JP2005323657A - 超音波診断装置及び画像処理装置 - Google Patents

Abstract

【課題】微細な血管分岐レベルの診断情報を有効に抽出する超音波診断装置を提供すること。
【解決手段】被検体Ｐに対して超音波を送信し、当該超音波からのエコー信号を受信する超音波プローブ１２と、前記超音波プローブ１２が受信したエコー信号に基づいて複数枚の第１の画像データＦを生成する画像生成部２４ｆと、前記画像生成部２４ｆにより生成された複数枚の第１の画像データのうち、少なくとも２枚以上を用いて、前記各第１の画像データ上に存在するホワイトノイズを除去する不要信号除去処理を行い、複数枚の第２の画像データＧを生成するとともに、前記複数枚の第２の画像データのうち、少なくとも２枚以上を用いて、空間的に対応する画素の中から最大輝度値を採用する最大値保持演算を行い、第３の画像データＨを生成する画像処理回路２４ｃとを具備する。
【選択図】 図３

Description

本発明は、超音波造影剤を用いて行う造影エコー法において、微小血流還流を診断情報として提示する超音波診断装置及び画像処理装置に関する。

超音波診断は、超音波プローブを体表から当てるだけの簡単な操作で心臓の拍動や胎児の動きをリアルタイム表示で得られ、かつ安全性が高いため繰り返して検査が行える他、Ｘ線、ＣＴ、ＭＲＩ等の診断機器に比べてシステムの規模が小さく、ベッドサイドに移動していっての検査も容易に行えるなど簡便である。

また、超音波診断装置は、それが具備する機能の種類によって様々に異なるが、小型なものとしては、片手で持ち運べる程度のものが開発されており、またＸ線等のように被曝の影響がなく、産科や在宅医療等においても使用することができる。

近年、静脈投与型の超音波造影剤が製品化され、造影エコーが行われるようになってきている。この手法は、例えば心臓や肝臓等の検査で静脈から超音波造影剤を注入して血流信号を増強し、血流動態の評価を行うことを目的としている。造影剤の多くは微小気泡（マイクロバブル）を反射源として機能するものである。気泡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照射であっても、その機械的作用によって気泡が壊れ、結果的にスキャン面からの信号強度は低下してしまう。

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って画像化する等、スキャンによる気泡の崩壊を低減させることが必要となってくる。しかしながら、このような低音圧の超音波送信による画像化は、信号／ノイズ比（以下、「Ｓ／Ｎ比」と称する。）も低下してしまうため、それを補うための種々の信号処理法も考案されている。

また、超音波造影剤を用いると、超音波ドプラ法と比べても非常に微細な血管構造が映像化できる。このレベルの血流情報は、血管の短絡、再生結節の進行度など、びまん性肝疾患、あるいは肝ガンの鑑別診断に重要な情報となると言われている。

ところで、前記微細血管構造を映像化する場合、その映像法として、複数の超音波断層画像を使用し、空間的に対応する画素の中から最大輝度値を採用する、いわゆる最大値保持演算を用いることがある（例えば、非特許文献１参照。）。

図８は従来の最大値保持演算を説明するための概念図である。

すなわち、図８（ａ）に示すように、各超音波断層画像１００に表示された造影剤からの信号４００が疎らであったとしても、最大値保持演算を行うことで、複数の超音波断層画像１００が重畳され、診断画像２００上に造影剤の信号４００により血管構造５００が表示される。
Ｔｈｅ Ｅｉｇｈｔｈ Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ ｏｎ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｃｏｎｔｒａｓｔ Ｉｍａｇｉｎｇ ｔｏ ｂｅ ｈｅｌｄ ｏｎ Ｊａｎｕａｒｙ ２３−２４，２００３ Ｒｏｔｔｅｒｄａｍ Ｔｈｅ Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ．

しかしながら、最大値保持演算を用いる場合、Ｓ／Ｎ比が低下する低音圧送信下で行わなければならず、図８（ｂ）に示すように、もし各超音波断層画像１００に僅かにでも装置由来のホワイトノイズ３００が混入していると、これらの超音波断層画像１００が重畳され、ホワイトノイズ３００が蓄積し、診断画像２００が不明瞭になってしまうことがある。

本発明は、前記事情を鑑みてなされたものであって、その目的とするところは、微細な血管分岐レベルの診断情報を有効に抽出する超音波診断装置及び画像診断装置を提供することにある。

前記課題を解決し目的を達成するために、本発明の超音波診断装置及び画像診断装置は次のように構成されている。

（１）造影剤バブルが投与された被検体の所定部位を超音波で走査して超音波診断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超音波を送信し、当該超音波からのエコー信号を受信する超音波送受信手段と、前記超音波送受信手段が受信したエコー信号に基づいて複数枚のオリジナル画像を生成する画像生成手段と、前記画像生成手段により生成された複数枚のオリジナル画像からノイズ低減された複数枚の第１の超音波診断画像を生成するとともに、前記複数枚の第１の超音波診断画像から最大値保持演算により第２の超音波診断画像を生成する画像処理手段とを具備することを特徴とする。

（２）（１）に記載された超音波診断装置であって、前記複数枚のオリジナル画像のうちの少なくとも２枚以上を使用して、空間的に対応する画素の中から最小輝度値を採用する最小値保持演算を実行することで、前記第１の超音波診断画像を生成することを特徴とする。

（３）（１）に記載された超音波診断装置であって、前記複数枚のオリジナル画像のうちの少なくとも２枚以上を使用して、空間的に対応する画素の平均輝度値を採用する平均値保持演算を実行することで、前記第１の超音波診断画像を生成することを特徴とする。

（４）造影剤バブルが投与された被検体の所定部位を超音波で走査して超音波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超音波を送信し、当該超音波からのエコー信号を受信する超音波送受信手段と、前記超音波送受信手段が受信したエコー信号に基づいて、複数フレーム分の第１の走査線信号列を生成する走査線情報生成手段と、前記走査線情報生成手段により生成された複数フレーム分の第１の走査線信号列であって、前記超音波の送信方向が等しい複数の第１の走査線信号列から、前記送信方向ごとにノイズ低減された複数の第２の走査線信号列を生成する走査線処理手段と、前記走査線処理手段により生成された複数の第２の走査線信号列のうち、同一フレームを構成する第２の走査線信号列を組み合せて、フレームごとに第１の超音波診断画像を生成するとともに、前記フレームごとに生成された複数枚の第１の超音波診断画像から最大値保持演算により第２の超音波診断画像を生成する画像処理手段とを具備することを特徴とする。

（５）（４）に記載された超音波診断装置であって、前記超音波の送信方向が等しい複数の第１の走査線信号列のうちの少なくとも２本以上を使用して、時間的もしくは空間的に対応する振幅値の最小値を採用する最小値保持演算を実行することで、前記第２の走査線信号列を生成することを特徴とする。

（６）（４）に記載された超音波診断装置であって、前記超音波送信方向が等しい複数の第１の走査線信号列のうちの少なくとも２本以上を使用して、時間的もしくは空間的に対応する振幅値の平均値を採用する平均値保持演算を実行することで、前記第２の走査線信号列を生成することを特徴とする。

（７）（１）〜（６）に記載された超音波診断装置であって、前記第１の超音波診断画像と前記第２の超音波診断画像とを同時に表示する表示手段をさらに具備することを特徴とする。

（８）被検体の所定部位を超音波で走査して得られた複数枚のオリジナル画像を記憶する記憶手段と、前記複数枚のオリジナル画像からノイズ低減された複数枚の第１の超音波診断画像を生成するとともに、前記複数枚の第１の超音波診断画像から最大値保持演算により第２の超音波診断画像を生成する画像処理手段とを具備することを特徴とする。

（９）（８）に記載された画像処理装置であって、前記複数枚のオリジナル画像のうちの少なくとも２枚以上を使用して、空間的に対応する画素の中から最小輝度値を採用する最小値保持演算を実行することで、前記第１の超音波診断画像を生成することを特徴とする。

（１０）（８）に記載された画像処理装置であって、前記複数枚のオリジナル画像のうちの少なくとも２枚以上を使用して、空間的に対応する画素の平均輝度値を採用する平均値保持演算を実行することで、前記第１の超音波診断画像を生成することを特徴とする。

本発明によれば、微細な血管分岐レベルの診断情報を有効に抽出できる。

以下、図面を参照しながら本発明を実施するための最良の形態を説明する。

まず、図１〜図３を用いて本発明の第１の実施の形態を説明する。

図１は本発明の第１の実施の形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。

図１に示すように、この超音波診断装置は、超音波プローブ１２（超音波送受信手段）、入力装置１３、モニタ１４、送受信ユニット２１、Ｂモード処理ユニット２２（走査線情報生成手段）、ドプラ処理ユニット２３、画像生成回路２４（画像処理手段）、制御プロセッサ２６、画像メモリ２７（記憶手段）、内部記憶装置２８、インタフェース部２９を有している。

装置本体１１に内蔵される送受信ユニット２１等は、集積回路などのハードウェ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、個々の構成要素の機能について説明する。

超音波プローブ１２は、送受信ユニット２１からの駆動信号に基づいて超音波を発生し、被検体Ｐからの反射波を電気信号に変換する複数の圧電振動子、当該圧電振動子に設けられる整合層、当該圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材等を有している。

当該超音波プローブ１２から被検体Ｐに超音波が送信されると、当該送信超音波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１２に受信される。このエコー信号は、反射することになっ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、移動している血液や心臓壁等の表面で反射した場合、そのエコー信号はドプラ効果により移動体の超音波送信方向の速度成分に依存して周波数偏移を受ける。

入力装置１３は装置本体１１に接続されており、オペレータからの各種指示、条件、関心領域（ＲＯＩ）の設定指示、種々の画質条件設定指示等を装置本体１１に取り込むための各種スイッチ１３ａ、ボタン１３ｂ、トラックボール１３ｃ、マウス１３ｄ、キーボード１３ｅ等を有している。

モニタ１４は、画像生成回路２４（詳細は後述）からのビデオ信号に基づいて、生体内の形態学的情報や血流情報を画像として表示する。

送受信ユニット２１は、トリガ発生回路、遅延回路、及びパルサ回路等を有している。パルサ回路では、所定の周波数ｆｒ［Ｈｚ］（周期：１／ｆｒ［ｓ］）で、送信超音波を形成するためのレートパルスが繰り返し発生される。また、遅延回路では、チャンネル毎に超音波をビーム状に収束し、かつ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間が各レートパルスに与えられる。トリガ発生回路では、このレートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１２に駆動パルスが印加される。

なお、送受信ユニット２１は、制御プロセッサ２６の指示に従ってスキャンシーケンス（詳細は後述）を実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更する機能を有している。なお、送信駆動電圧の変更については、瞬時にその値を切り換えられる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換える機構によって実現される。

また、送受信ユニット２１は、アンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、加算器等を有している。アンプ回路では、超音波プローブ１２から取り込まれたエコー信号をチャンネル毎に増幅する。Ａ／Ｄ変換器では、増幅されたエコー信号に対して、受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与える。加算器では、遅延時間が与えられたエコー信号の加算処理が行われる。この加算により、エコー信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、前記受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的なビームが形成される。

Ｂモード処理ユニット２２は、送受信ユニット２１からエコー信号を受け取り、対数増幅、包絡線検波処理等を施して、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータを生成する。このデータは、画像生成回路２４に送信され、反射波の強度を輝度にして表現するＢモード画像としてモニタ１４に表示される。

ドプラ処理ユニット２３は、送受信ユニット２１から受け取ったエコー信号から速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流、組織、造影剤等のエコー成分を抽出し、平均速度、分散、パワー等の血流情報を多点について求める。得られた血流情報は画像生成回路２４に送られ、平均速度画像、分散画像、パワー画像、及びこれらの組み合せ画像としてモニタ１４にカラーで表示される。

画像生成回路２４は、超音波スキャンの走査線信号列を、テレビ等に代表される一般的なビデオフォーマットの走査線信号列に変換して診断画像を生成する。また、画像生成回路２４は、本発明による画像処理等、種々の演算を行うことが可能となっている。なお、当該画像生成回路２４に入る以前のデータは「生データ」と呼ばれることがある。

次に、画像生成回路２４の詳細を説明する。

図２は同実施の形態に係る画像生成回路２４の構成を示すブロック図である。

図２に示すように、この画像生成回路２４は、信号処理回路２４ａ（走査線処理手段）、スキャンコンバータ２４ｂ、画像処理回路２４ｃ（画像処理手段）、及び画像データバッファ２４ｄ（記憶手段）を有している。

信号処理回路２４ａは、超音波スキャンの走査線信号列のレベルで、画質を決定するようなフィルタリングを行う。信号処理回路２４ａの出力は、スキャンコンバータ２４ｂに送られると同時に、画像メモリ２７に保存される。このスキャンコンバータ２４ｂは、超音波スキャンの走査線信号列を、テレビ等に代表される一般的なビデオフォーマットの走査線信号列に変換する。

スキャンコンバータ２４ｂの出力は、第１の画像データとして一旦画像データバッファ２４ｄに保存される。このため、超音波スキャンを繰り返せば、画像データバッファ２４ｄには複数の第１の画像データが保存される。

なお、信号処理回路２４ａとスキャンコンバータ２４ｂは、第１の画像データを生成するための画像生成部２４ｆ（画像生成手段）を構成している。

画像処理回路２４ｃは、画像データバッファ２４ｄに保存された複数の第１の画像データを用いて診断画像を生成し、種々の設定パラメータの文字情報や目盛などと合成する。画像処理回路２４ｃの出力は、モニタ１４に出力されると同時に、画像メモリ２７に保存される。かくして、モニタ１４には、被検体組織形状を表す断層像が表示される。

本発明で重要なのは、スキャンコンバータ２４ｂの出力である第１の画像データを画像データバッファ２４ｄに一旦保存し、画像データバッファ２４ｄに複数の第１の画像データが貯まるのを待って、これらの第１の画像データを用いて診断画像を生成する点である。この機能の詳細は（スキャンシーケンス）にて説明する。

画像メモリ２７は、信号処理回路２４ａから受信した画像データを格納する記憶メモリからなる。この画像データは、例えば診断後にオペレータが呼び出すことが可能となっており、静止画的に、あるいは複数枚を使って動画的に再生することが可能である。なお、この画像メモリ２７と画像データバッファ２４ｄとの違いは、画像メモリ２７に保存された画像データはオペレータが呼び出すことができるが、画像データバッファ２４ｄに保存された画像データはオペレータが呼び出すことができない点である。

内部記憶装置２８は、スキャンシーケンス（詳細は後述）、画像生成、表示処理を実行する制御プログラム、診断情報（患者ＩＤ、医師の所見等）、診断プロトコル、及び送受信条件等を保管している。

また、内部記憶装置２８は、必要に応じて画像メモリ２７中の画像データの保管等にも使用される。内部記憶装置２８のデータは、インタフェース部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。

制御プロセッサ２６は、情報処理装置としての機能を持ち、本超音波診断装置の装置本体１１の動作を制御する制御手段である。

インタフェース部２９は、入力装置１３、ネットワーク、及び新たな外部記憶装置（図示しない）に関するインタフェースである。当該装置によって得られた超音波画像等のデータや解析結果等は、インタフェース部２９によりネットワークを介して他の装置に転送可能である。

（スキャンシーケンス）
次に、本超音波診断装置が実行する画像処理プロトコルを説明する。

図３は同実施の形態に係る画像処理を説明するための概念図である。

なお、本スキャンシーケンスは、造影剤を利用したコントラストエコーであって、低音圧送信を行うことにより、造影剤バブルをなるべく崩壊させずに診断画像を取得するものである。

図３に示すように、超音波スキャンを繰り返すことにより画像データバッファ２４ｄにｍ枚の第１の画像データＦ１、Ｆ２、…Ｆｍ（オリジナル画像）が保存されたら、これらの第１の画像データＦ１、Ｆ２、…Ｆｍを用いて最小値保持演算を行い、１枚目の第２の画像データＧ１（第１の超音波診断画像）を生成する。

なお、この最小値保持演算とは、第１の画像データＦ１、Ｆ２、…Ｆｍの空間的に対応する画素の輝度値を比較し、最小の輝度値を採用する画像処理の手法である。

最小値保持演算を用いれば、造影剤バブルのように第１の画像データＦ１、Ｆ２、…Ｆｍに共通して存在する輝度は保持されて第２の画像データＧ１に現れるが、ホワイトノイズ（不要な信号）のように時間・空間的にランダムに発生する輝度は、発生していないときの輝度値に引きずられて消失し、第２の画像データＧ１から除去される。

次に、新たに超音波スキャンを行うことにより画像データバッファ２４ｄにｍ枚の第１の画像データＦｍ＋１、Ｆｍ＋２、…Ｆ２ｍが保存されたら、これらの第１の画像データＦｍ＋１、Ｆｍ＋２、…Ｆ２ｍを用いて前記同様に最小値保持演算を行い、２枚目の第２の画像データＧ２を生成する。

そして、前記手続を繰り返すことにより次々と生成される第２の画像データＧ１、Ｇ２…は、その度に画像メモリ２７に保存されていく。

ところで、血流中の造影剤バブルには動きがあるため、第１の画像データＦ１、Ｆ２、…の生成レート（以下、「フレームレート」と称する。）が遅い場合には、最小値保持演算により第２の画像データＧ１、Ｇ２、…から輝度が消失してしまう恐れがある。そのため、本手法を実施する場合には、通常よりも早いフレームレートを利用することが望ましい。

たとえば、発明者の検討結果によると、通常２０［Ｈｚ］程度のフレームレートで観察できる乳癌等では、走査深度が４［ｃｍ］程度の場合、フレームレートを最大８０［Ｈｚ］程度まで上げることが可能である。

そこで、８０［Ｈｚ］のフレームレートで４枚の第１の画像データＦ１〜Ｆ４を生成し、これら第１の画像データＦ１〜Ｆ４を用いて第２の画像データＧ１を生成すれば、見かけのフレームレート（すなわち第２の画像データＧ１、Ｇ２、…のフレームレート）を２０［Ｈｚ］程度にすることができる。

しかしながら、この方法だと、ｎ枚の第２の画像データＧ１、Ｇ２、…Ｇｎを得るのに、ｍ×ｎ枚の第１の画像データＦ１、Ｆ２、…Ｆｍ×ｎが必要となり、実際のフレームレート（すなわち第１の画像データＦ１、Ｆ２、…のフレームレート）がかなり上昇してしまう。

実際のフレームレートを上昇させない処理としては、新たな超音波スキャンにより第１の画像データＦｍ＋１が得られた時点で、それ以前に得られたｍ枚の第１の画像データＦ２、Ｆ３、…Ｆｍ＋１を用いて第２の画像データＧ２を生成する方法がある。

この方法なら、ｎ枚の第２の画像データＧ１、Ｇ２、…Ｇｎを得るのには、ｍ＋ｎ−１枚の第１の画像データＦ１、Ｆ２、…Ｆｍ＋ｎ−１があれば足りるから、ｍの選び方によっては、第１の画像データＦ１、Ｆ２、…と略同じフレームレートで第２の画像データＧ１、Ｇ２、…を得ることができる。

また、別の処理としては、第１の画像データＦ１、Ｆ２、…Ｆｍの空間的に対応する画素を用いて平均値演算を行い、第２の画像データＧ１、Ｇ２、…を生成する方法もある。

なお、この平均値演算とは、第１の画像データＦ１、Ｆ２、…の空間的に対応する画素の輝度値を平均し、その平均の輝度値を採用する画像処理法である。この方法を用いても、時間・空間的にランダムに発生するホワイトノイズは、定在するバブルの信号輝度に比べてかなり低減されるから、不要なノイズの存在しない第２の画像データＧ１、Ｇ２、…を得ることができる。

前記手続を繰り返すことにより画像メモリ２７にｎ枚の第２の画像データＧ１、Ｇ２、…Ｇｎが保存されたら、これらの第２の画像データＧ１、Ｇ２、…Ｇｎを用いて最大値保持演算を行い、第３の画像データＨｎ（第２の超音波診断画像）を生成する。この第３の画像データＨｎは、生成されるたびに診断画像としてモニタ１４に表示され、診断の材料として使用される。

なお、この最大値保持演算とは、第２の画像データＧ１、Ｇ２、…Ｇｎの空間的に対応する画素の輝度値を比較し、最大の輝度値を採用する画像処理の手法である。

第３の画像データＨｎをモニタ１４に表示する場合、最初に１枚目の第２の画像データＧ１が生成された段階では、この第２の画像データＧ１を用いて最大値保持演算を行い、１枚目の第３の画像データＨ１を生成する。

なお、１枚目の第３の画像データＨ１と１枚目の第２の画像データＧ１が同じものであることは言うまでもない。そして、２枚目の第２の画像データＧ２が生成されたら、その時点で第２の画像データＧ１、Ｇ２を用いて最大値保持演算を行い、２枚目の第３の画像データＨ２を生成する。

すなわち、新しい第２の画像データＧｎが得られるたびに、それまでに得られた全ての第２の画像データＧ１、Ｇ２、…Ｇｎを用いて最大値保持演算を行うことで、第３の画像データＨｎを順次更新していく。これにより、モニタ１４には、被検体内の動きがリアルタイムで表示される。

なお、第１の画像データＦ１、Ｆ２、…と第２の画像データＧ１、Ｇ２、…は、生成されるたびに画像メモリ２７に保存される。そのため、オペレータがオリジナル画像を見たい場合には、入力装置１３のボタン１３ｂ等からの指示で、第１の画像データＦ１、Ｆ２、…や、第２の画像データＧ１、Ｇ２、…をモニタ１４に表示することも可能である。

前記構成の超音波診断装置によれば、超音波スキャンにより得られた複数枚の第１の画像データを画像データバッファ２４ｄに一旦保存し、この画像データバッファ２４ｄに保存されたｍ枚の第１の画像データを用いて最小値保持演算を行っている。

そのため、得られる複数枚の第２の画像データには、ホワイトノイズ等の不要な信号が存在しないから、これらの第２の画像データを用いて最大値保持演算を行っても、生成される第３の画像データに前述の不要な信号が現れることがない。これより、モニタ１４には極めて鮮明な診断画像が表示され、微細な血管分岐レベルの診断情報を有効に抽出することができる。

次に、図４と図５を用いて同実施の形態の変形例を説明する。

図４は同実施の形態の変形例に係る画像生成回路２４Ａの構成を示すブロック図、図５は、同変形例に係る画像処理を説明するための概念図である。

本変形例の超音波診断装置は、第１の実施の形態とほぼ同じシステム構成を有している。第１の実施の形態と異なる点は、図４に示すように、画像データバッファ２４ｄ（図２にのみ図示）の機能を画像メモリ２７に実行させる点である。

すなわち、図５に示すように、本実施の形態では、超音波スキャンにより得られた複数枚の第１の画像データＦ１、Ｆ２、…は、画像データバッファ２４ｄに保存されるのではなく、画像メモリ２７に保存される。そして、前記最小値演算は、この画像メモリ２７に保存されたｍ枚の第１の画像データＦ１、Ｆ２、…Ｆｍを呼び出して行われる。

前記変形例に係る超音波診断装置によれば、超音波スキャンにより生成された複数枚の第１の画像データを画像メモリ２７に保存し、この画像メモリ２７からｍ枚の第１の画像データを取り出して前記最小値保持演算を行っている。

そのため、生成される第２の画像データには、ホワイトノイズ等の不要な信号が存在しないから、これら第２の画像データを用いて最大値保持演算を行っても、生成される第３の画像データに前述のような不要な信号が現れることがない。これより、モニタ１４には、極めて鮮明な診断画像が表示され、微細な血管分岐レベルの診断情報を有効に抽出することができる。

次に、図６と図７を参照しながら本発明の第２の実施の形態を説明する。なお、ここでは第１の実施の形態と同様の構成、作用については、その説明を省略する。

図６は本発明の第２の実施の形態に係る画像生成回路２４Ｂの構成を示すブロック図である。

図６に示すように、本実施の形態に係る画像生成回路２４Ｂは、前記画像データバッファ２４ｄの代わりに、ラインバッファ２４ｅを備えている。このラインバッファ２４ｅは、信号処理回路２４ａから出力される、ビデオ信号に変換される前の画像データを一時的に保存するものである。

（スキャンシーケンス）
次に、本超音波診断装置が実行する画像処理プロトコルを説明する。

図７は同実施の形態に係る画像処理を説明するための概念図である。

図７に示すように、一方向に超音波を送受信することで得られた受信信号は、信号処理回路２４ａに送られ、一走査線の輝度値を示す第１の時系列信号Ｓ１（第１の走査線信号列）となる。そして、同一方向に超音波の送受信を繰り返すことで、前記走査線の輝度値を示す複数の第１の時系列信号Ｓ２、Ｓ３…を生成する。これらの第１の時系列信号Ｓ１、Ｓ２…は、ラインバッファ２４ｅに一時的に保存される。

ラインバッファ２４ｅにｍ個の第１の時系列信号Ｓ１、Ｓ２、…Ｓｍが保存されたら、これらの第１の時系列信号Ｓ１、Ｓ２、…Ｓｍを用いて、信号処理回路２４ａで最小値保持演算を行い、１個目の第２の時系列信号Ｔ１（第２の走査線信号列）を生成する。

このように最小値保持演算を用いれば、造影剤バブルからの信号のように第１の時系列信号Ｓ１、Ｓ２、…Ｓｍに共通して存在する輝度は保持されて第２の時系列信号Ｔ１に残るが、ホワイトノイズのように時間・空間的にランダムに発生する輝度は、発生していないときの輝度値に引きずられて、第２の時系列信号Ｔ１から除去される。

次に、前記一方向とは異なる方向に超音波の送受信を繰り返して、第１の時系列信号Ｓｍ＋１、Ｓｍ＋２…を生成する。そして、ラインバッファ２４ｅにｍ個の第１の時系列信号Ｓｍ＋１、Ｓｍ＋２、…Ｓ２ｍが保存されたら、これらの第１の時系列信号Ｓｍ＋１、Ｓｍ＋２、…Ｓ２ｍを用いて、信号処理回路２４ａで最小値保持演算を行い、２個目の第２の時系列信号Ｔ２を生成する。

そして、前記手続を繰り返すことにより、ｋ個の第２の時系列信号Ｔ１、Ｔ２、…Ｔｋが生成されたら、これらの第２の時系列信号Ｔ１、Ｔ２、…Ｔｋに基づいて、１枚目の第２の画像データＧ１を生成する。なお、生成された第２の画像データＧ１は、画像メモリ２７に保存される。

この一連の手続を繰り返し、画像メモリ２７にｎ枚の第２の画像データＧ１、Ｇ２、…Ｇｎが保存されたら、これらの第２の画像データＧ１、Ｇ２、…Ｇｎを用いて、画像処理回路２４ｃで最大値保持演算を行い、第３の画像データＨｎを生成する。この第３の画像データＨｎは、生成されるたびに診断画像としてモニタ１４に表示され、診断の材料として使用される。これにより、モニタ１４には、被検体内の動きがリアルタイム表示で得られる。

なお、第２の画像データＧ１、Ｇ２、…は、生成されるたびに画像メモリ２７に保存されているため、オペレータがオリジナル画像を見たい場合には、入力装置１３のボタン１３ｂ等からの指示により、第２の画像データＧ１、Ｇ２、…をモニタ１４に表示することも可能である。

前記第２の実施の形態に係る超音波診断装置によれば、超音波スキャンを行うときに、各々の方向に対して超音波を複数回送受信し、複数の第１の時系列信号を生成している。そして、これらの第１の時系列信号を用いて最小値保持演算を行い、第２の時系列信号を生成している。

そのため、このような手続を繰り返して得られる複数の第２の時系列信号には、ホワイトノイズ等の不要な信号が存在しないから、これら第２の時系列信号をビデオ信号に変換した後で最大値保持演算を行っても、生成される第３の画像データには前述の不要な信号が現れることがない。これより、モニタ１４には極めて鮮明な診断画像が表示され、微細な血管分岐レベルの診断情報を有効に抽出できる。

すなわち、本実施の形態のように、ビデオ信号に変換される前の第１の時系列信号の段階で最小値保持演算を行うことで、ホワイトノイズ等の不要な信号を除去するようにしてもよい。

以上、第１、第２の実施の形態では、超音波診断装置について説明してきたが、本発明は超音波診断装置に限定されるものではなく、最大値保持演算を行う画像処理手法であれば、どんなものにも適用することができる。

なお、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く、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化できる。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か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い。

本発明の第１の実施の形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図。 同実施の形態に係る画像生成回路の構成を示すブロック図。 同実施の形態に係る画像処理を説明するための概念図。 同実施の形態の変形例に係る画像生成回路の構成を示すブロック図。 同変形例に係る画像処理を説明するための概念図。 本発明の第２の実施の形態に係る画像生成回路の構成を示すブロック図。 同実施の形態に係る画像処理を説明するための概念図。 従来の最大値保持演算を説明するための概念図。

符号の説明

１２…超音波プローブ（超音波送受信手段）、２２…Ｂモード処理ユニット（走査線情報生成手段）、２４ａ…信号処理回路（走査線処理手段）、２４ｃ…画像処理回路（画像処理手段）、２４ｄ…画像データバッファ（記憶手段）、２４ｆ…画像生成部（画像生成手段）、２７…画像メモリ、Ｐ…被検体、Ｆ…第１の画像データ（オリジナル画像）、Ｇ…第２の画像データ（第１の超音波診断画像）、Ｈ…第３の画像データ（第２の超音波診断画像）、Ｓ…第１の時系列信号（第１の走査線信号列）、Ｔ…第２の時系列信号（第２の走査線信号列）。

Claims (10)

1. 造影剤バブルが投与された被検体の所定部位を超音波で走査して超音波診断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超音波を送信し、当該超音波からのエコー信号を受信する超音波送受信手段と、
   前記超音波送受信手段が受信したエコー信号に基づいて複数枚のオリジナル画像を生成する画像生成手段と、
   前記画像生成手段により生成された複数枚のオリジナル画像からノイズ低減された複数枚の第１の超音波診断画像を生成するとともに、前記複数枚の第１の超音波診断画像から最大値保持演算により第２の超音波診断画像を生成する画像処理手段と、
   を具備することを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記複数枚のオリジナル画像のうちの少なくとも２枚以上を使用して、空間的に対応する画素の中から最小輝度値を採用する最小値保持演算を実行することで、前記第１の超音波診断画像を生成することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
3. 前記複数枚のオリジナル画像のうちの少なくとも２枚以上を使用して、空間的に対応する画素の平均輝度値を採用する平均値保持演算を実行することで、前記第１の超音波診断画像を生成することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
4. 造影剤バブルが投与された被検体の所定部位を超音波で走査して超音波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超音波を送信し、当該超音波からのエコー信号を受信する超音波送受信手段と、
   前記超音波送受信手段が受信したエコー信号に基づいて、複数フレーム分の第１の走査線信号列を生成する走査線情報生成手段と、
   前記走査線情報生成手段により生成された複数フレーム分の第１の走査線信号列であって、前記超音波の送信方向が等しい複数の第１の走査線信号列から、前記送信方向ごとにノイズ低減された複数の第２の走査線信号列を生成する走査線処理手段と、
   前記走査線処理手段により生成された複数の第２の走査線信号列のうち、同一フレームを構成する第２の走査線信号列を組み合せて、フレームごとに第１の超音波診断画像を生成するとともに、前記フレームごとに生成された複数枚の第１の超音波診断画像から最大値保持演算により第２の超音波診断画像を生成する画像処理手段と、
   を具備することを特徴とする超音波診断装置。
5. 前記超音波の送信方向が等しい複数の第１の走査線信号列のうちの少なくとも２本以上を使用して、時間的もしくは空間的に対応する振幅値の最小値を採用する最小値保持演算を実行することで、前記第２の走査線信号列を生成することを特徴とする請求項４記載の超音波診断装置。
6. 前記超音波送信方向が等しい複数の第１の走査線信号列のうちの少なくとも２本以上を使用して、時間的もしくは空間的に対応する振幅値の平均値を採用する平均値保持演算を実行することで、前記第２の走査線信号列を生成することを特徴とする請求項４記載超音波診断装置。
7. 前記第１の超音波診断画像と前記第２の超音波診断画像とを同時に表示する表示手段をさらに具備することを特徴とする請求項１〜６記載の超音波診断装置。
8. 被検体の所定部位を超音波で走査して得られた複数枚のオリジナル画像を記憶する記憶手段と、
   前記複数枚のオリジナル画像からノイズ低減された複数枚の第１の超音波診断画像を生成するとともに、前記複数枚の第１の超音波診断画像から最大値保持演算により第２の超音波診断画像を生成する画像処理手段と、
   を具備することを特徴とする画像処理装置。
9. 前記複数枚のオリジナル画像のうちの少なくとも２枚以上を使用して、空間的に対応する画素の中から最小輝度値を採用する最小値保持演算を実行することで、前記第１の超音波診断画像を生成することを特徴とする請求項８記載の画像処理装置。
10. 前記複数枚のオリジナル画像のうちの少なくとも２枚以上を使用して、空間的に対応する画素の平均輝度値を採用する平均値保持演算を実行することで、前記第１の超音波診断画像を生成することを特徴とする請求項８記載の画像処理装置。

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