JP4740695B2

JP4740695B2 - 超音波診断装置

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Publication number: JP4740695B2
Application number: JP2005246016A
Authority: JP
Inventors: 剛啓辻田
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2005-08-26
Filing date: 2005-08-26
Publication date: 2011-08-03
Anticipated expiration: 2025-08-26
Also published as: JP2007054504A

Description

本発明は、被検体に関する診断画像として三次元超音波像を撮像する超音波診断装置に関する。

被検体に関する超音波像を撮像する超音波診断装置は、被検体との間で超音波探触子により超音波を送受し、超音波探触子から出力される受信信号に基づき超音波像を再構成して表示するものである。

この超音波診断装置として、受信信号に基づき被検体に関するボリュームデータを生成し、ボリュームデータの各ボクセルのデータから三次元超音波像を再構成するものが知られている。例えば、ボリュームデータに対して設定された視線方向の各ボクセルの輝度に、輝度に応じた透明度を乗じて加算するいわゆるボリュームレンダリング法で三次元超音波像を再構成するものがある。

ボリュームレンダリング法に代表される三次元超音波撮像法では、肝臓などの音響インピーダンスが比較的高い実質部を撮像した際、実質部の表面のみが画像に描出されるため、実質部内の構造物（例えば、腫瘍や血管）が描出されない場合がある。

そこで、構造物の形状、構造又は相対位置を把握するために、ボリュームデータに対して設定した視線方向で最も高輝度のものを抽出して高輝度構造物（例えば、腫瘍）を表示する最大値投影法や、最も低輝度のものを抽出して低輝度構造物（例えば、血管）を表示する最小値投影法が行われる。さらに、最大値投影法及び最小値投影法で得られた各超音波像を減算することにより、描出すべき構造物以外の不必要な画像情報を打ち消して必要な画像情報を描出させることが提案されている（例えば、特許文献１参照）。

特開２００１−１７００５６号公報

ところで、被検体を超音波撮像する際は、被検体の組織構造などに起因して音響インピーダンスのばらつきが生じる場合や、超音波が入射した組織体を構成する微小な無数の散乱体に起因して後方散乱波の干渉が生じる場合がある。したがって、特許文献１のような方式では、最大値投影画像における不必要な画像情報と最小値投影画像における不必要な画像情報の輝度が一致するとは限らないため、最大値投影画像から最小値投影画像を単に減算しても、その不必要な画像情報の全てを打ち消すことができないことがある。その場合、差分画像に不必要な画像情報が残留することから、描出すべき構造物の画像コントラストが劣化するなど、構造物が描出される超音波像の視認性に改善の余地がある。

本発明の課題は、体内構造物が描出された超音波像の視認性を向上させるのにより好適な超音波診断装置を実現することにある。

上記課題を解決するため、本発明の超音波診断装置は、被検体との間で超音波を送受する超音波探触子と、超音波探触子に駆動信号を供給するとともに超音波探触子から出力される受信信号を受信する送受信手段と、送受信手段から出力される受信信号に基づき超音波像を再構成する画像処理部と、超音波像を表示する表示部とを備え、画像処理部は、受信信号に基づき被検体に関するボリュームデータを生成する手段と、ボリュームデータに対して設定された視線方向のボクセルのうち、輝度が一の設定範囲に該当するボクセルのデータに基づき一の投影像を生成し、輝度が他の設定範囲に該当するボクセルのデータに基づき他の投影像を生成する投影像生成手段を有し、一の投影像上の指定点又は指定領域の輝度情報を基準とし、他の投影像のうち前記指定点又は指定領域に対応した領域の輝度情報を基準輝度情報に近づけて補正し、補正後の他の投影像と一の投影像との差分画像を表示用の超音波像として生成することを特徴とする。

これによれば、描出すべき構造物以外の不必要な画像（例えば、周辺組織の画像）を基準投影像上に指定すると、指定点又は指定領域に対応した補正後投影像の画像は、輝度が前記指定点又は指定領域の輝度と例えば一致することになる。

したがって、基準投影像から補正後投影像を減算することにより、不必要な画像の輝度情報が打ち消される。その結果、不必要な画像の輝度情報が除去又は低減されるので、超音波像に描出された構造物の周辺組織に対するコントラストが強調されるため、構造物を判別するのが容易になるなど、超音波像の視認性を向上できる。

この場合において、画像処理部は、一の投影像の指定点又は指定領域の輝度分布のピーク位置を基準とし、他の投影像のうち指定点又は指定領域に対応した領域の輝度分布のピーク位置を基準ピーク位置に合わせて補正できる。また、輝度分布のピーク位置に基づき補正することに代えて又はそれと伴に、一の投影像の指定点又は指定領域の輝度値を基準とし、他の投影像のコントラストを調整した後に、調整後の他の投影像のうち指定点又は指定領域に対応した領域の輝度値を基準輝度値に合わせて補正できる。

また、画像処理部は、最大値投影法により一の投影像として最大値投影画像を生成し、最小値投影法により他の投影像として最小値投影画像を生成できる。これにより、音響インピーダンスの大きさが異なる複数の構造物を良好なコントラストで描出できる。例えば、高輝度構造物（例えば、穿刺針、腫瘍）と低輝度構造物（例えば、血管、のう胞）を構造物抽出画像である差分画像に良好なコントラストで描出させることができる。

また、画像処理部は、超音波探触子の走査面に対応する二次元超音波像と、走査面の変更に追従して更新される差分画像とを並べて又は重畳して表示部に表示させることができる。また、被検体に関するボリュームデータに対して設定された視線方向の各ボクセルの輝度に、輝度に応じた透明度を乗じて構成される三次元超音波像と、三次元超音波像に表示座標が合わせられた差分画像とを並べて又は重畳して表示部に表示させることができる。これにより、二次元超音波像（又は三次元超音波像）と差分画像である構造物抽出画像との対比が容易になるから、表示画像を視認することにより、構造物の相対位置を一層的確かつ容易に把握できる。

また、画像処理部は、被検体に関するボリュームデータに対して設定された複数の視線方向に対応した複数の差分画像を生成し、その複数の差分画像を並べて表示部に表示させることができる。これにより、視線方向の数に応じて構造物の相対位置等を多面的に把握できる。

本発明によれば、体内構造物が描出された超音波像の視認性を向上させるのにより好適な超音波診断装置を実現できる。例えば、肝臓の肝腫瘍を診断又は治療する際、不必要な周辺の肝細胞の画像を除去して肝腫瘍と血管の画像だけを描出できるから、肝腫瘍と血管の相対位置を的確に把握できる。

（第一の実施形態）
本発明を適用した超音波診断装置の第一の実施形態について図面を参照して説明する。図１は、本発明を適用した本実施形態の超音波診断装置の構成を示すブロック図である。図２は、図１の構造物画像構築部の詳細構成を示すブロック図である。

図１に示すように、被検体に関する超音波像を撮像する超音波診断装置１００は、被検体との間で超音波を送受する超音波探触子１０２（以下、探触子１０２）と、探触子１０２に駆動信号を供給するとともに探触子１０２から出力される受信信号を受信する送受信手段としての超音波データ収集部１０４と、超音波データ収集部１０４から出力される受信信号に基づき超音波像を再構成する画像処理部などを備えている。ここでの画像処理部は、超音波データ収集部１０４から出力される受信信号に基づき超音波像データを生成する超音波画像作成部１０６と、超音波画像作成部１０６から出力される超音波像データに基づき三次元画像データを構成する三次元画像構築部１０８と、超音波画像作成部１０６から出力される超音波像データに基づき体内構造物（例えば、穿刺針、腫瘍、血管、のう胞）が描出された構造物抽出画像データを構成する構造物画像構築部１１０と、構造物画像構築部１１０から出力された構造物抽出画像データに対し、超音波画像作成部１０６から出力された超音波像データや三次元画像構築部１０８から出力された三次元画像データを合成して表示用超音波像としての合成画像を生成する画像合成部１１２を有している。

なお、画像合成部１１２から出力される合成画像をモニタ画面に表示する表示部１１４や、各部との間で指令を授受する制御部１１６と、制御部１１６に入力指令を出力するコントロールパネル１１８が配設されている。ここでの制御部１１６は、例えば、超音波データ収集部１０４や超音波画像作成部１０６の間で指令を授受し、またコントロールパネル１１８の入力指令に応じて三次元画像構築部１０８や構造物画像構築部１１０又は画像合成部１１２に指令を出力する。

ここで、本実施形態に適用する構造物画像構築部１１０は、超音波画像作成部１０６から出力される受信信号に基づき被検体に関するボリュームデータを作成する手段を有する。また、そのボリュームデータに対して設定された視線方向のボクセルのうち、最大輝度を有するボクセルのデータに基づき最大値投影画像を生成し、最小輝度を有するボクセルのデータに基づき最小値投影画像を生成する。そして、構造物画像構築部１１０は、最大値投影画像のうち指定点又は指定領域（例えば、周辺組織に対応する点又は領域）の輝度情報を基準とし、最小値投影画像のうち指定点又は指定領域に対応する領域の輝度情報を基準輝度情報に近づけて補正し、補正後の投影像と一の投影像との差分画像を表示用の超音波像として生成する。

より詳細に超音波診断装置１００について説明する。本実施形態の超音波診断装置１００は、二次元走査可能な探触子１０２を用いて三次元超音波データを収集し、三次元超音波データに基づいた最大値投影画像データと最小値投影画像データに基づき差分画像データを構成する例である。

探触子１０２は、複数の振動子が一次元又は二次元に配列されている。各振動子は、超音波データ収集部１０４から供給される電気的な駆動信号を機械的な超音波に変換するとともに、被検体から反射したエコーを電気信号に変換する。また、探触子１０２は、走査面の位置データを検出して制御部１１６に送信する位置センサが貼付されている。

超音波データ収集部１０４は、探触子１０２に駆動信号を供給する送信手段と、探触子１０２から出力される受信信号を処理する受信手段を備えている。ここでの受信手段は、探触子１０２から出力される受信信号に対し、増幅処理や整相加算処理やLog圧縮処理などを施して超音波画像作成部１０６に出力する。超音波画像作成部１０６は、超音波データ収集部１０４から出力される受信信号に対し、フィルタ処理や走査変換処理などで二次元超音波像データを構成する。

三次元画像構築部１０８は、超音波画像作成部１０６から出力された超音波像データに対し、制御部１１６から出力された探触子１０２の位置データに基づき三次元データセット（以下、ボリュームデータという）を生成する手段と、そのボリュームデータに対して設定された視線方向の各ボクセルの輝度に、各輝度に応じた透明度値を乗じて加算して三次元超音波像を再構成する手段を備えている。なお、視線方向や透明度値は、コントロールパネル１１８の入力指令に応じて制御部１１６から入力される。

構造物画像構築部１１０は、図２に示すように、三次元座標変換部２００と、回転情報処理部２０１と、投影像生成手段としての最大値抽出部２０２と最小値抽出部２０４と、補正画像作成部２０６と、差分画像作成部２０８を備えている。

三次元座標変換部２００は、超音波画像作成部１０６から出力された超音波像データを三次元座標上に再構成する。例えば、三次元座標変換部２００は、超音波画像作成部１０６から出力された各超音波像データに対し、制御部１１６から出力される探触子１０２の位置データを関連付けてボリュームデータを生成する。回転情報処理部２０１は、コントロールパネル１１８から入力される視線方向に対応した視点情報からボリュームデータの回転情報を作成する。

最大値抽出部２０２は、最大値投影法により最大値投影画像を構成する。例えば、最大値抽出部２０２は、三次元座標変換部２００から出力されるボリュームデータを回転情報処理部２０１から出力される回転情報に従って回転し、回転後のボリュームデータに対し、視線方向で最も高輝度のボクセルを抽出することによって高輝度構造物（例えば、腫瘍、穿刺針）の描出画像を生成する。また、最小値抽出部２０４は、最小値投影法により最小値投影画像を構成する。例えば、最小値抽出部２０４は、三次元座標変換部２００から出力されるボリュームデータを回転情報処理部２０１から出力される回転情報に従って回転し、回転後のボリュームデータに対し、視線方向で最も低輝度のボクセルを抽出することによって低輝度構造物（例えば、血管、のう胞）の描出画像を生成する。

補正画像生成部２０６は、最大値抽出部２０２から出力される最大値投影画像のうち指定点又は指定領域（例えば、周辺組織に対応する点又は領域）の輝度情報を基準とし、最小値抽出部２０４から出力される最小値投影画像のうち前記指定領域に対応する領域の輝度情報を基準輝度情報に近づけて補正して補正後投影画像を生成する。差分画像作成部２０８は、補正画像作成部２０６から出力される補正後投影画像と最大値抽出部２０２から出力される最大値投影画像との差分画像を生成して構造物抽出画像として画像合成部１１２に出力する。

また、図１に示す画像合成部１１２は、超音波画像作成部１０６から出力される超音波像データと、三次元画像構築部１０８から出力される三次元画像と、構造物画像構築部１１０から出力される構造物抽出画像とを必要に応じて合成することによって表示用超音波像を生成する。例えば、三次元画像構築部１０８から出力された三次元画像と、構造物画像構築部１１０から出力された構造物抽出画像とを乗算係数に基づき加算して表示用超音波像を生成する。生成された表示用超音波像は、三次元超音波画像中の構造物だけが強調表示された画像になる。なお、ここでの乗算係数は、制御部１１６から画像合成部１１２に出力される係数であり、必要に応じて変更可能な係数である。

このように構成される超音波診断装置の基本動作について説明する。まず、探触子１０２の超音波送受面側を被検体の例えば体表に接触させる。接触させた探触子１０２に駆動信号が供給されると、探触子１０２から被検体に向けて超音波が送波される。送波された超音波は、被検体内を伝播する過程で生体組織の音響インピーダンスに応じてエコーとして反射する。反射エコーは、探触子１０２で受波された後、超音波データ収集部１０４により所定の処理が施される。処理が施された反射エコーに基づき、超音波画像作成部１０６により超音波像データが構成される。構成された超音波像データに基づき、三次元画像構築部１０８により三次元画像データが生成されるとともに、構造物画像構築部１１０により構造物抽出画像データが生成される。生成された超音波像データと三次元画像データと構造物抽出画像データは、画像合成部１１２により合成されることによって表示用の超音波像として生成される。生成された超音波像は、被検体の診断画像として表示部１１４のモニタ画面に表示される。

図３は、図１及び図２の構造物画像構築部の動作を説明するための概念図である。図３に示す形態は、実質部である肝臓を撮像したものであり、肝臓内の音響インピーダンスが異なる構造物（例えば、穿刺針３０２、肝腫瘍３０４、血管３０６、のう胞３０８）を描出させる例である。図３Ａは、最大値抽出部２０２で得られる最大値投影画像３１０とその輝度分布ヒストグラム３１２である。図３Ｂは、最小値抽出部２０４で得られる最小値投影画像３１４とその輝度分布ヒストグラム３１６である。図３Ｃは、補正画像作成部２０６で得られる補正後画像つまり輝度分布シフト後画像３１７とその輝度分布ヒストグラム３１８である。図３Ｄは、差分画像作成部２０８で得られる構造物抽出画像３２０である。図３Ｚは、輝度分布をシフトさせる概念を示す図である。なお、実質部として肝臓を撮像した例を示すが、腎臓、膵臓、脾臓、甲状線などのいわゆる実質エコーを呈する他の実質部を撮像してもよい。

図３Ａの最大値投影画像３１０は、音響インピーダンスが周辺組織のものよりも大きな高輝度構造物（例えば、穿刺針３０２、肝腫瘍３０４）が描出されている。最大値投影画像３１０の周辺組織画像３０５は、例えば、組織構造などに起因した音響インピーダンスのばらつき、あるいは、超音波の波長よりも十分小さな無数の反射つまり群反射体による後方散乱波の干渉に起因したまだら模様のスペックルパターンが生じることから、輝度情報がばらついたスペックル画像になる。このスペックル画像の信号振幅の輝度分布は、輝度分布ヒストグラム３１２に示すように、ある輝度でピークを有する。

一方、図３Ｂの最小値投影画像３１４は、音響インピーダンスが周辺組織のものよりも小さな低輝度構造物（例えば、血管３０６、のう胞３０８）が描出されている。最小値投影画像３１４の周辺組織画像３０７についても輝度がばらついたスペックル画像になる。このスペックル画像の信号振幅の輝度分布を示したものが輝度分布ヒストグラム３１６である。輝度分布ヒストグラム３１６は、音響インピーダンスのばらつきや超音波の後方散乱波の干渉に起因して、図３Ａの輝度分布ヒストグラム３１２と異なるものになる。すなわち、最大値投影画像３１０のうち不必要な情報である周辺組織画像３０５の輝度分布と、最小値投影画像３１４のうち不必要な情報である周辺組織画像３０７の画像の輝度分布は異なるものになる。

そこで、補正画像作成部２０６は、図３Ｚに示すように、最大値投影画像３１０のうち周辺組織画像３０５の輝度分布のピーク位置を基準とし、最小値投影画像３１４のうち周辺組織画像３０７の輝度分布のピーク位置と前記基準ピーク位置とのズレ量Ｓを求める。例えば、補正画像作成部２０６は、輝度分布ヒストグラム３１２と輝度分布ヒストグラム３１６の相互相関関数３２２を求め、相互相関関数３２２に基づきピーク位置のズレ量Ｓを算定する。

次に、補正画像作成部２０６は、ズレ量Ｓをゼロにするように輝度分布ヒストグラム３１６の輝度分布をシフトする。すなわち、補正画像作成部２０６は、最小値投影画像３１４の周辺組織画像３０７に対応する輝度分布ヒストグラム３１６のピーク位置と、最大値投影画像３１０の周辺組織画像３０５に対応する輝度分布ヒストグラム３１２のピーク位置とを一致させる。このように輝度分布をシフトした後のヒストグラムが図３Ｃの輝度分布ヒストグラム３１８であり、輝度分布ヒストグラム３１８に対応した画像が輝度分布シフト後画像３１７である。

要するに、補正画像作成部２０６で求められるズレ量Ｓは、図３Ａの周辺組織画像３０５と図３Ｂの周辺組織画像３０７の輝度差に相当する。したがって、補正画像作成部２０６は、ズレ量Ｓをオフセットとして最小値投影画像３１４に加算して輝度分布シフト後画像３１７を生成することによって、図３Ａの周辺組織画像３０５の輝度と図３Ｃの周辺組織画像３０９の輝度を一致させることができる。なお、補正画像作成部２０６は、輝度分布シフト後画像３１７を差分画像作成部２０８に出力する。

そして、差分画像作成部２０８は、最大値抽出部２０２から出力された最大値投影画像３１０と補正画像作成部２０６から出力された輝度分布シフト後画像３１７とを減算して構造物抽出画像３２０を生成する。なお、減算する際の差分係数については、コントロールパネル１１８を介して任意に設定可能である。

構造物抽出画像３２０は、図３Ｄに示すように、周辺組織画像３１１の輝度が除去又は低減されるから、構造物（例えば、穿刺針３０２、肝腫瘍３０４、血管３０６、のう胞３０８）の周辺組織に対するコントラストが強調された画像になる。このような構造物抽出画像３２０は、画像合成部１１２を介して表示部１１４に表示される。なお、図３Ｄにおいては、周辺組織画像３１１の輝度情報が除去又は低減されているため、図示の便宜上、周辺組織画像３１１が黒色に記載されている。

要するに、本実施形態によれば、描出すべき構造物以外の不必要な周辺組織画像３０５を最大値投影画像３１０に指定すると、輝度分布シフト後画像３１７の周辺組織画像３０９の輝度は、最大値投影画像３１０の周辺組織画像３０５の輝度に合わせられたものになる。すなわち、最大値投影画像３１０の周辺組織画像３０５の輝度と輝度分布シフト後画像３１７の周辺組織画像３０９の輝度は一致したものになる。

したがって、最大値投影画像３１０から輝度分布シフト後画像３１７を減算して構造物抽出画像３２０を生成すると、構造物抽出画像３２０は、周辺組織画像３０５と周辺組織画像３０９の輝度が打ち消されたものになる。換言すると、周辺組織画像３１１の画像情報が除去又は低減されるため、構造物（例えば、穿刺針３０２、肝腫瘍３０４、血管３０６、のう胞３０８）の周辺組織に対する画像コントラストが強調される。その結果、表示部１１４表示された構造物抽出画像３２０を視認することにより、構造物を判別するのが容易になるなど、超音波像の視認性を向上できる。このように図３に示す例では、肝腫瘍３０４を治療するために穿刺針３０２を体内に刺入するに際し、血管３０６を避けながら穿刺針３０２を刺入する作業を容易かつ的確に実施できる。

図４は、二次元超音波像と構造物抽出画像の表示形態を示す図である。図４に示す二次元超音波像４００は、図１に示す超音波画像作成部１０６から画像合成部１１２に転送されたものであり、撮像中の探触子１０２の走査面に対応している。また、構造物抽出画像３２０は、図１に示す構造物画像構築部１１０から画像合成部１１２に転送されたものであり、図３Ｄに示す画像に対応する。すなわち、二次元超音波像４００は、必要に応じて変更される走査面に対応した画像であり、構造物抽出画像３２０は、二次元超音波像４００の走査面の変更に追従して更新される画像である。

このような二次元超音波像４００と構造物抽出画像３２０は、図４に示すように、表示部１１４の表示画面に並んで同時に表示されている。これによれば、二次元超音波像４００の関心領域内の構造物を的確に描出した構造物抽出画像３２０を視認することにより、診断精度や検査効率が向上する。

図４に示す形態では、二次元超音波像４００と構造物抽出画像３２０を表示画面に並べて表示する例を説明したが、これに代えて、二次元超音波像４００と構造物抽出画像３２０を合成して表示してもよい。例えば、二次元超音波像４００と構造物抽出画像３２０を予め決めた乗算係数で加算してもよいし、二次元超音波像４００又は構造物抽出画像３２０の一方を半透明にし、それを他方に重畳して表示してもよい。これにより、二次元超音波像４００の関心領域内の構造物を把握するのがより的確かつ容易になる。

また、構造物抽出画像３２０を三次元超音波像に合成して表示できる。より具体的には、被検体に関するボリュームデータに対して設定された視線方向の各ボクセルの輝度に、その輝度に応じた透明度を乗じて構成される三次元超音波像と、三次元超音波像の表示座標に変換された構造物抽出画像３２０とを並べて又は重畳して表示部１１４に表示してもよい。

図５は、二次元超音波像と構造物抽出画像の他の表示形態を示す図である。図５に示す二次元超音波像４００は、図１に示す超音波画像作成部１０６から画像合成部１１２に転送されたものであり、探触子１０２の走査面に対応する。なお、説明の便宜上、二次元超音波像４００を基準とし、紙面に対して垂直方向をＸ軸、Ｘ軸に直交した水平方向をＹ軸、Ｘ軸及びＹ軸に直交した鉛直方向をＺ軸方向とする。

図５に示す構造物抽出画像５００は、Ｚ軸方向からみた投影像であり、構造物（例えば、穿刺針３０２、肝腫瘍３０４、血管３０６、のう胞３０８）が抽出して表示されたものである。構造物抽出画像５０２は、走査面をＸ軸周りに回転した投影像であり、構造物が同様に描出されている。構造物抽出画像５０４は、Ｙ軸方向からみた投影像であり、構造物が同様に描出されている。このような投影像を生成するに際しては、コントロールパネル１１８から制御部１１６を介して回転情報処理部２０１に入力する指令（例えば、穿刺針のガイド情報）に応じて投影像を作成するための視線方向を決めることができる。

図５に示す形態によれば、二次元超音波像４００と、互いに直交する三方向からみた構造物抽出画像５００、５０２、５０４は、表示部１１４の表示画面に並べて同時に表示されている。したがって、各画像を参照することにより、構造物の相対位置を多面的に把握できるから、診断精度や検査効率が一層向上する。例えば、体内に穿刺針３０２を刺入するに際し、穿刺針３０２に対する血管３０６又は肝腫瘍３０４の相対位置を的確に把握できるから、穿刺針３０２の刺入作業が的確かつ容易になる。

図５に示す形態では、互いに直交する３方向の投影像を同時に表示する例を説明したが、これに限らず、要は、被検体に関するボリュームデータに対して設定された複数の視線方向のそれぞれに対応する複数の構造物抽出画像を生成し、それら構造物抽出画像を表示部１１４に並べて表示できる。これにより、視線方向の数に応じて構造物の相対位置等を多面的に把握できる。

図６は、図３の輝度分布シフト後画像３１７をインタラクティブに生成するための対話的な設定画面６０１の表示形態を示す図である。図６に示す形態は、輝度分布シフト後画像３１７を操作者の手動でインタラクティブに作成する点で、輝度分布シフト後画像３１７を自動生成する図３の形態と異なる。

図６に示す設定画面６０１は、輝度分布シフト後画像３１７の表示領域と、構造物抽出画像３２０の表示領域と、輝度分布ヒストグラム６０３の表示領域と、輝度分布シフト量調整バー６０５の表示領域を有する。操作者は、コントロールパネル１１８を介して輝度分布シフト量調整バー６０５のカーソル６０７を移動させると、前述のズレ量Ｓを任意に設定できる。ズレ量Ｓを可変するにつれて、輝度分布シフト後画像３１７の輝度がリアルタイムに更新されるし、輝度分布シフト後画像３１７を用いて生成される構造物抽出画像３２０の輝度もリアルタイムに更新される。

ここで、輝度分布ヒストグラム６０３は、基準として設定した最大値投影画像３１０の輝度分布６０９と、輝度分布シフト後画像３１７の現在の輝度分布６１１の双方が表示されている。したがって、操作者は、輝度分布ヒストグラム６０３を参照しながらカーソル６０７を操作することにより、輝度分布６１１を輝度分布６０９側に移動させる作業を視覚的に行えるから、輝度分布６１１のピーク位置を輝度分布６０９のピーク位置に合わせることが容易になる。また、カーソル６０７の動きに連動して構造物抽出画像３２０の輝度も更新されるから、構造物抽出画像３２０も同時に参照しながらカーソル６０７を操作することにより、視認性がより一層向上した構造物抽出画像３２０を簡単に得ることができる。

上述のように、第一の実施形態により本発明を適用した超音波診断装置を説明したが、これに限られるものではない。例えば、操作者が任意の領域のみを除去して観察を行いたい場合は、図４に示すように、二次元超音波像４００に関心領域を指定し、設定された関心領域に対応する輝度分布ヒストグラムに基づき、図３に示す最大値投影画像３１０の輝度分布のピーク位置と最小値投影画像３１４の輝度分布のピーク位置とのズレ量Ｓを求めることができる。

また、二次元超音波像４００に任意の点を指定し、指定された点に関しての最大値投影画像３１０の最小値投影画像３１４の輝度差を求め、求めた輝度差をオフセットとして最小値投影画像３１４に加算してもよい。これにより、最大値投影画像３１０の周辺組織画像３０５の輝度と最小値投影画像３１４の周辺組織画像３０７の輝度を一致させて輝度分布シフト後画像３１７を生成することができる。

（第二の実施形態）
本発明を適用した超音波診断装置の第二の実施形態について図面を参照して説明する。本実施形態の超音波診断装置は、最小値投影画像の周辺組織画像の輝度を最大値投影画像の周辺組織画像の輝度を合わせる前に、最小値投影画像のコントラストを調整する点で、各投影画像の輝度分布に基づき各投影画像の周辺組織画像の輝度を合わせる第一の実施形態と異なる。したがって、第一の実施形態と相互に対応する箇所については説明を省略し、相違点を中心に説明する。

図７は、本実施形態の構造物画像構築部の動作を説明するための概念図である。本実施形態の構造物画像構築部は、図２に示す補正画像作成部２０６の処理内容が第一の実施形態と異なる。図２及び図７を参照すると、まず、補正画像作成部２０６は、最小値抽出部２０４で得られた最小値投影画像３１４の画像データに基づき、最小値投影画像３１４の最大輝度値、最小輝度値、中央輝度値を算出する。その後、補正画像作成部２０６は、最大輝度値と最小輝度値の差をシステムが保持する輝度階調に変換し、中央輝度値をオフセットとして採用する。そして、補正画像作成部２０６は、コントラストがゼロの場合は、中央輝度値になるようなガンマカーブを自動作成し、作成したガンマカーブに基づき最小値投影画像３１４に対してコントラストの調整をする。要するに、補正画像作成部２０６は、最小値投影画像３１４の中央輝度値を変更せずに、コントラストの良好な画像に変更する。なお、最小値投影画像３１４のコントラストを調整するに際し、最小値投影画像３１４の中央輝度値を用いたが、その中央輝度値に代えて平均輝度値を用いてもよい。

次に、補正画像作成部２０６は、コントラスト調整後の最小値投影画像３１４の中央輝度値を求めるとともに、最大値抽出部２０２で得られた最大値投影画像３１０の中央輝度値を求める。その後、補正画像作成部２０６は、最小値投影画像３１４の中央輝度値と、最大値投影画像３１０の中央輝度値との比を算定し、算定した比を補正係数として最小値投影画像３１４に乗算してコントラスト補正後画像７０１を生成する。ここでの補正係数は、最小値投影画像３１４の中央輝度値と、最大値投影画像３１０の中央輝度値との輝度差を反映したものである。したがって、補正係数を最小値投影画像３１４に乗じることにより、最大値投影画像３１０の周辺組織画像３０５の輝度値と、コントラスト補正後画像７０１の周辺組織画像７０３の輝度値を等しい値にできる。なお、補正係数については、コントロールパネル１１８を介して必要に応じて変更することもできる。

そして、図２に示す差分画像作成部２０８は、最大値抽出部２０２から出力された最大値投影画像３１０と補正画像作成部２０６から出力されたコントラスト補正後画像７０１とを減算して構造物抽出画像７０５を生成する。

本実施形態によれば、コントラスト補正後画像７０１のうち周辺組織画像７０３の輝度は、最大値投影画像３１０の周辺組織画像３０５の輝度に合わせられたものになる。したがって、最大値投影画像３１０からコントラスト補正後画像７０１を減算して構造物抽出画像７０５を生成すると、構造物抽出画像７０５は、その周辺組織画像７０７の画像情報が除去されるため、構造物の周辺組織に対する画像コントラストが強調される。その結果、表示部１１４に表示された構造物抽出画像３２０を視認することにより、構造物を判別するのが容易になるなど、超音波像の視認性を向上できる。

以上、第一及び第二の実施形態により本発明を適用した超音波診断装置を適用したが、これに限られるものではない。例えば、第一及び第二の実施形態では、最大値投影画像と最小値投影画像という二つの投影像を用いた例を説明したが、二以上の投影像を生成した場合にも本発明を適用できる。

より具体的には、図２の三次元座標変換部２００から出力されるボリュームデータに対して設定された視線方向のボクセルのうち、輝度が設定範囲Ａに該当するボクセルのデータに基づき一の投影像Ａ´を生成し、輝度が設定範囲Ｂに該当するボクセルのデータに基づき一の投影像Ｂ´を生成し、輝度が設定範囲Ｃに該当するボクセルのデータに基づき一の投影像Ｃ´を生成する。そして、投影像Ａ´〜投影像Ｃ´のうち例えば投影像Ａ´を基準投影像として選択する。次に、投影像Ａ´のうち不必要な画像情報（例えば、周辺組織画像）の輝度と、投影像Ｂ´及びＣ´のうち不必要な画像情報（例えば、周辺組織画像）の輝度が一致するように、投影像Ｂ´及び投影像Ｃ´の輝度情報を補正して新たな投影像Ｂ´´及び投影像Ｃ´´を生成する。次いで、補正後の投影像Ｂ´´と投影像Ａ´の差分画像Ｄを生成するとともに、補正後の投影像Ｃ´´と投影像Ａ´の差分画像Ｅを生成する。最後に、差分画像Ｄと差分画像Ｅを合成した構造物抽出画像を表示部１１４に表示する。このように複数の投影像に基づき構造物抽出画像を表示することにより、音響インピーダンスの大きさが異なる多層構造の構造物の形状、構造又は相対位置を的確に把握できる。

要するに、本実施形態の超音波診断装置は、ボリュームデータに対して設定された視線方向のボクセルのうち、輝度が一の設定範囲に該当するボクセルのデータに基づき一の投影像を生成し、輝度が他の設定範囲に該当するボクセルのデータに基づき他の投影像を生成する投影像生成手段を有し、一の投影像のうち指定領域の輝度情報を基準とし、他の投影像のうち指定領域に対応する領域の輝度情報を基準輝度情報に近づけて補正し、補正後の投影像と一の投影像との差分画像を表示用の超音波像として生成する手段を備えて構成することにより、体内構造物が描出された超音波像の視認性を向上させることができる。

本発明を適用した第一の実施形態の超音波診断装置の構成を示すブロック図である。図１の構造物画像構築部の詳細構成を示すブロック図である。図１及び図２の構造物画像構築部の動作を説明するための概念図である。二次元超音波像と構造物抽出画像の表示形態を示す図である。二次元超音波像と構造物抽出画像の他の表示形態を示す図である。図３の輝度分布シフト後画像を対話的に生成するための設定画面の表示形態を示す図である。本発明を適用した第二の実施形態の構造物画像構築部の動作を説明するための概念図である。

符号の説明

１０２超音波探触子
１０４超音波データ収集部
１０６超音波画像作成部
１１０構造物画像構築部
１１２画像合成部
１１４表示部
２０２最大値抽出部
２０４最小値抽出部
２０６補正画像作成部
２０８差分画像作成部
３１０最大値投影画像
３１２，３１６，３１８輝度分布ヒストグラム
３１４最小値投影画像
３１７輝度分布シフト後画像
３２０構造物抽出画像

Claims

被検体との間で超音波を送受する超音波探触子と、該超音波探触子に駆動信号を供給するとともに前記超音波探触子から出力される受信信号を受信する送受信手段と、該送受信手段から出力される受信信号に基づき超音波像を再構成する画像処理部と、前記超音波像を表示する表示部とを備え、
前記画像処理部は、前記受信信号に基づき前記被検体に関するボリュームデータを生成する手段と、前記ボリュームデータに対して設定された視線方向のボクセルのうち、輝度が一の設定範囲に該当するボクセルのデータに基づき一の投影像を生成し、輝度が他の設定範囲に該当するボクセルのデータに基づき他の投影像を生成する投影像生成手段を有し、
前記一の投影像上の指定点又は指定領域の輝度情報を基準とし、前記他の投影像のうち前記指定点又は指定領域に対応した領域の輝度情報を前記基準輝度情報に近づけて補正し、該補正後の他の投影像と前記一の投影像との差分画像を表示用の超音波像として生成することを特徴とする超音波診断装置。
前記画像処理部は、前記一の投影像の前記指定点又は指定領域の輝度分布のピーク位置を基準とし、前記他の投影像のうち前記指定点又は指定領域に対応した領域の輝度分布のピーク位置を前記基準ピーク位置に合わせて補正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。
前記画像処理部は、前記一の投影像の前記指定点又は指定領域の輝度値を基準とし、前記他の投影像のコントラストを調整した後に、該調整後の他の投影像のうち前記指定点又は指定領域に対応した領域の輝度値を前記基準輝度値に合わせて補正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。
前記画像処理部は、前記一の投影像として最大値投影画像を生成し、前記他の投影像として最小値投影画像を生成することを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載の超音波診断装置。
前記画像処理部は、前記超音波探触子の走査面に対応する二次元超音波像と、前記走査面の変更に追従して更新される前記差分画像とを並べて又は重畳して前記表示部に表示させることを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載の超音波診断装置。
前記画像処理部は、前記被検体に関するボリュームデータに対して設定された視線方向の各ボクセルの輝度に、該輝度に応じた透明度を乗じて構成される三次元超音波像と、該三次元超音波像の表示座標に変換された前記差分画像とを並べて又は重畳して前記表示部に表示させることを特徴とする請求項１乃至５のいずれかに記載の超音波診断装置。
前記画像処理部は、前記被検体に関するボリュームデータに対して設定された複数の視線方向に対応した複数の前記差分画像を生成し、該複数の差分画像を並べて前記表示部に表示させることを特徴とする請求項１乃至６のいずれかに記載の超音波診断装置。