超音波診断装置、医用画像処理装置及び医用画像処理方法
【課題】 構造が特定の方向へ揃った組織とそれ以外の組織のそれぞれについて、適切なフィルタリングを行うことができる超音波診断装置等を提供すること。
【解決手段】 実施形態に記載の超音波診断装置は、超音波画像を取得する画像取得ユニットと、超音波画像における局所領域のエッジの方向と、局所領域におけるエッジの大きさと、局所領域におけるエッジの方向一様性と、を算出する第１の算出ユニットと、エッジの大きさとエッジの方向一様性とを用いて合成係数を算出する第２の算出ユニットと、合成係数に基づいて、局所領域に対応する領域のフィルタリング係数を算出する第３の算出ユニットと、フィルタリング係数を用いて、超音波画像の鮮鋭化又は平滑化を行うためのフィルタリング処理を、超音波画像に施すフィルタリングユニットと、を具備する。
【解決手段】 実施形態に記載の超音波診断装置は、超音波画像を取得する画像取得ユニットと、超音波画像における局所領域のエッジの方向と、局所領域におけるエッジの大きさと、局所領域におけるエッジの方向一様性と、を算出する第１の算出ユニットと、エッジの大きさとエッジの方向一様性とを用いて合成係数を算出する第２の算出ユニットと、合成係数に基づいて、局所領域に対応する領域のフィルタリング係数を算出する第３の算出ユニットと、フィルタリング係数を用いて、超音波画像の鮮鋭化又は平滑化を行うためのフィルタリング処理を、超音波画像に施すフィルタリングユニットと、を具備する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
被検体内に超音波を送信し、被検体内からの反射波に基づいて被検体内の診断情報を得る超音波診断装置、当該超音波診断装置によって取得された超音波データ等に対して画像処理を行う医用画像処理装置及び医用画像処理方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
超音波診断は、超音波プローブを体表から当てるだけの簡単な操作で心臓の拍動や胎児の動きの様子がリアルタイム表示で得られ、かつ安全性が高いため繰り返して検査が行えるほか、システムの規模がＸ線、ＣＴ、ＭＲＩなど他の診断機器に比べて小さく、ベッドサイドへ移動していっての検査も容易に行えるなど簡便である。また、超音波診断はＸ線などのように被曝の影響がなく、産科や在宅医療等においても使用することができる。
【０００３】
また、超音波診断は、整形領域においても頻繁に利用される。例えば、腱、筋肉、骨或いはこれらの表面等の比較的微細な組織を観測部位として、リューマチや組織の断裂の診断を形態学的に診断する場合等に用いられる。この様に整形領域において超音波画像診断を用いる利点は、上記のように微細な構造の変化を捉えることの他、リアルタイム観察による動きの状態をも観察できることである。
【０００４】
ところで、超音波診断装置によって得られる画像には、被検体組織に関する情報以外に、各種のノイズや、超音波受信信号の干渉現象によって起こるスペックルが存在し、それらは被検体組織の境界の位置・形状を正確に観測するのをしばしば妨げる。このようなノイズやスペックルを低減するとともに、被検体組織に関する情報を強調する画像のフィルタリング方法として、例えば、画像のエッジ情報を検出し、エッジ方向を平滑化し、それと垂直方向を鮮鋭化するものがある。この様なフィルタリング方法においては、筋組織構造のように、局所領域でみた場合に組織構造がおよそ特定の方向へ揃っているときには、その構造をはっきりとさせるようにフィルタの各パラメータを調整する必要がある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２００９−１５３９１８号公報
【特許文献２】特願２００９−５１１４５
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、従来の超音波診断において用いられる上記フィルタリング方法には、多くの場合、次のような問題がある。すなわち、画像全体の中には複数の組織が存在するため、構造が特定の方向へ揃った組織にとって最適なフィルタの調整は、必ずしも他の組織にとって最適とは限らない。例えば、筋組織構造をはっきりさせようとすると、それ以外の部分に不自然なパターンが生じてしまう。その一方で、不自然なパターンを解消しようとすると、筋組織構造の強調処理が十分に行えなくなってしまう。
【０００７】
上記事情を鑑み、構造が特定の方向へ揃った組織とそれ以外の組織のそれぞれについて、適切なフィルタリングを行うことができる超音波診断装置、医用画像処理装置、医用画像処理方法を提供することを目的としている。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本実施形態に係る超音波診断装置は、超音波画像を取得する画像取得ユニットと、前記超音波画像における局所領域のエッジの方向と、前記局所領域におけるエッジの大きさと、前記局所領域におけるエッジの方向一様性と、を算出する第１の算出ユニットと、前記エッジの大きさと前記エッジの方向一様性とを用いて合成係数を算出する第２の算出ユニットと、前記合成係数に基づいて、前記局所領域に対応する領域のフィルタリング係数を算出する第３の算出ユニットと、前記フィルタリング係数を用いて、前記超音波画像の鮮鋭化又は平滑化を行うためのフィルタリング処理を、前記超音波画像に施すフィルタリングユニットと、を具備するものである。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１のブロック構成図を示している。
【図２】図２は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１のブロック構成図の変形例を示している。
【図３】図３は、組織強調処理ユニット２６において実行される組織強調フィルタリング処理の流れを示した図である。
【図４】図４は、本第２の実施形態に係る超音波診断装置のブロック構成を示した図である。
【図５】図５は、スペックル除去処理ユニット３１において実行される、組織強調フィルタリング機能を用いたスペックル除去処理を説明するための図である。
【図６】図６は、第３の実施形態に係る超音波診断装置１の構成を示した図である。
【図７】図７は、第３の実施形態に係る組織強調フィルタリング機能を説明するための図である。
【図８】図８は、第４の実施形態に係る超音波診断装置１の構成を示した図である。
【図９】図９は、第４の実施形態に係る組織強調フィルタリング機能を説明するための図である。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
以下、第１実施形態乃至第４実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
【００１１】
（第１実施形態）
実施形態に記載の超音波診断装置は、超音波画像を取得する画像取得ユニットと、超音波画像における局所領域のエッジの方向と、局所領域におけるエッジの大きさと、局所領域におけるエッジの方向一様性と、を算出する第１の算出ユニットと、エッジの大きさとエッジの方向一様性とを用いて合成係数を算出する第２の算出ユニットと、合成係数に基づいて、局所領域に対応する領域のフィルタリング係数を算出する第３の算出ユニットと、フィルタリング係数を用いて、超音波画像の鮮鋭化又は平滑化を行うためのフィルタリング処理を、超音波画像に施すフィルタリングユニットと、を具備する。
【００１２】
以下、実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
【００１３】
図１は、本実施形態に係る超音波診断装置１のブロック構成図を示している。同図に示すように、本超音波診断装置１は、超音波プローブ１２、入力装置１３、モニター１４、超音波送信ユニット２１、超音波受信ユニット２２、Ｂモード処理ユニット２３、ドプラ処理ユニット２４、画像生成ユニット２５、組織強調処理ユニット２６、画像処理ユニット２７、制御プロセッサ（ＣＰＵ）２８、記憶ユニット２９、インタフェースユニット３０を具備している。以下、個々の構成要素の機能について説明する。
【００１４】
超音波プローブ１２は、被検体に対して超音波を送信し、当該送信した超音波に基づく被検体からの反射波を受信するデバイス（探触子）であり、その先端に複数に配列された圧電振動子、整合層バッキング材等を有している。圧電振動子は、超音波プローブ１２は、超音波送受信ユニット２１からの駆動信号に基づきスキャン領域内の所望の方向に超音波を送信し、当該被検体からの反射波を電気信号に変換する。整合層は、当該圧電振動子に設けられ、超音波エネルギーを効率良く伝播させるための中間層である。バッキング材は、当該圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止する。当該超音波プローブ１２から被検体Ｐに超音波が送信されると、当該送信超音波は、体内組織の音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、エコー信号として超音波プローブ１２に受信される。このエコー信号の振幅は、反射することになった反射することになった不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。また、送信された超音波パルスが、移動している血流や心臓壁等の表面で反射された場合のエコーは、ドプラ効果により移動体の超音波送信方向の速度成分を依存して、周波数偏移を受ける。
【００１５】
入力装置１３は、装置本体１１に接続され、オペレータからの各種指示、条件、関心領域（ＲＯＩ）の設定指示、種々の画質条件設定指示等を装置本体１１にとりこむための各種スイッチ、ボタン、トラックボール１３ｓ、マウス１３ｃ、キーボード１３ｄ等を有している。例えば、操作者が入力装置１３の終了ボタンやＦＲＥＥＺＥボタンを操作すると、超音波の送受信は終了し、当該超音波診断装置は一時停止状態となる。
【００１６】
モニター１４は、画像処理ユニット２７からのビデオ信号に基づいて、生体内の形態学的情報や、血流情報を画像として表示する。
【００１７】
超音波送信ユニット２１は、図示しないトリガ発生回路、遅延回路およびパルサ回路等を有している。パルサ回路では、所定のレート周波数ｆｒ Ｈｚ（周期；１／ｆｒ秒）で、送信超音波を形成するためのレートパルスが繰り返し発生される。また、遅延回路では、チャンネル毎に超音波をビーム状に集束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間が、各レートパルスに与えられる。トリガ発生回路は、このレートパルスに基づくタイミングで、プローブ１２に駆動パルスを印加する。
【００１８】
なお、超音波送信ユニット２１は、制御プロセッサ２８の指示に従って所定のスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更可能な機能を有している。特に送信駆動電圧の変更については、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信回路、又は複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。
【００１９】
超音波受信ユニット２２は、図示していないアンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、加算器等を有している。アンプ回路では、プローブ１２を介して取り込まれたエコー信号をチャンネル毎に増幅する。Ａ／Ｄ変換器では、増幅されたエコー信号に対し受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与え、その後加算器において加算処理を行う。この加算により、エコー信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的なビームが形成される。
【００２０】
Ｂモード処理ユニット２３は、送受信ユニット２１からエコー信号を受け取り、対数増幅、包絡線検波処理などを施し、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータを生成する。このデータは、画像生成ユニット２５に送信され、反射波の強度を輝度にて表したＢモード画像としてモニター１４に表示される。
【００２１】
ドプラ処理ユニット２４は、送受信ユニット２１から受け取ったエコー信号から速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、平均速度、分散、パワー等の血流情報を多点について求める。得られた血流情報は画像生成ユニット２５に送られ、平均速度画像、分散画像、パワー画像、これらの組み合わせ画像としてモニター１４にカラー表示される。
【００２２】
画像生成ユニット２５は、超音波スキャンの走査線信号列を、Ｂモード処理部２３、ドプラ処理部２４、スペックル除去処理ユニット２６から受け取ったデータを種々のパラメータの文字情報や目盛等と共に合成し、テレビなどに代表される一般的なビデオフォーマットの走査線信号列に変換（スキャンコンバージョン）し、表示画像としての超音波診断画像を生成する。画像生成ユニット２５は、画像データを格納する記憶メモリを搭載しており、例えば診断の後に操作者が検査中に記録された画像を呼び出すことが可能となっている。なお、当該画像生成ユニット２５に入る以前のデータは、例えば空間的位置毎の振幅値或いは輝度値の集合であり、「生データ」と呼ばれる。
【００２３】
組織強調処理ユニット２６は、制御プロセッサ２８からの制御に基づいて、画像生成ユニット２５において生成された超音波画像に対して、後述する組織強調フィルタリング機能に従う処理を実行する。
【００２４】
制御プロセッサ２８は、情報処理装置（計算機）としての機能を持ち、本超音波診断装置本体の動作を制御する。制御プロセッサ２８は、記憶ユニット２９から後述する組織強調フィルタリング機能を実現するための専用プログラムを読み出して自身が有するメモリ上に展開し、各種処理に関する演算・制御等を実行する
記憶ユニット２９は、後述する組織強調フィルタリング機能を実現するための専用プログラムや、診断情報（患者ＩＤ、医師の所見等）、診断プロトコル、送受信条件、スペックル除去機能を実現するためのプログラム、ボディマーク生成プログラムその他のデータ群が保管されている。また、必要に応じて、画像メモリ２６中の画像の保管などにも使用される。記憶ユニット２９のデータは、インタフェースユニット３０を経由して外部周辺装置へ転送することも可能となっている。
【００２５】
インタフェースユニット３０は、入力装置１３、ネットワーク、新たな外部記憶装置（図示せず）に関するインタフェースである。当該装置によって得られた超音波画像等のデータや解析結果等は、インタフェースユニット３０よって、ネットワークを介して他の装置に転送可能である。
【００２６】
（組織強調フィルタリング機能）
次に、本超音波診断装置が有する組織強調フィルタリング機能について説明する。この機能は、超音波画像のエッジの大きさだけでなく、超音波画像の二階微分の局所領域を例えば主成分分析することでエッジの一様性も合わせて計算し、エッジの大きさ及びエッジの一様性に関する情報を用いて、エッジの方向に応じたフィルタリング処理を実行するものである。これにより、腱、筋肉、骨等の組織（筋組織）が強調され、且つ筋組織以外の部分の不自然なパターンが軽減された超音波画像を取得することができる。
【００２７】
なお、以下の説明においては、画像生成ユニット２５において生成された超音波画像に対して、組織強調フィルタリング機能に従う処理（組織強調フィルタリング処理）を実行する場合を例とする。しかしながら、これに拘泥されず、例えば、画像生成ユニット２５に入力される前の生データに対して、組織強調フィルタリング処理を実行するようにしてもよい。図２に、係る場合の超音波診断装置１のブロック構成図の一例を示した。
【００２８】
図３は、組織強調処理ユニット２６において実行される組織強調フィルタリング処理の流れを示した図である。以下、各ステップにおいて実行される処理の内容について説明する。
【００２９】
［勾配ベクトルＩｘ、Ｉｙの計算：ステップＳ２０１］
まず、組織強調処理ユニット２６は、画像生成ユニット２５より受け取った画像のｘ（水平）方向・ｙ（垂直）方向の空間微分（すなわち勾配ベクトル（Ｉｘ，Ｉｙ））を算出する（ステップＳ２０１）。
【００３０】
［エッジの大きさの計算：ステップＳ２１１〜Ｓ２１５］
次に、組織強調処理ユニット２６は、ステップＳ２１１〜Ｓ２１５においてエッジの大きさを計算する。すなわち、組織強調処理ユニット２６は、勾配ベクトル（Ｉｘ，Ｉｙ）の各画素とその周辺について局所的なデータ集合を取得し（ステップＳ２１１）、取得したデータ集合の共分散行列を計算する（ステップＳ２１２）。入力画像の空間微分（Ｉｘ，Ｉｙ）の局所的なデータ集合の範囲が（Ｍ・Ｍ）ピクセルで要素数がＮ＝Ｍ・Ｍとすると、そのデータの共分散行列Ｓは次の式（１）のようになる。
【数１】
【００３１】
ただしＥ（Ｉｘ），Ｅ（Ｉｙ）はＩｘ，Ｉｙの期待値である。
【００３２】
次に、組織強調処理ユニット２６は、共分散行列の固有値・固有ベクトルの組み合わせを計算し（ステップＳ２１３）、得られた固有値の組み合わせのうち第１固有値と第２固有値の差分を計算し（ステップＳ２１４）、当該差分からエッジの大きさを計算する（ステップＳ２１５）。
【００３３】
共分散行列の固有値・固有ベクトルをとれば、主成分分析における第１主成分は共分散行列の第１固有値に属する固有ベクトルであり、エッジの方向を表す。また第１固有値は画像のエッジの大きさを表す。エッジの大きさは、第１固有値と他の固有値（画像が二次元の場合、第２固有値）との差をとって表してもよい。ただし、本実施形態においては、エッジの大きさ（ＰＥ）は、０から１の範囲に収まるように、例えば次の式（２）で計算する。
【数２】
【００３４】
ここで、λＳ１，λＳ２は共分散行列の固有値である。また、ｋは、エッジ強調を調整するパラメータである。例えばｋの値を小さくすることで、エッジをより強調することができる。共分散行列の固有ベクトルは、後述の段階において、異方性非線形拡散フィルタの方向に関する情報を与える。
【００３５】
［エッジの一様性の計算：ステップＳ２２１〜Ｓ２２６］
次に、組織強調処理ユニット２６は、ステップＳ２２１〜Ｓ２２６においてエッジの一様性を計算する。すなわち、組織強調処理ユニット２６は、勾配ベクトル（Ｉｘ，Ｉｙ）の各画素についての空間微分をさらに実行し、二階微分成分を算出する（ステップ２２１）。ここでの空間微分は、Ｉｘのｘ方向の微分Ｉｘｘ、Ｉｙのｙ方向の微分Ｉｙｙをとるものとする。このようにして画像の２階微分をとれば、１階微分をとるのに比較してエッジの方向一様性の検出がより明瞭にすることができる。
【００３６】
次に、組織強調処理ユニット２６は、勾配ベクトル（Ｉｘ，Ｉｙ）の周辺について局所的なデータ集合を取得し（ステップＳ２２２）、当該データ集合の共分散行列を計算する（ステップＳ２２３）。また、組織強調処理ユニット２６は、計算した共分散行列の固有値、第２固有値を計算し（ステップＳ２２４、Ｓ２２５）、得られた第２固有値からエッジの方向一様性を算出する。
【００３７】
なお、エッジの方向の一様性を計算する際に第２固有値を用いるのは、以下の理由による。すなわち、ベクトル空間の局所的な領域について、そのデータ集合を主成分分析することによって主成分を求めることは、そのデータ集合の主部分空間への２乗平均射影誤差を最小にすることと等しい。この主部分空間への２乗平均射影誤差が、主成分方向に対する方向一様性を表す。そして、主部分空間への２乗平均射影誤差は、主部分空間に直交する固有ベクトルに係わる固有値の和であり、二次元の場合は第２固有値に等しい。こうして（Ｉｘｘ，Ｉｙｙ）の局所的な領域について、その共分散行列の第２固有値をとることによって、主成分方向すなわちエッジの方向に対する方向一様性を検出することができる。ただし、本実施形態おいては、方向一様性（ＰＵ）は、０から１の範囲に収まるように、例えば次の式（３）に示すように、第２固有値の寄与率から１を引いたものをとる。
【数３】
【００３８】
［異方性非線形拡散フィルタ処理：ステップＳ２３１〜Ｓ２３３］
次に、組織強調処理ユニット２６は、ステップＳ２３１〜Ｓ２３３において違法性非線形拡散フィルタ処理を実行する。すなわち、組織強調処理ユニット２６は、ステップＳ２１５において算出されたエッジの大きさと、ステップＳ２２６において算出された方向一様性とを用いて、画素毎の最大値をとる合成処理を実行する（ステップＳ２３１）。この様にエッジの大きさと方向一様性の画素ごとの最大値を取るのは、画像の「エッジ」と「構造が特定の方向へ揃った組織」の部分は、どちらも同一のフィルタ処理を行わせるためである。この処理の代わりに、エッジの大きさと方向一様性の画素毎の和をとっても同様の効果が得られる（＊「画素毎の最大値をとる合成処理」と「画素毎の和」との明確な違いを理解することができませんでした。お手数ですが、加筆戴ければ幸いです）。
【００３９】
次に、組織強調処理ユニット２６は、得られた最大値を用いて異方性非線形拡散フィルタの係数を計算し（ステップＳ２３２）、計算した係数を用いて、異方性非線形拡散フィルタを計算（すなわち、フィルタリング処理）を実行する（ステップＳ２３３）。
【００４０】
なお、異方性非線形拡散フィルタは、次の式（４）に示される拡散方程式を解くことによって得られるフィルタである。
【数４】
【００４１】
ここで、Ｉは入力画像、∇Ｉはその勾配ベクトル（Ｉｘ，Ｉｙ）である。また、ｔは物理現象における「時刻」であるが、ここでは処理の繰り返し回数に関係する。Ｄは拡散テンソル（Diffusion Tensor）、その各要素をその固有値λＤ１，λＤ２、固有ベクトルωＤ１＝（cosψ，sinψ）Ｔ，ωＤ２＝（-sinψ，cosψ）Ｔとして、次の式（５）によって表すことができる。
【数５】
【００４２】
異方性非線形拡散フィルタは、固有ベクトルによって示される各方向に、それらに係わる固有値によって示される拡散の強さ（diffusivity）でもって画像を拡散させるということになる。ステップＳ２３２においては、すでに求められている画像のエッジの方向を拡散フィルタの固有ベクトルとし、エッジの大きさと方向一様性の合成結果から固有値を計算する。
【００４３】
なお、ステップＳ２３２における異方性非線形拡散フィルタの計算は、公知の偏微分方程式の数値解析的解法によって行う。すなわち、「時刻」tにおいて、ある点における画素とその周囲の例えば９点における各画素レベルおよび拡散テンソルの各要素値から、「時刻」ｔ＋Δｔにおけるその点の新たな画素レベルを求め、次にｔ＋Δｔを新たなｔとして、同様の計算を１回から数回繰り返す。
【００４４】
本実施形態では、エッジの大きさ・方向を求めるのに主成分分析の方法を用いた。しかしながら、当該例に拘泥されず、画像の構造テンソル（structure tensor）をとる方法を適用することもできる。画像Ｉの構造テンソルは、次の式（６）のように定義される。
【数６】
【００４５】
ここでＩｘ，Ｉｙは処理する画像Ｉのｘ（水平）方向・ｙ（垂直）方向の空間微分であり、Ｇρは二次元ガウス関数、演算子「＊」は畳み込みを表す。
【００４６】
この様に、構造テンソルの固有値・固有ベクトルをとれば、その第１固有値に属する固有ベクトルはエッジの方向を表し、第１固有値は画像のエッジの大きさを表す。また、エッジの方向一様性の計算においても、画像Ｉの２階空間微分から画像Ｉの１階微分の構造テンソルを定義し、その第２固有値から方向一様性を求めることができる。
【００４７】
（効果）
以上述べた本超音波診断装置によれば、エッジの大きさだけでなくその方向一様性も求め、両者の画素ごとの最大値をとって、異方性非線形拡散フィルタの拡散の強さをエッジの方向に応じて計算する。従って、単にエッジの大きさから拡散の強さを計算するのに比べ、構造が特定の方向へ揃った組織とそれ以外の組織とのそれぞれに対して、適切なフィルタリングを行うことができる。その結果、腱、筋肉、骨等の組織（筋組織）が強調（鮮鋭化）され、且つ筋組織以外の部分の不自然なパターンが軽減（平滑化）された超音波画像を取得することができる。
【００４８】
（第２の実施形態）
第１の実施形態では、超音波画像データそのものに対して、組織強調フィルタリング機能を適用し、画像の鮮鋭化又は平滑化を行う場合について説明した。これに対し、本第２の本実施形態では、画像を多重解像度分解し、各分解レベルの信号或いはデータに対して、第１の実施形態で説明した組織強調フィルタリング機能を適用する場合について説明する。
【００４９】
なお、画像を多重解像度分解し、分解の各レベルに対して異方性非線形拡散フィルタを行う例は、特開２００９−１５３９１８号公報に記載されている。
【００５０】
図４は、本第２の実施形態に係る超音波診断装置のブロック構成を示した図である。図１と比較した場合、組織強調処理ユニット２６がスペックル除去処理ユニット３１に代わっている点が異なる。
【００５１】
スペックル除去処理ユニット３２は、図５に示すように、レベル１における多重解像度分解部３１１、拡散フィルタ３１２、高域レベル制御部３１３、再構成部３１４、レベル２における多重解像度分解部３２１、拡散フィルタ３２２、高域レベル制御部３２３、再構成部３２４、レベル３における多重解像度分解部３３１、拡散フィルタ３３２、高域レベル制御部３３３、再構成部３３４を有している。
【００５２】
多重解像度分解部３１１、３２１、３３１は、入力した生データ或いは画等データを、レベル１から次々に多重解像度分解する。多重解像度分解の手法としては、例えば、離散ウェーブレット変換、ラプラシアン・ピラミッド法等を採用することができる。この多重解像度分解により、画像は分解前に比べ縦横の長さが半分の低域（ＬＬ）、水平方向高域（ＬＨ）、垂直方向高域（ＨＬ）、対角線方向高域（ＨＨ）の各画像に分解される。なお、多重解像度分解の階層（次数）は、いくつであってもよい。本実施形態では、説明を具体的にするため、多重解像度分解する最高次数をレベル３としている。
【００５３】
拡散フィルタ３１２、３２２、３３２は、それぞれ入力した生データ或いは画等データに対して、第１の実施形態で説明した組織強調フィルタリング処理を実行する。
【００５４】
高域レベル制御部３１３、３２３、３３３は、それぞれ、拡散フィルタ３１２、３２２、３３２から入力したエッジの大きさに従って、多重解像度分解部３１１、３２１、３３１から入力した水平方向高域（ＬＨ）、垂直方向高域（ＨＬ）、対角線方向高域（ＨＨ）に対応する各高域画像を制御する。なお、エッジの大きさは、例えば図３のステップＳ２１５の出力と同じである。
【００５５】
再構成部３１４、３２４、３３４は、それぞれ、拡散フィルタ３１２、３２２、３３２から受け取った１つの低域画像と、高域レベル制御部３１３、３２３、３３３から受け取った３枚の高域画像とから、１枚の合成画像を再構成する。再構成された画像の縦横の長さは、入力画像の２倍となる。なお、再構成処理としては、例えば、離散ウェーブレット変換によって多重解像度分解した場合には離散ウェーブレット逆変換を、ラプラシアン・ピラミッド法によって多重解像度分解した場合にはその逆演算を、それぞれ採用することができる。
【００５６】
スペックル除去処理ユニット３１においては、例えば次のようなスペックル除去処理が実行される。すなわち、まず、多重解像度分解部３１１は、入力した生データ或いは画等データを、低域（ＬＬ）、水平方向高域（ＬＨ）、垂直方向高域（ＨＬ）、対角線方向高域（ＨＨ）の各画像に分解し、低域画像（ＬＬ）を多重解像度分解部３２１に、水平方向高域（ＬＨ）、垂直方向高域（ＨＬ）、対角線方向高域（ＨＨ）の各高域画像を高域レベル制御部３１３に、それぞれ出力する。
【００５７】
多重解像度分解部３１１は、入力した低域画像（ＬＬ）を、さらに低域（ＬＬ）、水平方向高域（ＬＨ）、垂直方向高域（ＨＬ）、対角線方向高域（ＨＨ）の各画像に分解し、低域画像（ＬＬ）を多重解像度分解部３３１に、水平方向高域（ＬＨ）、垂直方向高域（ＨＬ）、対角線方向高域（ＨＨ）の各高域画像を高域レベル制御部３２３に、それぞれ出力する。また、多重解像度分解部３１１においても、入力した低域画像（ＬＬ）に対して同様の処理が実行される。
【００５８】
レベル３において、多重解像度分解部３３１は、分解によって取得した低域画像（ＬＬ）を拡散フィルタ３３２に出力する。拡散フィルタ３３２は、低域画像（ＬＬ）を用いて第１の実施形態に示した組織強調フィルタリング処理を実行する。再構成部３３４は、拡散フィルタ３３２からの低域画像（ＬＬ）と、高域レベル制御部３３３からの水平方向高域（ＬＨ）、垂直方向高域（ＨＬ）、対角線方向高域（ＨＨ）の各高域画像とから、１枚の画像を再構成する。再構成の結果得られる画像の縦横の長さは、入力画像の２倍となる。
【００５９】
レベル２において、拡散フィルタ３２２は、再構成された画像を再構成部３３４より受け取り、組織強調フィルタリング処理を実行し、再構成部３２４へ出力する。一方、高域レベル制御部３２３は、多重解像度分解部３２１から出力された各高域画像に対して、拡散フィルタ３２２から受け取ったエッジに基づいて高域レベル制御を実行する。再構成部３２４は、レベル３と同様に、拡散フィルタ３２２からの１つの低域画像と、高域レベル制御部３２３からの３つの高域画像から１枚の画像を再構成する。
【００６０】
レベル１においても、レベル２と実質的に同様の処理が実行される。その結果、多重解像度分解の各分解レベルにおいて組織強調フィルタリング処理が実行された再構成画像が、再構成部３１４より出力される。この様にして得られた画像は、各レベルにおいて、構造が特定の方向へ揃った組織とそれ以外の組織とのそれぞれに対して、適切なフィルタリング処理が施されている。従って、組織が強調され、且つ筋組織以外の部分の不自然なパターンが軽減（平滑化）されたものとなっている。また、多重解像度解析を行うことにより，より大局的な処理からより局所的な処理へと順を追って処理することで、より高速かつ効率的に処理することが可能となる。
【００６１】
なお、本実施形態では、各レベルの異方性非線形拡散フィルタにおいて、入力画像の空間微分（Ｉｘ，Ｉｙ）の代わりに、多重解像度分解部からの水平・垂直方向の高域成分を適用することもできる。また本実施形態では、各レベルの異方性非線形拡散フィルタが独立に空間微分をとることを前提にしているが、多重解像度分解前の入力画像からエッジ情報を計算してから、それらを各レベルの画像サイズに縮小・リサンプリングして異方性非線形拡散フィルタの係数にすることもできる。
【００６２】
（第３の実施形態）
第１及び第２の実施形態では、二次元画像データ（或いは二次元生データ）に対してスペックル除去処理を実行する例を示した。これに対し、本実施形態に係る超音波診断装置１は、三次元ボリュームデータに対して、組織強調フィルタリング処理を実行する場合について説明する。なお、本実施形態においては、説明を具体的にするため、スキャンコンバージョン処理前の生データによる三次元ボリュームデータに対して、組織強調フィルタリング処理を実行する場合を例とする。しかしながら、当該例に拘泥されず、スキャンコンバージョン処理後の超音波画像データによる三次元ボリュームデータに対しても適用可能である。
【００６３】
図６は、本実施形態に係る超音波診断装置１の構成を示した図である。図１と比較した場合、ボリュームデータ生成ユニット３２をさらに具備する点、及び組織強調処理ユニット２６がボリュームデータ生成ユニット３２からのボリュームデータに対して組織強調フィルタリング処理を行う点、画像処理ニット２７がボリュームレンダリング処理等を実行する点が異なる。
【００６４】
ボリュームデータ生成ユニット３２は、Ｂモード処理ユニット２３から受け取ったＢモード画像データを用いて、Ｂモードボリュームデータを生成する。また、ボリュームデータ生成部３１は、ドプラ処理ユニット２４から受け取ったドプラモードデータを用いて、ドプラモード画像ボリュームデータを生成する。
【００６５】
画像処理ユニット２７は、画像生成ユニット２５から受け取るボリュームデータ、又はスペックル除去処理ユニット２６から受け取るスペックル除去処理されたＢモードボリュームデータに対して、ボリュームレンダリング、多断面変換表示（ＭＰＲ：multi planar reconstruction）、最大値投影表示（ＭＩＰ：maximum intensity projection）等の所定の画像処理を行う。
【００６６】
図７（ａ）、（ｂ）は、本実施形態に係る組織強調フィルタリング機能を説明するための図である。図７（ａ）に示すように、ボリュームデータの断面のうち、超音波プローブ１２を用いて実行される超音波走査の対象領域（超音波走査領域）の中心軸に交差し互いに垂直に交わる２つの面をＡ面及びＢ面と定義し、中心軸およびＡ面・Ｂ面に垂直な面をＣ面と定義する。
【００６７】
組織強調処理ユニット２６は、ボリュームデータ生成ユニット３２から、例えばＢモードボリュームデータを受ける。このボリュームデータは、図７（ｂ）に示すように、Ａ面に平行なｍ個の平面Ａ０、Ａ１、・・・Ａｍ−１の集合（すなわち、Ａ面に平行な二次元画像データの集合）と捉えることができる。組織強調処理ユニット２６は、Ａ面に平行な全ての二次元画像データに対して、第１の実施形態で述べた組織強調フィルタリング処理を施す。このとき、入力画像の空間微分は（Ｉｘ，Ｉｙ，Ｉｚ）〔２階の場合は（Ｉｘｘ，Ｉｙｙ，Ｉｚｚ）〕の三次元ベクトルとなるため、その局所的な共分散行列または構造テンソルは３Ｘ３の行列となり、エッジ情報を計算する場合、第１から第３までの固有値・固有ベクトルを扱うことになる。その場合、エッジの大きさは、第１固有値と第３固有値との差から算出するのが望ましいが、エッジの方向一様性は、第１の実施形態に説明したように、第１以外の固有値の和、すなわち第２固有値と第３固有値との和から算出されるのが望ましい。
【００６８】
画像生成ユニット２５は、組織強調フィルタリング処理が施された、ボリュームデータを構成する二次元画像データに対して、スキャンコンバージョン等を実行し、超音波画像データによるボリュームデータを生成する。画像処理ユニット２７は、画像生成ユニット２５からボリュームデータを受け取り、これらに基づいてボリュームレンダリング、多断面変換表示（ＭＰＲ：multi planar reconstruction）、最大値投影表示（ＭＩＰ：maximum intensity projection）等の所定の画像処理を実行する。当該画像処理によって生成された三次元画像データは、モニター１４において所定の形態で表示される。
【００６９】
本実施形態に係る超音波診断装置では、Ｂモードボリュームデータを構成する二次元画像データの全てに組織強調フィルタリング処理を施すことで、当該Ｂモードボリュームデータ全体に対して、組織を強調し、且つ筋組織以外の部分の不自然なパターンを軽減することができる。その結果、Ａ面のみならず、任意断面となるＢ面・Ｃ面についても、好適な超音波画像を生成することができる。
【００７０】
（第４の実施形態）
第３の実施形態では、三次元画像処理前のＢモードボリュームデータに対して組織強調フィルタリング処理を実行する例を示した。これに対し、本実施形態に係る超音波診断装置１は、三次元画像処理後の画像データに対して組織強調フィルタリング処理を実行する場合について説明する。
【００７１】
図８は、本実施形態に係る超音波診断装置１の構成を示した図である。図６と比較した場合、画像生成ユニット２５の後段にボリュームデータ生成ユニット３２が設けられている点、組織強調処理ユニット２６がスキャンコンバージョン後のデータに対して組織強調フィルタリング処理を行う点が異なる。
【００７２】
図９は、複数の三次元画像（ボリュームレンダリング画像１４ａ、第１の多断面変換表示画像１４ｂ、第２の多断面変換表示画像を１４ｃ）をモニター１４に同時に表示する形態の一例を示した図である。
【００７３】
ボリュームデータ生成ユニット３２は、画像生成ユニット２５から受け取ったＢモード画像データ等を用いて、超音波画像としてもボリュームデータを生成する。画像処理ユニット２７は、ボリュームデータ生成ユニット３２からボリュームデータを受け取り、これらに基づいてボリュームレンダリング、多断面変換表示（ＭＰＲ：multi planar reconstruction）、最大値投影表示（ＭＩＰ：maximum intensity projection）等の所定の画像処理を実行する。
【００７４】
組織強調処理ユニット２６は、画像処理ユニット２７から受け取った超音波画像に対して、例えば第３の実施形態で述べたスペックル処理を実行する。このとき、例えば図９に示す表示形態を採用する場合、ボリュームレンダリング画像１４ａ、第１の多断面変換表示画像１４ｂ、第２の多断面変換表示画像を１４ｃの少なくとも一つの画像にスペックル除去処理をかけることができる。なお、当然ながら、画像処理ユニット２７から受け取る三次元画像データは、上記ボリュームレンダリング画像１４ａ、第１の多断面変換表示画像１４ｂ、第２の多断面変換表示画像を１４ｃの例に拘泥されない。例えば、サーフェイスレンダリング（surface rendering）や最大値投影表示など他のレンダリング・再構成処理によって得られる三次元画像データに対しても、本スペックル処理を実行することができる。
【００７５】
以上述べた構成によっても、第３の実施形態と同様の効果を実現することができる。
【００７６】
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。具体的な変形例としては、例えば次のようなものがある。
【００７７】
（１）本実施形態に係る各機能は、当該処理を実行するプログラムをワークステーション等のコンピュータにインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク（フロッピー（登録商標）ディスク、ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤなど）、半導体メモリなどの記録媒体に格納して頒布することも可能である。
【００７８】
（２）上記実施形態においては、超音波画像を用いて組織強調フィルタリング機能を実行する場合を例として説明した。しかしながら、当該例に拘泥されず、上記実施形態に係る組織強調フィルタリング機能は、例えばＸ線コンピュータ断層撮像装置、磁気共鳴イメージング装置、Ｘ線診断装置等の医用画像診断装置によって取得された医用画像に対しても適用可能である。
【００７９】
（３）上記第３の実施形態においては、スペックル除去処理を行う断面を、超音波走査領域の中心軸に交差する面とした。しかしながら、当該例に拘泥されず、三次元空間の任意の断面にスペックル除去処理を行うことができる。
【００８０】
また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
【符号の説明】
【００８１】
１０…超音波診断装置、１２…超音波プローブ、１３…入力装置、１４…モニター、２１…超音波送信ユニット、２２…超音波受信ユニット、２３…Ｂモード処理ユニット、２４…ドプラ処理ユニット、２５…画像生成ユニット、２６…スペックル除去処理ユニット、２７…画像処理ユニット、２８…制御プロセッサ、２９…記憶ユニット、３０…インタフェースユニット、３１…スペックルパタン除去処理ユニット、３２…ボリュームデータ生成部
【技術分野】
【０００１】
被検体内に超音波を送信し、被検体内からの反射波に基づいて被検体内の診断情報を得る超音波診断装置、当該超音波診断装置によって取得された超音波データ等に対して画像処理を行う医用画像処理装置及び医用画像処理方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
超音波診断は、超音波プローブを体表から当てるだけの簡単な操作で心臓の拍動や胎児の動きの様子がリアルタイム表示で得られ、かつ安全性が高いため繰り返して検査が行えるほか、システムの規模がＸ線、ＣＴ、ＭＲＩなど他の診断機器に比べて小さく、ベッドサイドへ移動していっての検査も容易に行えるなど簡便である。また、超音波診断はＸ線などのように被曝の影響がなく、産科や在宅医療等においても使用することができる。
【０００３】
また、超音波診断は、整形領域においても頻繁に利用される。例えば、腱、筋肉、骨或いはこれらの表面等の比較的微細な組織を観測部位として、リューマチや組織の断裂の診断を形態学的に診断する場合等に用いられる。この様に整形領域において超音波画像診断を用いる利点は、上記のように微細な構造の変化を捉えることの他、リアルタイム観察による動きの状態をも観察できることである。
【０００４】
ところで、超音波診断装置によって得られる画像には、被検体組織に関する情報以外に、各種のノイズや、超音波受信信号の干渉現象によって起こるスペックルが存在し、それらは被検体組織の境界の位置・形状を正確に観測するのをしばしば妨げる。このようなノイズやスペックルを低減するとともに、被検体組織に関する情報を強調する画像のフィルタリング方法として、例えば、画像のエッジ情報を検出し、エッジ方向を平滑化し、それと垂直方向を鮮鋭化するものがある。この様なフィルタリング方法においては、筋組織構造のように、局所領域でみた場合に組織構造がおよそ特定の方向へ揃っているときには、その構造をはっきりとさせるようにフィルタの各パラメータを調整する必要がある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２００９−１５３９１８号公報
【特許文献２】特願２００９−５１１４５
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、従来の超音波診断において用いられる上記フィルタリング方法には、多くの場合、次のような問題がある。すなわち、画像全体の中には複数の組織が存在するため、構造が特定の方向へ揃った組織にとって最適なフィルタの調整は、必ずしも他の組織にとって最適とは限らない。例えば、筋組織構造をはっきりさせようとすると、それ以外の部分に不自然なパターンが生じてしまう。その一方で、不自然なパターンを解消しようとすると、筋組織構造の強調処理が十分に行えなくなってしまう。
【０００７】
上記事情を鑑み、構造が特定の方向へ揃った組織とそれ以外の組織のそれぞれについて、適切なフィルタリングを行うことができる超音波診断装置、医用画像処理装置、医用画像処理方法を提供することを目的としている。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本実施形態に係る超音波診断装置は、超音波画像を取得する画像取得ユニットと、前記超音波画像における局所領域のエッジの方向と、前記局所領域におけるエッジの大きさと、前記局所領域におけるエッジの方向一様性と、を算出する第１の算出ユニットと、前記エッジの大きさと前記エッジの方向一様性とを用いて合成係数を算出する第２の算出ユニットと、前記合成係数に基づいて、前記局所領域に対応する領域のフィルタリング係数を算出する第３の算出ユニットと、前記フィルタリング係数を用いて、前記超音波画像の鮮鋭化又は平滑化を行うためのフィルタリング処理を、前記超音波画像に施すフィルタリングユニットと、を具備するものである。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１のブロック構成図を示している。
【図２】図２は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１のブロック構成図の変形例を示している。
【図３】図３は、組織強調処理ユニット２６において実行される組織強調フィルタリング処理の流れを示した図である。
【図４】図４は、本第２の実施形態に係る超音波診断装置のブロック構成を示した図である。
【図５】図５は、スペックル除去処理ユニット３１において実行される、組織強調フィルタリング機能を用いたスペックル除去処理を説明するための図である。
【図６】図６は、第３の実施形態に係る超音波診断装置１の構成を示した図である。
【図７】図７は、第３の実施形態に係る組織強調フィルタリング機能を説明するための図である。
【図８】図８は、第４の実施形態に係る超音波診断装置１の構成を示した図である。
【図９】図９は、第４の実施形態に係る組織強調フィルタリング機能を説明するための図である。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
以下、第１実施形態乃至第４実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
【００１１】
（第１実施形態）
実施形態に記載の超音波診断装置は、超音波画像を取得する画像取得ユニットと、超音波画像における局所領域のエッジの方向と、局所領域におけるエッジの大きさと、局所領域におけるエッジの方向一様性と、を算出する第１の算出ユニットと、エッジの大きさとエッジの方向一様性とを用いて合成係数を算出する第２の算出ユニットと、合成係数に基づいて、局所領域に対応する領域のフィルタリング係数を算出する第３の算出ユニットと、フィルタリング係数を用いて、超音波画像の鮮鋭化又は平滑化を行うためのフィルタリング処理を、超音波画像に施すフィルタリングユニットと、を具備する。
【００１２】
以下、実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
【００１３】
図１は、本実施形態に係る超音波診断装置１のブロック構成図を示している。同図に示すように、本超音波診断装置１は、超音波プローブ１２、入力装置１３、モニター１４、超音波送信ユニット２１、超音波受信ユニット２２、Ｂモード処理ユニット２３、ドプラ処理ユニット２４、画像生成ユニット２５、組織強調処理ユニット２６、画像処理ユニット２７、制御プロセッサ（ＣＰＵ）２８、記憶ユニット２９、インタフェースユニット３０を具備している。以下、個々の構成要素の機能について説明する。
【００１４】
超音波プローブ１２は、被検体に対して超音波を送信し、当該送信した超音波に基づく被検体からの反射波を受信するデバイス（探触子）であり、その先端に複数に配列された圧電振動子、整合層バッキング材等を有している。圧電振動子は、超音波プローブ１２は、超音波送受信ユニット２１からの駆動信号に基づきスキャン領域内の所望の方向に超音波を送信し、当該被検体からの反射波を電気信号に変換する。整合層は、当該圧電振動子に設けられ、超音波エネルギーを効率良く伝播させるための中間層である。バッキング材は、当該圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止する。当該超音波プローブ１２から被検体Ｐに超音波が送信されると、当該送信超音波は、体内組織の音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、エコー信号として超音波プローブ１２に受信される。このエコー信号の振幅は、反射することになった反射することになった不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。また、送信された超音波パルスが、移動している血流や心臓壁等の表面で反射された場合のエコーは、ドプラ効果により移動体の超音波送信方向の速度成分を依存して、周波数偏移を受ける。
【００１５】
入力装置１３は、装置本体１１に接続され、オペレータからの各種指示、条件、関心領域（ＲＯＩ）の設定指示、種々の画質条件設定指示等を装置本体１１にとりこむための各種スイッチ、ボタン、トラックボール１３ｓ、マウス１３ｃ、キーボード１３ｄ等を有している。例えば、操作者が入力装置１３の終了ボタンやＦＲＥＥＺＥボタンを操作すると、超音波の送受信は終了し、当該超音波診断装置は一時停止状態となる。
【００１６】
モニター１４は、画像処理ユニット２７からのビデオ信号に基づいて、生体内の形態学的情報や、血流情報を画像として表示する。
【００１７】
超音波送信ユニット２１は、図示しないトリガ発生回路、遅延回路およびパルサ回路等を有している。パルサ回路では、所定のレート周波数ｆｒ Ｈｚ（周期；１／ｆｒ秒）で、送信超音波を形成するためのレートパルスが繰り返し発生される。また、遅延回路では、チャンネル毎に超音波をビーム状に集束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間が、各レートパルスに与えられる。トリガ発生回路は、このレートパルスに基づくタイミングで、プローブ１２に駆動パルスを印加する。
【００１８】
なお、超音波送信ユニット２１は、制御プロセッサ２８の指示に従って所定のスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更可能な機能を有している。特に送信駆動電圧の変更については、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信回路、又は複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。
【００１９】
超音波受信ユニット２２は、図示していないアンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、加算器等を有している。アンプ回路では、プローブ１２を介して取り込まれたエコー信号をチャンネル毎に増幅する。Ａ／Ｄ変換器では、増幅されたエコー信号に対し受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与え、その後加算器において加算処理を行う。この加算により、エコー信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的なビームが形成される。
【００２０】
Ｂモード処理ユニット２３は、送受信ユニット２１からエコー信号を受け取り、対数増幅、包絡線検波処理などを施し、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータを生成する。このデータは、画像生成ユニット２５に送信され、反射波の強度を輝度にて表したＢモード画像としてモニター１４に表示される。
【００２１】
ドプラ処理ユニット２４は、送受信ユニット２１から受け取ったエコー信号から速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、平均速度、分散、パワー等の血流情報を多点について求める。得られた血流情報は画像生成ユニット２５に送られ、平均速度画像、分散画像、パワー画像、これらの組み合わせ画像としてモニター１４にカラー表示される。
【００２２】
画像生成ユニット２５は、超音波スキャンの走査線信号列を、Ｂモード処理部２３、ドプラ処理部２４、スペックル除去処理ユニット２６から受け取ったデータを種々のパラメータの文字情報や目盛等と共に合成し、テレビなどに代表される一般的なビデオフォーマットの走査線信号列に変換（スキャンコンバージョン）し、表示画像としての超音波診断画像を生成する。画像生成ユニット２５は、画像データを格納する記憶メモリを搭載しており、例えば診断の後に操作者が検査中に記録された画像を呼び出すことが可能となっている。なお、当該画像生成ユニット２５に入る以前のデータは、例えば空間的位置毎の振幅値或いは輝度値の集合であり、「生データ」と呼ばれる。
【００２３】
組織強調処理ユニット２６は、制御プロセッサ２８からの制御に基づいて、画像生成ユニット２５において生成された超音波画像に対して、後述する組織強調フィルタリング機能に従う処理を実行する。
【００２４】
制御プロセッサ２８は、情報処理装置（計算機）としての機能を持ち、本超音波診断装置本体の動作を制御する。制御プロセッサ２８は、記憶ユニット２９から後述する組織強調フィルタリング機能を実現するための専用プログラムを読み出して自身が有するメモリ上に展開し、各種処理に関する演算・制御等を実行する
記憶ユニット２９は、後述する組織強調フィルタリング機能を実現するための専用プログラムや、診断情報（患者ＩＤ、医師の所見等）、診断プロトコル、送受信条件、スペックル除去機能を実現するためのプログラム、ボディマーク生成プログラムその他のデータ群が保管されている。また、必要に応じて、画像メモリ２６中の画像の保管などにも使用される。記憶ユニット２９のデータは、インタフェースユニット３０を経由して外部周辺装置へ転送することも可能となっている。
【００２５】
インタフェースユニット３０は、入力装置１３、ネットワーク、新たな外部記憶装置（図示せず）に関するインタフェースである。当該装置によって得られた超音波画像等のデータや解析結果等は、インタフェースユニット３０よって、ネットワークを介して他の装置に転送可能である。
【００２６】
（組織強調フィルタリング機能）
次に、本超音波診断装置が有する組織強調フィルタリング機能について説明する。この機能は、超音波画像のエッジの大きさだけでなく、超音波画像の二階微分の局所領域を例えば主成分分析することでエッジの一様性も合わせて計算し、エッジの大きさ及びエッジの一様性に関する情報を用いて、エッジの方向に応じたフィルタリング処理を実行するものである。これにより、腱、筋肉、骨等の組織（筋組織）が強調され、且つ筋組織以外の部分の不自然なパターンが軽減された超音波画像を取得することができる。
【００２７】
なお、以下の説明においては、画像生成ユニット２５において生成された超音波画像に対して、組織強調フィルタリング機能に従う処理（組織強調フィルタリング処理）を実行する場合を例とする。しかしながら、これに拘泥されず、例えば、画像生成ユニット２５に入力される前の生データに対して、組織強調フィルタリング処理を実行するようにしてもよい。図２に、係る場合の超音波診断装置１のブロック構成図の一例を示した。
【００２８】
図３は、組織強調処理ユニット２６において実行される組織強調フィルタリング処理の流れを示した図である。以下、各ステップにおいて実行される処理の内容について説明する。
【００２９】
［勾配ベクトルＩｘ、Ｉｙの計算：ステップＳ２０１］
まず、組織強調処理ユニット２６は、画像生成ユニット２５より受け取った画像のｘ（水平）方向・ｙ（垂直）方向の空間微分（すなわち勾配ベクトル（Ｉｘ，Ｉｙ））を算出する（ステップＳ２０１）。
【００３０】
［エッジの大きさの計算：ステップＳ２１１〜Ｓ２１５］
次に、組織強調処理ユニット２６は、ステップＳ２１１〜Ｓ２１５においてエッジの大きさを計算する。すなわち、組織強調処理ユニット２６は、勾配ベクトル（Ｉｘ，Ｉｙ）の各画素とその周辺について局所的なデータ集合を取得し（ステップＳ２１１）、取得したデータ集合の共分散行列を計算する（ステップＳ２１２）。入力画像の空間微分（Ｉｘ，Ｉｙ）の局所的なデータ集合の範囲が（Ｍ・Ｍ）ピクセルで要素数がＮ＝Ｍ・Ｍとすると、そのデータの共分散行列Ｓは次の式（１）のようになる。
【数１】
【００３１】
ただしＥ（Ｉｘ），Ｅ（Ｉｙ）はＩｘ，Ｉｙの期待値である。
【００３２】
次に、組織強調処理ユニット２６は、共分散行列の固有値・固有ベクトルの組み合わせを計算し（ステップＳ２１３）、得られた固有値の組み合わせのうち第１固有値と第２固有値の差分を計算し（ステップＳ２１４）、当該差分からエッジの大きさを計算する（ステップＳ２１５）。
【００３３】
共分散行列の固有値・固有ベクトルをとれば、主成分分析における第１主成分は共分散行列の第１固有値に属する固有ベクトルであり、エッジの方向を表す。また第１固有値は画像のエッジの大きさを表す。エッジの大きさは、第１固有値と他の固有値（画像が二次元の場合、第２固有値）との差をとって表してもよい。ただし、本実施形態においては、エッジの大きさ（ＰＥ）は、０から１の範囲に収まるように、例えば次の式（２）で計算する。
【数２】
【００３４】
ここで、λＳ１，λＳ２は共分散行列の固有値である。また、ｋは、エッジ強調を調整するパラメータである。例えばｋの値を小さくすることで、エッジをより強調することができる。共分散行列の固有ベクトルは、後述の段階において、異方性非線形拡散フィルタの方向に関する情報を与える。
【００３５】
［エッジの一様性の計算：ステップＳ２２１〜Ｓ２２６］
次に、組織強調処理ユニット２６は、ステップＳ２２１〜Ｓ２２６においてエッジの一様性を計算する。すなわち、組織強調処理ユニット２６は、勾配ベクトル（Ｉｘ，Ｉｙ）の各画素についての空間微分をさらに実行し、二階微分成分を算出する（ステップ２２１）。ここでの空間微分は、Ｉｘのｘ方向の微分Ｉｘｘ、Ｉｙのｙ方向の微分Ｉｙｙをとるものとする。このようにして画像の２階微分をとれば、１階微分をとるのに比較してエッジの方向一様性の検出がより明瞭にすることができる。
【００３６】
次に、組織強調処理ユニット２６は、勾配ベクトル（Ｉｘ，Ｉｙ）の周辺について局所的なデータ集合を取得し（ステップＳ２２２）、当該データ集合の共分散行列を計算する（ステップＳ２２３）。また、組織強調処理ユニット２６は、計算した共分散行列の固有値、第２固有値を計算し（ステップＳ２２４、Ｓ２２５）、得られた第２固有値からエッジの方向一様性を算出する。
【００３７】
なお、エッジの方向の一様性を計算する際に第２固有値を用いるのは、以下の理由による。すなわち、ベクトル空間の局所的な領域について、そのデータ集合を主成分分析することによって主成分を求めることは、そのデータ集合の主部分空間への２乗平均射影誤差を最小にすることと等しい。この主部分空間への２乗平均射影誤差が、主成分方向に対する方向一様性を表す。そして、主部分空間への２乗平均射影誤差は、主部分空間に直交する固有ベクトルに係わる固有値の和であり、二次元の場合は第２固有値に等しい。こうして（Ｉｘｘ，Ｉｙｙ）の局所的な領域について、その共分散行列の第２固有値をとることによって、主成分方向すなわちエッジの方向に対する方向一様性を検出することができる。ただし、本実施形態おいては、方向一様性（ＰＵ）は、０から１の範囲に収まるように、例えば次の式（３）に示すように、第２固有値の寄与率から１を引いたものをとる。
【数３】
【００３８】
［異方性非線形拡散フィルタ処理：ステップＳ２３１〜Ｓ２３３］
次に、組織強調処理ユニット２６は、ステップＳ２３１〜Ｓ２３３において違法性非線形拡散フィルタ処理を実行する。すなわち、組織強調処理ユニット２６は、ステップＳ２１５において算出されたエッジの大きさと、ステップＳ２２６において算出された方向一様性とを用いて、画素毎の最大値をとる合成処理を実行する（ステップＳ２３１）。この様にエッジの大きさと方向一様性の画素ごとの最大値を取るのは、画像の「エッジ」と「構造が特定の方向へ揃った組織」の部分は、どちらも同一のフィルタ処理を行わせるためである。この処理の代わりに、エッジの大きさと方向一様性の画素毎の和をとっても同様の効果が得られる（＊「画素毎の最大値をとる合成処理」と「画素毎の和」との明確な違いを理解することができませんでした。お手数ですが、加筆戴ければ幸いです）。
【００３９】
次に、組織強調処理ユニット２６は、得られた最大値を用いて異方性非線形拡散フィルタの係数を計算し（ステップＳ２３２）、計算した係数を用いて、異方性非線形拡散フィルタを計算（すなわち、フィルタリング処理）を実行する（ステップＳ２３３）。
【００４０】
なお、異方性非線形拡散フィルタは、次の式（４）に示される拡散方程式を解くことによって得られるフィルタである。
【数４】
【００４１】
ここで、Ｉは入力画像、∇Ｉはその勾配ベクトル（Ｉｘ，Ｉｙ）である。また、ｔは物理現象における「時刻」であるが、ここでは処理の繰り返し回数に関係する。Ｄは拡散テンソル（Diffusion Tensor）、その各要素をその固有値λＤ１，λＤ２、固有ベクトルωＤ１＝（cosψ，sinψ）Ｔ，ωＤ２＝（-sinψ，cosψ）Ｔとして、次の式（５）によって表すことができる。
【数５】
【００４２】
異方性非線形拡散フィルタは、固有ベクトルによって示される各方向に、それらに係わる固有値によって示される拡散の強さ（diffusivity）でもって画像を拡散させるということになる。ステップＳ２３２においては、すでに求められている画像のエッジの方向を拡散フィルタの固有ベクトルとし、エッジの大きさと方向一様性の合成結果から固有値を計算する。
【００４３】
なお、ステップＳ２３２における異方性非線形拡散フィルタの計算は、公知の偏微分方程式の数値解析的解法によって行う。すなわち、「時刻」tにおいて、ある点における画素とその周囲の例えば９点における各画素レベルおよび拡散テンソルの各要素値から、「時刻」ｔ＋Δｔにおけるその点の新たな画素レベルを求め、次にｔ＋Δｔを新たなｔとして、同様の計算を１回から数回繰り返す。
【００４４】
本実施形態では、エッジの大きさ・方向を求めるのに主成分分析の方法を用いた。しかしながら、当該例に拘泥されず、画像の構造テンソル（structure tensor）をとる方法を適用することもできる。画像Ｉの構造テンソルは、次の式（６）のように定義される。
【数６】
【００４５】
ここでＩｘ，Ｉｙは処理する画像Ｉのｘ（水平）方向・ｙ（垂直）方向の空間微分であり、Ｇρは二次元ガウス関数、演算子「＊」は畳み込みを表す。
【００４６】
この様に、構造テンソルの固有値・固有ベクトルをとれば、その第１固有値に属する固有ベクトルはエッジの方向を表し、第１固有値は画像のエッジの大きさを表す。また、エッジの方向一様性の計算においても、画像Ｉの２階空間微分から画像Ｉの１階微分の構造テンソルを定義し、その第２固有値から方向一様性を求めることができる。
【００４７】
（効果）
以上述べた本超音波診断装置によれば、エッジの大きさだけでなくその方向一様性も求め、両者の画素ごとの最大値をとって、異方性非線形拡散フィルタの拡散の強さをエッジの方向に応じて計算する。従って、単にエッジの大きさから拡散の強さを計算するのに比べ、構造が特定の方向へ揃った組織とそれ以外の組織とのそれぞれに対して、適切なフィルタリングを行うことができる。その結果、腱、筋肉、骨等の組織（筋組織）が強調（鮮鋭化）され、且つ筋組織以外の部分の不自然なパターンが軽減（平滑化）された超音波画像を取得することができる。
【００４８】
（第２の実施形態）
第１の実施形態では、超音波画像データそのものに対して、組織強調フィルタリング機能を適用し、画像の鮮鋭化又は平滑化を行う場合について説明した。これに対し、本第２の本実施形態では、画像を多重解像度分解し、各分解レベルの信号或いはデータに対して、第１の実施形態で説明した組織強調フィルタリング機能を適用する場合について説明する。
【００４９】
なお、画像を多重解像度分解し、分解の各レベルに対して異方性非線形拡散フィルタを行う例は、特開２００９−１５３９１８号公報に記載されている。
【００５０】
図４は、本第２の実施形態に係る超音波診断装置のブロック構成を示した図である。図１と比較した場合、組織強調処理ユニット２６がスペックル除去処理ユニット３１に代わっている点が異なる。
【００５１】
スペックル除去処理ユニット３２は、図５に示すように、レベル１における多重解像度分解部３１１、拡散フィルタ３１２、高域レベル制御部３１３、再構成部３１４、レベル２における多重解像度分解部３２１、拡散フィルタ３２２、高域レベル制御部３２３、再構成部３２４、レベル３における多重解像度分解部３３１、拡散フィルタ３３２、高域レベル制御部３３３、再構成部３３４を有している。
【００５２】
多重解像度分解部３１１、３２１、３３１は、入力した生データ或いは画等データを、レベル１から次々に多重解像度分解する。多重解像度分解の手法としては、例えば、離散ウェーブレット変換、ラプラシアン・ピラミッド法等を採用することができる。この多重解像度分解により、画像は分解前に比べ縦横の長さが半分の低域（ＬＬ）、水平方向高域（ＬＨ）、垂直方向高域（ＨＬ）、対角線方向高域（ＨＨ）の各画像に分解される。なお、多重解像度分解の階層（次数）は、いくつであってもよい。本実施形態では、説明を具体的にするため、多重解像度分解する最高次数をレベル３としている。
【００５３】
拡散フィルタ３１２、３２２、３３２は、それぞれ入力した生データ或いは画等データに対して、第１の実施形態で説明した組織強調フィルタリング処理を実行する。
【００５４】
高域レベル制御部３１３、３２３、３３３は、それぞれ、拡散フィルタ３１２、３２２、３３２から入力したエッジの大きさに従って、多重解像度分解部３１１、３２１、３３１から入力した水平方向高域（ＬＨ）、垂直方向高域（ＨＬ）、対角線方向高域（ＨＨ）に対応する各高域画像を制御する。なお、エッジの大きさは、例えば図３のステップＳ２１５の出力と同じである。
【００５５】
再構成部３１４、３２４、３３４は、それぞれ、拡散フィルタ３１２、３２２、３３２から受け取った１つの低域画像と、高域レベル制御部３１３、３２３、３３３から受け取った３枚の高域画像とから、１枚の合成画像を再構成する。再構成された画像の縦横の長さは、入力画像の２倍となる。なお、再構成処理としては、例えば、離散ウェーブレット変換によって多重解像度分解した場合には離散ウェーブレット逆変換を、ラプラシアン・ピラミッド法によって多重解像度分解した場合にはその逆演算を、それぞれ採用することができる。
【００５６】
スペックル除去処理ユニット３１においては、例えば次のようなスペックル除去処理が実行される。すなわち、まず、多重解像度分解部３１１は、入力した生データ或いは画等データを、低域（ＬＬ）、水平方向高域（ＬＨ）、垂直方向高域（ＨＬ）、対角線方向高域（ＨＨ）の各画像に分解し、低域画像（ＬＬ）を多重解像度分解部３２１に、水平方向高域（ＬＨ）、垂直方向高域（ＨＬ）、対角線方向高域（ＨＨ）の各高域画像を高域レベル制御部３１３に、それぞれ出力する。
【００５７】
多重解像度分解部３１１は、入力した低域画像（ＬＬ）を、さらに低域（ＬＬ）、水平方向高域（ＬＨ）、垂直方向高域（ＨＬ）、対角線方向高域（ＨＨ）の各画像に分解し、低域画像（ＬＬ）を多重解像度分解部３３１に、水平方向高域（ＬＨ）、垂直方向高域（ＨＬ）、対角線方向高域（ＨＨ）の各高域画像を高域レベル制御部３２３に、それぞれ出力する。また、多重解像度分解部３１１においても、入力した低域画像（ＬＬ）に対して同様の処理が実行される。
【００５８】
レベル３において、多重解像度分解部３３１は、分解によって取得した低域画像（ＬＬ）を拡散フィルタ３３２に出力する。拡散フィルタ３３２は、低域画像（ＬＬ）を用いて第１の実施形態に示した組織強調フィルタリング処理を実行する。再構成部３３４は、拡散フィルタ３３２からの低域画像（ＬＬ）と、高域レベル制御部３３３からの水平方向高域（ＬＨ）、垂直方向高域（ＨＬ）、対角線方向高域（ＨＨ）の各高域画像とから、１枚の画像を再構成する。再構成の結果得られる画像の縦横の長さは、入力画像の２倍となる。
【００５９】
レベル２において、拡散フィルタ３２２は、再構成された画像を再構成部３３４より受け取り、組織強調フィルタリング処理を実行し、再構成部３２４へ出力する。一方、高域レベル制御部３２３は、多重解像度分解部３２１から出力された各高域画像に対して、拡散フィルタ３２２から受け取ったエッジに基づいて高域レベル制御を実行する。再構成部３２４は、レベル３と同様に、拡散フィルタ３２２からの１つの低域画像と、高域レベル制御部３２３からの３つの高域画像から１枚の画像を再構成する。
【００６０】
レベル１においても、レベル２と実質的に同様の処理が実行される。その結果、多重解像度分解の各分解レベルにおいて組織強調フィルタリング処理が実行された再構成画像が、再構成部３１４より出力される。この様にして得られた画像は、各レベルにおいて、構造が特定の方向へ揃った組織とそれ以外の組織とのそれぞれに対して、適切なフィルタリング処理が施されている。従って、組織が強調され、且つ筋組織以外の部分の不自然なパターンが軽減（平滑化）されたものとなっている。また、多重解像度解析を行うことにより，より大局的な処理からより局所的な処理へと順を追って処理することで、より高速かつ効率的に処理することが可能となる。
【００６１】
なお、本実施形態では、各レベルの異方性非線形拡散フィルタにおいて、入力画像の空間微分（Ｉｘ，Ｉｙ）の代わりに、多重解像度分解部からの水平・垂直方向の高域成分を適用することもできる。また本実施形態では、各レベルの異方性非線形拡散フィルタが独立に空間微分をとることを前提にしているが、多重解像度分解前の入力画像からエッジ情報を計算してから、それらを各レベルの画像サイズに縮小・リサンプリングして異方性非線形拡散フィルタの係数にすることもできる。
【００６２】
（第３の実施形態）
第１及び第２の実施形態では、二次元画像データ（或いは二次元生データ）に対してスペックル除去処理を実行する例を示した。これに対し、本実施形態に係る超音波診断装置１は、三次元ボリュームデータに対して、組織強調フィルタリング処理を実行する場合について説明する。なお、本実施形態においては、説明を具体的にするため、スキャンコンバージョン処理前の生データによる三次元ボリュームデータに対して、組織強調フィルタリング処理を実行する場合を例とする。しかしながら、当該例に拘泥されず、スキャンコンバージョン処理後の超音波画像データによる三次元ボリュームデータに対しても適用可能である。
【００６３】
図６は、本実施形態に係る超音波診断装置１の構成を示した図である。図１と比較した場合、ボリュームデータ生成ユニット３２をさらに具備する点、及び組織強調処理ユニット２６がボリュームデータ生成ユニット３２からのボリュームデータに対して組織強調フィルタリング処理を行う点、画像処理ニット２７がボリュームレンダリング処理等を実行する点が異なる。
【００６４】
ボリュームデータ生成ユニット３２は、Ｂモード処理ユニット２３から受け取ったＢモード画像データを用いて、Ｂモードボリュームデータを生成する。また、ボリュームデータ生成部３１は、ドプラ処理ユニット２４から受け取ったドプラモードデータを用いて、ドプラモード画像ボリュームデータを生成する。
【００６５】
画像処理ユニット２７は、画像生成ユニット２５から受け取るボリュームデータ、又はスペックル除去処理ユニット２６から受け取るスペックル除去処理されたＢモードボリュームデータに対して、ボリュームレンダリング、多断面変換表示（ＭＰＲ：multi planar reconstruction）、最大値投影表示（ＭＩＰ：maximum intensity projection）等の所定の画像処理を行う。
【００６６】
図７（ａ）、（ｂ）は、本実施形態に係る組織強調フィルタリング機能を説明するための図である。図７（ａ）に示すように、ボリュームデータの断面のうち、超音波プローブ１２を用いて実行される超音波走査の対象領域（超音波走査領域）の中心軸に交差し互いに垂直に交わる２つの面をＡ面及びＢ面と定義し、中心軸およびＡ面・Ｂ面に垂直な面をＣ面と定義する。
【００６７】
組織強調処理ユニット２６は、ボリュームデータ生成ユニット３２から、例えばＢモードボリュームデータを受ける。このボリュームデータは、図７（ｂ）に示すように、Ａ面に平行なｍ個の平面Ａ０、Ａ１、・・・Ａｍ−１の集合（すなわち、Ａ面に平行な二次元画像データの集合）と捉えることができる。組織強調処理ユニット２６は、Ａ面に平行な全ての二次元画像データに対して、第１の実施形態で述べた組織強調フィルタリング処理を施す。このとき、入力画像の空間微分は（Ｉｘ，Ｉｙ，Ｉｚ）〔２階の場合は（Ｉｘｘ，Ｉｙｙ，Ｉｚｚ）〕の三次元ベクトルとなるため、その局所的な共分散行列または構造テンソルは３Ｘ３の行列となり、エッジ情報を計算する場合、第１から第３までの固有値・固有ベクトルを扱うことになる。その場合、エッジの大きさは、第１固有値と第３固有値との差から算出するのが望ましいが、エッジの方向一様性は、第１の実施形態に説明したように、第１以外の固有値の和、すなわち第２固有値と第３固有値との和から算出されるのが望ましい。
【００６８】
画像生成ユニット２５は、組織強調フィルタリング処理が施された、ボリュームデータを構成する二次元画像データに対して、スキャンコンバージョン等を実行し、超音波画像データによるボリュームデータを生成する。画像処理ユニット２７は、画像生成ユニット２５からボリュームデータを受け取り、これらに基づいてボリュームレンダリング、多断面変換表示（ＭＰＲ：multi planar reconstruction）、最大値投影表示（ＭＩＰ：maximum intensity projection）等の所定の画像処理を実行する。当該画像処理によって生成された三次元画像データは、モニター１４において所定の形態で表示される。
【００６９】
本実施形態に係る超音波診断装置では、Ｂモードボリュームデータを構成する二次元画像データの全てに組織強調フィルタリング処理を施すことで、当該Ｂモードボリュームデータ全体に対して、組織を強調し、且つ筋組織以外の部分の不自然なパターンを軽減することができる。その結果、Ａ面のみならず、任意断面となるＢ面・Ｃ面についても、好適な超音波画像を生成することができる。
【００７０】
（第４の実施形態）
第３の実施形態では、三次元画像処理前のＢモードボリュームデータに対して組織強調フィルタリング処理を実行する例を示した。これに対し、本実施形態に係る超音波診断装置１は、三次元画像処理後の画像データに対して組織強調フィルタリング処理を実行する場合について説明する。
【００７１】
図８は、本実施形態に係る超音波診断装置１の構成を示した図である。図６と比較した場合、画像生成ユニット２５の後段にボリュームデータ生成ユニット３２が設けられている点、組織強調処理ユニット２６がスキャンコンバージョン後のデータに対して組織強調フィルタリング処理を行う点が異なる。
【００７２】
図９は、複数の三次元画像（ボリュームレンダリング画像１４ａ、第１の多断面変換表示画像１４ｂ、第２の多断面変換表示画像を１４ｃ）をモニター１４に同時に表示する形態の一例を示した図である。
【００７３】
ボリュームデータ生成ユニット３２は、画像生成ユニット２５から受け取ったＢモード画像データ等を用いて、超音波画像としてもボリュームデータを生成する。画像処理ユニット２７は、ボリュームデータ生成ユニット３２からボリュームデータを受け取り、これらに基づいてボリュームレンダリング、多断面変換表示（ＭＰＲ：multi planar reconstruction）、最大値投影表示（ＭＩＰ：maximum intensity projection）等の所定の画像処理を実行する。
【００７４】
組織強調処理ユニット２６は、画像処理ユニット２７から受け取った超音波画像に対して、例えば第３の実施形態で述べたスペックル処理を実行する。このとき、例えば図９に示す表示形態を採用する場合、ボリュームレンダリング画像１４ａ、第１の多断面変換表示画像１４ｂ、第２の多断面変換表示画像を１４ｃの少なくとも一つの画像にスペックル除去処理をかけることができる。なお、当然ながら、画像処理ユニット２７から受け取る三次元画像データは、上記ボリュームレンダリング画像１４ａ、第１の多断面変換表示画像１４ｂ、第２の多断面変換表示画像を１４ｃの例に拘泥されない。例えば、サーフェイスレンダリング（surface rendering）や最大値投影表示など他のレンダリング・再構成処理によって得られる三次元画像データに対しても、本スペックル処理を実行することができる。
【００７５】
以上述べた構成によっても、第３の実施形態と同様の効果を実現することができる。
【００７６】
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。具体的な変形例としては、例えば次のようなものがある。
【００７７】
（１）本実施形態に係る各機能は、当該処理を実行するプログラムをワークステーション等のコンピュータにインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク（フロッピー（登録商標）ディスク、ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤなど）、半導体メモリなどの記録媒体に格納して頒布することも可能である。
【００７８】
（２）上記実施形態においては、超音波画像を用いて組織強調フィルタリング機能を実行する場合を例として説明した。しかしながら、当該例に拘泥されず、上記実施形態に係る組織強調フィルタリング機能は、例えばＸ線コンピュータ断層撮像装置、磁気共鳴イメージング装置、Ｘ線診断装置等の医用画像診断装置によって取得された医用画像に対しても適用可能である。
【００７９】
（３）上記第３の実施形態においては、スペックル除去処理を行う断面を、超音波走査領域の中心軸に交差する面とした。しかしながら、当該例に拘泥されず、三次元空間の任意の断面にスペックル除去処理を行うことができる。
【００８０】
また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
【符号の説明】
【００８１】
１０…超音波診断装置、１２…超音波プローブ、１３…入力装置、１４…モニター、２１…超音波送信ユニット、２２…超音波受信ユニット、２３…Ｂモード処理ユニット、２４…ドプラ処理ユニット、２５…画像生成ユニット、２６…スペックル除去処理ユニット、２７…画像処理ユニット、２８…制御プロセッサ、２９…記憶ユニット、３０…インタフェースユニット、３１…スペックルパタン除去処理ユニット、３２…ボリュームデータ生成部
【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波画像を取得する画像取得ユニットと、
前記超音波画像における局所領域のエッジの方向と、前記局所領域におけるエッジの大きさと、前記局所領域におけるエッジの方向一様性と、を算出する第１の算出ユニットと、
前記エッジの大きさと前記エッジの方向一様性とを用いて合成係数を算出する第２の算出ユニットと、
前記合成係数に基づいて、前記局所領域に対応する領域のフィルタリング係数を算出する第３の算出ユニットと、
前記フィルタリング係数を用いて、前記超音波画像の鮮鋭化又は平滑化を行うためのフィルタリング処理を、前記超音波画像に施すフィルタリングユニットと、
を具備する超音波診断装置。
【請求項２】
前記フィルタリングユニットは、異方性非線形拡散フィルタである請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項３】
前記第２の算出ユニットは、前記エッジの大きさと前記方向一様性の最大値又は和に基づいて前記合成係数を算出し、
前記フィルタリングユニットは、前記合成係数に基づいて、前記異方性非線形拡散フィルタの拡散テンソルの各固有値を変更して前記フィルタリング処理を実行する請求項２記載の超音波診断装置。
【請求項４】
前記第１の算出ユニットは、
前記局所領域における画素値の変化の空間微分に基づいて、前記エッジの方向及び前記エッジの大きさを算出する請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。
【請求項５】
前記第１の算出ユニットは、
前記局所領域における画素値の空間微分、又は前記局所領域の画素値の高域成分を空間微分して第１ベクトルを算出し、
前記第１ベクトルを用いて、構造テンソルの第１固有値又は局所領域におけるデータの共分散行列の第１固有値を少なくとも算出し、
前記第１固有値又は当該第１固有値と他の固有値との差に基づいて、前記エッジの大きさを算出する請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。
【請求項６】
前記第１の算出ユニットは、前記局所領域における画素値の２階空間微分、又は前記局所領域の画素値の高域成分の空間微分に基づいて前記方向一様性を算出する請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。
【請求項７】
前記第１の算出ユニットは、
前記局所領域における画素値の２階空間微分、又は前記局所領域の画素値の高域成分を空間微分して第２ベクトルを算出し、
前記第２ベクトルを用いて、構造テンソルの第１固有値又は局所領域におけるデータの共分散行列の第１固有値を少なくとも算出し、
前記第１固有値又は当該第１固有値と他の固有値との差に基づいて、前記方向一様性を算出する請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。
【請求項８】
医用画像診断装置によって取得された医用画像を記憶する記憶ユニットと、
前記医用画像における局所領域のエッジの方向と、前記局所領域におけるエッジの大きさと、前記局所領域におけるエッジの方向一様性と、を算出する第１の算出ユニットと、
前記エッジの大きさと前記エッジの方向一様性とを用いて合成係数を算出する第２の算出ユニットと、
前記合成係数に基づいて、前記局所領域に対応する領域のフィルタリング係数を算出する第３の算出ユニットと、
前記フィルタリング係数を用いて、前記医用画像の鮮鋭化又は平滑化を行うためのフィルタリング処理を、前記医用画像に施すフィルタリングユニットと、
を具備する医用画像処理装置。
【請求項９】
前記フィルタリングユニットは、異方性非線形拡散フィルタである請求項８記載の医用画像処理装置。
【請求項１０】
前記第２の算出ユニットは、前記エッジの大きさと前記方向一様性の最大値又は和に基づいて前記合成係数を算出し、
前記フィルタリングユニットは、前記合成係数に基づいて、前記異方性非線形拡散フィルタの拡散テンソルの各固有値を変更して前記フィルタリング処理を実行する請求項９記載の医用画像処理装置。
【請求項１１】
前記第１の算出ユニットは、
前記局所領域における画素値の変化の空間微分に基づいて、前記エッジの方向及び前記エッジの大きさを算出する請求項８乃至１０のうちいずれか一項記載の医用画像処理装置。
【請求項１２】
前記第１の算出ユニットは、
前記局所領域における画素値の空間微分、又は前記局所領域の画素値の高域成分を空間微分して第１ベクトルを算出し、
前記第１ベクトルを用いて、構造テンソルの第１固有値又は局所領域におけるデータの共分散行列の第１固有値を少なくとも算出し、
前記第１固有値又は当該第１固有値と他の固有値との差に基づいて、前記エッジの大きさを算出する請求項８乃至１０のうちいずれか一項記載の医用画像処理装置。
【請求項１３】
前記第１の算出ユニットは、前記局所領域における画素値の２階空間微分、又は前記局所領域の画素値の高域成分の空間微分に基づいて前記方向一様性を算出する請求項８乃至１０のうちいずれか一項記載の医用画像処理装置。
【請求項１４】
前記第１の算出ユニットは、
前記局所領域における画素値の２階空間微分、又は前記局所領域の画素値の高域成分を空間微分して第２ベクトルを算出し、
前記第２ベクトルを用いて、構造テンソルの第１固有値又は局所領域におけるデータの共分散行列の第１固有値を少なくとも算出し、
前記第１固有値又は当該第１固有値と他の固有値との差に基づいて、前記方向一様性を算出する請求項８乃至１０のうちいずれか一項記載の医用画像処理装置。
【請求項１５】
医用画像診断装置によって取得された医用画像における局所領域のエッジの方向と、前記局所領域におけるエッジの大きさと、前記局所領域におけるエッジの方向一様性と、を算出し、
前記エッジの大きさと前記エッジの方向一様性とを用いて合成係数を算出し、
前記合成係数に基づいて、前記局所領域に対応する領域のフィルタリング係数を算出し、
前記フィルタリング係数を用いて、前記医用画像の鮮鋭化又は平滑化を行うためのフィルタリング処理を、前記医用画像に施すこと、
を具備する医用画像処理方法。
【請求項１】
超音波画像を取得する画像取得ユニットと、
前記超音波画像における局所領域のエッジの方向と、前記局所領域におけるエッジの大きさと、前記局所領域におけるエッジの方向一様性と、を算出する第１の算出ユニットと、
前記エッジの大きさと前記エッジの方向一様性とを用いて合成係数を算出する第２の算出ユニットと、
前記合成係数に基づいて、前記局所領域に対応する領域のフィルタリング係数を算出する第３の算出ユニットと、
前記フィルタリング係数を用いて、前記超音波画像の鮮鋭化又は平滑化を行うためのフィルタリング処理を、前記超音波画像に施すフィルタリングユニットと、
を具備する超音波診断装置。
【請求項２】
前記フィルタリングユニットは、異方性非線形拡散フィルタである請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項３】
前記第２の算出ユニットは、前記エッジの大きさと前記方向一様性の最大値又は和に基づいて前記合成係数を算出し、
前記フィルタリングユニットは、前記合成係数に基づいて、前記異方性非線形拡散フィルタの拡散テンソルの各固有値を変更して前記フィルタリング処理を実行する請求項２記載の超音波診断装置。
【請求項４】
前記第１の算出ユニットは、
前記局所領域における画素値の変化の空間微分に基づいて、前記エッジの方向及び前記エッジの大きさを算出する請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。
【請求項５】
前記第１の算出ユニットは、
前記局所領域における画素値の空間微分、又は前記局所領域の画素値の高域成分を空間微分して第１ベクトルを算出し、
前記第１ベクトルを用いて、構造テンソルの第１固有値又は局所領域におけるデータの共分散行列の第１固有値を少なくとも算出し、
前記第１固有値又は当該第１固有値と他の固有値との差に基づいて、前記エッジの大きさを算出する請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。
【請求項６】
前記第１の算出ユニットは、前記局所領域における画素値の２階空間微分、又は前記局所領域の画素値の高域成分の空間微分に基づいて前記方向一様性を算出する請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。
【請求項７】
前記第１の算出ユニットは、
前記局所領域における画素値の２階空間微分、又は前記局所領域の画素値の高域成分を空間微分して第２ベクトルを算出し、
前記第２ベクトルを用いて、構造テンソルの第１固有値又は局所領域におけるデータの共分散行列の第１固有値を少なくとも算出し、
前記第１固有値又は当該第１固有値と他の固有値との差に基づいて、前記方向一様性を算出する請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。
【請求項８】
医用画像診断装置によって取得された医用画像を記憶する記憶ユニットと、
前記医用画像における局所領域のエッジの方向と、前記局所領域におけるエッジの大きさと、前記局所領域におけるエッジの方向一様性と、を算出する第１の算出ユニットと、
前記エッジの大きさと前記エッジの方向一様性とを用いて合成係数を算出する第２の算出ユニットと、
前記合成係数に基づいて、前記局所領域に対応する領域のフィルタリング係数を算出する第３の算出ユニットと、
前記フィルタリング係数を用いて、前記医用画像の鮮鋭化又は平滑化を行うためのフィルタリング処理を、前記医用画像に施すフィルタリングユニットと、
を具備する医用画像処理装置。
【請求項９】
前記フィルタリングユニットは、異方性非線形拡散フィルタである請求項８記載の医用画像処理装置。
【請求項１０】
前記第２の算出ユニットは、前記エッジの大きさと前記方向一様性の最大値又は和に基づいて前記合成係数を算出し、
前記フィルタリングユニットは、前記合成係数に基づいて、前記異方性非線形拡散フィルタの拡散テンソルの各固有値を変更して前記フィルタリング処理を実行する請求項９記載の医用画像処理装置。
【請求項１１】
前記第１の算出ユニットは、
前記局所領域における画素値の変化の空間微分に基づいて、前記エッジの方向及び前記エッジの大きさを算出する請求項８乃至１０のうちいずれか一項記載の医用画像処理装置。
【請求項１２】
前記第１の算出ユニットは、
前記局所領域における画素値の空間微分、又は前記局所領域の画素値の高域成分を空間微分して第１ベクトルを算出し、
前記第１ベクトルを用いて、構造テンソルの第１固有値又は局所領域におけるデータの共分散行列の第１固有値を少なくとも算出し、
前記第１固有値又は当該第１固有値と他の固有値との差に基づいて、前記エッジの大きさを算出する請求項８乃至１０のうちいずれか一項記載の医用画像処理装置。
【請求項１３】
前記第１の算出ユニットは、前記局所領域における画素値の２階空間微分、又は前記局所領域の画素値の高域成分の空間微分に基づいて前記方向一様性を算出する請求項８乃至１０のうちいずれか一項記載の医用画像処理装置。
【請求項１４】
前記第１の算出ユニットは、
前記局所領域における画素値の２階空間微分、又は前記局所領域の画素値の高域成分を空間微分して第２ベクトルを算出し、
前記第２ベクトルを用いて、構造テンソルの第１固有値又は局所領域におけるデータの共分散行列の第１固有値を少なくとも算出し、
前記第１固有値又は当該第１固有値と他の固有値との差に基づいて、前記方向一様性を算出する請求項８乃至１０のうちいずれか一項記載の医用画像処理装置。
【請求項１５】
医用画像診断装置によって取得された医用画像における局所領域のエッジの方向と、前記局所領域におけるエッジの大きさと、前記局所領域におけるエッジの方向一様性と、を算出し、
前記エッジの大きさと前記エッジの方向一様性とを用いて合成係数を算出し、
前記合成係数に基づいて、前記局所領域に対応する領域のフィルタリング係数を算出し、
前記フィルタリング係数を用いて、前記医用画像の鮮鋭化又は平滑化を行うためのフィルタリング処理を、前記医用画像に施すこと、
を具備する医用画像処理方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【公開番号】特開２０１２−７５８８２（Ｐ２０１２−７５８８２Ａ）
【公開日】平成２４年４月１９日（２０１２．４．１９）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−１９７６９８（Ｐ２０１１−１９７６９８）
【出願日】平成２３年９月９日（２０１１．９．９）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年４月１９日（２０１２．４．１９）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年９月９日（２０１１．９．９）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
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