WO2007080895A1 - 超音波診断装置及び超音波画像生成方法 - Google Patents

超音波診断装置及び超音波画像生成方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2007080895A1
WO2007080895A1 PCT/JP2007/050176 JP2007050176W WO2007080895A1 WO 2007080895 A1 WO2007080895 A1 WO 2007080895A1 JP 2007050176 W JP2007050176 W JP 2007050176W WO 2007080895 A1 WO2007080895 A1 WO 2007080895A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
image data
image
region
interest
diagnostic apparatus
Prior art date
Application number
PCT/JP2007/050176
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Tetsuya Yoshida
Naohisa Kamiyama
Original Assignee
Kabushiki Kaisha Toshiba
Toshiba Medical Systems Corporation
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 Kabushiki Kaisha Toshiba, Toshiba Medical Systems Corporation filed Critical Kabushiki Kaisha Toshiba
Priority to CN2007800001322A priority Critical patent/CN101309647B/zh
Priority to EP07706523.3A priority patent/EP1872724B1/en
Publication of WO2007080895A1 publication Critical patent/WO2007080895A1/ja
Priority to US11/928,803 priority patent/US10265053B2/en

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/467—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means
    • A61B8/469—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means for selection of a region of interest
    • 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
    • A61B8/481—Diagnostic techniques involving the use of contrast agent, e.g. microbubbles introduced into the bloodstream
    • 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
    • A61B8/5238—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for combining image data of patient, e.g. merging several images from different acquisition modes into one image
    • 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
    • A61B8/5269—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving detection or reduction of artifacts
    • A61B8/5276—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving detection or reduction of artifacts due to motion
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52023—Details of receivers
    • G01S7/52036—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation
    • G01S7/52038—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation involving non-linear properties of the propagation medium or of the reflective target
    • G01S7/52041—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation involving non-linear properties of the propagation medium or of the reflective target detecting modification of a contrast enhancer, e.g. detecting the destruction of a contrast agent by an acoustic wave, e.g. loss of correlation
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52053—Display arrangements
    • G01S7/52057—Cathode ray tube displays
    • G01S7/5206—Two-dimensional coordinated display of distance and direction; B-scan display
    • G01S7/52063—Sector scan display
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52053—Display arrangements
    • G01S7/52057—Cathode ray tube displays
    • G01S7/52074—Composite displays, e.g. split-screen displays; Combination of multiple images or of images and alphanumeric tabular information
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/46—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B6/461—Displaying means of special interest
    • A61B6/463—Displaying means of special interest characterised by displaying multiple images or images and diagnostic data on one display
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/46—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B6/461—Displaying means of special interest
    • A61B6/466—Displaying means of special interest adapted to display 3D data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/461—Displaying means of special interest
    • A61B8/466—Displaying means of special interest adapted to display 3D data
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52077—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging with means for elimination of unwanted signals, e.g. noise or interference

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic image generation method having a function of correcting the influence of the movement of an object and the shaking of an operator holding an ultrasonic probe.
  • Contrast-enhanced echo is a method in which blood flow signals such as the heart and liver are evaluated by injecting ultrasonic agents from veins to enhance blood flow signals.
  • microbubbles contrast agent bubbles
  • the bubbles are broken by the mechanical action, resulting in a decrease in the signal intensity from the scan plane. Therefore, in order to observe the dynamic state of reflux in real time, it is necessary to reduce the collapse of bubbles caused by scanning, such as by using a low sound pressure ultrasonic transmission.
  • the following method has been developed by taking advantage of the property that the bubble collapses.
  • A observes the dynamics of bubbles that fill the scan surface by transmitting ultrasonic waves with low sound pressure, and switches the sound pressure of B ultrasonic waves to high sound pressure to be within the scan surface (strictly within the irradiation volume).
  • This is a technique in which the bubble is collapsed, and the sound pressure of the ultrasonic wave is switched to low sound pressure again and the state of bubbles flowing into the scan plane is observed.
  • This method is called the “Replenishment” method (see, for example, JP-A-11 155858).
  • the contrast agent bubble is characterized by the fact that it can image micro blood flow that cannot be visualized with color Doppler.
  • the shadow is unsteady. Therefore, a method has been developed to clearly visualize the structure of the micro blood flow by superimposing the shadow of contrast agent bubbles that appear irregularly. This technique is called “Micro flow imaging (MFI)” (see, for example, JP-A-2004-321688).
  • MFI Micro flow imaging
  • a technique for blurring correction of a plurality of continuous frames such as a moving image is already installed in a commercially available video camera or the like.
  • a representative method there is a method of calculating a relative motion vector between frames of image data.
  • the image data for one frame is divided into multiple regions, and the motion vector between frames is obtained for each region from the correlation between the image data in each region. If the display position of the image data is corrected using a plurality of motion vectors calculated for each area in this way, the display position of the subject does not change even if the hand holding the camera moves slightly, and the moving image Visibility is improved.
  • a technique called “rpanoramic imaging” is known as a technique similar to the blur correction in ultrasonic diagnosis. This is because an ultrasonic image of multiple frames is acquired while moving the ultrasonic probe little by little, and these overlapping portions of the ultrasonic image are connected together, so that This is a technology for constructing such a wide range of still images.
  • This "Panoramic imaging” since it is necessary to connect overlapping parts in multiple frames of ultrasound images, relative motion vectors between frames are required as in the case of ultrasound images. It becomes.
  • a normal tomographic image that is, an ultrasonic image generated from a subject that is administered with a contrast agent.
  • a normal tomographic image includes a tissue or a bone that serves as a mark when detecting a motion vector.
  • contrast images that is, ultrasound images from a subject to which a contrast agent has been administered
  • MFI M-dimensional image processing
  • the image is generated immediately after the bubble is swept away because the recirculation is imaged by sweeping the bubble with high sound pressure ultrasonic waves. not exist.
  • the state of the visualized bubble changes every moment, so it is difficult to extract the motion vector with the conventional method.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus in which image quality does not deteriorate even if the subject or the ultrasonic probe is slightly shaken. And providing an ultrasonic image generation method.
  • a first aspect of the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that scans a subject to which a contrast agent bubble is administered with an ultrasonic wave, and obtains an ultrasonic image of the subject.
  • a transmission / reception unit that repeatedly transmits ultrasonic waves to the subject and obtains echo signals returning from the subject force, and generates a plurality of image data representing the morphological information of the subject based on the echo signals
  • An image data generating unit that sets a region of interest smaller than the entire image region for the first image data that is a reference among the plurality of image data, and a plurality of the image data The at least one second image data different from the first image data is compared with the data in the region of interest, and the first image data and the at least one second image data are compared.
  • Movement representing the movement between A vector generation unit that generates a vector; an image correction unit that performs blur correction between the first image data and the at least one second image data based on the motion vector; and the blur correction. And an image generation unit that generates a display image based on a plurality of later image data.
  • a second aspect of the present invention is an ultrasonic diagnostic apparatus that scans a subject to which a contrast agent bubble has been administered with ultrasound and acquires an ultrasound image of the subject.
  • An ultrasonic wave is repeatedly transmitted to the specimen, and a plurality of pieces of image data representing the form information of the subject is generated based on the echo signal returning from the subject force.
  • a region of interest smaller than the entire image region is set for the first image data, and at least one second image data different from the first image data of the plurality of image data. And the data in the region of interest to compare the first image data with the small amount of data.
  • a motion vector representing motion between at least one second image data is generated, and based on the motion vector, the first image data and the at least one second image data are An ultrasonic image generation method comprising: performing blur correction in the meantime, and generating a display image based on a plurality of image data after the blur correction.
  • FIG. 1 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a schematic view of various trackballs in the first embodiment.
  • FIG. 3 is a schematic diagram of various buttons in the first embodiment.
  • FIG. 4 is a flowchart of a processing procedure executed by the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 5 is a schematic view of a diagnostic image on which an ROI mark is superimposed and displayed in the first embodiment.
  • FIG. 6A is a schematic diagram of diagnostic images for five frames generated after flashing in the first embodiment.
  • FIG. 6B is a schematic diagram of a diagnostic image for five frames generated after flashing in the first embodiment.
  • FIG. 6C is a schematic view of a diagnostic image for five frames generated after the flash in the first embodiment.
  • FIG. 6D is a schematic diagram of a diagnostic image for five frames generated after flashing in the first embodiment.
  • FIG. 6E is a schematic diagram of diagnostic images for five frames generated after flashing in the first embodiment.
  • FIG. 7 is a schematic diagram of a diagnostic image in which three ROI marks are superimposed and displayed in a modification of the first embodiment.
  • FIG. 8A is a schematic view of diagnostic images for five frames generated after flashing in the third embodiment of the present invention.
  • FIG. 8B is a diagram showing five frames generated after flushing in the third embodiment of the present invention.
  • FIG. 8C is a schematic view of a diagnostic image for five frames generated after flashing in the third embodiment of the present invention.
  • FIG. 8D is a schematic diagram of diagnostic images for five frames generated after flashing in the third embodiment of the present invention.
  • FIG. 8E is a schematic diagram of diagnostic images for five frames generated after flashing in the third embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a flowchart showing a flow of processing in the MFI including blur correction according to the fourth embodiment.
  • FIG. 10 is a view for explaining blur correction according to the fourth embodiment.
  • FIG. 11 is a schematic diagram of a diagnostic image on which a ROI mark is superimposed and displayed in the fifth embodiment.
  • FIG. 12 is an explanatory diagram of a correlation amount calculation method in the fifth embodiment.
  • FIG. 13 is a schematic diagram of a diagnostic image on which an ROI mark is superimposed and displayed in the sixth embodiment.
  • FIG. 14 is a schematic diagram as an example of a correction result on which a diagnostic image is superimposed in the eleventh embodiment.
  • FIG. 15 is a schematic diagram as an example of a correction result on which a diagnostic image is superimposed in the eleventh embodiment.
  • FIG. 16 is a schematic diagram as an example of a correction result on which a diagnostic image is superimposed in the eleventh embodiment.
  • FIG. 17 is a schematic diagram as an example of a correction result on which a diagnostic image is superimposed in the eleventh embodiment.
  • FIG. 1 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus includes an apparatus main body 10, an ultrasonic probe 11, a monitor 12, and an input device 13.
  • the apparatus body 10 includes a transmission / reception unit 21, a B-mode processing unit 22, and a Doppler processing unit 23.
  • an image generation circuit 24 a control processor 25, an internal storage device 26, an interface 29, and a storage unit 30 having an image memory 30a and a software storage unit 30b.
  • the transmission / reception unit 21 and the like built in the apparatus body 10 may be configured by hardware such as an integrated circuit, but may be a software program modularized in software. Hereinafter, individual components will be described.
  • the ultrasonic probe 11 transmits / receives ultrasonic waves to / from the examination site of the subject P, and a piezoelectric vibrator for transmitting / receiving ultrasonic waves is disposed therein.
  • This piezoelectric vibrator is divided into a plurality of elements, and each element forms part of a so-called channel. If the ultrasonic probe 11 includes a 2D array transducer, three-dimensional data can be acquired.
  • Ultrasonic probe 11 force Ultrasound transmitted to subject P (hereinafter referred to as “transmitted ultrasound”).
  • the ultrasonic probe 11 Are successively reflected on the discontinuous surface of the acoustic impedance of the body tissue and are received by the ultrasonic probe 11 as an echo signal.
  • the amplitude of the echo signal depends on the difference in acoustic impedance at the discontinuous surface that is reflected.
  • the echo signal is subject to frequency shift depending on the velocity component in the transmitting direction of the ultrasound by the Doppler effect. receive.
  • the monitor 12 displays morphological information, blood flow information, and the like in the subject P as a diagnostic image based on the video signal from the image generation circuit 24.
  • the monitor 12 displays the ROI mark superimposed on the diagnostic image.
  • the input device 13 is connected to the device main body 10, and various trackball input units 131, various button input units 132, various switch input units 133, etc. for taking instructions from the operator into the device main body 10 etc. have.
  • FIG. 2 is a schematic diagram of the trackball input unit 131 in the same embodiment.
  • the trackball input unit 131 includes a number designating trackball 131 a used for designating the number of ROIs, and a size designating trackball used for designating the ROI size. With Nore 13 lb!
  • FIG. 3 is a schematic diagram of the button input unit 132 in the same embodiment.
  • the button input unit 132 is used for an auto-adjust button 132a used for instructing the start and end of motion detection and motion correction, and for instructing the start and end of image data superposition.
  • the operator's instruction includes specification of ROI shape, specification of execution time of low sound pressure scan, specification of execution time of blur correction, indication of display / non-display of ROI mark, etc. Is also present. Therefore, the input device 13 includes a trackball, a button, a switch, and the like corresponding to each instruction in addition to the trackballs 131a to 131b and the buttons 132a to 132c.
  • the transmission / reception unit 21 includes a pulsar circuit, a delay circuit, and a trigger generation circuit.
  • the norsa circuit repeatedly generates rate pulses for forming transmission ultrasonic waves at a predetermined rate frequency.
  • the delay circuit gives the delay time necessary to determine the transmission directivity for each rate pulse by converging the transmission ultrasonic wave into a beam shape for each channel.
  • the transmission direction of the ultrasonic wave from the ultrasonic probe 11 is controlled by adjusting the delay time given by the delay circuit.
  • the trigger generation circuit applies a driving noise to the ultrasonic probe 11 at a predetermined timing based on the rate pulse whose delay time is adjusted.
  • the transmission / reception unit 21 has a function capable of instantaneously changing delay information, a transmission frequency, a transmission drive voltage, and the like in accordance with an instruction from the control processor 25.
  • the change of the transmission drive voltage is realized by a linear amplifier type transmission circuit that can change its value instantaneously or a mechanism that electrically switches a plurality of power supply units.
  • the transmission / reception unit 21 includes an amplifier circuit, an AZD converter, and an adder.
  • the amplifier circuit uses the echo signal received from the ultrasonic probe 11 for each channel. Amplify to.
  • the AZD variation gives the delay time necessary to determine the directivity of ultrasonic waves to the echo signal amplified for each channel.
  • the adder adds echo signals given delay times for each channel to generate a reception signal. As a result, the reflection component of the directional force according to the reception directivity of the echo signal is enhanced.
  • the B-mode processing unit 22 performs logarithmic amplification, normal detection processing, and the like on the reception signal output from the transmission / reception unit 21, and the signal strength of the reception signal is expressed by brightness. Generate intensity data.
  • the Doppler processing unit 23 calculates velocity information such as blood flow, tissue, and contrast agent bubble based on the reception signal output from the transmission / reception unit 21, and calculates the average velocity, dispersion, and power, and these Generate blood flow data such as a combination of
  • the image generation circuit 24 performs coordinate conversion of intensity data and blood flow data output from the B-mode processing unit 22 and the Doppler processing unit 23, and scan line signal sequences in a video format represented by a television or the like. To. As a result, a tomographic image relating to the tissue shape of the subject P, a contrast image in which contrast agent bubbles flowing in the blood vessel are particularly emphasized, an average velocity image relating to the blood flow velocity, a dispersion image, a power image, a combination image thereof, and the like Generated. Further, the image generation circuit 24 includes a storage memory for storing image data. As a result, the operator can call up the image recorded during the examination after diagnosis.
  • the control processor 25 (CPU) has a function as an information processing apparatus, and controls each part of the ultrasonic diagnostic apparatus.
  • the control processor 25 reads a control program for executing image generation, image display, and the like from the internal storage device 26, expands it on the software storage unit 3 Ob, and executes calculation / control related to various processes. .
  • control processor 25 creates a search area on the image data, and detects the luminance of the pixels included therein. Further, the control processor 25 generates a motion vector that represents the motion between the image data based on the luminance of the plurality of pixels included in the ROI of the plurality of image data.
  • the internal storage device 26 stores a control program for executing image generation and display processing, diagnosis information (ID, doctor's findings, etc.), diagnosis protocol, transmission / reception conditions, and other data groups. I keep it.
  • the internal storage device 26 stores a control program for executing a scan sequence for transmitting / receiving ultrasonic waves, ROI setting, blur correction, differential image generation processing, luminance blood retention calculation processing, superimposition display, and the like. is doing.
  • the internal storage device 26 is also used for storing image data in the image memory 30a as required. The data stored in the internal storage device 26 can also be transferred to an external peripheral device via the interface 29.
  • the interface 29 is an interface related to the input device 13, the network, and a new external storage device. Acquired data such as ultrasonic images and analysis results may be transferred to other devices via the network by this interface 29.
  • the image memory 30a includes a storage memory for storing the image data output from the image generation circuit 24.
  • the image data stored in the storage memory can be called by the operator after diagnosis, for example, and may be reproduced as a still image or as a moving image using a plurality of frames.
  • the image memory 30a receives an output signal (referred to as a radio frequency signal) immediately after the transmission / reception unit 21, a luminance signal after passing through the transmission / reception unit 21, other raw data, and image data acquired through the network as necessary. And remember.
  • the number and size of ROIs are specified by manipulating the number specifying trackball 13 la and the size specifying trackball 13 lb.
  • the shape of the ROI is set to a rectangular shape in advance, but may be designated by an operation such as a trackball.
  • a low sound pressure scan is started.
  • This low sound pressure scan is for imaging the circulation of the blood flow, and is repeatedly executed.
  • the low sound pressure scan may be started before setting the number and size of ROI.
  • the ultrasonic wave used in the low sound pressure scan is set to a low sound pressure that does not cause the contrast agent bubbles to collapse. Therefore, each time a low sound pressure scan is executed, one frame of image data depicting the contrast agent public image is generated. These image data Are stored in the image memory 30a each time they are generated and simultaneously displayed on the monitor 12.
  • start button 132b is turned OFF during the superimposition of the image data, the superimposition of the V and the image data executed until then is stopped, and the image data generated every low sound pressure scan is monitored again. Is displayed.
  • the ultrasonic wave used in the high sound pressure scan is set to a sound pressure high enough to collapse the contrast agent bubble. Therefore, when the high sound pressure scan is executed, all the contrast agent bubbles existing on the scan surface are destroyed, and the contrast caused by the contrast agent bubble displayed on the monitor 12 disappears. As a result, a completely dark state is displayed on the monitor 12. However, after a certain amount of time has passed, the darkness of the contrast medium bubble gradually begins to stain from the thick blood vessels.
  • the freeze button 132d When the freeze button 132d is turned ON during execution of the low sound pressure scan, the low sound pressure scan is stopped. At this time, if the image data superposition or motion detection mode is activated, these are also stopped simultaneously.
  • the motion detection mode is a standby mode for motion detection, and some processing is not actually executed. Next, the motion detection mode will be described.
  • FIG. 4 is a flowchart of the ROI setting sequence in the same embodiment.
  • Step SI ROI setting sequence is started (Step S2), and the image data immediately after that is designated as the reference image data.
  • step S3 various image processes are performed on the standard image data, and reference image data that is actually used as an ROI search target is generated. Examples of image processing performed on the reference image data include average processing and threshold processing.
  • threshold processing When threshold processing is adopted, the average luminance of the entire frame of the reference image data or higher luminance is set as the threshold, and the luminance of the pixel of the reference image data binarized by this threshold is set. Based on this, reference image data is generated.
  • the reference image data generated by the average process or the threshold process reflects only the contrast agent bubble staining or the living tissue having almost no noise component.
  • a search area having the same size and shape as the ROI is created on the reference image data. This search area moves across the entire reference image data. Then, every time the search image area moves by one pixel, the brightness of the pixels included in the search image area is detected (step S4).
  • an image region (hereinafter referred to as an "image region that satisfies the ROI condition") in which all pixels included in the search region have a threshold value M or more of pixels having a luminance K or more is found. Then, an image area having the largest number of pixels having a luminance of K or more is searched from among them (Yes in step S5), and ROI is set in the image area (step S6). This completes the ROI setting sequence (step S7).
  • the set ROI is displayed as a rectangular frame-shaped ROI mark as shown in FIG. 2 is superimposed on the diagnostic image displayed.
  • the ROI setting sequence is executed until the number of ROIs to be used is set.
  • the high-luminance area that is, contrast medium inflow area
  • the high-luminance area gradually appears on the image. It is common. Therefore, according to this ROI setting sequence, for example, when one high-luminance area appears on the image, one ROI is set, and then two ROIs are set when there are two high-luminance areas.
  • the number of ROIs that are set increases as the high-intensity area on the image increases. Therefore, for example, when three ROIs are used, three high-luminance regions that satisfy the ROI condition appear on the image, and three ROIs corresponding to these appear until the three ROIs are set.
  • the ROI setting sequence will be executed.
  • the ROI setting sequence is completed without finding an image region satisfying the ROI condition, the image data to be subsequently generated is designated as the reference image data, and the ROI search sequence is performed again. Executed. Thus, the ROI setting sequence is repeated until the ROI is set.
  • an area (corresponding area) corresponding to the ROI is displayed on each image data subsequent to the standard image data.
  • an area having the same shape and the same size as the ROI on each subsequent image data can be swept, and the one with the closest brightness distribution pattern can be set as the corresponding area.
  • a motion vector expressing the motion between the reference image data and the image data following the reference image data is generated.
  • a specific example is a block marker commonly used in motion recognition.
  • SAD Sud of Absolute Difference
  • the corrected image data is superimposed on the reference image data by the maximum luminance value holding calculation. Therefore, during the period in which the correction image data is superimposed, the contrast agent bubble that flows into the scan plane is linked, and the diagnostic image displayed on the monitor 12 includes the blood vessel structure of the subject P. Is drawn. Since the corrected image data to be superimposed on the reference image data has been subjected to blur correction by a prior process, the diagnostic image displayed on the monitor 12 even if the corrected image data for many frames is superimposed. Will be very clear. Therefore, a very clear diagnostic image without the influence of the movement of the subject P and the influence of the hand movement that holds the ultrasonic probe 11 is acquired.
  • the image data of the frame is designated as the reference image data.
  • the (1) frame to (2) frame image data is the reference image data, as is the corrected image data generated based on the (4) frame and subsequent image data. It is superimposed on the eye image data.
  • the image data from the (1) frame to the (2) frame is not shake-corrected, but is dark enough that no region satisfying the ROI condition is found. Even if the image data is superimposed on the reference image data, the quality of the diagnostic image is not adversely affected.
  • the start button 132b When the start button 132b is turned ON immediately after the flash, almost dark image data is designated as the reference image data.
  • the ROI is set in a relatively high luminance area in the dark image data immediately after the flash based on the luminance of the pixels included in the reference image data, the ROI of the reference image data is set. It is easy to obtain a correlation between the brightness of the pixel in the image and the brightness of the pixel in the ROI of the image data that follows the reference image data. nowadays executed. Therefore, the diagnostic image displayed on the monitor 12 is very clear.
  • FIG. 6 is a schematic diagram of diagnostic images for five frames generated after the flash in the embodiment.
  • the white area indicates a bright area and the shaded area indicates a dark area.
  • Fig. 6A is a diagnostic image at the instant of flash
  • Fig. 6B is a diagnostic image of the first frame after flash
  • Fig. 6C is a diagnostic image of the second frame after flash
  • Fig. 6D is a diagnostic of the third frame after flash.
  • the image, Fig. 6E, is a diagnostic image of the fourth frame after flash.
  • the diagnostic image of the first frame is the first frame of image data generated first after the flash
  • the second diagnostic image is a superimposition of the first and second frames of the image data.
  • the diagnostic image of the third frame is the one on which the first to third frames of the image data are superimposed
  • the fourth diagnostic image is the one on which the first to fourth frames of the image data are superimposed
  • the fifth frame This diagnostic image is a superimposition of the first through fifth frames of the image data.
  • the diagnostic image displayed on the monitor 12 is once completely dark.
  • the contrast agent bubble also flows into the thick blood vessel force existing in the scan plane, and the blood vessel structure of the subject P is gradually depicted in the diagnostic image.
  • the ROI setting sequence is active at this time, the ROI is set in the region that satisfies the condition, as shown in Fig. 6B.
  • the blood vessel structure is further clarified as shown in FIGS. 6C to 6E. At this time, the initially set ROI position remains fixed.
  • the luminance of the pixels included in the search area is binarized by the threshold value K when searching for the ROI.
  • the present invention is not limited to this. For example, create a histogram for the brightness of the pixels included in the search area, and count the brightness of the pixels included in a certain percentage (for example, 20%) by counting the high brightness You may search for ROI based on In this way, the noise component is less likely to affect the ROI search, and image processing such as the average processing and threshold processing described above becomes unnecessary.
  • two threshold values may be provided, and the ROI may be searched based on a pixel having a luminance value between the two values.
  • thick blood vessels and the like become extremely bright due to the inflow of contrast medium bubbles.
  • the function as a feature region for blur correction is often insufficient due to its thickness. Therefore, by making such extremely bright pixels out of the ROI search target, it is possible to extract a feature region suitable for blur correction as an ROI.
  • the image data immediately after the start button 132b is turned on is designated as the reference image data. Then, based on the brightness of the reference image data generated from the standard data, an ROI is set in a region including thick and blood vessels where the shadow of the contrast agent bubble is concentrated.
  • the image data immediately after the flash button 132c is pressed is designated as the reference image data. Then, based on the brightness of the reference image data generated from the standard image data, the ROI is set in a region including a thick blood vessel in which the contrast agent bubble is quickly restored.
  • the region force S serving as a mark for blur correction does not exist so much in the reference image data. Even in such a case, the contrast medium bubble starts to stain relatively quickly. ROI is automatically set for the area containing.
  • the correlation between the pixel brightness in the ROI of the reference image data and the pixel brightness in the corresponding area of each image data subsequent to the standard image data can be easily obtained. Since the blur correction is accurately performed, the diagnostic image generated by the superimposition is very clear. [0080] For the present embodiment, the noise components are removed from the reference image data by prior image processing. For this reason, the influence of noise does not affect the ROI setting, so the ROI is accurately set in the area containing thick blood vessels.
  • the number of pixels included in the ROI is smaller than the number of pixels in the entire image data. Therefore, it is necessary to obtain the correlation between the pixel brightness in the ROI of the reference image data generated from the standard image data and the pixel brightness in the corresponding area of each image data that follows the standard image data. The amount of calculation is very small.
  • blur correction is started at the same time as the flash button 132c is turned on. Therefore, the contrast agent bubble that flows into the scan plane immediately after the flash is superimposed without omission. As a result, the blood vessel structure of the subject P is depicted almost completely on the diagnostic image.
  • the monitor 12 superimposes and displays the ROI mark on the diagnostic image. Therefore, the operator can confirm the force that the ROI setting is appropriate by looking at the diagnostic image displayed on the monitor 12.
  • the input device 13 includes a button or switch that switches between displaying and hiding the ROI mark. Therefore, the operator can easily delete the ROI mark when the ROI mark is in the way of diagnosis.
  • the input device 13 includes a button for designating the start timing of blur correction, that is, a start button 132b and a flash button 132c.
  • a button for designating the start timing of blur correction that is, a start button 132b and a flash button 132c.
  • the input device 13 includes a track ball for designating a shake correction execution period. Therefore, the operator can repeatedly see the change in the circulation of the blood flow from when the shake correction is started until a predetermined time elapses.
  • the force described for MFI is not limited to this. That is, the present invention can be applied to, for example, “Panoramic imagingj” described in the section of “Background Art” as long as it is a technique for superimposing a plurality of image data.
  • the number and size of ROIs are input by the input device 13. However, for example, it may be automatically set based on the luminance of the pixels included in the reference image data.
  • MFI may be performed based on a plurality of image data acquired by a low sound pressure scan and already stored in the image memory 30a.
  • the image data preceding the reference image data is also corrected for blurring, and the corrected image data acquired thereby is also superimposed on the reference image data. That is, corrected image data generated based on image data preceding the reference image data may be superimposed on the reference image data. In this way, if the image data preceding the reference image data is corrected for blurring, the influence of blurring between frames is further reduced, and the quality of the diagnostic image is further improved.
  • an ROI that can be commonly used for blur correction of these multiple image data may be set. This is effective when MFI is executed based on a plurality of image data acquired by a low sound pressure scan and already stored in the image memory 30a.
  • FIG. 7 is a schematic diagram of a diagnostic image in which three ROI marks are superimposed and displayed in a modified example of the embodiment.
  • the method of the present embodiment is the case where the maximum luminance holding operation using three-dimensional image data is performed (i.e., the values of the botasels corresponding to the spatial positions are tracked over time between the time-series volume data, and the most Employ images with large values Case).
  • the search area, the image area that satisfies the ROI conditions, and the ROI that is set are all three-dimensional areas, and by executing the above-described algorithm using the values of the button cells included in each area, Blur correction can be realized.
  • the diagnostic image generated by the MFI using the blur correction according to the present embodiment and the diagnostic image generated by the MFI not using the blur correction according to the present embodiment are simultaneously (for example, in parallel or Different colors may be assigned and displayed in a superimposed manner.
  • a diagnostic image using blur correction and a diagnostic image not using it may be selectively displayed. With such a configuration, a wider range of diagnostic information can be provided, and image diagnosis with a higher degree of freedom can be realized.
  • the set ROI may become a high brightness region.
  • the corresponding area cannot be specified on each image data following the reference image data, and the movement vector may not be calculated.
  • a high brightness region for example, a region having a brightness equal to or higher than the first threshold
  • an ROI including a region may be set on the standard image data (reference image data).
  • the luminance distribution pattern in the ROI is not uniform due to high luminance. Accordingly, the region corresponding to the ROI can be appropriately specified even on the frame following the reference image data, and a suitable blur correction can be realized.
  • the ROI is set every time image data is generated thereafter. That is, when new image data is generated after the ROI is set, the image data immediately before that is designated as the reference image data. And Reference image data is generated from newly designated standard image data, and ROI is set based on the reference data.
  • the ROI setting sequence is activated only when the ROI is first set.
  • the ROI is reset based on the ROI used for blur correction of the previous image data and the combined vector of all motion vectors already generated.
  • the motion vector described here is a vector that represents the motion between successive image data of image data.
  • ROI used for blur correction of the image data of the frame is (n-1) ROI used for blur correction of the image data of the frame, and (n-1) It is set based on the combined vector of all the motion vectors generated up to the blur correction of the frame image data.
  • the ROI setting sequence is activated, and ROI is set based on the luminance of each image data.
  • the ROI setting sequence is activated only when the ROI is first set. Therefore, once the ROI was set, the subsequent ROI was set based on the existing ROI and the movement vector. In this respect, the present embodiment is greatly different from the second embodiment.
  • FIG. 8 is a schematic diagram of diagnostic images for five frames generated after flashing according to the third embodiment of the present invention.
  • the white portion indicates a bright region
  • the shaded portion indicates a region.
  • Fig. 8A is a diagnostic image at the instant of flash
  • Fig. 8B is a diagnostic image of the first frame after flash
  • Fig. 8C is a diagnostic image of the second frame after flash
  • Fig. 8D is a diagnosis of the third frame after flash.
  • the image, Fig. 8E, is a diagnostic image of the fourth frame after flash.
  • the first diagnostic image is the first frame of image data generated after the flash
  • the second diagnostic image is the first and second frames of image data.
  • the third frame of the diagnostic image is the one on which the first to third frames of the image data are superimposed
  • the fourth frame of the diagnostic image is the first frame of the image data superimposed on the first to fourth frames
  • the diagnostic image of the fifth frame is a superimposition of the first to fifth frames of the image data.
  • the ROI is set to the same position in the diagnostic image of the second frame to the diagnostic image of the fourth frame. This is because the ROI setting sequence was activated based on the third to fourth frames of the image data, but no ROI superior to the existing ROI was detected.
  • a new ROI is set for the diagnostic image in the fifth frame. The solid line shows the new ROI mark, and the dotted line shows the disappeared ROI mark. In this way, the position of the ROI has moved because the ROI that was superior to the existing ROI was detected as a result of searching for the ROI based on the image data of the fifth frame.
  • the ultrasonic probe When the ultrasonic probe is displaced along the ultrasonic scanning plane (or ultrasonic tomographic plane, ultrasonic image plane), the deviation is detected by the method described in the first to third embodiments. The resulting image blur can be corrected appropriately.
  • the maximum brightness value holding operation the highest brightness value among a plurality of images is selected and projected onto one image. For this reason, even when the ultrasonic probe is displaced in a direction perpendicular to the ultrasonic scanning plane (turning direction), the image on which the maximum luminance value is projected contains information on the desired tomographic position. It can be said that there is no clinical problem.
  • FIG. 9 is a flowchart showing the flow of processing in the MFI including blur correction according to the present embodiment.
  • a contrast agent is first administered to a subject (Step S40)
  • a time-series two-dimensional image data group volume data is constructed as shown in FIG. Is acquired (step S41).
  • the reference image data is designated, and the ROI for blur correction is set according to the algorithm described above (step S42; see FIG. 4).
  • corresponding image data corresponding to the reference image data is selected from the two-dimensional image data group having different collection times (step S43). That is, for example, in step S41, a group of 2D image data for 7 frames is collected in time series, and the image data of the 4th frame of the 2D image data group collected at time tl is used as the reference image data. Assuming that In such a case, the reference image of the image data of the fourth frame of the two-dimensional image data group 2 collected at time t2 and the data of several frames before and after that (for example, the third frame and the fifth frame). The image data having the highest correlation with the data is judged and selected as the corresponding image data.
  • the correlation determination method is not limited.
  • the correlation value between the reference image data and each image can be calculated and the correlation can be determined by a method such as pattern matching.
  • the ultrasonic scanning area is automatically controlled so that several frames are collected around the spatial position of the latest corresponding image data. A similar selection process may be performed using the obtained two-dimensional image data group.
  • step S44 using the reference image data and the corresponding image data at each time, the above-described blur correction is executed (step S44), and a diagnostic image is generated by the maximum luminance value holding calculation (step S45). .
  • the generated diagnostic image is sequentially dynamically or statically displayed on the monitor 12 in a predetermined form (step S46).
  • the image data group that has the highest correlation with the reference image data is selected from the image data group collected at each time as the corresponding image data, and this is used to perform blur correction. Yes. For this reason, for example, even when the position of the reference image data is moved in the turning direction due to a displacement in the turning direction of the ultrasonic probe, the image is closest to the position of the reference image data before the movement. Can be selected. Therefore, by executing the blur correction described in any of the first to third embodiments using the corresponding image, the maximum luminance value holding calculation using time-series image data regarding the same cross section is realized. can do.
  • a correlation amount S which is an index when generating a motion vector
  • shake correction motion correction
  • the control processor 25 creates a search area on the image data, and moves the entire search area over the entire image data, and detects the luminance of the pixels included therein. Then, the control processor 25 sets the ROI on the image data based on the luminance of the pixels included inside the search area. Further, the control processor 25 calculates the correlation amount S based on the luminance of the plurality of pixels included in the ROIs of the plurality of image data, and determines the movement between the image data based on the obtained plurality of correlation amounts S. Generate motion vectors to represent. Then, the control processor 25 performs motion correction on the image data based on the obtained motion vector. To do.
  • each process from step S1 to step S4 shown in FIG. 4 is sequentially executed to search for an image area that satisfies the ROI condition.
  • the image area in which the pixels with the luminance of K or more are most powerful is identified, and the ROI is set for the image area. This completes the ROI setting sequence.
  • the set ROI is superimposed on the diagnostic image displayed on the monitor 12 as a rectangular frame-shaped ROI mark as shown in FIG.
  • the ROI setting sequence ends.
  • the ROI setting sequence is completed without finding an image area satisfying the ROI condition, the subsequently generated image data is designated as the reference image data, and the ROI search sequence is executed again.
  • the ROI setting sequence is repeated until the ROI is set.
  • ROI is an automatically set force.
  • the present invention is not limited to this, and may be set by manual operation of the trackball input unit 131 or the like.
  • the image data immediately after that is designated as the target image data.
  • the target image data is powered in pixel units in the X-axis direction and Y-axis direction with reference to the position at the time of generation.
  • the luminance I (X, Y) of the pixel included in the ROI of the reference image data and the luminance (X, Y) of the pixel included in the ROI of the target image data The force is extracted and assigned to [Equation 1] below. In this way, the number of correlations S equal to the number of times of movement of the target image data is calculated.
  • the correlation amount S for the predetermined number of movements is obtained, the smallest correlation amount S is retrieved, and the movement amount and movement direction of the corresponding target image data are determined. Identified. Then, based on the specified movement amount and movement direction, a motion vector of the target image data is obtained. The calculated motion vector is the corresponding target image.
  • the data is stored in the image memory 30a in association with the data.
  • the display position of the target image data is corrected based on the motion vector.
  • corrected image data that generates almost no blurring with respect to the reference image data is generated.
  • the corrected image data is superimposed on the reference image data by the maximum brightness value holding calculation, and superimposed image data is generated.
  • the newly generated image data is designated as the target image data.
  • the target image data is moved in units of pixels in the X-axis direction and Y-axis direction based on the position at the time of generation.
  • the luminance I (X, Y) of the pixel included in the ROI of the already generated superimposed image data and the luminance of the pixel included in the ROI of the target image data (X, Y) is extracted and substituted into [Equation 1] below.
  • the correlation number S equal to the number of movements of the target image data is obtained.
  • the display position of the target image data is corrected based on the motion vector.
  • corrected image data is generated with almost no blurring with respect to the already generated superimposed image data.
  • the corrected image data is superimposed on the superimposed image data by the maximum luminance value holding calculation.
  • the superimposed image data is sequentially updated by the above procedure.
  • the correlation amount S is calculated by the following [Equation 1].
  • the symbol ⁇ is the frame number of the image data.
  • the first frame of image data is treated as the first frame of superimposed image data. Therefore, the N-1th frame of the superimposed image data is obtained by superimposing the second frame force N-1 frame on the first frame (reference image data) of the image data.
  • the correlation amount S used in the present embodiment is the amount of increase in luminance when the newly generated image data, that is, the target image data is superimposed on the superimposed image data. You can see that it is the sum.
  • the blood vessel structure of the subject P is depicted on the scan plane.
  • the diagnostic image displayed on the monitor 12 becomes very clear. Therefore, a very clear diagnostic image without the influence of the movement of the subject P and the influence of camera shake that holds the ultrasonic probe 11 is acquired.
  • the correlation amount S that is used as an index when generating a motion vector the sum of luminance increase amounts when newly generated image data is superimposed on superimposed image data is employed. Therefore, even if the contrast agent bubble shadows flash non-steadily, the motion vectors are generated assuming that these shadows persist. As a result, even when MFI is performed, the accuracy of the motion vector of the target image data is improved, so a very clear diagnostic image can be obtained.
  • the ROI is set to a region including thick and blood vessels where the contrast agent bubble is densely shaded. For this reason, even if there are not many areas that serve as markers for motion correction, such as immediately after flashing, the ROI of the superimposed image data is newly generated. It is easy to obtain correlation with image data.
  • the number of pixels included in the ROI is smaller than the total number of pixels in the image data. Therefore, the amount of correlation between the ROI of the superimposed image data and the ROI of the target image data
  • the monitor 12 displays the ROI mark superimposed on the diagnostic image. Therefore, the operator confirms that the ROI setting is appropriate from the diagnostic image displayed on the monitor 12.
  • the motion correction sequence starts only when ROI is set. Therefore, the target image data is not corrected when there is no region serving as a mark for motion correction.
  • the motion vector is stored in the image memory 30a in association with the target image data. Therefore, when reconstructing the superimposed image data based on the image data already stored in the image memory 30a, it is not necessary to generate a motion vector, so that a clear diagnostic image is generated with a small amount of calculation.
  • the force describing MFI is not limited to this. That is, the present invention can be applied to, for example, “Panoramic imagingj” described in the section of “Background Art” as long as it is a technique for superimposing a plurality of image data.
  • the number and size of ROIs are input by the input device 13, but may be automatically set based on, for example, the luminance of the pixels included in the reference image data.
  • ROI is set in conjunction with the force that is automatically set based on the luminance of the reference image data, for example, the force point of the ultrasonic wave transmitted by the transmission / reception unit 21. It can be set, or it can be set according to instructions from the operator.
  • the motion vector is associated with the target image data and stored in the image memory 30a.
  • the corrected image data itself is stored in the image memory 3Oa.
  • a clear diagnostic image can be generated with a very small amount of calculation.
  • FIG. 13 is a schematic diagram of a diagnostic image in which the ROI mark is superimposed and displayed in the sixth embodiment of the present invention.
  • the control processor 25 sets the first to fourth ROIs on the reference image data as shown in FIG.
  • the fourth ROI corresponds to the RO I in the fifth embodiment. Therefore, in this embodiment, the control processor 25 sets the first to third ROIs in addition to the ROIs in the fifth embodiment. Note that the first to third ROIs are more sizing than the fourth ROI.
  • the first to third motion vectors that represent the motion of the image data are found.
  • SAD is used as the correlation amount S ′.
  • the target image data is moved according to the first to third vectors.
  • the first to third correlation amounts S are calculated respectively.
  • a motion vector is selected from first to third vectors acquired in advance.
  • the calculation required to generate the motion vector is three. Therefore, compared with the fifth embodiment, the amount of calculation required to obtain the motion vector is drastically reduced. Furthermore, even when the motion vector varies depending on the region of the subject, the accuracy of the motion vector does not extremely decrease.
  • the present invention is not limited to this, which is a so-called SAD force that is the correlation amount S in the present embodiment. That is, the correlation amount S may be calculated by [Equation 1]. Yes. Even if [Equation 1] is used, the first to third ROIs are smaller than the fourth ROI, which reduces the amount of computation.
  • the motion vector is based on the first to third vectors acquired in advance, and the force obtained according to [Equation 1]
  • the present invention is limited to this.
  • the average value of the first to third motion vectors may be the mode value. If the average value is the mode, the amount of computation required will be further reduced.
  • a zero vector is further added. That is, in this embodiment, if the target image data does not move, even if the fourth ROI of the reference image data or has already been generated !, the fourth ROI of the superimposed image data and the target image data Based on the fourth ROI, the fourth correlation amount S is calculated in the same manner as the fifth embodiment, that is, according to [Equation 1].
  • the smallest correlation amount S is detected from them, and the vector of the target image data corresponding to the correlation amount S is adopted as the motion vector. Then, the display position of the target image data is corrected according to the adopted motion vector.
  • the fourth correlation amount S is calculated according to [Equation 1] even if the target image data does not move. Therefore, even if the ultrasonic probe 11 is tilted in the lens direction and the first to third vectors have abnormal values, the accuracy of the motion vector used for actual correction does not extremely decrease.
  • two-dimensional first to third ROIs are used instead of the three-dimensional ROI.
  • the first to third ROIs are included in the three-dimensional ROI and are orthogonal to each other, and are generated as the MPR of the above-described three-dimensional ROI. Note that the first to third ROIs in this embodiment are different from the first to third ROIs in the sixth and seventh embodiments.
  • first to third ROIs are generated, these first to third ROIs are performed in the same manner as in the fifth embodiment.
  • the first to third vectors corresponding to the ROI of are generated.
  • the first to third vectors in the present embodiment are different from the first to third vectors in the sixth and seventh embodiments.
  • the two-dimensional first to third ROIs are used instead of the three-dimensional ROI. Therefore, even when three-dimensional image data is generated, the amount of calculation required to obtain the correlation amount S is drastically reduced.
  • the target image data is corrected after a three-dimensional motion vector is generated based on the first to third vectors.
  • the present invention is not limited to this.
  • the target image data may be corrected for each of the first to third vectors. In this way, the number of corrections is three, but there is no need to generate a motion vector.
  • control processor 25 detects the sum of the luminances of pixels included in the ROI of the superimposed image data, and when the sum of the luminances exceeds a specified value, the motion correction of the target image data is performed. Cancel. Therefore, even if a large number of image data is superimposed and the ROI of the superimposed image data becomes too bright, the accuracy of the motion vector does not extremely decrease.
  • the blood flow image data and tissue image data are displayed side by side.
  • the blood flow image data corresponds to the image data in the above-described embodiments.
  • Tissue image data does not change with time unlike blood flow image data. Therefore, it is easy to calculate motion vectors. Therefore, in this embodiment, ROI is set in the tissue image data, and a motion vector is generated in the same manner as in the first embodiment, that is, according to [Equation 1]. Then, based on the generated motion vector, only the blood flow image data is motion corrected. [0166]
  • the organization image data is displayed on the monitor 12 as it is without being corrected. Therefore, the operator can confirm the amount of movement from the tissue image data displayed on the monitor 12 and immediately can visually check the state of the subject p.
  • FIG. 14, FIG. 15, FIG. 16, and FIG. 17 are schematic views of correction results superimposed on diagnostic images in the eleventh embodiment of the present invention.
  • the correction result of the target image data is superimposed on the diagnostic image.
  • the present embodiment relates to an application example of the acquired motion vector.
  • the acquired motion vector is used, for example, to move the range gate in the pulse wave.
  • the range gate of the Norse wave Doppler is set to a desired blood vessel portion, it is possible to continuously acquire a signal from the desired blood vessel portion even if the subject P or the ultrasonic probe 11 moves slightly. It becomes possible.
  • the motion vector is the position correction of the color ROI that can be done only by the range gate of pulse wave Doppler, the same section of the subject, the brightness Sometimes used for region of interest tracking in analysis software.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiments as they are, but can be specifically modified by modifying the components without departing from the scope of the invention.
  • various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of constituent elements disclosed in the embodiment. For example, some components such as all the components shown in the embodiment may be deleted. Furthermore, the constituent elements in different embodiments may be appropriately combined.

Abstract

　造影剤バブルが投与された被検体を超音波走査して得られるエコー信号に基づき、前記被検体の形態情報を表す複数の画像データを生成する画像データ生成ユニットと、前記複数の画像データのうち、基準とされる第１の画像データに対して、画像領域全体より小さな関心領域を設定する設定ユニットと、前記複数の画像データのうちの第１の画像データとは異なる少なくとも一枚の第２の画像データと、前記関心領域内のデータとを比較して、前記第１の画像データと前記少なくとも一枚の第２の画像データとの間の動きを表す動きベクトルを生成するベクトル生成ユニットと、前記動きベクトルに基づいて、前記第１の画像データと前記少なくとも一枚の第２の画像データとの間のぶれ補正を行う画像補正ユニットと、前記ぶれ補正後の複数の画像データに基づいて表示画像を生成する画像生成ユニットと、を具備するものである。

Description

超音波診断装置及び超音波画像生成方法
技術分野
[0001] 本発明は、被検体の動きや超音波プローブを把持する操作者の手ぶれの影響を 補正する機能を備えた超音波診断装置及び超音波画像生成方法に関する。
背景技術
[0002] 近年、超音波診断に使用される、静脈投与型の超音波造影剤が製品化され、「造 影エコー法」が行われるようになってきている。造影エコー法は、静脈から超音波造 影剤を注入して血流信号を増強して、心臓や肝臓などの血流動態を評価するもので ある。造影剤の多くは、微小気泡（造影剤バブル）が反射源として機能するものである 。バブルというデリケートな基材の性質上、通常の診断レベルの超音波送信であって も、その機械的作用によりバブルが壊れ、結果的にスキャン面からの信号強度が低 下する。したがって、還流の動的な様子をリアルタイムで観察するためには、低音圧 の超音波送信により映像ィ匕するなど、スキャンによるバブルの崩壊を低減させること が必要となる。
[0003] また、バブルが崩壊するという性質を生力して、以下のような手法も開発されている 。即ち、 A低音圧の超音波を送信してスキャン面に充満していくバブルの動態を観察 し、 B超音波の音圧を高音圧に切り替えてスキャン面内（厳密には照射体積内）のバ ブルを崩壊させ、 C再び超音波の音圧を低音圧に切り替えてスキャン面内に流入し ていくバブルの様子を観察する、という手法である。この手法は「Replenishment ( 再環流）」法と呼ばれて!/、る（例えば、特開平 11 155858号参照)。
[0004] ところで、造影剤バブルの特徴は、カラードプラでは映像化できな ヽ微小血流を映 像ィ匕できる点にある。し力しながら、微小血流内には少数のバブルしか存在しないた め、染影は非定常的である。そこで、非定常的に現れる造影剤バブルの染影を重畳 して、微小血流の構造を明瞭に映像ィ匕する手法が開発された。この手法は、「Micro flow imaging (MFIとする）」と呼ばれている（例えば、特開 2004— 321688号参 [0005] MFIの実施にあたっては、生成される複数フレーム分の超音波画像を重畳させる 必要があることから、被検体は一定時間にわたって息を止め、また操作者は一定時 間にわたって超音波プローブを固定する必要がある。
[0006] し力しながら、被検体にとって一定時間にわたり息を止めることは容易なことではな いし、 MFIに慣れていない操作者にとって、一定時間にわたり超音波プローブを固 定することは容易なことではない。したがって、 MFIにおいて画像品質を高めるため には、超音波画像のぶれ補正が非常に有効となる。
[0007] ところで、動画像のような連続する複数フレームの画像をぶれ補正する技術は、既 に市販のビデオカメラなどにも搭載されている。代表的な手法としては、画像データ のフレーム間の相対的な動きベクトルを算出する手法がある。この手法では、 1フレー ム分の画像データが複数の領域に分けられ、それぞれの領域における画像データ 間の相関から、領域ごとにフレーム間の動きベクトルが求められる。このように領域ご とに算出された複数の動きベクトルを使用して、画像データの表示位置を補正すれ ば、カメラを持つ手が多少ぶれても、被写体の表示位置は変化せず、動画像の視認 性が向上する。
[0008] 超音波診断のぶれ補正と類似する技術として、 rpanoramic imaging」と呼ばれ る技術が知られている。これは、超音波プローブを少しずつ移動させながら複数フレ ーム分の超音波画像を取得して、これらを超音波画像における、互いに重複する部 分をうまく繋ぎ合わせることで、ノ Vラマ写真のような広範囲の静止画像を構成する技 術である。この「Panoramic imaging」では、複数フレーム分の超音波画像におけ る、互いに重複する部分を繋ぎ合わせる必要があることから、超音波画像の場合と同 様にフレーム間の相対的な動きベクトルが必要となる。
発明の開示
[0009] ところで、通常の断層画像、即ち造影剤が投与されて ヽな ヽ被検体から生成された 超音波画像をぶれ補正することは比較的容易である。それは、通常の断層画像には 、動きベクトルを検出する際に目印となる組織や骨などが映り込んでいるからである。
[0010] しカゝしながら、造影画像、即ち造影剤が投与された被検体からの超音波画像は、バ ブルの染影が非定常的であるため、通常の超音波画像におけるぶれ補正の技術を そのまま適用することはできない。特に MFIにおいては、高音圧の超音波によってバ ブルを一掃して力ゝら再環流を映像ィ匕するため、バブルを一掃した直後に生成される 画像には、ぶれ補正のための目印がほとんど存在しない。しかも、バブルを一掃した 直後に生成される画像では、映像化されたバブルの様子が刻々と変化するため、従 来の方法では、動きベクトルを抽出することが困難であった。
[0011] 本発明は、前記事情を鑑みてされたものであって、その目的とするところは、被検 体や超音波プローブが多少ぶれても、画質が低下することがない超音波診断装置及 び超音波画像生成方法を提供することにある。
[0012] 本発明の第 1の視点は、造影剤バブルが投与された被検体を超音波で走査して、 前記被検体の超音波画像を取得する超音波診断装置にお!ヽて、前記被検体に対し て繰り返し超音波を送信し、前記被検体力 戻ってくるエコー信号を取得する送受信 ユニットと、前記エコー信号に基づき、前記被検体の形態情報を表す複数の画像デ ータを生成する画像データ生成ユニットと、前記複数の画像データのうち、基準とさ れる第 1の画像データに対して、画像領域全体より小さな関心領域を設定する設定 ユニットと、前記複数の画像データのうちの第 1の画像データとは異なる少なくとも一 枚の第 2の画像データと、前記関心領域内のデータとを比較して、前記第 1の画像デ ータと前記少なくとも一枚の第 2の画像データとの間の動きを表す動きベクトルを生 成するベクトル生成ユニットと、前記動きベクトルに基づいて、前記第 1の画像データ と前記少なくとも一枚の第 2の画像データとの間のぶれ補正を行う画像補正ユニットと 、前記ぶれ補正後の複数の画像データに基づ ヽて表示画像を生成する画像生成ュ ニットと、を具備する超音波診断装置である。
[0013] 本発明の第 2の視点は、造影剤バブルが投与された被検体を超音波で走査して、 前記被検体の超音波画像を取得する超音波診断装置にお!、て、被検体に対して繰 り返し超音波を送信し、前記被検体力 戻ってくるエコー信号に基づき、前記被検体 の形態情報を表す複数の画像データを生成し、前記複数の画像データのうち、基準 とされる第 1の画像データに対して、画像領域全体より小さな関心領域を設定し、前 記複数の画像データのうちの第 1の画像データとは異なる少なくとも一枚の第 2の画 像データと、前記関心領域内のデータとを比較して、前記第 1の画像データと前記少 なくとも一枚の第 2の画像データとの間の動きを表す動きベクトルを生成し、前記動き ベクトルに基づいて、前記第 1の画像データと前記少なくとも一枚の第 2の画像デー タとの間のぶれ補正を実行し、前記ぶれ補正後の複数の画像データに基づ 、て表 示画像を生成すること、を具備する超音波画像生成方法である。
図面の簡単な説明
[図 1]図 1は、本発明の第 1の実施形態における超音波診断装置のブロック図である
[図 2]図 2は、第 1の実施形態における各種トラックボールの概略図である。
[図 3]図 3は、第 1の実施形態における各種ボタンの概略図である。
[図 4]図 4は、第 1の実施形態における超音波診断装置によって実行される処理手順 のフローチャートである。
[図 5]図 5は、第 1の実施形態における ROIマークが重畳表示された診断画像の概略 図である。
[図 6A]図 6Aは、第 1の実施形態におけるフラッシュ後に生成される 5フレーム分の診 断画像の概略図である。
[図 6B]図 6Bは、第 1の実施形態におけるフラッシュ後に生成される 5フレーム分の診 断画像の概略図である。
[図 6C]図 6Cは、第 1の実施形態におけるフラッシュ後に生成される 5フレーム分の診 断画像の概略図である。
[図 6D]図 6Dは、第 1の実施形態におけるフラッシュ後に生成される 5フレーム分の診 断画像の概略図である。
[図 6E]図 6Eは、第 1の実施形態におけるフラッシュ後に生成される 5フレーム分の診 断画像の概略図である。
[図 7]図 7は、第 1の実施形態の変形例における 3つの ROIマークが重畳表示された 診断画像の概略図である。
[図 8A]図 8Aは、本発明の第 3の実施形態におけるフラッシュ後に生成される 5フレー ム分の診断画像の概略図である。
[図 8B]図 8Bは、本発明の第 3の実施形態におけるフラッシュ後に生成される 5フレー ム分の診断画像の概略図である。
[図 8C]図 8Cは、本発明の第 3の実施形態におけるフラッシュ後に生成される 5フレー ム分の診断画像の概略図である。
[図 8D]図 8Dは、本発明の第 3の実施形態におけるフラッシュ後に生成される 5フレー ム分の診断画像の概略図である。
[図 8E]図 8Eは、本発明の第 3の実施形態におけるフラッシュ後に生成される 5フレー ム分の診断画像の概略図である。
[図 9]図 9は、第 4の実施形態に係るぶれ補正を含む MFIにおける処理の流れを示し たフローチャートである。
[図 10]図 10は、第 4の実施形態に係るぶれ補正を説明するための図である。
[図 11]図 11は、第 5の実施形態における ROIマークが重畳表示された診断画像の概 略図である。
[図 12]図 12は、第 5の実施形態における相関量の算出方法の説明図である。
[図 13]図 13は、第 6の実施形態における ROIマークが重畳表示された診断画像の概 略図である。
[図 14]図 14は、第 11の実施形態における診断画像の重畳される補正結果の一例と しての概略図である。
[図 15]図 15は、第 11の実施形態における診断画像の重畳される補正結果の一例と しての概略図である。
[図 16]図 16は、第 11の実施形態における診断画像の重畳される補正結果の一例と しての概略図である。
[図 17]図 17は、第 11の実施形態における診断画像の重畳される補正結果の一例と しての概略図である。
発明を実施するための最良の形態
以下、図面を参照しながら、第 1の実施形態乃至第 12の実施形態について説明す る。
(第 1の実施形態）
先ず、図 1〜図 6を参照して、第 1の実施形態について説明する。 [超音波診断装置の構成]
図 1は本発明の第 1の実施形態における超音波診断装置のブロック図である。
[0016] 図 1に示すように、本実施形態における超音波診断装置は、装置本体 10、超音波 プローブ 11、モニタ 12、及び入力装置 13を具備している。
[0017] 装置本体 10は、送受信ユニット 21、 Bモード処理ユニット 22、ドプラ処理ユニット 23
、画像生成回路 24、制御プロセッサ 25、内部記憶装置 26、インターフェース 29、及 び画像メモリ 30aとソフトウェア格納部 30bを有する記憶部 30を具備している。
[0018] なお、装置本体 10に内蔵される送受信ユニット 21などは、集積回路などのハードウ エアで構成されることもあるが、ソフトウェア的にモジュール化されたソフトウェアプログ ラムである場合もある。以下、個々の構成要について説明する。
[0019] 超音波プローブ 11は、被検体 Pの検査部位に超音波を送受信するものであって、 その内部には、超音波を送受信するための圧電振動子が配置されている。この圧電 振動子は、複数の素子に分割されていて、それぞれの素子がいわゆるチャンネルの 一部を構成している。なお、超音波プローブ 11が 2Dアレイ振動子を備えていれば、 三次元データの取得も可能である。
[0020] 超音波プローブ 11力 被検体 Pに送信された超音波（以下、「送信超音波」とする。
)は、体内組織の音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、エコー信号とし て超音波プローブ 11に受信される。エコー信号の振幅は、反射することになつた不 連続面における音響インピーダンスの差に依存する。また、送信超音波が血流や心 臓壁などの移動体の表面で反射した場合、エコー信号は、ドプラ効果によって、移動 体における超音波の送信方向の速度成分に依存して周波数偏移を受ける。
[0021] モニタ 12は、画像生成回路 24からのビデオ信号に基づき、被検体 P内の形態学的 情報や血流情報などを診断画像として表示する。また、モニタ 12は、 ROIマークを診 断画像上に重畳表示する。
[0022] 入力装置 13は、装置本体 10に接続されていて、オペレータからの指示を装置本体 10に取り込むための、各種トラックボール入力部 131、各種ボタン入力部 132、及び 各種スィッチ入力部 133などを有している。
[0023] 図 2は同実施形態におけるトラックボール入力部 131の概略図である。 [0024] 図 2に示すように、トラックボール入力部 131は、 ROIの数の指定に使用される数指 定用トラックボール 131 aと、 ROIのサイズの指定に使用されるサイズ指定用トラックボ 一ノレ 13 lbとを備えて!/ヽる。
[0025] 図 3は同実施形態におけるボタン入力部 132の概略図である。
[0026] 図 3に示すように、ボタン入力部 132は、動き検出および動き補正の開始と終了の 指示に使用されるオートアジャストボタン 132aと、画像データの重畳の開始と終了の 指示に使用されるスタートボタン 132bと、高音圧スキャンの実行の指示に使用される フラッシュボタン 132cと、低音圧スキャンの停止の指示に使用されるフリーズボタン 1 32dとを備えている。
[0027] なお、オペレータからの指示には、この他に、 ROIの形状の指定、低音圧スキャン の実行時間の指定、ぶれ補正の実行時間の指定、 ROIマークの表示と非表示の指 示なども存在する。したがって、入力装置 13は、トラックボール 131a〜131b、及び ボタン 132a〜132cの他に、それぞれの指示に対応するトラックボール、ボタン、スィ ツチなどを備えている。
[0028] 送受信ユニット 21は、パルサ回路、遅延回路、及びトリガ発生回路を具備している 。 ノルサ回路は、所定のレート周波数で送信超音波を形成するためのレートパルス を繰り返し発生する。遅延回路は、各レートパルスに対して、チャンネルごとに送信超 音波をビーム状に収束して且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与え る。超音波プローブ 11からの超音波の送信方向は、遅延回路により与えられる遅延 時間の調整によって制御される。トリガ発生回路は、遅延時間が調整されたレートパ ルスに基づき、所定のタイミングで超音波プローブ 11に駆動ノ ルスを印加する。
[0029] なお、送受信ユニット 21は、制御プロセッサ 25からの指示に従って、遅延情報、送 信周波数、送信駆動電圧などを瞬時に変更可能な機能を具備している。特に送信 駆動電圧の変更については、瞬間にその値を切り替えることが可能なリニアアンプ型 の発信回路、または複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現され る。
[0030] さらに、送受信ユニット 21は、アンプ回路、 AZD変^^、及び加算器を具備して いる。アンプ回路は、超音波プローブ 11から取り込まれたエコー信号をチャンネルご とに増幅する。 AZD変 は、チャンネルごとに増幅されたエコー信号に対して、 超音波の受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与える。加算器は、チャンネ ルごとに遅延時間が与えられたエコー信号を加算して受信信号を生成する。これに より、エコー信号の受信指向性に応じた方向力 の反射成分が強調される。
[0031] Bモード処理ユニット 22は、送受信ユニット 21から出力される受信信号に対して、 対数増幅、法絡線検波処理などを実行して、受信信号の信号強度が輝度の明るさで 表現される強度データを生成する。
[0032] ドプラ処理ユニット 23は、送受信ユニット 21から出力される受信信号に基づき、血 流、組織、及び造影剤バブルなどの速度情報を算出して、平均速度、分散、及びパ ヮー、及びこれらの組み合わせなどの血流データを生成する。
[0033] 画像生成回路 24は、 Bモード処理ユニット 22やドプラ処理ユニット 23から出力され る強度データや血流データを座標変換して、テレビなどに代表されるビデオフォーマ ットの走査線信号列にする。これにより、被検体 Pの組織形状に関する断層画像、血 管内を流れる造影剤バブルが特に強調された造影画像、及び血流の速度に関する 平均速度画像、分散画像、パワー画像、これらの組み合わせ画像などが生成される 。また、画像生成回路 24は、画像データを格納する記憶メモリを具備している。これ により、操作者は、検査中に記録された画像を診断後に呼び出すことが可能となって いる。
[0034] 制御プロセッサ 25 (CPU)は、情報処理装置としての機能を具備し、本超音波診断 装置の各部を制御する。制御プロセッサ 25は、内部記憶装置 26から画像生成や画 像表示などを実行するための制御プログラムを読み出し、これをソフトウェア格納部 3 Ob上に展開して、各種処理に関する演算 ·制御などを実行する。
[0035] また、制御プロセッサ 25は、画像データ上に検索領域を作成して、その内側に含ま れるピクセルの輝度を検出する。さらに、制御プロセッサ 25は、複数の画像データの ROIに含まれる複数のピクセルの輝度に基づき、これら画像データ間の動きを表現 する動きベクトルを生成する。
[0036] 内部記憶装置 26は、画像生成や表示処理を実行するための制御プログラムや、診 断情報 (ID、医師の所見など）、診断プロトコル、送受信条件、その他のデータ群を 保管している。特に、内部記憶装置 26は、超音波を送受信するためのスキャンシー ケンス、 ROIの設定、ぶれ補正、差分画像生成処理、輝度血保持演算処理、重畳表 示などを実行するための制御プログラムを保管している。さらに、内部記憶装置 26は 、必要に応じて、画像メモリ 30a中の画像データの保管などにも使用される。内部記 憶装置 26のデータは、インターフェース 29を経由して外部周辺装置へ転送すること も可能となっている。
[0037] インターフェース 29は、入力装置 13、ネットワーク、及び新たな外部記憶装置に関 するインターフェースである。取得された超音波画像などのデータや解析結果などは 、このインターフェース 29によってネットワークを通じて他の装置に転送されることもあ る。
[0038] 画像メモリ 30aは、画像生成回路 24から出力された画像データを格納する記憶メモ リからなる。記憶メモリに格納された画像データは、例えば診断後に操作者が呼び出 すことが可能となっていて、静止画的に、あるいは複数フレーム分を使用して動画的 に再生されることもある。また、画像メモリ 30aは、送受信ユニット 21直後の出力信号（ radio frequency信号と呼ばれる。）、送受信ユニット 21通過後の輝度信号、その 他の生データ、ネットワークを通じて取得された画像データなどを必要に応じて記憶 する。
[0039] [超音波診断装置の使用方法]
最初に、数指定用トラックボール 13 laとサイズ指定用トラックボール 13 lbの操作に よって、 ROIの数とサイズが指定される。なお、本実施形態において、 ROIの形状は 、事前に長方形状に設定されているが、トラックボールなどの操作によって指定され ることちある。
[0040] 次に、低音圧スキャンが開始される。この低音圧スキャンは、血流の環流を画像ィ匕 するためのものであって、何度も繰り返して実行される。なお、 ROIの数とサイズの設 定前力 低音圧スキャンが開始されていることもある。
[0041] 低音圧スキャンで使用される超音波は、造影剤バブルが崩壊しない程度の低い音 圧に設定されている。したがって、低音圧スキャンが実行されるたびに、造影剤パブ ルの染影が描出された 1フレーム分の画像データが生成される。これらの画像データ は、生成されるたびに画像メモリ 30aに保存され、同時にモニタ 12に表示される。
[0042] 低音圧スキャンの実行中にスタートボタン 132bが ONにされると、それ以降に生成 される画像データが重畳され、 1枚の重畳画像データが生成される。画像データの重 畳手法としては、最大輝度値保持演算が使用される。この最大輝度値保持演算は、 複数フレーム分の画像データを使用して、空間的に対応する複数ピクセルの中で輝 度が最も高いピクセルを採用して画像ィ匕する手法である。したがって、最大輝度値保 持演算が実行されると、それぞれの画像データに描出された造影剤バブルの染影が 連結され、結果として、重畳画像データに被検体 Pの血管構造が描出される。この重 畳画像データは、診断画像としてモニタ 12に表示される。即ち、低音圧スキャンの実 行中にスタートボタン 132bが ONにされると、 MFIが開始される。
[0043] 画像データの重畳中にスタートボタン 132bが OFFにされると、それまで実行されて V、た画像データの重畳が停止され、再び低音圧スキャンごとに生成される画像デー タがモニタ 12に表示される。
[0044] 低音圧スキャンの実行中にフラッシュボタン 132cが ONにされると、高音圧スキャン 力 S1フレーム分だけ実行される。この高音圧スキャンは、「フラッシュ」と呼ばれることも ある。
[0045] 高音圧スキャンで使用される超音波は、造影剤バブルが崩壊する程度の高い音圧 に設定されている。したがって、高音圧スキャンが実行されると、スキャン面に存在す る全ての造影剤バブルが破壊され、モニタ 12に表示される診断画像カゝら造影剤パブ ルによる染影が消失する。これにより、モニタ 12には真っ暗な様子が表示される。し 力しながら、真っ暗な状態は、長期間にわたって継続するわけではなぐある程度の 時間が経過すると、太い血管から徐々に造影剤バブルの染影がはじまる。
[0046] 低音圧スキャンの実行中にフリーズボタン 132dが ONにされると、当該低音圧スキ ヤンが停止される。このとき、画像データの重畳や動き検出モードが作動していれば 、これらも同時に停止される。
[0047] 低音圧スキャンの実行中にオートアジャストボタン 132aが ONにされると、動き検出 モードが開始される。動き検出モードは、動き検出におけるスタンバイモードであって 、実際に何らかの処理が実行されるわけではない。 [0048] 次に、動き検出モードについて説明する。
[0049] 図 4は同実施形態における ROIの設定シーケンスのフローチャートである。
[0050] 図 4に示すように、動き検出モードの作動中にスタートボタン 132bが ONにされると
(ステップ SI)、 ROIの設定シーケンスが開始され (ステップ S 2)、その直後の画像デ ータが基準画像データに指定される。
[0051] そして、基準画像データが指定されたら、当該基準画像データに種々の画像処理 が施され、 ROIの検索対象として実際に使用される参照画像データが生成される (ス テツプ S3)。基準画像データに施される画像処理としては、平均処理や閾値処理な どがある。
[0052] 平均処理が採用される場合、基準画像データの直前に生成された数フレーム分の 画像データが使用され、これら画像データにお!/ヽて空間的に対応する複数のピクセ ルの平均輝度に基づいて参照画像データが生成される。
[0053] 閾値処理が採用される場合、基準画像データのフレーム全体の平均輝度、もしくは それよりも高い輝度が閾値に設定され、この閾値によって 2値化された基準画像デー タのピクセルの輝度に基づいて参照画像データが生成される。
[0054] したがって、平均処理もしくは閾値処理によって生成される参照画像データには、ノ ィズ成分がほとんど無ぐ造影剤バブルの染影もしくは生体組織だけが反映されてい ることになる。
[0055] 参照画像データが生成されたら、 ROIと同じサイズ及び形状の検索領域が参照画 像データ上に作成される。この検索領域は、参照画像データ全体にわたって移動す る。そして、検索画像領域が 1ピクセル分だけ移動するたびに、その内側に含まれる ピクセルの輝度が検出される (ステップ S4)。
[0056] そして、検索領域に含まれる全ピクセルに占める、輝度が閾値 K以上のピクセルが 閾値 M個以上となる画像領域 (以下、「ROIの条件を満たす画像領域」とする。）が発 見されたら、その中から、輝度が K以上のピクセルが最も多カゝつた画像領域が検索さ れ (ステップ S5の Yes)、その画像領域に ROIが設定される（ステップ S6)。以上で、 ROIの設定シーケンスが終了となる（ステップ S7)。
[0057] なお、設定された ROIは、図 5に示すように、矩形枠状の ROIマークとして、モニタ 1 2に表示される診断画像に重畳される。また、 ROIを複数利用する場合には、利用す る数だけの ROIが設定されるまで、 ROIの設定シーケンスが実行される。被検体への 造影剤投与直後やフラッシュ送信直後にお ヽては、画面上に高輝度領域 (すなわち 造影剤流入領域)は存在せず、画像上には高輝度領域が徐々に出現するのが一般 的である。従って、本 ROIの設定シーケンスに従えば、例えば画像上に高輝度領域 力 つ出現した場合には ROIがーつ設定され、その後高輝度領域が二箇所になった 場合には 2つの ROIが設定されるといった具合に、画像上の高輝度領域の増加に伴 つて設定される ROIの数が増えることになる。従って、例えば 3つの ROIを利用する 場合であれば、画像上に ROIの条件を満たす高輝度領域が 3つ出現し、これらに対 応した 3つの ROIが設定されるまで、本実施形態に係る ROIの設定シーケンスが実 行されること〖こなる。
[0058] 一方、検索領域が参照画像データ上を全体にわたって移動しても、 ROIの条件を 満たす画像領域が発見されなかった場合 (ステップ 5の No)、 ROIの設定シーケンス が終了となる（ステップ S7)。
[0059] このように、 ROIの条件を満たす画像領域が発見されずに ROIの設定シーケンスが 終了した場合、続いて生成される画像データが基準画像データに指定され、再度 R OIの検索シーケンスが実行される。こうして、 ROIが設定されるまで、 ROIの設定シ 一ケンスは繰り返される。
[0060] 続、て、基準画像データ (参照画像データ）上の ROIに基づ 、て、基準画像データ に後行する各画像データ上にぉ ヽて当該 ROIと対応する領域 (対応領域)を設定す る。この設定は、例えば後行する各画像データ上において ROIと同形状、同サイズの 領域をスイープさせ、輝度分布パターン等が最も近 ヽものを対応領域とすることがで きる。
[0061] 以上の手続を経て、各画像データに ROIが設定されたら、基準画像データの ROI に含まれるピクセルの輝度と、基準画像データに後行する各画像データの対応領域 内に含まれるピクセルの輝度との相関から、基準画像データとこれに後行する画像 データとの動きを表現した動きベクトルが生成される。なお、動きベクトルを生成する 手法については、特に限定はない。具体例としては、動き認識で一般的なブロックマ ツチングの手法である SAD (Sum of Absolute Difference)を利用することができる。
[0062] そして、動きベクトルが生成されたら、当該動きベクトルに基づき、基準画像データ に後行する画像データの表示位置が補正される。これにより、基準画像データに対し て殆んどぶれが存在しない補正画像データが生成される。
[0063] 補正画像データは、生成されるたびに、最大輝度値保持演算によって基準画像デ ータに重畳される。したがって、補正画像データの重畳が実行されている期間は、ス キャン面に流入する造影剤バブルの染影が連結されてゆき、モニタ 12に表示される 診断画像には、被検体 Pの血管構造が描出される。し力も、基準画像データに重畳 される補正画像データは、事前の処理によって、ぶれ補正されているから、多数フレ ーム分の補正画像データが重畳されても、モニタ 12に表示される診断画像は非常に 鮮明なものとなる。したがって、被検体 Pの動きの影響や超音波プローブ 11を把持す る手ぶれの影響が無い、非常に鮮明な診断画像が取得される。
[0064] なお、例えば（1)フレーム目〜（2)フレーム目までの画像データに、 ROIの条件を 満たす領域が無かった場合、 (3)フレーム目の画像データが基準画像データに指定 される。そして、（1)フレーム目〜（2)フレーム目の画像データは、（4)フレーム目以 降の画像データに基づいて生成される補正画像データと同様に、基準画像データで ある（3)フレーム目の画像データに重畳される。
[0065] なお、（1)フレーム目〜（2)フレーム目までの画像データは、ぶれ補正されていな いが、 ROIの条件を満たす領域が発見されないほどの暗さであることから、これらの 画像データが基準画像データに重畳されても、診断画像の品質に全く悪い影響が 及ぼされない。
[0066] 次に、フラッシュ直後におけるぶれ補正について説明する。
[0067] フラッシュ直後にスタートボタン 132bが ONにされると、ほとんど真っ暗な画像デー タが基準画像データに指定される。し力しながら、本実施形態では、参照画像データ に含まれるピクセルの輝度に基づき、フラッシュ直後の真っ暗な画像データの中でも 比較的輝度が高い領域に ROIが設定されるから、参照画像データの ROIにおけるピ クセルの輝度と、基準画像データに後行する画像データの ROIにおけるピクセルの 輝度との相関が得られ易ぐ基準画像データに後行する画像データのぶれ補正が正 確に実行される。したがって、モニタ 12に表示される診断画像は、非常に鮮明なもの となる。
[0068] 次に、フラッシュ後における診断画像と ROIについて説明する。
[0069] 図 6は同実施形態におけるフラッシュ後に生成される 5フレーム分の診断画像の概 略図である。図 6において、白い部分は明るい領域を示し、斜線部分は暗い領域を 示している。
[0070] 図 6Aはフラッシュの瞬間の診断画像、図 6Bはフラッシュ後における 1フレーム目の 診断画像、図 6Cはフラッシュ後における 2フレーム目の診断画像、図 6Dはフラッシュ 後における 3フレーム目の診断画像、図 6Eはフラッシュ後における 4フレーム目の診 断画像である。
[0071] 即ち、 1フレーム目の診断画像はフラッシュ後に最初に生成された 1フレーム目の 画像データそのもの、 2枚目の診断画像は画像データの 1フレーム目と 2フレーム目 が重畳されたもの、 3フレーム目の診断画像は画像データの 1フレーム目〜3フレー ム目が重畳されたもの、 4枚目の診断画像は画像データの 1フレーム目〜4フレーム 目が重畳されたもの、 5フレーム目の診断画像は画像データの 1フレーム目〜5フレ ーム目が重畳されたものである。
[0072] 図 6Aに示すように、フラッシュが実行されると、モニタ 12に表示されている診断画 像は、いったん真っ暗な状態になる。そして、フラッシュが実行されてから時間が経過 すると、スキャン面内に存在する太い血管力も造影剤バブルが流入してゆき、徐々に 診断画像に被検体 Pの血管構造が描出されてくる。このとき ROIの設定シーケンスが 作動していれば、図 6Bに示すように、条件を満たす領域に ROIが設定される。そして 、 ROIが設定されてからさらに時間が経過すると、図 6C〜図 6Eに示すように、血管 構造がより明瞭ィ匕される。このとき、最初に設定された ROIの位置は、固定されたまま である。
[0073] なお、本実施形態では、 ROIの検索にあたり、検索領域に含まれるピクセルの輝度 が閾値 Kによってニ値ィ匕されている。し力しながら、本発明は、これに限定されるもの ではない。例えば、検索領域に含まれるピクセルの輝度に関してヒストグラムを作成し 、輝度が高い方力も数えて所定パーセント (例えば 20%)に含まれるピクセルの輝度 に基づき、 ROIの検索をしても良い。こうすれば、ノイズ成分が ROIの検索に影響し 難くなるから、前述の平均処理や閾値処理などの画像処理が不要となる。
[0074] この他にも、閾値を二つ設け、その二つの値の間にある輝度値をもつピクセルに基 づいて ROIの検索をしてもよい。一般的に太い血管などは、造影剤バブルの流入に より非常に高輝度となる。し力しながら、このような太い血管を含む領域に ROIが設定 されても、その太さのために、ぶれ補正のための特徴領域としての機能を充分に果た さない場合が多い。したがって、このような非常に高輝度なピクセルを ROI検索の対 象外とすることで、ぶれ補正に適した特徴領域を ROIとして抽出することができる。
[0075] (本実施形態による作用）
本実施形態では、スタートボタン 132bが ONにされた直後の画像データが基準画 像データに指定される。そして、当該基準データから生成された参照画像データの 輝度に基づき、造影剤バブルの染影が密集する太 、血管を含む領域に ROIが設定 される。
[0076] そのため、参照画像データの ROIにおけるピクセルの輝度と、基準画像データに後 行する各画像データの対応領域におけるピクセルの輝度の相関が得られ易ぐ基準 画像データに後行する画像データのぶれ補正が正確に実行されるから、重畳によつ て生成される診断画像は、非常に鮮明なものとなる。
[0077] 本実施形態において、フラッシュボタン 132cが押された直後の画像データが基準 画像データに指定される。そして、当該基準画像データから生成された参照画像デ ータの輝度に基づき、造影剤バブルの染影が速く回復する太い血管を含む領域に R OIが設定される。
[0078] これにより、フラッシュ直後のように、参照画像データにぶれ補正の目印となる領域 力 Sあまり存在しな 、場合であっても、比較的速く造影剤バブルが染影しはじめる太 ヽ 血管を含む領域に ROIが自動的に設定される。
[0079] そのため、参照画像データの ROIにおけるピクセルの輝度と、基準画像データに後 行する各画像データの対応領域におけるピクセルの輝度の相関が得られ易ぐ基準 画像データに後行する画像データのぶれ補正が正確に実行されるから、重畳によつ て生成される診断画像は、非常に鮮明なものとなる。 [0080] 本実施形態にぉ ヽて、参照画像データは、事前の画像処理によって、ノイズ成分 が除去されている。そのため、 ROIの設定にノイズの影響が作用しないから、太い血 管を含む領域に正確に ROIが設定される。
[0081] 本実施形態にぉ 、て、 ROIに含まれるピクセル数は、画像データ全体のピクセル数 よりも少ない。そのため、基準画像データから生成された参照画像データの ROIにお けるピクセルの輝度と、基準画像データに後行する各画像データの対応領域におけ るピクセルの輝度との相関を求めるのに必要な計算量が非常に少なくなる。
[0082] 本実施形態において、フラッシュボタン 132cが ONにされると同時に、ぶれ補正が 開始される。したがって、フラッシュ直後からスキャン面に流入してくる造影剤バブル の染影が漏れなく重畳される。その結果、被検体 Pの血管構造が診断画像上にほと んど完全な姿で描出される。
[0083] 本実施形態において、モニタ 12は、診断画像上に ROIマークを重畳表示する。そ のため、操作者は、モニタ 12に表示された診断画像を見ることによって、 ROIの設定 が適正である力確認することができる。
[0084] 本実施形態において、入力装置 13は、 ROIマークの表示と非表示とを切り替える ボタンもしくはスィッチを備えている。そのため、診断において ROIマークが邪魔なと きに、操作者は簡単に ROIマークを消去することができる。
[0085] 本実施形態において、入力装置 13は、ぶれ補正の開始のタイミングを指定するボ タン、即ちスタートボタン 132bとフラッシュボタン 132cを備えている。そのため、操作 者は、所望のタイミングでぶれ補正を開始することができるから、被検体 Pの症状や 条件に最適な診断画像が得られる。
[0086] さらに、本実施形態において、入力装置 13は、ぶれ補正の実行期間を指定するト ラックボールを備えている。そのため、操作者は、ぶれ補正が開始されてから所定時 間が経過するまでの血流の環流の変化を繰り返し見ることができる。
[0087] なお、本実施形態では、 MFIについて述べている力 本発明は、これに限定される ものではない。即ち、本発明は、複数の画像データを重畳する技術であれば、例え ば [背景技術]の欄で述べた「Panoramic imagingjにも適用可能である。
[0088] また、本実施形態において、 ROIの数とサイズは、入力装置 13によって入力されて いるが、例えば、参照画像データに含まれるピクセルの輝度に基づいて自動設定さ れることちある。
[0089] (同実施形態の変形例）
低音圧スキャンによって取得されて、既に画像メモリ 30aに保存された複数の画像 データに基づいて MFIが実行されることがある。この場合、基準画像データに先行す る画像データもぶれ補正され、それによつて取得された補正画像データも基準画像 データに重畳される。即ち、基準画像データに先行する画像データに基づいて生成 された補正画像データが基準画像データに重畳されることもある。このように、基準画 像データに先行する画像データがぶれ補正されていれば、フレーム間のぶれによる 影響が更に低減するから、診断画像の品質がさらに向上する。
[0090] (同実施形態に変形例）
低音圧スキャンによって取得された複数の画像データの輝度に基づき、これら複数 の画像データのぶれ補正に共通して使用可能な ROIが設定されることがある。これ は、低音圧スキャンによって取得されて、既に画像メモリ 30aに保存された複数の画 像データに基づ 、て MFIが実行される場合などに有効である。
[0091] (同実施形態の変形例）
次に、図 7を参照して、本実施形態の変形例について簡単に説明する。
[0092] 図 7は同実施形態の変形例における 3つの ROIマークが重畳表示された診断画像 の概略図である。
[0093] 図 7に示すように、 ROIが 3つであれば、画像データのフレーム間における回転ぶ れなどの補正も可能となる。し力も、これら 3つの ROIを合わせても、 ROIの含まれる ピクセル数は、画像データ全体のピクセル数に比べて非常に少ないから、従来のよう な画像データ全体のピクセルを使用して動きベクトルを生成する手法に比べて、計算 量がかなり削減される。
[0094] (同実施形態の変形例）
本実施形態の手法は、三次元画像データを用いた最大輝度保持演算を行う場合 ( すなわち、時系列なボリュームデータ間において、空間的位置が対応するボタセル 同士の値を経時的に追跡し、最も大きな値を有するボタセルを採用して画像ィ匕する 場合)にも有効である。係る場合には、検索領域、 ROI条件を満たす画像領域、設定 される ROIは全て三次元領域となり、各領域に含まれるボタセルの値を用いて既述の アルゴリズムを実行することで、ボリュームデータ間のぶれ補正を実現することができ る。
[0095] (同実施形態の変形例）
本実施形態に係るぶれ補正を利用した MFIにより生成された診断画像と、本実施 形態に係るぶれ補正を利用しな ヽ MFIにより生成された診断画像とを、同時に (例え ば並列的に、又は異なる色を割り当てて重畳的に）表示するようにしてもよい。また、 ぶれ補正を利用した診断画像と利用しない診断画像とを選択的に表示可能としても よい。この様な構成とすることで、より幅広い診断情報を提供することができ、また、従 来より自由度の高い画像診断を実現することができる。
[0096] (同実施形態の変形例）
本実施形態に係るぶれ補正において、太い血管の血流領域内に ROIが設定され てしまうと、設定された ROI内がすべて高輝度領域となってしまうことがある。係る場 合には、基準画像データに後行する各画像データ上で対応領域を特定することがで きず、移動ベクトルの計算を行うことができな 、ことがある。
[0097] 係る不具合を解消するため、ぶれ補正において、造影剤バブルが染影された高輝 度領域 (例えば第 1の閾値以上の輝度を有する領域)と造影剤バブルとは関係しな い低輝度領域 (例えば第 2の閾値以下の輝度を有する領域)とを含む ROIを基準画 像データ（参照画像データ）上に設定するようにしてもよい。この様な構成によれば、 ROI内の輝度分布パターンが高輝度によって一様になることはない。従って、基準画 像データに後行するフレーム上においても適切に ROIに対応する領域を特定するこ とができ、好適なぶれ補正を実現することができる。
[0098] (第 2の実施形態）
次に、図面を参照することなぐ第 2の実施形態について説明する。
[0099] 本実施形態では、いったん ROIが設定されても、それ以降に画像データが生成さ れるたびに、 ROIの設定がなされる。即ち、 ROIが設定されたあとで新たに画像デー タが生成されると、その直前の画像データが基準画像データに指定される。そして、 新たに指定された基準画像データから参照画像データが生成され、当該参照データ に基づいて、 ROIの設定がなされる。
[0100] ただし、 ROIの設定シーケンスが作動するのは、最初に ROIが設定されるときだけ である。 2回目以降に ROIが設定される場合、その直前の画像データのぶれ補正に 使用された ROIと、既に生成されている全ての動きベクトルの合成ベクトルとに基づき 、 ROIの再設定がなされる。なお、ここで述べる動きベクトルとは、画像データの連続 する画像データ間の動きを表現するベクトルである。
[0101] 即ち、（n)フレーム目の画像データのぶれ補正に使用される ROIは、（n— 1)フレ ーム目の画像データのぶれ補正で使用された ROIと、 (n- 1)フレームの画像データ のぶれ補正までに生成された全ての動きベクトルの合成ベクトルとに基づいて設定さ れる。
[0102] (第 3の実施形態）
次に、図 8を参照して、第 3の実施形態について説明する。
[0103] 本実施形態では、画像データが生成されるたびに、 ROIの設定シーケンスが作動 して、それぞれの画像データの輝度に基づいて ROIの設定がなされる。なお、第 2の 実施形態において、 ROIの設定シーケンスが作動するのは、最初に ROIが設定され るときだけであった。したがって、いったん ROIが設定されたら、それ以降の ROIは、 既存の ROIと移動ベクトルに基づいて設定されていた。この点で、本実施形態は、第 2の実施形態と大きく異なって ヽる。
[0104] 図 8は本発明の第 3の実施形態におけるフラッシュ後に生成される 5フレーム分の 診断画像の概略図である。なお、図 8において、白い部分は明るい領域を示し、斜線 部分は喑 、領域を示して 、る。
[0105] 図 8Aはフラッシュの瞬間の診断画像、図 8Bはフラッシュ後における 1フレーム目の 診断画像、図 8Cはフラッシュ後における 2フレーム目の診断画像、図 8Dはフラッシュ 後における 3フレーム目の診断画像、図 8Eはフラッシュ後における 4フレーム目の診 断画像である。
[0106] 即ち、 1枚目の診断画像はフラッシュ後に最初に生成された 1フレーム目の画像デ ータそのもの、 2フレーム目の診断画像は画像データの 1フレーム目と 2フレーム目が 重畳されたもの、 3フレーム目の診断画像は画像データの 1フレーム目〜3フレーム 目が重畳されたもの、 4フレーム目の診断画像は画像データの 1フレーム目〜4フレ ーム目が重畳されたもの、 5フレーム目の診断画像は画像データの 1フレーム目〜5 フレーム目が重畳されたものである。
[0107] 図 8B〜図 8Dに示すように、 2フレーム目の診断画像〜 4フレーム目の診断画像で は、 ROIが同じ位置に設定されている。これは、画像データの 3フレーム目〜4フレー ム目に基づいて ROIの設定シーケンスが作動したものの、既存の ROIより優良な RO Iが検出されなかったからである。しかしながら、図 8Eに示すように、 5フレーム目の診 断画像では、新しく ROIが設定されている。なお、実線で示されているのが新しい R OIマークであって、点線で示されているのが消失した ROIマークである。このように、 ROIの位置が移動したのは、 5フレーム目の画像データに基づいて ROIの検索がな された結果、既存の ROIより優良な ROIが検出されたカゝらである。
[0108] このように、画像データが生成されるたびに、 ROIの設定シーケンスが作動すれば 、常に動き補正が正確に実施されるから、高い画像品質の診断画像が安定して得ら れること〖こなる。
[0109] さらに、超音波プローブ 11がレンズ方向に移動して、それまでぶれ補正の目印とし ていた血管（実際には造影剤バブルの染影部分)がスキャン面から消失しても、移動 先で新たに最適な ROIが設定されるから、超音波プローブ 11のレンズ方向へ移動し ても正確な動き補正が実行される。
[0110] (第 4の実施形態）
次に、図 9、図 10を参照して、第 4の実施形態について説明する。
[0111] 超音波プローブが超音波走査面 (又は超音波断層面、超音波画像面）に沿ってず れた場合には、第 1乃至第 3の実施形態で述べた手法により、当該ずれに起因する 画像のぶれを好適に補正することができる。また、最大輝度値保持演算では複数の 画像間で最も高い輝度値が選択され、一枚の画像に投影される。このため、超音波 プローブが超音波走査面に垂直な方向（煽り方向）にずれた場合であっても、最大輝 度値が投影された画像には、所望する断層位置に関する情報が含まれるため、臨床 上問題はないと言える。 [0112] その一方で、煽り方向に関するぶれを補正して、同一断面関する時系列な画像デ ータを用いた最大輝度値保持演算を実現することも、臨床的価値は高いと考えれら れる。そこで、本実施形態では、煽り方向に関するぶれを補正して、さらに好適な IM Fを実現することができる超音波診断装置について説明する。
[0113] 図 9は、本実施形態に係るぶれ補正を含む MFIにおける処理の流れを示したフロ 一チャートである。図 9に示すように、まず被検体に対し造影剤が投与されると (ステツ プ S40)、診断対象部位について、図 10に示すような時系列な二次元画像データ群 (ボリュームデータを構成してもしなくてもよい。）が取得される (ステップ S41)。その 後、例えば時刻 tlの二次元画像データ群を用いて、基準画像データが指定されると 共に既述のアルゴリズムに従ってぶれ補正のための ROIが設定される（ステップ S42 ；図 4参照)。
[0114] 次に、収集時刻の異なる二次元画像データ群の中から、基準画像データに対応す る対応画像データを選択する (ステップ S43)。すなわち、例えば、ステップ S41にお V、て 7フレーム分の二次元画像データ群が時系列で収集され、時刻 tlに収集された 二次元画像データ群の第 4フレームの画像データを基準画像データとした場合を想 定する。係る場合において、時刻 t2において収集された二次元画像データ群 2の第 4フレームの画像データ、及びその前後数フレームのデータ（例えば、第 3フレーム及 び第 5フレーム。）のうち、当該基準画像データと最も相関の高い画像データを判定 し、対応画像データとして選択する。
[0115] 続いて、時刻 t3において収集された二次元画像データ群 3を用いて、同様の処理 を行う。例えば、時刻 t3において第 3フレームの画像データが対応画像データとして 選択されたとする。係る場合には、時刻 t3において収集された二次元画像データ群 2の第 3フレームの画像データ、及びその前後数フレームのデータ（例えば、第 2フレ ーム及び第 4フレーム。）のうち、当該基準画像データと最も相関の高い画像データ を判定し、対応画像データとして選択する。同様にして、他の時刻 t4, · · · , tnで収 集された各二次元画像データ群からも、対応画像データが選択される。
[0116] なお、相関の判定手法には拘泥されない。例えば、パターンマッチング等の手法に より、基準画像データと各画像との相関値を計算しその相関を判定することができる 。また、各時刻における対応画像データの選択をリアルタイムで行う場合には、最新 の対応画像データの空間的位置を中心として前後数フレーム分が収集されるように 超音波走査領域を自動的に制御し、得られた二次元画像データ群を用いて同様の 選択処理を行えばよい。
[0117] 次に、基準画像データ、及び各時刻における対応画像データを用いて、既述のぶ れ補正が実行され (ステップ S44)、最大輝度値保持演算により診断画像が生成され る (ステップ S45)。生成された診断画像は、所定の形態にてモニタ 12に逐次動的又 は静的に表示される (ステップ S46)。
[0118] 以上述べた構成では、各時刻において収集された画像データ群の中から、基準画 像データと最も相関の高いものを対応画像データとして選択し、これを用いてぶれ補 正を行っている。そのため、例えば超音波プローブの煽り方向に関する位置ずれに 起因して、基準画像データの位置が煽り方向に移動した場合であっても、移動前の 基準画像データの位置に最も近 、画像を対応画像として選択することができる。従つ て、対応画像を用いて第 1乃至第 3の実施形態のいずれかにおいて説明したぶれ補 正を実行することで、同一断面関する時系列な画像データを用いた最大輝度値保持 演算を実現することができる。
[0119] (第 5の実施形態）
次に、本発明の第 5の実施形態について説明する。本実施形態は、動きベクトルを 生成するときに指標となる相関量 Sを計算し、これに基づいてぶれ補正 (動き補正)を 行うものである。なお、本実施形態に係る超音波診断装置は、図 1に示した構成と実 質的に同一である。従って、機能の異なる構成要素のみ以下説明する。
[0120] 制御プロセッサ 25は、画像データ上に検索領域を作成して、これを画像データ全 体にわたり移動させつつ、その内側に含まれるピクセルの輝度を検出する。そして、 制御プロセッサ 25は、検索領域の内側に含まれるピクセルの輝度に基づき、画像デ ータ上に ROIを設定する。さらに、制御プロセッサ 25は、複数の画像データの ROIに 含まれる複数のピクセルの輝度に基づき、相関量 Sを算出するとともに、得られた複 数の相関量 Sに基づき、画像データ間の動きを表現する動きベクトルを生成する。そ して、制御プロセッサ 25は、得られた動きベクトルに基づき、画像データを動き補正 する。
[0121] 次に、本実施形態に係る動き検出モードについて説明する。
[0122] まず、図 4に示したステップ S1乃至 S4までの各処理が順次実行され、 ROIの条件 を満たす画像領域が検索される。 ROIの条件を満たす画像領域が発見されると、そ の中から、輝度が K以上のピクセルが最も多力つた画像領域が特定され、その画像 領域に ROIが設定される。以上で、 ROIの設定シーケンスが終了となる。なお、設定 された ROIは、図 11に示すように、矩形枠状の ROIマークとして、モニタ 12に表示さ れる診断画像に重畳される。
[0123] 一方、検索領域が参照画像データ上を全体にわたって移動しても、 ROIの条件を 満たす画像領域が発見されなかった場合、 ROIの設定シーケンスが終了となる。この ように、 ROIの条件を満たす画像領域が発見されずに ROIの設定シーケンスが終了 した場合、続いて生成される画像データが基準画像データに指定され、再度 ROIの 検索シーケンスが実行される。こうして、 ROIが設定されるまで、 ROIの設定シーケン スは繰り返される。
[0124] なお、本実施形態において、 ROIは、自動的に設定されている力 本発明は、これ に限定されるものではなぐトラックボール入力部 131などのマニュアル操作によって 設定されることちある。
[0125] 以上の手続を経て、 ROIが設定されたら、その直後の画像データが対象画像デー タに指定される。対象画像データは、生成された時点での位置を基準として、 X軸方 向と Y軸方向にピクセル単位で動力ゝされる。そして、対象画像データが 1ピクセル分 だけ動くたびに、基準画像データの ROIに含まれるピクセルの輝度 I (X、 Y)と、対象 画像データの ROIに含まれるピクセルの輝度 （X、 Y)と力抽出され、以下の [数 1] に代入される。こうして、対象画像データの移動回数と同じだけの相関数 Sが算出さ れる。
[0126] そして、事前に決められた移動回数分の相関量 Sが得られたら、その中力 最も小 さな相関量 Sが検索され、これに対応する対象画像データの移動量および移動方向 が特定される。そして、特定された移動量および移動方向に基づき、対象画像デー タの動きベクトルが求められる。なお、求められた動きベクトルは、対応する対象画像 データと対応づけられて、画像メモリ 30aに保存される。
[0127] こうして、対象画像データの動きベクトルが求められたら、当該動きベクトルに基づ き、対象画像データの表示位置が補正される。これにより、基準画像データに対して 殆んどぶれが存在しない補正画像データが生成される。補正画像データは、最大輝 度値保持演算によって基準画像データに重畳され、重畳画像データが生成される。
[0128] 一方、既に重畳画像データが生成されている場合、新たに生成される画像データ が対象画像データに指定される。対象画像データは、生成された時点での位置を基 準として、 X軸方向と Y軸方向にピクセル単位で動かされる。そして、対象画像データ 力 S1ピクセル分だけ動くたびに、既に生成されている重畳画像データの ROIに含まれ るピクセルの輝度 I(X、 Y)と、対象画像データの ROIに含まれるピクセルの輝度 （X 、 Y)とが抽出され、以下の [数 1]に代入される。こうして、対象画像データの移動回 数と同じだけの相関数 Sが求められる。
[0129] そして、事前に決められた移動回数分の相関量 Sが得られたら、その中から最も小 さなものが検索され、これに対応する対象画像データの移動量および移動方向が特 定される。そして、特定された移動量および移動方向に基づき、対象画像データの 動きベクトルが求められる。なお、求められた動きベクトルは、対応する対象画像デー タと対応づけられて、画像メモリ 30aに保存される。
[0130] こうして、対象画像データの動きベクトルが求められたら、当該動きベクトルに基づ き、対象画像データの表示位置が補正される。これにより、既に生成されている重畳 画像データに対して殆んどぶれが存在しな 、補正画像データが生成される。補正画 像データは、最大輝度値保持演算によって重畳画像データに重畳される。以上のよ うな手続によって、重畳画像データが逐次更新される。
[0131] 相関量 Sは、以下の [数 1]によって算出される。
[数 1]
D(X,Y) =Ι(ΧίΥ)Ν-Γ' (Χ,Υ)Μ-1 ( ェ（χ,γ)Ν- r' (Χ,Υ . 0 ) =0 ( Ι{Χ,Υ)Ν-Ι' (X, Υ)Η-1< = 0 )
[0132] [数 1]において、符号 Νは、画像データのフレーム番号である。なお、図 12に示す ように、画像データの 1フレーム目が重畳画像データの 1フレーム目として扱われてい る。従って、重畳画像データの N—1フレーム目は、画像データの 1フレーム目（基準 画像データ）に、 2フレーム目力 N— 1フレーム目までが重畳されたものである。
[0133] [数 1]を見ると、本実施形態で使用される相関量 Sは、重畳画像データに、新たに 生成される画像データ、即ち対象画像データが重畳されるときの輝度増加量の総和 であることがわかる。
[0134] 以上のように、動き検出モードの作動中にスタートボタン 132bが ONにされると、そ れ以降に生成される画像データは、次々と補正され、補正画像データが生成される。 これらの補正画像データは、生成されるたびに、最大輝度値保持演算によって、重 畳画像データに重畳される。
[0135] したがって、補正画像データの重畳が実行されている期間は、スキャン面に被検体 Pの血管構造が描出される。し力も、重畳される補正画像データは、事前の処理によ つて、動き補正されているから、モニタ 12に表示される診断画像は非常に鮮明なもの となる。したがって、被検体 Pの動きの影響や超音波プローブ 11を把持する手ぶれ の影響が無い、非常に鮮明な診断画像が取得される。
[0136] なお、本実施形態では、低音圧スキャンの実行中にスタートボタン 132bが押された ケースだけが説明されているが、フラッシュ直後における動き補正もこれと同等である 。したがって、ここでは説明を省略することとする。
[0137] (本実施形態による作用）
本実施形態では、動きベクトルを生成するときに指標となる相関量 Sとして、重畳画 像データに、新たに生成された画像データが重畳されたときの輝度増加量の総和が 採用されている。そのため、造影剤バブルの染影が非定常的に点滅していても、これ らの染影が持続されるものとして、動きベクトルが生成される。その結果、 MFIが実施 されるときも、対象画像データの動きベクトルの精度が向上するから、非常に鮮明な 診断画像が得られる。
[0138] 本実施形態にぉ 、て、 ROIは、造影剤バブルの染影が密集する太 、血管を含む 領域に設定される。そのため、例えばフラッシュ直後のように、動き補正の目印となる 領域があまり存在しない場合であっても、重畳画像データの ROIと、新たに生成され る画像データとの相関が得られやすい。
[0139] 本実施形態にぉ 、て、 ROIに含まれるピクセル数は、画像データの全ピクセル数よ りも少ない。そのため、重畳画像データの ROIと、対象画像データの ROIとの相関量
Sを求めるのに必要な計算量が非常に少なくなる。
[0140] 本実施形態において、モニタ 12は、診断画像に ROIマークを重畳表示する。その ため、操作者は、モニタ 12に表示された診断画像から、 ROIの設定が適正であるか
½認することができる。
[0141] 本実施形態において、 ROIが設定された場合にだけ、動き補正のシーケンスが始 動する。そのため、動き補正の目印となる領域が存在しなときには、対象画像データ が補正されることがない。
[0142] 本実施形態にお!ヽて、動きベクトルは、対象画像データと対応づけられて、画像メ モリ 30aに保存される。そのため、既に画像メモリ 30aに記憶された画像データに基 づき、重畳画像データを再構築する場合に、動きベクトルを生成する必要が無いから 、少ない計算量で鮮明な診断画像が生成される。
[0143] なお、本実施形態では、 MFIについて述べている力 本発明は、これに限定される ものではない。即ち、本発明は、複数の画像データを重畳する技術であれば、例え ば [背景技術]の欄で述べた「Panoramic imagingjにも適用可能である。
[0144] また、本実施形態において、 ROIの数とサイズは、入力装置 13によって入力されて いるが、例えば、参照画像データに含まれるピクセルの輝度に基づいて自動設定さ れることちある。
[0145] さらに、本実施形態において、 ROIは、参照画像データの輝度に基づき、自動的に 設定されている力 例えば、送受信ユニット 21によって送信される超音波のフォー力 ス点に連動して設定されても良 、し、操作者力もの指示に従って設定されても良 、。
[0146] また、本実施形態にぉ ヽて、動きベクトルは、対象画像データと対応づけられて、 画像メモリ 30aに保存されている力 例えば、補正画像データそのものが画像メモリ 3 Oaに保存されることもある。こうすれば、対象画像データを補正する必要が無いから、 非常に少ない計算量で鮮明な診断画像が生成される。
[0147] (第 6の実施形態） 次に、図 13を参照して、本発明の第 6の実施形態について説明する。図 13は本発 明の第 6の実施形態における ROIマークが重畳表示された診断画像の概略図である
[0148] 本実施形態において、制御プロセッサ 25は、図 13に示すように、参照画像データ 上に第 1〜第 4の ROIを設定する。なお、第 4の ROIは、第 5の実施形態における RO Iに相当するものである。従って、本実施形態において、制御プロセッサ 25は、第 5の 実施形態における ROIのほかに、第 1〜第 3の ROIを設定することになる。なお、第 1 〜第 3の ROIは、第 4の ROIよりもサイズ力 、さ ヽ。
[0149] 第 1〜第 4の ROIが設定されたら、重畳画像データの第 1〜第 3の ROIと、対象画 像データの第 1〜第 3の ROIとの相関量 S こ基づき、それぞれ対象画像データの動 きを表現する第 1〜第 3の動きベクトルが求められる。なお、本実施形態では、相関 量 S'として、 SADが使用されている。
[0150] こうして、第 1〜第 3のベクトルが求められたら、これら第 1〜第 3のベクトルに従い、 対象画像データが動かされる。そして、対象画像データが動くたびに、重畳画像デ 一タの第 4の ROIと、対象画像データの第 4の ROIとに基づき、第 5の実施形態と同 じ要領で、即ち前述の [数 1]に従って、それぞれ第 1〜第 3の相関量 Sが算出される
[0151] そして、第 1〜第 3の相関量 Sが算出されたら、その中から最も小さな相関量 Sが検 出され、これに対応する対象画像データのベクトルが動きベクトルとして採用される。 そして、採用された動きベクトルに従い、対象画像データの表示位置が補正される。
[0152] 以上のように、本実施形態では、事前に取得された第 1〜第 3のベクトルから、動き ベクトルが選択される。即ち、動きベクトルの生成に必要な計算（[数 1]を使用して実 行される計算）が 3通りで済む。従って、第 5の実施形態に比べて、動きベクトルを求 めるために必要な計算量が飛躍的に減ることになる。さらに、被検体の部位によって 動きベクトルにばらつきがあるような場合でも、動きベクトルの精度が極端に低下する ことがない。
[0153] なお、本実施形態における相関量 S ま、いわゆる SADである力 本発明は、これ に限定されるものではない。即ち、相関量 S ま、 [数 1]によって算出されても構わな い。たとえ [数 1]が使用されたとしても、第 1〜第 3の ROIは、第 4の ROIに比べて小 さいので、計算量が低減することになる。
[0154] さらに、本実施形態において、動きベクトルは、事前に取得された第 1〜第 3のべク トルに基づき、 [数 1]に従って求められている力 本発明は、これに限定されるもので はなぐ例えば、第 1〜第 3の動きベクトルの平均値ゃ最頻値であっても良い。平均値 ゃ最頻値が採用されたら、必要な計算量は、さらに低減することになる。
[0155] (第 7の実施形態）
本実施形態では、第 6の実施形態において使用された第 1〜第 3のベクトルのほか に、さらに零ベクトルが追加されている。即ち、本実施形態では、対象画像データが 動かな 、場合にっ 、ても、基準画像データの第 4の ROIもしくは既に生成されて!、る 重畳画像データの第 4の ROIと、対象画像データの第 4の ROIとに基づき、第 5の実 施形態と同じ要領で、即ち [数 1]に従って、第 4の相関量 Sが算出される。
[0156] そして、第 1〜第 4の相関量 Sが算出されたら、その中から最も小さな相関量 Sが検 出され、これに対応する対象画像データのベクトルが動きベクトルとして採用される。 そして、採用された動きベクトルに従い、対象画像データの表示位置が補正される。
[0157] 以上のように、本実施形態では、対象画像データが動かな 、場合にっ 、ても、 [数 1]に従って、第 4の相関量 Sが算出されている。そのため、超音波プローブ 11がレン ズ方向に傾き、第 1〜第 3のベクトルが異常な値となっても、実際の補正に使用される 動きベクトルの精度が極端に低下することがな 、。
[0158] (第 8の実施形態）
本実施形態では、 3次元の画像データを生成することが想定されている。そのため 、参照画像データ上には、 3次元の ROIが設定される。しかしながら、 ROIが 3次元と なると、相関量 Sを求めるための計算量は猛烈に増加する。
[0159] そこで、本実施形態では、 3次元の ROIの代わりに、 2次元の第 1〜第 3の ROIが使 用される。第 1〜第 3の ROIは、 3次元の ROIに含まれ且つ互いに直交していて、前 述した 3次元の ROIの MPRとして生成される。なお、本実施形態における第 1〜第 3 の ROIは、第 6、第 7の実施形態における第 1〜第 3の ROIとは異なるものである。
[0160] 第 1〜第 3の ROIが生成されたら、第 5の実施形態と同じ要領で、これら第 1〜第 3 の ROIに対応する第 1〜第 3のベクトルが生成される。なお、本実施形態における第 1〜第 3のベクトルは、第 6、第 7の実施形態における第 1〜第 3のベクトルとは異なる ものである。
[0161] そして、第 1〜第 3のベクトルが生成されたら、これら第 1〜第 3のベクトルに基づき、 対象画像データの動き補正をするときに実際に使用される 3次元の動きベクトルが生 成される。
[0162] 以上のように、本実施形態では、 3次元の ROIの代わりに、 2次元の第 1〜第 3の R OIが使用される。そのため、 3次元の画像データを生成する場合であっても、相関量 Sを求めるのに必要な計算量が飛躍的に低減する。
[0163] なお、本実施形態では、第 1〜第 3のベクトルに基づき、 3次元の動きベクトルが生 成された上で、対象画像データが補正されている。しカゝしながら、本発明は、これに 限定されるものではい。例えば、第 1〜第 3のベクトルごとに、対象画像データが補正 されても良い。こうすれば、補正回数は 3回となるものの、動きベクトルを生成する必 要がなくなる。
[0164] (第 9の実施形態）
本実施形態において、制御プロセッサ 25は、重畳画像データの ROIに含まれるピ クセルの輝度の総和を検出していて、当該輝度の総和が規定値を超えた場合に、対 象画像データの動き補正を中止する。従って、多数の画像データが重畳されて、重 畳画像データの ROIが明るくなり過ぎても、動きベクトルの精度が極端に低下するこ とがない。
[0165] (第 10の実施形態）
本実施形態では、血流画像データと組織画像データが並べて表示されることが想 定されている。なお、血流画像データは、前述の各実施形態における画像データに 相当する。組織画像データは、血流画像データのように経時的に変化しない。その ため、動きベクトルの計算が容易である。そこで、本実施形態では、組織画像データ に ROIが設定され、第 1の実施形態と同じ要領で、即ち [数 1]に従い、動きベクトル が生成される。そして、生成された動きベクトルに基づき、血流画像データだけが動き 補正される。 [0166] 本実施形態のように、組織画像データに設定された ROI〖こ基づき、血流画像デー タが動き補正されると、さらに鮮明な診断画像を得られる。また、本実施形態では、組 織画像データは、補正されずに、そのままモニタ 12に表示される。そのため、操作者 は、モニタ 12に表示される組織画像データによって、動き量を確認しやすぐしかも、 被検体 pの様子を視認できることによって、安心して診断を実施することができる。
[0167] (第 11の実施形態）
図 14、図 15、図 16、図 17は本発明の第 11の実施形態における診断画像の重畳 される補正結果の概略図である。本実施形態において、対象画像データの補正結果 は、診断画像上に重畳される。補正結果の表示形態としては、図 14、図 15、図 16、 図 17に示すように、幾つかのタイプがある。
[0168] 図 14に示すタイプでは、対象画像データの補正結果として、対象画像データの動 きベクトル Vだけが表示される。そのため、ある瞬間の対象画像データの補正結果が 非常にわ力り易い。図 15に示すタイプでは、対象画像データの補正結果として、動き ベクトル Vの終点の軌跡 Lが表示される。そのため、時間経過に伴う動きベクトル Vの 変遷が非常にわ力りやすい。図 16に示すタイプでは、図 14と同様に、対象画像デー タの補正結果として、順次生成される複数の動きベクトル Vが表示される力 X軸と Y 軸のほ力に、時間軸 tが追加されている。図 17に示すタイプは、 3次元のボリュームデ ータの補正結果を表示するものであって、図 14と同様に、対象画像データの動きべ タトル Vだけが表示される。
[0169] 以上のように、モニタ 12に表示される診断画像に補正結果が表示されると、操作者 は、補正結果を認識しやすいばかりか、安心して補正機能を使用することができる。
[0170] (第 12の実施形態）
本実施形態では、取得された動きベクトルの応用例に関するものである。取得され た動きベクトルは、例えば、パルスウェーブにおけるレンジゲートを動かすために使用 される。この場合、ノ ルスウェーブドプラのレンジゲートが所望の血管部分に設定され ると、被検体 Pや超音波プローブ 11が多少動いても、所望の血管部分からの信号を 継続的に取得することが可能となる。なお、動きベクトルは、パルスウェーブドプラの レンジゲートだけでなぐカラー ROIの位置補正や、被検体の同一断面の保持、輝度 解析ソフトウェアの関心領域追従のために使用されることもある。
[0171] 逆に、パルスウェーブのレンジゲートやカラー ROIの位置を固定して、背景画像を 補正すれば、操作者の関心領域を外すことなく観察することができる。これらは、特に 、輝度の時間変化を観察する場合や、その他の解析画像に非常に有用である。
[0172] 本発明は、前記実施形態そのままに限定されるものではなぐ実施段階ではその要 旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体ィ匕できる。また、前記実施形態に開 示されている複数の構成要素の適宜な組み合せにより種々の発明を形成できる。例 えば、実施形態に示される全構成要素カゝら幾つかの構成要素を削除してもよい。さら に、異なる実施形態に亘る構成要素を適宜組み合せてもよ ヽ。
産業上の利用可能性
[0173] 被検体や超音波プローブが多少ぶれても、画質が低下することがない超音波診断 装置及び超音波画像生成方法を実現することができる。

Claims

請求の範囲
[1] 造影剤バブルが投与された被検体を超音波で走査して、前記被検体の超音波画 像を取得する超音波診断装置において、
前記被検体に対して繰り返し超音波を送信し、前記被検体から戻ってくるエコー信 号を取得する送受信ユニットと、
前記エコー信号に基づき、前記被検体の形態情報を表す複数の画像データを生 成する画像データ生成ユニットと、
前記複数の画像データのうち、基準とされる第 1の画像データに対して、画像領域 全体より小さな関心領域を設定する設定ユニットと、
前記複数の画像データのうちの第 1の画像データとは異なる少なくとも一枚の第 2 の画像データと、前記関心領域内のデータとを比較して、前記第 1の画像データと前 記少なくとも一枚の第 2の画像データとの間の動きを表す動きベクトルを生成するべ タトル生成ユニットと、
前記動きベクトルに基づいて、前記第 1の画像データと前記少なくとも一枚の第 2の 画像データとの間のぶれ補正を行う画像補正ユニットと、
前記ぶれ補正後の複数の画像データに基づいて表示画像を生成する画像生成ュ -ッ卜と、
を具備する超音波診断装置。
[2] 前記画像生成ユニットは、前記ぶれ補正後の複数の画像データを用いて輝度値保 持演算を逐次実行することで、前記表示画像を生成する請求項 1記載の超音波診断 装置。
[3] 前記画像生成ユニットは、前記ぶれ補正後の複数の画像データを用いた合成処理 をすることで、前記表示画像を生成する請求項 1記載の超音波診断装置。
[4] 前記設定ユニットは、前記各画像データが造影剤による染影領域を含む場合には 、前記染影領域の少なくとも一部を含むように、前記関心領域を設定する請求項 1記 載の超音波診断装置。
[5] 前記被検体に造影剤が流入するタイミングを検知する検知ユニットをさらに具備し、 前記設定ユニットは、前記造影剤の流入が少な!、タイミングでの前記複数の画像 データに基づいて、前記関心領域を設定する請求項 1記載の超音波診断装置。
[6] 前記設定ユニットは、前記画像データ上の各位置の輝度値に基づ!、て、所定の閾 値を超える輝度値を有する位置を含むように前記関心領域を設定する請求項 1記載 の超音波診断装置。
[7] 前記設定ユニットは、
前記画像データの輝度値に関するヒストグラムを作成し、
前記ヒストグラムに基づ!/、て、前記所定の閾値を決定する請求項 6記載の超音波診 断装置。
[8] 前記設定ユニットは、前記画像データ上の各位置の輝度に基づいて、予め設定さ れた第 1の閾値と第 2の閾値との間の輝度値を有する位置を含むように前記関心領 域を設定する請求項 1記載の超音波診断装置。
[9] 前記設定ユニットは、
前記画像データの輝度値に関するヒストグラムを作成し、
前記ヒストグラムに基づいて、前記第 1の閾値及び前記第 2の閾値の少なくとも一方 を決定する請求項 6記載の超音波診断装置。
[10] 前記設定ユニットは、前記画像データ上の各位置の輝度に基づ!、て、前記関心領 域の位置、大きさ、形状、個数のうちの少なくとも一つを決定する請求項 1記載の超 音波診断装置。
[11] 前記設定ユニットは、ノイズ低減処理後の前記複数の画像データに対して、前記関 心領域を設定する請求項 1記載の超音波診断装置。
[12] 前記設定ユニットは、前記画像生成ユニットにより画像データが生成されるたびに、 その直前の画像データのぶれ補正に使用された関心領域と、前記ベクトル生成ュ- ットとにより既に生成されている複数の動きベクトルの合成ベクトルに基づき、前記関 心領域を更新する請求項 1記載の超音波診断装置。
[13] 前記設定ユニットは、前記画像生成ユニットにより画像データが生成されるたびに、 その直前の画像データの輝度に基づき、前記関心領域を探索し、前記関心領域を 更新する請求項 1記載の超音波診断装置。
[14] 前記設定ユニットは、前記画像生成ユニットにより生成される複数の画像データの 輝度に基づき、前記複数の画像データのぶれ補正に共通して使用される関心領域 を設定する請求項 1記載の超音波診断装置。
[15] 前記送受信ユニットは、前記造影剤バブルを破壊する第 1の音圧による第 1の超音 波送信と、前記造影剤バブルを破壊しな ヽ音圧であって血流の環流を画像化するた めの第 2の音圧による第 2の超音波送信とを実行し、
前記第 1の超音波送信力 前記第 2の超音波送信に移行した直後に生成される画 像データが前記基準となる画像データに指定される請求項 1記載の超音波診断装 置。
[16] 前記送受信ユニットは、前記造影剤バブルを破壊する第 1の音圧による第 1の超音 波送信と、前記造影剤バブルを破壊しな ヽ音圧であって血流の環流を画像化するた めの第 2の音圧による第 2の超音波送信とを実行し、
前記第 1の超音波送信から前記第 2の超音波送信に移行した直後に、前記関心領 域を再探索し、前記関心領域を更新する請求項 1記載の超音波診断装置。
[17] 前記画像補正ユニットが前記画像データのぶれ補正を開始するタイミングを指定す る指定ユニットをさらに具備する請求項 1記載の超音波診断装置。
[18] 前記画像補正ユニットが前記画像データのぶれ補正を実行して 、る時間またはフ レーム数を指定する指定ユニットをさらに具備する請求項 1記載の超音波診断装置。
[19] 前記表示ユニットは、前記超音波画像上に前記関心領域を重畳表示する請求項 1 記載の超音波診断装置。
[20] 前記関心領域の表示と非表示とを切り替える切替ユニットをさらに具備する請求項
1記載の超音波診断装置。
[21] 前記関心領域の位置、大きさ、形状、及び個数の少なくとも 1つを指定するための 指定ユニットをさらに具備する請求項 1記載の超音波診断装置。
[22] 前記画像生成ユニットは、前記ぶれ補正後の前記複数の画像データに基づいて第 1の表示画像を生成し、且つ前記ぶれ補正前の前記複数の画像データに基づ!/、て 第 2の表示画像を生成し、
前記第 1の表示画像と前記第 2の表示画像とを同時に又は選択的に表示する表示 ユニットをさらに具備する請求項 1記載の超音波診断装置。
[23] 前記画像データ生成ユニットによって生成される複数の画像データから、基準とな る画像データが指定された場合に、前記基準となる画像データに、これに後行する 画像データを逐次重畳して、重畳画像データを生成する画像重畳ユニットとをさらに 具備し、
前記ベクトル生成ユニットは、前記画像データ生成ユニットによって生成される、前 記基準となる画像データに後行する画像データのうち、対象となる画像データの関 心領域内の輝度と、これに先行する複数の画像データから生成される重畳画像デー タの関心領域内の輝度とに基づき、前記対象となる画像データの動きを表現する動 きベクトルを生成し、
前記画像補正ユニットは、前記画像重畳ユニットによって前記対象となる画像デー タが重畳される前に、前記ベクトル生成ユニットによって生成された動きベクトルに基 づき、前記対象となる画像データを補正する請求項 1記載の超音波診断装置。
[24] 前記ベクトル生成ユニットは、前記対象となる画像データが重畳されたときに生じる 前記関心領域内の輝度増加量に基づき、前記動きベクトルを生成する請求項 23に 記載の超音波診断装置。
[25] 前記画像データ生成ユニットによって生成された画像データの輝度に基づき、前記 関心領域を自動で設定する設定ユニットをさらに具備する請求項 23に記載の超音 波診断装置。
[26] 前記送受信ユニットによって送信される超音波のフォーカス点に基づき、前記関心 領域を自動で設定する設定ユニットをさらに具備する請求項 23に記載の超音波診 断装置。
[27] 操作者力もの指示に基づき、前記関心領域を設定する設定ユニットをさらに具備す る請求項 23に記載の超音波診断装置。
[28] 前記画像補正ユニットは、前記設定ユニットが前記関心領域を設定した場合に、前 記対象となる画像データを補正する請求項 23に記載の超音波診断装置。
[29] 前記ベクトル生成ユニットは、事前に取得された複数のベクトルに従い、前記対象と なる画像データを動かして、前記ベクトルごとに、前記対象となる画像データが重畳 されたときに生じる前記関心領域内の輝度増加量を算出するとともに、これらの輝度 増加量に基づき、前記複数のベクトル力も前記動きベクトルを採用する請求項 23に 記載の超音波診断装置。
[30] 前記ベクトル生成ユニットは、前記対象となる画像データにおける、前記関心領域 より小さな関心領域内の輝度と、これに先行する複数の画像データから生成される重 畳画像データにおける、前記関心領域より小さな関心領域内の輝度とに基づき、前 記複数のベクトルを生成する請求項 29に記載の超音波診断装置。
[31] 前記複数のベクトルの 1つは、零ベクトルであることを特徴とする請求項 29記載の 超音波診断装置。
[32] 前記ベクトル生成ユニットによって生成される動きベクトルは、前記診断画像に表示 される請求項 23に記載の超音波診断装置。
[33] 前記ベクトル生成ユニットによって生成される動きベクトルの終点の軌跡は、前記診 断画像に表示される請求項 23に記載の超音波診断装置。
[34] 前記画像データ生成ユニットが 3次元の画像データを生成する場合、
前記ベクトル生成ユニットは、前記関心領域に含まれ且つ互いに直交する 2次元の 第 1、第 2、第 3の関心領域を使用して、それぞれ 2次元の第 1、第 2、第 3のベクトル を生成するとともに、これら第 1、第 2、第 3のベクトルに基づき、前記動きベクトルを生 成する請求項 23に記載の超音波診断装置。
[35] 前記画像データ生成ユニットが 3次元の画像データを生成する場合、
前記ベクトル生成ユニットは、前記関心領域に含まれ且つ互いに直交する 2次元の 第 1、第 2、第 3の関心領域を使用して、それぞれ 2次元の第 1、第 2、第 3のベクトル を生成し、
前記画像補正ユニットは、前記ベクトル生成ユニットによって生成された第 1、第 2、 第 3のベクトルに基づき、それぞれ前記対象となる画像データを補正する請求項 23 に記載の超音波診断装置。
[36] 前記画像補正ユニットは、前記関心領域に含まれる輝度の総和が規定値を超えた 場合に、前記対象となる画像データの補正を中止する請求項 23に記載の超音波診 断装置。
[37] 前記画像補正ユニットは、前記ベクトル生成ユニットによって生成された動きべタト ルに基づき、前記対象となる画像データを補正して、前記診断画像における前記被 検体の表示領域を保持する請求項 23に記載の超音波診断装置。
[38] 前記ベクトル生成ユニットによって生成された動きベクトルに基づき、パルスウェー ブドプラにおけるレンジゲートの位置を補正するレンジゲート補正ユニットをさらに具 備する請求項 23に記載の超音波診断装置。
[39] 前記画像データ生成ユニットによって生成された画像データと、前記ベクトル生成 ユニットによって生成された動きベクトルとを関連づけて保存する記憶ユニットをさら に具備する請求項 23に記載の超音波診断装置。
[40] 前記画像補正ユニットによって補正された画像データを記憶する記憶ユニットをさら に具備する請求項 23に記載の超音波診断装置。
[41] 前記画像データ生成ユニットは、前記送受信ユニットによって受信された各エコー 信号に基づき、前記被検体の血流情報を輝度で表現した血流画像データと、前記 被検体の組織情報を輝度で表現した組織画像データとを含む前記画像データを生 成し、
前記画像重畳ユニットは、前記画像データ生成ユニットによって生成される複数の 血流画像データから、基準となる血流画像データが指定された場合に、前記基準と なる血流画像データに、これに後行する血流画像データを逐次重畳して、重畳血流 画像データを生成するとともに、前記基準となる血流画像データに対応する組織画 像データに、これに後行する組織画像データを逐次重畳して、重畳組織画像データ を生成し、
前記ベクトル生成ユニットは、前記基準となる血流画像データに後行する複数の血 流画像データのうち、対象となる血流画像データに対応する組織画像データの関心 領域内の輝度と、これに先行する複数の組織画像データから生成される重畳組織画 像データの関心領域内の輝度とに基づき、前記対象となる血流画像データに対応す る組織画像データの動きを表現する動きベクトルを生成すると、
前記画像補正ユニットは、前記画像重畳ユニットによって前記対象となる血流画像 データが重畳される前に、前記ベクトル生成ユニットによって生成された動きベクトル に基づき、前記対象となる血流画像データを補正する請求項 23に記載の超音波診 断装置。
造影剤バブルが投与された被検体を超音波で走査して、前記被検体の超音波画 像を取得する超音波診断装置において、
被検体に対して繰り返し超音波を送信し、前記被検体から戻ってくるエコー信号に 基づき、前記被検体の形態情報を表す複数の画像データを生成し、
前記複数の画像データのうち、基準とされる第 1の画像データに対して、画像領域 全体より小さな関心領域を設定し、
前記複数の画像データのうちの第 1の画像データとは異なる少なくとも一枚の第 2 の画像データと、前記関心領域内のデータとを比較して、前記第 1の画像データと前 記少なくとも一枚の第 2の画像データとの間の動きを表す動きベクトルを生成し、 前記動きベクトルに基づいて、前記第 1の画像データと前記少なくとも一枚の第 2の 画像データとの間のぶれ補正を実行し、
前記ぶれ補正後の複数の画像データに基づいて表示画像を生成すること、 を具備する超音波画像生成方法。
PCT/JP2007/050176 2006-01-10 2007-01-10 超音波診断装置及び超音波画像生成方法 WO2007080895A1 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN2007800001322A CN101309647B (zh) 2006-01-10 2007-01-10 超声波诊断装置和超声波图像生成方法
EP07706523.3A EP1872724B1 (en) 2006-01-10 2007-01-10 Ultrasonograph and ultrasonogram creating method
US11/928,803 US10265053B2 (en) 2006-01-10 2007-10-30 Ultrasonic diagnostic apparatus and method of generating ultrasonic image

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2006002661 2006-01-10
JP2006-002661 2006-01-10
JP2006140283 2006-05-19
JP2006-140283 2006-05-19

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US11/928,803 Continuation US10265053B2 (en) 2006-01-10 2007-10-30 Ultrasonic diagnostic apparatus and method of generating ultrasonic image

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2007080895A1 true WO2007080895A1 (ja) 2007-07-19

Family

ID=38256300

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2007/050176 WO2007080895A1 (ja) 2006-01-10 2007-01-10 超音波診断装置及び超音波画像生成方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US10265053B2 (ja)
EP (1) EP1872724B1 (ja)
JP (1) JP5323275B2 (ja)
CN (1) CN101309647B (ja)
WO (1) WO2007080895A1 (ja)

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009082181A (ja) * 2007-09-27 2009-04-23 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
WO2012137431A1 (ja) * 2011-04-05 2012-10-11 パナソニック株式会社 超音波診断装置、及び、超音波診断画像の出力方法
CN102202580B (zh) * 2008-11-10 2013-11-20 株式会社日立医疗器械 超声波图像处理方法及装置、超声波图像处理程序
JP2014087507A (ja) * 2012-10-31 2014-05-15 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 計測装置及びその制御プログラム
CN108784735A (zh) * 2017-04-28 2018-11-13 通用电气公司 用于显示采集质量水平的超声成像系统和方法

Families Citing this family (29)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20090187106A1 (en) * 2008-01-23 2009-07-23 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Synchronized combining for contrast agent enhanced medical diagnostic ultrasound imaging
JP5395396B2 (ja) * 2008-10-15 2014-01-22 株式会社東芝 超音波診断装置、医用画像処理装置、及び医用画像処理プログラム
EP2417913A4 (en) * 2009-04-06 2014-07-23 Hitachi Medical Corp DIAGNOSTIC APPARATUS FOR DISPLAYING MEDICAL IMAGES, METHOD FOR SETTING INTERESTS, DEVICE FOR PROCESSING MEDICAL PICTURES AND A PROGRAM FOR SETTING INTERESTS
CN102469981B (zh) * 2009-07-30 2015-04-01 株式会社日立医疗器械 超声波诊断装置及其关心区域设定方法
KR101182999B1 (ko) * 2009-11-25 2012-09-18 삼성메디슨 주식회사 초음파 영상 처리를 수행하는 초음파 시스템 및 방법
US9066674B2 (en) * 2010-03-17 2015-06-30 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Motion synchronized destruction for three-dimensional reperfusion mapping in medical diagnostic ultrasound imaging
JP2011224346A (ja) * 2010-03-31 2011-11-10 Toshiba Corp 超音波診断装置、画像処理装置および画像処理方法
JP5683291B2 (ja) * 2010-05-07 2015-03-11 キヤノン株式会社 動画再生装置、方法及びプログラム並びに記録媒体
CN102573653B (zh) * 2010-10-19 2014-10-15 株式会社东芝 超声波诊断装置、超声波图像处理装置以及超声波图像处理方法
JP5689678B2 (ja) * 2010-12-27 2015-03-25 株式会社東芝 超音波装置
KR101468418B1 (ko) 2012-01-13 2014-12-03 삼성메디슨 주식회사 초음파 영상 처리 방법 및 장치
JP5947561B2 (ja) * 2012-02-20 2016-07-06 キヤノン株式会社 画像形成装置及び画像形成方法
JP5859950B2 (ja) 2012-11-29 2016-02-16 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 計測装置及びその制御プログラム
JP6222829B2 (ja) * 2012-12-18 2017-11-01 東芝メディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法
US10143381B2 (en) * 2013-04-19 2018-12-04 Canon Kabushiki Kaisha Object information acquiring apparatus and control method therefor
KR101563498B1 (ko) * 2013-05-02 2015-10-27 삼성메디슨 주식회사 대상체의 변화 정보를 제공하는 초음파 시스템 및 방법
JP6049208B2 (ja) * 2014-01-27 2016-12-21 富士フイルム株式会社 光音響信号処理装置、システム、及び方法
KR101580038B1 (ko) * 2014-03-11 2015-12-23 가천대학교 산학협력단 동적 움직임 측정을 통한 안면 신경마비의 정량화 방법
KR101643286B1 (ko) * 2014-09-04 2016-07-29 삼성전자주식회사 의료 영상 장치 및 그 제어방법
CN106170254B (zh) 2014-10-16 2019-03-26 奥林巴斯株式会社 超声波观测装置
WO2016098929A1 (ko) * 2014-12-19 2016-06-23 삼성전자주식회사 초음파 영상 장치 및 그 제어방법
KR102372214B1 (ko) * 2015-01-19 2022-03-14 삼성전자주식회사 영상 처리 장치, 의료영상 장치 및 영상 처리 방법
JP6535383B2 (ja) * 2015-09-24 2019-06-26 国立大学法人 東京大学 超音波診断システム及び超音波診断システムの作動方法
JP6442109B2 (ja) * 2016-03-25 2018-12-19 株式会社日立製作所 超音波ｃｔ装置および超音波撮像方法
JP7302477B2 (ja) * 2017-10-31 2023-07-04 ソニーグループ株式会社 情報処理装置、情報処理方法および情報処理プログラム
US10863961B2 (en) 2018-03-07 2020-12-15 Canon Medical Systems Corporation Medical image processing apparatus and X-ray diagnosis apparatus
CN110507356A (zh) 2018-05-22 2019-11-29 佳能医疗系统株式会社 超声波诊断装置
US20200273181A1 (en) * 2019-02-26 2020-08-27 Canon Medical Systems Corporation Analysis apparatus and ultrasound diagnosis apparatus
CN114708156A (zh) * 2022-03-15 2022-07-05 平安科技（深圳）有限公司 超声图像的基准图像的生成方法、装置、设备及存储介质

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH02191444A (ja) * 1989-01-19 1990-07-27 Yokogawa Medical Syst Ltd 超音波診断装置
JPH05168626A (ja) * 1991-12-26 1993-07-02 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
JPH0643237A (ja) * 1991-03-20 1994-02-18 Fujitsu Ltd 超音波診断装置
JP2000217815A (ja) * 1999-01-28 2000-08-08 Hitachi Ltd 超音波像を合成しパノラマ画像を合成する方法及び装置
JP2001017434A (ja) * 1999-07-09 2001-01-23 Matsushita Electric Ind Co Ltd 超音波診断装置
JP2004321688A (ja) * 2003-04-28 2004-11-18 Toshiba Corp 超音波診断装置及び画像処理装置
JP2006055642A (ja) * 2004-08-18 2006-03-02 General Electric Co <Ge> 累積式撮像

Family Cites Families (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5806521A (en) * 1996-03-26 1998-09-15 Sandia Corporation Composite ultrasound imaging apparatus and method
US5873830A (en) * 1997-08-22 1999-02-23 Acuson Corporation Ultrasound imaging system and method for improving resolution and operation
JP3862838B2 (ja) * 1997-11-26 2006-12-27 株式会社東芝 超音波診断装置
US6162174A (en) * 1998-09-16 2000-12-19 Siemens Medical Systems, Inc. Method for compensating for object movement in ultrasound images
DE60113982D1 (de) * 2000-01-31 2006-02-23 Tonni F Johansen Phasenabweichungskorrektur und pulsnachhallkorrektur bei der ultraschall-echographie
US6368277B1 (en) * 2000-04-05 2002-04-09 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Dynamic measurement of parameters within a sequence of images
US7597663B2 (en) * 2000-11-24 2009-10-06 U-Systems, Inc. Adjunctive ultrasound processing and display for breast cancer screening
US7006862B2 (en) * 2001-07-17 2006-02-28 Accuimage Diagnostics Corp. Graphical user interfaces and methods for retrospectively gating a set of images
US6468218B1 (en) * 2001-08-31 2002-10-22 Siemens Medical Systems, Inc. 3-D ultrasound imaging system and method
CN1269456C (zh) * 2002-06-18 2006-08-16 株式会社东芝 在多个图像系列之间调整时间相位的超声诊断装置
US7106892B2 (en) * 2002-09-19 2006-09-12 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Display of image data information
US20040120559A1 (en) * 2002-12-20 2004-06-24 Hall Anne Lindsay Methods and apparatus for contrast agent time intensity curve analyses
JP3802508B2 (ja) * 2003-04-21 2006-07-26 アロカ株式会社 超音波診断装置
US20050033123A1 (en) * 2003-07-25 2005-02-10 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Region of interest methods and systems for ultrasound imaging
JP4504004B2 (ja) * 2003-12-17 2010-07-14 株式会社東芝 超音波診断装置
KR20060116253A (ko) * 2004-03-03 2006-11-14 닛본 덴끼 가부시끼가이샤 물체의 자세 추정 및 대조 시스템, 물체의 자세 추정 및대조 방법, 및 이를 위한 프로그램
US8900149B2 (en) * 2004-04-02 2014-12-02 Teratech Corporation Wall motion analyzer
JP2006141798A (ja) * 2004-11-22 2006-06-08 Toshiba Corp 超音波診断装置
US8834371B2 (en) * 2005-03-31 2014-09-16 Kabushiki Kaisha Toshiba Ultrasound diagnostic apparatus and ultrasound image processing program
JP4694336B2 (ja) * 2005-09-30 2011-06-08 富士フイルム株式会社 電子内視鏡装置

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH02191444A (ja) * 1989-01-19 1990-07-27 Yokogawa Medical Syst Ltd 超音波診断装置
JPH0643237A (ja) * 1991-03-20 1994-02-18 Fujitsu Ltd 超音波診断装置
JPH05168626A (ja) * 1991-12-26 1993-07-02 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
JP2000217815A (ja) * 1999-01-28 2000-08-08 Hitachi Ltd 超音波像を合成しパノラマ画像を合成する方法及び装置
JP2001017434A (ja) * 1999-07-09 2001-01-23 Matsushita Electric Ind Co Ltd 超音波診断装置
JP2004321688A (ja) * 2003-04-28 2004-11-18 Toshiba Corp 超音波診断装置及び画像処理装置
JP2006055642A (ja) * 2004-08-18 2006-03-02 General Electric Co <Ge> 累積式撮像

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
NISHIDA R. ET AL.: "Keibu Rinpasetsu Bisai Kekkan Kashutsu no tame no Atarashii Zoei US ho", BISAIKEKKAN JOURNAL OF MEDICAL ULTRASONICS, vol. 31, no. 5, 15 September 2004 (2004-09-15), pages J347 - J353, XP003015541 *

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009082181A (ja) * 2007-09-27 2009-04-23 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
CN102202580B (zh) * 2008-11-10 2013-11-20 株式会社日立医疗器械 超声波图像处理方法及装置、超声波图像处理程序
WO2012137431A1 (ja) * 2011-04-05 2012-10-11 パナソニック株式会社 超音波診断装置、及び、超音波診断画像の出力方法
JPWO2012137431A1 (ja) * 2011-04-05 2014-07-28 コニカミノルタ株式会社 超音波診断装置、及び、超音波診断画像の出力方法
JP5867401B2 (ja) * 2011-04-05 2016-02-24 コニカミノルタ株式会社 超音波診断装置、及び、超音波診断画像の出力方法
US9795363B2 (en) 2011-04-05 2017-10-24 Konica Minolta, Inc. Ultrasound diagnostic apparatus and method for outputting ultrasound diagnostic image
JP2014087507A (ja) * 2012-10-31 2014-05-15 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 計測装置及びその制御プログラム
CN108784735A (zh) * 2017-04-28 2018-11-13 通用电气公司 用于显示采集质量水平的超声成像系统和方法

Also Published As

Publication number Publication date
JP5323275B2 (ja) 2013-10-23
JP2013059679A (ja) 2013-04-04
US20080262354A1 (en) 2008-10-23
CN101309647B (zh) 2013-03-20
EP1872724A4 (en) 2010-02-24
EP1872724A1 (en) 2008-01-02
US10265053B2 (en) 2019-04-23
CN101309647A (zh) 2008-11-19
EP1872724B1 (en) 2019-08-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5209213B2 (ja) 超音波診断装置及び超音波画像生成プログラム
JP5323275B2 (ja) 超音波診断装置及び超音波診断装置の制御プログラム
JP4373699B2 (ja) 超音波診断装置
JP3043873B2 (ja) 超音波開口面合成装置
JP4921826B2 (ja) 超音波診断装置及びその制御方法
WO2007114375A1 (ja) 超音波診断装置及び超音波診断装置制御方法
US10166004B2 (en) Ultrasound contrast imaging method and apparatus
JP7313902B2 (ja) 超音波診断装置
JP2008012141A (ja) 超音波診断装置および超音波診断装置の制御プログラム
WO2015029499A1 (ja) 超音波診断装置および超音波画像生成方法
JP4764209B2 (ja) 超音波信号解析装置、超音波信号解析方法、超音波解析プログラム、超音波診断装置、及び超音波診断装置の制御方法
JP2018015155A (ja) 医用画像処理装置及び医用画像処理プログラム
KR101656127B1 (ko) 계측 장치 및 그 제어 프로그램
US20220313220A1 (en) Ultrasound diagnostic apparatus
JP2007143606A (ja) 超音波診断装置
JP2009172379A (ja) 造影剤崩壊有効性を示す方法および造影剤崩壊の有効性を決定するシステム
JP2008006283A (ja) 超音波映像のディスプレイ装置及び方法
JP4521204B2 (ja) 超音波診断装置、画像処理装置及び超音波画像撮影方法
JP4660230B2 (ja) 超音波診断装置
JP4537300B2 (ja) 超音波診断装置
JP7282564B2 (ja) 医用診断装置、医用画像処理装置、及び画像処理プログラム
JP2002224114A (ja) 超音波診断装置及び超音波診断方法
JP5459832B2 (ja) 超音波診断装置
JP4945605B2 (ja) 超音波診断装置
JP2003038487A (ja) 超音波画像処理装置

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 200780000132.2

Country of ref document: CN

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2007706523

Country of ref document: EP

WWP Wipo information: published in national office

Ref document number: 2007706523

Country of ref document: EP

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE