(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波プローブからの超音波信号で走査されたサンプルからの反射波を受信した信号から所定の間隔で時系列画像を取得する画像取得手段と、
第一の時点における第一の画像と前記第一の時点より前の第二の時点における第二の画像との隣接する時系列画像間の第一の変位量を算出する変位量算出部と、
前記第一の時点と前記第二の時点との間のある時点における中間画像を、前記第一の画像と、前記第二の画像と、前記第一の変位量に基づいて算出された前記ある時点における変位量に基づいて生成する中間画像生成部と、
前記第二の画像、前記中間画像、前記第一の画像を表示する表示部を備え、
前記第一の変位量と前記第二の変位量は位置の違いによって複数あり、それらはベクトル分布で表現されることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
前記表示部に表示される画像のフレームレートは、前記画像取得部で取得する画像のフレームレートよりも高いことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項３】
前記中間画像が、複数の前記第一の画像と複数の前記第二の画像に基づいて生成され、前記表示部は、複数の前記第二の画像と、前記中間画像と、複数の前記第一の画像を表示することを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。
【請求項４】
前記第二の変位量は、線形補間によって計算されることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項５】
前記中間画像生成部は、前記第一の画像の画素と前記第二の画像の画素とを貼り付けることにより、又は、前記第一の画像の画素と前記第二の画像の画素とを重み付き加算することにより前記中間画像を生成することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項６】
前記ある時点を、手動で設定することができることを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
【請求項７】
前記ある時点は、前記表示部に表示される画像のフレームレートから計算されることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項８】
超音波プローブからの超音波信号で走査されたサンプルからの反射波を受信した信号から所定の間隔で時系列画像を取得する第一の工程と、
第一の時点における第一の画像と前記第１の時点より前の第二の時点における第二の画像との隣接する時系列画像間の第一の変位量を算出する第二の工程と、
前記第一の時点と前記第二の時点との間のある時点における中間画像を、前記第一の画像と、前記第二の画像と、前記第一の変位量に基づいて算出された前記ある時点における変位量に基づいて生成する第三の工程と、
前記第二の画像、前記中間画像、前記第一の画像を表示する第四の工程とを含み、
前記第一の変位量と前記第二の変位量は位置の違いによって複数あり、それらはベクトル分布で表現されることを特徴とする超音波画像の中間画像を生成する方法。
【請求項９】
前記表示部に表示される画像のフレームレートは、前記第一工程で取得する画像のフレームレートよりも高いことを特徴とする請求項８に記載の超音波画像の中間画像を生成する方法。
【請求項１０】
前記第三の工程において、前記中間画像は、複数の前記第一の画像と複数の前記第二の画像に基づいて生成され、前記表示部は、複数の前記第二の画像と、中間画像と、複数の前記第一の画像を表示することを特徴とする請求項9に記載の超音波画像の中間画像を生成する方法。
【請求項１１】
前記第二の変位量は、線形補間によって計算されることを特徴とする請求項８に記載の超音波画像の中間画像を生成する方法。
【請求項１２】
前記第三の工程において、前記第一の画像の画素と前記第二の画像の画素とを貼り付けることにより、又は、前記第一の画像の画素と前記第二の画像の画素とを重み付き加算することにより前記中間画像を生成することを特徴とする請求項８に記載の超音波画像の中間画像を生成する方法。
【請求項１３】
ある時点では手動で入力することができることを特徴とする請求項８に記載の超音波画像の中間画像を生成する方法。
【請求項１４】
前記ある時点は、前記表示部に表示される画像のフレームレートから計算されることを特徴とする請求項８に記載の超音波画像の中間画像を生成する方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は，超音波を被検体に送受信して画像を取得する超音波診断装置に係り，取得し
た画像に対して画像処理によって，空間分解能あるいは時間分解能を向上させる処理を施
す超音波画像の中間画像を生成する方法及び超音波診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
腹部や心臓を含む体内の多くの部位の検査において，超音波診断装置が利用されている。超音波診断装置は，X線検査などと異なり生体への害がないこと，操作が簡便であること，実時間での動画像観察が可能なことなどの利点を有し，幅広く活用されている。超音波診断装置では，超音波プローブから被検体にむけて超音波を放射し，被検体内部の組織からの反射波を上記超音波プローブで受信して，モニタ上に表示する。超音波画像の撮像時においては，特定方向に収束させた超音波を方位方向に対してスキャンすることにより，2次元画像または3次元画像をリアルタイムで取得することができる。
【０００３】
超音波診断装置を用いて医師は超音波画像を観察し，腫瘍などの微小な病変部位の発見や診断を行うため，視認性の高い超音波画像の取得が要求される。特に近年では，ディスプレイモニタの高精細化が進んでおり，これに合わせて超音波画像の高分解能化が求められている。
【０００４】
これに対して，１フレームあたりの超音波プローブのスキャン回数を増やすことで，スキャン方位方向の分解能を向上させて高分解能の超音波を取得することができる。あるいは，特許文献１のように取得した１フレームの画像に対してデコンボリューション処理を施すことで，高分解能の画像を生成することができる。デコンボリューション処理としては，非特許文献１に記載されているような、超音波ビームの収差による画像ぼやけやサンプリングによる画像劣化をモデル化し，取得した超音波画像から前記劣化のない理想的な超音波画像を推定する技術が知られている。
【０００５】
また、特許文献２には、超音波画像を用いて着目対象の撮像面内における体動を計測し、計測した体動分の補正処理を加えながら、時系列画像を積算または減算することにより、着目対象の形状や組織変性などの経時的に変化する情報を画像化して表示することが記載されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００５−９５３２８号公報
【特許文献２】国際公開番号  ＷＯ  ２００６/１２３７４２号公報
【非特許文献】
【０００７】
【非特許文献１】T.Taxt，R.Jirik:Superresolution of ultrasound images using the first and second harmonic signal, IEEE Trans. Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, Vol.51, No.2, pp.163-175, 2004
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
しかしながら，前記のように１フレームあたりのスキャン回数を増やす方式は，高い分解能の超音波画像を得ることができるものの，超音波の伝播時間の増加により１フレームの画像取得に要する時間が増えるため，表示フレームレートが低下するといった問題がある。これは特に心臓等の動きの早い部位の観察においては，フレームレート不足となり診断に支障が生じる。また，前記デコンボリューション処理に関しては，ノイズが多い画像に対して不自然なアーチファクトが発生するなどの問題が知られている。したがって，ノイズが多い超音波画像ではあまり高分解能化の効果が期待できない。
【０００９】
また、引用文献２に記載されている方法では、時系列画像から経時的に変化する情報を抽出・画像化することはできても、高分解能な超音波画像を取得することについては記載されていない。
【００１０】
以上のように，従来技術においてはフレームレートを維持しつつ高分解能な超音波画像を取得することが困難であった。
【００１１】
本発明の目的は、上記した従来技術の課題を解決して、フレームレートを維持しつつ高
分解能な超音波画像を取得することが可能な超音波画像の中間画像を生成する方法及び超音波診断装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
上記した目的を達成するために、本発明では、超音波画像の中間画像を生成する方法を、超音波プローブからの超音波信号で走査されたサンプルからの反射波を受信した信号から所定の間隔で時系列画像を取得する第一の工程と、第一の時点における第一の画像と第１の時点より前の第二の時点における第二の画像との隣接する時系列画像間の第一の変位量を算出する第二の工程と、第一の時点と第二の時点との間のある時点における中間画像を、第一の画像と、第二の画像と、第一の変位量に基づいて算出されたある時点における変位量に基づいて生成する第三の工程と、第二の画像、中間画像、第一の画像を表示する第四の工程とを含み、第一の変位量と第二の変位量は位置の違いによって複数あり、それらはベクトル分布で表現されるようにした。
【００１４】
更に、上記目的を達成するために、本発明では、超音波診断装置を、超音波プローブからの超音波信号で走査されたサンプルからの反射波を受信した信号から所定の間隔で時系列画像を取得する画像取得手段と、第一の時点における第一の画像と第１の時点より前の第二の時点における第二の画像との隣接する時系列画像間の第一の変位量を算出する変位量算出部と、第一の時点と第二の時点との間のある時点における中間画像を、第一の画像と、第二の画像と、第一の変位量に基づいて算出されたある時点における変位量に基づいて生成する中間画像生成部と、第二の画像、中間画像、第一の画像を表示する表示部を備え、第一の変位量と第二の変位量は位置の違いによって複数あり、それらはベクトル分布で表現されるように構成した。
【発明の効果】
【００１５】
本発明によれば，複数フレームの画像を用いた画像復元処理を適用することで，フレームレートを低下させることなく超音波画像の高分解能化が実現する。また，画像復元処理に好適な超音波プローブのスキャン方式を適用することで，高分解能化の効果を向上させることができる。これらにより，フレームレートを維持しつつ高分解能の超音波画像を取得することができ，特に動きの早い病変部位の視認性の向上が期待できる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本発明を実現するための超音波診断装置の構成を示す図である。
【図２】本発明を実現するための図１とは別の超音波診断装置の構成を示す図である。
【図３】複数フレーム画像と位置ずれ量を用いて画像復元処理を行うフロー図である。
【図４】図３のフローにおいて記憶装置を設けた場合のフロー図である。
【図５Ａ】時刻ｔ−３、ｔ−２、ｔ−１、ｔのタイミングで取得した超音波画像群を図２に示した構成を用いてスキャンコンバータにより扇型の画像に変換した超音波画像群の正面図である。
【図５Ｂ】超音波画像群５０２〜５０５に対して画像復元処理を実行した結果例を示す超音波画像の正面図である。
【図５Ｃ】時刻ｔ−３、ｔ−２、ｔ−１、ｔのタイミングで取得した超音波画像群に対して図１に示した構成を用いて画像復元処理を実行したスキャンコンバータ前の結果例を示す図である。
【図５Ｄ】超音波画像群５０７〜５１０に対して画像復元処理を実行した結果例を示す超音波画像の正面図である。
【図６Ａ】時刻ｔ−２、ｔ−１、ｔのタイミングで取得した超音波画像群を図２に示した構成を用いてスキャンコンバータにより扇型の画像に変換した超音波画像群の正面図である。
【図６Ｂ】時刻ｔ−２のタイミングで取得した超音波画像６０２において位置ずれ量を基に領域分割を行い画像復元処理の重みパラメータを設定した状態を示す図である。
【図６Ｃ】時刻ｔ−１のタイミングで取得した超音波画像６０３において位置ずれ量を基に領域分割を行い画像復元処理の重みパラメータを設定した状態を示す図である。
【図６Ｄ】時刻ｔのタイミングで取得した超音波画像６０４において位置ずれ量を基に領域分割を行い画像復元処理の重みパラメータを設定した状態を示す図である。
【図６Ｅ】超音波画像６０４と６０３との位置ずれ量を算出した結果を示す図である。
【図７】撮像した画像群から時間軸上での中間フレームの画像を推定するフロー図である。
【図８Ａ】時刻ｔ−１における超音波画像８０２と時刻ｔにおける超音波画像８０３との位置ずれ量を算出した結果を示す図である。
【図８Ｂ】時刻ｔ−１とｔのタイミングで取得した超音波画像群をスキャンコンバータにより扇型の画像に変換した超音波画像群８０２と８０３及び図７のフローにより推定した中間フレームの超音波画像８０４の正面図である。
【図８Ｃ】時刻ｔ−１とｔのタイミングで取得した超音波画像群から推定した時刻ｔ−Δｔにおける位置ずれ量を示す図である。
【図９】フレーム毎にスキャン条件を変更して撮像した超音波画像群から画像復元処理を行うフロー図である。
【図１０Ａ】フレームごとに変えるスキャン方位を示す超音波プローブの断面図である。
【図１０Ｂ】図９のフローにおいてフレーム毎にスキャン方位を変更して撮像した画像を合成した例を示すスキャンコンバータ後の超音波画像の正面図である。
【図１０Ｃ】図９のフローにおいてフレーム毎にスキャン方位を変更して撮像した画像を合成した例を示すスキャンコンバータ前の超音波画像の正面図である。
【図１１】３フレームの場合のスキャン方位の変更例を示す超音波プローブの断面図である。
【図１２Ａ】フレーム毎にスキャン範囲を変更する状態を示す超音波プローブの断面図である。
【図１２Ｂ】フレーム毎にスキャン範囲を変更して撮像した画像を合成した例を示す超音波画像の正面図である。
【図１３Ａ】フレーム毎にスキャンの焦点距離を変える状態を示す超音波プローブの断面図である。
【図１３Ｂ】フレーム毎にスキャンの焦点距離を変えて撮像した画像を合成した例を示す超音波画像の正面図である。
【図１４Ａ】超音波画像上でユーザが指定した密にスキャンする領域の例を示す超音波画像の正面図である。
【図１４Ｂ】ユーザが指定した領域を密にスキャンする例を示す超音波プローブの断面図である。
【図１５】被検体の動きの周期性を利用してスキャン条件をフレーム毎に変更して撮像した超音波画像群から画像復元処理を行うフロー図である。
【図１６】周期上で同一の時間位相となるフレーム画像を異なるスキャン条件で撮像する例を示す超音波画像群の正面図である。
【図１７】フレーム毎にスキャン条件を変更して撮像した超音波画像群からの画像復元処理の実行およびパラメータ設定のＧＵＩを示す図である。
【図１８】ユーザが指定した範囲を高分解能化する処理およびパラメータ設定のＧＵＩを示す図である。
【図１９】撮像した画像群から時間軸上での中間フレームの画像を推定する処理およびパラメータ設定のＧＵＩを示す図である。
【図２０】被検体の動きの周期を利用してスキャン条件を変更して撮像した超音波画像群の画像復元処理実行およびパラメータ設定のＧＵＩを示す図である。
【図２１】本発明を実現するための画像復元処理装置の構成を示すブロック図である。
【図２２】本発明を実現するための図２１とは別の画像復元処理装置の構成を示すブロック図である。
【図２３】複数フレーム画像を用いた画像復元処理のフロー図である。
【図２４】取得した超音波画像から時間軸上での中間フレーム画像を生成するフロー図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
本発明では，以下の処理を含む超音波画像の画像復元方法および前記画像復元処理を搭載した超音波診断装置あるいは画像処理装置により前記課題を解決する。
【００１８】
（１）時系列に沿って取得した複数の超音波画像（超音波画像群）から画像復元処理を用いて１枚の高分解能な超音波画像を生成する。すなわち，１フレームの超音波画像を用いて画像復元処理を行うのではなく，複数フレームの超音波画像を用いて１枚の高分解能な超音波画像を生成することにより，ノイズによる影響を抑えた画像復元処理を実現する。さらに，画像復元処理に複数フレームの画像を用いることによって，各フレームの画像情報を相補的に合成することが可能となり，高分解能化において高い効果を得ることができる。
【００１９】
具体的に本発明では，まず処理対象となる特定の時相における超音波画像（処理対象画像）と画像復元処理に入力する超音波画像群（入力画像群）を抽出する。次に前記処理対象画像と前記入力画像群のそれぞれに対して位置ずれ量を算出し，画像復元処理を用いて前記入力超音波画像群と前記位置ずれ量から，高分解能の処理対象画像を生成する。すなわち，フレーム間での位置ずれ量を算出しておき，これを画像復元処理に用いることで，単純なフレーム平均加算では発生してしまう位置ずれによる画像ぼやけの影響を抑えることができる。さらに，前記処理対象画像の領域分割を行い，分割して得られた領域毎に画像復元処理の重みパラメータを設定することを特徴とする。
【００２０】
前記領域分割は，手動で与えた領域内で行うこともできるし，前記位置ずれ量を基に自動で行うこともできる。ここで，前記重みパラメータが大きな領域の画像ほど画像復元処理の結果に大きく反映されるように処理されることを特徴とする。例えば，位置ずれ量が大きな箇所は，その周辺部位の形状が大きく変形している可能性が高く，前記変形を補正して画像復元処理を行うことが困難である場合がある。そのような場合においては，本発明により位置ずれ補正が困難な領域は前記重みパラメータが小さく設定され，その領域においては前記処理対象画像の画像データが支配的になる。すなわち，本発明により心臓等の動きが早い部位の観察においても画像復元処理の効果が出る領域のみを自動で抽出して高分解能化することができる。
【００２１】
（２）時系列に沿って指定した時間間隔（取得撮像間隔）で撮像して得られる超音波画像群と，（１）と同様の方法で算出した画像間の位置ずれ量を用いて，画像復元処理の対象となる超音波画像（処理対象画像）を撮像したタイミングから前記取得撮像間隔より短い時間だけずれたタイミングで撮像したときに得られる超音波画像を推定することを特徴とする。すなわち，（１）は空間分解能を向上させる処理であったが，本発明は取得したフレーム画像間のフレーム画像を推定することにより時間方向の分解能を向上させる処理である。本発明により１フレームあたりのスキャン回数を低減させることなく（すなわち，画像の空間分解能を低下させることなく），フレームレートを向上させることができる。
【００２２】
（３）（１）で述べたように複数フレームによる画像復元処理は，各フレームの画像情報を相補的に合成する処理であるため，画像復元処理に殆ど同じような画像群を入力しても高分解能化の効果は小さい。それに対して，本発明では超音波プローブを制御してスキャン条件が異なる超音波画像群を取得し，画像復元処理を行うことを特徴とする。すなわち，スキャン条件を変更することにより，超音波画像群に相補的な情報を多分に含ませることが可能となり，画像復元処理による高分解能化の効果を向上させることができる。スキャン条件としては，フレーム毎に偶数番目のスキャン方位のみの取得，および奇数番目のスキャン方位のみの取得を交互に切り替えるインターレース方式を用いることができる。動きが小さな箇所においては前記インターレース方式によって得られた画像を，単純に重ね合わせるだけでも高分解能化できる。
【００２３】
一方，心臓等の被検体の動きが大きな場合においては，画像のつなぎ目でジッタと呼ばれる画像のずれが発生する場合がある。このようなジッタに対しても，前記位置ずれ量を用いて補正処理を行うことでシームレスなフレーム画像の合成処理が可能である。また，本方式は３フレーム以上の場合においても，同様の要領で実現可能である。
【００２４】
また，別のスキャン方式としては，フレーム毎にスキャンの焦点距離を切り替える方式を用いることができる。すなわち，スキャン時に超音波ビームの焦点を特定の位置に絞ると，ビームを絞った箇所は鮮明な画像を取得できるが，それ以外の箇所はぼやけてしまう。そこで，フレーム毎にスキャン焦点距離を変えて取得した超音波画像を合成することで，焦点があった画像領域を増やすことができる。なお，本発明は１フレームあたりのスキャン回数を増やすわけではないため，フレームレートを低下させることなく画像の空間分解能を向上させることが可能である。
【００２５】
（４）観察対象となる部位の動きの周期を取得し，前記周期の２倍以上の時間範囲（撮像時間範囲）を撮像して得られた超音波画像群に対して，画像復元処理を用いて前記撮像時間範囲より短い時間範囲内の超音波画像群を生成することを特徴とする。ここで，前記超音波画像群の各画像（対象画像）と，前記対象画像を撮像するタイミングから前記周期だけ過去にずれたタイミング付近で撮像した画像（過去対象画像）は，それぞれで異なるスキャン条件で撮像されるように超音波プローブを制御することを特徴とする。すなわち，心臓等の部位は周期的な反復運動を行うため，周期上で同一の時間位相となる超音波画像は殆ど同じような画像が得られるが，（３）で述べた理由と同様に，殆ど同じような画像を画像復元処理に多数入力しても高分解能化の効果はあまり望めない。
【００２６】
これに対して，本発明では前記対象画像と前記過去対象画像を撮像する際は，両画像を異なるスキャン条件に変更して撮像することにより，超音波画像群に相補的な情報を多分に含ませることができ，画像復元処理による効果を向上させることができる。前記スキャン条件としては，スキャン方位，スキャン範囲，あるいは，スキャン焦点距離などを変更することを特徴とする。
【００２７】
次に、本発明に係る実施の形態について図面を用いて説明する。
まず，本発明における超音波診断装置の構成について図１および図２を用いて説明する。  
図１は，超音波診断装置１０１の構成の一実施例を表す図である。超音波診断装置１０１は，超音波信号の送受信を行う超音波プローブ１０３，超音波プローブ１０３へ入力するための駆動信号を発生する駆動回路１０２，受信信号の増幅やA/D変換を行う受信回路１０４，超音波スキャンの走査線信号列を２次元状に並べた画像を生成する画像生成部１０５，画像復元処理等の画像処理を行う画像処理部１０６，走査線信号列で表現された画像の座標変換処理や補間処理を行うスキャンコンバータ１１２，スキャンコンバータにより生成された画像を表示する表示部１１３，及びこれら全体を制御すると共にデータを記憶し処理する制御・記憶・処理部１２０を備えている。
【００２８】
超音波プローブ１０３では，被検体１００に対して駆動信号に基づく超音波信号を送信し，また送信の際に得られる被検体１００からの反射波を受信して電気的な受信信号に変換する。超音波プローブ１０３の種類には，例えば，リニア，コンベックス，セクタ，ラジアルと呼ばれるタイプがある。例えば，超音波プローブ１０３がコンベックスタイプの場合には，スキャンコンバータ１１２により長方形状の画像から扇形状の画像に変換される。また，制御・記憶・処理部１２０は，入力部１２１，制御部１２２，記憶部１２３，および処理部１２４を備えており，入力部１２１からは，画像生成開始のタイミングや画像生成に関するパラメータなどが入力される。
【００２９】
制御部１２２は，駆動回路１０２，超音波プローブ１０３，受信回路１０４，画像処理部１０６等の動作を制御する。記憶部１２３では，受信信号や，画像生成部１０５により生成された画像，画像処理部１０６で計算された画像，スキャンコンバータ１１２の出力である表示画像等が記憶される。処理部１２４では，超音波プローブ１０３に入力するための電気信号の整形処理や，画像表示の際における明度およびコントラストを調整する処理等を行う。
【００３０】
以上のような構成において，超音波プローブ１０３は，制御・記憶・処理部１２０の制御部１２２で制御された駆動信号に基づく超音波信号を被検体１００に対して送信し，この送信により得られる被検体１００からの反射信号を受信して電気的な受信信号に変換する。次に電気信号に変換された受信信号を受信回路１０４で増幅してＡ/Ｄ変換した後，このＡ/Ｄ変換した信号を画像生成部１０５で処理して画像を生成し，画像処理部１０６に入力する。画像処理部１０６において，入力された画像に対して，画像復元処理が行なわれ，高分解能の出力画像が得られる。
【００３１】
更に，この出力画像をスキャンコンバータ１１２で画像の座標変換処理や補間処理を行なって画像を生成する。なお，本実施例に限定されるものではなく，例えば，図２の超音波診断装置２０１の構成に示すように、画像処理部１０６がスキャンコンバータ１１２の前段に配置されていても良い。
【００３２】
図２１および図２２は画像処理部１０６の内部処理を示す図である。画像生成部１０５より出力された画像データは，まず超音波画像群取得部２１０１に入力されてフレーム画像を制御・記憶・処理部１２０の記憶部１２３に格納すると共に、位置ずれ量算出部２１０２へ送られる。次にこの送られてきたフレーム画像と記憶部１２３に格納された過去のフレーム画像群を位置ずれ量算出部２１０２に入力して位置ずれ量を算出する。
【００３３】
次に，前記記憶部１２３に格納された過去のフレーム画像群と現在のフレーム画像と前記位置ずれ量を画像復元処理部２１０３に入力して，高分解能な現在のフレーム画像を出力する。図２２は図２１とは別の画像処理部１０６の内部処理例である。本例では，スキャン条件選択部２２０１により超音波ビームのスキャン方位あるいは焦点距離が設定され，そのスキャン条件で超音波画像を撮像する。その後は図２１の処理と同様に画像復元処理が実行される。
【実施例１】
【００３４】
本発明における画像復元処理の実施例を図３のフローを用いて示す。まず，超音波プローブ１０３を用いて被検体１００に向けて超音波を放射し、被検体１００の内部の組織からの反射波を超音波プローブ１０３で検出し、検出信号を受信回路部１０４を経由して画像生成部１０５へ送って処理することにより、時系列に沿って複数撮像した超音波画像群X[t],X[t-1],X[t-2],…を取得する（Ｓ３０１）。ここで，X[t]は最後に撮像した超音波画像で，X[t-1],X[t-2],…はX[t]よりも過去に撮像した超音波画像である。  
この時系列に沿って複数取得された超音波画像群は画像処理部１０６に送られ、画像処理部１０６の超音波画像群取得部２１０１に入力されてフレーム画像ごとに制御・記憶・処理部１２０の記憶部１２３に格納される。続いて，位置ずれ量算出部２１０２において、超音波画像群取得部２１０１から出力された前記超音波画像群から画像復元処理対象となる超音波画像（処理対象画像）を抽出し、制御・記憶・処理部１２０の記憶部１２３に記憶されているフレーム画像の中から画像復元処理に入力する超音波画像群（入力画像群）を抽出する。
【００３５】
例えば，超音波画像群取得部２１０１から出力されたX[t]を処理対象画像とし，入力画像群を記憶部１２３に記憶されているX[t],X[t-1],X[t-2]とする。次に，前記処理対象画像と前記入力画像群のそれぞれの画像との位置ずれ量を算出する（Ｓ３０２）。位置ずれ量の算出法としては，例えば，オプティカルフロー法やブロックマッチング法などの一般の位置ずれ量の算出アルゴリズムを用いることができる。続いて，画像復元処理部２１０３で前記入力画像群と算出された位置ずれ量から高分解能な処理対象画像Y[t]を生成して（Ｓ３０３）、表示部１１３の画面上に表示する（Ｓ３０４）。
【００３６】
このように，フレーム間での位置ずれ量を算出しておき，これを画像復元処理に用いることで，単純なフレーム平均加算では発生してしまう位置ずれによる画像ぼやけの影響を抑えることができる。複数画像を用いた画像復元処理としては，例えば次に示す数１を最小化することで高分解能画像を推定する再構成型超解像処理を用いることができる。  
【００３７】
【数１】
0005954806.tif 000002
前記数１のＸiはＮ枚の前記入力画像群のi番目の画像，Ｙは画像復元処理により生成する高分解能画像，Ｓiはi番目の画像の位置ずれを示す作用，Ｆiはi番目の画像のぼやけを示す作用で，Ｄは量子化による作用，Ｔｘは画像をｘ方向に１ピクセルずらす作用，Ｔｙは画像をｙ方向に１ピクセルずらす作用を示す。
【００３８】
数１の第１項は高分解能な画像Ｙが様々な画像劣化要因を受けて観測された画像Ｘiとの誤差を示す項で，第２項は復元する高分解能な画像Ｙが滑らかな輝度値となるように安定化する項である。安定化項はパラメータγで調整される。このように，１フレームの超音波画像を用いて画像復元処理を行うのではなく，複数フレームの超音波画像を用いて１枚の高分解能な超音波画像を生成することにより，ノイズによる影響を抑えた画像復元処理を実現する。さらに，複数フレームの画像を用いることにより，各フレームの画像情報を相補的に合成することが可能となり，高分解能化において高い効果を得ることができる。
【００３９】
本画像復元処理のフローを図２３で説明する。２３０１は画像復元処理で推定すべき高分解能な超音波画像Ｙである。２３０６−１および２３０６−２はそれぞれ取得した１フレーム目および２フレーム目の超音波画像である。次に，算出した１フレーム目および２フレーム目の位置ずれ量を用いて画像２３０１に対して位置ずれ作用を施す（Ｓ２３０２−１，Ｓ２３０２−２）。次に，撮像に伴う画像のぼやけの作用を施し（Ｓ２３０３−１，Ｓ２３０３−２），次に画像の量子化の作用を施す（Ｓ２３０４−１，Ｓ２３０４−２）。以上の処理を加えて得たそれぞれの画像ＤＦiＳiＹと撮像画像Ｘiとの差分（Ｓ２３０５−１，Ｓ２３０５−２）を計算し，これらを足し合わせて，この値をＬｎ（Ｙ）とする（Ｓ２３０８）。続いて，前記Ｌｎ（Ｙ）の値を小さくするように画像Ｙの更新を行う（Ｓ２３０９）。以上の処理を繰り返して今回求めたＬｎ（Ｙ）の値とその前の回に求めたＬｎ−１（Ｙ）の値との差が一定値以下になるまで行うことで，複数フレームの超音波画像から一枚の高分解能な超音波画像を生成することができる。
【００４０】
なお，図３の処理フローは実際の処理においては図４に示すように画像生成部１０５で生成した被検体１００の超音波画像を制御・記憶・処理部１２０の記憶部１２３に格納しておき，格納した超音波画像群X[t],X[t-1],X[t-2]を画像復元処理に用いることもできる。また，記憶部１２３に蓄積した各画像をオフラインでまとめて高分解能化することで，高分解能な動画データを作成することもできる。
【００４１】
図４に示した処理のフローを説明する。まず、超音波プローブ１０３を用いて被検体１００に向けて超音波を放射し、被検体１００の内部の組織からの反射波を超音波プローブ１０３で検出し、検出信号を受信回路部１０４を経由して画像生成部１０５へ送って処理することにより、超音波画像群X[t],X[t-1],X[t-2],…を取得する（Ｓ４０１）。この取得した超音波画像群X[t],X[t-1],X[t-2],…は、制御・記憶・処理部１２０の記憶部１２３に格納される。
【００４２】
次に，画像処理部１０６の超音波画像群取得部２１０１により記憶部１２３に格納された超音波画像群X[t],X[t-1],X[t-2],…の中から処理対象画像と入力画像群とがそれぞれ取得され、位置ずれ量算出部２１０２において、これらの取得した処理対象画像と入力画像群とのそれぞれの画像の位置ずれ量を算出する（Ｓ４０２）。
【００４３】
続いて，画像復元処理部２１０３で前記入力画像群と算出された位置ずれ量から高分解能な処理対象画像Ｙ[t]を生成して（Ｓ４０３）、表示部１１３の画面上に表示する（Ｓ４０４）。
【００４４】
この一連の処理を、撮像が終了するまで実行する（Ｓ４０５）。
【００４５】
図４で示した処理フローにより超音波画像を高分解能化した例を図５Ａ〜Ｄに示す。図５Ａにおいて、画像５０２〜５０５は時間軸５０１に沿ってそれぞれ時刻t-3,t-2,t-1,tのタイミングで取得した超音波画像群である。図５Ｂの５０６は画像復元処理により図５Ａの画像５０２〜５０５を用いて時刻ｔにおける超音波画像５０５を高分解能化した画像を示す。本例は超音波プローブ１０３から得られた画像データをスキャンコーバータ１１２によって扇型の画像に変換した超音波画像群を用いて処理をした例である（つまり，図２に示す装置構成における処理例である）。
【００４６】
一方，図１に示す装置構成においても本実施例を適用することができる。この場合，図５Ｃに示すようなスキャンコンバータ前の超音波画像群５０７〜５１０から、図５Ｄに示すような高分解能のスキャンコンバータ前の超音波画像５１１を生成する。すなわち、図５Ａ及びＢを用いて説明したのと同様に、図５Ｃにおいて、画像５０７〜５１０は時間軸５０１に沿ってそれぞれ時刻t-3,t-2,t-1,tのタイミングで取得した超音波画像群である。図５Ｄの５１１は画像復元処理により図５Ｃの画像５０７〜５１０を用いて時刻ｔにおける超音波画像５１０を高分解能化した画像を示す。この高分解能化した超音波画像５１０に対してスキャンコンバータ１１２で座標変換処理や補間処理を行うことにより図5Ｂの扇形をした画像に変換され、表示部１１３の画面上に表示することができる。
【００４７】
また，画像間の位置ずれ量を基に超音波画像の領域分割を行い，分割された領域毎に画像復元処理の重みパラメータを設定する実施例を図６Ａ〜Ｅに示す。ここで，前記重みパラメータが大きな領域の画像ほど画像復元処理の結果に大きく反映されることを特徴とする。例えば，位置ずれ量が大きな箇所は，その周辺部位の形状が大きく変形している可能性が高く，前記変形を補正して画像復元処理を行うことが困難である場合がある。そのような場合においては，本発明により位置ずれ補正が困難な領域は前記重みパラメータが小さく設定され，その領域においては処理対象画像の画像データが支配的になる。すなわち，本発明により心臓等の動きが早い部位の観察においても画像復元処理の効果が出る領域のみを自動で抽出して高分解能化することができる。
【００４８】
図６Ａの６０２〜６０４は時間軸６０１に沿って撮像された超音波画像である。この場合，処理対象となる画像を超音波画像６０４とする。超音波画像６０４と６０３との位置ずれ量を算出した結果を図６Ｅの６０５に示し，位置ずれの方向と大きさを矢印６１５で示している。図６Ｅの６０６〜６０８は前記位置ずれ量を基に，３つの領域に分割した結果である。領域６０７は位置ずれがもっとも大きな領域で，領域６０６は位置ずれがもっとも小さな領域である。図６Ｂの６０９、図６Ｃの６１０及び図６Ｄの６１１は図６Ｅに示した領域分割結果６０６〜６０８を基に画像復元処理における重みパラメータを設定した結果である。
【００４９】
図６Ｂ乃至Ｄの位置ずれ量が小さな領域６１２〜６１４はそれぞれ0.3,0.3,0.4が設定されている。すなわちこのことは，画像復元処理において，図６Ｂ乃至Ｄの領域６１２〜６１４の画像はどれも同じように画像復元結果に反映されることを意味する。図６Ｂ乃至Ｄの位置ずれ量が大きな領域６１５〜６１７については，図６Ｄの領域６１７以外は重みパラメータがゼロと設定されている。すなわち図６Ｅの領域６０７の部分に関しては，画像復元処理において図６Ｄの領域６１７の画像のみを画像復元結果に反映させることを意味する。同様に，図６Ｂ乃至Ｄの領域６１８〜６２０も重みパラメータを設定されている。
【００５０】
ここで，重みパラメータを考慮した画像復元処理は，次に示す数式２を最小化することで行うことができる。  
【００５１】
【数２】
0005954806.tif 000003
ここで，式中のＷiはi番目の画像の重みパラメータをかける作用である。なお，領域分割に関しては上記のように位置ずれ量を基に自動で行うこともできるし，ＧＵＩ上でユーザが指定した領域を用いても良い。
【００５２】
図１７は、本実施例において、フレーム毎にスキャン条件を変更して取得した超音波画像群から画像復元処理を行って高分解能の超音波画像を生成し，それをリアルタイムに表示およびスキャン条件・画像復元処理パラメータを設定するＧＵＩの例である。１７０１は超音波プローブにより撮像した超音波画像をリアルタイムに表示している。ボックス１７０２で撮像フレームレートを設定する。実際の撮像フレームレートは１７０３に表示している。ボックス１７０４〜１７０６で画像復元処理のパラメータを設定する。
【００５３】
ボックス１７０４では画像復元処理後の出力画像のサイズを設定する。ボックス１７０５では画像復元処理に用いるフレーム画像枚数を指定する。ボックス１７０６ではスキャン方式を選択する。チェックボックス１７０７を選択すれば，フレーム毎にスキャン方位をインターレース方式で撮像する。また，チェックボックス１７０８を選択すれば，フレーム毎に超音波ビームの焦点距離を変化させながら撮像する。
【００５４】
画像復元処理のパラメータを設定のちに，ボタン１７０９を押すと画像復元処理が実行され，画像復元処理を施して高分解能化した画像および表示フレームレートが１７１０および１７１１にリアルタイムに表示される。
【実施例２】
【００５５】
本発明における画像復元処理の第２の実施例を図７のフローを用いて示す。
本例では，取得した超音波画像間の時間軸上の中間のフレーム画像を推定して表示することで，フレームレートを向上させる例である。すなわち，実施例１は空間分解能を向上させる処理であったが，本実施例では取得したフレーム画像間のフレーム画像を推定することにより時間方向の分解能を向上させる。これにより１フレームあたりのスキャン回数を低減させることなく（すなわち，画像の空間分解能を低下させることなく），フレームレートを向上させることができる。
【００５６】
まず，本処理フローにおいては，超音波画像の撮像時間の間隔Ｈ（取得撮像間隔）を取得する（Ｓ７０１）。取得撮像間隔Ｈは手動で与えても良いし要求フレームレート値から割り出してもよい。次に，超音波プローブ１０３を用いて被検体１００を時系列に沿って，前記取得撮像間隔で複数撮像した超音波画像群X[t],X[t-1],X[t-2],…を取得する（Ｓ７０２）。取得したフレーム画像は記憶部１２３に格納される。続いて，実施例１と同様に画像間の位置ずれ量を算出する（Ｓ７０４）。続いて，前記超音波画像群および前記位置ずれ量を基に，前記処理対象画像を撮像したタイミングから前記取得撮像間隔より短い時間だけずれたタイミングで撮像したときに得られる超音波画像（中間フレーム画像）を推定して（Ｓ７０５），画面に出力する（Ｓ７０６）。終了判定（Ｓ７０７）の結果にしたがってＳ７０２〜７０６の処理を繰り返す。
【００５７】
図２４に本処理において，出力フレームレートを指定した場合のフローを示す。まず，推定する中間フレーム画像の時間軸上のずれ量Δtをゼロに初期化する（Ｓ２４００）。次に，超音波画像の撮像時間の間隔Ｈを取得する（Ｓ２４０１）。前記撮像時間の間隔Ｈは手動で入力した値を用いても良いし，入力されたフレームレートから割り出してもよい。次に，出力画像の時間間隔Ｋを取得する（Ｓ２４０２）。前記出力画像の時間間隔Ｋも前記Ｈと同様に，手動で入力した値を用いてもよいし，要求フレームレートから割り出しても良い。次に，前記撮像時間の間隔Ｈで超音波画像X[t]を取得し，時刻t＝ｔ＋１とする（Ｓ２４０３）。取得した画像は記憶装置２４１０に格納される。
【００５８】
次に，図７のフローと同様に画像間の位置ずれ量を算出し（Ｓ２４０４），中間フレーム画像X[t-Δt]を前記位置ずれ量および記憶部１２３に格納された超音波画像群を基に推定する（Ｓ２４０５）。このとき，もしΔt＝０もしくはΔt＝１の場合は中間フレーム画像を推定せずに，取得した超音波画像を出力することができる。次に，時間軸上のずれ量をΔt←Δt−Ｋ/Ｈと更新する（Ｓ２４０６）。
【００５９】
処理終了判定（Ｓ２４０７）を経て，処理を継続するならば（Ｎの場合）時間軸上のずれ量Δtの符号を判定する（Ｓ２４０８）。もし，Δtが負の値であるならばΔt←Δt＋１と値を更新（Ｓ２４０９）し，超音波画像X[t]取得ステップ（Ｓ２４０３）へ進む。そうでなければ，位置ずれ量算出ステップ（Ｓ２４０４）に進む。
【００６０】
図８Ａ乃至Ｃに本フローによる処理結果例を示す。図８Ｂの超音波画像８０２および８０３は時間軸８０１に沿って，取得撮像間隔Ｈで撮像された超音波画像である。一方、超音波画像８０４は、超音波画像８０２および８０３から，t-Δt（Δt≦１）で撮像した場合に得られる超音波画像を推定した画像である。超音波画像８０４の内部の８０５の領域内の線状の部位は，超音波画像８０２および８０３間で左上から右下方向に移動しているが，超音波画像８０４ではその中間の位置に前記部位が配置されるように推定されている。
【００６１】
中間フレーム画像の推定方法としては，図８Ａに示すように、まず時刻tと時刻t-1との位置ずれ量を算出する（８０６）。次に，前記位置ずれ量８０６から図８Ｃに示すような中間フレーム画像の時刻における位置ずれ量を推定する（８０７）。推定方法としては単純に算出した位置ずれ量８０６を線形補間して求めることができる。最後に，前記推定した位置ずれ量を基に図８Ｂに示す取得した超音波画像８０２および８０３の画素を張り合わせ，あるいは重みつき加算を行うことで中間フレーム画像８０４を生成することができる。
【００６２】
図１９は、本実施例において、撮像した超音波画像において，時間軸上の中間のフレーム画像を推定し，フレームレートを向上させた超音波画像を表示するＧＵＩの例である。１９０１は超音波プローブにより撮像した超音波画像をリアルタイムに表示している。ボックス１９０２で撮像フレームレートを設定する。実際の撮像フレームレートは１９０３に表示している。ボックス１９０４で出力画像のフレームレートを設定する。ボタン１９１０を押すと本処理が開始される。１９０５は最も新しく取得したフレーム画像（tフレーム）で，１９０６はフレーム画像１９０５の一つ前に取得した画像（t-1フレーム）を示す。１９０７は１９０５および１９０６から推定した，時間軸上でちょうど中間フレームの画像（t-0.5フレーム）である。前記の処理を行ってフレームレートを向上させた画像を１９０８にフレームレート１９０９と共に表示する。
【実施例３】
【００６３】
本発明における画像復元処理の第３の実施例を図９のフローを用いて示す。本例では，超音波プローブのスキャン条件をフレーム毎に切り替えることにより，画像復元処理をより効果的に行う例である。すなわち，画像復元処理は複数フレーム間の画像情報を相補的に補間する処理であるため，画像復元処理に殆ど同じような画像群を入力しても高分解能化の効果は小さい。
【００６４】
それに対して，本実施例では超音波プローブを制御してスキャン条件が異なる超音波画像群を取得し，画像復元処理を行うことを特徴とする。つまり，スキャン条件を変更することにより，超音波画像群に相補的な情報を多分に含ませることが可能となり，画像復元処理による高分解能化の効果を向上させることができる。
【００６５】
本処理フローにおいては，まず超音波プローブのスキャン条件を予め用意していたスキャン条件群の中から一つ選択して設定する（Ｓ９０１）。選択可能なスキャン条件としては，フレーム毎に偶数番目のスキャン方位のみの取得，および奇数番目のスキャン方位のみの取得を交互に切り替えるインターレース方式を用いることができる。動きが小さな箇所においては前記インターレース方式で単純に２フレームの画像を重ね合わせるだけでも高分解能化が図れる。
【００６６】
一方，動きが大きな場合ではフレーム間のつなぎ目でジッタと呼ばれる位置ずれが発生する場合がある。このようなジッタに対しても，前記位置ずれ量を用いて補正処理を行うことが可能である。また，本方式は３フレーム以上の場合でのスキャン方位の切り替え，および合成も同様の要領で可能である。
【００６７】
また，別のスキャン方式としては，フレーム毎にスキャンの焦点距離を切り替える方式を用いることができる。すなわち，スキャンにおいて超音波ビームの焦点を特定の位置に絞ると，その箇所は鮮明に画像取得できるが，それ以外の箇所はぼやけてしまう。そこで，フレーム毎にスキャン焦点距離を変えて取得した超音波画像を合成することで，焦点があった画像領域を増やすことができる。
【００６８】
続いて，超音波プローブ１０３を用いて被検体１００を時系列に沿って，選択したスキャン条件で撮像した超音波画像X[t]を取得する（Ｓ９０２）。取得した超音波画像群X[t],X[t-1],…は記憶部１２３に格納される。続いて，画像復元処理を用いて前記超音波画像群から超音波画像X[t]の高分解能な超音波画像Y[t]を生成して（Ｓ９０４）表示する（Ｓ９０５）。なお，本実施例では１フレームあたりのスキャン回数を増やすわけではないため，フレームレートを低下させることなく画像の空間分解能を向上させることが可能である。
【００６９】
図１０Ａ乃至Ｃにスキャン方位を切り替える例および本処理フローの結果例を示す。本例はスキャン方位の異なる２枚のフレーム画像から１枚のフレーム画像を生成した例である。図１０Ａのスキャン方位１００１−１〜１００１−５は１フレーム目の超音波プローブ１０３から発した超音波ビームのスキャン方位を示し，スキャン方位１００２−１〜１００２−４は２フレーム目の超音波プローブ１０３から発した超音波ビームのスキャン方位を示す。図１０Ｂの部分画像１００３−１〜１００３−５は１フレーム目のスキャンによって得られた画像データを示し，部分画像１００４−１〜１００４−４は２フレーム目のスキャンによって得られた画像データを示す。このように，両フレームの画像データを統合することで各フレームの画像情報を相補的に合成して方位方向の分解能が向上した超音波画像１００７を取得することができる。
【００７０】
超音波画像１００７の生成には実施例１と同様に画像間の位置ずれ量を求めて画像復元処理を用いても良いし，単純に加算平均を行って生成してもよい。３フレーム目では１フレーム目と同じく，図１０Ａの矢印１００１−１〜１００１−５で示すスキャン方位に超音波ビームを発することで２フレーム目，３フレーム目で得られた画像データを統合して分解能が向上した超音波画像を生成できる。また，図１０Ｂの超音波画像１００７は、図２に示したシステム構成でスキャンコンバータ後の超音波画像で本処理を行っているが，図１に示したシステム構成を用いてスキャンコンバータ前の超音波画像で本処理を行っても良い。
【００７１】
図１０Ｃの１００８はスキャンコンバータ前の超音波画像で本処理を適用した例である。本例では，１フレーム目に部分画像１００５−１〜１００５−５の画像データを取得し，２フレーム目に部分画像１００６−１〜１００６−４の画像データを取得して，両画像データを合成して高分解能な超音波画像１００８を生成している。また，本例では２フレームの場合で説明したが，３フレーム以上の場合も同じ要領で行うことができる。
【００７２】
図１１に３フレームの例を示す。本例ではスキャン方位１１０１−１〜１１０１−３が１フレーム目のスキャン方位で，スキャン方位１１０２−１〜１１０２−３が２フレーム目のスキャン方位で，スキャン方位１１０３−１〜１１０３−３が３フレーム目のスキャン方位となっている。
【００７３】
また，図１０Ａ乃至Ｃを用いて説明した実施例ではスキャン方位をフレーム毎に変更する場合であったが，フレーム毎にスキャンにおける超音波ビームの焦点距離を変更して超音波画像群を取得する例を、図１３Ａ及びＢに示す。本例では，図１３Ａに示すようにスキャン方位１３０１−１〜１３０１−５の方位に超音波ビームを発するが，１フレーム目においては丸印１３０２−１〜１３０２−５の位置に焦点を合わせて超音波画像を取得し，２フレーム目においては丸印１３０３−１〜１３０３−５の位置に焦点を合わせて超音波画像を取得する。
【００７４】
すなわち，図１３Ｂに示すような超音波画像のうち１フレーム目は超音波画像の下側の領域１３０５が鮮明になるが，上側の領域１３０６がぼやける。同様に２フレーム目は超音波画像の下側の領域１３０５がぼやけるが，上側の領域１３０６が鮮明になる。このように，超音波ビームはどこか一箇所に焦点を合わせると，それ以外がぼやけるという性質があり，通常，この焦点は画像全体が平均的に鮮明になるように中央付近に焦点が設定される。一方，本発明では積極的に焦点位置を変更して超音波画像を取得し，これらの複数の超音波画像を統合することで，画像全体の焦点のあった鮮明な超音波画像の取得が可能となる。
【００７５】
また，図１４Ａ及びＢに示すように、本処理はユーザが指定した領域に対してのみ適用することも可能である。図１４Ａの超音波画像１４０１で，１４０２はユーザが指定した領域（ＲＯＩ）である。この場合，図１４Ｂのスキャン方位１４０３で示すスキャン方位のように，超音波プローブ１０３を制御して図１４ＡのＲＯＩ１４０２にスキャン方位を集中させるように超音波画像を撮像することもできる。  
また，本処理は，同時に二つの方位に超音波ビームを照射して信号を受信，あるいは一方の方位に超音波ビームを照射し信号を受信する前にもう一方の方位に超音波ビームを照射するマルチビーム方式と併用して適用することもできる。
【００７６】
図１８は、本実施例において、ユーザが指定した領域（ＲＯＩ）を高分解能化して表示するＧＵＩの例である。１８０１は超音波プローブにより撮像した超音波画像をリアルタイムに表示している。ボックス１８０２で撮像フレームレートを設定する。実際の撮像フレームレートは１８０３に表示している。１８０４はユーザがマウスクリック等で指定したＲＯＩである。ボックス１８０５〜１８０７で画像復元処理のパラメータを設定する。ボックス１８０５では画像復元処理による画像の拡大倍率を設定する。ボックス１８０６では画像復元処理に用いるフレーム画像枚数を指定する。ボックス１８０７はスキャン方式を選択する。ボタン１８０８を押すと１８０４のＲＯＩ内のみに画像復元処理が実行され，画像復元処理を施して高分解能化した画像が１８０９に表示される。なお，指定したＲＯＩのみにスキャンを集中させて，ＲＯＩの画像のみを高分解能化して表示することもできる。
【実施例４】
【００７７】
本発明における画像復元処理の第４の実施例を図１５のフローを用いて示す。本例では，例えば心臓等の周期的な動きをおこなう被検体に対して，その周期情報を用いて超音波プローブを制御して超音波画像群を取得し，画像復元処理を用いて２周期以上の超音波画像群から，それよりも短い時間範囲（例えば，１周期分）の高分解能の超音波画像郡を生成する例である。すなわち，心臓等の部位は周期的な反復運動を行うため，周期上で同一の時間位相となる超音波画像は殆ど同じような画像が得られるが，実施例３で述べた理由と同様に，殆ど同じような画像を画像復元処理に多数入力しても高分解能化の効果はあまり望めない。
【００７８】
これに対して，本発明では前記対象画像と前記過去対象画像を撮像する際は，両画像を異なるスキャン条件に変更して撮像することにより，超音波画像群に相補的な情報を多分に含ませることができ，画像復元処理による効果を向上させることができる。
【００７９】
本処理フローにおいては，まず被検体１００の動きの周期Ｔを取得する（Ｓ１５０１）。周期Ｔは手動で与えても良いし，被検体１００をある程度の時間範囲で撮像して得た超音波画像群から自動で算出することもできる。次に，超音波プローブのスキャン条件を予め用意していたスキャン条件群の中から一つ選択して設定する（Ｓ１５０２）。選択可能なスキャン条件としては，実施例３の場合と同様に、スキャン方位，スキャン範囲，スキャン焦点距離などを変更することができる。続いて，超音波プローブ１０３を用いて被検体１００を時系列に沿って，フレーム毎にスキャン条件を変えて２周期以上の超音波画像群を取得する（Ｓ１５０３）。
【００８０】
スキャン条件としては，スキャン方位，スキャン範囲，スキャン焦点距離などを変更することができる。取得した画像は記憶部１２３に格納される。スキャン条件の変更のタイミングとしては，１周期毎にスキャン条件を変更してもよいし，１周期分だけずれた超音波画像間のスキャン条件が異なるようにしさえすればフレーム毎にスキャン条件を変更してもよい。画像の撮像は終了判定（Ｓ１５０５）によって撮像が終了していない場合には、スキャン条件選択ステップ（Ｓ１５０２）と超音波画像取得ステップ（Ｓ１５０３）をループする。撮像終了後，前記超音波画像群を画像復元処理に入力して高分解能な超音波画像群を生成し（Ｓ１５０６），それを表示する（Ｓ１５０７）。
【００８１】
図１６は図１５のフローにより，周期的な動きを行う被検体に対して周期毎にスキャン方位を変更した例を示す。超音波画像１６０１−１は時刻tに取得したフレーム画像で，超音波画像１６０１−４は超音波画像１６０１−１より１周期だけ過去に取得したフレーム画像である。超音波画像１６０１−３及び１６０１−２はそれぞれ時刻t-T+1，t-T+2に取得したフレーム画像である。スキャン方位１６０２−１〜１６０２−４はそれぞれ超音波画像１６０１−１〜１６０１−４を取得したときのスキャン方位を示す。
【００８２】
図１２Ａは図１５のフローにより，周期的な動きを行う被検体に対して周期毎にスキャン範囲を変更して画像を取得・合成した例である。スキャン方位１２０１−１〜１２０１−３は時刻tのスキャン方位で，スキャン方位１２０２−１〜１２０２−３はスキャン方位１２０１−１〜１２０１−３よりも１周期だけ過去のスキャン方位で，スキャン方位１２０３−１〜１２０３−３はスキャン方位１２０１−１〜１２０１−３よりも２周期だけ過去のスキャン方位である。
【００８３】
図１２Ｂの部分画像１２０４−１はスキャン方位１２０１−１〜１２０１−３により得られた超音波画像で，部分画像１２０４−２はスキャン方位１２０２−１〜１２０２−３により得られた超音波画像で，部分画像１２０４−３はスキャン方位１２０３−１〜１２０３−３により得られた超音波画像である。
【００８４】
部分画像１２０４−１〜１２０４−３を連結することで，１枚の高分解能な超音波画像１２０４を生成することができる。この画像の連結においては，各画像が重なる部分は加算平均をとってもよいし，画像の連結部分の境界がシームレスに繋がるように，前記境界付近をぼかしフィルタなどで補正処理を加えてもよい。
【００８５】
図２０は、本実施例において、被検体の動きの周期を利用してスキャン条件を変更して撮像した超音波画像群から画像復元処理を行うＧＵＩの例である。本実施例による処理は実施例１乃至３で説明したようなリアルタイム処理ではなく，一定の時間範囲を撮像した超音波画像群（入力超音波動画）から，高分解能の超音波動画をオフラインで生成する例である。
【００８６】
２００１は処理対象となる超音波動画を示す。超音波動画２００１はツールバー２００２で再生，停止，再生位置の変更等を行いプレビューすることができる。２００３〜２００７は画像復元処理のパラメータを設定する項目である。
【００８７】
ボックス２００３で出力画像のサイズを設定する。ボックス２００４で被検体の動きの周期を設定する。前記周期は手動で与えても良いし，ボタン２００８を押して入力超音波動画から自動で算出してもよい。ボックス２００５で画像復元処理の出力画像の時間範囲を設定する。ボックス２００６で画像復元処理に用いるフレーム画像の枚数を設定する。
【００８８】
ボックス２００７ではスキャン方式を選択する。チェックボックス２００８を選択すれば，フレーム毎にスキャン方位をインターレースに切り替えて撮像する。また，チェックボックス２００９を選択すれば，フレーム毎にスキャン範囲を変化させながら撮像する。また，チェックボックス２０１０を選択すれば，フレーム毎に超音波ビームの焦点距離を変化させながら撮像する。画像復元処理のパラメータを設定した後に，ボタン２０１１を押すと画像復元処理が実行される。
【００８９】
２０１１は画像復元処理より出力された高分解能な超音波動画である。この動画はツールバー２０１２で再生，停止，再生位置の変更等を行いプレビューすることができる。また，画像２０１３〜２０１５は表示中の出力画像２０１０に対する画像復元処理への入力超音波画像群である。画像２０１４は表示中の出力画像２０１０の１周期だけ過去のフレーム画像で，画像２０１５は表示中の出力画像２０１０の２周期だけ過去のフレーム画像である。
【００９０】
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。（付記１）
以上説明したように、本発明は、超音波プローブを用いて超音波信号で試料をスキャンし試料からの反射波を受信した信号から得られる超音波画像を処理して試料の超音波画像を復元する方法であって、撮像して得た超音波画像を構成する一連のフレームの超音波画像の中からある時点のフレームの超音波画像と該ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像を抽出し、この抽出したある時点のフレームの超音波画像とある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像との位置ずれ量を算出し、この算出した位置ずれ量の情報を用いて抽出したある時点のフレームの超音波画像と前記ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像との間の位置ずれを補正し、抽出したある時点のフレームの超音波画像とある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とを合成することにより１フレーム分の合成超音波画像を復元処理することを特徴とする超音波画像の画像復元方法である。（付記２）
また、本発明は、ある時点のフレームの超音波画像と抽出したある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とは、超音波プローブを用いて超音波信号で試料をスキャンするときのスキャンの条件が異なる状態で得られたものであることを特徴とする付記１記載の超音波画像の画像復元方法である。（付記３）
更に、本発明は、ある時点のフレームの超音波画像と抽出したある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とは、超音波プローブを用いて超音波信号で試料をスキャンするときのスキャンの方位又は焦点距離のうちの少なくとも一方が異なる状態でスキャンして得られたものであることを特徴とする付記１記載の超音波画像の画像復元方法である。（付記４）
更に、本発明は、位置ずれを補正したある時点のフレームの超音波画像と該ある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とを合成することを、ある時点のフレームの超音波画像とこのある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とをそれぞれ局所的な領域に分割し，この局所的に分割された領域毎に異なる値の重みパラメータを設定し、重みが大きな領域ほど画像復元処理結果を大きく反映させることを特徴とする付記１記載の超音波画像の画像復元方法である。（付記５）
更に、本発明は、位置ずれを補正した抽出したある時点のフレームの超音波画像とある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像とを合成することによりある時点とある時点よりも前の時点との間の時点における１フレーム分の合成超音波画像を推定して作成することを特徴とする付記１記載の超音波画像の画像復元方法である。（付記６）
更に、本発明は、試料は周期的な動作を行うものであり、撮像して得た画像は試料を周期の２倍以上の時間に亘って周期ごとの異なるスキャン条件でスキャンして得た超音波画像であり、ある時点のフレームの超音波画像とこのある時点よりも前の時点におけるフレームの超音波画像を抽出することが、ある時点のフレームの超音波画像とこのある時点よりも１周期前の時点におけるフレームの超音波画像を抽出することであることを特徴とする付記１記載の超音波画像の画像復元方法である。
【産業上の利用可能性】
【００９１】
本発明は，超音波を被検体に送受信して画像を取得する超音波診断装置に利用でき，特に、取得した画像に対して画像処理によって，空間分解能あるいは時間分解能を向上させる処理を施す超音波画像の画像復元方法を備えた超音波診断装置に利用できる。
【符号の説明】
【００９２】
１００…被検体    １０１…超音波診断装置    １０２…駆動回路部      １０３…超音波プローブ    １０４…受診回路部    １０５…画像生成部    １０６…画像処理部    １１２…スキャンコンバータ    １１３…表示部    １２０…制御・記憶・処理部      
１２１…入力部    １２２…制御部    １２３…記憶部    １２４…処理部。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５Ａ】
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【図５Ｂ】
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【図５Ｃ】
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【図５Ｄ】
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【図６Ａ】
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【図６Ｂ】
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【図６Ｃ】
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【図６Ｄ】
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【図６Ｅ】
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【図７】
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【図８Ａ】
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【図８Ｂ】
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【図８Ｃ】
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【図９】
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【図１０Ａ】
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【図１０Ｂ】
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【図１０Ｃ】
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【図１１】
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【図１２Ａ】
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【図１２Ｂ】
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【図１３Ａ】
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【図１３Ｂ】
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【図１４Ａ】
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【図１４Ｂ】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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