超声波诊断装置和超声波图像生成方法

专利名称：超声波诊断装置和超声波图像生成方法
技术领域：
本发明涉及具有修正由于被检测体的移动和持有超声波探头的 操作者的手抖动而产生的影响的功能的超声波诊断装置及超声波图像生成方法o背景技术近年来，用于超声波诊断的、静脉投放型的超声波造影剂被产品 化，"造影回波法"渐渐流行。造影回波法是从静脉注入超声波造影剂 而增强血流信号，从而评价心脏和肝脏等的血流动态的方法。大多数 的造影剂是以微小气泡(造影剂气泡)作为反射源而发挥功能的。在 被称为气泡的精巧基材的性质基础上，即使是普通的诊断级别的超声 波发送，由于其机械的作用气泡也被破坏，结果是来自扫描面的信号 强度降低。因此，为了实时观察环流的动态情况，有必要通过低声压 的超声波发送进行映像化等，来降低由扫描引起的气泡的破坏。另外，为了产生气泡破坏的性质，还开发了下述这样的方法。即，A发送低声压的超声波并观察充满在扫描面的气泡的动态，B将超声 波的声压切换为高声压而使扫描面内(严谨地说是照射体积内)的气 泡破坏，C再次将超声波的声压切换为低声压并观察流入扫描面内的 气泡的状态。该方法被称为"Replenishment (再环流)"法(例如，参 考特开平11-155858号)。因此，造影剂气泡的特征为可以将在彩色多普勒中不能映像化 的微小血流进行映像化。但是，由于在微小血流内只存在少数的气泡， 所以染影是不稳定的。因此，开发了一种将不稳定出现的造影剂气泡 的染影进行重叠，将微小血流的构造清楚地进行映像化的方法。该方 法被称为"Micro flow imaging( MFI )，，(例如，参考2004-321688号)。由于MFI的实施需要使所生成的多个帧量的超声波图像重叠， 所以被检测体需要在一段时间内屏住呼吸，或者操作者需要在一段时 间内固定超声波探头。但是，对被检测体来说，在一段时间内屏住呼吸不是容易的事情， 并且对于不习惯MFI的操作者来说，在一段时间内固定超声波探头也 不是容易的事情。因此，为了提高MFI的图像质量，超声波图像的抖 动修正是有效的。于是，对动态图像这样的连续多个帧的图像进行抖动修正的技术 已经被装栽在市场上销售的摄像机中。作为具有代表性的方法，有计 算出图像数据的帧间的相对运动向量的方法。通过该方法，1帧量的 图像数据被分为多个区域，根据各个区域的图像数据间的相关性而对 每个区域求出帧间的运动向量。如果这样利用对每个区域计算出的多 个运动向量来修正图像数据的显示位置，则即使拿摄像机的手有些抖 动，被摄体的显示位置也不会变化，从而提高动态图像的视觉识别性。作为与超声波诊断的抖动修正相类似的技术，已知有一种被称为 "Panoramic imaging"的技术。该技术是一边使超声波探头一点一点移 动， 一边取得多个帧量的超声波图像，通过将这些在超声波图像中相 互重复的部分巧妙地进行连接，从而构成如全景照片那样的广范围的 静止图像。在该"Panoramicimaging，，的技术中，由于需要将多个帧量 的超声波图像中互相重复的部分进行连接，所以与超声波图像的情况 一样，也需要帧间的相对运动向量。但是，对普通的断层图像，即由没有投放造影剂的被检测体所生 成的超声波图像进行抖动修正是比较容易的。这是由于在检测运动向 量的时候，成为标记的组织和骨头等映入普通的断层图像的缘故。但是，由于气泡的染影不稳定，所以造影图像，即来自投放了造 影剂的被检测体的超声波图像不能原封不动地适用普通超声波图像的 抖动修正技术。特别是在MFI中，由于通过高声压的超声波清除气泡 后再将再循环映像化，因此在清除气泡后立刻生成的图像中几乎不存在用于抖动修正的标记。并且，在清除气泡后立刻生成的图像中，由于被映像化了的气泡的样子时刻在变化，因此以现有的方法难以抽出 运动向量。发明内容本发明就是鉴于所述情况而提出的，其目的在于提供一种即使 被检测体和超声波探头有一些抖动，图像质量也不会下降的超声波诊 断装置以及超声波图像生成方法。本发明的第1方面为一种超声波诊断装置，在用超声波对投放了 造影剂气泡的被检测体进行扫描，取得所述被检测体的超声波图像的 超声波诊断装置中，具有接收发送单元，对所述被检测体反复发送超 声波，取得从所述被检测体返回的回波信号；图像数据生成单元，根 据所述回波信号，生成表示所述被检测体的形态信息的多个图像数据； 设定单元，对于所述多个图像数据中成为标准的第1图像数据，设定 比图像区域整体小的关注区域；向量生成单元，将与所述多个图像数 据中的第1图像数据不同的至少一张第2图像数据与所述关注区域的 数据进行比较，生成表示所述第1图像数据和所述至少一张第2图像 数据之间的移动的运动向量；图像修正单元，根据所述运动向量进行 所述第1图像数据与所述至少一张第2图像数据之间的抖动修正；图 像生成单元，根据所述抖动修正后的多个图像数据生成显示图像。本发明的第2方面为一种超声波图像生成方法，在用超声波对投 放了造影剂气泡的被检测体进行扫描，取得所述被检测体的超声波图 像的超声波诊断装置中，具有以下步骤对被检测体反复发送超声波，多个图像数据r对于所i多二图像数据中成为标;的第1图;ii:据，设定比图像区域整体小的关注区域；将与所述多个图像数据中的第1 图像数据不同的至少一张第2图像数据与所述关注区域的数据进行比 较，生成表示所述第1图像数据与所述至少一张第2图像数据之间的 移动的运动向量；根据所述运动向量执行所述第1图像数据与所述至 少一张第2图像数据之间的抖动修正；根据所述抖动修正后的多个图像数据生成显示图像。


图l是本发明的实施例1的超声波诊断装置的框图。图2是实施例1的各种跟踪球(trackball)的概略图。 图3是实施例1的各种按键的概略图。图4是实施例1中通过超声波诊断装置执行的处理顺序的流程图。图5是实施例1中重叠显示了 ROI标记的诊断图像的概略图。 图6A是实施例1的闪光后所生成的5帧诊断图像的概略图。 图6B是实施例1的闪光后所生成的5帧诊断图像的概略图。 图6C是实施例1的闪光后所生成的5帧诊断图像的概略图。 图6D是实施例1的闪光后所生成的5帧诊断图像的概略图。 图6E是实施例1的闪光后所生成的5帧诊断图像的概略图。 图7是实施例1的变形例中重叠显示了 3个ROI标记的诊断图 像的概略图。图8A是本发明的实施例3的闪光后所生成的5帧诊断图像的概略图。图8B是本发明的实施例3的闪光后所生成的5帧诊断图像的概略图。图8C是本发明的实施例3的闪光后所生成的5帧诊断图像的概略图。图8D是本发明的实施例3的闪光后所生成的5帧诊断图像的概略图。图8E是本发明的实施例3的闪光后所生成的5帧诊断图像的概略图。图9是表示实施例4中包含有抖动修正的MFI的处理流程的流程图。图10是用于说明实施例4的抖动修正的图。图ll是实施例5中重叠显示了 ROI标记的诊断图像的概略图。 图12是实施例5的相关量的计算方法的说明图。 图13是实施例6中重叠显示了 ROI标记的诊断图像的概略图。 图14是实施例11中作为诊断图像被重叠了的修正结果的一例的 概略图。图15是实施例11中作为诊断图像被重叠了的修正结果的一例的 概略图。图16是实施例11中作为诊断图像被重叠了的修正结果的一例的 概略图。图17是实施例11中作为诊断图像被重叠了的修正结果的一例的 概略图。
具体实施方式
下面，参考附图对实施例1-实施例12进行说明。 (实施例1)首先，参考图1~图6说明实施例1。 (超声波诊断装置的结构)图l是本发明实施例1的超声波诊断装置的方框图。如图1所示，本实施例的超声波诊断装置具有装置主体10、超声 波探头11、监视器12以及输入装置13。装置主体10具有接收发送单元21、 B模式处理单元22、多普勒 处理单元23、图像生成电路24、控制处理器25、内部存储装置26、 接口 29以及图像存储器30a和软件存储部件30b。另外，内置在装置主体IO中的接收发送单元21等由集成电路等 硬件构成，但也有由被软件模块化了的软件程序所构成的情况。下面， 对各个构成要素进行说明。超声波探头11对被检测体P的检查部位发送接收超声波，在其 内部配置有用于发送接收超声波的压电振子。该压电振子被分割为多 个元件，各个元件构成了所谓信道的一部分。另外，如果超声波探头11具有2D数组振子，则也可以取得三维数据。从超声波探头11发送到被检测体P的超声波(以下，称为"发送 超声波")在体内组织的声阻抗不连续面上一个接一个地被反射，作为 回波信号被超声波探头11接收。回波信号的振幅依赖于成为反射的不 连续面的声阻抗的差。另外，当发送超声波在血流和心脏壁等移动体 的表面进行了反射时，回波信号通过多普勒效应，依存于移动体的超 声波的发送方向的速度成分而产生频率偏移。监视器21根据来自图像生成电路24的视频信号，将被检测体P 内的形态学信息和血流信息等显示为诊断图像。另外，监视器12将 ROI标记重叠显示在诊断图像上。输入装置13与装置主体10连接，具有用于将来自操作员的指示 读入装置主体10中的各种跟踪球输入部件131 、各种按键输入部件132 以及各种开关输入部件133等。图2是该实施例的跟踪球输入部件131的概略图。如图2所示，跟踪球输入部件131具有用于ROI数量指定的数 量指定用跟踪球131a和用于ROI大小指定的大小指定用跟踪球131b。图3是该实施例的按键输入部件132的概略图。如图3所示，按键输入部件132具有用于移动检测以及移动修正 的开始和结束的指示的自动调节按键132a、用于指示图像数据的重叠 的开始和结束的开始按键132b、用于指示高声压扫描的执行的闪光 (flash)按键132c和用于指示低声压扫描的停止的暂停(Freeze)按 键132d。另外，来自操作员的指示中还存在有除此之外的ROI形状的指 定、低声压扫描的执行时间的指定、抖动修正的执行时间的指定、ROI 标记的显示和非显示的指示等。因此，在输入装置13中，除了跟踪球 131a 131b以及按键132a 132c之外，还具有与各个指示对应的跟踪 球、按键、开关等。发送接收单元21具有脉冲发生器电路、延迟电路以及触发发生 电路。脉沖发生器电路重复产生用于以规定的速率频率形成发送超声波的速率脉沖发生器。延迟电路对各个速率脉冲发生器提供在每个信 道使发送超声波收敛为波束状并且决定发送指向性所必需的延迟时 间。通过调整由延迟电路提供的延迟时间而控制来自超声波探头11 的超声波的发送方向。触发发生电路根据调整了延迟时间后的速率脉 冲，以规定的定时向超声波探头ll施加驱动脉沖。
另外，发送接收单元21具有以下功能根据来自控制处理器25 的指示，可瞬时变更延迟信息、发送频率、发送驱动电压等。特别对 于发送驱动电压的变更，是通过以下机构实现的，即对可瞬间切换其 值的线性放大器型的发送电路或多个电源单元进行电切换的机构。
进而，发送接收单元21具有放大电路、A/D变换器以及加法器。 放大电路将从超声波探头11读入的回波信号按照每个信道进行放大。 A/D变换器将决定超声波的接受指向性所需要的延迟时间赋予按每个 信道放大了的回波信号。加法器将按照每个信道施加了延迟时间的回 波相加而生成接收信号。这样，从与回波信号的接收指向性对应的方 向来的反射成分被强调。
B模式处理单元22对由发送接收单元21输出的接收信号执行对 数放大、包络线检波处理等，并生成以亮度的明亮来表现接收信号的 信号强度的强度数据。
多普勒处理单元23根据由发送接收单元21输出的接收信号，计 算出血流、组织以及造影剂气泡等的速度信息，并生成平均速度、分 散、功率以及它们的组合等的血流数据。
图像生成电路24对由B模式处理单元22和多普勒处理单元23 输出的强度数据和血流数据进行坐标变换，并作为以电视等为代表的 视频格式的扫描线信号列。这样，生成与被检测体P的组织形状有关 的断层图像、特别强调了流过血管内的造影剂气泡的造影图像以及与 血流速度有关的平均速度图像、分散图像、功率图像、它们的组合图 像等。另外，图像生成电路24具有存储图像数据的记忆存储器。这样， 操作者可以在诊断后调出检查中记录的图像。
控制处理器25 (CPU)具有作为信息处理装置的功能，控制本超声波诊断装置的各部件。控制处理器25从内部存储装置26读出用 于执行图像生成和图像显示等的控制程序，并将其展开到软件存储部 件30b上，执行与各种处理有关的运算/控制等。
控制处理器25在图像数据上作成检索区域，检测出其内侧所包 含的像素的亮度。进而，控制处理器25根据多个图像数据的ROI所 包含的多个像素的亮度，生成表现这些图像数据间的移动的运动向量。
内部存储装置26保存用于执行图像生成和显示处理的控制程序 和诊断信息(ID、医生的意见等)、诊断协议、发送接收条件、其他 的数据群。内部存储装置26特别保存用于发送接收超声波的扫描时 序、用于执行ROI的设定、抖动修正、差分图像生成处理、亮度血保 持运算处理、重叠显示等的控制程序。进而，内部存储装置26根据需 要也被用于图像存储器30a中的图像数据的保存等。内部存储装置26 的数据可以经由接口 29转送到外部外围装置。
接口 29是与输入装置13、网络以及新的外部存储装置有关的接 口。所取得的超声波图像等的数据和分析结果等有时也由该接口 29 通过网络转送到其他装置。
图像存储器30a由存储从图像生成电路24输出的图像数据的记 忆存储器组成。存储在记忆存储器中的图像数据例如可以在诊断后由 操作者调出，并可以重放为静止画、或者使用多个帧而重放为动画。 另外，图像存储器30a根据需要对发送接收单元21之后的输出信号(称 为射频信号)、通过发送接收单元21后的亮度信号、其他的原始数据、 通过网络取得的图像数据等进行存储。 (超声波诊断装置的使用方法)
最初，通过数量指定用跟踪球131a和大小指定用跟踪球131b的 操作，指定ROI的数量和大小。另外，在本实施例中，ROI的形状被 事先设定为长方形，但是有时也通过跟踪球等的操作而指定。
接着，开始低声压扫描。该低声压扫描用于对血流循环进行图像 化，并多次重复执行。另外，也有从ROI的数量和大小的设定前开始 低声压扫描的情况。在低声压扫描中使用的超声波被设定为造影剂气泡不破坏程度 的低声压。因此，每当执行低声压扫描时，都生成描画出造影剂气泡 的染影的1帧的图像数据。这些图像数据在每次生成时被保存在图像
存储器30a中，并同时显示在监视器12上。
在低声压扫描的执行中，当开始按键132b为ON时，其后所生 成的图像数据重叠，而生成l张重叠图像数据。作为图像数据的重叠 方法，使用最大亮度值保持运算。该最大亮度值保持运算是一种利用 多个帧量的图像数据，在空间上对应的多个像素中采用亮度最高的像 素而进行图像化的方法。因此，当执行最大亮度值保持运算后，在各 个图像数据中描画出的造影剂气泡的染影连接，作为结果，在重叠图 像数据中描画出被检测体P的血管构造。该重叠图像数据作为诊断图 像被显示在监视器12上。即，如果在低声压扫描的执行中开始按键 132b成为ON，则开始MFI。
如果在图像数据的重叠中开始按键132b成为OFF，则之前执行 的图像数据的重叠停止，再次将按照每个低声压扫描而生成的图像数 据显示在监视器12上。
如果在低声压扫描的执行中闪光按键132c成为ON，则只执行l 帧量的高声压扫描。该高声压扫描也被称为"闪光(flash)，，。
在高声压扫描中使用的超声波被设定为破坏造影剂气泡程度的 高声压。因此，当执行了高声压扫描后，存在于扫描面上的所有造影 剂气泡被破坏，因造影剂气泡产生的染影从显示在监视器12上的诊断 图像中消失。这样，监视器12显示为完全黑暗的样子。但是，黑暗的 状态并不持续很长时间，在经过一定程度的时间后，从粗血管开始慢 慢地开始造影剂气泡的染影。
如果在低声压扫描的执行中终止按键132d成为ON,则该低声 压扫描停止。这时，如果数据的重叠和移动检测模式正在动作，则这 些也同时被停止。
如果在低声压扫描的执行中自动调整按键132a成为ON，则开始 移动检测模式。移动检测模式是移动检测的待机模式，实际上并不执行任何处理。
接着，对移动检测模式进行说明。
图4是该实施例的ROI的设定时序的流程图。
如图4所示，如果在移动检测模式的动作中开始按键132b成为 ON(步骤Sl)，则开始ROI的设定时序(步骤S2)，其后的图像数 据被指定为基准图像数据。
另外，在指定基准图像数据后，在该基准图像数据上实施各种各 样的图像处理，生成作为ROI的检索对象而实际使用的参考图像数据 (步骤S3)。作为对基准图像数据实施的图像处理有平均处理和阈值 处理等。
在采用平均处理时，使用在基准图像数据之前生成的数帧量的图 像数据，根据这些图像数据中空间上对应的多个像素的平均亮度生成 参考图像数据。
在采用阈值处理时，将基准图像数据的帧全体的平均亮度或比其 还要高的亮度设定为阈值，根据由该阈值2值化了的基准图像数据的 像素的亮度，生成参考图像数据。
因此，在通过平均处理或阈值处理生成的图像数据中几乎没有噪 声成分，只反映出造影剂气泡的染影或生物体组织。
在生成参考图像数据后，在参考图像数据上作成与ROI相同大 小以及形状的检索区域。该检索区域在参考图像数据整体上移动。另 外，每当检索图像区域只移动1个像素量时，检测出其内侧所包含的 像素的亮度(步骤S4)。
然后，当在检索区域所包含的所有像素中发现了亮度为阈值K 以上的像素成为阈值M个以上的图像区域(以下，作为"满足ROI的 条件的图像区域，，)后，从中检索亮度为K以上的像素最多的图像区 域(步骤S5的Yes),将ROI设定在该图像区域中(步骤S6)。以 上，ROI的设定时序结束(步骤S7)。
另外，如图5所示，所设定的ROI作为矩形框状的ROI标记与 显示在监视器12上的诊断图像重叠。另外，在使用多个ROI时，执行ROI的设定时序直到设定的ROI达到要使用的数量。在向被检测 体投放造影剂后和发送闪光后， 一般画面上不存在高亮度区域(即造 影剂流入区域)，而是在图像上慢慢出现高亮度区域。因此，根据本 ROI的设定时序，例如当图像上出现1个高亮度区域时，设定一个 ROI，然后当高亮度区域为两个时，设定2个R01，这样随着图像上 的高亮度区域的增加所设定的ROI数量也增加。因此，例如使用3个 ROI时，图像上出现3个满足ROI的条件的高亮度区域，直到设定了 与它们对应的3个ROI为止执行本实施例的ROI设定时序。
另一方面，即使检索区域在参考图像数据的全体上移动，当未能 发现满足ROI的条件的图像区域时(步骤5的No) ， ROI的设定时 序结束(步骤S7)。
这样，当未能发现满足ROI的条件的图像区域而ROI的设定时 序结束时，连续生成的图像数据被指定为基准图像数据，再次执行ROI 的检索时序。这样，直到ROI被设定为止重复进行ROI的设定时序。
接着，根据基准图像数据(参考图像数据)上的ROI，在基准图 像数据后面的各个图像数据上设定与该ROI对应的区域(对应区域)。 该设定例如可以在后面的各个图像数据上对与ROI同形状、同大小的 区域进行扫描，并将亮度分布模式等最接近的区域作为对应区域。
通过上述顺序，在各个图像数据上设定ROI后，根据基准图像 数据的ROI所包含的像素的亮度与基准图像数据后面的各个图像数 据的对应区域内所包含的像素的亮度的相关性来生成表现出基准图像 数据与其后的图像数据的移动的运动向量。另外，对于生成运动向量 的方法没有特别的限定。作为具体例子，可以使用在运动识别中作为 普通的块匹配(block matching)的方法的SAD (Sum of Absolute Difference )。
另外，在生成运动向量后，根据该运动向量来修正基准图像数据 后面的图像数据的显示位置。这样，生成相对于基准图像数据几乎不 存在抖动的修正图像数据。
在每次生成修正图像数据时，都通过最大亮度值保持运算而与基准图像数据重叠。因此，在执行修正图像数据的重叠的期间，流入扫
描面的造影剂气泡的染影被连接，显示在监视器12上的诊断图像上描 画出被检测体P的血管构造。并且，通过事先的处理对与基准图像数 据重叠的修正图像数据进行抖动修正，所以即使多个帧的修正图像数 据被重叠，监视器12所显示的诊断图像也会非常鲜明。因此，没有被 检测体P的移动的影响和持有超声波探头11的手抖动的影响，从而 取得非常鲜明的诊断图像。
另外，例如在第(1)帧 第(2)帧的图像数据中没有满足ROI 条件的区域时，将第(3)帧的图像数据指定为基准图像数据。然后第 (1)帧~第(2)帧的图像数据与根据第(4)帧以后的图像数据所生 成的修正图像数据一样，与作为基准图像数据的第(3)帧的图像数据 重叠。
另外，虽然第(1)帧 第(2 )帧的图像数据没有被进行抖动修 正，但是由于不能发现满足ROI的条件的区域皆暗，所以即使这些图 像数据重叠在基准图像数据上，也丝毫不会对诊断图像的质量有坏的 影响。
接着，对闪光后的抖动修正进行说明。
当闪光后开始按键132b成为ON时，几乎全黑的图像数据被指 定为基准图像数据。但是，在本实施例中，根据参考图像数据所包含 的像素的亮度，即使在闪光后黑暗的图像数据中也将ROI设定在亮度 较高的区域中，所以容易得到参考图像数据的ROI的像素的亮度与基 准图像数据后面的图像数据的ROI的像素的亮度的相关，并正确地执 行基准图像数据后面的图像数据的抖动修正。因此，监视器12所显示 的诊断图像变得非常鲜明。
接着，对闪光后的诊断图像和ROI进行说明。
图6是该实施例的闪光后所生成的5帧的诊断图像的概略图。在 图6中，白色部分表示明亮区域，斜线部分表示黑暗区域。
图6A为闪光瞬间的诊断图像，图6B为闪光后的第1帧诊断图 像，图6C为闪光后的第2帧诊断图像，图6D为闪光后的第3帧诊断图像，图6E为闪光后的第4帧诊断图像。
即，第1帧诊断图像为闪光后最初生成的第1帧图像数据自身， 第2张诊断图像为图像数据的笫1帧与第2帧的重叠，第3帧诊断图 像为图像数据的第1帧~第3帧的重叠，第4张诊断图像为图像数据的 第1帧 第4帧的重叠，第5帧诊断图像为图像数据的第1帧~第5帧 的重叠。
如图6A所示，当执行闪光后，监视器12所显示的诊断图像暂时 变为黑暗状态。并且，执行闪光后经过一段时间后，从存在于扫描面 的粗血管流入造影剂气泡，被检测体P的血管构造被慢慢地描画在诊 断图像上。这时如果ROI的设定时序正在动作，则如图6B所示，ROI 被设定在满足条件的区域。并且，在设定ROI后再经过一段时间，如 图6C 图6E所示，血管构造更加清楚。这时，最初所设定的ROI的 位置被原样固定。
另外，在本实施例中，在ROI的检索时，检索区域所包含的像 素的亮度根据阈值K被二值化。但是，本发明并不仅限于此。例如， 也可以对于检索区域所包含的像素的亮度作成直方图，根据从亮度高 的像素开始数而被包含在规定百分率(例如20%)内的像素的亮度来 进行ROI的检索。这样，由于噪声成分难以影响ROI的检索，所以 不需要前面所述的平均处理和阈值处理等图像处理。
其他，也可以设置两个阈值，并根据具有其两值之间的亮度值的 像素来检索ROI。 一般，粗血管等由于造影剂气泡的流入变得非常高 亮度。但是，即使在包含这样的粗血管的区域中设定ROI，因为其较 粗，大多不能充分地发挥其作为用于抖动修正的特征区域的功能。因 此，通过将这样非常高亮度的像素设为ROI检索的对象之外，可以将 适合于抖动修正的特征区域抽出为ROI。 (本实施例的作用)
在本实施例中，开始按键132b成为ON后的图像数据被指定为 基准图像数据。然后，根据由该标准数据生成的参考图像数据的亮度， 将ROI设定在包含有造影剂气泡的染影密集的粗血管的区域。因此，可以容易地获得参考图像数据的ROI的像素的亮度与基 准图像数据后面的各个图像数据的对应区域的像素的亮度的相关，由 于正确地执行了基准图像数据后面的图像数据的抖动修正，所以重叠 而生成的诊断图像非常地鲜明。
在本实施例中，闪光按键132c被按下后的图像数据被指定为基 准图像数据。然后，根据由该基准图像数据生成的参考图像数据的亮 度，在包含有可迅速恢复造影剂气泡的染影的粗血管的区域中设定 ROI。
这样，如闪光后那样，即使参考图像数据中不太存在有成为抖动 修正的标志的区域，也自动地在包含有造影剂气泡比较迅速地开始进 行染影的粗血管的区域中设定ROI。
因此，可以容易地获得参考图像数据的ROI的像素的亮度与基 准图像数据后面的各个图像数据的对应区域的像素的亮度的相关，由 于正确地执行了基准图像数据后面的图像数据的抖动修正，所以重叠 而生成的诊断图像非常地鲜明。
在本实施例中，参考图像数据通过事先的图像处理被除去噪声成 分。因此，由于在ROI的设定中没有噪声的影响作用，所以可以在含 有粗血管的区域中正确地i殳定ROI 。
在本实施例中，ROI所包含的像素数量比图像数据全体的像素数 量少。因此，为了求出由基准图像数据生成的参考图像数据的ROI的 像素亮度与基准图像数据后面的各个图像数据的对应区域的像素的亮 度的相关所需要的计算量变得非常少。
在本实施例中，与闪光按键132c成为ON同时，也开始抖动修^ 正。因此，从闪光后开始流入扫描面的造影剂气泡的染影没有遗漏地 进行重叠。其结果，被检测体P的血管构造以几乎完全的姿势被描画 在诊断图像上。
在本实施例中，监视器12在诊断图像上重叠显示ROI标记。因 此，操作者通过观察监视器12所显示的诊断图像可以确认ROI的设 定是否合适。在本实施例中，输入装置13具有切换显示和非显示ROI标记的 按键或开关。因此，在诊断中ROI标记成为陣碍时，操作者可以简单 地消除ROI标记。
在本实施例中，输入装置13具有指定抖动修正开始的定时的按 鍵，即开始按键132b和闪光按键132c。因此，由于操作者可以在所 希望的定时开始抖动修正，因此可以得到最适合于^皮检测体P的症状 和条件的诊断图像。
进而，在本实施例中，输入装置13具有指定抖动修正的执行期 间的跟踪球。因此，操作者可以重复观察从抖动修正开始后到经过规 定时间为止的血流环流的变化。
另外，在本实施例中对MFI进行了说明，但是本发明并不仅限 于此。即，如果是重叠多个图像数据的技术，则发明也可以适用于例 如在"背景技术，，一栏中所叙述的"Panoramic imaging"。
另夕卜，在本实施例中，通过输入装置13输入ROI的数量和大小， 但是也可以例如根据参考图像数据所包舍的像素的亮度自动地设定。 (该实施例的变形例)
根据通过低声压扫描而取得并已经保存在图像存储器30a中的多 个图像数据执行MFI。这时，也对先于基准图像数据的图像数据进行 抖动修正，也将由此而取得的修正图像数据重叠在基准图像数据上。 即，根据先于基准图像数据的图像数据而生成的修正图像数据也被重 叠在基准图像数据上。这样，如果对先于基准图像数据的图像数据进 行抖动修正，则因帧间的抖动造成的影响更低，从而进一步提高诊断 图像的质量。
(该实施例的变形例)
根据通过低声压扫描而取得的多个图像数据的亮度来设定可以 与这些多个图像数据的抖动修正共通使用的ROI。这对下述情况等有 效，即，根据通过低声压扫描而取得并已经保存在图像存储器30a中 的多个图像数据执行MFI。 (该实施例的变形例)接着，参考图7对本实施例的变形例进行简单的说明。 图7是将该实施例的变形例的重叠显示了 3个ROI标记的诊断 图像的概略图。
如图7所示，如果ROI是3个，则也可以进行图像数据的帧间 的旋转抖动等的修正。但是，即使将这3个ROI合在一起，ROI所包 含的像素数量也与图像数据全体的像素数量相比非常少，所以与现有 的使用图像数据全体的像素来生成运动向量的方法相比，计算量被削 减很多。
(该实施例的变形例)
本实施例的方法在进行使用了三维图像数据的最大亮度保持运 算的情况下(即在时间系列的体数据间，经时地追踪空间位置对应的 体素(boxel)之间的值，采用具有最大值的体素进行图像化的情况) 也有效。在所述情况下，检索区域、满足ROI条件的图像区域、设定 的ROI全部成为三维区域，通过使用各区域所包含的体素的值来执行 上述的算法，可以实现体数据间的抖动修正。 (该实施例的变形例)
可以同时(例如并列地、或分配不同颜色重叠地)显示通过使用 了本实施例的抖动修正的MFI所生成的诊断图像、未使用本实施例的 抖动修正的MFI所生成的诊断图像。另外，也可以选择地显示使用了 抖动修正的诊断图像和未使用抖动修正的诊断图像。通过这样的构成，
可以提供更广泛的诊断信息，并可以实现比现在自由度高的图像诊断。 (该实施例的变形例) 在本实施例的抖动修正中，如果在粗血管的血流区域内设定了 ROI，则有所设定了的ROI内将会全部成为高亮度区域的情况。这时， 不能在基准图像数据后面的图像数据上确定对应区域，不能进行运动 向量的计算。
为了消除所述的问题，在抖动修正中，也可以将ROI设定在基 准图像数据(参考图像数据)上，其中该ROI包含造影剂气泡被染影 了的高亮度区域(例如具有大于等于笫1阈值的亮度的区域)和与造影剂气泡没有关系的低亮度区域(例如具有小于等于第2阈值的亮度 的区域)。根据这样的构成，ROI内的亮度分布模式不会由于高亮度 而一样。因此，可以在基准图像数据后面的帧上也适当地确定与ROI 对应的区域，从而实现最佳的抖动修正。 (实施例2 ) 接着，不参考

实施例2。
在本实施例中，虽然暂时设定了 ROI，但此后每生成图像数据时， 还要设定ROI。即，如果设定ROI后新生成了图像数据，则将其之前 的图像数据指定为基准图像数据。然后，根据新指定的基准图像数据 生成参考图像数据，根据该参考数据进行ROI的设定。
但是，只在最初设定ROI时才执行ROI的设定时序。在第2次 以后设定ROI时，根据在之前的图像数据的抖动修正中使用的ROI 和已经生成的所有的运动向量的合成向量来进行ROI的再设定。另 外，在此所述的运动向量是表现图像数据连续的图像数据间的运动的 向量。
即，根据第(n-l)帧图像数据的抖动修正所使用的ROI、直到 第(n-l)帧图像数据的抖动修正所生成的所有运动向量的合成向量， 设定第(n)帧图像数据的抖动修正所使用的ROI。 (实施例3 )
接着，参考图8说明实施例3。
在本实施例中，每当生成图像数据时，执行ROI的设定时序， 并根据各个图像数据的亮度进行ROI的设定。另外，在实施例2中， 只在最初设定ROI时才执行ROI的设定时序。因此，如果暂时设定 了 ROI，则根据已经存在的ROI和运动向量设定此后的ROI。在这 点上，本实施例与实施例2有很大不同。
图8是本发明的实施例3的闪光后所生成的5帧诊断图像的概略 图。另外，在图8中，白色部分表示明亮区域，斜线部分表示暗区域。
图8A为闪光瞬间的诊断图像，图8B为闪光后的第1帧诊断图 像，图8C为闪光后的第2帧诊断图像，图8D为闪光后的第3帧诊断图像，图8E为闪光后的第4帧诊断图像。
即，第l帧诊断图像为闪光后最初生成的第l帧图像数据自身， 第2帧诊断图像为图像数据的第1帧和第2帧的重叠，第3帧诊断图 像为图像数据的第1帧~第3帧的重叠，第4帧诊断图像为图像数据的 第1帧~第4帧的重叠，第5帧诊断图像为图像数据的第1帧 第5帧 的重叠。
如图8B 图8D所示，在第2帧诊断图像 第4帧诊断图像中， ROI被设定在相同的位置。这是因为虽然根据图像数据的第3帧 第4 帧执行ROI的设定时序，但是没有检测出比已存在的ROI更优良的 ROI的缘故。但是，如图8E所示，在第5帧诊断图像中新设定了 ROI。 另外，实线所示的是新的ROI标记，虛线表示的是消失了的ROI标 记。这样ROI的位置移动是因为根据第5帧图像数据检索ROI的结 果是检索出了比已存在的ROI更优良的ROI的缘故。
这样，如果每当生成图像数据时，执行ROI的设定时序，则由 于始终正确地实施了移动修正，所以可以稳定地得到高图像质量的诊 断图像。
进而，超声波探头11向镜头方向移动，即使这之前作为抖动修 正的标记的血管(实际上是造影剂气泡的染影部分)从扫描面消失， 由于在移动目的地新设定了最合适的ROI，所以即使超声波探头11 向镜头方向移动，也可以执行正确的移动修正。 (实施例4)
接着，参考图9、图10说明实施例4。
超声波探头沿着超声波扫描面(或者超声波断层面、超声波图像 面)偏移时，根据实施例1至实施例3所述的方法，可以最佳地修正 因该偏移所引起的图像的抖动。另外，在最大亮度值保持运算中，在 多个图像间选择最高亮度值，并投影到l张图像上。因此，即使超声 波探头在超声波扫描面上向垂直方向(跳动方向)偏移，由于投影了 最大亮度值的图像中包含有与所希望的断层位置有关的信息，因此可 以说临床上没有问题。另一方面，对跳动方向的抖动进行修正，从而实现使用了同一断 面相关的时间系列的图像数据的最大亮度值保持运算，其临床价值也 是很高的。因此，在本实施例中，说明能够修正跳动方向的抖动而进
一步实现适合的MFI超声波诊断装置。
图9是表示包含本实施例的抖动修正的MFI的处理流程的流程 图。如图9所示，首先对被检测体投放造影剂(步骤S40)，针对诊 断对象部位取得如图10所示那样的时间系列的二维图像数据群(构成 和不构成体数据都可以)(步骤S41)。然后，例如使用时刻tl的二 维图像数据群，指定基准图像数据，同时根据上述的算法来设定用于 抖动修正的ROI (步骤S42;参考图4 )。
接着，从收集时刻不同的二维图像数据群中选择对应于基准图像 数据的对应图像数据(步骤S43)。即，例如假定以下情况，在步骤 S41中以时间系列收集7帧量的二维图像数据群，把在时刻tl收集到 的二维图像数据群的第4帧图像数据作为基准图像数据。在该情况下， 在时刻t2收集到的二维图像数据群2的第4帧图像数据、以及其前后 几帧的数据(例如第3帧及第5帧)中，判定与该基准图像数据最相 关的图像数椐，选择为对应图像数据。
接着，使用在时刻t3收集到的二维图像数据群3，进行同样的处 理。例如，在时刻t3将第3帧的图像数据选择为对应图像数据。在该 情况下，在时刻t3收集到的二维图像数据群2的第3帧的图像数据以 及其前后几帧的数据(例如第2帧及第4帧)中，判断与该基准图像 数据最相关的图像数据，并选择为对应图像数据。同样地，也从在其 他时刻t4， ...， tn收集到的各个二维图像数据群中选择对应图像数据。
另外，不拘泥于相关的判定方法。例如，可以通过模式匹配等的 方法计算基准图像数据与各个图像的相关值并判断其相关性。在实时 地进行各个时刻的对应图像数据的选择时，可以将最新的对应图像数 据的空间位置作为中心自动地控制超声波扫描区域，使得收集前后几 帧量，利用所得到的二维图像数据群进行同样的选择处理。
接着，利用基准图像数据以及各个时刻的对应图像数据来执行上述的抖动修正(步骤S44)，通过最大亮度值保持运算生成诊断图像 (步骤S45)。所生成的诊断图像以规定的形态逐次动态或静态地显 示在监视器12上(步骤S46 )。
在上述的构成中，从在各个时刻收集到的图像数据群中选择与基 准图像数据相关性最高的图像数据作为对应图像数据，并使用它进行 抖动修正。因此，在例如由于与超声波探头的跳动方向有关的位置偏 移的原因，基准图像数据的位置向跳动方向移动时，也可以选择与移 动前的基准图像数据的位置最接近的图像作为对应图像。因此，通过 使用对应图像执行在实施例1至实施例3中的任意一个中所说明了的 抖动修正，可以实现使用了与同一断面相关的时间系列的图像数据的 最大亮度值保持运算。 (实施例5)
接着，说明本发明的实施例5。在本实施例中，在生成运动向量 时计算成为指标的相关量S，根据它进行抖动修正(移动修正)。另 外，本实施例的超声波诊断装置与图1所示的构成实质是相同的。因 此，以下只说明功能不同的构成要素。
控制处理器25在图像数据上作成检索区域， 一边使它在图像数 据全体上移动， 一边检测出其内侧包含的像素的亮度。然后，控制处 理器25根据检索区域的内侧所包含的像素的亮度，在图像数据上设定 ROI。进而，控制处理器25根据多个图像数据的ROI所包含的多个 像素的亮度计算出相关量S，同时根据所得到的多个相关量S来生成 表现图像数据间的移动的运动向量。然后，控制处理器25根据所得到 的运动向量，对图像数据进行移动修正。
接着，对本实施例的移动检测模式进行说明。
首先，顺序执行图4所示的步骤Sl至S4的各个处理，检索满足 ROI的条件的图像区域。当发现满足ROI的条件的图像区域后，从中 确定亮度为大于等于K的像素最多的图像区域，并在该图像区域中设 定ROI。以上，结束ROI的设定时序。另外，如图11所示，被设定 的ROI作为矩形框状的ROI标记被重叠在监视器12所显示的诊断图像上。
另一方面，当即使检索区域整体在参考图像数据上移动，也没有
发现满足ROI的条件的图像区域时，ROI的设定时序结束，这样，当 没有发现满足ROI的条件的图像区域而ROI的设定时序已结束时， 将连续生成的图像数据指定为基准图像数据，再次执行ROI的检索时 序。这样，直到ROI被设定为止重复进行ROI的设定时序。
另外，在本实施例中，虽然自动设定ROI，但本发明并不仅限于 此，有时也通过跟踪球输入部件131等的手动操作来进行设定。
通过上述步骤设定ROI后，将其后的图像数据指定为对象图像 数据。对象图像数据将所生成的时刻的位置作为基准，以像素为单位 向X轴方向和Y轴方向移动。并且，在每次对象图像数据只移动1像 素量时，抽出基准图像数据的ROI所包含的像素的亮度I (X、 Y)和 对象图像数据的ROI所包含的像素的亮度I' (X、 Y)，并代入到下 面的公式1。这样，计算出只与对象图像数据的移动次数相同的相关 数S。
另外，当得到事先决定的移动次数量的相关量S后，从中检索最 小的相关量S，确定与其对应的对象图像数据的移动量以及移动方向。 并且，根据确定的移动量以及移动方向求出对象图像数据的运动向量。 另外，所求得的运动向量与对应的对象图像数据对应地，被保存在图 像存储器30a中。
这样求出对象图像数据的运动向量后，根据该运动向量来修正对 象图像数据的显示位置。由此，生成相对于基准图像数据几乎不存在 抖动的修正图像数据。修正图像数据通过最大亮度值保持运算而被重 叠在基准图像数据上，生成重叠图像数据。
另一方面，当已经生成重叠图像数据时，将新生成的图像数据指 定为对象图像数据。对象图像数据将所生成的时刻的位置作为基准， 以像素为单位向X轴方向和Y轴方向移动。另外，在每次对象图像数 据只移动1像素量时，抽出已经生成的重叠图像数据的ROI所包含的 像素的亮度I (X、 Y)和对象图像数据的ROI所包含的像素的亮度I'(X、 Y)，并代入到下面的公式l。这样，求出只与对象图像数据的 移动次数相同的相关数S。
另外，在得到事先决定的移动次数量的相关量S后，从中检索最 小的，并确定与其对应的对象图像数据的移动量以及移动方向。并且， 根据确定的移动量以及移动方向求出对象图像数据的运动向量。另外， 所求得的运动向量与对应的对象图像数据对应地，被保存在图像存储 器30a中。
在这样求出对象图像数据的运动向量后，根据该运动向量来修正 对象图像数据的显示位置。由此，生成相对于已经生成的重叠图像数 据几乎不存在抖动的修正图像数据。修正图像数据通过最大亮度值保 持运算而被重叠在重叠图像数据上。通过上述那样的步骤逐次更新重 叠图像数据。
根据下面的公式1计算出相关量S。
公式1
在公式l中，符号N是图像数据的帧编号。另外，如图12所示，
图像数据的第1帧被处理为重叠图像数据的第1帧。因此，重叠图像
数据的第N-l帧是从笫2帧到第N-l帧都重叠在图像数据的第1帧(基 准图像数据)上。
如果观察公式1，则可知本实施例所使用的相关量S是新生成的 图像数据，即对象图像数据被重叠在重叠图像数据上时的亮度增加量 的总和。
如上所述，当在移动检测模式的运作中开始按键132b成为ON 时，其后所生成的图像数据一个一个地被修正，生成修正图像数据。 在每次生成这些修正图像数据时，通过最大亮度值保持运算而重叠在 重叠图像数据上。
因此，在执行修正图像数据的重叠的期间，被检测体P的血管构造被描画在扫描面上。并且，被重叠的修正图像数据通过事先的处理
进行移动修正后，显示在监视器12上的诊断图像变得非常鲜明。因此， 可以取得不受被检测体P的移动的影响和持有超声波探头11的手抖 动的影响，并且非常鲜明的诊断图像。
另外，在本实施例中，只说明了在执行低声压扫描中开始按键 132b被按下的例子，但是闪光后的移动修正也与此相同。因此，在这 里省略其说明。
(本实施例的作用)
在本实施例中，釆用新生成的图像数据重叠在重叠图像数据上时 的亮度增加量的总和作为生成运动向量时成为指标的相关量S。因此， 即使造影剂气泡的染影不稳定地亮灭，这些染影也会持续而生成运动 向量。其结果，由于在实施MFI时，对象图像数据的运动向量的精度 提高，因此可以得到非常鲜明的诊断图像。
在本实施例中，ROI被设定在包含有造影剂气泡的染影密集的粗 血管的区域中。因此，例如如闪光后那样，即使不怎么存在成为移动 修正的标志的区域，也可以容易地得到重叠图像数据的ROI和新生成 的图像数据的相关性。
在本实施例中，ROI所包含的像素数量比图像数据的所有像素数 量少。因此，为了求得重叠图像数据的ROI和对象图像数据的ROI 的相关量S所需要的计算量非常少。
在本实施例中，监视器12将ROI标记重叠显示在诊断图像上。 因此，操作者可以从监视器12所显示的诊断图像来确认ROI的设定 是否合适。
在本实施例中，只在设定了 ROI的时候开始移动修正的时序。 因此，当不存在成为移动修正的标志的区域时，不对对象图像数据进 行修正。
在本实施例中，运动向量与对象图像数据相对应地被保存在图像 存储器30a中。因此，在根据已经存储在图像存储器30a中的图像数 据而再次构筑重叠图像数据时，由于不需要生成运动向量，所以能以少的计算量生成鲜明的诊断图像。
另外，在本实施例中，虽然叙述了 MFI,但是本发明并不仅限于 此。即，如果是重叠多个图像数据的技术，则本发明也可以适用于例 如背景技术]一栏中所述的"Panoramic imaging"。
另外，在本实施例中，通过输入装置13输入ROI的数量和大小， 但是也可以根据例如参考图像数据所包含的像素的亮度而自动设定。
进而，在本实施例中，根据参考图像数据的亮度而自动设定ROI， 但是，例如也可以与发送接收单元21所发送的超声波的焦点联动地进 行设定，还可以根据操作者的指示进行设定。
另外，在本实施例中，运动向量与对象图像数据相对应地净皮保存 在图像存储器30a中，但例如也可以将修正图像数据本身也保存在图 像存储器30a中。这样，由于不需要对对象图像数据进行修正，所以 能以非常少的计算量生成鲜明的诊断图像。 (实施例6)
接着，参考图13说明本发明的实施例6。图13是本发明的实施 例6的重叠显示了 ROI标志的诊断图像的概略图。
在本实施例中，如图13所示，控制处理器25将第1~第4的ROI 设定在参考图像数据上。另外，第4ROI相当于实施例5的ROI。因 此，在本实施例中，控制处理器25除了实施例5的ROI以外，还设 定第1 第3的ROI。另外，第1 第3的ROI的大小比第4ROI小。
设定了第1 第4的ROI后，根据重叠图像数据的第1~第3的 ROI与对象图像数据的第1 第3的ROI的相关量S'，分别求出表现 对象图像数据的移动的第1~第3的运动向量。另外，在本实施例中， 使用SAD作为相关量S'。
这样求得了第1~第3的向量后，根据这些第1 第3的向量而移 动对象图像数据。另外，在每次对象图像数据移动时，根据重叠图像 数据的第4ROI和对象图像数据的第4ROI,以与实施例5—样的要 领，即根据所述的公式1分别计算出第1~第3的相关量S。
然后，在计算出第1 第3的相关量S后，从中检测出最小的相关量s，将与其对应的对象图像数据的向量采用为运动向量。然后，
根据所采用的运动向量修正对象图像数据的显示位置。
如上所述，在本实施例中，从事先取得的第1 第3的向量选择 出运动向量。即，运动向量的生成所需要的计算(使用公式1而执行 的计算)为3遍即可。因此，与实施例5相比，为了求得运动向量所 需要的计算量大幅地减少。进而，即使在由于被检测体的部位引起运 动向量有偏差的时候，运动向量的精度也不会极端地下降。
另外，本实施例的相关量S'是所谓的SAD，但本发明并不仅限 于此。即，根据公式1计算出相关量S'也可以。例如使用了公式l， 由于第1 第3的ROI比第4 ROI小，所以计算量降低。
进而，在本实施例中，根据事先取得的第1~第3的向量根据公 式l取得运动向量，但本发明并不仅限于此，例如也可以是第1 第3 的运动向量的平均值和最频值。采用平均值和最频值后，所需的计算 量会进一步降低。 (实施例7)
在本实施例中，除了实施例6所使用的第1~第3的向量外，还 追加了零向量。即，在本实施例中，在对象图像数据不移动的情况下， 也可以根据基准图像数据的第4ROI或者已经生成的重叠图像数据的 第4ROI和对象图像数据的第4ROI,以与实施例5相同的要领，即 根据公式l计算出第4相关量S。
然后，在计算出第1~第4的相关量S后，从中检测出最小的相 关量S，将与其对应的对象图像数据的向量采用为运动向量。并且， 根据所采用的运动向量修正对象图像数据的显示位置。
如上所述，在本实施例中，在对象图像数据不移动的时候，也根 据公式1计算出第4相关量S。因此，即使超声波探头11向镜头方向 倾斜，第1~第3的向量为异常值，实际用于修正的运动向量的精度也 不会极端地降低。 (实施例8)
在本实施例中，设想生成3维的图像数据的情况。因此，在参考图像数据上设定3维的ROI。但是，当ROI成为3维时，用于求得相 关量S的计算量急剧地增加。
因此，在本实施例中，代替3维的ROI而使用2维的笫1 第3 的ROI。第1 笫3的ROI包含在3维的ROI中并且相互正交，生成 所述的3维的ROI的MPR。另外，本实施例的笫1~第3的ROI与实 施例6、实施例7的第1~第3的ROI是不同的。
在生成第1 第3的ROI后，以与实施例5相同的要领生成与这 些第1~笫3的ROI对应的笫1 第3的向量。另外，本实施例的第1 第3的向量与实施例6、实施例7的第1 第3的向量是不同的。
另外，在生成第1 第3的向量后，根据这些第1 第3的向量， 生成在进行对象图像数据的移动修正时实际使用的3维的运动向量。
如上所述，在本实施例中，代替3维的ROI而使用2维的第1~ 第3的ROL因此，在生成3维的图像数据的时候，求得相关量S所 需要的计算量也大幅地减少。
另外，在本实施例中，在根据第1~第3的向量生成3维的运动 向量的基础上，修正对象图像数据。但是，本发明并不仅限于此。例 如，也可以按第1~第3的向量的每个修正对象图像数据。这样，修正 次数为3次，但不需要生成运动向量。 (实施例9)
在本实施例中，控制处理器25检测出重叠图像数据的ROI所包 含的像素的亮度的总和，当该亮度的总和超过规定值时，中止对象图 像数据的移动修正。因此，即使重叠多个图像数据，重叠图像数据的 ROI过度明亮，运动向量的精确度也不会极端下降。 (实施例10)
在本实施例中，设想血流图像数据和组织图像数据并列显示的情 况。另外，血流图像数据相当于所述的各实施例的图像数据。组织图 像数据不会像血流图像数据那样经时地变化。因此，运动向量的计算 容易。因此，在本实施例中，在组织图像数据上设定ROI，以与实施 例l相同的要领，即根据公式1生成运动向量。然后，根据生成的运动向量只对血流图像数据进行移动修正。
如本实施例那样，根据设定在组织图像数据上的ROI而对血流 图像数据进行移动修正后，可以进一步得到鲜明的诊断图像。另外， 在本实施例中，组织图像数据不被修正而直接显示在监视器12上。因 此，操作者根据监视器12所显示的组织图像数据可以容易地确认移动 量，并且通过能够视觉识别被检测体P的样子，可以放心地进行诊断。 (实施例11)
图14、图15、图16、图17是本发明的实施例11的诊断图像的 重叠修正结果的概略图。在本实施例中，对象图像数据的修正结果被 重叠在诊断图像上。如图14、图15、图16、图17所示，作为修正结 果的显示形态有几个类型。
在图14所示的类型中，作为对象图像数据的修正结果，只显示 对象图像数据的运动向量V。因此，非常容易知道某个瞬间的对象图 像数据的修正结果。在图15所示的类型中，作为对象图像数据的修正 结果，显示运动向量V的终点轨迹L。因此，非常容易知道随着时间 推移的运动向量V的变迁。在图16所示的类型中，与图14同样，作 为对象图像数据的修正结果，显示顺序生成的多个运动向量V，但是， 除了 X轴和Y轴，还追加了时间轴t。图17所示的类型显示3维的体 数据的修正结果，与图14同样，只显示对象图像数据的运动向量V。
如上所述，在监视器12所显示的诊断图像上显示修正结果后， 操作者不仅可以容易地识别修正结果，还可以放心地使用修正功能。 (实施例12)
本实施例与所取得的运动向量的应用例有关。取得的运动向量被 用于例如使脉沖波的范围选通(range gate)变动。这时，当脉冲波的 范围选通被设定在所希望的血管部分时，即使被检测体P和超声波探 头11多少有些移动，也可以继续取得来自所希望的血管部分的信号。 另外，运动向量不仅被用于脉沖波的范围选通，也被用于彩色ROI的 位置修正、被检测体的同一断面的保持、亮度分析软件的关注区域追 踪。相反，如果将脉冲波的范围选通和彩色ROI的位置固定，并修 正背景图像，则可以不除去操作者的关注区域而进行观察。这些特别 对于观察亮度的时间变化的场合和其他的分析图像非常有用。
本发明不仅限于所述实施例，在实施阶段可以在不脱离其宗旨的 范围内对构成要素进行变形并具体化。另外，可以通过适当地组合所 述实施例所公开的多个构成要素而形成各种各样的发明。例如，可以 从实施例所示的所有构成要素中删除几个构成要素。进而可以适当地 組合涉及不同实施例的构成要素。
本发明可以实现一种即使是被检测体和超声波探头有些抖动，图 像质量也不会降低的超声波诊断装置以及超声波图像生成方法。
权利要求
1、一种超声波诊断装置，用超声波对投放了造影剂气泡的被检测体进行扫描，取得上述被检测体的超声波图像，其特征在于包括发送接收单元，其将超声波反复发送给上述被检测体，并取得从上述被检测体返回的回波信号；图像数据生成单元，根据上述回波信号生成表示上述被检测体的形态信息的多个图像数据；设定单元，针对于上述多个图像数据中的作为标准的第1图像数据，设定比图像区域全体小的关注区域；向量生成单元，将与上述多个图像数据中的第1图像数据不同的至少一张第2图像数据和上述关注区域内的数据进行比较，生成表示上述第1图像数据与上述至少一张第2图像数据之间的移动的运动向量；图像修正单元，根据上述运动向量进行上述第1图像数据与上述至少一张第2图像数据之间的抖动修正；图像生成单元，根据上述抖动修正后的多个图像数据生成显示图像。
2、 如权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述图像生成单元通过使用上述抖动修正后的多个图像数据来逐次执行亮度值保持运算，从而生成上述显示图像。
3、 如权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于上述图像生成单元通过进行使用了上述抖动修正后的多个图像 数据的合成处理，从而生成上述显示图像。
4、 如权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述设定单元在上述各个图像数据包含由造影剂造成的染影区域时，设定上述关注区域，使得包含上述染影区域的至少一部分。
5、 如权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于还包括 检测造影剂流入上述被检测体的定时的检测单元，其中上述设定单元根据上述造影剂的流入少的定时下的上述多个图 像数据而设定上述关注区域。
6、 如权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述设定单元根据上述图像数据上的各个位置的亮度值来设定上述关注区域，使得包含具有超过规定的阈值的亮度值的位置。
7、 如权利要求6所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述设定单元作成与上述图像数据的亮度值有关的直方图，并根据上述直方图决定上述规定的阈值。
8、 如权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述设定单元根据上述图像数据上的各个位置的亮度来设定上述关注区域，使得包含具有预先设定的第1阈值和第2阈值之间的亮 度值的位置。
9、 如权利要求6所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述设定单元作成与上述图像数据的亮度值有关的直方图，并根据上述直方图决定上述第1阈值以及上述第2阈值的至少一个。
10、 如权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于上述设 定单元根据上述图像数据上的各个位置的亮度，决定上述关注区域的 位置、大小、形状、个数中的至少一个。
11、 如权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于上述设 定单元针对噪声降低处理后的上述多个图像数据，设定上述关注区域。
12、 如权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述设定单元在每次由上述图像生成单元生成图像数据时，根据在之前的图像数据的抖动修正中使用的关注区域和由上述向量生成单 元已经生成的多个运动向量的合成向量，更新上述关注区域。
13、 如权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述设定单元在每次由上述图像生成单元生成图像数据时，根据之前的图像数据的亮度搜索上述关注区域，并更新上述关注区域。
14、 如权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述设定单元根据由上述图像生成单元生成的多个图像数据的亮度，设定在上述多个图像数据的抖动修正中共通使用的关注区域。
15、 如权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述发送接收单元执行基于破坏上述造影剂气泡的笫l声压的第1超声波发送，基于不破坏上述造影剂气泡并用于对血流的环流进行 图像化的第2声压的第2超声波发送，将从上述第1超声波发送转移到上述第2超声波发送后所生成的 图像数据指定为成为上述基准的图像数据。
16、 如权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述发送接收单元执行基于破坏上述造影剂气泡的第1声压的第1超声波发送，基于不破坏上述造影剂气泡并用于对血流的环流进行 图像化的第2声压的第2超声波发送，在从上述第1超声波发送转移到上述第2超声波发送后，再次搜 索上述关注区域，并更新上述关注区域。
17、 如权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于还包括 指定单元，指定由上述图像修正单元开始进行上述图像数据的抖动修正的定时。
18、 如权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于还包括 指定单元，指定由上述图像修正单元执行上述图像数据的抖动修正的时间或帧数。
19、 如权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于上述显 示单元将上述关注区域重叠显示在上述超声波图像上。
20、 如权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于还包括 切换上述关注区域的显示和非显示的切换单元。
21、 如权利要求l上述的超声波诊断装置，其特征在于还包括 指定单元，用于指定上述关注区域的位置、大小、形状以及个数的至少1个。
22、 如权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述图像生成单元根据上述抖动修正后的上述多个图像数据生成第l显示图像，并根据上述抖动修正前的上述多个图像数据生成第显示图像，进一步具有显示单元，同时或选择性地显示上述第l显示图像 和上述第2显示图像。
23、 如权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于还包括 图像重叠单元，在从由上述图像数据生成单元生成的多个图像数据中指定了成为基准的图像数据时，将其后的图像数据逐次重叠在上 述成为基准的图像数据上，生成重叠图像数据，其中上述向量生成单元在由上述图像数据生成单元生成的在成为上 述基准的图像数据后面的图像数据中，根据成为对象的图像数据的关 注区域内的亮度和基于此前的多个图像数据所生成的重叠图像数据的 关注区域内的亮度，生成表现上述成为对象的图像数据的移动的运动 向量，上述图像修正单元在由上述图像重叠单元对上述成为对象的图 像数据进行重叠之前，根据由上述向量生成单元所生成的运动向量来 修正上述成为对象的图像数据。
24、 如权利要求23所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述向量生成单元根据上述成为对象的图像数据被重叠时所产生的上述关注区域内的亮度增加量而生成上述运动向量。
25、 如权利要求23所述的超声波诊断装置，其特征在于还包括 设定单元，根据由上述图像数据生成单元所生成的图像数据的亮度而自动设定上述关注区域。
26、 如权利要求23所述的超声波诊断装置，其特征在于还包括 设定单元，根据由上述发送接收单元所发送的超声波的焦点而自动设定上述关注区域。
27、 如权利要求23所述的超声波诊断装置，其特征在于还包括 设定单元，根据来自操作者的指示设定上述关注区域。
28、 如权利要求23所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述图像修正单元在上述设定单元设定了上述关注区域时，对上述成为对象的图像数据进行修正。
29、 如权利要求23所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述向量生成单元根据事先取得的多个向量使上述成为对象的图像数据移动，并按每个上述向量计算出成为上述对象的图像数据被 重叠时所产生的上述关注区域内的亮度增加量，同时根据这些亮度增 加量，从上述多个向量采用上述运动向量。
30、 如权利要求29所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述向量生成单元根据上述成为对象的图像数据中的比上述关注区域小的关注区域内的亮度、基于此前的多个图像数据所生成的重 叠图像数据中的比上述关注区域小的关注区域内的亮度，而生成上述 多个向量。
31、 如权利要求29所述的超声波诊断装置，其特征在于上述 多个向量的l个是零向量。
32、 如权利要求23所述的超声波诊断装置，其特征在于将由 上述向量生成单元所生成的运动向量显示在上述诊断图像上。
33、 如权利要求23所述的超声波诊断装置，其特征在于将由 上述向量生成单元所生成的运动向量的终点轨迹显示在上述诊断图像 上。
34、 如权利要求23所述的超声波诊断装置，其特征在于 在上述图像数据生成单元生成3维的图像数据的情况下，上述向量生成单元使用上述关注区域所包含的且相互正交的2维的第1、第2、 笫3关注区域，分别生成2维的第1、第2、第3向量，根据这些第1、 第2、第3向量生成上述运动向量。
35、 如权利要求23所述的超声波诊断装置，其特征在于 在上述图像数据生成单元生成3维的图像数据的情况下， 上述向量生成单元使用上述关注区域所包含的且相互正交的2维的第1、第2、第3关注区域，分别生成2维的第1、第2、第3向量， 上述图像修正单元根据由上述向量生成单元所生成的第1、第2、 第3向量，分别对上述成为对象的图像数据进行修正。
36、 如权利要求23所述的超声波诊断装置，其特征在于上述图像修正单元在上述关注区域所包含的亮度的总和超过了 规定值时，中止上述成为对象的图像数据的修正。
37、 如权利要求23所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述图像修正单元根据由上述向量生成单元生成的运动向量，修正上述成为对象的图像数据，并保持上述诊断图像中的上述被检测体 的显示区域。
38、 如权利要求23所述的超声波诊断装置，其特征在于还包括 范围选通修正单元，根据由上述向量生成单元生成的运动向量，对脉沖波多普勒的范围选通的位置进行修正。
39、 如权利要求23所述的超声波诊断装置，其特征在于还包括 存储单元，将由上述图像数据生成单元生成的图像数据和由上述向量生成单元生成的运动向量关联起来进行保存。
40、 如权利要求23所述的超声波诊断装置，其特征在于包括 存储单元，存储由上述图像修正单元修正后的图像数据。
41、 如权利要求23所述的超声波诊断装置，其特征在于 上述图像数据生成单元根据由上述发送接收单元接收到的各个回波信号生成上述图像数据，其中，上述图像数据包含用亮度表现上 述被检测体的血流信息的血流图像数据和用亮度表现上述被检测体的 组织信息的组织图像数据，上述图像重叠单元在从由上述图像数据生成单元生成的多个血 流图像数据中指定了成为基准的血流图像数据时，将此后的血流图像 数据逐次重叠在成为上述基准的血流图像数据上，生成重叠血流图像 数据，同时将此后的组织图像数据逐次重叠在对应于成为上述基准的 血流图像数据的组织图像数据上，生成重叠组织图像数据，上述向量生成单元根据成为上述基准的血流图像数据后面的多 个血流图像数据中与成为对象的血流图像数据对应的组织图像数据的 关注区域内的亮度、基于此前的多个组织图像数据生成的重叠组织图 像数据的关注区域内的亮度，生成表现与上述成为对象的血流图像数 据对应的组织图像数据的移动的运动向量，上述图像修正单元在由上述图像重叠单元对上述成为对象的血 流图像数据进行重叠之前，根据由上述向量生成单元生成的运动向量 对上述成为对象的血流图像数据进行修正。
42、 一种超声波图像生成方法，在用超声波对投放了造影剂气泡 的被检测体进行扫描，取得上述被检测体的超声波图像的超声波诊断 装置中，其特征在于包括将超声波反复发送到上述被检测体，根据从上述被检测体返回的 回波信号，生成表示上述被检测体的形态信息的多个图像数据；针对上述多个图像数据中作为基准的第1图像数据，设定比图像 区域全体小的关注区域；对与上述多个图像数据中的第1图像数据不同的至少一张第2图 像数据和上述关注区域内的数据进行比较，生成表示上述第1图像数 据和上述至少一张第2图像数据之间的移动的运动向量；根据上述运动向量，执行上述第1图像数据和上述至少一张第2 图像数据之间的抖动修正；根据上述抖动修正后的多个图像数据生成显示图像。
全文摘要
本发明提供一种超声波诊断装置，具有图像数据生成单元，根据对投放了造影剂气泡的被检测体进行超声波扫描而得到的回波信号，生成表示所述被检测体的形态信息的多个图像数据；设定单元，针对所述多个图像数据中的作为基准的第1图像数据，设定比图像区域整体小的关注区域；向量生成单元，对与所述多个图像数据中的第1图像数据不同的至少一张第2图像数据和所述关注区域内的数据进行比较，生成表示所述第1图像数据和所述至少一张第2图像数据之间的移动的运动向量；图像修正单元，根据所述运动向量，进行所述第1图像数据和所述至少一张第2图像数据之间的抖动修正；图像生成单元，根据所述抖动修正后的多个图像数据生成显示图像。
文档编号A61B8/06GK101309647SQ20078000013
公开日2008年11月19日 申请日期2007年1月10日 优先权日2006年1月10日
发明者吉田哲也, 神山直久 申请人:株式会社东芝;东芝医疗系统株式会社