な効果は、心臓のように動きの激しい被検体の画像を生
成する場合に特に有用である。

【００８１】また、本実施形態では、基準フレーム群が
代表基準フレームと代表外基準フレームに分けられ、代
表基準フレームについてのみマッチング演算が行われ
る。従って、マッチング演算のための計算量が大幅に削
減される。また、僧帽弁前尖の運動軌跡を示す一次元画
像データを用いてマッチング演算を行ったことによって
も、大幅に計算量が削減されている。

【００８２】また、１心拍の全体に渡って特徴的な運動
をする僧帽弁に着目し、この僧帽弁のＭモード画像を用
いたので、代表基準フレームの特定が容易となり、ま
た、マッチング演算の精度が向上している。

【００８３】さらにまた、マッチング演算の際に求めた
ずれ量が、フレーム積算の際に反映されているので、合
成フレーム画像がより鮮明となっている。

【００８４】その他、本実施形態では、本発明がセクタ
走査方式の超音波診断装置に適用される場合について説
明した。これに対し、本発明は、その他の方式、例えば
リニア走査方式の超音波診断装置に対しても適用可能で
あることはもちろんである。

【００８５】また、本実施形態では、ＤＳＣ１６で走査
変換した画像をＢモード画像フレームメモリ３２に記憶
し、ノイズ除去処理を行っている。これに対し、走査変
換前の超音波ビームデータをフレームメモリに記憶し、
このビームデータに対して本発明のノイズ除去処理を行
ってもよい。この場合にはノイズ除去後のビームデータ
をＤＳＣに入力して走査変換を行い、変換後のデータを
ＣＲＴへ送る必要がある。

【図面の簡単な説明】

【図１】 本発明の実施の形態の超音波診断装置の構成
を示すブロック図である。

【図２】 Ｂモード画像および心電波形を時系列に従っ
て示す説明図である。

【図３】 スペックルノイズ除去処理の全体を示すフロ
ーチャートである。

【図４】 代表基準フレームを設定するための処理を示
すフローチャートである。

【図５】 代表基準フレームに対する同時相フレームを
特定するための処理を示すフローチャートである。

【図６】 代表外基準フレームに対する同時相フレーム
を抽出するための処理を示すフローチャートである。

【図７】 基準フレーム群を設定するために用いられる
心拍周期長のヒストグラムを示す説明図である。

【図８】 代表基準フレームを設定するための処理を示
す説明図である。

【図９】 僧帽弁前尖のＭモード画像を心電波形ととも
に示す説明図である。

【図１０】 心拍１のフレーム群から同時相フレームを
特定するための処理を示す説明図である。

【図１１】 代表外基準フレームに対する同時相フレー
ムを抽出する処理を示す説明図である。

【図１２】 代表外基準フレームに対する同時相フレー
ムを抽出する処理を示す説明図である。

【図１３】 従来のスペックルノイズ除去手法である空
間的コンパウンド法を示す説明図である。

【符号の説明】

１０ 超音波送受信部、１１ 超音波プローブ、１２
送受信回路、１４，２６ Ａ／Ｄ変換器、１６ デジタ
ルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）、１８ Ｄ／Ａ変換
器、２０ ＣＲＴ、２２ 心電プローブ、２４ 増幅
器、３０ スペックルノイズ除去部、３２Ｂ モード画
像フレームメモリ、３４ 心電波形メモリ、３６ 画像
処理部、３８ ユーザー入力装置、４０ 制御回路。

Claims (9)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 周期的に運動する被検体の超音波画像を
   フレームごとに記録するフレームメモリと、 運動周期単位のフレーム群のそれぞれから、被検体の運
   動状態が同時相である同時相フレームを抽出する同時相
   フレーム抽出手段と、 抽出された複数の同時相フレームの超音波画像を合成す
   ることにより合成フレーム超音波画像を作成する合成フ
   レーム作成手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。
2. 【請求項２】 請求項１に記載の装置において、 前記同時相フレーム抽出手段は、 前記フレーム群の一つを基準フレーム群とする基準フレ
   ーム群設定手段と、 前記基準フレーム群に含まれる基準フレームと他のフレ
   ーム群に含まれるフレームとの間で超音波画像の類似性
   を評価し、類似性の高いフレームを前記同時相フレーム
   として抽出する評価抽出手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。
3. 【請求項３】 請求項１に記載の装置において、 前記同時相フレーム抽出手段は、 前記フレーム群の一つを基準フレーム群とする基準フレ
   ーム群設定手段と、 前記基準フレーム群に含まれる基準フレームを代表基準
   フレームと代表外基準フレームに分ける代表基準フレー
   ム設定手段と、 前記代表基準フレームと他のフレーム群に含まれるフレ
   ームとの間で超音波画像の類似性を評価し、類似性の高
   いフレームを前記同時相フレームとして抽出する評価抽
   出手段と、 前記代表基準フレームと前記評価抽出手段が抽出した前
   記同時相フレームとに基づいて、前記代表外基準フレー
   ムの時相に対応する対応時相点を前記他のフレーム群に
   関して求める対応時相点検出手段と、 前記他のフレーム群に含まれ前記対応時相点の近傍の１
   または複数のフレームの超音波画像に基づいて所定の補
   間処理を行うことにより、前記代表外基準フレームに対
   する同時相フレームの超音波画像を求める補間抽出手段
   と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。
4. 【請求項４】 請求項３に記載の装置において、 前記代表基準フレーム設定手段は、被検体の運動の特徴
   状態を記録したフレームを前記代表基準フレームとする
   ことを特徴とする超音波診断装置。
5. 【請求項５】 請求項２〜４のいずれかに記載の装置に
   おいて、 前記基準フレーム群設定手段は、被検体の運動周期長の
   頻度に基づいて前記基準フレーム群を定めることを特徴
   とする超音波診断装置。
6. 【請求項６】 請求項２〜５のいずれかに記載の装置に
   おいて、 前記超音波画像に基づいて被検体の特徴部分の運動軌跡
   を検出する運動軌跡検出手段を含み、 前記評価抽出手段は、前記運動軌跡についての類似性を
   評価することを特徴とする超音波診断装置。
7. 【請求項７】 請求項２〜６のいずれかに記載の装置に
   おいて、 前記類似性の評価の対象とされるフレームが、前記他の
   フレーム群の所定範囲に限定されることを特徴とする超
   音波診断装置。
8. 【請求項８】 請求項７に記載の装置において、 前記所定範囲は、被検体の運動周期長のばらつきに基づ
   いて定められることを特徴とする超音波診断装置。
9. 【請求項９】 請求項２〜８のいずれかに記載の装置に
   おいて、 前記評価抽出手段は、前記類似性の評価の際に、基準フ
   レームと評価対象のフレームとの超音波画像のずれ量を
   算出し、 前記合成フレーム作成手段は、前記合成フレームの超音
   波画像を作成する際に、前記ずれ量に対応した補正を行
   うことを特徴とする超音波診断装置。