WO2004100795A1

WO2004100795A1 - 超音波画像生成方法

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Publication number: WO2004100795A1
Application number: PCT/JP2004/007123
Authority: WO
Inventors: Junichi Ichikawa; Masahiro Takeda
Original assignee: Olympus Corporation
Priority date: 2003-05-19
Filing date: 2004-05-19
Publication date: 2004-11-25
Also published as: US20060079772A1; JP2005000638A; JP4468677B2; EP1625829B1; US8162835B2; EP1625829B8; EP1625829A1; EP1625829A4

Abstract

本発明の、被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデータに基づき超音波画像を生成する超音波画像生成方法は、連続する複数の2次元断層像に対して各画像上の基準位置を求める基準位置設定ステップと、前記基準位置設定ステップで求めたそれぞれの2次元断層像の前記基準位置の不規則性を補正して規則性のある連続的な2次元断層像を得る補正ステップと、および前記補正ステップで補正した前記規則性のある連続的な2次元断層像に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成ステップを含む。

Description

明細書超音波画像生成方法技術分野

本発明は、被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデ一夕に基づき、超音波画像を生成する超音波画像生成方法に関する。背景技術 .

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

このような従来の超音波画像生成方法は、例えば、特開 2 0 0 0 - 2 5 4 1 2 3号公報に記載されているように超音波画像を立体的に把握し易くするため、体腔表面を抽出した 3次元画像を生成するものが提案されている。

一般に、超音波断層画像において、問題になるのが人体の「拍動」である。

通常、超音波診断装置は、超音波振動子をラジアル走査（超音波振動子の走査軸に対して垂直走査）すると共に、リニァ走査（超音波振動子の走査軸に対して水平走査）することにより、ヘリ力ルスキヤンを行って上記ラジアル画像及び上記リニァ画像等の 2 次元断層像を得ている。ここで、上記へリカルスキャンは、例えば、 2 ~ 4秒程度の時間を必要としている。

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

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

【表 1 】

原因特徵

拍動 1分間に 7 0回前後。周期的で小さく激しい動き。 .

蠕動数秒に 1回程度。周期的で大き〈ゆつくリした動き。；プローブの揺らぎ不規則だがゆつく¹ Jした動き。

呼吸性移動不規則だがゆつくリした動き。 \

上記特開 2 0 0 0 - 2 5 4 1 2 3号公報に記載の超音波画像生成方法は、血管が近くにある臓器の画像を 3次元化すると、上記拍動の影響で臓器が動き、画像が歪むという問題がある。

一方、これに対して、従来の超音波画像生成方法は、例えば、特開 2 0 0 0— 3 1 6 8 6 4号公報に記載されているように拍動除去を試みたものが提案されている。

しかしながら、上記特開 2 0 0 0— 3 1 6 8 6 4号公報に記載の超音波画像生成方法は、拍動除去に関してある程度の効果が得られているが、拍動除去がまだ十分ではない。このため、超音波画像生成方法としては、より効果の高い方法が求められている。一方、これに対して、従来の超音波画像生成方法は、例えば、特許第 3 3 1 6 2 6号公報に記載されているように体腔の重心を求めて、超音波画像を安定させようとしたものが提案されている。

しかしながら、上記特許第 3 3 1 6 2 6 8号公報に記載の超音波画像生成方法は、モニタ上の 2次元断層画像を安定させるという効果しかなく、拍動の影響を除去するために 3次元的な広がりを持つ超音波画像（即ち、 3次元画像）にそのまま適用しても効果が無い。

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

本発明の、被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデータに基づき超音波画像を生成する超音波画像生成方法は、連続する複数の 2次元断層像に対して各画像上の基準位置を求める基準位置設定ステップと、前記基位置設定ステップで求めたそれぞれの 2次元断層像の前記基準位置の不規則性を補正して規則性のある連続的な 2次元断層像を得る補正ステップと、および前記補正ステップで補正した前記規則性のある連続的な 2次元断層像に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成ステツプを含む。図面の簡単な説明

図 1は、本発明の第 1実施形態の超音波診断システムの全体構成図である。

図 2は、 2次元断層画像（ラジアル画像） G rの具体例を示す図である。図 3は、超音波画像（ 3次元画像） G s を示す概略図である。図 4は、第 1実施形態の超音波診断システムにおける超音波画像生成方法を示すフローチヤ一トである。

図 5は、表面座標を抽出して表面抽出点を決定する際の画像を示す図である。

図 6は、表面抽出点を結んだ多角形を生成して重心を求める際の画像を示す図である。 '

図 7は、 2つのラジアル画像が同じ体腔を描出していても体腔表面の位置にずれが生じている際の画像を示す図である。

図 8は、 2つのラジアル画像の位置を調整して重心を一致させた際の画像を示す図である。

図 9は、平滑化した結果、体腔表面が滑らかになった際の画像を示す図である。

図 1 0は、平滑化前後で体腔表面の表面位置が一致しない際の画像を示す図である。

図 1 1 は、超音波画像（ 3次元画像） G sの具体例を示す図である。

図 1 2は、ラジアル画像 G rが数百本の育線データで形成されていることを示す図である。

図 1 3は、本発明の第 2実施形態の超音波診断システムの全体構成図である。

図 1 4は、体腔の表面位置を走査している際の音線を表す模式図である。

図 1 5は、全音線に対して所定の本数をサンプリングして作成した輝度に対する頻度を表すヒストグラムである。

図 1 6は、音線のスキャンラインに対して対象物を生体組織と判定する際の第 1の模式図である。

図 1 7は、音線のスキャンラインに対して対象物を生体組織と判定する際の第 2の模式図である。図 1 8は、誤抽出の補正処理を説明するための模式図である。図 1 9は、基準位置として体腔中心（X , Y ) を求める具体例を示す第 1 の説明図である。

図 2 0は、基準位置として体腔中心（X , Y ) を求める具体例を示す第 2の説明図である。

図 2 1は、前後の画像を用いて体腔表面の位置を平滑化する処理を説明するための模式図である。

図 2 2は、音線データをラジアル画像に変換し、平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）が、平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）に一致するように距離補正処理を行う際の模式図である。

図 2 3は、第 2実施形態の超音波診断システムにおける超音波画像生成方法を示すフローチャートである。

図 2 4は、図 2 3の表面抽出点を決定するためのサブルーチンを示すフロ一チヤ一トである。

図 2 5は、従来得られる第 1の超音波画像例である。

図 2 6は、図 2 3のフローチャートにより処理された第 1の超音波画像例である。 ,

図 2 7は、従来得られる第 2の超音波画像例である。

図 2 8は、図 2 3のフローチャートにより処理された第 2の超音波画像例である。発明を実施するための最良の形態

図 1 に示すように第 1実施形態の超音波診断システム 1 は、後述の超音波振動子 2 aを内蔵した超音波プローブ 2 と、この超音波プローブ 2で受信した超音波エコー信号を信号処理して超音波画像を生成する装置本体（超音波画像処理装置） 3 と、この装置本体 3から出力される出力画像信号を入力してリアルタイムの超音波画像を表示するモニタ 4 とで主要部が構成される。超音波プローブ 2は、体腔内に挿入可能な細長で可撓性を有する挿入部 1 1 と、この揷入部 1 1の基端側が着脱自在に連設される駆動部 1 2 とから構成される。揷入部 1 1は、この先端部 1 1 aに超音波を送受信する超音波振動子 2 aが内蔵されている。超音波振動子 2 aは、フレキシブルシャフト 2 1の先端に取り付けられている。尚、超音波プローブ 2は、超音波を透過する音響キャップで先端部 1 l aが覆われている。そして、超音波振動子 2 aの周囲は、超音波を伝達（伝播）する図示しない超音波伝播媒体で満たされている。また、超音波振動子 2 aは、図示しない信号線が延出しており、この信号線が駆動部 1 2経由で装置本体 3内の後述する超音波観測部 3 1 に接続されている。

そして、超音波プローブ 2は、駆動部 1 2 に内蔵した図示しない第 1モータを駆動することで、超音波振動子 2 aが回動駆動されてラジアル走査するようになっている。更に、超音波プローブ 2は、駆動部 1 2 に内蔵した図示しない第 2モ一夕を駆動することで、フレキシブルシャフト 2 1 が揷入部 1 1 の軸方向（長手方向で例えば Z軸方向とする）に進退動されることで超音波振動子 2 aが進退動してリニァ走査することがきる。

即ち、超音波プローブ 2は、駆動部 1 2 の第 1モー夕と第 2モ —夕とを同期させて同時に回動駆動させることで、超音波振動子

2 aがスパイラル状に超音波を送受信して被検体内の 3次元領域をヘリカル走査することができるようになつている。そして、装置本体 3は、 Z軸方向の座標位置が少しづつ異なる 2次元断層像を多数得ることができ、これらの 2次元断層像から超音波画像（ 3 次元画像）を構築することができるようになつている。 . また、超音波プローブ 2は、ケーブル 1 2 aにより駆動部 1 2 が装置本体 3 に接続されている。

装置本体 3は、超音波振動子 2 aに対して超音波信号を送受信し、 3次元領域の超音波エコーデ一夕を得る超音波観測部 3 1 と、体腔内.（例えば、胃 2 0内）での超音波プローブ 2の揷入部先端部 1 1 aの位置デ一夕を得る位置検出部 3 2 と、この位置検出部 3 2及び超音波観測部 3 1のデ一夕をもとに超音波画像データを得るもので、位置検出部 3 2からの位置デ一夕を 2次元断層像に関連付けてラジアルスキャン面の位置を特定し、後述する超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムに基づき超音波画像 ( 3次元画像）を生成する C P Uを有する画像処理部 3 3 とを備えて構成されている。

尚、画像処理部 3 3 には、後述の図 2や図 3 に示すような画像を対話的に操作可能な画面操作手段であるマウス 3 4が図示しなぃィン夕一フェースを介して接続されている。このマウス 3 4は、モニタ 4の表示画面に表示される画像倩報に対してマウス力一ソルを用いて画面操作を行うための機能を有するものである。

また、画像処理部 3 3は、マウス 3 4 による画面操作の操作対象の選択に基づき、該選択された操作対象をマウス 3 4の移動に伴い、相対的に移動させる制御手段の機能を有している。尚、画像処理部 3 3 には、図示しないイン夕一フエースを介して画像デ一夕等を記録する大容量の外部記憶装置，（不図示）が接続されても良い。

そして、画像処理部 3 3は、超音波振動子 2 aを所定のピッチ単位でヘリカル走査して超音波観測部 3 1で得た超音波ェコ一デ —夕を座標変換し、挿入部 1 1の軸方向（つまり Z軸方向）にほぼ垂直な断面の図 2 に示すような 2次元断層画像（以下、ラジアル画像と記す） G rを複数生成するようになっている。これら生成されたラジアル画像 G rは、例えば、図 1で示した胃 2 0内の超音波断層面 2 O Aに相当する。

そして、画像処理部 3 3は、所定のピッチ単位で連続して得た複数のラジアル画像 G rを、位置検出部 3 2で検出した超音波プローブ 2の揷入部先端部 1 1 aの位置データと関連付けて、図 3 に示すような擬似的な超音波画像（ 3次元画像） G sを生成するようになっている。

ここで、拍動の影響で臓器が動き、超音波画像（ 3次元画像） G sは、歪んでしまう。

そこで、本実施形態では、以下に記載する超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムにより拍動の影響を除去する。次に、この超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを図 4に示すフローチャートに基づき、図 5 ないし図 1 1 を参照して説明する。

先ず、図 1で説明したように超音波プローブ 2は、駆動部 1 2 の第 1モータと第 2モータとを同期させて同時に回動駆動させることで、超音波振動子 2 aが所定のビツチ単位でへリカル走査する。

すると、装置本体 3は、超音波振動子 2 aで受信した 3次元領域の'超音波ェコ一信号が超音波観測部 3 1へ入力される。超音波観測部 3 1は、超音波振動子 2 aからの 3次元領域の超音波ェコ一信号を受信してこれら超音波エコー信号を座標変換して連続したラジアル画像 G rを複数生成する。そレて、画像処理部 3 3 は、超音波観測部 3 1 からラジアル画像 G rの画像デ一夕を順次入力されることで、連続した複数のラジアル画像 G rを取得する（ステヅプ S 1 ) 。

同時に、位置検出部 3 2は、体腔内での超音波プローブ 2の揷入部先端部 1 1 aの位置データを取得し、この取得した位置デー夕を画像処理部 3 3へ順次出力する。

そして、画像処理部 3 3は、位置検出部 3 2からの位置デ一夕を超音波観測部 3 1からの連続した複数のラジアル画像 G rのそれそれに関連付けてラジアルスキャン面の位置を特定する。

そして、画像処理部 3 3は、連続した複数のラジアル画像 G r に対して各画像上の基準位置を求める基準位置設定ステップとして以下のステップ S 2及ぴ S 3の処理を行う。

先ず、画像処理部 3 3は、連続した複数のラジアル画像 G rに対して各画像の表面座標を抽出し、表面抽出点を決定する（ステヅプ S 2 ) 。

ここで、画像処理部 3 3は、例えば、図 5 に示す画像 4 0において、画像中心から探索線 4 0 aを出して輝度変化の大きいところを表面座標として抽出し、表面抽出点 4 1 を決定する。

次に、画像処理部 3 3は、連続した複数のラジアル画像 G に対して各画像上の基準位置として重心を求める（ステップ S 3 )。

ここで、画像処理部 3 3は、例えば、図 6 に示すように表面抽出点 4 1 を結んだ多角形 4 2 を生成し、重心 4 3 を求める。

一般に、多角形 4 2 の重心には、物理的重心と幾何的重心との二つがある。

本実施形態では、物理的重心を用いて多角形の重心 4 3 を求めている。尚、重心 4 3 としては、幾何的重心を用いても良い。

また、画像処理部 3 3は、多角形 4 2を生成した後、この多角形 4 2がほぼ内接するような円（不図示）に近似し、この円の中心点を求めて重心とするようにしても良い。

次に、画像処理部 3 3は、基準位置設定ステップ（ S 2 , S 3 ) で求めたそれぞれのラジアル画像 G rに対して重心 4 3の不規則性を補正して連続的なラジアル画像 G rを得る補正ステップとして以下のステップ S 4〜 S 7の処理を行う。

ここで、連続した複数のラジアル画像 G rは、拍動の影響や、プローブ自体の機械的なぶれで、例えば、図 7に示すように画像にずれが生じる。

図 7に示すようにラジアル画像 G r 5 1 とラジアル画像 G r 5 2 とは、同じ体腔を描出していても体腔表面 5 1 B , 5 2 Bの位置にずれが生じている。

そこで、本実施形態では、画像処理部 3 3は、複数のラジアル画像 G rをそれそれ移動させてこれら画像の位置を調整し、 S 3 で求めた各画像上の重心を一致させる（重心を揃える）ような処理を行う（ステップ S 4 ) 。

画像処理部 3 3は、例えば、図 8に示すようにラジアル画像 G r 5 1 とラジアル画像 G r 5 2 とを上下左右方向に移動させて画像の位置を調整し、重心 5 1 A, 5 2 Aを一致させる。

このとき、画像処理部 3 3は、ユーザが予め指定したラジアル画像 G r 5 1の画像位置を固定したまま、ラジアル画像 G r 5 2 の画像位置を上下左右方向に移動させても良く、また、その逆でも良い。このことにより、画像処理部 3 3は、機械的な大きな「ぶれ」を軽減できる。

しかしながら、この図 8に示す画像では、まだ細かいぶれ 5 4 が残っている。

そこで、次に、画像処理部 3 3は、前後の画像を用いてこれら画像に挟まれる所定のラジアル画像 G rの表面抽出点を平滑化し. 体腔表面の位置を平滑化する処理を行う（ステップ S 5 ) 。

ここで、画像処理部 3 3は、平滑化するのに参照するデ一夕の枚数を次の計算式（ 1 ) で求めている。，

枚数 = 1 /ビヅチ X 4… ( 1 )

尚、ここで、ピッチとは、各 2次元断層像（ラジアル画像 G r ) 間の距離である。

例えば、平滑化するのに参照するデ一夕の枚数は、 0. 2 5 ミリピッチの場合、 1 6枚であり、 1 ミリピヅチの場合 4枚となる。また、参照する画像は、次の計算式（ 2 ) で決定される。

参照される画像番号: =対象とする画像番号 + ( n—参照画像枚数 / 2 ) … ( 2 )

但し、 nは、 0から始まり、参照画像枚数一 1で終わる数値である。

ここで、例えば、総画像枚数が 1 0枚（N o . 0 ~ N 0. 9 ) で、 1 m mピッチ（=平滑化に 4枚参照する）とする。このとき、 N o . 5について平滑化を実施すると、参照される画像は N o . 3 , 4 , 5 , 6 となる。

そして、上述のように画像処理部 3 3は、前後の画像を用いてこれら画像に挾まれる所定のラジアル画像の表面抽出点 4 1 を平滑化し、体腔表面の位置を平滑化する。

そして、上述のように画像処理部 3 3で平滑化した結果、例えば、図 9に示すようにラジアル画像 G r 5 1 とラジアル画像 G r 5 2 とで形成される画像 5 5 は、体腔表面 5 5 Bが滑らかになる。尚、符号 5 5 Aは、画像 5 5 の重心である。

ここで、ラジアル画像 G rは、例えば、図 1 0 に示す画像 6 0 のように平滑前の体腔表面 6 1の表面位置（抽出された体腔表面の位置）と、平滑化した体腔表面 6 2 の表面位置とがー致しない場合がある。尚、符号 6 3は、平滑前の体腔表面 6 1の表面位置 (抽出された体腔表面の位置）と、平滑化した体腔表面 6 2の表面位置との差分である。

このとき、例えば、図 1 1 に示す超音波画像（ 3次元画像） G s 7 0において、側断面 7 1 は、平滑化した体腔表面に合わせて各ラジアル画像 G rから生成することができない。

このため、平滑前の体腔表面 6 1の表面位置（抽出された体腔表面の位置）と、平滑化した体腔表面 6 2の表面位置とがー致するように、図 1 0で示した画像 6 0を変形する必要がある。

そこで、次に、画像処理部 3 3は、平滑前の体腔表面の表面位置（抽出された体腔表面）と、平滑化した体腔表面の表面位置との差分を算出し、この算出した差分に基づいて所定のラジアル画像 G rを伸縮する処理を行う（ステヅプ S 6 , S 7 ) 。

ここで、画像処理部 3 3は、図 1 0に示すラジアル画像 G rにおいて、平滑前の体腔表面 6 1 の位置（抽出された体腔表面の位置）と、平滑化した体腔表面 6 2の位置との差分 6 3を算出し、この算出した差分 6 3 に基づいて画像を伸縮する。

このことにより、画像処理部 3 3は、平滑化後の体腔表面と合わせることが可能なラジアル画像 G rを生成することができる。そして、画像処理部 3 3は、補正ステップ（ S 4 〜 S 7 ) で補正した連続的なラジアル画像 G rを得、これら連続したラジアル画像 G rに基づいて位置検出部 3 2で検出した位置データと関連付けて超音波画像（ 3次元画像） G s を生成する超音波画像生成ステヅプ（ステヅプ S 8 ) を行う。

そして、画像処理部 3 3は、図 1 1 に示すように体腔表面 7 2 が滑らかな超音波画像（ 3次元画像） G s を生成することが可能となる。

尚、第 1実施形態における超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムでは、上述した S 5での平滑化及び S 7での伸縮の処理を直交座標系を想定して説明した。

しかしながら、本来、ラジアル画像 G rは、超音波エコーデ一夕の生デ一夕として例えば、図 1 2 に示す画像 8 0のように数百本の音線デ一夕 8 1で形成され、これら音線デ一夕 8 1のエコー輝度により表される。 _t

このため、上記 S 5での平滑化及び S 7での伸縮の処理を、ラジアル画像 G rの中心からの極座標系で行つた方が取り扱い易いそこで、画像処理部 3 3は、図示しないが音線デ一夕の形のまま、上記平滑化及び伸縮処理を極座標系で処理するようにしても良い。

例えば、この場合、画像処理部 3 3は、音線デ一夕をデジ夕ルスキャンコンパ一夕 D S C (ラジアルスキャンで生成された極座標系のデータを直交座標系の画像デ一夕に変換する処理）して直交座標系に変換する際に、ポリゴン表面（平滑化後の体腔表面の位置）に対して抽出された体腔表面の位置が揃うよう、各音線デ —夕毎に適度な伸縮を行う。より具体的には、画像処理部 3 3は、音線データの座標変換テ —ブルから求めた音線距離に対して、平滑化の影響（即ち、上述した S 6での表面位置の差分 6 3 に相当する平滑化前後の距離の差分）を加味して伸縮処理を行うことになる。

尚、第 1実施形態における超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムは、検査中だけでなく、超音波検査後に保存したデータを再生して行う際（今後の治療方針などのための画像レビユーや、体積計測時）にも活用できる。

また、第 1実施形態における超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムは、位置検出部 3 2 により超音波プローブ 2の挿入部先端部 1 1 aの位置デ一夕を得るように構成しているが、本発明はこれに限定されず、手動で擬似的に 3次元領域の超音波エコーデータを取得し、超音波画像として 3 D表示（体腔表面を表示する斜視表面構築、表面は表示しない斜視構築）する際にも、本発明の超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを適用しても画質向上に有効である。

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

次に本発明の第 2実施形態について説明する。

上記第 1実施形態は、連続した複数のラジアル画像 G rに対して各画像上の基準位置として表面抽出点 4 1 を結んだ多角形 4 2 を生成し、重心 4 3 を求めるように構成しているが、第 2実施形態は、各画像上の基準位置として体腔表面を極座標から直交座標に変換し、この直交座標上において時計回りに 3 、 6 、 9 、 1 2 時の位置に配置される 4点の抽出点に基づき体腔中心を求めるように構成する。それ以外の構成は上記第 1実施形態と同様であるので説明を省略し、同一構成には同じ符号を付して説明する。即ち、図 1 3 に示すように第 2実施形態の超音波診断システム 1 Bは、超音波振動子 2 aを内蔵した超音波プローブ 2 Bと、この超音波プローブ 2 Bで受信した超音波エコー信号を信号処理して超音波画像を生成する装置本体（超音波画像処理装置） 3 B と、この装置本体 3 Bから出力される出力画像信号を入力してリアルタイムの超音波画像を表示するモニタ 4 とで主要部が構成されている。

超音波プローブ 2 Bは、体腔内に挿入可能な細長で可撓性を有する挿入部 1 1 と、この揷入部 1 1の基端側が着脱自在に連設される駆動部 1 2 とから構成される。挿入部 1 1 は、この先端部 1 1 aに超音波を送受信する超音波振動子 2 aが内蔵されている。超音波振動子 2 aは、フレキシブルシャフト 2 1 の先端に取り付けられている。尚、超音波プローブ 2 Bは、超音波を透過する音響キャップで先端部 1 1 aが覆われている。そして、超音波振動子 2 aの周囲は、超音波を伝達（伝播）する図示しない超音波伝播媒体で満たされている。また、超音波振動子 2 aは、図示しない信号線が延出しており、この信号線が駆動部 1 2経由で装置本体 3 B内の超音波観測部 3 1 に接続されている。

そして、超音波プロ一プ 2 Bは、駆動部 1 2 に内蔵した図示しない第 1モータを駆動することで、超音波振動子 2 aが回動駆動されてラジアル走査するようになっている。更に、超音波プロ一ブ 2 Bは、駆動部 1 2に内蔵した図示しない第 2モ一夕を駆動することで、フレキシブルシャフト 2 1 が挿入部 1 1の軸方向（長手方向で例えば Z軸方向とする）に進退動されることで超音波振動子 2 aが進退動してリニア走査することができる。

即ち、超音波プローブ 2 Bは、駆動部 1 2の第 1モー夕と第 2 モータとを同期させて同時に回動駆動させることで、超音波振動子 2 aがスパイラル状に超音波を送受信して被検体内の 3次元領域をヘリカル走査することができるようになつている。そして、装置本体 3 Bは、 Z軸方向の座標位置が少しづつ異なる 2次元断層像を多数得ることができ、これらの 2次元断層像から超音波画像（ 3次元画像）を構築することができるようになつている。また、超音波プローブ 2 Bは、ケ一プル 1 2 aにより駆動部 1 2が装置本体 3 Bに接続されている。

装置本体 3 Bは、超音波振動子 2 aに対して超音波信号を送受信し、 3次元領域の超音波エコーデータを得る超音波観測部 3 1 と、この超音波観測部 3 1により得た超音波エコーデ一夕をもとに超音波画像デ一タを得るもので、後述する超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムに基づき超音波画像（ 3次元画像）を生成する C P Uを有する画像処理部 3 3 B とを備えて構成されている。

尚、画像処理部 3 3 Bには、後述の図 2 5や図 2 6に示すような画像を対話的に操作可能な画面操作手段であるマウス 3 4が図示しないイン夕一フェースを介して接続されている。このマウス

3 4は、モニタ 4の表示画面に表示される画像情報に対してマウスカ一ソルを用いて画面操作を行うための機能を有するものである。，

また、画像処理部 3 3 Bは、マウス 3 4による画面操作の操作対象の選択に基づき、該選択された操作対象をマウス 3 4の移動に伴い、相対的に移動させる制御手段の機能を有している。尚、画像処理部 3 3 Bには、図示しないイン夕一フェースを介して画像デ一夕等を記録する大容量の外部記憶装置（不図示）が接続されても良い。

そして、画像処理部 3 3 Bは、超音波振動子 2 aを所定のピッチ単位でヘリカル走査して超音波観測部 3 1で得た超音波エコーデータを座標変換し、挿入部 1 1の軸方向（つまり Z軸方向）にほぼ垂直な断面の、例えば、図 2 5の左側下図に示すような 2次元断層画像（以下、ラジアル画像と記す） G rを複数生成するようになっている。これら生成されたラジアル画像 G rは、例えば、図 1 3で示した胃 2 0内の超音波断層面 2 O Aに相当する。

そして、画像処理部 3 3 Bは、所定のピツチ単位で連続して得た複数のラジアル画像 G rを、例えば、図 2 5の右側上図に示すような擬似的な超音波画像（ 3次元画像） G sを生成するようになっている。尚、図 2 5 において、ラジアル画像 G rの上側及び超音波画像（ 3次元画像） G sの下側に表示される画像は、上記ラジアル画像 G rをもとに生成される揷入部 1 1の軸方向（つまり Z軸方向）にほぼ水平な断面の、リニア画像である。

ここで、拍動の影響で臓器が動くと、図 2 5 に示したラジアル画像 G rは、スキャン開始時と終了時とで関心領域の位置が一定せず、図 2 5 に示したリニア画像において、臓器にぎざぎざのような画像ゆれが生じてしまい、明瞭な画像とならなくなってしまう。このため、図 2 5 に示したように超音波画像（ 3次元画像） G sは、歪んでしまう。

そこで、本実施形態では、以下に記載する超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムにより拍動の影響を除去するように構成している。，

先ず、表面抽出処理について説明する。

表面抽出処理は、超音波伝達媒体や体液等の水と生体組織との識別を行う処理である。ここで、上記ラジアル画像 G rは、例えば、数百本の音線と呼ばれる線デ一夕で構成され、これら音線のェコー輝度により表されている。図 1 4 に示すように各音線をプローブ中心（超音波振動子）から周縁方向に探索し、水から生体組織に変化する部分を探索する。この探索の精度を上げるため、次の処理を用いている。

全音線 5 1 2又は 1 0 2 4本中、所定の本数をサンプリングし、ヒストグラムを作成する。また、ヒストグラムは、平滑化する。この平滑化は、例えば、全音線が 5 1 2本の場合、表 2 に示すようにエコー輝度の階調により行っている

【表 2】

サンプルデータ数 5 1 2本中 6 4本で計算。

元の階調 0 (低反射） ~ 2 5 5 (強反射）

平滑化後の階調 0 (低反射) ~ 1 5 (強反射)

ここで、元の階調 0 (低反射）〜 2 5 5 (強反射）を 0 (低反射） ~ 1 5 (強反射）にに分割して平滑化している。

そして、図 1 5 に示ずようにヒストグラムが得られる。

次に、上記ヒストグラムのピ一クを判定する。

ピークの判定は、グラフ上各点の微分値（傾き）と絶対値（高さ）とから、判断する。通常、ヒストグム上のピークは次の ² パターンとなる。

( 1 ) 2つのピークが出現する。

2つのピークは、水部分と組織部分である。このため、閾値は、これら 2つのピークの中間値とする。

( 2 ) 1つのピークが出現する。 '

コントラス卜の低い画像の場合、ピークが一つ（組織分）のみ、現れる場合が多い。この場合、ピークと最大輝度との中間値を閾値とする。

ここで、元の階調 0〜 2 5 5 における閾値 8 0 (平滑化した階調 0〜 1 5における閾値は略 5 ) を越えると、水と生体組織との良好な判定ができない場合が多い。そこで、閾値の上限を 8 0とし、それを越えた場合には 8 0に丸めるようにしている。

ここで、単純に閾値以下を水、閾値以上を生体組織と判断すると、体腔内浮遊物を始めとする様々なノイズ源を、生体組織として誤認してしまう虞れが生じる。

上記ノイズを除去する最も一般的な方法は、フレーム相関であるが、極力画像自体の平滑化を避けるために、本実施形態では、対象物の厚みを測定して判断するようになっている。

ここで、実際に誤認識されるノィズは、その対象物の厚みが 0 . 2 m m以下である。

そこで、ある一定の厚みを設定し、対象物がその設定値以上の場合、生体組織と判定する。設定値が小さいと、誤抽出が増え、大きすぎると生体組織の層構造をノィズと判定してしまう。

本実施形態では、図 1 6に示すように対象物の厚みが 0 . 5 m m程度である場合、この対象物を生体組織と判定するようになつている。上記方法は、極小さなノイズに対して有効である。しかしながら、広義の意味でのノイズ、即ち、体腔内の浮遊物など、実際にある程度の厚みを有するノイズには無効である。

そこで、図 1 7 に示すように生体組織 C 層構造の存在を想定して判定する。

その方法は、対象物のある一定の厚みの輝度平均を求め、この求めた輝度平均が閎値以上の場合、生体組織と判定することにしている。

本実施形態で.は、輝度平均を求める対象物の厚みを 2 m m程度とし、この 2 m m程度の厚みの輝度平均が閾値以上の場合、生体組織と判定するようになっている。

上記表面抽出処理により体腔表面を抽出しても、誤抽出は完全に排除できない。そのため、誤抽出と思われる点を検出し、補正する必要がある。

本実施形態では、対象となる抽出点について、プローブ中心（超音波振動子）からの距離を、その前後の音線の距離と比較し、誤抽出の補正処理を行うようになつている。

具体的には、図 1 8に示すように前後 4点について距離の差分を計算し、その傾向から対象点の正当性を評価する。ここで、音線 Nの実際の抽出点を Ltとする。

音線 Nは、誤抽出により、実際の体腔表面よりも手前の体腔表面を判定している。

そこで、この音線 Nの前後 4点の音線 N— 2， N— 1 , N + 1 , N + 2に基づき、音線 Nの予想抽出点 Lxを算出する。

Lを音線の長さ， Dを次の音線 Nとの差分とした場合、音線 Nの予想抽出点 Lxは、

L x= ( L l+ L2+ Lt+ L3+ L ) / 5 + ( D 12+ D 2t+ D t3 + D 34) / 4

但し、 Ll=音線 N _ 2の長さ， L2 =音線 N— 1の長さ，

L3 =音線 N + 1の長さ， L4=音線 N + 2の長さ，

012=音線 — 2 と音線1^ _ 1 との差分， D2t=音線 N ― 1 と音線 Nとの差分，

Dt3=音線 Nと音線 N + 1 との羞分， 034=音線 + 1 と音線 N + 2 との差分

ここで、上記 D 12と D 34の平均が、プローブ中心（超音波振動子）から体腔表面までの距離の増減傾向となる。

この傾向を平均表面距離に加えた値が、対象点の予想抽出点となる。

誤抽出点は、体腔表面位置より手前もしくは、後ろにある。そこで、予想抽出点 Lxと実抽出点 Ltとを比較し、実抽出点 Ltが上記算出した予想抽出点 L Xより 3 mm以上離れている場合、実抽出点 Ltを上記算出した予想抽出点 Lxに置き換えることにより、誤抽出を補正するようにしている。尚、上記誤抽出の補正処理は、図示しないが、音線 Nの前後 6点の音線 N— 3， N— 2， N— 1 , N + 1 ₅ N + 2 ₅ N + 3に基づき、音線 Nの予想抽出点 L xを算出するようにしても良い。

次に、上記誤抽出の補正処理で求められた体腔表面から、基準位置として体腔中心を算出する体腔中心算出処理を行う。

本実施形態では、抽出された体腔表面を極座標（音線番号と距離）から直交座標に変換し、この直交座標上において時計回りに 3、 6、 9、 1 2時の位置に配置される音線の表面距離（プロ一ブ中心（超音波振動子）から抽出点までの距離）から、体腔中心を求める。具体的には、体腔中心（ X， Y ) は、

X = ( | 3時方向の表面抽出点の X座標 | + | 9時方向の表面抽出点の X座標 I ) / 2

Y = ( | 1 2時方向の表面抽出点の Υ座標 I + I 6時方向の表面抽出点の Υ座標 I ) ノ 2

となる。

ここで、例えば、図 1 9 に示すような略円状の体腔表面の場合、この体腔中心（ X , Υ ) は、略円の中心である X印の位置となる。また、図 2 0 に示すような略菱形状の体腔表面の場合、この体腔中心（ X , Υ ) は、略菱形の中心である， X印の位置となる。尚、図示しないが算出された体腔中心（ X , Υ ) は、生体組織外に存在する場合もある。

上記体腔中心算出処理の後、上記第 1実施形態で説明したのと同様に複数のラジアル画像 G rをそれそれ移動させてこれら画像の位置を調整し、各画像毎に上記体腔中心処理で求めた体腔中心 ( Χ， Υ ) を一致させる（体腔中心を揃える）処理を行う。

次に、上記第 1実施形態で説明したのと同様に、前後の画像を用いてこれら画像に挟まれる所定のラジアル画像 G rの表面抽出点を（直行座標値に変換済み） Z軸方向（長手方向）に平滑化し、体腔表面の位置を平滑化する処理を行う。

ここで、本実施形態では、図 2 1 に示すようにラジアル画像 G rの第 n面と第 n— 1面との表面抽出点を用いて平滑化（平均化）している。尚、例えば、平滑化するのに参照するラジアル画像 G r (データ）の枚数は、 Z軸方向（長手方向）の 2 m mの間にある面（ 0 . 2 5 ミリピッチの場合、 8面であり、 0 . 5 m mミリピッチの場合 4面）を平均して、体腔表面の表面位置を平滑化している。

これにより、 3 Dモデル表示（サ一フェイス表示）の場合、平滑化された座標値を利用することで、より自然で滑らかな体腔表面の構築が可能となる。

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

本実施形態では、図 2 2 に示すように音線デ一夕をラジアル画像に変換し、平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）が、平滑化した体腔表面の表面位置，（平滑化後の表面座標）に一致するように距離補正処理を行うようになつている。

距離補正処理は、以下に記載する手順により行う。

先ず、平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）と平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）との距離差分を算出する。そして、平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）と、平滑化した体腔'表面の表面位置（平滑化後の表面座標）との距離 Dを算出する。

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

Ό ここで、プローブ中心（超音波振動子）の原点を 0とし、直線 0 P nとの交点 Qを含む平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）の線分を P 1 P 2 とすると、交点 Q (x, y)は次の式から求めることができる。

( 1 ) 前提条件

a 1 = P n.y / P n.x

b 1 = 0

a 2 = ( P 2.y - P 1 .y ) / ( P 2.x - P l .x )

b 2 = ( P l .y — ( P 2.y - P 1 .y ) / ( P 2.x — P l .x ) x P l .x )

( 2 ) 交点 Qの座標

Q .x = ( b 2 - b 1 ) / ( a 1 - a 2 )

Q .y = a 1 x ( b 2 - b 1 ) / ( a 1 - a 2 ) + b 1 但し、 R = Pnとする。

そして、上記交点 Qと上記交点 Rとからこれら交点 Q Pの差分 Dが算出できる。

次に、算出した差分 Dに基づいて、所定のラジアル画像 G rを伸縮する処理を行う。 ,

ここで、ラジアル画像上の任意の 1点 P (x,y)を決定する音線デ —夕上の点は、次の式で求まる。

( 1 ) 前提条件

T二 2 ΤΓ/5 1 2 x音線番号（ N = 0〜 5 1 2 )

L =原点◦から体腔表面までの距離， D =差分

( 2 ) Pの座標

P .x= COST X ( L + D )

P .y= sinT x ( L + D )

これにより、 L (原点 0から体腔表面までの距離）に、上記算出した平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）と、平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）との距離の差分 Dを加味することで、平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）が平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）に合わせ込む（一致させる）ことができる。即ち、所定のラジアル画像 G rを伸縮する処理が可能となる。

そして、距離補正処理されたラジアル画像 G rを用いることにより、拍動を軽減したリニァ画像が構築されるようになつている。このように構成されている超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラムを図 2 3及び図 2 4 に示すフローチャートに基づいて説明する。

先ず、図 1 3で説明したように超音波プローブ 2 Bは、駆動部 1 2の第 1モー夕と第 2モータとを同期させて同時に回動駆動させることで、超音波振動子 2 aが所定のピツチ単位でへリ力ル走査する。

すると、装置本体 3 Bは、超音波振動子 2 aで受信した 3次元領域の超音波エコー信号が超音波観測部 3 1へ入力される。超音波観測部 3 1は、超音波振動子 2 aからの 3次元領域の超音波ェコ一信号を受信じてこれら超音波エコー信号を座標変換して連続したラジアル画像 G rを複数生成する。して、画像処理部 3 3 Bは、超音波観測部 3 1 からラジアル画像 G rの画像デ一夕を順次入力されることで、連続した複数のラジアル画像 G Γを取得する（ステップ S 1 1 ) 。このとき、画像処理部 3 3 Bは、図 1 5 ないし図 1 7で説明した表面抽出処理により超音波伝達媒体や体液等の水と生体組織との識別を行い、ラジアル画像 G rを生成する。

そして、画像処理部 3 3 Bは、連続した複数のラジアル画像 G rに対して各画像上の基準位置を求める基準位置設定ステップとして以下のステップ S 1 2及び S 1 3の処理を行う。

先ず、画像処理部 3 3 Bは、連続した複数のラジアル画像 G r に対して各画像の表面座標を抽出し、表面抽出点を決定する（ステツプ S 1 2 ) 。

ここで、画像処理部 3 3 Bは、図 2 4に示すフ口一チヤ一トに基づき、図 1 8で説明した誤抽出の補正処理により表面抽出点を決定する。

先ず、対象とする音線 Nの前後の 2本ずつ（N— 2， N— 1， N +1， N + 2 ) を指定する（ステップ S 2 1 ) 。

次に、音線 N— 2 と音線 N— 1 との差分 D 12及び音線 N— 1 と音線 Nとの差分 D2tを算出すると共に、音線 N + 1 と音線 N + 2 との差分 D34及び音線 Nと音線 N + 1 との差分 Dt3を算出し（ステツプ S 2 2 ) 、対象とする音線 Nの長さ（予想抽出点） Lxを算出する（ステップ S 2 3 ) 。

ここで、実抽出点 Ltが上記算出した予想抽出点 Lxより 3 mm 以上離れているか否かを判定し、離れていると判断した場合、算出した予想抽出点 Lxの値を対象とする音線 Nの長さとして置き換えて表面抽出点を決定する（ステップ S 2 4 ) 。

そして、上記補正処理を全音線 5 1 2本又は 1 0 2 4本において、実行する。

これにより、画像処理部 3 3 Bは、連した複数のラジアル画像 G rに対して各画像の表面座標を抽出できる。

次に、画像処理部 3 3 Bは、連続した複数のラジアル画像 G r に対して上記誤抽出の補正処理で求められた体腔表面座標から、各画像上の基準位置として体腔中心を求める（ステップ S 1 3 )。画像処理部 3 3 Bは、図 1 9及び図 2 0で説明した体腔中心算出処理により基準位置を決定する。

ここで、画像処理部 3 3 Bは、上述したように極座標（音線番号と距離）を直交座標に変換した際に、時計回りに 3、 6、 9、 1 2時の位置に配置される音線の表面距離（プローブ中心（超音波振動子）から抽出点までの距離）から、体腔中心を算出する。従って、上記体腔中心算出処理は、 3、 6、 9、 1 2時の 4点の位置のみで体腔中心を算出しているので、上記第 1実施形態のように表面抽出点を結んだ多角形を生成して基準位置として重心を求めるよりも、計算する工程がはるかに少なくて済むので、算出時間が短く基準位置を速く算出できる。これにより、第 2実施形態では、上記第 1実施形態に比べて基準位置を速く算出でき、スピードアップが図れる。

そして、画像処理部 3 3 Bは、上記体腔中心算出処理の後、上記第 1実施形態で説明したのと同様に複数のラジアル画像 G Γ· ·をそれぞれ移動させてこれら画像の位置を調整し、各画像毎に上記処理で求めた体腔中心（ X , Y ) を一致させる（体腔中心を揃える）処理を行う。

次に、画像処理部 3 3 Bは、図 2 1で説明したように前後の画像を用いてこれら画像に挟まれる所定のラジアル画像 G rの表面抽出点 Z軸方向（長手方向）に平滑化し、体腔表面の位置を平滑化する処理を行う（ステヅプ S 1 5 ) 。

上記平滑化後、画像処理部 3 3 Bは、上記第 1実施形態で説明したのと同様に、平滑化前の体腔表面の表面位置（抽出された体腔表面の位置）と、平滑化した体腔表面の表面位置とがー致するように、平滑化前の体腔表面の表面位置（抽出された体腔表面）と、平滑化した体腔表面の表面位置との差分を算出し、この算出した差分に基づいて所定のラジアル画像 G rを伸縮する処理を行。

ここで、画像処理部 3 3 Bは、図 2 2で説明した手順により、平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座檫）が、平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）に一致するように距離補正処理を行って、平滑化した体腔表面の表面位置（平滑化後の表面座標）が平滑化前の体腔表面の表面位置（平滑化前の表面座標）に合わせ込む（一致させる）。これにより、第 2実施形態では、上記距離補正処理されたラジアル画像 G rを用いることにより、拍動を軽減したリニア画像が構築できる。

ここで、図 2 6及び図 2 8 に示すラジアル画像 G r及びリニア画像は、図 2 5及び図 2 7に示すラジアル画像 G r及びリニア画像に比べて拍動の影響である画像のゆらぎ（体腔表面のぎざぎざ部分）がなくなり、体腔表面が鮮明となる。

そして、画像処理部 3 3 Bは、補正ステップ（ S 1 4〜 S 1 7 ) で補正した連続的なラジアル画像 G rを得、これら連続したラジアル画像 G rに基づいて超音波画像（ 3次元画像） G s を生成する超音波画像生成ステップ（ステップ S 1 8 ) を行う。

そして、画像処理部 3 3 Bは、図 2 6及び図 2 8に示す超音波画像（ 3次元画像） G sは、図 2 5及び図 2 7に示す超音波画像 ( 3次元画像） G s に比べてに体腔表面が滑らかな超音波画像（ 3 次元画像） G sを生成することが可能となる。

尚、図 2 5及び図 2 7は従来得られる超音波画像例であり、図 2 6及び図 2 8は図 2 3 のフローチャートにより処理された超音波画像例である。また、図 2 7及び図 2 8は、図 2 5及び図 2 6 に対して多重エコー部分を削除した画像である。

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

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

また、本発明は、以上述べた実施形態のみに限定されるものではなく、発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形実施可能である。なお、上述した各実施形態を部分的に組み合わせて構成される実施形態等も本発朋に属する。

なお、本発明は上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において種々の変形や応用が可能であることは勿論である。産業上の利用可能性

以上説明したように本発明によれば、拍動の影響を取り除き、画質の良い超音波画像を得ることができる。関連出願へのクロスリファレンス

本出願は、 2 0 0 3年 5月 1 9 日に日本国に出願された特願 2 0 0 3 — 1 4 0 8 2 3号、および当該特願 2 0 0 3— 1 4 0 8 2 3号を優先権主張の基礎として 2 0 0 3年 1 1月 1 7日に日本国に出願された特願 2 0 0 3— 3 8 7 2 8 1号を優先権主張の基礎として出願するものであり、上記の開示内容は、本願明細書、請求の範囲、図面に引用されたものとする。

Claims

請求の範囲

1 . 被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデ —夕に基づき、超音波画像を生成する超音波画像生成方法は以下を含む；

連続する複数の 2次元断層像に対して各画像上の基準位置を求める基準位置設定ステップ、

前記基準位置設定ステップで求めたそれぞれの 2次元断層像の前記基準位置の不規則性を補正して規則性のある連続的な 2次元断層像を得る補正ステップ、および

前記補正ステップで補正した前記規則性のある連続的な 2次元断層像に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成ステップ

2 . クレーム 1の超音波画像生成方法において、

前記補正ステップは、予め指定された所定の 2次元断層像の基準位置と、前記所定の 2次元断層像と異なる他の 2次元断層像の基準位置とを一致させるように当該他の 2次元断層像を移動させることを特徴とする。，

3 . クレーム 2の超音波画像生成方法において、

前記補正ステップは、更に、前記所定の 2次元断層像の基準位置と、前記他の 2次元断層像の基準位置とを一致させた後に、前記所定の 2次元断層像を挾む前後の 2次元断層像を用いて体腔表面の位置を平滑化することを特徴とする。

4 . クレーム 3の超音波画像生成方法において、

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

5 . クレーム 1の超音波画像生成方法において、

前記基準位置は、抽出された体腔表面を多角形とみなしたときの重心であることを特徴とする。

6 . クレーム 1の超音波画像生成方法において、

前記基準位置は、抽出された体腔表を極座標から直交座標に変換し、この直交座標上において時計回りに 3、 6、 9、 1 2時の位置に配置される抽出点に基づいて算出した体腔中心であることを特徴とする。

7 . 被検体に対して超音波を送受信して得られた超音波エコーデ一夕に基づき、超音波画像を生成する超音波画像処理装置におけるコンビュ一夕に実行させる超音波画像生成プログラムは以下を含む； ' 連続する複数の 2次元断層像に対して各画像上の基準位置を求める基準位置設定手順、，

前記基準位置設定手順で求めたそれぞれの 2次元断層像の前記基準位置の不規則性を補正して規則性のある連続的な 2次元断層像を得る補正手順、および

前記補正手順で補正した前記規則性のある連続的な 2次元断層像に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成手順。

8 . クレーム 7の超音波画像生成プログラムにおいて、

前記補正手順は、予め指定された所定の 2次元断層像の基準位置と、前記所定の 2次元断層像と異なる他の 2次元断層像の基準位置とを一致させるように当該他の 2次元断層像を移動させることを特徴とする。

9 . クレーム 8の超音波画像生成プログラムにおいて、

前記補正手順は、更に、前記所定の 2次元断層像の基準位置と、前記他の 2次元断層像の基準位置とを一致させた後に、前記所定の 2次元断層像を挟む前後の 2次元断層像を用いて体腔表面の位置を平滑化することを特徴とする。

1 0 . クレーム 9の超音波画像生成プログラムにおいて、

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

1 1 . クレーム 7 の超音波画像生成プログラムにおいて、

1 2 . クレーム 7の超音波画像生成プログラムにおいて、

前記基準位置は、抽出された体腔表面き極座標から直交座標に変換し、この直交座標上において時計回りに 3、 6、 9、 1 2時の位置に配置される抽出点に基づいて算出した体腔中心であることを特徴とする。