JP4632685B2 - Ultrasonic diagnostic apparatus and image data processing apparatus - Google Patents
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Description
本発明は、超音波診断装置及び画像データ処理装置に係り、特に、画像データにおけるスペックルノイズの低減とエッジ強調により高画質化を可能とした超音波診断装置及び画像データ処理装置に関する The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus and an image data processing apparatus, and more particularly to an ultrasonic diagnostic apparatus and an image data processing apparatus capable of improving image quality by reducing speckle noise and edge enhancement in image data.
超音波診断装置は、超音波プローブに内蔵された圧電振動子から発生する超音波を被検体内に放射し、被検体組織の音響インピーダンスの差異によって生ずる反射信号を前記圧電振動子によって受信してモニタ上に表示するものである。この診断方法は、超音波プローブを体表に接触させるだけの簡単な操作でリアルタイムの２次元画像データが容易に得られるため、臓器の機能診断や形態診断に広く用いられている。 The ultrasonic diagnostic apparatus radiates an ultrasonic wave generated from a piezoelectric vibrator built in an ultrasonic probe into a subject and receives a reflected signal generated by a difference in acoustic impedance of the subject tissue by the piezoelectric vibrator. It is displayed on the monitor. This diagnosis method is widely used for organ function diagnosis and morphological diagnosis because real-time two-dimensional image data can be easily obtained by a simple operation by simply bringing an ultrasonic probe into contact with the body surface.
被検体の組織あるいは血球からの反射波により生体情報を得る超音波診断法は、超音波パルス反射法と超音波ドプラ法の２つの大きな技術開発により急速な進歩を遂げ、上記技術を用いて得られるＢモード画像データとカラードプラ画像データは、今日の超音波診断において不可欠なものとなっている。 Ultrasound diagnostic methods for obtaining biological information from reflected waves from the tissue or blood cells of a subject have made rapid progress with the development of two major technologies, the ultrasonic pulse reflection method and the ultrasonic Doppler method, and are obtained using the above technology. The B-mode image data and color Doppler image data to be used are indispensable in today's ultrasonic diagnosis.
上記超音波診断装置によって得られる超音波画像データにおいては、被検体内の複数の反射体からの反射超音波のランダムな干渉によって生ずる粒状性のノイズ（所謂、スペックルノイズ）が発生し、このスペックルノイズは装置のシステムノイズと共に超音波診断の妨げとなることが知られている。 In the ultrasonic image data obtained by the ultrasonic diagnostic apparatus, granular noise (so-called speckle noise) generated by random interference of reflected ultrasonic waves from a plurality of reflectors in the subject is generated. It is known that speckle noise interferes with ultrasonic diagnosis together with system noise of the apparatus.
上記スペックルノイズを低減する方法として、コンパウンド走査法とフィルタリング法があり、コンパウンド走査法は更に空間コンパウンド法と周波数コンパウンド法に分類される。空間コンパウンド法は、被検体の同一部位に対して複数の異なる方向から超音波送受波を行ない、得られた複数の画像データを加算合成して表示用の画像データを生成する方法であり、一方、周波数コンパウンド法は、被検体の同一部位に対し異なる超音波周波数によって複数枚の画像データを収集し、これらの画像データを加算合成して表示用画像データを生成するものである。しかしながら、前者の方法によれば、一枚の表示用画像データの生成に多くの時間を要するため表示される画像データの時間分解能が劣化する。一方、後者の方法によれば、被検体内から得られる超音波受信信号をフィルタリング処理によって複数の帯域に分解し、各々の帯域成分によって複数枚の画像データを生成するため、画像データの帯域が狭くなり空間分解能が劣化するという問題点があった。 As a method for reducing the speckle noise, there are a compound scanning method and a filtering method, and the compound scanning method is further classified into a spatial compound method and a frequency compound method. The spatial compound method is a method of generating ultrasonic image data for display by performing ultrasonic transmission / reception from a plurality of different directions on the same part of a subject and adding and synthesizing the obtained plurality of image data. In the frequency compound method, a plurality of pieces of image data are collected at different ultrasonic frequencies for the same part of the subject, and these image data are added and synthesized to generate display image data. However, according to the former method, since it takes a long time to generate one piece of display image data, the time resolution of the displayed image data deteriorates. On the other hand, according to the latter method, the ultrasonic reception signal obtained from within the subject is decomposed into a plurality of bands by filtering processing, and a plurality of pieces of image data are generated by each band component. There was a problem that the spatial resolution was degraded due to narrowing.
一方、フィルタリングによるノイズ低減法は画像データの鮮鋭度を劣化させる問題点を有していたが、近年、ウェーブレット変換を用いた画像処理によって上記画像データの鮮鋭度を劣化させることなくノイズ成分を除去する方法が提案されている（例えば、特許文献１参照。）。 On the other hand, the noise reduction method by filtering had the problem of degrading the sharpness of the image data, but in recent years, the noise component is removed without degrading the sharpness of the image data by image processing using wavelet transform. A method has been proposed (for example, see Patent Document 1).
図１６は、上記特許文献１に記載された超音波診断装置を示したものであり、超音波プローブ１１１、送受信回路１１２及びビームフォーマ１１３を用いた超音波送受波によって被検体の所定方向から得られた受信信号は、検波回路１１４及び対数変換回路１１５において検波と信号振幅の対数変換が行なわれてＢモード信号が生成される。
FIG. 16 shows the ultrasonic diagnostic apparatus described in
そして、得られたＢモード信号は、スペックルノイズ低減部１１６のウェーブレット変換回路１２１においてウェーブレット変換されて低周波成分と高周波成分が生成され、得られた高周波成分の中のスペックルノイズ成分は、閾値処理回路１２２が行なう閾値処理によって除去（零値へ置き換え）される。
Then, the obtained B-mode signal is wavelet transformed in the wavelet transform circuit 121 of the speckle
次いで、ウェーブレット逆変換回路１２３は、閾値処理された高周波成分と前記低周波成分を用いてウェーブレット逆変換を行なってスペックルノイズが低減したＢモード信号を生成する。そして、このウェーブレット逆変換によって得られたＢモード信号は、ＤＳＣ１１７において走査変換されて２次元Ｂモード画像データが生成され、更に、このＢモード画像データは映像信号に変換されてＣＲＴ１１８に表示される。
Next, the wavelet
一方、画像データのウェーブレット変換によって得られた高周波成分における輪郭情報（以下、エッジ情報と呼ぶ。）を重み付け処理した後、ウェーブレット逆変換することによってエッジが強調された画像データを得ることも可能である。
上述の特許文献１に記載されている方法によれば、生体組織からの超音波反射波に重畳されるスペックルノイズを低減することができるが、前記超音波反射波に対しては特別な処理を行なっていないため生体組織あるいは臓器等のエッジを強調して表示することは不可能である。又、ウェーブレット変換によって得られた高周波成分を重み付け処理してエッジを強調する方法では、エッジと共にスペックルノイズ等の雑音成分も強調表示されるため、良質な画像データを生成することができない。
According to the method described in
本発明は、このような従来の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、被検体に対する超音波送受波によって生成された画像データをウェーブレット変換によって画像処理する際に、ウェーブレット変換の高周波成分から得られるエッジ情報に基づいて前記高周波成分のアダプティブな重み付け処理を行なうことにより、効果的なスペックルノイズの低減とエッジ強調を可能とする超音波診断装置及び画像データ処理装置を提供することにある。 The present invention has been made in view of such conventional problems, and its purpose is to perform wavelet transform when image processing is performed on image data generated by ultrasonic wave transmission / reception on a subject by wavelet transform. Provided are an ultrasonic diagnostic apparatus and an image data processing apparatus that enable effective speckle noise reduction and edge enhancement by performing adaptive weighting processing of the high-frequency component based on edge information obtained from the high-frequency component. There is.
上記課題を解決するため、請求項１に係る本発明の超音波診断装置は、被検体の複数方向に対して超音波送受波を行なって画像データを生成する画像データ生成手段と、前記画像データに対しウェーブレット変換を行なって各解像度レベルにおける低周波ウェーブレット変換係数と複数の高周波ウェーブレット変換係数を算出するウェーブレット変換手段と、前記高周波ウェーブレット変換係数に基づいて前記画像データのエッジ情報を検出するエッジ情報検出手段と、検出された前記エッジ情報に基づいて前記高周波ウェーブレット変換係数を重み付け演算する係数処理手段と、重み付け演算された前記高周波ウェーブレット変換係数を用いたウェーブレット逆変換によってエッジ強調された画像データを生成するウェーブレット逆変換手段と、前記エッジ強調された画像データを表示する表示手段を備え、前記エッジ情報検出手段は、各解像度レベルにおいて前記複数の高周波ウェーブレット変換係数の中から画素値の絶対値が最大となる高周波ウェーブレット変換係数を選択し、この高周波ウェーブレット変換係数に対してエッジ情報を検出することを特徴とするものである。 In order to solve the above-described problem, an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first aspect of the present invention includes an image data generation unit configured to generate image data by performing ultrasonic transmission / reception in a plurality of directions of a subject, and the image data Wavelet transform means for calculating a low frequency wavelet transform coefficient and a plurality of high frequency wavelet transform coefficients at each resolution level by performing wavelet transform on the image, and edge information for detecting edge information of the image data based on the high frequency wavelet transform coefficient Detection means, coefficient processing means for weighting the high-frequency wavelet transform coefficient based on the detected edge information, and image data edge-emphasized by wavelet inverse transform using the weighted high-frequency wavelet transform coefficient Generate wavelet inverse transform Display means for displaying the edge-enhanced image data, wherein the edge information detection means has a high-frequency wavelet transform in which an absolute value of a pixel value is maximum among the plurality of high-frequency wavelet transform coefficients at each resolution level. A coefficient is selected, and edge information is detected for the high-frequency wavelet transform coefficient.
又、請求項２に係る本発明の超音波診断装置は、被検体の複数方向に対して超音波送受波を行なって画像データを生成する画像データ生成手段と、前記画像データに対しウェーブレット変換を行なって各解像度レベルにおける低周波ウェーブレット変換係数と複数の高周波ウェーブレット変換係数を算出する第１及び第２のウェーブレット変換手段と、前記第１のウェーブレット変換手段によって算出された前記高周波ウェーブレット変換係数に基づいて前記画像データのエッジ情報を検出するエッジ情報検出手段と、検出された前記エッジ情報に基づいて前記高周波ウェーブレット変換係数を重み付け演算して第1の係数を生成する第１の係数処理手段と、前記第２のウェーブレット変換手段によって得られた高周波ウェーブレット変換係数のみを用いてウェーブレット逆変換する第１のウェーブレット逆変換手段と、前記ウェーブレット逆変換によって得られたデータから前記画像データのエッジ位置情報を検出するエッジ位置検出手段と、前記エッジ位置情報に基づいてエッジ画像データを生成するエッジ画像データ生成手段と、前記エッジ画像データをウェーブレット変換する第３のウェーブレット変換手段と、この第３のウェーブレット変換手段によって得られた高周波ウェーブレット変換係数を振幅変換して第２の係数を生成する第２の係数処理手段と、前記第１の係数と前記第２の係数を合成して第３の係数を生成する係数合成手段と、前記第３の係数を用いたウェーブレット逆変換によってエッジ強調された画像データを生成する第２のウェーブレット逆変換手段と、前記エッジ強調された画像データを表示する表示手段を備えたことを特徴としている。 According to a second aspect of the present invention, there is provided an ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, wherein image data generating means for generating image data by performing ultrasonic wave transmission / reception with respect to a plurality of directions of a subject, and wavelet transform for the image data. Based on the first and second wavelet transform means for calculating a low frequency wavelet transform coefficient and a plurality of high frequency wavelet transform coefficients at each resolution level, and the high frequency wavelet transform coefficient calculated by the first wavelet transform means. Edge information detecting means for detecting edge information of the image data, and first coefficient processing means for generating a first coefficient by weighting the high-frequency wavelet transform coefficient based on the detected edge information; High-frequency wavelet transform coefficient obtained by the second wavelet transform means Based on the edge position information, first wavelet inverse transform means for performing wavelet inverse transform using only, edge position detection means for detecting edge position information of the image data from the data obtained by the wavelet inverse transform, and Edge image data generating means for generating edge image data, third wavelet transform means for wavelet transforming the edge image data, and a high-frequency wavelet transform coefficient obtained by the third wavelet transform means for amplitude conversion A second coefficient processing means for generating a second coefficient; a coefficient synthesizing means for generating a third coefficient by combining the first coefficient and the second coefficient; and a wavelet using the third coefficient. Second wavelet inverse transform means for generating image data with edge enhancement by inverse transform; It is characterized by comprising a display means for displaying the edge enhanced image data.
本発明によれば、被検体に対する超音波送受波によって生成された画像データをウェーブレット変換によって画像処理する際に、ウェーブレット変換の高周波成分から得られるエッジ情報に基づいてこの高周波成分をアダプティブ処理することにより、画像データにおける効果的なスペックルノイズの低減とエッジ強調が可能となる。 According to the present invention, when image data generated by ultrasonic wave transmission / reception with respect to a subject is image-processed by wavelet transform, adaptively processing the high-frequency component based on edge information obtained from the high-frequency component of the wavelet transform. Thus, effective speckle noise reduction and edge enhancement in image data can be achieved.
以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。 Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
以下に述べる本発明の第１の実施例における超音波診断装置は、被検体に対する超音波送受波によって得られた画像データに対してウェーブレット変換による画像処理を行なう際に、ウェーブレット変換によって得られた各解像度レベルの高周波ウェーブレット変換係数からエッジ情報を検出し、次いで、このエッジ情報に基づいて重み付け処理した前記高周波ウェーブレット変換係数を用いてウェーブレット逆変換することによりエッジ強調された画像データを生成する。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment of the present invention described below is obtained by wavelet transformation when performing image processing by wavelet transformation on image data obtained by ultrasonic wave transmission / reception with respect to a subject. Edge information is detected from high-frequency wavelet transform coefficients of each resolution level, and then edge-enhanced image data is generated by performing wavelet inverse transform using the high-frequency wavelet transform coefficients weighted based on the edge information.
（装置の構成）
本発明の第１の実施例における超音波診断装置の構成につき図１乃至図７を用いて説明する。尚、図１は、上記超音波診断装置の全体構成を示すブロック図であり、図２は、この超音波診断装置が備えた画像データ生成部の構成を示すブロック図である。
(Device configuration)
The configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus, and FIG. 2 is a block diagram showing the configuration of an image data generation unit provided in the ultrasonic diagnostic apparatus.
超音波診断装置１００は、当該患者の複数走査方向に対し超音波送受波を行なって画像データを生成する画像データ生成部１０と、この画像データのウェーブレット変換から得られた高周波ウェーブレット変換係数に基づいてエッジ情報を検出し、更に、このエッジ情報に基づいて重み付け処理した前記高周波ウェーブレット変換係数を用いたウェーブレット逆変換により、エッジ強調処理された画像データを生成するエッジ強調処理部３０を備えている。
The ultrasound
更に、超音波診断装置１００は、エッジ強調処理後の画像データを所定の表示形態に変換する走査変換部５１と、走査変換された画像データを表示するためのモニタ５２と、患者情報の入力、画像データ収集モードの選択、診断部位の設定、更には各種コマンド信号の入力等を行なう入力部５３と、上述の各ユニットを統括して制御するシステム制御部５４を備えている。
Furthermore, the ultrasonic
そして、画像データ生成部１０は、被検体に対して、例えば、セクタ走査、コンベックス走査、リニア走査等に対応した超音波送受波を行なってＢモード画像データあるいはカラードプラ画像データ等の画像データを生成する機能を有している、以下では、セクタ走査方式によってＢモード画像データを生成する場合について述べるが、これらに限定されない。
Then, the image
即ち、Ｂモード画像データの生成を行なう画像データ生成部１０は、図２に示すように、当該患者の所定走査方向に対して超音波の送受波を行なう超音波プローブ２０と、超音波プローブ２０の圧電振動子を駆動するための駆動パルスを生成する超音波送信部２と、当該患者の所定走査方向からの超音波反射波を受信する超音波受信部３と、この超音波反射波を信号処理して所定走査方向に対するＢモード画像データを生成する信号処理部４を備えている。
That is, the image
超音波プローブ２０は、図示しない１次元に配列された複数個（Ｍ個）の圧電振動子をその先端部分に有し、当該患者に対して先端部分を接触させ超音波の送受波を行なう。又、超音波プローブ２０の圧電振動子の各々は、図示しないＭチャンネルの多芯ケーブルを介して超音波送信部２及び超音波受信部３に接続されている。圧電振動子は電気音響変換素子であり、送信時には電気パルス（駆動信号）を超音波パルス（送信超音波）に変換し、又、受信時には超音波反射波（受信超音波）を電気的な受信信号に変換する機能を有している。
The
次に、画像データ生成部１０の超音波送信部２は、レートパルス発生器１１と、送信遅延回路１２と、パルサ１３を備えている。
Next, the
レートパルス発生器１１は、患者の体内に放射する超音波パルスの繰り返し周期（レート周期）を決定するレートパルスを発生して送信遅延回路１２に供給する。次いで、送信遅延回路１２は、送信に使用される圧電振動子と同数のＭチャンネルの独立な遅延回路から構成され、超音波パルスを所定の深さに集束するための集束用遅延時間と、超音波パルスの送信指向性を順次変更して当該患者を走査するための偏向用遅延時間を上記レートパルスに与え、このレートパルスをパルサ１３に供給する。又、パルサ１３は、送信遅延回路１２と同数のＭチャンネルの独立な駆動回路を有しており、超音波プローブ２０に内蔵された圧電振動子を駆動し、患者体内に超音波パルスを放射する。
The
一方、超音波受信部３は、プリアンプ１４と、Ａ／Ｄ変換器１５と、ビームフォーマ１６と、加算器１７を備えている。プリアンプ１４は、圧電振動子によって電気的な受信信号に変換された微小信号を増幅し、十分なＳ／Ｎを確保するように設計されており、このプリアンプ１４において所定の大きさに増幅された受信信号は、Ａ／Ｄ変換器１５にてデジタル信号に変換され、ビームフォーマ１６に送られる。
On the other hand, the ultrasonic receiving unit 3 includes a
ビームフォーマ１６は、所定の深さからの超音波反射波を集束するための集束用遅延時間と、超音波反射波の受信指向性を順次変更して当該患者を走査するための偏向用遅延時間をＡ／Ｄ変換器１５の出力信号に与え、加算器１７は、これらビームフォーマ１６からの出力を整相加算（所定の方向から得られた受信信号を位相合わせして加算）する。
The beam former 16 includes a focusing delay time for focusing an ultrasonic reflected wave from a predetermined depth, and a deflection delay time for scanning the patient by sequentially changing the reception directivity of the ultrasonic reflected wave. Is added to the output signal of the A /
次に、信号処理部４は、包絡線検波器１８と対数変換器１９を備えており、所定走査方向から得られた受信信号を包絡線検波して画像データを生成する。即ち、包絡線検波器１８は、入力されたデジタル信号に対してその包絡線を検出する。又、対数変換器１９は、入力値を対数変換して出力するルックアップテーブルを備え、受信信号の振幅を対数変換することによって弱い信号を相対的に強調し所定走査方向におけるＢモード画像データを生成する。
Next, the
次に、図２に戻ってエッジ強調処理部３０は，上述の画像データ生成部１０によって得られた走査方向単位のＢモード画像データを順次保存して生成された２次元のＢモード画像データに対してウェーブレット変換を行なって低周波ウェーブレット変換係数と高周波ウェーブレット変換係数を得るウェーブレット変換部３２と、このウェーブレット変換によって得られた高周波ウェーブレット変換係数からエッジ情報を検出するエッジ情報検出部３３と、検出されたエッジ情報に基づいて前記高周波ウェーブレット変換係数の重み付け処理を行なう係数処理部３４と、重み付け処理された高周波ウェーブレット変換係数と前記低周波ウェーブレット変換係数を用いてウェーブレット逆変換を行なうウェーブレット逆変換部３５を備えている。
Next, referring back to FIG. 2, the edge
更に、エッジ強調処理部３０は、画像データ生成部１０から供給される走査方向単位の画像データを順次保存して２次元の画像データを生成すると共に、ウェーブレット変換によって得られた各解像度レベルにおける低周波ウェーブレット変換係数及び高周波ウェーブレット変換係数、更には、重み付け処理した高周波ウェーブレット変換係数を一旦保存する画像データ記憶部３１と、この画像データ記憶部３１に対して上述の画像データやウェーブレット変換係数の書き込みあるいは読み出しを行なう読み出し／書き込み制御部３６を備えている。
Further, the edge
ウェーブレット変換部３２は、例えば、図３（ａ）に示すように走査方向θ１乃至θＰにおいて得られたＢモード画像データを配列して生成したＰ画素ｘＰ画素の２次元画像データ（原画像データ）６１に対してｘ方向（θ方向）及びｙ方向（超音波送受波方向）の２次元ウェーブレット変換を行なう。尚、以下では３回のウェーブレット変換（即ち、解像度レベルＧ１乃至Ｇ３）を行なって各解像度レベルの低周波ウェーブレット変換係数と高周波ウェーブレット変換係数を算出する場合について述べるがこれに限定されない。
For example, the
即ち、ウェーブレット変換部３２は、図示しない演算回路と記憶回路を備え、前記記憶回路には、原画像データ６１のｘ方向及びｙ方向における高周波成分を抽出するためのウェーブレット関数Ｈと低周波成分を抽出するためのウェーブレット関数Ｇが予め保管されている。尚、上記ウェーブレット関数としてＨａａｒのウェーブレット関数やＤａｕｂｅｃｈｉｅｓのウェーブレット関数菜等が用いられ、上記のウェーブレット関数Ｈによって高域通過フィルタが形成され、ウェーブレット関数Ｇによって低域通過フィルタが形成される。
That is, the
図３（ｂ）は、ウェーブレット変換におけるデータ処理方法の具体例を示したものであり、ウェーブレット変換部３２の演算回路は、先ず、画像データ記憶部３１から読み出した原画像データ５０のｘ方向に対してウェーブレット関数Ｈとウェーブレット関数Ｇによるフィルタリング処理を行ない、更に、処理して得られた２つのデータに対してｘ方向の画素を１画素おきに間引いてｘ方向にＰ／２画素、ｙ方向にＰ画素のウェーブレット変換係数Ｈ０１及びＬ０１を算出する。
FIG. 3B shows a specific example of the data processing method in the wavelet transform. The arithmetic circuit of the
次いで、ウェーブレット変換部３２は、上記ウェーブレット変換係数Ｈ０１のｙ方向に対してもウェーブレット関数Ｈとウェーブレット関数Ｇによるフィルタリング処理を行ない、得られたデータのｙ方向の画素を１画素おきに間引いてｘ方向及びｙ方向に夫々Ｐ／２の画素を有した解像度レベルＧ１の高周波ウェーブレット変換係数ＨＨ１及びＨＬ１を算出する。
Next, the
同様にして、上記ウェーブレット変換係数Ｌ０１のｙ方向に対してもウェーブレット関数Ｈとウェーブレット関数Ｇによるフィルタリング処理を行ない、このとき得られたデータのｙ方向の画素を１画素おきに間引いて解像度レベルＧ１の高周波ウェーブレット変換係数ＬＨ１と低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ１を算出する。 Similarly, a filtering process using the wavelet function H and the wavelet function G is also performed on the y direction of the wavelet transform coefficient L01, and pixels in the y direction of the obtained data are thinned out every other pixel to obtain a resolution level G1. The high frequency wavelet transform coefficient LH1 and the low frequency wavelet transform coefficient LL1 are calculated.
このような手順によって、原画像データＡに対する解像度レベル１の高周波ウェーブレット変換係数ＨＨ１、ＨＬ１，ＬＨ１と低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ１が算出される。尚、高周波ウェーブレット変換係数ＨＨ１は原画像データＡにおける斜め方向の高周波成分に対応し、高周波ウェーブレット変換係数ＨＬ１はｘ方向の高周波成分を，又、高周波ウェーブレット変換係数ＬＨ１はｙ方向の高周波成分に対応しており、例えば、原画像データにおける対角方向のエッジ情報、ｙ方向のエッジ情報、ｘ方向のエッジ情報が反映されている。
By such a procedure, the high-frequency wavelet transform coefficients HH1, HL1, LH1 and the low-frequency wavelet transform coefficient LL1 of
次に、ウェーブレット変換部３２は、解像度レベルＧ１において得られたＰ／２画素ｘＰ／２画素の低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ１に対し上述と同様の手順に従って解像度レベルＧ２の高周波ウェーブレット変換係数ＨＨ２，ＨＬ２，ＬＨ２と低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ２を算出し、更に、上記解像度レベルＧ２の低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ２に対してウェーブレット変換を行なって解像度レベルＧ３の高周波ウェーブレット変換係数ＨＨ３，ＨＬ３，ＬＨ３と低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ３を算出する。このとき、解像度レベル２のウェーブレット変換係数はＰ／４ｘＰ／４の画素で構成され、解像度レベル３のウェーブレット変換係数はＰ／８ｘＰ／８の画素で構成される。
Next, the
図４は、ウェーブレット変換部３２によって得られた解像度レベルＧ１及び解像度レベルＧ２におけるウェーブレット変換係数の記憶形態を模式的に示しており、Ｐ画素ｘＰ画素の原画像データは、図４（ａ）の解像度レベルＧ１においてＰ／２画素ｘＰ／２画素からなる低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ１と高周波ウェーブレット変換係数ＨＬ１，ＬＨ１及びＨＨ１に置き換わる。
FIG. 4 schematically shows a storage form of wavelet transform coefficients at the resolution level G1 and resolution level G2 obtained by the
更に、図４（ｂ）の解像度レベル２において、低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ１の代わりに、この低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ１に対してウェーブレット変換して得られた解像度レベル２の低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ２と高周波ウェーブレット変換係数ＨＬ２，ＬＨ２及びＨＨ２が配置される。同様にして、解像度レベル３においては、低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ２に対してウェーブレット変換して得られた図示しない解像度レベル３のウェーブレット変換係数ＬＬ３，ＨＬ３，ＬＨ３、ＨＨ３が低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ２に代わって配置される。
Further, at the
尚、図３及び図４において、上述の２画素おきの間引き演算は（↓２）によって示しており、間引き演算とウェーブレット変換を繰り返すことによって解像度レベルの増加と共に原画像データの低周波成分が検出される。即ち、解像度レベルを選択することによって所定の空間周波数を要したエッジ情報を抽出することが可能となる。 In FIGS. 3 and 4, the thinning calculation every two pixels is indicated by (↓ 2), and the low frequency component of the original image data is detected as the resolution level increases by repeating the thinning calculation and the wavelet transform. Is done. In other words, it becomes possible to extract edge information that requires a predetermined spatial frequency by selecting a resolution level.
次に、エッジ情報検出部３３は、図示しない比較回路と記憶回路を備え、この記憶回路には生体組織のエッジに起因する高周波ウェーブレット変換係数とスペックルノイズやシステムノイズに起因する高周波ウェーブレット変換係数を判別するための閾値ＴＨＨ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）、ＴＨＬ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）及びＴＬＨ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）が、被検体の診断部位別、解像度レベル別、更には、夫々の解像度レベルＧｉにおける高周波ウェーブレット変換係数別に予め設定されている。尚、上記ｉは解像度レベルＧｉ、ｍｉ及びｎｉは解像度レベルＧｉにおける画素のｘ座標及びｙ座標を示す。
Next, the edge
そして、前記比較回路は、図５のフローチャートに示すようにウェーブレット変換部３２において算出された所定の解像度レベルＧｉ（ｉ＝１乃至３）における高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｉ，ＨＬｉ，ＬＨｉ（ｉ＝１乃至３）の各画素値ＣＨＨ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）、ＣＨＬ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）及びＣＬＨ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）（ｉ＝１乃至３）の夫々と上述の閾値ＴＨＨ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）、ＴＨＬ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）及びＴＬＨ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）を比較し、この閾値より大きな画素値を有する画素をエッジ情報として検出する。
Then, the comparison circuit, as shown in the flowchart of FIG. 5, uses the high-frequency wavelet transform coefficients HHi, HLi, LHi (i = 1 to 1) at the predetermined resolution level Gi (i = 1 to 3) calculated by the
次いで、エッジ情報として検出された画素の画素値の絶対値｜ＣＨＨ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）｜、｜ＣＨＬ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）｜及び｜ＣＬＨ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）｜をエッジ度ＥＨＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）、ＥＨＬ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）及びＥＬＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）に設定する。一方、上記閾値より小さな値を示す画素はエッジ以外の情報と判断し、そのエッジ度ＥＨＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）、ＥＨＬ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）及びＥＬＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）を零に設定する。 Next, the absolute values of the pixel values of the pixels detected as edge information | C HH (i, mi, ni) |, | C HL (i, mi, ni) | and | C LH (i, mi, ni) | Are set to the edge degrees E HH (i, mi, ni), E HL (i, mi, ni) and E LH (i, mi, ni). On the other hand, a pixel having a value smaller than the threshold value is determined as information other than an edge, and the edge degrees E HH (i, mi, ni), E HL (i, mi, ni) and E LH (i, mi, ni) are determined. ) Is set to zero.
一方、係数処理部３４は、図示しない演算回路と記憶回路を備え、この記憶回路にはエッジ度ＥＨＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）、ＥＨＬ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）及びＥＬＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）に対する振幅変換係数ＡＨＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）、ＡＨＬ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）及びＡＬＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）の関係を示すルックアップテーブルを有している。図６は、エッジ情報Ｅｇ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）（ｇ：ＨＨ，ＨＬ，ＬＨ）と振幅変換係数Ａｇ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）の関係の１例を示しており、この具体例によれば、高周波ウェーブレット変換係数の画素値Ｃｇ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）に対応するエッジ度Ｅｇ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）が零の場合は１に、又零より大きなエッジ度Ｅｇ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）に対してはその大きさに依存して変化する１以上の振幅変換係数Ａｇ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）が設定されている。
On the other hand, the
そして、係数処理部３４の演算回路は、前記画素値ＣＨＨ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）、ＣＨＬ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）及びＣＬＨ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）の各々に対して、これらの画素値に対応する振幅変換係数ＡＨＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）、ＡＨＬ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）及びＡＬＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）を乗算することによって高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｉ，ＨＬｉ，ＬＨｉの振幅変換（重み付け）を行ない、変換後の高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｘｉ，ＨＬｘｉ及びＬＨｘｉを生成する。
Then, the arithmetic circuit of the
次に、ウェーブレット逆変換部３５は、ウェーブレット変換部３２と同様にして図示しない演算回路と記憶回路を備え、この記憶回路には、ウェーブレット逆変換において用いられる逆ウェーブレット関数Ｈｏと逆ウェーブレット関数Ｇｏが予め保管されている。そして、前記演算回路は、上述の手順によって生成された振幅変換後の高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｘｉ，ＨＬｘｉ及びＬＨｘｉと解像度レベルＧ３における低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ３を用いてウェーブレット逆変換を行なってエッジ強調処理後の画像データを生成する。
Next, similarly to the
図７は、ウェーブレット逆変換におけるデータ処理方法を示したものであり、ウェーブレット逆変換部３５は、係数処理部３４において生成された高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｘ３，ＨＬｘ３，ＬＨｘ３と解像度レベルＧ３における低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ３を用いてウェーブレット逆変換を行なって解像度レベル２における新たな低周波ウェーブレット変換係数ＬＬｘ２を得る。
FIG. 7 shows a data processing method in the wavelet inverse transform. The wavelet
即ち、ウェーブレット逆変換部３５は、低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ３及び高周波ウェーブレット変換係数ＬＨｘ３のｙ方向の画素間に1画素分のスペースを設定し、次いで、ウェーブレット関数Ｇ及びウェーブレット関数Ｈに対応する逆ウェーブレット関数Ｇｏと逆ウェーブレット関数Ｈｏを用いたフィルタリング処理を前記ｙ方向で行ない、フィルタリング処理された低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ３と高周波ウェーブレット変換係数ＬＨｘ３を加算する。更に、この加算結果のｘ方向の画素間に１画素分のスペースを設定し、逆ウェーブレット関数Ｇｏによるフィルタリング処理を前記ｘ方向で行なってウェーブレット変換係数Ｌｘ３を得る。
That is, the wavelet
同様にして、高周波ウェーブレット変換係数ＨＬｘ３及び高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｘ３に対しても同様のフィルタリング処理をｙ方向とｘ方向で行ないウェーブレット変換係数Ｈｘ３を得る。そして、ウェーブレット変換係数Ｌｘ３とウェーブレット変換係数Ｈｘ３を加算して解像度レベルＧ２の低周波ウェーブレット変換係数ＬＬｘ２を生成する。 Similarly, the same filtering process is performed on the high-frequency wavelet transform coefficient HLx3 and the high-frequency wavelet transform coefficient HHx3 to obtain the wavelet transform coefficient Hx3. Then, the wavelet transform coefficient Lx3 and the wavelet transform coefficient Hx3 are added to generate a low frequency wavelet transform coefficient LLx2 having a resolution level G2.
次いで、低周波ウェーブレット変換係数ＬＬｘ２と既に係数処理部３４において振幅変換された解像度レベルＧ２の高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｘ２，ＨＬｘ２，ＬＨｘ２に対しても同様の処理を行なって解像度レベルＧ１の低周波ウェーブレット変換係数ＬＬｘ１を生成し、更に、この低周波ウェーブレット変換係数ＬＬｘ１と解像度レベルＧ１における振幅変換後の高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｘ１，ＨＬｘ１，ＬＨｘ１に対しても同様の処理を行なってエッジ強調処理後の画像データを生成する。尚、図７において、上述の画素間における１画素分のスペース設定は（↑２）によって示されている。
Next, the same processing is performed on the low-frequency wavelet transform coefficient LLx2 and the high-frequency wavelet transform coefficients HHx2, HLx2, and LHx2 of the resolution level G2 that have already been amplitude-converted by the
次に、走査変換部５１は、エッジ強調処理部３０においてエッジ強調処理された画像データを扇状に配列し直した後、Ｄ／Ａ変換やＴＶフォーマット変換によって映像信号を生成し、得られた映像信号をモニタ５２に表示する。
Next, the
一方、入力部５３は、操作パネル上に表示パネルやキーボード、トラックボール、マウス等の入力デバイスを備え、操作者は、この入力部５３より患者情報の入力や画像データ収集モードの選択、診断部位の設定、更には種々のコマンド信号の入力等を行なう。そして、システム制御部５４は、図示しないＣＰＵと記憶回路を備え、入力部５３から入力されるコマンド信号に基づいて画像データ生成部１０、エッジ強調処理部３０及び走査変換部５１の各ユニットを統括的に制御する。
On the other hand, the
尚、上述のウェーブレット変換部３２、エッジ情報検出部３３、係数処理部３４及びウェーブレット逆変換部３５における各々の記憶回路は、画像データ記憶部３１において共通に設けられてもよい。
The storage circuits in the
（画像データの処理手順）
次に、図１乃至図８を用いて超音波診断装置における画像データの生成と、得られた画像データに対するエッジ強調処理の手順を説明する。尚、図８は、上記手順を示すフローチャートである。
(Image data processing procedure)
Next, the procedure of image data generation and edge enhancement processing for the obtained image data will be described with reference to FIGS. FIG. 8 is a flowchart showing the above procedure.
超音波診断装置１００の操作者は、入力部５３において当該患者の患者情報や診断部位の設定、画像データ収集モード（即ち、セクタ走査法によるＢモード画像データの収集モード）や診断に使用する超音波プローブの選択を行なう（図８のステップＳ１）。そして、システム制御部５４は、その記憶回路に上記の選択情報や入力情報を一旦保存した後、選択された超音波プローブの超音波周波数情報や診断部位情報をエッジ強調処理部３０のエッジ情報検出部３３に供給する。
The operator of the ultrasonic
次いで、操作者によりＢモード画像データの生成開始コマンドが入力部５３より入力され、このコマンド信号がシステム制御部５４に供給されることによってＢモード画像データの生成が開始される（図８のステップＳ２）。
Next, a B-mode image data generation start command is input from the
当該患者に対する超音波の送信に際して、図２に示した画像データ生成部１０の超音波送信部２におけるレートパルス発生器１１は、システム制御部５４からの制御信号に従って、患者の体内に放射する超音波パルスのレート周期を決定するレートパルスを送信遅延回路１２に供給する。送信遅延回路１２は、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を集束するための遅延時間と、第１の走査方向θ１に超音波を放射するための遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスをパルサ１３に供給する。
When transmitting ultrasonic waves to the patient, the
次いで、パルサ１３は、供給されたレートパルスに基づいて生成した駆動パルスによって超音波プローブ２０の超音波振動子を駆動し、患者体内に超音波パルスを放射する。このパルサ１３は、Ｍチャンネルから構成され、図示しないＭチャンネルの多芯ケーブルを介して超音波プローブ２０の超音波振動子の各々に接続されている。
Next, the
被検体内に放射された超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる臓器境界面、あるいは組織にて反射する。そして、被検体内にて反射した超音波反射波は、送信時と同じ超音波プローブ２０によって受信されて超音波反射波から電気的な受信信号に変換され、超音波受信部３のプリアンプ１４にて所定の大きさに増幅された後、Ａ／Ｄ変換器１５にてデジタル信号に変換される。更に、デジタル信号に変換された受信信号は、ビームフォーマ１６にて、システム制御部５４からの制御信号に基づいて所定の遅延時間が与えられた後、加算器１７において加算合成される。
A part of the ultrasonic wave radiated into the subject is reflected on an organ boundary surface or tissue having different acoustic impedance. Then, the reflected ultrasonic wave reflected in the subject is received by the same
このとき、ビームフォーマ１６では、所定の深さからの超音波反射波を集束するための遅延時間と、第1の走査方向θ１からの超音波反射波に対して強い受信指向性をもたせるための遅延時間が、システム制御部５４からの制御信号に従って設定される。
At this time, the beam former 16 has a delay time for focusing the ultrasonic reflected wave from a predetermined depth and a strong reception directivity for the ultrasonic reflected wave from the first scanning direction θ1. The delay time is set according to a control signal from the
加算器１７において加算合成された受信信号は、信号処理部４に送られ、包絡線検波器１８及び対数変換器１９において包絡線検波と対数変換とがなされてＢモード画像データが生成される。そして、走査方向θ１に対して生成されたＢモード画像データは、図１の画像データ記憶部３１に一旦保存される。
The reception signal added and synthesized in the adder 17 is sent to the
上述の手順によって、走査方向θ１におけるＢモード画像データの生成と保存が終了したならば、超音波の送受信方向をΔθずつ順次更新させながらθｐ＝θ１＋（ｐ−１）Δθ（ｐ＝２〜Ｐ）に偏向し、同様な手順で走査方向θ２乃至走査方向θＰに対する超音波送受波を行なう。このとき、システム制御部５４は、その制御信号によって送信遅延回路１２及びビームフォーマ１６の遅延時間を上記走査方向に対応させて順次切り替えながら、当該患者に対して超音波送受波を行ない、各走査方向に対して得られたＢモード画像データをエッジ強調処理部３０の画像データ記憶部３１に保存する。即ち、画像データ記憶部３１では２次元のＢモード画像データ（原画像データ）が生成される（図８のステップＳ３）。
When the generation and storage of the B-mode image data in the scanning direction θ1 is completed by the above-described procedure, θp = θ1 + (p−1) Δθ (p = 2 to P) while sequentially updating the ultrasonic wave transmission / reception direction by Δθ. And ultrasonic transmission / reception with respect to the scanning direction θ2 to the scanning direction θP is performed in the same procedure. At this time, the
一方、図１のエッジ強調処理部３０における読み出し／書き込み制御部３６は、画像データ記憶部３１に保存された２次元の原画像データを読み出してウェーブレット変換部３２の記憶回路に保存し、ウェーブレット変換部３２の演算部は、前記原画像データのｘ方向及びｙ方向に対して２次元ウェーブレット変換を行ない、解像度レベルＧｉ（ｉ＝１乃至３）における高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｉ、ＨＬｉ及びＬＨｉと解像度レベル３における低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ３の算出を行なう（図８のステップＳ４）。そして。算出された上記ウェーブレット変換係数は、読み出し／書き込み制御部３６によってエッジ情報検出部３３の記憶回路に保存される。
On the other hand, the read /
次に、エッジ情報検出部３３は、診断部位別あるいは超音波プローブ別に予め保管されている閾値情報の中から、システム制御部５４から供給された診断部位情報あるいは超音波周波数情報に対応した解像度レベルＧｉの閾値ＴＨＨ（ｉ）、ＴＨＬ（ｉ）及びＴＬＨ（ｉ）を選択する。次いで、ウェーブレット変換部３２において算出された解像度レベルＧｉにおける高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｉ，ＨＬｉ，ＬＨｉの各画素値ＣＨＨ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）、ＣＨＬ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）及びＣＬＨ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）の夫々と上述の閾値ＴＨＨ（ｉ）、ＴＨＬ（ｉ）及びＴＬＨ（ｉ）とを比較し、この閾値より大きな画素値を有する画素を検出する（図８のステップＳ５）。
Next, the edge
そして、検出された画素の前記画素値の絶対値｜ＣＨＨ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）｜、｜ＣＨＬ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）｜及び｜ＣＬＨ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）｜を当該画素のエッジ度ＥＨＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）、ＥＨＬ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）及びＥＬＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）として設定する（図８のステップＳ６）。そして、読み出し／書き込み制御部３６は、設定された上記のエッジ度情報を、係数処理部３４の記憶回路に保存する。
Then, the absolute values | C HH (i, mi, ni) |, | C HL (i, mi, ni) | and | C LH (i, mi, ni) | Pixel edge degrees E HH (i, mi, ni), E HL (i, mi, ni) and E LH (i, mi, ni) are set (step S6 in FIG. 8). Then, the read /
係数処理部３４は、前記記憶回路から読み出したエッジ情報に基づいて画素値ＣＨＨ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）、ＣＨＬ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）及びＣＬＨ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）の各々に対応する振幅変換係数ＡＨＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）、ＡＨＬ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）、ＡＬＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）を自己のルックアップテーブルから読み出す。そして、これらの振幅変換係数ＡＨＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）、ＡＨＬ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）及びＡＬＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）を乗算することによって高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｉ，ＨＬｉ，ＬＨｉの振幅変換（重み付け処理）を行ない、変換後の高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｘｉ，ＨＬｘｉ，ＬＨｘｉを生成する（図８のステップＳ７）。そして、読み出し／書き込み制御部３６は得られた高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｘｉ，ＨＬｘｉ，ＬＨｘｉをウェーブレット逆変換部３５の記憶回路に保存する。
The
一方、ウェーブレット逆変換部３５の演算回路は、上述の手順によって生成された振幅変換後の高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｘｉ，ＨＬｘｉ，ＬＨｘｉと解像度レベルＧ３における低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ３を用いてウェーブレット逆変換を行なってエッジ強調画像データを生成する（図８のステップＳ８）。
On the other hand, the arithmetic circuit of the wavelet
そして、走査変換部５１は、エッジ強調処理部３０においてエッジ強調された画像データを扇状に配列した後、Ｄ／Ａ変換とＴＶフォーマット変換等によって映像信号を生成しモニタ５２に表示する（図８のステップＳ９）。
Then, the
以上述べた本発明の第１の実施例によれば、被検体に対する超音波送受波によって生成された画像データをウェーブレット変換によって画像処理する際に、ウェーブレット変換の高周波成分と予め設定した閾値との比較を行なうことによって生体組織のエッジ情報を検出することができ、このエッジ情報に基づいて高周波ウェーブレット変換係数を重み付け処理することによって画像データのエッジ強調を行なうことが可能となる。 According to the first embodiment of the present invention described above, when image processing is performed by wavelet transformation on image data generated by ultrasonic wave transmission / reception with respect to a subject, a high-frequency component of wavelet transformation and a preset threshold value are set. By performing the comparison, the edge information of the living tissue can be detected, and the edge enhancement of the image data can be performed by weighting the high frequency wavelet transform coefficient based on the edge information.
又、上記、閾値との比較は各解像度レベルにおける高周波ウェーブレット変換係数の各々に対して独立に行なうことが出来るため、原画像データに対して効果的なエッジ強調処理を行なうことが可能となる。 Further, since the comparison with the threshold value can be performed independently for each of the high-frequency wavelet transform coefficients at each resolution level, it is possible to perform effective edge enhancement processing on the original image data.
更に、上記閾値の設定は、被検体、被検体の診断対象部位、更には、使用する超音波プローブの超音波周波数等によって設定することが出来るため、高精度のエッジ強調処理が可能である。 Furthermore, since the threshold value can be set according to the subject, the diagnosis target part of the subject, the ultrasonic frequency of the ultrasonic probe to be used, and the like, highly accurate edge enhancement processing is possible.
尚、上述の実施例におけるエッジ度の検出では、高周波ウェーブレット変換係数ＨＨ，ＨＬ及びＬＨの画素値ＣＨＨ、ＣＨＬ及びＣＬＨの全てに対して閾値ＴＨＨ、ＴＨＬ及びＴＬＨとの比較を行なったが、図９のフローチャートに従って行なってもよい。 In the detection of the edge degree in the above-described embodiment, all the pixel values C HH , C HL and C LH of the high frequency wavelet transform coefficients HH, HL and LH are compared with the thresholds T HH , T HL and T LH. However, it may be performed according to the flowchart of FIG.
即ち、エッジ情報検出部３３の比較回路は、解像度レベルＧｉのウェーブレット変換によって得られた高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｉ，ＨＬｉ，ＬＨｉの画素値の絶対値｜ＣＨＨ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）｜、｜ＣＨＬ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）｜及び｜ＣＬＨ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）｜を算出し、次いで、同一座標（ｍｉ，ｎｉ）における前記画素値の絶対値を比較して最大値を有する高周波ウェーブレット変換係数を選択する。
That is, the comparison circuit of the edge
そして、例えば、高周波ウェーブレット変換係数ＨＬｉが選択されたならば、その画素値の絶対値｜ＣＨＬ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）｜と予め設定された閾値ＴＨＬ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）を比較し、この閾値より大きな画素値を有する画素を検出する。そして、検出された画素のエッジ度ＥＨＬ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）を高周波ウェーブレット変換係数の画素値の絶対値｜ＣＨＬ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）｜によって設定する。一方、上記閾値より小さな値を示す画素はエッジ以外の情報と判断し、そのエッジ度Ｅ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）を零に設定し、更に、選択されたかった高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｉ及びＬＨｉにおける全ての画素のエッジ度ＥＨＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）及びＥＬＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）も零に設定する。高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｉあるいはＬＨｉが選択された場合も同様の手順によってエッジ度の設定を行なう。この方法によれば、例えば、組織の境界が走行する所定の方向に対して選択的なエッジ強調が可能となり、スペックルノイズ等のノイズ成分との判別が更に容易となる。 For example, if the high-frequency wavelet transform coefficient HLi is selected, the absolute value | C HL (i, mi, ni) | of the pixel value is compared with a preset threshold value T HL (i, mi, ni). Then, a pixel having a pixel value larger than this threshold is detected. Then, the edge degree E HL (i, mi, ni) of the detected pixel is set by the absolute value | C HL (i, mi, ni) | of the pixel value of the high frequency wavelet transform coefficient. On the other hand, a pixel having a value smaller than the threshold is determined to be information other than an edge, the edge degree E (i, mi, ni) is set to zero, and the high-frequency wavelet transform coefficients HHi and LHi that were desired to be selected are set. Edge degrees E HH (i, mi, ni) and E LH (i, mi, ni) of all pixels are also set to zero. Even when the high frequency wavelet transform coefficient HHi or LHi is selected, the edge degree is set by the same procedure. According to this method, for example, edge enhancement can be selectively performed with respect to a predetermined direction in which the tissue boundary travels, and discrimination from noise components such as speckle noise is further facilitated.
又、上述の実施例に用いられる閾値ＴＨＨ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）、ＴＨＬ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）及びＴＬＨ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）は画素単位で設定されているため、例えば、超音波プローブから反射位置までの距離に伴って変化する原画像データの分解能やスペックルパターンの形状を考慮したエッジ強調処理が可能となるが、閾値設定を簡略化するためには高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｉ，ＨＬｉ、ＬＨｉの各画素に対して同一の閾値ＴＨＨ（ｉ）、ＴＨＬ（ｉ）及びＴＬＨ（ｉ）を設定してもよい。 Further, since the thresholds T HH (i, mi, ni), T HL (i, mi, ni) and T LH (i, mi, ni) used in the above-described embodiment are set in units of pixels, for example, The edge enhancement process considering the resolution of the original image data that changes with the distance from the ultrasonic probe to the reflection position and the shape of the speckle pattern is possible, but in order to simplify the threshold setting, the high-frequency wavelet transform The same thresholds T HH (i), T HL (i), and T LH (i) may be set for each pixel of the coefficients HHi, HLi, and LHi.
（変形例）
次に、本実施例の変形例につき図１０乃至図１２を用いて説明する。本変形例では、最高次の解像度レベルＧｋ（ｋ＝３）における低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ３を零に置換した後ウェーブレット逆変換によって得られた解像度ｉ（ｉ＜ｋ）の高周波ウェーブレット変換係数に基づいてエッジ情報を検出し、次いで、このエッジ情報に基づいて重み付け処理した各解像度レベルの高周波ウェーブレット変換係数を用いたウェーブレット逆変換によりエッジ強調画像データを生成している。尚、本変形例においても、上述の実施例と同様に説明を簡単にするために３回のウェーブレット変換（即ち、解像度レベルＧ１乃至Ｇ３）を行なう場合について述べるがこれに限定されるものではない。
(Modification)
Next, a modification of the present embodiment will be described with reference to FIGS. In this modification, the low-frequency wavelet transform coefficient LL3 at the highest-order resolution level Gk (k = 3) is replaced with zero and then the high-frequency wavelet transform coefficient of resolution i (i <k) obtained by wavelet inverse transform is used. Edge information is then detected, and then edge-enhanced image data is generated by wavelet inverse transform using high-frequency wavelet transform coefficients of each resolution level weighted based on the edge information. In this modified example as well, the case where three wavelet transforms (that is, resolution levels G1 to G3) are performed in order to simplify the explanation is described in the same manner as in the above embodiment, but the present invention is not limited to this. .
図１０は、本変形例におけるエッジ情報検出部３３のブロック図である。即ち、本変形例におけるエッジ強調処理部３０のエッジ情報検出部３３は、図１のエッジ強調処理部３０のウェーブレット変換部３２が行なうウェーブレット変換によって得られた最大解像度レベルＧ３の低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ（３，ｍ３，ｎ３）の画素値ＣＬＬ（３、ｍ３，ｎ３）を零に置き換える係数処理部３３１と、画素値の置き換えを行なった上記低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ（３，ｍ３，ｎ３）と既に得られている各解像度レベルの高周波ウェーブレット変換係数を用いてウェーブレット逆変換を行なうウェーブレット逆変換部３３２を備えている。
FIG. 10 is a block diagram of the edge
更に、エッジ情報検出部３３は、上記ウェーブレット逆変換によって得られた各解像度レベルＧｉにおける低周波ウェーブレット変換係数の画素値からエッジの位置や方向、更にはその大きさを検出するエッジ検出部３３３と、検出されたエッジの大きさ（画素値）に基づいてエッジ度を算出するエッジ度算出部３３４と、算出されたエッジ度と予め設定された閾値を比較し、この閾値より小さなエッジ度を有する低周波ウェーブレット変換係数の画素を零に置き換える閾値処理部３３５を備えている。
Further, the edge
本変形例におけるエッジ情報検出手順につき図１１のフローチャートを用いて更に詳しく説明する。図１の画像データ生成部１０によって得られた原画像データに対してウェーブレット変換部３２は解像度レベルＧｉ（ｉ＝１乃至ｋ）（ｋ＝３）の２次元ウェーブレット変換を行ない（図１１のステップＳ１１）、次いで、係数処理部３３１は、解像度レベルＧ３における低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ３の画素値ＣＬＬ（３，ｍ３、ｎ３）を零に置き換える（図１１のステップＳ１２）。
The edge information detection procedure in this modification will be described in more detail with reference to the flowchart of FIG. The
一方、ウェーブレット逆変換部３３２は、画素値が置き換えられた上記低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ３’と解像度レベルＧ３の高周波ウェーブレット変換係数ＨＨ３，ＨＬ３及びＬＨ３を用いて解像度レベルＧ２の低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ２’の画素値ＣＬＬ（２、ｍ２，ｎ２）を求め、更に、この低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ２’と解像度レベルＧ２における高周波ウェーブレット変換係数ＨＨ２，ＨＬ２及びＬＨ２を用いて解像度レベルＧ１の低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ１’の画素値ＣＬＬ（１、ｍ１，ｎ１）を求める（図１１のステップＳ１３）。
On the other hand, the wavelet
次に、エッジ検出部３３３は、上述の手順によって得られた解像度レベルＧｉの低周波ウェーブレット変換係数ＬＬｉ’の画素値の値からエッジの位置と方向、更には大きさを検出する。例えば、エッジ検出部３３３は、低周波ウェーブレット変換係数ＬＬｉ’のｘ方向、ｙ方向及び対角方向における各画素の零交差の有無を検出する（図１１のステップＳ１４）。
Next, the
図１２は、上述の低周波ウェーブレット変換係数ＬＬｉ’における零交差を説明するための図であり、図１２（ａ）は、ｙ方向にエッジ６２及び６３を有した低周波ウェーブレット変換係数ＬＬｉ’６４を示している。一方、図１２（ｂ）は、この低周波ウェーブレット変換係数ＬＬｉ’６４のｘ方向に設定された直線６５における画素値の変化曲線６５を示しており、この画素値の値は、ウェーブレット変換部３２におけるウェーブレット関数に依存している。
FIG. 12 is a diagram for explaining a zero crossing in the above-described low-frequency wavelet transform coefficient LLi ′. FIG. 12A is a diagram illustrating a low-frequency wavelet transform coefficient LLi′64 having
そして、例えば、この図のようにｘ方向の画素値に対して零交差が認められた場合には（図１１のステップＳ１５）、エッジ度算出部３３４は、その零交差位置（ｍｉ，ｎｉ）を中心にｘ方向に前後する画素値ＣＬＬ（２、ｍｉ−１，ｎｉ）とＣＬＬ（２，ｍ＋１，ｎｉ）の差分の絶対値を算出し、算出された値をエッジ度Ｅｘ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）に設定する（図１１のステップＳ１６）。
For example, when a zero crossing is recognized for the pixel value in the x direction as shown in this figure (step S15 in FIG. 11), the edge
次に、閾値処理部３３５は、上記エッジ度Ｅｘ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）と予め設定された閾値Ｔｘ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）を比較し（図１１のステップＳ１７）、この閾値Ｔｘ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）より小さなエッジ度Ｅｘ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）を零に設定する（図１１のステップＳ１８）。一方、ｙ方向のエッジ度Ｅｙ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）及び対角方向のエッジ度Ｅｄ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）も零に設定する（図１１のステップＳ１９）。このような手順によってｘ方向の零交差がある場合の各方向におけるエッジ度Ｅｘ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）、Ｅｙ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）及びＥｄ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）が決定される（図１１のステップＳ２０）。
Next, the
一方、ｙ方向にあるいは対角方向に零交差が認められた場合にも図１１のフローチャートに従って夫々のエッジ度Ｅｘ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）、Ｅｙ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ），Ｅｄ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）が設定される。 On the other hand, even when a zero crossing is recognized in the y direction or in the diagonal direction, the edge degrees Ex (i, mi, ni), Ey (i, mi, ni), Ed (i, mi, ni) is set.
以下、上述の実施例と同様にして、係数処理部３４は、これらのエッジ情報Ｅｘ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ），Ｅｙ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）及びＥｄ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）に基づいて画素値ＣＨＬ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）、ＣＬＨ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）及びＣＨＨ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）の各々に対応する振幅変換係数ＡＨＬ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）、ＡＬＨ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）及びＡＨＨ（ｉ，ｍｉ，ｎｉ）を自己のルックアップテーブルから読み出して高周波ウェーブレット変換係数ＨＬｉ，ＬＨｉ，ＨＨｉの振幅変換を行ない、ウェーブレット逆変換部３５は、振幅変換された高周波ウェーブレット変換係数ＨＬｘｉ，ＬＨｘｉ，ＨＨｘｉと解像度レベルＧ３における低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ３を用いてウェーブレット逆変換を行なってエッジ強調画像データを生成する。
Hereinafter, similarly to the above-described embodiment, the
以上述べた本変形例によれば、被検体に対する超音波送受波によって生成された原画像データをウェーブレット変換によって画像処理する際に、高次の解像度レベルにおける低周波ウェーブレット変換係数を零に置換した後のウェーブレット逆変換によってエッジ情報が感度よく検出でき、このエッジ情報に基づいて高周波ウェーブレット変換係数を重み付け処理することによって画像データのエッジ強調が可能となる。 According to this modification described above, when image processing is performed on the original image data generated by ultrasonic wave transmission / reception on the subject by wavelet transform, the low-frequency wavelet transform coefficient at the higher-order resolution level is replaced with zero. Edge information can be detected with high sensitivity by subsequent wavelet inverse transform, and edge enhancement of image data can be performed by weighting high-frequency wavelet transform coefficients based on this edge information.
特に、本変形例によれば、上記低周波ウェーブレット変換係数によってエッジ方向が検出できるため、この方向に対応する高周波ウェーブレット変換係数を選択的に強調処理することによってノイズ成分を増大させることなく効果的なエッジ強調が可能となる。 In particular, according to the present modification, the edge direction can be detected by the low-frequency wavelet transform coefficient, so that the high-frequency wavelet transform coefficient corresponding to this direction is selectively emphasized and effective without increasing the noise component. Edge enhancement is possible.
又、上述の実施例と同様にして、本変形例における重み付け処理や閾値処理は解像度レベル単位、高周波ウェーブレット変換係数単位、更には、被検体の診断対象部位や超音波プローブの超音波周波数等によって任意に設定可能であるため高性能なエッジ強調処理が可能となる。 Similarly to the above-described embodiment, weighting processing and threshold processing in this modification are performed in units of resolution levels, high-frequency wavelet transform coefficient units, and further, the diagnosis target part of the subject, the ultrasonic frequency of the ultrasonic probe, and the like. Since it can be arbitrarily set, high-performance edge enhancement processing is possible.
次に、本発明における第２の実施例につき図１３及び図１４を用いて説明する。この第２の実施例では、先ず、上述の第１の実施例と同様にして、原画像データのウェーブレット変換によって得られた各解像度レベルの高周波ウェーブレット変換係数の閾値処理によって第１のウェーブレット変換係数を算出する。一方、前記原画像データのウェーブレット変換によって得られた各解像度レベルの低周波ウェーブレット変換係数を零に置換した後ウェーブレット逆変換によって得られた低周波ウェーブレット変換係数から各解像度レベルにおけるエッジ画像データを生成し、このエッジ画像データをウェーブレット変換して得られた第２のウェーブレット変換係数と前記第１のウェーブレット変換係数を各解像度レベルで合成する。そして、合成して得られたウェーブレット変換係数のウェーブレット逆変換によりエッジ強調画像データを生成する。 Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. In the second embodiment, first, as in the first embodiment described above, the first wavelet transform coefficient is obtained by threshold processing of high-frequency wavelet transform coefficients of each resolution level obtained by wavelet transform of the original image data. Is calculated. On the other hand, after substituting the low-frequency wavelet transform coefficient of each resolution level obtained by the wavelet transform of the original image data with zero, the edge image data at each resolution level is generated from the low-frequency wavelet transform coefficient obtained by the inverse wavelet transform Then, the second wavelet transform coefficient obtained by wavelet transforming the edge image data and the first wavelet transform coefficient are synthesized at each resolution level. Then, edge-enhanced image data is generated by wavelet inverse transform of the wavelet transform coefficients obtained by the synthesis.
（装置の構成）
本発明の第２の実施例における超音波診断装置の構成につき図１３を用いて説明する。尚、図１３は、超音波診断装置の全体構成を示すブロック図であり、図１に示した超音波診断装置１００と同一の機能を有するユニットは同一の符号を付加し詳細な説明を省略する。
(Device configuration)
The configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 13 is a block diagram showing the overall configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus. Units having the same functions as those of the ultrasonic
即ち、本実施例における超音波診断装置２００は、当該患者の複数方向に対し超音波送受波を行なって走査方向単位の画像データを生成する画像データ生成部１０と、生成された画像データのウェーブレット変換によって得られた高周波ウェーブレット変換係数からエッジ情報を検出し、更に、このエッジ情報に基づいて重み付け処理された前記高周波ウェーブレット変換係数のウェーブレット逆変換によって前記原画像データのエッジ強調を行なうエッジ強調処理部４０を備えており、更に、処理後の画像データを所定の表示形態に変換する走査変換部５１と、走査変換された画像データを表示するためのモニタ５２と、患者情報の入力、画像データ収集モードの選択、診断部位の設定、更には、各種コマンド信号の入力等を行なう入力部５３と、上述の各ユニットを統括して制御するシステム制御部５４を備えている。
That is, the ultrasonic
そして、エッジ強調処理部４０は、画像データ生成部１０から供給される走査方向単位の画像データを順次保存して２次元の原画像データを生成する画像データ記憶部３１と、この原画像データのウェーブレット変換によって得られる高周波ウェーブレット変換係数の閾値処理によってエッジ情報を検出し、このエッジ情報に基づいて前記高周波ウェーブレット変換係数を重み付け処理して第１のウェーブレット変換係数を生成する画像データ変換係数生成部６１と、前記原画像データのウェーブレット変換によって得られる高周波ウェーブレット変換係数からエッジ画像データを生成し、このエッジ画像データを再度ウェーブレット変換して第２のウェーブレット変換係数を生成するエッジ画像データ変換係数生成部６２を備えている。
Then, the edge
更に、エッジ強調処理部４０は、画像データ変換係数生成部６１において得られた第１のウェーブレット変換係数とエッジ画像データ変換係数生成部６２において得られた第２のウェーブレット変換係数を解像度レベル単位で合成処理する係数合成部６３と、合成された各解像度レベルのウェーブレット変換係数を用いたウェーブレット逆変換によってエッジ強調画像データを生成するウェーブレット逆変換部３５を備えている。
Further, the edge
そして、画像データ変換係数生成部６１は、第１の実施例の場合と同様にして、画像データ記憶部３１から供給される２次元の原画像データをウェーブレット変換して低周波ウェーブレット変換係数と高周波ウェーブレット変換係数を得るウェーブレット変換部３２と、このウェーブレット変換によって得られた高周波ウェーブレット変換係数に基づいてエッジ情報を検出するエッジ情報検出部３３と、検出されたエッジ情報に基づいて前記高周波ウェーブレット変換係数を重み付け処理する係数処理部３４を備えている。
Then, the image data conversion
一方、エッジ画像データ変換係数生成部６２は、原画像データに対するウェーブレット変換と後述するエッジ画像データ生成部４５において得られたエッジ画像データに対してウェーブレット変換を行なうウェーブレット変換部４１と、原画像データに対するウェーブレット変換によって得られた各解像度レベルの低周波ウェーブレット変換係数の零設定と、前記エッジ画像データのウェーブレット変換によって得られたウェーブレット変換係数に対して必要に応じて閾値処理や重み付け処理を行なう係数処理部４２を備えている。
On the other hand, the edge image data conversion
更に、エッジ画像データ変換係数生成部６２は、前記ウェーブレット変換部４１による原画像データのウェーブレット変換によって得られた所定解像度レベルの高周波ウェーブレット変換係数と係数処理部４２において零設定された前記解像度レベルにおける低周波ウェーブレット変換係数を用いてウェーブレット逆変換を行なうウェーブレット逆変換部４３と、ウェーブレット逆変換結果からエッジの位置を検出するエッジ位置検出部４４と、検出されたエッジ位置に基づいてエッジ画像データを生成するエッジ画像データ生成部４５を備えている。
Further, the edge image data
尚、上記のエッジ位置検出部４４は、例えば、図１２に示すような零交差位置から求めてもよく、更には、所定の閾値より大きな値を示す画素値の位置から求めてもよい。一方、エッジ画像データ生成部４５は、エッジ画像データを上述のエッジ位置の自動トレースによって生成してもよいが、操作者による手動トレースによって生成してもよい。
The edge position detection unit 44 may be obtained from, for example, a zero crossing position as shown in FIG. 12, or may be obtained from the position of a pixel value that indicates a value larger than a predetermined threshold. On the other hand, the edge image
（画像データの処理手順）
次に、本実施例における原画像データのエッジ強調処理手順を図１４のフローチャートに沿って説明する。尚、この場合も、第1の実施例と同様にして３回のウェーブレット変換（解像度レベルＧ１乃至Ｇ３）を行なって各解像度レベルの低周波ウェーブレット変換係数と高周波ウェーブレット変換係数を算出する場合について述べるがこれに限定されない。
(Image data processing procedure)
Next, the edge enhancement processing procedure of the original image data in the present embodiment will be described with reference to the flowchart of FIG. In this case as well, the case where the wavelet transform (resolution levels G1 to G3) is performed three times as in the first embodiment to calculate the low frequency wavelet transform coefficient and the high frequency wavelet transform coefficient at each resolution level will be described. However, it is not limited to this.
超音波診断装置１００の操作者は、入力部５３において患者情報の入力、診断部位や超音波プローブの選択を行ない（図１４のステップＳ１）、画像データの生成開始コマンドを入力する（図１４のステップＳ２）。そして、この画像データの生成開始コマンドを受信したシステム制御部５４は、画像データ生成部１０における各ユニットを制御して既に述べた手順により画像データを生成し、エッジ強調処理部４０の画像データ記憶部３１に保存する。（図１４のステップＳ３）。
The operator of the ultrasonic
一方、エッジ強調処理部４０の画像データ変換係数生成部６１におけるウェーブレット変換部３２は、保存された原画像データを読み出し、ｘ方向及びｙ方向に対して２次元ウェーブレット変換を行なう。そして、解像度レベルＧ１乃至Ｇ３における高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｉ、ＨＬｉ及びＬＨｉ（ｉ＝１乃至３）と解像度レベル３における低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ３の算出を行なう（図１４のステップＳ４）。
On the other hand, the
次に、エッジ情報検出部３３は、診断部位あるいは超音波プローブ２０の超音波周波数に基づいて設定された閾値ＴＨＨ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）、ＴＨＬ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）及びＴＬＨ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）と、高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｉ，ＨＬｉ，ＬＨｉの各画素値ＣＨＨ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）、ＣＨＬ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）及びＣＬＨ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）を比較し、この閾値より大きな画素値を有する画素をエッジ情報として検出する（図８のステップＳ５）。
Next, the edge
次いで、エッジ情報として検出された画素のエッジ度ＥＨＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）、ＥＨＬ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）及びＥＬＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）を高周波ウェーブレット変換係数の画素値の絶対値｜ＣＨＨ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）｜、｜ＣＨＬ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）｜及び｜ＣＬＨ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）｜から求め、更に、上記閾値より小さな値を示す画素のエッジ度ＥＨＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）、ＥＨＬ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）及びＥＬＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）を零に設定する（図１４のステップＳ６）。 Next, the edge degrees E HH (i, mi, ni), E HL (i, mi, ni) and E LH (i, mi, ni) of the pixels detected as edge information are used as pixel values of the high-frequency wavelet transform coefficients. Pixels obtained from absolute values | C HH (i, mi, ni) |, | C HL (i, mi, ni) | and | C LH (i, mi, ni) | The edge degrees E HH (i, mi, ni), E HL (i, mi, ni) and E LH (i, mi, ni) are set to zero (step S6 in FIG. 14).
一方、係数処理部３４は、上記エッジ度に基づいて画素値ＣＨＨ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）、ＣＨＬ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）及びＣＬＨ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）の各々に対応する振幅変換係数ＡＨＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）、ＡＨＬ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）、ＡＬＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）を自己のルックアップテーブルから読み出す。そして、この振幅変換係数ＡＨＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）、ＡＨＬ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）、ＡＬＨ（ｉ，ｍｉ、ｎｉ）を高周波ウェーブレット変換係数の各画素値ＣＨＨ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）、ＣＨＬ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）及びＣＬＨ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）に乗じてウェーブレット変換係数の振幅変換（重み付け処理）を行ない、各解像度レベルＧｉの第1の高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｘｉ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ），ＨＬｘｉ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ），ＬＨｘｉ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）を生成する（図１３のステップＳ７）。
On the other hand, the
一方、エッジ画像データ変換係数生成部６２におけるウェーブレット変換部４１は、画像データ記憶部３１から供給される前記原画像データに対してウェーブレット変換を行ない、解像度レベルＧｉ（ｉ＝１乃至３）における高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｉ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）、ＨＬｉ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）及びＬＨｉ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）と解像度レベル３における低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ３（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）の算出を行なう（図１４のステップＳ２１）。
On the other hand, the
そして、各解像度レベルＧｉにおける低周波ウェーブレット変換係数ＬＬｉの画素値ＣＬＬ（ｉ、ｍｉ，ｎｉ）は係数処理部４２において零に設定され（図１４のステップＳ２２）、ウェーブレット逆変換部４３は、ウェーブレット変換部４１で得られた高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｉ，ＨＬｉ，ＬＨｉと係数処理部４２でその画素値が零に設定された低周波ウェーブレット変換ＬＬｉを用いて各解像度レベルのウェーブレット逆変換を行なう（図１４のステップＳ２３）。
The pixel value C LL (i, mi, ni) of the low-frequency wavelet transform coefficient LLi at each resolution level Gi is set to zero in the coefficient processing unit 42 (step S22 in FIG. 14), and the wavelet
次いで、エッジ位置検出部４４は、上記のウェーブレット逆変換によってエッジ情報が強調された画像データの、例えば、零交差位置からエッジ位置を検出し（図１４のステップＳ２４）、更にエッジ画像データ生成部４５は、離散的に得られた前記エッジ位置をトレースして各解像度レベルのエッジ画像データを生成する（図１４のステップＳ２５）。 Next, the edge position detection unit 44 detects the edge position from, for example, the zero crossing position of the image data in which the edge information is emphasized by the wavelet inverse transformation (step S24 in FIG. 14), and further the edge image data generation unit. 45 traces the edge positions obtained discretely to generate edge image data of each resolution level (step S25 in FIG. 14).
前記エッジ画像データの供給を受けたウェーブレット変換部４１は、このエッジ画像データに対してウェーブレット変換を行なって高周波ウェーブレット変換係数を求め（図１４のステップＳ２６）、係数処理部４２は、前記高周波ウェーブレット変換係数の各画素値に対し必要に応じて閾値処理や重み付け処理を行ない、解像度レベルＧｉ（ｉ＝１乃至３）における第２の高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｙｉ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ），ＨＬｙｉ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ），ＬＨｙｉ（ｉ、ｍｉ、ｎｉ）を生成する（図１４のステップＳ２７）。
The
次に、係数合成部６３は、画像データ変換係数生成部６１の係数処理部３４から供給された前記第１の高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｘｉ、ＨＬｘｉ、ＬＨｘｉ（ｉ＝１乃至３）とエッジ画像データ変換係数生成部６２の係数処理部４２から供給される第２の高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｙｉ、ＨＬｙｉ、ＬＨｙｉ（ｉ＝１乃至３）を各解像度レベルで合成して新たな高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｚｉ、ＨＬｚｉ、ＬＨｚｉ（ｉ＝１乃至３）を生成する（図１４のステップＳ２８）。
Next, the
一方、ウェーブレット逆変換部３５は、合成された高周波ウェーブレット変換係数ＨＨｚｉ、ＨＬｚｉ、ＬＨｚｉ（ｉ＝１乃至３）と既にステップＳ４あるいはステップＳ２１において得られた低周波ウェーブレット変換係数ＬＬ３を用いてウェーブレット逆変換を行なってエッジ強調画像データを生成する（図１４のステップＳ８）。
On the other hand, the wavelet
そして、走査変換部５１は、エッジ強調処理部４０においてエッジ強調画像データを扇状に配列し直した後Ｄ／Ａ変換とＴＶフォーマット変換によって映像信号を生成しモニタ５２に表示する（図１４のステップＳ９）。
Then, the
尚、上記第１の高周波ウェーブレット変換係数と第２の高周波ウェーブレット変換係数を合成する際に、同一座標における画素値を加算合成してもよいが、大きな値を有する画素値を選択して用いてもよい。 Note that when the first high-frequency wavelet transform coefficient and the second high-frequency wavelet transform coefficient are combined, pixel values at the same coordinates may be added and combined, but a pixel value having a large value is selected and used. Also good.
以上述べた本発明の第２の実施例によれば、各解像度レベルにおける低周波ウェーブレット変換係数を零に置換した後ウェーブレット逆変換することによってエッジ画像データを生成し、このエッジ画像データを再度ウェーブレット変換して得られた高周波ウェーブレット変換係数に上述の第１の実施例の方法によってエッジ強調された高周波ウェーブレット変換係数が合成される。従って、合成後の高周波ウェーブレット変換係数を用いたウェーブレット逆変換によって生成される画像データでは、エッジ強調された画像データにエッジ画像が重畳されるため、エッジ強調を更に効果的に行なうことが可能となる。 According to the second embodiment of the present invention described above, edge image data is generated by substituting the low-frequency wavelet transform coefficient at each resolution level with zero and then performing wavelet inverse transform, and this edge image data is again converted into the wavelet. The high-frequency wavelet transform coefficient obtained by the conversion is combined with the high-frequency wavelet transform coefficient that is edge-enhanced by the method of the first embodiment described above. Therefore, in the image data generated by the wavelet inverse transform using the high frequency wavelet transform coefficient after synthesis, the edge image is superimposed on the edge-enhanced image data, so that the edge enhancement can be performed more effectively. Become.
又、上記エッジ画像データの生成は、各解像度レベルにおいて独立に行なうことが出来るため、空間周波数の異なるエッジ構造を正確に強調表示することができる。 Further, since the generation of the edge image data can be performed independently at each resolution level, edge structures having different spatial frequencies can be accurately highlighted.
以上、本発明の実施例について述べてきたが、本発明は上述の実施例に限定されるものでは無く、変形して実施することが可能である。例えば、上述の実施例における閾値ＴＨＨ、ＴＨＬ及びＴＬＨは、高周波ウェーブレット変換係数の各画素単位で独立に設定したが、共通に設定してもよい。 As mentioned above, although the Example of this invention has been described, this invention is not limited to the above-mentioned Example, It can change and implement. For example, the thresholds T HH , T HL, and T LH in the above-described embodiments are set independently for each pixel of the high-frequency wavelet transform coefficient, but may be set in common.
又、上述の実施例においては、エッジ情報と認識しない画素のエッジ度を零に設定したが、これに限定されるものではなく、エッジ情報の画素のエッジ度より相対的に小さな値に設定してもよい。 In the above-described embodiment, the edge degree of pixels that are not recognized as edge information is set to zero. However, the present invention is not limited to this, and is set to a value relatively smaller than the edge degree of pixels in edge information. May be.
更に、上述の第１の実施例の変形例及び第２の実施例では、エッジの位置や方向、更には、その大きさの検出を画素値変化曲線の零交差に基づいて行なう場合について述べたが、例えば、所定の閾値以上の画像値を有する画素に基づいて行なう等、他の方法を用いてもよい。 Furthermore, in the modified example and the second example of the first embodiment described above, the case where the position and direction of the edge and the size thereof are detected based on the zero crossing of the pixel value change curve has been described. However, other methods may be used, for example, based on pixels having an image value equal to or greater than a predetermined threshold.
尚、上述の第１の実施例あるいは第２の実施例では、エッジ強調処理部を備えた超音波診断装置について述べたが、図１５に示すように、上記エッジ強調処理部が超音波診断装置に対して独立に設けられた画像データ処理装置であっても構わない。 In the first or second embodiment described above, the ultrasonic diagnostic apparatus provided with the edge enhancement processing unit has been described. However, as shown in FIG. 15, the edge enhancement processing unit includes the ultrasonic diagnostic apparatus. Alternatively, the image data processing apparatus may be provided independently.
即ち、図１５の画像データ処理装置３００は、別途設置された超音波診断装置から図示しないネットワークや記憶媒体を介して供給される画像データ（原画像データ）のウェーブレット変換の高周波ウェーブレット変換係数からエッジ情報を検出し、更に、このエッジ情報に基づいて重み付け処理した前記高周波ウェーブレット変換係数を用いたウェーブレット逆変換により、エッジ強調画像データを生成するエッジ強調処理部７０を備えており、更に、エッジ強調画像データを所定の表示形態に変換する走査変換部５１と、走査変換された画像データを表示するためのモニタ５２と、画像データ収集モードや診断部位の設定等を行なう入力部５３と、上述の各ユニットを統括して制御するシステム制御部５４を備えている。但し、上述のエッジ強調処理部７０は、図１のエッジ強調処理部３０と同一の機能をもたせているが、図１３のエッジ強調処理部４０と同一の機能を有したものであってもよい。
That is, the image
１０…画像データ生成部
３０，４０，７０…エッジ強調処理部
３１…画像データ記憶部
３２、４１…ウェーブレット変換部
３３…エッジ情報検出部
３４，４２、３３１…係数処理部
３５、４３、３３２…ウェーブレット逆変換部
３６…読み出し／書き込み制御部
４４…エッジ位置検出部
４５…エッジ画像データ生成部
５１…走査変換部
５２…モニタ
５３…入力部
５４…システム制御部
６１…画像データ変換係数生成部
６２…エッジ画像データ変換係数生成部
６３…係数合成部
１００、２００…超音波診断装置
３００…画像データ処理装置
３３３…エッジ検出部
３３４…エッジ度算出部
３３５…閾値処理部
DESCRIPTION OF
Claims (6)
前記画像データに対しウェーブレット変換を行なって各解像度レベルにおける低周波ウェーブレット変換係数と複数の高周波ウェーブレット変換係数を算出するウェーブレット変換手段と、
前記高周波ウェーブレット変換係数に基づいて前記画像データのエッジ情報を検出するエッジ情報検出手段と、
検出された前記エッジ情報に基づいて前記高周波ウェーブレット変換係数を重み付け演算する係数処理手段と、
重み付け演算された前記高周波ウェーブレット変換係数を用いたウェーブレット逆変換によってエッジ強調された画像データを生成するウェーブレット逆変換手段と、
前記エッジ強調された画像データを表示する表示手段を備え、
前記エッジ情報検出手段は、各解像度レベルにおいて前記複数の高周波ウェーブレット変換係数の中から画素値の絶対値が最大となる高周波ウェーブレット変換係数を選択し、この高周波ウェーブレット変換係数に対してエッジ情報を検出することを特徴とする超音波診断装置。 Image data generating means for generating image data by performing ultrasonic transmission / reception with respect to a plurality of directions of the subject;
Wavelet transform means for performing a wavelet transform on the image data to calculate a low frequency wavelet transform coefficient and a plurality of high frequency wavelet transform coefficients at each resolution level;
Edge information detection means for detecting edge information of the image data based on the high-frequency wavelet transform coefficient;
Coefficient processing means for performing a weighting operation on the high-frequency wavelet transform coefficient based on the detected edge information;
Wavelet inverse transform means for generating edge-enhanced image data by wavelet inverse transform using the high-frequency wavelet transform coefficient that has been weighted;
Display means for displaying the edge-enhanced image data;
The edge information detection means selects a high-frequency wavelet transform coefficient having the maximum pixel value from the plurality of high-frequency wavelet transform coefficients at each resolution level, and detects edge information for the high-frequency wavelet transform coefficient. An ultrasonic diagnostic apparatus.
前記画像データに対しウェーブレット変換を行なって各解像度レベルにおける低周波ウェーブレット変換係数と複数の高周波ウェーブレット変換係数を算出する第１及び第２のウェーブレット変換手段と、
前記第１のウェーブレット変換手段によって算出された前記高周波ウェーブレット変換係数に基づいて前記画像データのエッジ情報を検出するエッジ情報検出手段と、
検出された前記エッジ情報に基づいて前記高周波ウェーブレット変換係数を重み付け演算して第1の係数を生成する第１の係数処理手段と、
前記第２のウェーブレット変換手段によって得られた高周波ウェーブレット変換係数を用いてウェーブレット逆変換する第１のウェーブレット逆変換手段と、
前記ウェーブレット逆変換によって得られたデータから前記画像データのエッジ位置情報を検出するエッジ位置検出手段と、
前記エッジ位置情報に基づいてエッジ画像データを生成するエッジ画像データ生成手段と、
前記エッジ画像データをウェーブレット変換する第３のウェーブレット変換手段と、
この第３のウェーブレット変換手段によって得られた高周波ウェーブレット変換係数を振幅変換して第２の係数を生成する第２の係数処理手段と、
前記第１の係数と前記第２の係数を合成して第３の係数を生成する係数合成手段と、
前記第３の係数を用いたウェーブレット逆変換によってエッジ強調された画像データを生成する第２のウェーブレット逆変換手段と、
前記エッジ強調された画像データを表示する表示手段を
備えたことを特徴とする超音波診断装置。 Image data generating means for generating image data by performing ultrasonic transmission / reception with respect to a plurality of directions of the subject;
First and second wavelet transform means for performing wavelet transform on the image data to calculate a low frequency wavelet transform coefficient and a plurality of high frequency wavelet transform coefficients at each resolution level;
Edge information detecting means for detecting edge information of the image data based on the high-frequency wavelet transform coefficient calculated by the first wavelet transform means;
First coefficient processing means for generating a first coefficient by weighting the high-frequency wavelet transform coefficient based on the detected edge information;
First wavelet inverse transform means for inversely transforming wavelets using the high-frequency wavelet transform coefficient obtained by the second wavelet transform means;
Edge position detection means for detecting edge position information of the image data from data obtained by the wavelet inverse transformation;
Edge image data generating means for generating edge image data based on the edge position information;
Third wavelet transforming means for wavelet transforming the edge image data;
Second coefficient processing means for performing amplitude conversion on the high-frequency wavelet transform coefficient obtained by the third wavelet transform means to generate a second coefficient;
Coefficient synthesis means for synthesizing the first coefficient and the second coefficient to generate a third coefficient;
Second wavelet inverse transform means for generating edge-enhanced image data by wavelet inverse transform using the third coefficient;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising display means for displaying the edge-enhanced image data.
前記画像データに対しウェーブレット変換を行なって各解像度レベルにおける低周波ウェーブレット変換係数と複数の高周波ウェーブレット変換係数を算出するウェーブレット変換手段と、
前記高周波ウェーブレット変換係数に基づいて前記画像データのエッジ情報を検出するエッジ情報検出手段と、
検出された前記エッジ情報に基づいて前記高周波ウェーブレット変換係数を重み付け演算する係数処理手段と、
重み付け演算された前記高周波ウェーブレット変換係数を用いたウェーブレット逆変換によってエッジ強調された画像データを生成するウェーブレット逆変換手段と、
前記エッジ強調された画像データを表示する表示手段を備え、
前記エッジ情報検出手段は、ウェーブレット変換手段によって得られた最高次の低周波ウェーブレット変換係数の画素値を零設定する第３の係数処理手段と、
零設定された前記低周波ウェーブレット変換係数を用いてウェーブレット逆変換する第３のウェーブレット逆変換手段と、
前記ウェーブレット逆変換によって得られた低周波ウェーブレット変換係数に基づいてエッジ成分を検出するエッジ検出手段と、
検出された前記エッジ成分の大きさに基づいてエッジ度を算出するエッジ度算出手段を備えたことを特徴とする超音波診断装置。 Image data generating means for generating image data by performing ultrasonic transmission / reception with respect to a plurality of directions of the subject;
Wavelet transform means for performing a wavelet transform on the image data to calculate a low frequency wavelet transform coefficient and a plurality of high frequency wavelet transform coefficients at each resolution level;
Edge information detection means for detecting edge information of the image data based on the high-frequency wavelet transform coefficient;
Coefficient processing means for performing a weighting operation on the high-frequency wavelet transform coefficient based on the detected edge information;
Wavelet inverse transform means for generating edge-enhanced image data by wavelet inverse transform using the high-frequency wavelet transform coefficient that has been weighted;
Display means for displaying the edge-enhanced image data;
The edge information detection means includes third coefficient processing means for setting the pixel value of the highest-order low-frequency wavelet transform coefficient obtained by the wavelet transform means to zero,
Third wavelet inverse transform means for inversely transforming wavelets using the low frequency wavelet transform coefficient set to zero;
Edge detection means for detecting an edge component based on a low-frequency wavelet transform coefficient obtained by the wavelet inverse transform;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising an edge degree calculating means for calculating an edge degree based on the detected size of the edge component.
前記画像データに対しウェーブレット変換を行なって各解像度レベルにおける低周波ウェーブレット変換係数と複数の高周波ウェーブレット変換係数を算出するウェーブレット変換手段と、
前記高周波ウェーブレット変換係数に基づいて前記画像データのエッジ情報を検出するエッジ情報検出手段と、
検出された前記エッジ情報に基づいて前記高周波ウェーブレット変換係数を重み付け演算する係数処理手段と、
重み付け演算された前記高周波ウェーブレット変換係数を用いたウェーブレット逆変換によってエッジ強調された画像データを生成するウェーブレット逆変換手段と、
前記エッジ強調された画像データを表示する表示手段を備え、
前記エッジ情報検出手段は、ウェーブレット変換手段によって得られた最高次の低周波ウェーブレット変換係数の画素値を零設定する第３の係数処理手段と、
零設定された前記低周波ウェーブレット変換係数を用いてウェーブレット逆変換する第３のウェーブレット逆変換手段と、
前記ウェーブレット逆変換によって得られた低周波ウェーブレット変換係数に基づいてエッジ成分を検出するエッジ検出手段と、
前記エッジ成分の大きさに基づいてエッジ度を算出するエッジ度算出手段と、
前記エッジ度に対して閾値処理する閾値処理手段とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。 Image data generating means for generating image data by performing ultrasonic transmission / reception with respect to a plurality of directions of the subject;
Wavelet transform means for performing a wavelet transform on the image data to calculate a low frequency wavelet transform coefficient and a plurality of high frequency wavelet transform coefficients at each resolution level;
Edge information detection means for detecting edge information of the image data based on the high-frequency wavelet transform coefficient;
Coefficient processing means for performing a weighting operation on the high-frequency wavelet transform coefficient based on the detected edge information;
Wavelet inverse transform means for generating edge-enhanced image data by wavelet inverse transform using the high-frequency wavelet transform coefficient that has been weighted;
Display means for displaying the edge-enhanced image data;
The edge information detection means includes third coefficient processing means for setting the pixel value of the highest-order low-frequency wavelet transform coefficient obtained by the wavelet transform means to zero,
Third wavelet inverse transform means for inversely transforming wavelets using the low frequency wavelet transform coefficient set to zero;
Edge detection means for detecting an edge component based on a low-frequency wavelet transform coefficient obtained by the wavelet inverse transform;
An edge degree calculating means for calculating an edge degree based on the size of the edge component;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: threshold processing means for performing threshold processing on the edge degree.
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