JP2011200598A

JP2011200598A - 画像処理装置及び方法

Info

Publication number: JP2011200598A
Application number: JP2010073407A
Authority: JP
Inventors: Kino Kobayashi; 欣夫小林; Tadayuki Kadohira; 忠之門平; Junya Furuichi; 淳也古市; Hiroyuki Yagami; 弘之矢上
Original assignee: Terumo Corp; Chiba University NUC
Current assignee: Terumo Corp; Chiba University NUC
Priority date: 2010-03-26
Filing date: 2010-03-26
Publication date: 2011-10-13
Anticipated expiration: 2030-03-26
Also published as: JP5476569B2

Abstract

【課題】観察者が、不安定プラークの検出を容易に行えるように超音波画像を加工する画像処理装置及び方法を提供する。
【解決手段】画像処理装置は、被検者の拍動を検出し、画像フレーム群の拍動による影響がない期間とその周期を推定し、推定された期間のうちの一つの期間における画像に基づいて高周波成分が除去された参照高周波成分除去画像を生成する。また、推定された期間のうちの上記一つの期間とは異なる他の期間における画像に基づいて高周波成分が除去された比較高周波成分除去画像を生成する。そして、参照高周波成分除去画像と比較高周波成分除去画像との差分を算出して差分画像を生成し、差分画像の差分値を識別可能に、前記差分画像を表示する。
【選択図】図８

Description

本発明は、超音波画像を処理して、観察者に診断をしやすい画像を提供するための画像処理装置及び方法に関する。

近年、不安定狭心症ならびに急性心筋梗塞の原因となる、冠動脈内の不安定プラーク検出方法の開発が行われている。このような不安定プラーク検出方法の一つとして、不安定プラークにおいては新生血管の増殖があることを利用し、コントラストエコー用造影剤を冠動脈内に注入し、プラークの濃染を見る方法が提唱されている。

特表２００６−５４９６７２号公報

しかしながら、実際にこの方法で不安定プラークを検出しようとすると、血管内超音波装置による画像では、プラークの濃染による画像変化がわずかであることから、観察者がこれを肉眼で観察し、プラークの存否を判定することが困難であった。

画像間の変化を抽出する画像処理の手法としては、差分画像を生成することが考えられるが、血管が拍動の影響を受けることで、単純に差分画像を生成しても、観察者がこれを見て解析し、診断することは困難である。

本発明は上述した課題に鑑みてなされたものであり、観察者が、不安定プラークの検出を容易に行えるように超音波画像を加工する画像処理装置及び方法を提供することを目的とする。

上記の目的を達成するための本発明の一態様による画像処理装置は以下の構成を備える。すなわち、
血管の超音波撮影を行うことで取得された画像フレーム群を取得する取得手段と、
前記画像フレーム群における画像の変化に基づいて被検者の拍動を検出し、前記画像フレーム群の前記拍動による影響がない期間とその出現する周期とを推定する推定手段と、
前記推定手段により推定された期間のうちの一つの期間の画像に基づいて高周波成分が除去された参照高周波成分除去画像と前記一つの期間中の標準偏差成分で構成される参照標準偏差画像を生成する第１生成手段と、
前記推定手段により推定された期間のうちの前記一つの期間とは異なる他の期間の画像に基づいて高周波成分が除去された比較高周波成分除去画像と前記他の期間中の標準偏差成分で構成される比較標準偏差画像を生成する第２生成手段と、
前記参照高周波成分除去画像と前記比較高周波成分除去画像との差分画像を算出し、前記参照標準偏差画像と前記比較標準偏差画像と前記差分画像とに基づいて濃淡判定画像を生成する算出手段と、
前記濃淡判定画像を表示する表示手段とを備える。

本発明によれば、観察者が、不安定プラークの検出を容易に行えるように超音波画像を加工する画像処理装置及び方法が提供される。

血管内超音波診断装置の外観構成を示す図である。血管内超音波診断装置の機能構成を示す図である。カテーテル部の構成を示す図である。実施形態による超音波画像処理に係る機能構成を説明する図である。差分解析処理を示すフローチャートである。心拍検出処理による、抽出フレーム特定処理を示すフローチャートである。ＦＦＴ処理結果の一例を示す図である。差分画像及び着色画像の生成を説明する図である。着色結果を表示する画面の一例を示す図である。ＲＯＩの指定と差分値のグラフ表示例を示す図である。

以下、添付の図面を参照して、本発明の好適な実施形態について説明する。

図１は、実施形態にかかる血管内超音波診断装置１００（ＩＶＵＳ：intravascularultrasound）の外観構成を示す図である。図１に示すように、血管内超音波診断装置１００は、カテーテル部１０１と、スキャナ／プルバック部１０２と、操作制御装置１０３とを備え、スキャナ／プルバック部１０２と操作制御装置１０３とは、信号線１０４により接続されている。カテーテル部１０１は、直接血管内に挿入され、超音波振動子（不図示）を用いて血管内部の状態を測定する。スキャナ／プルバック部１０２は、カテーテル部１０１内の超音波振動子のラジアル動作を規定する。操作制御装置１０３は、血管内超音波診断を行うにあたり、各種設定値を入力するための機能や、測定により得られたデータを処理し、断面画像として表示するための機能を備える。

操作制御装置１０３において、１１１は本体制御部であり、測定により得られたデータを処理したり、処理結果を出力する。１１１−１はプリンタ／ＤＶＤレコーダであり、本体制御部１１１における処理結果を印刷したり、データとして記憶したりする。１１２は操作パネルであり、ユーザは該操作パネル１１２を介して、各種設定値の入力を行う。１１３はＬＣＤモニタであり、本体制御部１１１における処理結果を表示する。

図２は、図１に示した血管内超音波診断装置１００の超音波撮影に係る機能構成を示す図である。カテーテル部１０１は、先端内部に超音波振動子ユニット２０１を備えており、超音波振動子ユニット２０１は、カテーテル部１０１の先端が血管内に挿入された状態で、超音波信号送受信器２２１より送信されたパルス波に基づいて、超音波を血管の断面方向に送信するとともに、その反射信号（エコー）を受信し、コネクタ部２０２及びロータリジョイント２１１を介して超音波エコー信号として超音波信号送受信器２２１に送信する。

スキャナ／プルバック部１０２は、ロータリジョイント２１１、回転駆動装置２１２、直線駆動装置２１５を備える。カテーテル部１０１内の超音波振動子ユニット２０１は、非回転部と回転部との間を結合するロータリジョイント２１１により回動自在に取り付けられており、ラジアル走査モータ２１３により回転駆動される。超音波振動子ユニット２０１が血管内を円周方向に回動することで、血管内の所定の位置における断面画像の生成に必要な超音波エコー信号を検出することができる。

なお、ラジアル走査モータ２１３の動作は信号処理部２２５からモータ制御回路２２６を介して送信された制御信号に基づいて制御される。また、ラジアル走査モータの回転角度は、エンコーダ部２１４により検出される。エンコーダ部２１４において出力される出力パルスは、信号処理部２２５に入力され、表示用の信号の読み出しのタイミングに利用される。

スキャナ／プルバック部１０２は、更に、直線駆動装置２１５を備え、信号処理部２２５からの指示に基づいて、カテーテル部１０１の挿入方向（体腔内の末梢方向およびその反対方向）の動作（軸方向移動）を規定している。軸方向移動は、信号処理部２２５からの制御信号に基づいて、直線駆動モータ２１６が動作することにより実現される。また、軸方向移動の動作方向（体腔内の末梢方向またはその反対方向（手元方向））は、移動方向検出器２１７により検出され、検出結果は信号処理部２２５に入力される。

なお、ラジアル走査モータ２１３と直線駆動モータ２１６とは着脱可能に接続されていても、一体的に構成されていてもよい。また、直線駆動モータ２１６による軸方向移動は、ボールネジ等により実現することができる。また、移動方向検出器２１７は、例えば直線駆動モータ２１６にエンコーダを取り付けることにより実現できる。すなわち、直線駆動モータ２１６の回転方向を検出することにより軸方向移動の動作方向を検出することができる。

超音波信号送受信器２２１は、送信回路と受信回路とを備える（不図示）。送信回路は、信号処理部２２５から送信された制御信号に基づいて、カテーテル部１０１内の超音波振動子ユニット２０１に対してパルス波を送信する。また、超音波信号送受信器２２１内の受信回路は、カテーテル部１０１内の超音波振動子ユニット２０１より超音波信号を受信する。受信された超音波信号はアンプ２２２により増幅される。

更に、Ａ／Ｄ変換器２２４では、アンプ２２２より出力された超音波信号をサンプリングして、１ラインのデジタルデータ（超音波エコーデータ）を生成する。Ａ／Ｄ変換部２２４にて生成されたライン単位の超音波エコーデータは信号処理部２２５に入力される。信号処理部２２５では、超音波エコーデータを検波して、血管内の各位置での断面画像を形成し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ２２７に出力する。なお、Ａ／Ｄ変換部２２４にて生成されたライン単位の超音波エコーデータとは、各方向の振動子ユニット２０１からの距離に対する信号強度を示すラインデータである。そして、全方向に対応するラインデータの集合（B-mode画像（極座標系のデータ））を１フレームのデータとし、これをＸＹ座標系に変換することにより、観察者による観察が可能な断面画像が得られる。また、Ａ／Ｄ変換部２２４からのラインデータは、フレームを単位としてデータ格納部２２８に格納される。したがって、信号処理部２２５はフレームを単位としてラインデータの集合をデータ格納部２２８から取得することができる。

次にカテーテル部１０１の全体構成について図３を用いて説明する。図３に示すように、カテーテル部１０１は、血管内に挿入される長尺のカテーテルシース３０１と、ユーザが操作するために血管内に挿入されずユーザの手元側に配置されるコネクタ３０２により構成される。シースの先端には、ガイドワイヤルーメン３０３が形成されており、カテーテルシース３０１は、ガイドワイヤルーメン３０３との接続部からコネクタ３０２との接続部にかけて連続する管腔として形成されている。

コネクタ３０２は、カテーテルシース３０１の基端に一体化して構成されたシースコネクタ３０２ａと駆動シャフトの基端に設けられ、駆動シャフトを回転可能に保持するよう構成された駆動シャフトコネクタ３０２ｂとからなる。シースコネクタ３０２ａとカテーテルシース３０１の境界部には、耐キンクプロテクタ３１１が設けられている。これにより所定の剛性が保たれ、急激な変化による折れ曲がり（キンク）を防止することができる。また、駆動シャフトコネクタ３０２ｂには、カテーテルシース３０１の管腔内全体を超音波に対して造影作用を有する液体で満たすため、シリンジ（不図示）等の取り付けが可能な注入ポート３１２が備えられている。駆動シャフトコネクタ３０２ｂの基端は、スキャナ／プルバック部１０２と接続可能に構成されている。

図４は、血管内超音波診断装置１００が本実施形態による画像処理を実現するための機能構成を示すブロック図である。また、図５は本実施形態による画像処理を説明するフローチャートである。信号処理部２２５は、たとえば不図示のＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭを有し、ＲＯＭに格納されたプログラムを実行することにより図４、図５に示す各機能や処理を実現する。なお、信号処理部２２５において、それら機能の一部或いは全てが、専用のハードウエア回路により実現されても良い。以下、図４、図５を参照して、本実施形態による画像処理について説明する。

本実施形態では、超音波に対して造影作用を有する液体（以下、造影剤）の投入前後の、血管の動きの少ない所定期間（所定フレーム数）のフレーム群から高周波成分を除去した高周波成分除去画像を求め、これを利用して差分画像を生成する。まず、ステップＳ５０１において、抽出開始位置決定部４０３は、血管の動きの少ない期間から所定数のフレーム群を抽出するための、フレーム群の抽出開始位置を決定する。この処理について更に詳細に説明する。

上述したように、データ格納部２２８は、Ａ／Ｄ変換器２２４から出力されるラインデータの集合であるフレーム（B-mode画像（極座標系のデータ））を単位として格納する。ここで、Ａ／Ｄ変換器２２４から出力されるラインデータは、被検者の血管内の同位置で（プルバックは行わずに）取得された複数フレームの血管内断層像を形成するものである。フレーム取得部４０１は、データ格納部２２８に格納されたフレーム単位のラインデータの集合を取得する。心拍解析部４０２は、フレーム取得部４０１が取得した複数フレームにわたるラインデータを解析して当該被検者の心拍周期（血管の拍動の周期）を決定する。この処理については図６のフローチャート及び図７により後述する。抽出開始位置決定部４０３は、心拍解析部４０２で決定された心拍周期に基づいて、差分画像作成のために使用するフレーム群を抽出するための抽出開始位置を決定する。ここで、抽出開始位置は、心拍周期の間隔で所定数のフレームからなるフレーム群を抽出する際の、各フレーム群の先頭フレームの位置を示すものである。

以下、心拍解析部４０２および抽出開始位置決定部４０３による、ＩＶＵＳにより取得した画像から自動的に心拍周期およびフレームの抽出開始位置を決定する処理を図６、図７を参照して説明する。本実施形態による画像処理では、血管のそのものの動きができるだけ除去された状態で差分を取ることが必要である。一般に、血管は心拍と同期して伸縮を繰り返しているため、血管の動きはある程度周期的になる。このような心拍の周期は、たとえば、心電図（ＥＣＧ）のデータを解析することで取得できる。しかしながら、本実施形態では、心拍解析部４０２は、ＩＶＵＳにより取得された画像（ラインデータ）を利用して心拍の周期を求めるようにし、心電図計測装置等を不要とする。

血管の動きの激しさは、画像の各画素の変化量となって現れる。ＩＶＵＳ画像をみると、各画素の変化量は血管の収縮時期が最も大きいことがわかる。そこで、ステップＳ６０１、Ｓ６０２において、心拍解析部４０２は、データ格納部２２８に格納された所定数のフレーム、もしくは全てのフレームに対して、隣接するフレーム間の画素の差分値の総和を算出する。そして、ステップＳ６０３において、心拍解析部４０２は、それら差分値の総和を時系列に並べる。図７の（ａ）に、連続する２５００フレームについて取得された差分値の総和を時系列に並べた例を示す。

次に、ステップＳ６０４において、心拍解析部４０２は、ステップＳ６０３までで生成したデータ（図７の（ａ））に高速フーリエ変換（ＦＴＴ）を施し、画像の動きの周波数を求める。ステップＳ６０４の処理の結果の例を図７の（ｂ）に示す。ステップＳ６０５において、心拍解析部４０２は、ステップＳ６０４で求めたデータから、拍動の周期を決定する。すなわち、心拍解析部４０２は、図７の（ｂ）において、最も高いピーク値を有するピーク部分７０１の周波数を求め、これを血管の動き（拍動）の周波数ｆ_H（本例では、ｆ_H＝０．９０８Ｈｚ）に決定する。

次に、ステップＳ６０６において、心拍解析部４０２は、拍動の周波数に対応したフレーム数を、以下の（１）式により算出する。
ここで、Ｎ(m)は拍動の周期に対応するフレーム数であり、ｍは血管の動きの回数（拍動数）であり、ｆ_Hは上述した血管の動きの周波数であり、ｆpsはＩＶＵＳ画像のフレームレート（フレーム／秒）である。なお、本実施形態では、ＩＶＵＳ画像のフレームレートを３０fpsとする。ここで、ｍ＝１の場合、拍動の１周期内のフレーム数Ｎ(1)＝３３（ｆ_H＝０．９０８）となる。

ステップＳ６０７において、抽出開始位置決定部４０２は、以上の結果からフレーム群の抽出開始位置を以下の（２）式により決定する。
ここで、Ｎ_startは、フレーム群の抽出開始位置を、ｋＮ(1)は血管の動きのピークから終了までのフレーム数を示し、ｋは０〜１までの有利数である。（２）式においては、拍動の周期であるＮ(1)フレーム（３３フレーム）毎に訪れる収縮のピークからｋＮ(1)フレーム後を抽出開始位置Ｎ_startとしている。

ｎ₀は解析を開始するフレーム数を表す。ｎ₀は、ユーザが実際に解析を行うＩＶＵＳ画像を見て決定することもできるが、本実施形態では、以下の方法で自動的にｎ₀を求め、よりユーザの負担を低減している。すなわち、図７の（ａ）に示したように時系列に並んだ差分値の総和データに対して、時間０からＮ(1)／ｆps以上の一定時間までにおけるピーク値を求め、その時間に対応したフレーム数をｎ₀とする。このような方法によれば、ｎ₀を決定するに際して、心電図等の信号をモニタする必要もなくなる。ｎ₀は以下の（３）式により表すことができる。
ただし、ｔ≧Ｎ(1)／ｆpsであり、x_tは時刻tにおける差分値の総和データの値である。通常、この段階ではＮ(1)は不明であるため、予想されるＮ(1)よりも十分大きな値として設定する。Ｎ(1)は人の１心拍に対するフレーム数であるため、正常な心拍数が６０〜９０回／秒であることを考慮すると、その３倍から５倍の値、すなわち１８０〜３００程度の値を取ればよい。本実施形態では、３００とし、ｔ＝３００／３０＝１０としている。

以下、上記処理により取得されるｆps、ｆ_H、ｋ、ｎ₀の例を示す。

なお、上記表１の内容をＬＣＤモニタ１１３に表示させ、ｋの値等をユーザが設定、変更できるようにしても良い。また、ｎ₀を自動的決定する方法としては、たとえば、心電図の波形データ（心電図のＰ，Ｑ、Ｒ波の少なくともいずれか）を監視することでｎ₀に該当する位置（例えば血管が最も収縮するタイミング）を算出することも可能である。

以上のようにして、心拍解析部４０２、抽出開始位置決定部４０３により、抽出するべき各フレーム群の先頭フレームが決定される。図５に戻り、ステップＳ５０２，Ｓ５０３において、処理画像生成部４０４は抽出開始位置決定部４０３により決定されたＮ_startで示される抽出開始位置から所定数の連続するフレームからなるフレーム群を抽出し、これらを用いて高周波成分除去画像と標準偏差画像を生成する。なお、処理画像生成部４０４は、造影剤が注入されていない状態における血管の超音波撮影により得られたフレーム群を参照フレーム群とし、参照フレーム群の画像から高周波成分除去画像と標準偏差画像を生成する。参照フレーム群の画像から生成した高周波成分除去画像と標準偏差画像をそれぞれ参照高周波成分除去画像、参照標準偏差画像と称し、これらは参照画像格納部４０５に保持される。また、造影剤が注入された状態を含む期間から抽出されたフレーム群を比較フレーム群とし、比較フレーム群の画像を用いて高周波成分除去画像と標準偏差画像を生成する。比較フレーム群の画像から生成した高周波成分除去画像と標準偏差画像をそれぞれ比較高周波成分除去画像、比較標準偏差画像と称し、これらは比較画像格納部４０６に保持される。なお、参照高周波成分除去画像と参照標準偏差画像は１つずつあればよく、１つのフレーム群から生成しておけばよい。これに対して、比較高周波成分除去画像と比較標準偏差画像は、造影剤が注入された状態を含む期間にわたる複数箇所から抽出されたフレーム群を用いて、複数組生成される。

以下、処理画像生成部４０４による高周波成分除去画像と標準偏差画像の生成について説明する。まず、処理のために抽出開始位置から抽出されるべきフレームの数を設定する。このフレーム数は、ユーザにより所定のユーザインターフェースを用いて設定できるようにしても良い。但し、使用するフレーム数が少なすぎると高周波成分の除去が困難になり、また多すぎると必要以上にスムージングされて良好な結果が得られなくなる。本実施形態では１０フレームとする。但し、抽出開始位置から抽出すべきフレームの数は、これに限られるものではない。また、脈の速い人や遅い人がいることから、（１）式で求めたＮ(m)に基づいて抽出するフレーム数を決定するようにしても良い。例えば、Ｎ(m)の所定割合を抽出するフレーム数として設定するようにしても良い。

フレーム取得部４０１により得られるデータは１フレームがラインデータの集まりとして構成された画像（Ｂモード画像）である。処理画像生成部４０４は、抽出開始位置決定部４０３が決定した抽出開始位置Ｎ_startから抽出したフレーム群の所定数のフレームから、以下の（４）式により高周波成分除去画像を、（５）式により標準偏差画像を生成する。なお、画像から高周波成分を除去するには一般にローパスフィルタが用いられ、そのようなローパスフィルタとしては、加算平均処理、ＦＩＲフィルタ、ＩＩＲフィルタなどが挙げられるが、本実施形態では（４）式に示すように、ローパスフィルタとして加算平均処理を用いている。

上記の（４）式、（５）式において、ｙ_ijは高周波成分除去画像のｉ行ｊ列における画素の輝度値を示し、ｘ_ij ^kはｋフレーム目のｉ行ｊ列ピクセル目の輝度値を示し、ｎは加算フレーム数、すなわち１つのフレーム群を構成するフレームの数（本例ではｎ＝１０）である。また、sd_ijは標準偏差画像のｉ行ｊ列における画素の値（標準偏差）である。さらに、n_dは群遅延量と呼ばれる量であり、フィルタをかけることで発生する位相ずれの度合である。群遅延量n_dは一般的に以下の（６）式で表わされる。
また、本実施形態では加算平均フィルタを用いるため、群遅延量n_dは以下の（７）式で表わされる。
ここでTAPはフィルタの次数である。

次に、ステップＳ５０４において、差分画像生成部４０７は、上記ステップＳ５０３で求めた参照高周波成分除去画像と比較高周波成分除去画像の差分画像Ｉを以下の（８）式により算出する。
ここで、ｙ_ij ^imgは比較高周波成分除去画像の各画素の輝度値を、ｙ_ij ^refは参照高周波成分除去画像の各画素の輝度値を、Ｉ_ijは差分画像Ｉの各画素の輝度値を表す。この差分画像Ｉを用いても血管の拍動が除去された状態で、プラークにおける新生血管の濃染をみることができるが、本実施形態では、更に適切に新生血管を抽出できるようにするべく、標準偏差を利用して血管の拍動や回転による影響を除去した良好な画像を得る。

超音波に対して高輝度な造影を提供する造影剤を使用した場合、そのような造影剤が注入された部分は高輝度になる。よって、造影剤の注入のみを検出するためにｙ_ij ^img−ｙ_ij ^ref＞０のみの変化を差分値として採用する。ただし、ヨード造影剤やリンゲル液といったような、超音波に対して低輝度な造影を提供する造影剤を使用した場合、そのような造影剤が注入された領域は一般的に輝度が下がるため、差分値として以下の（９）式を用いても良い。

ステップＳ５０５において、濃淡判定部４０８は、参照標準偏差画像と比較標準偏差画像の和（加算標準偏差画像）をステップＳ５０４で得られた差分画像Ｉから減算し、画素値が負の画素はその画素値を０とすることで濃淡判定画像を生成する。この処理を（１０）式に示す。
ここで、sd_ij ^refは参照用のフレーム群における各画素の標準偏差を、sd_ij ^imgは比較用のフレーム群における各画素の標準偏差を示す。Ｐ_ijは、濃淡判定画像のｉ行ｊ列の画素値を示す。また、（１０）式のｇは標準偏差を作用させる重みを表す係数である。

次に、ステップＳ５０６において、カラーリング部４０９は、濃淡判定結果のＰ_ijに対してカラーリングを行い、着色画像を得る。例えば、赤、緑、青の３種類の色分けを行う場合には、それぞれぞれの閾値をＰ_r、Ｐ_g、Ｐ_b（Ｐ_r＞Ｐ_g＞Ｐ_b）とすると、以下のように各画素の色が決定される。なお、Ｐ_ij≦Ｐ_bの画素は画素値を０とする。
（１）Ｐ_ij＞Ｐ_rのとき、当該画素を赤にする。
（２）Ｐ_r≧Ｐ_ij＞Ｐ_gのとき、当該画素を緑にする。
（３）Ｐ_g≧Ｐ_ij＞Ｐ_bのとき、当該画素を青にする。

続いて、画像表示部４１０は、カラーリング部４０９によって得られた着色画像を、差分画像の生成に使用した比較高周波成分除去画像にオーバーレイさせ、これをｘｙ座標による２次元の画像に変換して、オーバーレイ画像として表示する。なお、オーバーレイにおいては、着色画像のうち画素値が０の部分は比較高周波成分除去画像の画素値がそのまま用いられ、画素値が赤、緑、青のいずれかであれば、当該画素値で比較高周波成分除去画像の画素値が置き換えられる。オーバーレイ画像の表示の詳細については、図９、図１０により後述する。

続いて、ステップＳ５０７において、画像表示部４１０は、次に表示すべきオーバーレイ画像があるか否かを判定する。たとえば、図９に示すように複数枚のオーバーレイ画像を表示する場合には、少なくとも表示枚数に対応する回数だけＳ５０３〜Ｓ５０６の処理を繰り返す必要がある。次に表示すべきオーバーレイ画像があると判定された場合、処理はステップＳ５０８に進み、抽出開始位置決定部４０３で決定された次のフレーム群の抽出開始位置から抽出されたフレーム群を比較フレーム群として、上述したステップＳ５０３〜Ｓ５０６の処理を繰り返す。なお、図５のフローでは、オーバーレイ画像を生成するごとに、次の抽出位置からフレーム群を取得している（Ｓ５０８）。しかしながら、これに限られるものではなく、たとえば、あらかじめ必要な比較フレーム群を抽出して、それぞれの比較高周波成分除去画像と比較標準偏差画像を算出しておくようにしてもよいことは明らかである。

図８は、上述した処理、すなわち、フレーム群の抽出から濃淡判定画像を取得するまでの概要を示す図である。抽出開始位置決定部４０３によって決定された各抽出位置Ｎ_startから所定枚数（本例では１０枚）のフレームからなるフレーム群８００，８１０，８２０、…が抽出される。ここで、フレーム群８００は、造影剤が注入されていない状態においてＩＶＵＳにより取得された血管断層像群であり、処理画像生成部４０４はフレーム群８００から参照高周波成分除去画像８０１と参照標準偏差画像８０２を生成する。また、フレーム群８１０，８２０は、撮影対象の血管部分において造影剤が注入された状態となっている期間においてＩＶＵＳにより取得された血管断層像群である。フレーム群８１０からは比較高周波成分除去画像８１１と比較標準偏差画像８１２が生成され、フレーム群８２０からは比較高周波成分除去画像８２１と比較標準偏差画像８２２が生成される。なお、図８では、参照高周波成分除去画像を生成するフレーム群８００の取得タイミングを比較高周波成分除去画像を生成するフレーム群８１０，８２０，…の取得タイミングよりも前、すなわち造影剤注入前としているがこれに限られるものではない。参照高周波成分除去画像や参照標準偏差画像を生成するためのフレーム群は、造影剤注入から十分な時間を経過した後のタイミングで抽出されてもかまわない。

処理画像生成部４０４はこれらフレーム群８１０，８２０からそれぞれ比較高周波成分除去画像８１１，８２１と比較標準偏差画像８１２，８２２を生成する。減算処理部８６１は（１０）式にしたがって参照高周波成分除去画像８０１と比較高周波成分除去画像８１１の差分を計算し、これにより差分画像８３１が得られる。また、加算処理部８６２は、参照標準偏差画像８０２と比較標準偏差画像８１２の和を計算し、加算標準偏差画像８３２を生成する。さらに、減算処理部８６３は、（１０）式に示すように、差分画像８３１と加算標準偏差画像８３２の差分を計算し、濃淡判定画像８４１を生成する。そして、濃淡判定画像８４１をカラーリングして着色画像を取得し、取得した着色画像と比較高周波成分除去画像８１１とをオーバーレイすることにより、オーバーレイ画像８５１が生成される。

図９は本実施形態によるオーバーレイ画像の表示例を示す図である。本実施形態では、９枚のオーバーレイ画像が表示可能であり、造影剤を注入後の何拍目から表示させるかを指定する表示開始位置指定部９０１と、表示するオーバーレイ画像の間隔拍数指定部９０２を有する。図示の例では、表示開始位置はつまみ９０１ａを移動することにより決定される。或いは、各フレーム群の先頭の画像を順次表示し、所望の画像をユーザが選択することにより、当該画像を先頭とするフレーム群を表示開始位置とするようにしても良い。また、表示間隔拍数指定部９０２で指定された表示間隔拍数で、オーバーレイ画像が表示される。すなわち、ステップS５０８で次の抽出開始位置Ｎ_startを決定する際に、（２）式で用いるｍの値を表示間隔拍数指定部９０２で指定された拍数ずつ増やす。図示の例では、表示間隔拍数として「１０」が指定されているので、画像表示領域９１０の（１）にｍ拍目のフレーム群から得られたオーバーレイ画像が表示されているとすると、（２）にはｍ＋１０拍目のフレーム群から得られたオーバーレイ画像が表示されることになる。

また、標準偏差係数指定部９０３では、つまみ９０４を移動することにより、標準偏差を作用させる重み（（１０）式のｇの値）を変えることができる。つまみ９０４が移動されてｇの値が変更されると、上述したステップＳ５０５の処理が変更後のｇを用いて実行され、ステップＳ５０６の処理により、オーバーレイ画像が生成される。なお、差分画像〜オーバーレイ画像の生成は、表示中の拍数のものについてのみ行えばよい。また、閾値設定部９０６により、ユーザはカラーリング時の閾値（Ｐ_r、Ｐ_g、Ｐ_b）を指定することができる。

マウス或いはタッチパネル等の操作により、画像表示領域９１０から所望の画像を選択すると、選択状態を示す枠９１１が表示される。図９の例では、５番目のオーバーレイ画像が選択されている。この状態でＲＯＩ指定ボタン９０５をクリックすると、図１０に示す、ＲＯＩ指定画面へ移行する。画像表示領域１００１には、ＲＯＩ指定ボタン９０５をクリックした時点で選択されていたオーバーレイ画像が表示される。このオーバーレイ画像中で、枠１００２が設定されると、枠１００２で示される領域がＲＯＩとして認識される。そして、対応する濃淡判定画像のＲＯＩ内における差分値（Ｐ_ij）のヒストグラムを作成し、ヒストグラム表示領域１０１１に表示する。また、上述したカラーリングの結果から、Ｒ，Ｇ，Ｂにカラーリングされた画素数のヒストグラムを生成し、ヒストグラム表示領域１０１２に表示する。なお、１０１３〜１０１５は、閾値指定部９０６で指定されている閾値（Ｐ_r、Ｐ_g、Ｐ_b）を示している。

以上のように、ＲＯＩを指定した状態で、時系列表示ボタン１０１７をクリックすると、図９に示した画面に戻る。この場合、ＲＯＩ領域内においてカラーリング画像の各色の画素数が占める割合が、（１）〜（９）に表示されたカラーリング画像ごとに算出され、９１２に示すように表示される（本例では、Ｒ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）の各画素のＲＯＩにおける割合、すなわち、「Ｒの画素数／ＲＯＩの画素数」、「Ｇの画素数／ＲＯＩの画素数」、「Ｂの画素数／ＲＯＩの画素数」である）。なお、ＲＯＩは矩形領域に限られるものではなく、ユーザ操作により指定された複数のポイントをスプライン曲線や直線補間によって接続して得られる閉領域であっても良い。また、このとき（１）〜（９）の各画像にＲＯＩを示す枠を表示してもよい。

なお、本実施形態では、上記ステップＳ５０１〜Ｓ５０６までの処理は、処理演算量の低減のためにＡラインデータの集まり（Ｂモード）である極座標系でのデータに対して行っているが、ＸＹ座標系へ変換したデータを用いて上述したステップＳ５０１〜Ｓ５０６の各処理を行えることはいうまでもない。また、Ｓ５０１における拍動の周波数を決定する処理にＡラインデータを用い、高周波成分除去画像と標準偏差画像の生成時にＸＹ座標系の変換を行うというように、どの処理でラインデータを用い、どの処理でｘｙ座標に変換された画像を用いるかは、当業者が適宜選択できるものである。また、体表超音波により取得された画像に適用することも可能である。

また、本実施形態の抽出開始位置決定部４０３では、ＩＶＵＳにより取得された画像から拍動を検出し、当該拍動による影響がない期間を推定し、所定数のフレームからなるフレーム群を抽出するための位置を決定した。この手法によれば、ＩＶＵＳにより取得された画像からフレーム群の抽出位置を決定できるという利点がある。しかしながら、上述したように、フレーム群の抽出位置の決定方法はこれに限られるものではなく、心電図装置などの他の装置を用いて行うこともできる。この場合、本体制御部１１１は心電図装置を接続するためのインターフェースを有し、ＩＶＵＳから取得される各フレームの画像と、心電図装置から取得される心電図データを時刻により対応付けてデータ格納部２２８に格納する。そして、心電図データを解析して、拍動による影響が少ない期間を特定し、フレーム群の抽出開始位置を決定する。そして、処理画像生成部４０４は、心電図データにおいて決定された抽出開始位置に対応する時刻と一致するフレームを先頭とする所定数のフレームからなるフレーム群をデータ格納部２２８から取得する。

以上のように、上記実施形態によれば、不安定プラークにおいて増殖する新生血管を造影剤により撮影する場合に、プラークによる（新生血管の）濃染を明瞭に示す画像を生成することができる。特に、上記実施形態では、拍動による血管の動きが無いと推定される期間から抽出したフレーム群の画像の高周波成分除去画像から得られる各画素の差分値に、当該フレーム群の画像から得られる各画素の標準偏差を作用させている。これにより、心電図装置等を用いることなく、血管の拍動による動きや回転による動きを効果的に取り除くことができる。そのため、造影剤によるプラークの濃染をみて不安定プラークを検出することが容易となる。

Claims

血管の超音波撮影を行うことで取得された画像フレーム群を取得する取得手段と、
前記画像フレーム群における画像の変化に基づいて被検者の拍動を検出し、前記画像フレーム群の前記拍動による影響がない期間とその出現する周期とを推定する推定手段と、
前記推定手段により推定された期間のうちの一つの期間の画像に基づいて高周波成分が除去された参照高周波成分除去画像と前記一つの期間中の標準偏差成分で構成される参照標準偏差画像を生成する第１生成手段と、
前記推定手段により推定された期間のうちの前記一つの期間とは異なる他の期間の画像に基づいて高周波成分が除去された比較高周波成分除去画像と前記他の期間中の標準偏差成分で構成される比較標準偏差画像を生成する第２生成手段と、
前記参照高周波成分除去画像と前記比較高周波成分除去画像との差分画像を算出し、前記参照標準偏差画像と前記比較標準偏差画像と前記差分画像とに基づいて濃淡判定画像を生成する算出手段と、
前記濃淡判定画像を表示する表示手段とを備えることを特徴とする画像処理装置。
前記一つの期間から所定数のフレームからなる第１のフレーム群を抽出し、前記第１のフレーム群の画像について各画素の標準偏差を算出して参照標準偏差画像を生成し、前記他の期間から所定数のフレームからなる第２のフレーム群を抽出し、前記第２のフレーム群の画像について各画素の標準偏差を算出して比較標準偏差画像を生成する第３生成手段を更に備え、
前記算出手段は、前記参照高周波成分除去画像と前記比較高周波成分除去画像との差分画像から、前記参照標準偏差画像と前記比較標準偏差画像の和を減算して濃淡判定画像を取得することを特徴とする請求項１に記載の画像処理装置。
前記参照高周波成分除去画像は前記第1のフレーム群の画像の各画素を加算平均して得られた画像であり、前記比較高周波成分除去画像は前記第２のフレーム群の各画素を加算平均して得られた画像であることを特徴とする請求項２に記載の画像処理装置。
前記推定手段は、
前記画像フレーム群の隣接するフレーム間の差分値の総和を時系列に並べ、周波数領域の情報へ変換し、該周波数領域の情報からピークに対応する周波数を検出することで拍動の周期を推定し、決定された拍動の周期に基づいて前記画像フレーム群の前記拍動による影響がない前記期間とその周期を推定することを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の画像処理装置。
前記推定手段は、前記画像フレーム群の隣接するフレーム間の差分値の総和を時系列に並べた場合に出現するピーク位置に基づいて前記期間の開始位置を推定することを特徴とする請求項４に記載の画像処理装置。
前記所定数は、検出された前記被検者の拍動の周期に基づいて設定されることを特徴とする請求項２または３に記載の画像処理装置。
前記表示手段は、前記濃淡判定画像の各画素に、画素値に対応する色を割り当てて着色画像を生成し、前記着色画像を前記比較高周波成分除去画像にオーバーレイすることにより得られたオーバーレイ画像を表示することを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の画像処理装置。
前記第２生成手段は、複数の位置から第２のフレーム群を抽出して複数の比較高周波成分除去画像を生成し、
前記複数の高周波成分除去画像の各々についてオーバーレイ画像が表示されることを特徴とする請求項７に記載の画像処理装置。
ユーザ操作によりオーバーレイ画像において領域を設定する設定手段を更に備え、
前記表示手段は、前記濃淡判定画像または前記着色画像の前記領域内の画素値のヒストグラムを生成し表示することを特徴とする請求項７または８に記載の画像処理装置。
ユーザ操作によりオーバーレイ画像において領域を設定する設定手段を更に備え、
前記表示手段は、前記着色画像の前記領域内に存在する色の割合を算出し、表示することを特徴とする請求項７または８に記載の画像処理装置。
前記第１のフレーム群が抽出される前記一つの位置は、超音波に対して造影作用を有する液体が注入されていない状態において取得されたフレーム群の位置であり、
前記第２のフレーム群が抽出される前記複数の位置は、超音波に対して造影作用を有する液体が注入された状態において取得されたフレーム群の位置を含むことを特徴とする請求項８に記載の画像処理装置。
血管の超音波撮影を行うことで取得された画像フレーム群を取得する取得工程と、
前記画像フレーム群における画像の変化に基づいて被検者の拍動を検出し、前記画像フレーム群の前記拍動による影響がない期間とその出現する周期とを推定する推定工程と、
前記推定工程により推定された期間のうちの一つの期間の画像に基づいて高周波成分が除去された参照高周波成分除去画像と前記一つの期間中の標準偏差成分で構成される参照標準偏差画像を生成する第１生成工程と、
前記推定工程により推定された期間のうちの前記一つの期間とは異なる他の期間の画像に基づいて高周波成分が除去された比較高周波成分除去画像と前記他の期間中の標準偏差成分で構成される比較標準偏差画像を生成する第２生成工程と、
前記参照高周波成分除去画像と前記比較高周波成分除去画像との差分画像を算出し、前記参照標準偏差画像と前記比較標準偏差画像を前記差分画像に適用して濃淡判定画像を生成する算出工程と、
前記濃淡判定画像を表示する表示工程とを有することを特徴とする画像処理方法。