JP3450937B2 - 超音波画像処理装置 - Google Patents
超音波画像処理装置Info
- Publication number
- JP3450937B2 JP3450937B2 JP14201895A JP14201895A JP3450937B2 JP 3450937 B2 JP3450937 B2 JP 3450937B2 JP 14201895 A JP14201895 A JP 14201895A JP 14201895 A JP14201895 A JP 14201895A JP 3450937 B2 JP3450937 B2 JP 3450937B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- ultrasonic
- correlation value
- deviation
- dimensional
- Prior art date
- Legal status (The legal status 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 status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Landscapes
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Image Analysis (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は超音波画像処理装置、特
に三次元超音波画像を構成する複数の超音波二次元画像
の相互の位置関係を自動的に適正化できる超音波画像処
理装置に関する。
に三次元超音波画像を構成する複数の超音波二次元画像
の相互の位置関係を自動的に適正化できる超音波画像処
理装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波探触子で形成される超音波ビーム
を電子的又は機械的に走査すれば二次元走査面を形成で
き、これによって得られた画像情報により二次元超音波
画像（断層画像、ドプラ画像）を形成できる。さらに、
かかる二次元走査面をそれと直交する方向に機械的に又
は手動で移動させれば、図６に示すように、互いに平行
な多数の二次元超音波画像（ｚ０〜ｚｎ）を取り込むこ
とができ、すなわち生体内の三次元領域に対して超音波
診断を行うことができる。そして、その三次元領域を立
体的に濃淡表現すれば三次元超音波画像を構成できる。
を電子的又は機械的に走査すれば二次元走査面を形成で
き、これによって得られた画像情報により二次元超音波
画像（断層画像、ドプラ画像）を形成できる。さらに、
かかる二次元走査面をそれと直交する方向に機械的に又
は手動で移動させれば、図６に示すように、互いに平行
な多数の二次元超音波画像（ｚ０〜ｚｎ）を取り込むこ
とができ、すなわち生体内の三次元領域に対して超音波
診断を行うことができる。そして、その三次元領域を立
体的に濃淡表現すれば三次元超音波画像を構成できる。
【０００３】従来、生体内に体腔内挿入型超音波探触子
を挿入して、その超音波探触子周囲の超音波診断を行う
場合には、その超音波探触子にて形成される超音波ビー
ムを電子的又は機械的に例えばラジアル走査させなが
ら、操作者が当該超音波探触子を一定の速度で引き抜く
操作が行われる。すなわち、ラジアル走査で形成される
走査面に対応した二次元超音波画像を探触子軸方向に沿
って複数取り込み、それらの複数の超音波画像を基礎と
して三次元超音波画像を構成するものである。
を挿入して、その超音波探触子周囲の超音波診断を行う
場合には、その超音波探触子にて形成される超音波ビー
ムを電子的又は機械的に例えばラジアル走査させなが
ら、操作者が当該超音波探触子を一定の速度で引き抜く
操作が行われる。すなわち、ラジアル走査で形成される
走査面に対応した二次元超音波画像を探触子軸方向に沿
って複数取り込み、それらの複数の超音波画像を基礎と
して三次元超音波画像を構成するものである。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、図７
（Ａ）に示すように、超音波探触子をｚ方向に引き抜く
際に、隣接する超音波画像間でｘ方向やｙ方向に位置ず
れがあると、正確な三次元超音波画像を構成することが
できない。例えば、その引き抜き時に手ぶれがあった
り、あるいは引き抜き時に、超音波探触子の挿入管がそ
の中心軸を回転中心として回転したりする場合がある
が、そのような場合には超音波画像間の連続性を維持で
きず、歪んだ三次元超音波画像となってしまい、患部を
正確に認識することが困難になるという問題が生じる。
（Ａ）に示すように、超音波探触子をｚ方向に引き抜く
際に、隣接する超音波画像間でｘ方向やｙ方向に位置ず
れがあると、正確な三次元超音波画像を構成することが
できない。例えば、その引き抜き時に手ぶれがあった
り、あるいは引き抜き時に、超音波探触子の挿入管がそ
の中心軸を回転中心として回転したりする場合がある
が、そのような場合には超音波画像間の連続性を維持で
きず、歪んだ三次元超音波画像となってしまい、患部を
正確に認識することが困難になるという問題が生じる。
【０００５】もちろん、体表に当接される超音波探触子
を人為的に移動させた場合にも同様の問題が生じる可能
性があり、操作者の手ぶれ、患者の呼吸、拍動などに起
因して超音波画像間のずれという問題が生じる。
を人為的に移動させた場合にも同様の問題が生じる可能
性があり、操作者の手ぶれ、患者の呼吸、拍動などに起
因して超音波画像間のずれという問題が生じる。
【０００６】本発明は、上記従来の課題に鑑みなされた
ものであり、その目的は、超音波画像間の位置ずれを補
正して、正確な三次元超音波画像を構成できる超音波画
像処理装置を提供することにある。
ものであり、その目的は、超音波画像間の位置ずれを補
正して、正確な三次元超音波画像を構成できる超音波画
像処理装置を提供することにある。
【０００７】また、本発明は、超音波画像の上下左右方
向の位置ずれを補正し、又は超音波画像の回転ずれを補
正することを目的とする。
向の位置ずれを補正し、又は超音波画像の回転ずれを補
正することを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明は、超音波ビームをｘ−ｙ面内で走査する超
音波探触子をｚ方向に走査することによって取り込まれ
た複数の二次元超音波画像に基づいて三次元超音波画像
を形成する超音波画像処理装置において、隣接する二次
元超音波画像における前画像に対し後画像を全体として
順次シフトさせながら相関値を演算し、相関値関数を求
める相関値演算手段と、前記相関値関数が最大となる後
画像の位置から、前記前画像に対する前記後画像のずれ
量を判定する判定手段と、前記ずれ量に基づいて前記後
画像のずれを補正する補正手段と、を含むことを特徴と
する。
に、本発明は、超音波ビームをｘ−ｙ面内で走査する超
音波探触子をｚ方向に走査することによって取り込まれ
た複数の二次元超音波画像に基づいて三次元超音波画像
を形成する超音波画像処理装置において、隣接する二次
元超音波画像における前画像に対し後画像を全体として
順次シフトさせながら相関値を演算し、相関値関数を求
める相関値演算手段と、前記相関値関数が最大となる後
画像の位置から、前記前画像に対する前記後画像のずれ
量を判定する判定手段と、前記ずれ量に基づいて前記後
画像のずれを補正する補正手段と、を含むことを特徴と
する。
【０００９】また、本発明は、前記相関値演算手段は、
前記後画像を全体としてｘ方向及びｙ方向にシフトさ
せ、前記判定手段は、前記後画像のずれ量をｘ方向及び
ｙ方向について判定し、前記補正手段は、前記後画像の
ｘ方向及びｙ方向のずれを補正することを特徴とする。
前記後画像を全体としてｘ方向及びｙ方向にシフトさ
せ、前記判定手段は、前記後画像のずれ量をｘ方向及び
ｙ方向について判定し、前記補正手段は、前記後画像の
ｘ方向及びｙ方向のずれを補正することを特徴とする。
【００１０】また、本発明は、前記相関値演算手段は、
前記後画像を全体としてθ方向に回転変化させ、前記判
定手段は、前記後画像のθ方向のずれ量を判定し、前記
補正手段は、前記後画像のθ方向のずれを補正すること
を特徴とする。
前記後画像を全体としてθ方向に回転変化させ、前記判
定手段は、前記後画像のθ方向のずれ量を判定し、前記
補正手段は、前記後画像のθ方向のずれを補正すること
を特徴とする。
【００１１】さらに、本発明は、前記二次元超音波画像
は、超音波断層画像又は超音波ドプラ画像であることを
特徴とする。
は、超音波断層画像又は超音波ドプラ画像であることを
特徴とする。
【００１２】
【作用】上記構成によれば、相関値演算手段は、隣接す
る二次元超音波画像における前画像に対し後画像を全体
として順次シフトさせながら相関値を演算し、これによ
って相関値関数を求める。すなわち、相関値演算手段
は、前画像と後画像の相対位置をずらしつつ相関値を演
算する。判定手段は、その相関値関数が最大となる両画
像の位置関係から、すなわち相関値関数が最大値をとる
後画像の位置から、前画像に対する後画像のずれ量を判
定する。つまり、前画像に対し後画像をずらしながら順
次重ね合わせて相関値を求めていった場合に、その相関
値が最大となる位置は、両画像の位置関係が最適である
状態を示すと思われるので、その状態から位置ずれ量を
特定するものである。従って、補正手段は、このように
して求められたずれ量に基づいて後画像のずれを補正す
る。
る二次元超音波画像における前画像に対し後画像を全体
として順次シフトさせながら相関値を演算し、これによ
って相関値関数を求める。すなわち、相関値演算手段
は、前画像と後画像の相対位置をずらしつつ相関値を演
算する。判定手段は、その相関値関数が最大となる両画
像の位置関係から、すなわち相関値関数が最大値をとる
後画像の位置から、前画像に対する後画像のずれ量を判
定する。つまり、前画像に対し後画像をずらしながら順
次重ね合わせて相関値を求めていった場合に、その相関
値が最大となる位置は、両画像の位置関係が最適である
状態を示すと思われるので、その状態から位置ずれ量を
特定するものである。従って、補正手段は、このように
して求められたずれ量に基づいて後画像のずれを補正す
る。
【００１３】よって、本発明によれば、図７（Ｂ）に示
すように手ぶれなどに起因して隣接する２つの超音波画
像間でずれが生じていても、前画像を基準にして後画像
を前画像に揃えることができるので、正確な三次元超音
波画像を構成することができる。
すように手ぶれなどに起因して隣接する２つの超音波画
像間でずれが生じていても、前画像を基準にして後画像
を前画像に揃えることができるので、正確な三次元超音
波画像を構成することができる。
【００１４】ずれの補正はｘ方向及びｙ方向に対して行
われ、あるいはθ方向に対して行われる。これらのずれ
補正は一方を単独で行ってもよいが、２種類のずれ補正
を組み合わせてもよい。
われ、あるいはθ方向に対して行われる。これらのずれ
補正は一方を単独で行ってもよいが、２種類のずれ補正
を組み合わせてもよい。
【００１５】
【実施例】以下、本発明の好適な実施例を図面に基づい
て説明する。
て説明する。
【００１６】図１には、本発明に係る超音波画像処理装
置の全体構成が示されている。この図１に示す装置は実
質的に超音波診断装置である。
置の全体構成が示されている。この図１に示す装置は実
質的に超音波診断装置である。
【００１７】図１において、超音波探触子であるプロー
ブ１０は、この実施例において食道に挿入される体腔内
挿入型超音波探触子である。そのプローブ１０は、食道
に挿入される挿入管とその挿入管の先端に設けられた超
音波振動子を含む先端部とで構成され、超音波振動子に
て超音波の送受波が行われる。この実施例において、超
音波振動子としては円環状に配列されたアレイ振動子あ
るいは単一の振動子が用いられ、後者の単一の振動子が
用いられる場合には、先端部内でその振動子が機械的に
回転走査される。いずれにしても、電子走査または機械
走査によってラジアルスキャンが行われている。勿論、
探触子の軸方向と直交する方向に二次元超音波取込み領
域を形成するものであれば、各種の方式を採用でき、プ
ローブ１０の引き抜きによって三次元超音波画像を構成
できる。
ブ１０は、この実施例において食道に挿入される体腔内
挿入型超音波探触子である。そのプローブ１０は、食道
に挿入される挿入管とその挿入管の先端に設けられた超
音波振動子を含む先端部とで構成され、超音波振動子に
て超音波の送受波が行われる。この実施例において、超
音波振動子としては円環状に配列されたアレイ振動子あ
るいは単一の振動子が用いられ、後者の単一の振動子が
用いられる場合には、先端部内でその振動子が機械的に
回転走査される。いずれにしても、電子走査または機械
走査によってラジアルスキャンが行われている。勿論、
探触子の軸方向と直交する方向に二次元超音波取込み領
域を形成するものであれば、各種の方式を採用でき、プ
ローブ１０の引き抜きによって三次元超音波画像を構成
できる。
【００１８】なお、この実施例では体腔内挿入型超音波
探触子が用いられているが、体表に当接する超音波探触
子を用いる場合においても本発明は適用可能である。
探触子が用いられているが、体表に当接する超音波探触
子を用いる場合においても本発明は適用可能である。
【００１９】送受信回路１２は、プローブ１０に対して
送信信号を供給すると共に、プローブ１０から出力され
た受信信号に対して増幅などを行うものである。送受信
回路１２から出力された受信信号は、Ａ／Ｄ変換器１４
によってデジタル信号に変換された後、三次元エコーデ
ータメモリ１６に格納される。すなわち、この三次元エ
コーデータメモリ１６には、図６及び図７（Ａ）で示し
たように、複数の二次元超音波画像がプローブ１０の引
き抜きに伴って格納される。その二次元超音波画像は、
例えば超音波断層画像であり、あるいは超音波ドプラ画
像である。いずれの画像にも本発明を適用できる。従っ
て、三次元エコーデータメモリ１６には、生体内の三次
元領域内で取り込まれたエコーデータが格納されること
になり、具体的には、上述したように互いに平行な多数
の超音波画像（超音波画像情報）が格納される。
送信信号を供給すると共に、プローブ１０から出力され
た受信信号に対して増幅などを行うものである。送受信
回路１２から出力された受信信号は、Ａ／Ｄ変換器１４
によってデジタル信号に変換された後、三次元エコーデ
ータメモリ１６に格納される。すなわち、この三次元エ
コーデータメモリ１６には、図６及び図７（Ａ）で示し
たように、複数の二次元超音波画像がプローブ１０の引
き抜きに伴って格納される。その二次元超音波画像は、
例えば超音波断層画像であり、あるいは超音波ドプラ画
像である。いずれの画像にも本発明を適用できる。従っ
て、三次元エコーデータメモリ１６には、生体内の三次
元領域内で取り込まれたエコーデータが格納されること
になり、具体的には、上述したように互いに平行な多数
の超音波画像（超音波画像情報）が格納される。
【００２０】しかしながら、図７（Ａ）に示したよう
に、各超音波画像間においてずれが生じていると、精度
良く三次元超音波画像を構成することができない。そこ
で、本実施例においては、ずれ補正部１８が設けられて
いる。
に、各超音波画像間においてずれが生じていると、精度
良く三次元超音波画像を構成することができない。そこ
で、本実施例においては、ずれ補正部１８が設けられて
いる。
【００２１】このずれ補正部１８は、ｘ−ｙ方向のずれ
補正またはθ方向のずれ補正を行うものであり、その具
体的な処理内容については後に詳述する。ずれ補正部１
８によれば、最終的に図７（Ｂ）に示すように各超音波
画像間の位置ずれが補正されてｚ方向に揃った画像情報
を得ることができる。
補正またはθ方向のずれ補正を行うものであり、その具
体的な処理内容については後に詳述する。ずれ補正部１
８によれば、最終的に図７（Ｂ）に示すように各超音波
画像間の位置ずれが補正されてｚ方向に揃った画像情報
を得ることができる。
【００２２】三次元画像形成部２０は、以上のようにず
れ補正がなされた各超音波画像を基礎として、公知の手
法により三次元超音波画像を形成するものであり、その
画像情報はＤ／Ａ変換器２２にてアナログ信号に変換さ
れた後、表示器２４に表示される。
れ補正がなされた各超音波画像を基礎として、公知の手
法により三次元超音波画像を形成するものであり、その
画像情報はＤ／Ａ変換器２２にてアナログ信号に変換さ
れた後、表示器２４に表示される。
【００２３】次に、ずれ補正部１８の具体的な処理内容
について説明する。
について説明する。
【００２４】図２及び図３には、ずれ補正の第１実施例
が示されている。この第１実施例は、ｘ方向及びｙ方向
のずれを補正するものである。この第１実施例のずれ補
正においては、図２（Ａ）に示すように、画像ａ（前画
像）に対して画像ｂ（後画像）をｘ方向及びｙ方向に順
次シフトさせながら相関値を演算し、これにより求めら
れる相関値関数が最大となるシフト位置をずれ量として
特定するものである。後の説明のために、前画像に対す
る後画像のｘ方向のシフト量をδとし、ｙ方向のシフト
量をεと定義する。
が示されている。この第１実施例は、ｘ方向及びｙ方向
のずれを補正するものである。この第１実施例のずれ補
正においては、図２（Ａ）に示すように、画像ａ（前画
像）に対して画像ｂ（後画像）をｘ方向及びｙ方向に順
次シフトさせながら相関値を演算し、これにより求めら
れる相関値関数が最大となるシフト位置をずれ量として
特定するものである。後の説明のために、前画像に対す
る後画像のｘ方向のシフト量をδとし、ｙ方向のシフト
量をεと定義する。
【００２５】図３において、Ｓ１０１では、超音波画像
の通し番号であるｚに初期値として０が代入され、また
最終的に相関値の最大を示す係数ＣＭＡＸに０が代入さ
れる。Ｓ１０２では、ＺＭＡＸを超音波画像の枚数とし
て、超音波画像の番号ｚがＺＭＡＸ−１より大きいか否
かが判断される。Ｓ１０２の結果がＹＥＳの場合、この
ルーチンは終了する。
の通し番号であるｚに初期値として０が代入され、また
最終的に相関値の最大を示す係数ＣＭＡＸに０が代入さ
れる。Ｓ１０２では、ＺＭＡＸを超音波画像の枚数とし
て、超音波画像の番号ｚがＺＭＡＸ−１より大きいか否
かが判断される。Ｓ１０２の結果がＹＥＳの場合、この
ルーチンは終了する。
【００２６】Ｓ１０３では、ｘ方向のシフト量であるδ
に初期値として−ＭＡＳＫ／２が代入される。そして、
Ｓ１０４では、δがＭＡＳＫ／２より大きい否かが判断
されている。すなわち、このＳ１０３及びＳ１０４は後
画像のｘ方向のシフトを−ＭＡＳＫ／２から＋ＭＡＳＫ
／２まで行わせるために設けられている。Ｓ１０５で
は、Ｓ１０３と同様に、εに初期値として−ＭＡＳＫ／
２が代入され、Ｓ１０６では、そのεがＭＡＳＫ／２よ
り大きい否かが判断されている。このＳ１０５及びＳ１
０６は、後画像のｙ方向のシフト量が−ＭＡＳＫ／２か
ら＋ＭＡＳＫ／２までであることを意味する。
に初期値として−ＭＡＳＫ／２が代入される。そして、
Ｓ１０４では、δがＭＡＳＫ／２より大きい否かが判断
されている。すなわち、このＳ１０３及びＳ１０４は後
画像のｘ方向のシフトを−ＭＡＳＫ／２から＋ＭＡＳＫ
／２まで行わせるために設けられている。Ｓ１０５で
は、Ｓ１０３と同様に、εに初期値として−ＭＡＳＫ／
２が代入され、Ｓ１０６では、そのεがＭＡＳＫ／２よ
り大きい否かが判断されている。このＳ１０５及びＳ１
０６は、後画像のｙ方向のシフト量が−ＭＡＳＫ／２か
ら＋ＭＡＳＫ／２までであることを意味する。
【００２７】Ｓ１０７では、前画像ｚと後画像ｚ＋１と
の間で相関値Ｃが演算される。その演算式は、以下の第
１式の通りである。
の間で相関値Ｃが演算される。その演算式は、以下の第
１式の通りである。
【００２８】
【数１】
上記第１式は、前画像に対して後画像を重ね合わせた状
態において、同一の座標となる両画像の画素の値を乗算
し、かつ画像全域にわたってその乗算値を加算したもの
である。勿論、そのような加算は前画像と後画像が重複
している領域において行われる。なお、後画像のシフト
に伴ってそのような重複領域の面積が変動するが、その
変動が相関値関数に現れないように相関値Ｃは規格化さ
れる。
態において、同一の座標となる両画像の画素の値を乗算
し、かつ画像全域にわたってその乗算値を加算したもの
である。勿論、そのような加算は前画像と後画像が重複
している領域において行われる。なお、後画像のシフト
に伴ってそのような重複領域の面積が変動するが、その
変動が相関値関数に現れないように相関値Ｃは規格化さ
れる。
【００２９】Ｓ１０８では、Ｓ１０７で求められた相関
値Ｃが係数ＣＭＡＸよりも大きいか否かが判断され、Ｙ
ＥＳの場合にはＳ１０９が実行される。このＳ１０９で
は、Ｓ１０８の条件が満たされた時のδがｍｘに代入さ
れ、同時にεがｍｙに代入される。つまり、このｍｘ及
びｍｙには後画像を順次シフトさせながら逐次的に相関
値を求めていく際において、それまで求められた相関値
のうちで最も大きい相関値を持つδ及びεの値が格納さ
れることになる。換言すれば、Ｓ１０８及びＳ１０９
は、相関値Ｃの最大値及びその時の座標を特定する機能
を有する。
値Ｃが係数ＣＭＡＸよりも大きいか否かが判断され、Ｙ
ＥＳの場合にはＳ１０９が実行される。このＳ１０９で
は、Ｓ１０８の条件が満たされた時のδがｍｘに代入さ
れ、同時にεがｍｙに代入される。つまり、このｍｘ及
びｍｙには後画像を順次シフトさせながら逐次的に相関
値を求めていく際において、それまで求められた相関値
のうちで最も大きい相関値を持つδ及びεの値が格納さ
れることになる。換言すれば、Ｓ１０８及びＳ１０９
は、相関値Ｃの最大値及びその時の座標を特定する機能
を有する。
【００３０】Ｓ１０９が実行された後、Ｓ１１０が実行
され、εが１つインクリメントされ、再度Ｓ１０７から
の工程が実行される。Ｓ１０６の条件が満たされるとＳ
１１１が実行され、δがインクリメントされ、再度Ｓ１
０６からの各工程が実行される。
され、εが１つインクリメントされ、再度Ｓ１０７から
の工程が実行される。Ｓ１０６の条件が満たされるとＳ
１１１が実行され、δがインクリメントされ、再度Ｓ１
０６からの各工程が実行される。
【００３１】一方、Ｓ１０４の条件が満たされた場合、
すなわちｘ方向及びｙ方向の全てにわたって前画像に対
して後画像をシフトさせつつ相関値Ｃを求める一連の工
程が終了した場合、Ｓ１１２が実行され、後画像である
画像ｚ＋１がｍｘ及びｍｙを利用して位置ずれ補正され
る。具体的には、後画像ｚ＋１をｘ方向にｍｘ画素だけ
シフトさせ、かつ、ｙ方向にｍｙ画素だけシフトさせ
る。これによって、前画像と後画像との間の位置ずれが
解消され、臓器像の連続性を確保できる。
すなわちｘ方向及びｙ方向の全てにわたって前画像に対
して後画像をシフトさせつつ相関値Ｃを求める一連の工
程が終了した場合、Ｓ１１２が実行され、後画像である
画像ｚ＋１がｍｘ及びｍｙを利用して位置ずれ補正され
る。具体的には、後画像ｚ＋１をｘ方向にｍｘ画素だけ
シフトさせ、かつ、ｙ方向にｍｙ画素だけシフトさせ
る。これによって、前画像と後画像との間の位置ずれが
解消され、臓器像の連続性を確保できる。
【００３２】図２（Ｂ）には、相関値関数が示されてい
る。すなわち、この相関値関数は、δとεの全ての組み
合わせで図３に示したルーチンを実行した後に作成され
るものであり、相関値Ｃの最大値ＭＡＸは上述したよう
にＳ１０８によって選別され、その時のシフト量（座標
値）がＳ１０９で特定されている。
る。すなわち、この相関値関数は、δとεの全ての組み
合わせで図３に示したルーチンを実行した後に作成され
るものであり、相関値Ｃの最大値ＭＡＸは上述したよう
にＳ１０８によって選別され、その時のシフト量（座標
値）がＳ１０９で特定されている。
【００３３】このように２つの超音波画像ｚ及びｚ＋１
間において以上のずれ補正がなされた後、Ｓ１１３が実
行され、ｚが１つインクリメントされ、次の隣接する２
つの超音波画像間においてずれ補正が実行される。そし
て、最終的にＳ１０２の条件が満たされて、このルーチ
ンの処理が終了する。
間において以上のずれ補正がなされた後、Ｓ１１３が実
行され、ｚが１つインクリメントされ、次の隣接する２
つの超音波画像間においてずれ補正が実行される。そし
て、最終的にＳ１０２の条件が満たされて、このルーチ
ンの処理が終了する。
【００３４】従って、この第１実施例によれば、図２
（Ｂ）に示したようにδとεとをパラメータとする二次
元の相関値関数を得て、その相関値関数に基づいてｘ方
向及びｙ方向のずれ量を特定し、さらにそのずれ補正を
行うことができる。従って、呼吸や拍動などによってプ
ローブが生体内や体表において上下運動や左右運動など
をする場合に、この第１実施例は有効である。
（Ｂ）に示したようにδとεとをパラメータとする二次
元の相関値関数を得て、その相関値関数に基づいてｘ方
向及びｙ方向のずれ量を特定し、さらにそのずれ補正を
行うことができる。従って、呼吸や拍動などによってプ
ローブが生体内や体表において上下運動や左右運動など
をする場合に、この第１実施例は有効である。
【００３５】次に、図４及び図５を用いてずれ補正の第
２実施例について説明する。
２実施例について説明する。
【００３６】図４（Ａ）には、この第２実施例の原理が
示されており、この第２実施例では画像ａ（前画像）に
対して画像ｂ（後画像）を一定の回転角度θで回転させ
ながら相関値Ｃを求め、これにより得られる相関値関数
から回転ずれ量を特定するものである。
示されており、この第２実施例では画像ａ（前画像）に
対して画像ｂ（後画像）を一定の回転角度θで回転させ
ながら相関値Ｃを求め、これにより得られる相関値関数
から回転ずれ量を特定するものである。
【００３７】図５には、その具体的な工程が示されお
り、Ｓ２０１においては、超音波画像の通し番号を示す
ｚに０が代入され、同時に係数ＣＭＡＸに０が代入され
る。Ｓ２０２においては、超音波画像の番号ｚがＺＭＡ
Ｘ−１より大きいか否かが判断される。
り、Ｓ２０１においては、超音波画像の通し番号を示す
ｚに０が代入され、同時に係数ＣＭＡＸに０が代入され
る。Ｓ２０２においては、超音波画像の番号ｚがＺＭＡ
Ｘ−１より大きいか否かが判断される。
【００３８】Ｓ２０３では、回転角度を示すθに−ＭＡ
ＳＫ／２が初期値として代入され、Ｓ２０４では、その
θがＭＡＳＫ／２よりも大きいか否かが判断される。す
なわち、このＳ２０３及びＳ２０４は、θの可変範囲が
−ＭＡＳＫ／２から＋ＭＡＳＫ／２までであることを意
味する。Ｓ２０５においては、前画像ｚと後画像ｚ＋１
の間で相関値Ｃを演算する。その演算式は以下の第２式
に示す通りである。
ＳＫ／２が初期値として代入され、Ｓ２０４では、その
θがＭＡＳＫ／２よりも大きいか否かが判断される。す
なわち、このＳ２０３及びＳ２０４は、θの可変範囲が
−ＭＡＳＫ／２から＋ＭＡＳＫ／２までであることを意
味する。Ｓ２０５においては、前画像ｚと後画像ｚ＋１
の間で相関値Ｃを演算する。その演算式は以下の第２式
に示す通りである。
【００３９】
【数２】
上記第２式において、（Ｘθ，Ｙθ）は次の第３式で定
義される。
義される。
【００４０】
【数３】
上記の第２式は、前画像に対して後画像を回転させ、そ
の際において両画像における重複領域内の同一座標の各
画素の値を互いに乗算し、かつその領域内でその乗算値
を加算したものである。第１実施例同様、回転角θに応
じて両画像の重複範囲が変化するため、相関値Ｃはその
ような重複領域の面積変動に影響されないように規格化
する必要がある。
の際において両画像における重複領域内の同一座標の各
画素の値を互いに乗算し、かつその領域内でその乗算値
を加算したものである。第１実施例同様、回転角θに応
じて両画像の重複範囲が変化するため、相関値Ｃはその
ような重複領域の面積変動に影響されないように規格化
する必要がある。
【００４１】Ｓ２０６においては、求められた相関値Ｃ
が係数ＣＭＡＸより大きいか否かが判断され、Ｓ２０６
の結果がＹＥＳの場合にはＳ２０７が実行されその時の
θがβに代入される。Ｓ２０７が実行された後、Ｓ２０
８においてθが１つインクリメントされ、再度Ｓ２０５
からの工程が実行され、Ｓ２０４の条件が満たされた場
合、すなわち図４（Ｂ）で示すように全てのθについて
相関値Ｃが求まり、これによって相関値関数の最大値Ｍ
ＡＸが求まった場合には、Ｓ２０９において後画像ｚ＋
１がβによって補正される。すなわち、後画像をθ方向
に角度βだけ回転させることにより回転ずれが補正され
る。
が係数ＣＭＡＸより大きいか否かが判断され、Ｓ２０６
の結果がＹＥＳの場合にはＳ２０７が実行されその時の
θがβに代入される。Ｓ２０７が実行された後、Ｓ２０
８においてθが１つインクリメントされ、再度Ｓ２０５
からの工程が実行され、Ｓ２０４の条件が満たされた場
合、すなわち図４（Ｂ）で示すように全てのθについて
相関値Ｃが求まり、これによって相関値関数の最大値Ｍ
ＡＸが求まった場合には、Ｓ２０９において後画像ｚ＋
１がβによって補正される。すなわち、後画像をθ方向
に角度βだけ回転させることにより回転ずれが補正され
る。
【００４２】そして、Ｓ２１０においてｚが１つインク
リメントされ、次の隣接する超音波画像間において画像
ずれが補正された後、最終的にＳ２０２の条件が満たさ
れて、このルーチンが終了する。
リメントされ、次の隣接する超音波画像間において画像
ずれが補正された後、最終的にＳ２０２の条件が満たさ
れて、このルーチンが終了する。
【００４３】従って、この第２実施例によれば、例えば
体腔内挿入型超音波探触子の挿入管に部分的なねじれが
あり、その探触子の引き抜き時にそのねじれが復元する
ような場合に生ずる画像間の回転ずれを自動的に補正で
きる。
体腔内挿入型超音波探触子の挿入管に部分的なねじれが
あり、その探触子の引き抜き時にそのねじれが復元する
ような場合に生ずる画像間の回転ずれを自動的に補正で
きる。
【００４４】上記の第１実施例において、移動の上限を
定める係数ＭＡＳＫとしては例えば４０（４０画素）が
設定され、上記の第２実施例において回転の条件値を定
めるＭＡＳＫとしては例えば２０度が設定される。
定める係数ＭＡＳＫとしては例えば４０（４０画素）が
設定され、上記の第２実施例において回転の条件値を定
めるＭＡＳＫとしては例えば２０度が設定される。
【００４５】上述した第１実施例及び第２実施例はそれ
ぞれ別個に動作させてもよいが、それらの実施例を組み
合わせて装置を構成してもよい。その場合には、第１実
施例を行って上下左右方向の位置ずれを補正した後、回
転ずれの補正を行うのが望ましい。
ぞれ別個に動作させてもよいが、それらの実施例を組み
合わせて装置を構成してもよい。その場合には、第１実
施例を行って上下左右方向の位置ずれを補正した後、回
転ずれの補正を行うのが望ましい。
【００４６】本発明は、特に人為的に超音波探触子を移
動させて三次元エコーデータを取り込む場合に有効であ
り、多少ラフな移動を行っても、得られる三次元超音波
画像について均一な精度を維持できるという利点があ
る。
動させて三次元エコーデータを取り込む場合に有効であ
り、多少ラフな移動を行っても、得られる三次元超音波
画像について均一な精度を維持できるという利点があ
る。
【００４７】なお、位置ずれが大きい場合には、もはや
補正が不能あるいは不十分となることが考えられるの
で、その場合には相関値の最大値が一定のしきい値以下
であることを判断して例えば操作者に警告が表示される
ように構成する。
補正が不能あるいは不十分となることが考えられるの
で、その場合には相関値の最大値が一定のしきい値以下
であることを判断して例えば操作者に警告が表示される
ように構成する。
【００４８】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
超音波画像間の位置ずれを補正して正確な三次元超音波
画像を構成できる。従って、手振れや呼吸あるいは拍動
などによって超音波画像間で相互の位置がずれた場合に
おいても自動的にそれを補正して適正な超音波画像を構
成できる。
超音波画像間の位置ずれを補正して正確な三次元超音波
画像を構成できる。従って、手振れや呼吸あるいは拍動
などによって超音波画像間で相互の位置がずれた場合に
おいても自動的にそれを補正して適正な超音波画像を構
成できる。
【図１】 本発明に係る超音波画像処理装置の全体構成
を示すブロック図である。
を示すブロック図である。
【図２】 本発明の第１実施例の原理を示す説明図であ
る。
る。
【図３】 本発明の第１実施例の具体的な工程を示すフ
ローチャートである。
ローチャートである。
【図４】 本発明の第２実施例の原理を示す説明図であ
る。
る。
【図５】 本発明の第２実施例の具体的な工程を示すフ
ローチャートである。
ローチャートである。
【図６】 複数の二次元断層画像の取込みを示す図であ
る。
る。
【図７】 ずれ補正前の各超音波画像の並びとずれ補正
後の各超音波画像の並びを示す図である。
後の各超音波画像の並びを示す図である。
１０ プローブ、１２ 送受信回路、１６ 三次元エコ
ーデータメモリ、１８ずれ補正部、２０ 三次元画像形
成部。
ーデータメモリ、１８ずれ補正部、２０ 三次元画像形
成部。
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 昭61−260235（ＪＰ，Ａ)
特開 昭63−49885（ＪＰ，Ａ)
特開 平２−100583（ＪＰ，Ａ)
特開 平５−168626（ＪＰ，Ａ)
特開 平７−65146（ＪＰ，Ａ)
特開 平７−213521（ＪＰ，Ａ)
特開 平７−222744（ＪＰ，Ａ)
ＷＩＬＬＩＡＭ Ｋ．ＰＲＡＴＴ，Ｃ
ｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ Ｔｅｃｈｎｉｑ
ｕｅｓ ｏｆ Ｉｍａｇｅ Ｒｅｇｉｓ
ｔｒａｔｉｏｎ，ＩＥＥＥ ＴＲＡＮＳ
ＡＣＴＩＯＮＳ ＯＮ ＡＥＲＯＳＰＡ
ＣＥ ＡＮＤ ＥＬＥＣＴＲＯＮＩＣ
ＳＹＳＴＥＭＳ，1974年 ５月，Ｖｏ
ｌ．10，ｎｏ．３，ｐｐ．353−358
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 8/00
Claims (4)
- 【請求項１】 超音波ビームをｘ−ｙ面内で走査する超
音波探触子をｚ方向に走査することによって取り込まれ
た複数の二次元超音波画像に基づいて三次元超音波画像
を形成する超音波画像処理装置において、 隣接する二次元超音波画像における前画像に対し後画像
を全体として順次シフトさせながら相関値を演算し、相
関値関数を求める相関値演算手段と、 前記相関値関数が最大となる後画像の位置から、前記前
画像に対する前記後画像のずれ量を判定する判定手段
と、 前記ずれ量に基づいて前記後画像のずれを補正する補正
手段と、 を含むことを超音波画像処理装置。 - 【請求項２】 請求項１記載の装置において、 前記相関値演算手段は、前記後画像を全体としてｘ方向
及びｙ方向にシフトさせ、 前記判定手段は、前記後画像のずれ量をｘ方向及びｙ方
向について判定し、 前記補正手段は、前記後画像のｘ方向及びｙ方向のずれ
を補正することを特徴とする超音波画像処理装置。 - 【請求項３】 請求項１記載の装置において、 前記相関値演算手段は、前記後画像を全体としてθ方向
に回転変化させ、 前記判定手段は、前記後画像のθ方向のずれ量を判定
し、 前記補正手段は、前記後画像のθ方向のずれを補正する
ことを特徴とする超音波画像処理装置。 - 【請求項４】 請求項１記載の装置において、 前記二次元超音波画像は、超音波断層画像又は超音波ド
プラ画像であることを特徴とする超音波画像処理装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14201895A JP3450937B2 (ja) | 1995-06-08 | 1995-06-08 | 超音波画像処理装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14201895A JP3450937B2 (ja) | 1995-06-08 | 1995-06-08 | 超音波画像処理装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08332187A JPH08332187A (ja) | 1996-12-17 |
| JP3450937B2 true JP3450937B2 (ja) | 2003-09-29 |
Family
ID=15305463
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP14201895A Expired - Fee Related JP3450937B2 (ja) | 1995-06-08 | 1995-06-08 | 超音波画像処理装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3450937B2 (ja) |
Families Citing this family (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000316864A (ja) * | 1999-05-11 | 2000-11-21 | Olympus Optical Co Ltd | 超音波診断装置 |
| JP2002102223A (ja) * | 2000-10-03 | 2002-04-09 | Mitani Sangyo Co Ltd | 超音波断層画像における面座標検出方法ならびにシステムおよび同方法がプログラムされ記録された記録媒体 |
| JP4468677B2 (ja) | 2003-05-19 | 2010-05-26 | オリンパス株式会社 | 超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラム |
| JP2005058551A (ja) * | 2003-08-18 | 2005-03-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 超音波画像表示方法および超音波診断装置 |
| JP4555619B2 (ja) * | 2004-06-28 | 2010-10-06 | アロカ株式会社 | 超音波診断装置 |
| US7454048B2 (en) * | 2004-08-27 | 2008-11-18 | General Electric Company | Methods and systems for motion correction in an ultrasound volumetric data set |
| JP4660230B2 (ja) * | 2005-03-10 | 2011-03-30 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| JP5383253B2 (ja) * | 2009-02-27 | 2014-01-08 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置及び画像データ生成装置 |
| JP5390942B2 (ja) * | 2009-06-03 | 2014-01-15 | 富士フイルム株式会社 | 超音波診断装置及び信号処理プログラム |
| JP5862571B2 (ja) * | 2011-05-30 | 2016-02-16 | コニカミノルタ株式会社 | 超音波画像生成装置および超音波画像生成方法 |
| JP5709957B2 (ja) * | 2013-10-03 | 2015-04-30 | キヤノン株式会社 | 画像処理装置、画像処理方法、画像処理システム及びプログラム |
| JP6945334B2 (ja) * | 2016-05-26 | 2021-10-06 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 超音波診断装置及び医用画像処理装置 |
| US11123045B2 (en) | 2016-05-26 | 2021-09-21 | Canon Medical Systems Corporation | Ultrasonic diagnostic apparatus and medical image processing apparatus |
| US10722217B2 (en) | 2016-05-26 | 2020-07-28 | Canon Medical Systems Corporation | Ultrasonic diagnostic apparatus and medical image processing apparatus |
-
1995
- 1995-06-08 JP JP14201895A patent/JP3450937B2/ja not_active Expired - Fee Related
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| ＷＩＬＬＩＡＭ Ｋ．ＰＲＡＴＴ，Ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ ｏｆ Ｉｍａｇｅ Ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ，ＩＥＥＥ ＴＲＡＮＳＡＣＴＩＯＮＳ ＯＮ ＡＥＲＯＳＰＡＣＥ ＡＮＤ ＥＬＥＣＴＲＯＮＩＣ ＳＹＳＴＥＭＳ，１９７４年 ５月，Ｖｏｌ．１０，ｎｏ．３，ｐｐ．３５３−３５８ |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH08332187A (ja) | 1996-12-17 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP0545778B1 (en) | Ultrasonic synthetic aperture diagnostic apparatus | |
| US6988991B2 (en) | Three-dimensional ultrasound imaging method and apparatus using lateral distance correlation function | |
| JP3450937B2 (ja) | 超音波画像処理装置 | |
| EP1024455B1 (en) | Method and device of synthesizing panorama image from ultrasonic images | |
| US5309914A (en) | Ultrasonic imaging apparatus | |
| JP5719098B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP2003204963A (ja) | 複数の２ｄスライスから画像を作成するための超音波診断方法及び装置 | |
| WO2009054706A2 (en) | Apparatus and method for creating tissue doppler image using synthetic image | |
| JP3645347B2 (ja) | 超音波診断装置及び遅延時間最適化方法 | |
| JP2009061086A (ja) | 超音波診断装置、並びに、画像処理方法及びプログラム | |
| JP2009078124A (ja) | 超音波診断装置、並びに、画像処理方法及びプログラム | |
| JP4468677B2 (ja) | 超音波画像生成方法及び超音波画像生成プログラム | |
| US10820889B2 (en) | Acoustic wave image generating apparatus and method | |
| JP2018192246A (ja) | 超音波診断装置および超音波診断支援プログラム | |
| JP3451025B2 (ja) | 超音波ドプラ診断装置 | |
| JP2009011449A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP3316268B2 (ja) | 管腔内超音波診断装置 | |
| JPH1156841A (ja) | ３次元関心領域設定方法および画像処理装置並びに超音波撮像装置 | |
| JP4290805B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| US10925578B2 (en) | Acoustic wave image generating apparatus and control method thereof | |
| JP3328165B2 (ja) | 超音波画像３次元表示装置 | |
| KR101097539B1 (ko) | 볼륨 데이터를 보정하는 초음파 장치 및 방법 | |
| JP5190248B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP4067666B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP5383253B2 (ja) | 超音波診断装置及び画像データ生成装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080711 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100711 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120711 Year of fee payment: 9 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |