WO2013150917A1

WO2013150917A1 - 超音波診断装置及び超音波画像の超解像生成方法

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Publication number: WO2013150917A1
Application number: PCT/JP2013/058732
Authority: WO
Inventors: 馬場　博隆
Original assignee: 日立アロカメディカル株式会社
Priority date: 2012-04-02
Filing date: 2013-03-26
Publication date: 2013-10-10

Abstract

　本発明の超音波診断装置は、被検体に超音波ビームを送信し、被検体からの受信ビーム信号を受信する超音波探触子と、前記超音波ビームを送信するために前記超音波探触子を駆動すると共に、前記受信ビーム信号に信号処理をする送受信部と、前記信号処理された受信ビーム信号を超音波画像に変換する走査変換部と、所定の時相の前記信号処理された受信ビーム信号のフレームデータと該所定の時相のフレームデータより前の時相に得たフレームデータを各領域の重なり領域を累積加算して累積加算フレームデータを生成し、生成した累積加算フレームデータを用いて空間分解能を向上した超解像を生成する超解像生成部と、前記生成された超解像を表示する表示部と、を備える。

Description

超音波診断装置及び超音波画像の超解像生成方法

　本発明は、超音波診断装置及び超音波画像の超解像の生成方法に関する。

　超音波画像は、病変を的確にとらえられるようにするため、高い時間分解能と空間分解能が要求される。従来は、超音波探触子で走査する送受信ビームの方位の送りピッチを細かくしてフレームの走査線密度を上げることにより、空間分解能を高めることが知られている。

　また逆に、フレームの走査線密度を下げて超音波画像の構成時間を短くして時間分解能を向上させることが知られている。フレームの走査線密度を下げた場合、ビーム走査しなかった計測部位の空間分解能を補うために、時間的に隣接する一対のフレームの受信ビーム信号により補間して、その間の受信ビーム信号を生成して画像化することも知られている。しかし、これらの従来技術では、走査線密度を上げるとフレーム取得時間が増大するため時間分解能が低下する。逆に、走査線密度を下げて受信ビーム信号を補間する方法は、走査変換及びビームの点広がり関数による画像ボケを除去することができない。

　そこで、特許文献1には、超解像といわれる技術によって超音波画像の時間分解能及び空間分解能を向上させ、精細な超音波画像を描出する技術が提案されている。これによれば、連続して作成される超音波画像のフレーム間の位置ずれ(変位)量を用いて、高分解能の推定超音波画像に対して位置ずれ作用を施す処理を繰り返し行い、複数フレームの超音波画像から一枚の高分解能の超音波画像を生成することが提案されている。

国際公開第2012/008217号

　しかし、特許文献1では、一対の超音波画像のフレーム間の生体組織の位置ずれを、超音波画像の全領域に基づいて算出しているため、超解像を演算するまでの処理時間を要してしまうおそれがある。

　本発明の目的は、超音波画像を用いた超解像処理の時間を短縮可能な超音波診断装置及び超音波画像の超解像生成方法を提供することにある。

　上記の課題を解決するため、本発明の超音波診断装置は、被検体に超音波ビームを送信し、被検体からの受信ビーム信号を受信する超音波探触子と、前記超音波ビームを送信するために前記超音波探触子を駆動すると共に、前記受信ビーム信号に信号処理をする送受信部と、前記信号処理された受信ビーム信号を超音波画像に変換する走査変換部と、所定の時相の前記信号処理された受信ビーム信号のフレームデータと該所定の時相のフレームデータより前の時相に得たフレームデータを各領域の重なり領域を累積加算して累積加算フレームデータを生成し、生成した累積加算フレームデータを用いて空間分解能を向上した超解像を生成する超解像生成部と、前記生成された超解像を表示する表示部と、を備える。

　本発明によれば、超音波画像を用いた超解像処理の時間を短縮できる。

本発明の超音波画像の超解像生成方法を直接実施する実施形態1の超音波診断装置のブロック構成図実施例1の超解像生成方法を直接実施する超解像生成部の詳細ブロック構成図本発明の特徴である超解像生成部の実施例1の処理手順を示すフローチャート実施例1の超解像生成方法の処理動作を説明する図実施例1の超解像生成方法の処理動作を説明する図実施例1の超解像生成方法の効果の一例を説明する図実施例1の超解像生成方法の効果の一例を説明する図実施例1の超解像生成方法の効果の一例を説明する図本発明の超解像生成方法を直接実施する超解像生成部の実施例2の詳細ブロック構成図本発明の超解像生成方法を直接実施する超解像生成部の実施例3の詳細ブロック構成図

　以下、本発明の超音波画像の超解像生成方法を適用した超音波診断装置の実施形態に基づいて説明する。

　(実施形態1)
　図1に、本発明の超音波診断装置の一実施形態のブロック構成図を示す。図において、ビーム走査指示部1は、超音波画像を取得するにあたり、超音波の送受信ビームの走査開始と、ビーム方向とを指示するようになっている。そして、1フレームの超音波画像を構成するのに十分なビーム数を走査し終えたときに、送受信ビームの走査終了を指示する動作を繰り返す。このようなビーム走査指示を、送受信部2と走査変換部4と超解像生成部500に与えるようになっている。

　なお、本実施形態は、フレームレートを低下させることなく超解像の超音波画像を再構成する例として説明する。しかし、本発明はこれに限らず、図2に示すように、走査変換部4で変換されたRF信号の受信ビーム信号を配置したフレームデータをフレームデータ記憶媒体7に格納しておき、任意の時間に読み出して超解像生成部500に入力して、超解像処理を行うことができる。この場合は、超解像生成部500にビーム走査指示部1からビーム走査指示が与えられないから、ビーム走査指示に含まれる信号をフレームデータに含ませておくことが必要である。

　送受信部2は、超音波探触子3から指示されたビーム方向の送信ビームを形成して被検体の生体組織に送信し、生体組織からの反射エコー信号を超音波探触子3で受信して変換したRF信号を受信処理し、整相加算して受信ビーム信号を形成するようになっている。

　具体的には、周知のように、送受信部2は、超音波の送波回路、送波遅延回路、受波回路、受波遅延加算回路等を備えて構成されている。走査変換部4は、送受信部2から入力される受信ビーム信号を、座標空間に設定される受信ビーム方向と同じ方向に配置(直交2次元座標)してフレームデータを生成する。また、走査方向に隣り合う受信ビーム信号を用いてそれらの間の受信ビーム信号を補間生成し、走査方向の信号密度を高くしたフレームデータを生成する。この直交2次元座標は、超音波探触子3を基準に設定されている座標系であり、横軸が受信ビームラインの走査間隔(ピッチ)に対応し、縦軸が被検体の深度に対応する座標系である。

　したがって、受信ビーム信号からなるフレームデータは、超音波画像の画素に対応する画素及び画素値(RF信号強度)を含むデータである。走査変換部4からは、超音波探触子3の送受信ビームの走査に合わせてRF信号の受信ビーム信号が、超解像生成部500に出力される。また、走査変換部4からは、1フレームの走査の開始及び終了を示すフレーム情報が、超解像生成部500に出力される。超解像生成部500は、本発明の特徴部であり、入力される連続した複数のフレームデータに基づいて、高分解能のフレームデータを生成する。そして、高分解能の直交2次元座標のフレームデータを、極座標系に変換して扇形の超音波画像を生成して表示部6に出力するようになっている。

　このように構成される本実施形態1によれば、操作者が超音波探触子3を被検体の体表に当接して超音波走査開始を指示すると、ビーム走査指示部1から走査開始の信号が送受信部2と走査変換部4と超解像生成部500に与えられ、各部の処理動作が開始される。

　すなわち、送受信部2はビーム走査指示部1から与えられるビーム方向に送受信ビームを形成するように、超音波探触子3を駆動する。そして、送受信部2は、生体組織から反射して超音波探触子3により受信及び変換されたRF信号を受信処理し、さらに整相加算して受信ビーム信号を生成して走査変換部4に与える。走査変換部4は、ビーム走査指示部1から与えられるビーム方向に合わせて受信ビーム信号を直交座標空間に配置したフレームデータを生成する。走査変換部4で生成されたフレームデータは、ビーム走査指示部1から出力される走査開始と終了の信号とともに、超解像生成部500に出力される。

　(超解像生成部500の実施例1)
　以下、超解像生成部500の実施例1を詳細に説明する。図2に、超解像生成部500の実施例1の詳細なブロック構成図を示し、図3に本実施例1の超解像生成方法の処理手順を示す。

　図2に示すように、走査変換部4から連続して出力される受信ビーム信号からなるフレームデータは包洛線検波部501に入力されて、RF信号の受信ビーム信号を検波して包洛線信号が出力される。包洛線検波部501から出力され包洛線信号は、フレームデータバッファA502aと変位算出部503にそれぞれ入力される。フレームデータバッファA502aは、走査変換部4から連続して出力される受信ビームデータの包洛線信号から構成されるフレームデータを入力して一旦蓄積するためのものである。

　また、フレームデータバッファA502aに繋げてフレームデータバッファB502bが備えられている。これらの2つのフレームデータバッファA502a、B502bは、FIFO式のメモリで形成されている。したがって、走査変換部4から先に入力されたフレームデータはフレームデータバッファA502aに蓄積され、次のフレームデータが入力されると、フレームデータバッファA502aの内容はフレームデータバッファB502bに上書される。

　したがって、定常時は、最新のフレームデータがフレームデータバッファA502aに蓄積され、直前のフレームデータがフレームデータバッファB502bに蓄積される(S1)。つまり、一対のフレームデータバッファA502a、B502bには、超音波診断装置で取得された受信ビーム信号から構成される時系列のフレームデータが順次蓄積されるようになっている。

　変位算出部503は、受信ビーム信号の包洛線信号が入力されると起動する。ここで、変位算出部503の起動直後には、フレームデータバッファB502bには、フレームデータが蓄積されていないから、ステップS15に進んで後述の処理を施す(S2)。一方、フレームデータバッファA502a，B502bに最新のフレームデータと直前のフレームデータが揃ったときは、変位算出部503は最新のフレームデータの画素に対応する直前のフレームデータの画素を探索する(S3)。この画素の探索は、周知のように、被検体の生体組織の特徴を表す画素値に基づいて、同一の画素か否かを判断して行う。

　つまり、変位算出部503は、一対のフレームフレームデータバッファA502a，B502bに蓄積された最新のフレームデータの画素に対応する直前のフレームデータの画素を探索して、直前のフレームデータの画素に対する最新のフレームデータの画素の変位を算出するようになっている。

　本実施例では、最新フレームデータの包絡線信号と、直前のフレームデータの包絡線信号の相互相関に基づいて、画素の移動先を探索するようにしている。なお、これに限らず、最新のフレームデータの着目画素を中心とする複数画素からなる探索画素群を設定し、その探索画素群を直前のフレームデータに対して移動し、探索画素群とのマッチングが強い位置を画素の移動先として探索するブロックマッチング法を適用することができる。

　ここで、対応する画素を探索できなかった場合は、直前のフレームデータと最新のフレームデータの画像領域が重なっていないと判断し、最新のフレームデータの画素をインクリメントしてステップS3に戻る(S16)。画素を探索できた場合は、探索された画像に対する最新のフレームデータの画素の2次元変位を算出する(S5)。

　すなわち、ステップS3～S5の処理は、超音波探触子3の移動操作又は被検体の体動によって、超音波探触子3の視野領域内の生体組織が変位する。この変位した生体組織の超音波画像を構成してそのまま表示すると、動画の解像度が悪くなる。そこで、本実施形態では、ステップS3～S5の処理において、生体組織の変位を画素位置ごとに算出してフレームデータを補正している。つまり、連続する異なるフレームデータの視野領域が必ずしも一致しないことから、最新と直前の2つのフレームデータの視野領域が重なる領域における対応する画素を探索して、その画素の変位を算出する(S3，S5)。

　そして、直前フレームデータ座標変更部504は、変位算出部503で算出した変位に従って、フレームデータバッファB502bから直前のフレームデータを読み出して、対応する画素の座標を最新のフレームデータの座標に書き換えて、内部に備えられたバッファに格納する(S6)。

　フレームデータ加算部506は、フレームデータ座標変更部504により書き換えられた直前のフレームデータと、フレームデータバッファA502aに蓄積されている最新のフレームデータの対応する座標の画素値を加算して、最新のフレームデータと同一の座標の加算フレームデータの画素に書き込む(S7)。

　ここで、画素値とは受信ビームデータである。次いで、加算した各画素に対応する蓄積カウンタマップ508の画素エリアの蓄積カウント値Nに「1」を加算して書き換える(S8)。

　この蓄積カウンタマップ508は、最新のフレームデータの座標、すなわち超音波探触子3の視野領域と同一の座標になっている。次いで、最新のフレームデータの全ての画素について、ステップS3～S8の処理を終了したか否か判断し(S9)、全ての画素について終了するまでステップS3～S8の処理を繰り返す(S16)。

　フレームデータ加算部506で生成された加算フレームデータは、加算フレームデータメモリ507に蓄積される(S10)。

　したがって、加算フレームデータメモリ507には、ステップS1～S9により過去に処理された複数の加算RF信号フレームデータが格納されることになる。画素平均処理部509は、加算フレームデータメモリ507に格納されている最新の加算フレームデータ及び過去の連続する設定枚数(例えば、3～10枚)の加算フレームデータを読み出して、画素単位で加算して累積加算フレームデータを生成する(S11)。さらに、画素平均処理部509は、累積加算フレームデータの画素ごとに蓄積カウント値Nで割って平均フレームデータを生成する(S12)。次いで、表示画像走査変換部510は、画素平均処理部509で生成された平均フレームデータを直交座標から極座標に変換し、扇形の超音波画像を生成して表示画像として表示部6に出力する(S13)。

　このとき、表示画像走査変換部510は、平均フレームデータを扇形の超音波画像に変換する際に、受信ビームラインの包洛線信号の相互間でデータを補間して、扇形の超音波画像に変換する。なお、変位算出部503に入力されるフレームデータが最初である場合は、ステップS2、S15を介してステップS10～S13の処理を受けるが、実質的には入力されたフレームデータを、そのまま受信ビームラインの包洛線信号の相互間でデータを補間して、扇形の超音波画像に変換して表示画像として表示部6に出力される。

　以上述べたように、本実施例の特徴部は、図2の変位算出部503、フレームデータ座標変更部504及びフレームデータ加算部506であり、その処理動作は図3のステップS3～S10に対応する。すなわち、最新と直前の超音波画像の変位算出を、最新と直前の受信ビーム信号からなるフレームデータの画素の変位算出に変えたことから、従来技術のような冗長な演算を回避でき、短時間で画像間の変位を求めることができる。このことについて、図4及び図5を参照して、具体例を説明する。

　一般に、超音波探触子3の超音波の送受信ビームの進行方向である被検体の深度方向に沿った受信ビームライン上のデータ数は、超音波画像の表示画素の間隔に比べて十分に密に設定できる。これに対して、セクタ型やコンベックス型に限らず、リニヤ型の超音波探触子にあっても、送受信ビームの進行方向に直交する方位方向に並ぶ受信ビームラインの間隔は、表示画素の間隔に比べて広いため、直交座標のフレームデータから極座標の扇形の超音波画像に変換する走査変換においては、方位方向に隣り合う受信ビームデータの平均値を補間して、画素のデータ量を増やしている。そのため、走査変換後の画像から変位を求める処理では、補間したデータ量が大幅に増え、しかも冗長なデータであることから、変位の算出処理に無駄が多くなる。

　そこで、本実施例では、図4に示すように、最新のフレームデータiの1つの画素Qに対応する直前のフレームデータi－1の画素Rを探索し、画素Rと画素Qの座標差から画素Rの変位xiを求める。

　次に、直前のフレームデータi－1の画素Rの座標を画素Qの座標に書き換える。そして、フレームデータi－1の画素Rの画素値Si－1を、最新のフレームデータiの画素Qの画素値Siに加算し、フレームデータiを扇形(セクタ状)の表示画像の極座標に変換した座標の画素Ｐに加算画素値{(Si－1)＋Si}を書き込む。これにより、少ない演算処理で、最新のフレームデータに対応する超解像の超音波画像を生成することができる。このようにして、冗長な演算を回避でき、短時間で変位を求めることができる。

　なお、上記の説明では、最新のフレームデータiの1つの画素Qを基準に変位を算出したが、これに代えて、極座標―直交座標の変換式により、表示画像の画素Ｐを基準にして、最新のフレームデータiの画素Qの座標を算出して、同様の処理を実施してもよい。また、変位を求める方法は、公知の方法を適用することができ、要はビーム間隔よりも細かな変位を算出できれば、いずれの方法でもよい。また、例えば、ブロックマッチング法とサブピクセル変位算出方法を組み合わせたもの、勾配法、画像特徴の対応する箇所を検出する方法などがある。

　ところで、実施例1では、最新のフレームデータの画素位置に過去のフレームデータの画素位置を合わせるようにしているから、違和感のない時系列の超解像の超音波画像を生成することができる。このことを、図5を参照して説明する。同図は、微動する走査範囲(視野範囲)の時系列画像のうち、連続する3枚の時系列画像を表したものであり、いずれの画像も走査変換後のものである。

　図5(a)には最新の画像iから2つ前の画像i－2までを示した。点線で示したのは生体組織像を示したものであり、走査範囲を実線で表し、直後の画像を基準とした走査範囲の移動を矢印で示した。

　図5(b)は、最新画像の位置に過去の時系列画像を重ねたもので、それぞれ画像の重なりが変わっていることを表した。

　図5(c)は走査範囲の重なった領域で加算した場合、何枚の画像が加算されたのかを示す蓄積カウント値Nである。高精細画像は、最新画像に位置を合わせて画素ごとに加算した結果を蓄積カウント値Nで除して得る。

　ここで、実施例1の超音波画像の超解像生成方法について、演算式に従って説明する。
　一般に、2次元超音波画像(3次元超音波画像でも同様)を生成する場合、被検体の体表に超音波探触子を当接し、被検体の着目部位が超音波画像の視野内に入るように超音波探触子を操作する。そして、被検体内に超音波ビームを送信し、生体組織中にある点散乱体と、ビームの点広がり関数との畳み込みによって得られる受信ビームデータを走査変換して、超音波画像を得ている。このとき、表示像を形成する式は次式(1)となる。

　　　Yi＝DHFiX＋Vi　　　　　　　　　　(1)
　　　　Yi:i番目に得られた時系列超音波画像
　　　　D :受信ビームデータを扇形の表示画像に配置する公知の走査変換式
　　　　H :超音波ビームの公知の点広がり関数を行列で表したもの
　　　　Fi:i番目の超音波画像の超音波探触子と生体組織との相対的な位置の変位
　　　　X :理想の生体組織像で、直接観測できない
　　　　Vi:表示像に現れる電気音響ノイズであり、ノイズの分散をσ、平均を0とする
　　　　　正規分布を持つものとする。

　次に、式(1)の変位Fiを過去の画像から最新の画像への変位として求める式は、整理すると次式(2)となる。

　式(1)と異なるのは、右辺分子の変位Fiは転置せず、右辺分母の行列積の順序が異なっている。右辺分母は各表示画素に位置補正した画像が重なった枚数であり式(1)と同じ結果となる。

　従来の有限インパルス応答のパーシステンス処理との違いは、位置補正が入っていることである。処理手順は、時系列画像の最新のものをY1として得た時、変位Fは未定であるので、式(2)の分子はY1、分母は全表示画素において1となる。

　次の最新画像Y2を得た時、Y1からY2への変位をF1とすると、式(2)の分子はF1Y1＋Y2となり、分母はF1Y1とY2が重なった表示画素位置が値「2」となり、重ならない部位が値「1」となる。さらに、次の最新画像Y3を得た時、Y1からY3への変位補正をF1とし、Y2からY3への変位をF2とし、分子はF1Y1＋F2Y2＋Y3となり、分母はF1Y1とF2Y2とY3が重なった表示画素位置が値「3」となりF2Y2とY3が重なった表示画素位置が値「2」となり、重ならない部位が値「1」となる。このように動作させることでフレームレートを維持しつつ精細な超音波画像を算出すことができる。

　式(2)を実現するには、フレームバッファをk枚分用意する必要があるため、安価な装置ではより簡易な実装が好ましい。このためには、式(2)が有限インパルス応答のパーシステンス処理と似ていることを利用し、無限インパルス応答の式とすればよく、整理すると次式(3)となる。

　式(2)と異なるのは、直前のHXと最新の時系列画像Ynから最新のHXを求める漸化式になっていることである。処理手順について説明すると、時系列画像の最新のものをY1として得た時、HX1はY1となる。次の最新画像Y2を得た時、Y1からY2への変位をF1とすると、式(3)の分子はY2＋F1HX1となり、分母はF1HX1とY2が重なった表示画素位置が値「2」となり、重ならない部位が値「1」となる。さらに次の最新画像Y3を得た時、HX2からY3への変位をF2とすると、式(3)の分子はY3＋F2HX2となり、分母はF2HX2とY3が重なった表示画素位置が値「2」となり、重ならない部位が値「1」となる。このように動作させることでフレームレートを維持しつつ精細な超音波画像を算出でき、少ないフレームバッファで装置を構成できる。

　さらに、一般に知られている超解像技術を用いて理想像Xを、RF受信ビーム信号でとらえて走査変換した像HXを、式(1)のYi＝DHFiX＋Viから解くと次式を得る。

　ここで、FTは、変位Fの逆方向に像を動かす行列である。右辺の分子は探触子変位による画角の移動を戻したのちに同一の表示画素位置に配置される画素値の合計である。右辺の分母は同一の表示画素位置に配置される回数である。よって、左辺は同一の画素位置に配置される画素値の平均となることを表している。具体的には、従来装置で得たビームデータを表示位置に配置した画像の変位を求め、画像位置を変位の分だけ戻し、位置を戻した画像を表示画素に設定し、設定した画素値を平均する。このように演算することで従来よりも空間分解能の高い表示像を得られる。

　次に、実施例1の効果について図6を参照して説明する。図6は、理想像XをRF受信ビーム信号でとらえて走査変換した像を黒塗りの横長楕円で示す。図の上部にある点線長方形は超音波探触子3を表し、超音波探触子3の右にある白抜き矢印は超音波探触子3が横に微動している様子を表している。走査変換後の超音波画像であるから、本来は図6(b)のようにビームを示さずに表示すべきものである。

　しかし、生体組織像とビームの関係を示すために図6(a)では、走査変換後の超音波画像にあえてビームラインを点線で重畳して示している。したがって、図6(a)、(b)は同じものである。図6(a)において、超音波探触子3から下方に延びる点線の直線は、ビームラインの位置を表し、不定形と円の点線は、生体組織のインピーダンス境界を表している。この状態は、式(4)の像HXである。これによれば、従来の超解像よりも、ビーム間隔が狭まり、黒塗り楕円で示した横長楕円の長径が短くなり、ノイズを消失することができる。ノイズが消失することは、式(4)の変位Fがない場合に、従来技術のフレーム間平均演算、いわゆるパーシステンス処理と同じであることからもわかる。ビーム間隔が狭まったのは、横に微動する超音波探触子3では走査するごとにビームラインの位置が変わり、ビームラインの位置に合わせて表示画像を構成したためであり、式(4)の変位Fによってこの効果が得られる。また、横長楕円の長径が短くなったのと、ノイズが消失したのは画素ごとに平均したためである。このように、小さな円で示した腫瘍を超音波ビームが通過するので腫瘍像が得られ、大きな円で示した組織は円形らしいことが判別でき、表面組織の境界は接触しているのか分離しているのかまでは明らかでないものの、形状を把握しやすくなっている。

　さらに、実施例1の超解像生成方法の効果について、図7、図8を参照して説明する。
　超音波画像で観測する被検体は、生体組織が弾性体であり不定形に変形することがしばしばある。例えば、超音波探触子3を当接することによって超音波探触子3の下の生体組織が圧迫されて変形したり、被検体の呼吸や拍動によって微小に変形したりする。このような場合でも正しく変位を求めるためには、画像のあらゆる箇所で生体組織の変位を求め、その変位に従って超音波画像を変形させてから上式(4)を用いる。

　図7は組織変形の補正を表したもので、図6と同様に超音波探触子3と生体組織像を点線で表している。そして、実線で示した格子の交点で変位を求め、生体組織の変形を求めることを示している。

　図の上部にある点線で表した長方形は超音波探触子3であり、超音波探触子3の下部にある不定形の点線は体表の生体組織、小さな点線円が腫瘍で、大きな点線円が臓器である。

　図7(a)は超音波探触子3を被検体に軽く接触させた場合を示しており、臓器を含む組織の変形がない状態を表している。図7(b)は超音波探触子3が被検体側に微動した場合を示しており、超音波探触子3の直下の皮膚表面と大きな楕円で示す臓器が変形している様子を表している。このとき上式(4)において、生体組織変形を考慮して変位Fによる補正を行うには図7(a)の格子の交点と対応する図7(b)の格子交点に合うように変形させることで可能である。図7(a)の格子間隔をさらに狭めてすべての画素で変位を算出すれば格子の変形は不要となり、対応する図7(b)の画素へ画素位置を移動すれば生体組織変形に対応した変位の補正が可能となる。

　ここで、変位を求める際に、変位させた画像の座標から次々と変位を求めると誤差が蓄積してしまうといった問題が起きる。図8は、変位誤差蓄積の排除方法を説明する図である。図8に示すように、時系列のRF信号フレームデータを左から右に順に第1～第3フレームとし、時間的に隣接するフレーム間で変位を求めることを矢印で示し、フレームの変位を表す格子の変形を実線で示した。図8(a)は、第1フレームを基準として、変形した格子交点から次々と変位を求める様子を表しており、第1フレームから第2フレームへの変位に基づいて変形した格子が、第3フレームではさらに変形していくことを示す。

　このように変形を累積させて変位を求めていくと誤差が蓄積していくという問題が起きる。そこで、実施例では、直前のフレームデータを基準として時間的に隣接する最新のフレームデータの各画素の変位を算出するようにしている。

　つまり、図8(b)に示すように、時間的に隣接する2つのフレーム間で変位を算出する際には毎回、基準となる位置を初期の格子位置から求める方法によって誤差の蓄積を排除するようにしている。図8(b)に示すように、第1フレームにあった規則正しい格子上の位置から時間的に隣接したフレーム間で変位を算出したのち、時間的に隣接する第2フレーム上から第3フレームへの変位を算出する際には、入力された元々のフレームデータに戻って、規則正しい格子位置から変位を求めるようにしている。このように変位を算出しても最新フレームから直前フレームに対して変位を求めれば、表示位置から正確に該当する受信ビームデータの位置を算出でき、変位誤差の蓄積も起きない。

　以上説明したように、本実施例1によれば、超音波探触子3を被検体の体表に押し当てて移動操作しながら超音波画像を取得する際に、生体組織の画像上の位置が移動して、あるいは超音波探触子3の押し当て力が変化して生体組織の画像上の位置が変動しても、その変位を補正した超音波画像を構成できるから、解像度の低下を改善することができる。

　しかも、超音波画像の視野の変位をRF信号からなる受信ビーム信号で構成されるフレームデータに基づいて算出しているから、従来の表示画像の超音波画像基づいて算出する場合に比べて、変位算出に係る計算時間を短縮できる。

　本実施例1では、超音波診断装置で撮像される超音波画像をフレームレートを低下させることなく超解像処理することを例に説明した。しかし、本発明はこれに限らず、超音波診断装置により取得して記憶媒体に格納された受信ビーム信号からなるフレームデータを順次読み出して超解像処理することができる。これによれば、撮像後の任意の時期に、生体組織の関心部位の受信ビーム信号からなるフレームデータを再生して、超解像の超音波動画を何度も観察することができるから、使い勝手がよい。

　また、本実施例1を、生体組織のインピーダンス境界像、いわゆるBモード像を用いて説明したが、生体組織内を超音波が伝播するのに伴い発生する高調波や低調波を可視化するハーモニック像、血流を可視化するカラードプラ像、組織変位を可視化する組織ドプラ像、組織歪を可視化するエラスト像に対しても、同様に適用することができる。

　以上説明したように、本発明の超音波画像の超解像生成方法は、超音波診断装置で取得された受信ビーム信号から構成される被検体の超音波画像に対応するフレームデータを順次入力する第1ステップ(S1)と、最新のフレームデータの画素に対応する直前のフレームデータの画素を探索する第2ステップ(S3)と、探索した画素に対する前記最新のフレームデータの画素の変位を算出する第3ステップ(S5)と、算出した変位に従って前記直前のフレームデータの画素の座標を前記最新のフレームデータの画素の座標に書き換える第4ステップ(S6)と、前記最新のフレームデータと前記直前のフレームデータの同一座標の画素の画素値を加算した加算画素値を生成して、前記最新のフレームデータの座標に対応させて作成される加算フレームデータの画素に書き込む第5ステップ(S7)と、前記加算画素値を生成した画素に対応する蓄積カウンタマップのカウント値に「1」を加算して書き換える第6ステップ(S8)と、前記最新のフレームデータの全ての画素に対応する前記直前のフレームデータの画素の探索が終了するまで前記第2ステップから第6ステップまでを繰り返す第7ステップ(S9)とを含み、前記第7ステップが終了したとき前記加算フレームデータを加算フレームデータメモリに蓄積する第8ステップ(S10)と、前記加算フレームデータメモリから最新の前記加算フレームデータ及び過去の設定数の前記加算フレームデータを読み出して画素単位で累積加算して累積加算フレームデータを生成する第9ステップ(S11)と、前記累積加算フレームデータを画素ごとに前記蓄積カウント値Nで割って平均フレームデータを作成する第10ステップ(S12)を含んでなる。

　さらに、平均フレームデータを極座標の超音波画像に走査変換して、表示画像として表示部6に出力する第11ステップ(S13)を含んで構成されている。なお、本発明は、図3のステップS2及びS16を省略して、フレームデータバッファA502aと、フレームデータバッファB502bに直前と最新のフレームデータが揃ったときからステップS3～S12を繰り返し実行することにより、超解像の超音波像を生成して表示することができる。

　すなわち、本発明の超音波画像の超解像生成方法は、基本的に、超音波画像に特有の画像処理技術及び現象を加味して考案されたものである。まず、第1に、超音波診断装置では、超音波探触子を被検体の体表に押し当て、体表上を移動操作しながら被検体内部の関心部位の超音波画像を取得する。

　したがって、超音波探触子を移動した場合、超音波画像における生体組織の画像上の位置が移動するから、移動の大きさに応じて動画像の解像度が低下する。また、超音波探触子を移動しなくても押し当て力が変化すると、超音波画像における生体組織の画像上の位置が変動して解像度が低下する。

　そこで、本発明では、受信ビーム信号から構成される複数のフレームデータを順次入力し、最新のフレームデータと、直前のフレームデータが重なる視野(画像)領域を探索し、2つのフレームデータが重なる領域の画素値を加算した加算フレームデータを順次生成して加算フレームデータメモリに蓄積する。このとき、画素値が加算された回数(フレーム枚数)である蓄積カウント値を蓄積カウンタマップの当該画素に対応するメモリエリアに書き込む。蓄積カウンタマップのメモリエリアは、その度ごとの最新のフレームデータの座標、すなわち超音波探触子の視野領域と同一座標に対応付けされている。そして、最新のフレームデータが入力される度に、生成した加算フレームデータに、過去に作成した設定枚数の加算フレームデータを画素ごとに累積加算し、累積加算フレームデータの画素値を蓄積カウント値で除して平均化して、平均フレームデータを生成する。この平均フレームデータを走査変換して超解像の扇形の超音波画像を生成して表示する。

　特に、本発明によれば、連続して取得される超音波画像の生体組織の変位、言い換えれば、超音波探触子と生体組織との相対位置の変位を、受信ビーム信号から構成される2つフレームデータの対応する画素の変位(位置ずれ)により算出している。そのため、入力される2つの超音波画像の変位を短時間で算出することができる。

　つまり、フレームデータは、超音波探触子により受信して受信処理されたRF信号からなる受信ビーム信号を、2次元直交座標のフレーム領域に生体組織内を伝播する送受信ビームと同じ方向に配置して形成される。そのため、受信ビーム信号のフレームデータを、走査変換により直交座標から極座標に変換した扇形の超音波画像に比べて、超音波画像の画素に対応する受信ビーム信号の計測点は深度の位置に拘わらず同じである。したがって、受信ビーム信号相互間のデータの補間を、扇形の超音波画像ほど多くする必要がないから、変位算出に係る計算時間を短縮できる。

　本発明の超音波画像の超解像生成方法は、実施例1に限られるものではなく、要は、超音波の受信ビーム信号から構成される一対のフレームデータ間で画素の変位を算出し、算出した変位に従って一方のフレームデータの画素の座標と他方のフレームデータの画素の座標とを一致させて加算することにより、2つの画像の変位を短時間で算出することができ、空間分解能を向上させる超解像処理の時間を短縮することができる。

　(超解像生成部500の実施例2)
　図9に、本発明の超解像生成部500の実施例2の構成を示す。本実施例は、超音波探触子3の当接を自動判定するとともに、超音波探触子3の大きな移動や短軸方向への移動を自動判定して、違和感のない超音波画像を生成することを特徴とする。

　本実施例2が実施例1と異なる点は、画素平均処理部509と表示画像走査変換部510との間に、変位判定部511を設けたことにあり、その他の点は実施例1と同様であることから説明を省略する。変位判定部511は、包洛線検波部501から入力されるフレームデータと、画素平均処理部509から入力される平均フレームデータを択一的に切り替えて、表示画像走査変換部510に出力するようになっている。

　したがって、変位判定部511には、変位算出部503から入力される変位を判定して、切り替えを制御するようにしている。すなわち、変位判定部511は、変位のばらつきが大きい場合は、超音波探触子3を短軸方向に動かしたか、あるいは超音波探触子3を被検体に当接していないと判定する。この判定の場合は、包洛線検波部501から出力される包洛線信号のフレームデータを表示画像走査変換部510に入力して、超解像処理していない超音波画像を生成して表示部6に出力する。同様に、変位判定部511は、変位が大きい場合も、超音波探触子3を大きく動かして関心部位を探索していると判定し、包洛線検波部501から出力される包洛線信号のフレームデータを表示画像走査変換部510に入力して、超解像処理していない超音波画像を生成して表示部6に出力する。それ以外の変位の場合は、画素平均処理部509から出力される平均フレームデータを表示画像走査変換部510に入力して、超解像処理した超音波画像を生成して表示部6に出力する。

　(超解像生成部500の実施例3)
　図10に、本発明の超解像生成部500の実施例3の構成を示す。本実施例は、実施例1に開口合成の効果を加えることにより、一層精細な超音波画像を生成して表示することを特徴とする。本実施例3が実施例1と相違する点は、包洛線検波部501を、変位算出部503及びフレームデータバッファA502aの前段側に置かず、画素平均処理部509と表示画像走査変換部510の間に設けたことにある。

　したがって、フレームデータバッファA502a、502b及び変位算出部503には、受信ビーム信号の包洛線信号に代えて、RF受信ビーム信号が入力されることになる。つまり、超解像生成部500は、画素平均処理部509に至るまで、送信超音波の持つ周波数成分を持つRF信号からなるフレームデータによる処理を行う。これにより、画素平均処理部509では手振れや探触子移動により重なるビームを加算平均することになる。その結果、従来から知られている開口合成と同じ処理が行われるため、実施例1に比べて、包絡線信号を平均するよりも高い空間分解能を得ることができる。

　すなわち、図3のフローチャートにおいて、第10ステップ(S12)で生成された平均フレームデータを構成する受信ビーム信号のRF信号を包洛線検波した包洛線信号を、極座標の超音波画像に走査変換する第11ステップ(S13)に出力する第12ステップを含むことになる。

　4　走査変換部、6　表示部、7　フレームデータ記憶媒体、500　超解像生成部、501　包洛線検波部、502a　フレームデータバッファA、502b　フレームデータバッファB、503　変位算出部、504　フレームデータ座標変更部、506　フレームデータ加算部、507　加算フレームデータメモリ、508　蓄積カウンタマップ、509　画素平均処理部、510　表示画像走査変換部

Claims

　被検体に超音波ビームを送信し、被検体からの受信ビーム信号を受信する超音波探触子と、
　前記超音波ビームを送信するために前記超音波探触子を駆動すると共に、前記受信ビーム信号に信号処理をする送受信部と、
　前記信号処理された受信ビーム信号を超音波画像に変換する走査変換部と、
　所定の時相の前記信号処理された受信ビーム信号のフレームデータと該所定の時相のフレームデータより前の時相に得たフレームデータを各領域の重なり領域を累積加算して累積加算フレームデータを生成し、生成した累積加算フレームデータを用いて空間分解能を向上した超解像を生成する超解像生成部と、
　前記生成された超解像を表示する表示部と、を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
　前記超解像生成部は、所定の時相の前記信号処理された受信ビーム信号のフレームデータを順次蓄積し、該蓄積された所定の時相のフレームデータと該所定の時相のフレームデータより前の時相に得たフレームデータを、前記所定の時相のフレームデータとその直前の時相のフレームデータとの変位によって前記所定の時相のフレームデータからその直前の時相のフレームデータの領域の少なくとも一部が重なるように前記所定の時相のフレームデータをずらして配置し、前記直前の時相のフレームデータと前記所定の時相のフレームデータの重なり領域を累積加算して累積加算フレームデータを生成し、生成した累積加算フレームデータを用いて超解像を生成することを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
　前記超解像生成部は、前記重なり領域の重なり数である累積加算値を記憶する記憶部を具備し、前記記憶部から読み出した累積加算値で前記重なり領域を除することを特徴とする請求項2に記載の超音波診断装置。
　前記超解像生成部は、前記直前の時相のフレームデータの画素に対する前記所定の時相のフレームデータの画素の変位を算出し、該算出された変位に従って前記直前の時相のフレームデータと前記所定の時相のフレームデータを加算した加算フレームデータを生成し、該生成した加算フレームデータに加算した各画素に対応する蓄積カウンタマップの蓄積加算値を加算し、前記所定の加算フレームデータ及び前記所定の加算フレームデータより前の時間に得た加算フレームデータを画素ごとに累積加算して累積加算フレームデータを生成し、該生成された累積加算フレームデータを画素ごとに前記蓄積加算値で除して平均フレームデータを作成することを特徴とする請求項2に記載の超音波診断装置。
　前記超解像生成部は、前記超音波探触子で取得された受信ビーム信号から構成される時系列のフレームデータが順次蓄積される一対のフレームデータバッファと、
　該一対のフレームデータバッファに蓄積された最新のフレームデータの画素に対応する直前の時相のフレームデータの画素を探索して、前記直前の時相のフレームデータの画素に対する前記最新のフレームデータの画素の変位を算出する変位算出部と、
　前記変位算出部で算出した変位に従って前記直前の時相のフレームデータの画素の座標を前記最新のフレームデータの画素の座標に書き換えるフレームデータ座標変更部と、
　座標が書き換えられた前記直前の時相のフレームデータと前記最新のフレームデータを加算した加算フレームデータを生成し、加算した各画素に対応する蓄積カウンタマップの蓄積カウント値Nに「1」を加算して書き換える加算フレームデータ生成部と、
　前記加算フレームデータが蓄積される加算フレームデータメモリと、
　前記加算フレームデータメモリから最新の前記加算フレームデータ及び過去の設定数の前記加算フレームデータを読み出して画素ごとに累積加算して累積加算フレームデータを生成する累積加算フレームデータ生成部と、
　前記累積加算フレームデータを画素ごとに前記蓄積カウント値Nで割って平均フレームデータを作成する平均フレームデータ生成部と、
　前記平均フレームデータを扇形の表示画像に変換する表示画像走査変換部とを具備することを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
　超音波探触子で取得された受信ビーム信号から構成される複数のフレームデータ間で画素の変位を算出し、算出した変位に従って複数のうちの一つのフレームデータの画素の座標と前記一つのフレームデータを除くフレームデータの画素の座標とを一致させて加算することを含んでなる超音波画像の超解像生成方法。
　超音波探触子で取得された受信ビーム信号から構成されるフレームデータを順次入力する第1ステップと、
　最新のフレームデータの画素に対応する直前のフレームデータの画素を探索する第2ステップと、
　探索した画素に対する前記最新のフレームデータの画素の変位を算出する第3ステップと、
　算出した変位に従って前記直前のフレームデータの画素の座標を前記最新のフレームデータの画素の座標に書き換える第4ステップと、
　前記最新のフレームデータと前記直前のフレームデータの同一座標の画素の画素値を加算し前記最新のフレームデータの座標に合わせて加算フレームデータの画素に書き込む第5ステップと、
　前記画素値を加算した画素に対応する蓄積カウンタマップの蓄積カウント値Nに「1」を加算して書き換える第6ステップと、
　前記最新のフレームデータの全ての画素に対して前記第2ステップから第6ステップまでを繰り返す第7ステップと、
　前記第7ステップが終了したとき前記加算フレームデータを加算フレームデータメモリに蓄積する第8ステップと、
　前記加算フレームデータメモリから最新の前記加算フレームデータ及び過去の設定数の前記加算フレームデータを読み出して画素単位で累積加算して累積加算フレームデータを生成する第9ステップと、
　前記累積加算フレームデータを画素ごとに前記蓄積カウント値Nで割って平均フレームデータを作成する第10ステップと、
　前記平均フレームデータを扇形の表示画像に変換して表示部に出力する第11ステップとを含んでなる超音波画像の超解像生成方法。
　請求項7に記載の超音波画像の超解像生成方法において、
　前記第1ステップは、最初のフレームデータが入力されたときは、前記蓄積カウント値Nを「1」に初期化した後、前記第2～第7ステップを飛び越えて、第8ステップに移行することを特徴とする超音波画像の超解像生成方法。
　請求項7に記載の超音波画像の超解像生成方法において、
　前記第1ステップは、前記超音波探触子から受信処理回路を介して前記フレームデータが入力されることを特徴とする超音波画像の超解像生成方法。
　請求項7に記載の超音波画像の超解像生成方法において、
　前記第1ステップは、前記超音波探触子により取得されて記憶媒体に格納された前記フレームデータが順次読み出して入力されることを特徴とする超音波画像の超解像生成方法。
　請求項7に記載の超音波画像の超解像生成方法において、
　前記第1ステップに入力される前記フレームデータは、前記受信ビーム信号のRF信号を包洛線検波した包洛線信号から構成されることを特徴とする超音波画像の超解像生成方法。
　請求項7に記載の超音波画像の超解像生成方法において、
　前記第1ステップに入力される前記フレームデータは、前記受信ビーム信号のRF信号を直交座標に配置して構成され、
　さらに、前記第10ステップで生成された前記平均フレームデータを構成する前記受信ビーム信号のRF信号を包洛線検波した包洛線信号を前記第11ステップに出力する第12ステップを含むことを特徴とする超音波画像の超解像生成方法。