JP2002233527A - Ultrasonographic apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、エコーデータに基
づく統計量を診断に供する超音波診断装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus for providing statistics based on echo data for diagnosis.
【０００２】[0002]
【従来の技術】生体組織内での超音波の散乱については
十分には解明されていないが、肝臓、脾臓、心筋などの
正常組織に対しては、微小散乱体が数多くランダムに分
布するという均一散乱媒質としてモデル化されることが
多い。この場合、超音波のエコー信号は、ランダムな位
相で干渉し合う散乱波の累積加算の結果として得られ、
その振幅の確率密度関数は平均値０、分散αの正規分布
関数になり、また、そのエコー信号の包絡振幅Ａの確率
密度関数（輝度ヒストグラム）Ｐ(Ａ)は、次式のRaylei
gh分布に従うことが知られている。なお、ここでＡ≧０
であり、またαはＡ2の平均値（Ａの平均強度）に等し
い。2. Description of the Related Art Scattering of ultrasonic waves in living tissues has not been sufficiently elucidated. It is often modeled as a scattering medium. In this case, the ultrasonic echo signal is obtained as a result of the cumulative addition of scattered waves that interfere with each other at random phases,
The probability density function of the amplitude is a normal distribution function having a mean value of 0 and a variance α. The probability density function (luminance histogram) P (A) of the envelope amplitude A of the echo signal is represented by the following equation:
It is known to follow a gh distribution. Here, A ≧ 0
And α is equal to the average value of A 2 (average intensity of A).
【０００３】 Ｐ(Ａ) ＝ (２Ａ/α)・exp(−Ａ2/α) ………（１） Rayleigh分布は、Ａの平均値と標準偏差との比で定義さ
れる信号対雑音比SNR、Ａの平均値周りの３次モーメン
トと標準偏差の３乗との比で定義される歪度（Skewnes
s）、及びＡの平均値周りの４次モーメントと標準偏差
との４乗の比で定義される尖度（Kurtosis）の３統計量
が、送信パワーやシステムのゲインに依存するαによら
ず一定値となる特徴を有する。ちなみにSNR＝１．９１
３、Skewness＝０．６３１、Kurtosis＝３．２４５とな
る。P (A) = (2A / α) · exp (−A 2 / α) (1) The Rayleigh distribution is a signal-to-noise ratio defined by the ratio of the average value of A to the standard deviation. SNR, skewness defined by the ratio of the third moment around the average of A to the cube of the standard deviation (Skewnes
s) and the three statistics of the kurtosis (Kurtosis) defined by the ratio of the fourth power of the fourth-order moment around the average value of A to the standard deviation are independent of the transmission power and α depending on the system gain. It has the feature of being a constant value. By the way, SNR = 1.91
3, Skewness = 0.331, Kurtosis = 3.245.
【０００４】ところが、病変などによる組織の変化、例
えば、脂肪肝に見られる脂肪の沈着、梗塞心筋や肝硬変
に見られるコラーゲンの沈着などが生じると、正常組織
を表す均一な微小散乱体に加えて、コラーゲン繊維や脂
肪沈着などの構造体が混在することになる。そのため、
上述の散乱モデルが当てはまらなくなり、Ａの確率密度
関数は非Rayleigh分布となって、上記３統計量が一定値
ではなくなる。このことを利用し、Ｂモード断層画像に
表されるエコーデータに関する統計解析から組織性状を
定量化して、病変を鑑別する組織性状診断が従来より行
われている。However, when tissue changes due to lesions or the like occur, for example, fat deposition seen in fatty liver, collagen deposition seen in infarcted myocardium or cirrhosis, etc., in addition to uniform microscatterers representing normal tissue, In addition, structures such as collagen fibers and fat deposits are mixed. for that reason,
The scattering model described above no longer applies, the probability density function of A becomes a non-Rayleigh distribution, and the three statistics are no longer constant. Taking advantage of this, a tissue property diagnosis for quantifying a tissue property from statistical analysis on echo data represented in a B-mode tomographic image and differentiating a lesion has been conventionally performed.
【０００５】しかし、輝度ヒストグラムは組織の減衰特
性などの影響を受ける。そのため、診断対象とする関心
領域（ＲＯＩ：Region of Interest）の超音波ビーム方
向、すなわち深さ方向の拡がりが大きくなると、当該Ｒ
ＯＩ内が均一散乱媒質であってもRayleigh分布は得られ
なくなり、上述の組織性状診断が困難になる。[0005] However, the luminance histogram is affected by the attenuation characteristics of the tissue. Therefore, when the spread of the region of interest (ROI: Region of Interest) to be diagnosed in the ultrasonic beam direction, that is, the depth direction becomes large, the R
Even if the inside of the OI is a uniform scattering medium, the Rayleigh distribution cannot be obtained, and the above-described tissue property diagnosis becomes difficult.
【０００６】これに対し、日本超音波医学会講演論文集
５１−ＰＥ−１５（１９８７年）に示される従来技術が
存在する。図５は、この従来技術を説明するものであ
り、Ｂモード断層画像におけるＲＯＩの設定を示す模式
図である。図には、超音波振動子２により形成されるＢ
モード断層画像４が示されている。この技術では、Ｂモ
ード断層画像４において設定されるＲＯＩ６全体（深さ
方向の幅Ｚ）を、それぞれRayleigh分布が成立するとみ
なし得るような薄い層領域８（すなわち深さ方向の幅Δ
Ｚが微小な領域）に分割し、各層領域８についてそれぞ
れ上述のSNRなどの統計量を算出する。そして、これら
各層領域８の統計量を層領域８全部について平均し、そ
の平均値がＲＯＩ６全体の統計量とされる。このように
定義されたＲＯＩ６全体の統計量は、ＲＯＩ６内の組織
が正常であれば、Rayleigh分布における一定値となり、
一方、ＲＯＩ６内に病変による組織不均一化が生じると
層領域８における輝度ヒストグラムの非Rayleigh分布化
を反映して、当該一定値から変動する。よって、上述の
ように定義されたＲＯＩ６全体の統計量を用いて、組織
性状診断を行うことが可能である。[0006] On the other hand, there is a conventional technique disclosed in the Japanese Society of Ultrasonic Medicine, 51-PE-15 (1987). FIG. 5 is a schematic diagram for explaining this conventional technique and showing the setting of an ROI in a B-mode tomographic image. In the figure, B formed by the ultrasonic transducer 2
The mode tomographic image 4 is shown. In this technique, the entire ROI 6 (width Z in the depth direction) set in the B-mode tomographic image 4 is converted into a thin layer region 8 (that is, a width Δ in the depth direction) that can be regarded as satisfying the Rayleigh distribution.
(Z is a minute area), and the statistic such as the above-mentioned SNR is calculated for each layer area 8. Then, the statistics of each of the layer regions 8 are averaged for all the layer regions 8, and the average value is used as the statistics of the entire ROI 6. The statistic of the entire ROI 6 defined in this way is a constant value in the Rayleigh distribution when the tissue in the ROI 6 is normal,
On the other hand, when the tissue non-uniformity due to the lesion occurs in the ROI 6, the luminance histogram in the layer region 8 changes from the constant value, reflecting the non-Rayleigh distribution. Therefore, it is possible to make a tissue characterization using the statistics of the entire ROI 6 defined as described above.
【０００７】[0007]
【発明が解決しようとする課題】上述の従来技術では、
統計量に関してはＲＯＩ６全体についての単一定量値が
用いられ、断層面上での統計量の画像化は行われていな
かった。そのため、従来は、検査者がＲＯＩ全体につい
ての統計量とＢモード断層画像とに基づいて、病変の様
子を判断しており、この判断には経験を要していた。In the above-mentioned prior art,
Regarding the statistics, a single quantitative value for the entire ROI 6 was used, and the statistics were not imaged on the tomographic plane. For this reason, conventionally, the examiner has judged the state of the lesion based on the statistics of the entire ROI and the B-mode tomographic image, and this judgment requires experience.
【０００８】ここで、SNRなどの統計量を用いて臓器内
部の組織の不均一性を画像化することができれば、関心
領域又は組織全域に渡る組織不均一性の定量値の分布が
一目瞭然のように視覚的に認識でき、定量画像診断を行
えることとなる。このような定量画像診断においては、
客観的な評価ができ、経験の少ない検査者でも判断が容
易になる。Here, if the heterogeneity of the tissue inside the organ can be imaged using statistics such as SNR, the distribution of the quantitative value of the tissue heterogeneity over the region of interest or the entire tissue can be seen at a glance. Thus, quantitative image diagnosis can be performed. In such quantitative image diagnosis,
An objective evaluation can be made, and even an inexperienced inspector can easily make a judgment.
【０００９】しかし、従来は層領域８ごとの統計処理に
基づいて深さ方向に関する一次元的な統計量分布は得る
ことはできても、二次元的な統計量分布を得ることがで
きないという問題があった。これは、統計対象領域の面
積を縮小すると、それに含まれるサンプル数が減少し
て、統計精度が低下するからである。すなわち、ＲＯＩ
を深さ方向のみならず、これと直交する方向にも分割し
て、統計量の画像化を図ると、各画素の統計量の誤差が
大きくなり非実用的となるからである。However, conventionally, a one-dimensional statistical distribution in the depth direction can be obtained based on statistical processing for each layer region 8, but a two-dimensional statistical distribution cannot be obtained. was there. This is because, when the area of the statistical target area is reduced, the number of samples included in the area decreases, and the statistical accuracy decreases. That is, ROI
Is divided not only in the depth direction but also in a direction orthogonal to the depth direction, and an attempt is made to image the statistic, thereby increasing the error in the statistic of each pixel and making it impractical.
【００１０】本発明は上記問題点を解消するためになさ
れたものであり、SNRなどの統計量を用いて臓器内部の
組織の不均一性を画像化することができ、病変の鑑別が
容易な超音波診断装置を提供することを目的とする。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made to solve the above-mentioned problems, and it is possible to image non-uniformity of a tissue inside an organ by using statistics such as SNR, thereby facilitating discrimination of a lesion. It is an object to provide an ultrasonic diagnostic apparatus.
【００１１】[0011]
【課題を解決するための手段】本発明に係る超音波診断
装置は、超音波ビームの走査により三次元エコーデータ
空間を形成する送受波手段と、前記三次元エコーデータ
空間に対して、複数のサンプル空間を設定するサンプル
空間設定手段と、前記各サンプル空間ごとに、各サンプ
ル空間内の複数のエコーデータを用いて生体組織の性状
を指標する統計量を演算する統計演算手段と、前記各サ
ンプル空間ごとの前記統計量を二次元マッピングして統
計量マッピング画像を形成する統計量画像形成手段とを
有するものである。An ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention comprises: a transmitting / receiving means for forming a three-dimensional echo data space by scanning an ultrasonic beam; Sample space setting means for setting a sample space; for each of the sample spaces, statistical calculation means for calculating a statistic indicating a property of a living tissue using a plurality of echo data in each sample space; and A statistic image forming means for two-dimensionally mapping the statistic for each space to form a statistic mapping image.
【００１２】本発明によれば、超音波ビームの走査によ
り、三次元空間内の各サンプルポイントにてエコーデー
タが取得される。エコーデータが取得された三次元空間
には複数のサンプル空間が定義される。各サンプル空間
には複数のサンプルポイントが含まれ、それら複数のサ
ンプルポイントでのエコーデータを統計サンプルとし
て、各サンプル空間ごとに統計処理が行われる。この統
計処理により、生体組織の性状を指標する所定の統計量
が算出される。各サンプル空間ごとに算出された統計量
は、三次元エコーデータ空間に設定される視線方向に対
して投影され、当該視線方向から見た統計量の二次元分
布、すなわち統計量マッピング画像が生成される。統計
量マッピング画像の解像度は、視線方向への投影によっ
て異なる位置に投影されるサンプル空間の数に依存す
る。つまり、視線方向へのサンプル空間の投影像が小さ
いほど、解像度は良くなり得る。サンプリング空間は三
次元エコーデータ空間内で定義されるので、投影像の大
きさとは独立に投影方向の奥行きを与えることができ
る。すなわち、投影像を小さくして統計量マッピング画
像の解像度を得る一方で、奥行きを大きくしてサンプル
空間に包含されるエコーデータ数を確保し、統計量マッ
ピング画像の各画素に表される統計量を良好な精度で得
ることができる。サンプル空間は、三次元エコーデータ
空間を重なり無く分割して形成したものでもよいし、ま
た隣接するサンプル空間同士が部分的に重複するように
定義することもできる。サンプル空間は、視線方向から
見て二次元的に分布していればよく、奥行き方向の分布
は問わない。一つのサンプル空間が奥行き方向に延びて
いる場合には、そのサンプル空間から求まる統計量が統
計量マッピング画像に投影される。一方、奥行き方向に
複数のサンプル空間が重なり合っている場合には、それ
ら各サンプル空間から求まる統計量に対して、さらに平
均を求める等の適当な統計処理が行われ、その結果値が
統計量マッピング画像に投影される。According to the present invention, echo data is acquired at each sample point in a three-dimensional space by scanning with an ultrasonic beam. A plurality of sample spaces are defined in the three-dimensional space from which the echo data has been acquired. Each sample space includes a plurality of sample points, and the statistical processing is performed for each sample space using echo data at the plurality of sample points as a statistical sample. By this statistical processing, a predetermined statistic indicating the property of the living tissue is calculated. The statistic calculated for each sample space is projected with respect to the gaze direction set in the three-dimensional echo data space, and a two-dimensional distribution of the statistic viewed from the gaze direction, that is, a statistic mapping image is generated. You. The resolution of the statistic mapping image depends on the number of sample spaces projected at different positions by projection in the line-of-sight direction. That is, the smaller the projected image of the sample space in the viewing direction, the better the resolution can be. Since the sampling space is defined in the three-dimensional echo data space, the depth in the projection direction can be given independently of the size of the projection image. That is, while reducing the projection image to obtain the resolution of the statistic mapping image, increasing the depth to secure the number of echo data included in the sample space, the statistic represented by each pixel of the statistic mapping image Can be obtained with good accuracy. The sample space may be formed by dividing the three-dimensional echo data space without overlapping, or may be defined such that adjacent sample spaces partially overlap. The sample space may be two-dimensionally distributed as viewed from the line of sight, and may be distributed in the depth direction. When one sample space extends in the depth direction, a statistic obtained from the sample space is projected on a statistic mapping image. On the other hand, when a plurality of sample spaces are overlapped in the depth direction, the statistical values obtained from the respective sample spaces are subjected to appropriate statistical processing such as further obtaining an average, and the resulting value is used as a statistical value mapping. Projected onto the image.
【００１３】他の本発明に係る超音波診断装置は、前記
各サンプル空間が、超音波ビーム方向に沿った深さ位置
が一定である細長形状を有することを特徴とするもので
ある。Another ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention is characterized in that each of the sample spaces has an elongated shape in which the depth position along the ultrasonic beam direction is constant.
【００１４】超音波の送受波距離、すなわち深さが異な
るエコーデータは、超音波の減衰などの特性の影響が異
なる。本発明によれば、サンプル空間は深さが一定のラ
インに沿って配置され、またサンプル空間の深さ方向の
厚みは薄く設定されるので、減衰等の深さ依存特性のサ
ンプル空間内での差異を無視することが可能となる。こ
れにより例えば、生体の正常組織に採られたサンプル空
間内のエコーデータについての輝度ヒストグラムをRayl
eigh分布とみなすことが可能となる。当該分布では分散
によらずSNR、歪度、及び尖度といった統計量が一定値
となる。よって、サンプル空間ごとに得られるこれらの
統計量を生体組織の性状を指標する統計量として用い、
生体の病変の有無を鑑別することが可能となる。サンプ
ル空間は細長形状であり、サンプル空間の細い断面を画
素として統計量マッピング画像を形成することができ
る。また画素が小さい分、サンプル空間は奥行き方向に
長さを有し、サンプル空間内のエコーデータから求めら
れる統計量の精度が確保される。Echo data having different ultrasonic wave transmission / reception distances, that is, different depths, have different characteristics such as attenuation of ultrasonic waves. According to the present invention, the sample space is arranged along a line having a constant depth, and the thickness in the depth direction of the sample space is set to be thin, so that the depth-dependent characteristics such as attenuation in the sample space are reduced. The difference can be ignored. This makes it possible, for example, to generate a luminance histogram for echo data in a sample
It can be regarded as eigh distribution. In the distribution, statistics such as SNR, skewness, and kurtosis have constant values regardless of the variance. Therefore, using these statistics obtained for each sample space as statistics to indicate the properties of the biological tissue,
It is possible to determine the presence or absence of a lesion in a living body. The sample space has an elongated shape, and a statistic mapping image can be formed by using a thin cross section of the sample space as a pixel. In addition, since the pixels are small, the sample space has a length in the depth direction, and the accuracy of the statistic obtained from the echo data in the sample space is secured.
【００１５】本発明の好適な態様は、前記送受波手段
が、第１方向の第１走査により形成される走査面を第２
走査により第２方向に複数配列して前記三次元エコーデ
ータ空間を形成し、前記サンプル空間設定手段が、前記
各走査面上に二次元配列される複数のサンプル領域を定
め、前記複数の走査面相互間で同じ面内位置にある複数
の前記サンプル領域からなる集合を前記サンプル空間と
し、前記統計量画像形成手段が、前記各サンプル空間ご
との前記統計量を前記第２方向に交差する投影面にマッ
ピングして前記統計量マッピング画像を形成する超音波
診断装置である。In a preferred aspect of the present invention, the transmitting / receiving means sets a scanning surface formed by the first scanning in the first direction to the second scanning.
The three-dimensional echo data space is formed by arranging a plurality of sample areas in the second direction by scanning, and the sample space setting means defines a plurality of sample areas arranged two-dimensionally on each of the scan planes, A set consisting of a plurality of sample regions located at the same in-plane position between each other is defined as the sample space, and the statistic image forming unit sets a projection plane intersecting the statistic for each sample space in the second direction. Is an ultrasonic diagnostic apparatus that forms the statistic mapping image by mapping to the image data.
【００１６】本態様では、例えば、第１走査として第１
方向にアレイ振動子の電子走査を行って、一つの走査面
が形成され、第１方向と直交する第２方向に第２走査と
して走査アレイ振動子のメカニカル走査を行って、複数
の走査面が形成される。このように形成された多層構造
の走査面群が三次元エコーデータ空間を構成する。また
統計量マッピング画像は、第２方向に交差する面、例え
ば走査面に平行な面に投影されて形成される統計量の二
次元分布である。走査面上にはサンプル領域が配置され
る。サンプル領域は第１方向及び深さ方向のいずれにつ
いても走査面よりも小さい幅に形成され、走査面上に二
次元的に配列されて、これらがそれぞれ統計量マッピン
グ画像の画素に対応付けられる。各走査面の面内位置が
同じであるサンプル領域、すなわち第１方向の位置及び
深さ方向の位置が同じであるサンプル領域が組み合わさ
れて、そのサンプル領域の組が一つのサンプル空間を構
成する。サンプル空間を構成する各サンプル領域はそれ
ぞれ同じ深さ位置を有し、また、その深さ方向の幅は、
その幅内での減衰等の深さ依存特性の差異を無視し得る
ように定めることができる。統計処理には一つの走査面
のサンプル領域だけでなく、複数の走査面のサンプル領
域が用いられるため、サンプル領域の面積は比較的小さ
くても、統計精度を確保することができる。In this embodiment, for example, the first scanning is performed as the first scanning.
One scanning surface is formed by performing electronic scanning of the array vibrator in the direction, and a mechanical scanning of the scanning array vibrator is performed as a second scanning in a second direction orthogonal to the first direction, thereby forming a plurality of scanning surfaces. It is formed. The scanning plane group having the multilayer structure thus formed constitutes a three-dimensional echo data space. The statistic mapping image is a two-dimensional distribution of statistic formed by being projected on a plane intersecting in the second direction, for example, a plane parallel to the scanning plane. A sample area is arranged on the scanning plane. The sample areas are formed to have a width smaller than the scanning plane in both the first direction and the depth direction, are two-dimensionally arranged on the scanning plane, and are respectively associated with the pixels of the statistical mapping image. A sample area having the same in-plane position of each scanning plane, that is, a sample area having the same position in the first direction and the same position in the depth direction is combined, and a set of the sample areas constitutes one sample space. . Each sample area constituting the sample space has the same depth position, and the width in the depth direction is
Differences in depth-dependent characteristics such as attenuation within the width can be determined so as to be negligible. In the statistical processing, not only the sample area of one scan plane but also the sample areas of a plurality of scan planes are used. Therefore, even if the area of the sample area is relatively small, the statistical accuracy can be secured.
【００１７】他の本発明の好適な態様は、前記送受波手
段が、第１方向の第１走査により形成される走査面を第
２走査により第２方向に複数配列して前記三次元エコー
データ空間を形成し、前記サンプル空間設定手段が、前
記各走査面上において超音波ビーム方向に沿った深さが
一定である細長領域を前記サンプル空間とし、前記統計
量画像形成手段が、前記各サンプル空間ごとの前記統計
量を前記第１方向に交差する投影面にマッピングして前
記統計量マッピング画像を形成する超音波診断装置であ
る。According to another preferred aspect of the present invention, the wave transmitting / receiving means arranges a plurality of scanning surfaces formed by a first scan in a first direction in a second direction in a second scan to form the three-dimensional echo data. Forming a space, wherein the sample space setting means sets the sample space to an elongated region having a constant depth along the ultrasonic beam direction on each of the scanning planes, and the statistic image forming means, An ultrasonic diagnostic apparatus that maps the statistics for each space to a projection plane that intersects in the first direction to form the statistics mapping image.
【００１８】本態様では、統計量マッピング画像は、第
１方向に交差する面、例えば走査面に直交する面に投影
されて形成される統計量の二次元分布である。走査面上
の深さ一定の位置に比較的小さな深さ幅で、かつ第１方
向に延びる細長領域がサンプル空間とされる。各走査面
には、深さ方向に複数のサンプル空間が配列される。ま
た、走査面は第２方向に複数配列されるので、サンプル
空間は第２方向及び深さ方向に関し二次元配列を構成す
る。これらサンプル空間は、第１方向に交差する投影面
上に投影され、それぞれ統計量マッピング画像の画素に
対応付けられる。各サンプル空間の深さ方向の幅は、そ
の幅内での減衰等の深さ依存特性の差異を無視し得るよ
うに定めることができる。サンプル空間が投影面から見
て奥行き方向である第１方向に長く定められるため、投
影面から見たサンプル空間相互の間隔は比較的小さくて
も、各サンプル空間は各画素の統計量の精度を確保する
のに必要なエコーデータ数を包含し得る。In the present embodiment, the statistic mapping image is a two-dimensional distribution of statistic formed by projection on a plane intersecting in the first direction, for example, a plane orthogonal to the scanning plane. An elongated region having a relatively small depth width and extending in the first direction at a fixed depth position on the scanning plane is defined as a sample space. A plurality of sample spaces are arranged on each scanning plane in the depth direction. Further, since a plurality of scanning planes are arranged in the second direction, the sample space forms a two-dimensional array in the second direction and the depth direction. These sample spaces are projected onto projection planes intersecting in the first direction, and are respectively associated with the pixels of the statistic mapping image. The width in the depth direction of each sample space can be determined so that differences in depth-dependent characteristics such as attenuation within the width can be ignored. Since the sample space is set to be long in the first direction, which is the depth direction when viewed from the projection plane, even if the space between the sample spaces as viewed from the projection plane is relatively small, each sample space reduces the accuracy of the statistics of each pixel. It may include the number of echo data required to secure.
【００１９】別の本発明に係る超音波診断装置は、前記
統計量画像形成手段が、前記統計量マッピング画像の各
画素にマッピングされる前記統計量の大きさに応じた表
示属性を、前記各画素それぞれに付与する表示属性付与
手段とを有するものである。In the ultrasonic diagnostic apparatus according to another aspect of the present invention, the statistic image forming means may display a display attribute corresponding to the size of the statistic mapped to each pixel of the statistic mapping image. Display attribute assigning means for assigning to each pixel.
【００２０】本発明によれば、統計演算手段により求め
られた統計量を画素値とする画像が形成され、各画素の
表示属性は統計量の大きさに応じて定められる。According to the present invention, an image is formed in which the statistic obtained by the statistic operation means is a pixel value, and the display attribute of each pixel is determined according to the magnitude of the statistic.
【００２１】本発明の好適な態様は、前記表示属性付与
手段が、前記統計量の大きさに応じた輝度情報を前記画
素に付与する超音波診断装置である。これにより、例え
ば、求めた統計量の大小に応じた輝度値を有する白黒画
像が形成される。In a preferred aspect of the present invention, there is provided an ultrasonic diagnostic apparatus wherein the display attribute assigning means assigns luminance information corresponding to the magnitude of the statistic to the pixels. As a result, for example, a black-and-white image having a luminance value according to the magnitude of the obtained statistic is formed.
【００２２】本発明の他の好適な態様は、前記表示属性
付与手段が、前記統計量の大きさに応じた色情報を前記
画素に付与する超音波診断装置である。これにより、例
えば、求めた統計量が大きくなるにつれて、画素の色を
濃くしたり、色相を変えたカラー画像が形成される。Another preferred embodiment of the present invention is the ultrasonic diagnostic apparatus wherein the display attribute assigning means assigns color information corresponding to the magnitude of the statistic to the pixel. Thereby, for example, as the calculated statistic increases, a color image in which the color of the pixel is darkened or the hue is changed is formed.
【００２３】さらに別の本発明に係る超音波診断装置
は、前記統計量画像形成手段が、前記統計量マッピング
画像の各画素にマッピングされる前記統計量を所定の閾
値と比較する比較手段と、前記比較手段による比較結果
に応じた表示属性を前記各画素それぞれに付与する表示
属性付与手段とを有するものである。Still another ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention is characterized in that the statistic image forming means compares the statistic mapped to each pixel of the statistic mapping image with a predetermined threshold value, Display attribute assigning means for assigning a display attribute according to the comparison result by the comparing means to each of the pixels.
【００２４】本発明によれば、統計演算手段により求め
られた統計量を画素値とする画像が形成され、各画素の
表示属性は閾値との比較により統計量の大きさに応じて
定められる。閾値は一又は複数設定され、統計量は２つ
又は３つ以上のレンジに区分される。According to the present invention, an image is formed in which the statistic calculated by the statistic operation means is used as a pixel value, and the display attribute of each pixel is determined according to the magnitude of the statistic by comparing with a threshold value. One or more thresholds are set, and the statistics are divided into two or more ranges.
【００２５】本発明の好適な態様は、前記表示属性付与
手段が、前記統計量が生体組織の性状に関する正常値で
あるか異常値であるかに応じて、対応画素を白黒表示と
するかカラー表示とするかを切り換える超音波診断装置
である。In a preferred aspect of the present invention, the display attribute assigning means sets the corresponding pixel to monochrome display or color display according to whether the statistic is a normal value or an abnormal value relating to the property of the living tissue. This is an ultrasonic diagnostic apparatus that switches between display and display.
【００２６】例えば、統計量としてエコーデータについ
てのSNR、歪度、又は尖度を求めた場合、生体組織が正
常であれば、ヒストグラムはRayleigh分布で近似され、
上記統計量は所定値（正常値）となる。一方、病変組織
では非Rayleigh分布となり、上記統計量は所定値から外
れた異常値となる。そこで、統計量について正常値範囲
と異常値範囲とを定めることができ、求めた統計量が異
常値範囲に属する画素についてのみがカラー表示され
る。これにより、統計量マッピング画像上での病変領域
の認識を容易とすることができる。For example, when the SNR, skewness, or kurtosis of the echo data is obtained as a statistic, if the living tissue is normal, the histogram is approximated by a Rayleigh distribution,
The above statistic becomes a predetermined value (normal value). On the other hand, the diseased tissue has a non-Rayleigh distribution, and the statistic is an abnormal value deviating from a predetermined value. Therefore, a normal value range and an abnormal value range can be defined for the statistic, and only the pixels whose calculated statistic belongs to the abnormal value range are displayed in color. Thereby, it is possible to easily recognize the lesion area on the statistic mapping image.
【００２７】さらに別の本発明に係る超音波診断装置
は、前記統計量画像形成手段が、エコー強度を輝度情報
として表示するＢモード断層画像を前記統計量マッピン
グ画像に対応して形成するＢモード画像形成手段と、前
記統計量マッピング画像の各画素にマッピングされる前
記統計量を所定の閾値と比較する比較手段と、前記比較
手段による比較結果に応じた表示属性を、前記統計量マ
ッピング画像の各画素に対応する前記Ｂモード断層画像
の各画素それぞれに付与する表示属性付与手段とを有す
るものである。According to still another ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, the statistic image forming means forms a B-mode tomographic image displaying echo intensity as luminance information in correspondence with the statistic mapping image. An image forming unit, a comparing unit that compares the statistic mapped to each pixel of the statistic mapping image with a predetermined threshold, and a display attribute according to a comparison result by the comparing unit, the display attribute of the statistic mapping image Display attribute assigning means for assigning to each pixel of the B-mode tomographic image corresponding to each pixel.
【００２８】本発明によれば、エコー強度を輝度情報と
して表示するＢモード断層画像の各画素の表示属性が統
計量に応じて定められる。ここでも、閾値は一つである
必要はない。According to the present invention, the display attribute of each pixel of the B-mode tomographic image for displaying the echo intensity as luminance information is determined according to the statistics. Again, there is no need for a single threshold.
【００２９】本発明の好適な態様は、前記表示属性付与
手段が、前記統計量が生体組織の性状に関する異常値で
ある場合に、対応する前記Ｂモード断層画像の画素をカ
ラー表示する超音波診断装置である。これにより、Ｂモ
ード断層画像上で病変組織とみなされる領域が着色され
て表示され、Ｂモード断層画像上での病変領域の認識を
容易とすることができる。[0029] In a preferred aspect of the present invention, the display attribute assigning means, when the statistic is an abnormal value relating to the property of a living tissue, displays the corresponding pixel of the B-mode tomographic image in color. Device. Thereby, the area considered as the lesion tissue on the B-mode tomographic image is displayed in a colored manner, and the recognition of the lesion area on the B-mode tomographic image can be facilitated.
【００３０】また、本発明のさらに好適な態様は、前記
表示属性付与手段が、前記統計量の大きさに応じた色情
報を、前記Ｂモード断層画像の画素に付与する超音波診
断装置である。これにより、例えば、求めた統計量と正
常値との差が大きくなるにつれて、画素の色を濃くした
り、色相を変えた画像が形成される。Further, a further preferred aspect of the present invention is an ultrasonic diagnostic apparatus wherein the display attribute assigning means assigns color information according to the magnitude of the statistic to pixels of the B-mode tomographic image. . Thus, for example, as the difference between the obtained statistic and the normal value increases, an image in which the color of the pixel is deepened or the hue is changed is formed.
【００３１】[0031]
【発明の実施の形態】次に、本発明の実施形態について
図面を参照して説明する。Next, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
【００３２】図１は、本発明の実施の形態に係る超音波
診断装置の構成を示す概略のブロック図である。図１に
おいて、プローブ１０は、超音波パルスの送波及びエコ
ーの受波を行う超音波探触子であり、検査者によって被
検者の診断部位に当接される。このプローブ１０は振動
子アレイを有しており、その振動子アレイの電子走査に
よって超音波ビームが電子的に走査される。この電子走
査によって一つの走査面が形成され、この走査面から１
フレームの情報が取得される。その電子走査方式として
は例えば電子リニア走査や電子セクタ走査などを挙げる
ことができる。またプローブ１０は、図示しないメカニ
カル走査機構によって電子走査と直交する方向に揺動さ
れ、複数の揺動位置において走査面が形成される。これ
により、三次元空間の情報が複数フレームのエコーデー
タとして取得される。なお、メカニカル走査機構を用い
ずに、検査者が手でプローブ１０の向きを変える等の操
作を行ってもよい。FIG. 1 is a schematic block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention. In FIG. 1, a probe 10 is an ultrasonic probe that transmits an ultrasonic pulse and receives an echo, and is brought into contact with a diagnostic part of the subject by an examiner. The probe 10 has a transducer array, and an ultrasonic beam is electronically scanned by electronic scanning of the transducer array. One scanning surface is formed by this electronic scanning, and one scanning surface is formed from this scanning surface.
Frame information is obtained. Examples of the electronic scanning method include electronic linear scanning and electronic sector scanning. The probe 10 is swung by a mechanical scanning mechanism (not shown) in a direction orthogonal to the electronic scanning, and a scanning surface is formed at a plurality of swing positions. Thereby, information of the three-dimensional space is obtained as echo data of a plurality of frames. Note that the inspector may perform an operation such as changing the direction of the probe 10 by hand without using the mechanical scanning mechanism.
【００３３】送信ビームフォーマー１２はシステム制御
部１４による制御に従って、振動子アレイの各チャネル
ごとに遅延された送信パルスを送信駆動回路１６に供給
する。送信駆動回路１６は送信パルスを入力されると、
対応するチャネルの振動子を励振駆動するための駆動パ
ルスをプローブ１０へ出力する。振動子ごとの遅延量
は、送波される超音波がビームを形成するように、ま
た、送波ビームの方向に応じて制御される。The transmission beamformer 12 supplies a transmission pulse delayed for each channel of the transducer array to the transmission drive circuit 16 under the control of the system controller 14. When the transmission drive circuit 16 receives the transmission pulse,
A drive pulse for exciting and driving the transducer of the corresponding channel is output to the probe 10. The amount of delay for each transducer is controlled so that the transmitted ultrasonic waves form a beam and according to the direction of the transmitted beam.
【００３４】プローブ１０は、送信駆動回路１６からの
駆動パルスにより駆動されて、被検体へ超音波ビームを
送波すると共に、被検体からのエコーを受波する。プロ
ーブ１０は、振動子アレイの各チャネルごとに受信信号
を出力する。チャネルごとの受信信号は受信増幅器２０
で増幅された後、受信ビームフォーマー２２に入力され
る。受信ビームフォーマー２２は、チャネル間の受信信
号の位相差を調整して互いに加算する整相加算処理を行
って受信ビームを形成する。The probe 10 is driven by a drive pulse from the transmission drive circuit 16 to transmit an ultrasonic beam to the subject and receive an echo from the subject. The probe 10 outputs a reception signal for each channel of the transducer array. The reception signal for each channel is received by the reception amplifier 20.
, And is input to the reception beam former 22. The reception beamformer 22 forms a reception beam by performing a phasing addition process of adjusting the phase difference of the reception signal between channels and adding them to each other.
【００３５】この受信ビームフォーマー２２の出力は、
受信ビーム処理回路２４に入力される。受信ビーム処理
回路２４は各種の受信信号処理を行い得る。例えば、受
信ビーム処理回路２４は、エコー信号の包絡振幅を抽出
する検波処理や、包絡振幅信号の対数圧縮処理などを行
い得る。また、バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）を用いて
エコー信号中の基本波成分又は二次高調波成分のいずれ
かを選択する処理を行うように構成することができ、検
波処理は選択された成分信号の包絡振幅を抽出するよう
に構成することができる。検査者は、対数圧縮処理を行
うか否かや、いずれの成分信号について検波を行うかを
選択することができる。The output of the receiving beamformer 22 is
It is input to the reception beam processing circuit 24. The reception beam processing circuit 24 can perform various kinds of reception signal processing. For example, the reception beam processing circuit 24 can perform detection processing for extracting the envelope amplitude of the echo signal, logarithmic compression processing for the envelope amplitude signal, and the like. In addition, it is possible to perform processing for selecting either the fundamental component or the second harmonic component in the echo signal using a band-pass filter (BPF), and the detection processing is performed for the selected component signal. It can be configured to extract the envelope amplitude. The inspector can select whether or not to perform logarithmic compression processing and which component signal should be detected.
【００３６】フレームメモリ２６は、受信ビーム処理回
路２４で生成された情報をフレームごとに格納する。ま
た、後段での必要に応じて、検波処理前のエコーデータ
を格納する。The frame memory 26 stores the information generated by the reception beam processing circuit 24 for each frame. Also, the echo data before the detection processing is stored as necessary in the subsequent stage.
【００３７】統計処理部２８は、フレームメモリ２６に
格納された複数フレームのエコー信号の振幅に基づいて
統計量を計算する。この統計量は、三次元空間内に設定
される所望の観察断面上の各点に対応して求められる。
統計処理部２８の処理については、さらに後述する。The statistical processing unit 28 calculates a statistic based on the amplitudes of the echo signals of a plurality of frames stored in the frame memory 26. This statistic is obtained corresponding to each point on a desired observation section set in the three-dimensional space.
The processing of the statistical processing unit 28 will be further described later.
【００３８】画像形成回路３０は、統計処理部２８で求
められた統計量に基づいて、観察断面に対応した統計量
マッピング画像を形成することができる。また画像形成
回路３０はフレームメモリ２６に格納されたエコーデー
タに基づいて、観察断面でのＢモード断層画像を形成す
ることもできる。画像形成回路３０の処理についても、
さらに後述する。The image forming circuit 30 can form a statistic mapping image corresponding to the observed section based on the statistic obtained by the statistic processing section 28. Further, the image forming circuit 30 can form a B-mode tomographic image in the observation section based on the echo data stored in the frame memory 26. Regarding the processing of the image forming circuit 30,
Further details will be described later.
【００３９】表示器３２は、画像形成回路３０で形成さ
れた画像などの情報を画面上に表示し、検査者はこの画
面表示された情報に基づいて診断を行う。The display 32 displays information such as an image formed by the image forming circuit 30 on a screen, and an inspector makes a diagnosis based on the information displayed on the screen.
【００４０】図２は、統計処理部２８及び画像形成回路
３０の処理を説明するための図であり、フレームメモリ
２６内のデータ構造を示す模式図である。この模式図
は、フレームメモリ２６に格納されたデータを、それが
得られた三次元空間での構造に対応付けて表したもので
あり、三次元エコーデータ空間を表している。三次元エ
コーデータ空間は、複数のフレーム５０から構成され
る。各フレーム５０はそれぞれ電子走査の走査面上のデ
ータに対応し、図ではフレーム５０の縦方向が超音波ビ
ームの送受波距離、すなわち深さに対応し、横方向が電
子走査における走査方向に対応する。図２に示す例で
は、観察断面は、いずれかの走査面に一致して設定され
る。例えばフレーム５０Ａが観察断面に設定される。観
察断面の一部又は全部が検査者によってＲＯＩ５２Ａに
設定される。統計処理部２８は、ＲＯＩ５２Ａを縦方向
及び横方向それぞれについて細分し、複数の窓（サンプ
ル領域）５４Ａを設定する。さらに統計処理部２８は、
他のフレーム５０Ｂに、フレーム５０Ａと同じ位置、形
状のＲＯＩ５２Ｂ及び窓５４Ｂを設定する。FIG. 2 is a diagram for explaining the processing of the statistical processing section 28 and the image forming circuit 30, and is a schematic diagram showing the data structure in the frame memory 26. This schematic diagram represents the data stored in the frame memory 26 in association with the structure in the three-dimensional space from which it was obtained, and represents a three-dimensional echo data space. The three-dimensional echo data space includes a plurality of frames 50. Each frame 50 corresponds to data on the scanning surface of electronic scanning. In the figure, the vertical direction of the frame 50 corresponds to the transmission / reception distance of the ultrasonic beam, that is, the depth, and the horizontal direction corresponds to the scanning direction in electronic scanning. I do. In the example shown in FIG. 2, the observation section is set so as to coincide with one of the scanning planes. For example, the frame 50A is set as the observation section. A part or all of the observation section is set in the ROI 52A by the inspector. The statistical processing unit 28 subdivides the ROI 52A in each of the vertical direction and the horizontal direction, and sets a plurality of windows (sample areas) 54A. Further, the statistical processing unit 28
An ROI 52B and a window 54B having the same position and shape as the frame 50A are set in another frame 50B.
【００４１】統計処理部２８は、各フレーム５０内の位
置（すなわち深さ及び走査方向における位置）が同じ窓
５４を一つのグループ（サンプル空間）として取り扱
う。例えば、各フレーム５０の窓５６の集合が一つのサ
ンプル空間を構成する。統計処理部２８は各グループに
含まれる複数のエコーデータを対象として、サンプル空
間ごとに所定の統計処理を行う。ここで、複数フレーム
の窓をグループにすることにより、一つのサンプル空間
に包含されるサンプル数を増やすことができるので、窓
の大きさを比較的小さくしても、統計量の精度を確保す
ることができる。あるサンプル空間について求められた
統計量はそのサンプル空間に含まれる窓５４Ａに対応付
けられる。これにより、観察断面のＲＯＩ５２Ａの各窓
５４Ａについてそれぞれ良好な精度で統計量が求めら
れ、統計量のＲＯＩ５２Ａ上での二次元分布情報が得ら
れる。The statistical processing unit 28 treats the windows 54 having the same position in each frame 50 (that is, the position in the depth and scanning direction) as one group (sample space). For example, a set of windows 56 of each frame 50 forms one sample space. The statistical processing unit 28 performs a predetermined statistical process for each sample space for a plurality of echo data included in each group. Here, by grouping windows of a plurality of frames, it is possible to increase the number of samples included in one sample space. Therefore, even if the size of the window is relatively small, the accuracy of statistics is ensured. be able to. The statistic obtained for a certain sample space is associated with the window 54A included in the sample space. As a result, the statistic is obtained with good accuracy for each window 54A of the ROI 52A of the observation section, and two-dimensional distribution information of the statistic on the ROI 52A is obtained.
【００４２】次に統計処理部２８での統計処理の具体的
な例を説明する。まず、窓５４の深さ方向の幅は、その
幅内での減衰等の深さ依存特性の差異を無視し得るよう
に定められる。これにより、減衰の影響が除去され、窓
５４の座標に依らない不偏な統計量を求めることがで
き、その統計量に基づいて組織の正常／異常の鑑別が可
能となる。Next, a specific example of the statistical processing in the statistical processing section 28 will be described. First, the width of the window 54 in the depth direction is determined so that differences in depth-dependent characteristics such as attenuation within the width can be ignored. As a result, the influence of the attenuation is removed, and an unbiased statistic independent of the coordinates of the window 54 can be obtained. Based on the statistic, normal / abnormal tissue can be discriminated.
【００４３】第１の統計処理方法は、従来技術で述べた
ものであり、エコー信号の包絡振幅のヒストグラムのSN
R、歪度、尖度を、生体組織の性状を指標する統計量と
して算出して鑑別に利用する。上述したように、正常組
織は均一散乱媒質として扱うことができ、その包絡振幅
のヒストグラムはRayleigh分布関数になり、上記３統計
量が所定値となる。一方、病変により組織が不均一化す
ると、ヒストグラムは非Rayleigh分布化する。よって、
ヒストグラムが非Rayleigh分布へ移行する程度を表す定
量的なパラメータとして上記統計量を利用し、非Raylei
gh分布化の程度に基づいて病変を判断することができ
る。The first statistical processing method has been described in connection with the prior art, and the SN of the histogram of the envelope amplitude of the echo signal is used.
R, skewness, and kurtosis are calculated as statistics indicating the properties of living tissue, and are used for discrimination. As described above, normal tissue can be treated as a uniform scattering medium, and the histogram of the envelope amplitude becomes a Rayleigh distribution function, and the three statistics become predetermined values. On the other hand, when the tissue becomes uneven due to the lesion, the histogram has a non-Rayleigh distribution. Therefore,
Using the above statistic as a quantitative parameter indicating the degree to which the histogram shifts to the non-Rayleigh distribution,
Lesions can be determined based on the degree of gh distribution.
【００４４】第２の統計処理方法は、対数圧縮後の振幅
を用いるものである。通常の診断装置では、エコー信号
の包絡振幅Ａを対数増幅器によって圧縮した振幅Ｂを用
いて、Ｂモード像を形成して表示している。対数増幅器
の特性を（２）式に示す理想の対数変換とすると、振幅
ＡがRayleigh分布に従う場合、振幅Ｂの分散値Varは
（３）式で与えられ、一定値となる。The second statistical processing method uses the amplitude after logarithmic compression. In a normal diagnostic apparatus, a B-mode image is formed and displayed using an amplitude B obtained by compressing an envelope amplitude A of an echo signal by a logarithmic amplifier. If the characteristic of the logarithmic amplifier is an ideal logarithmic transformation shown in the equation (2), when the amplitude A follows the Rayleigh distribution, the variance Var of the amplitude B is given by the equation (3) and becomes a constant value.
【００４５】 Ｂ≡ａ・log(ｃ・Ａ) ， (a，c：定数) ………（２） Var ＝(ａ・π)2／２４ ………（３） よって、対数圧縮後の振幅を用いてＢモード像を形成す
るような場合には、組織の病変の程度を定量化するため
の統計量として、振幅Ｂの分散値Var又は標準偏差値を
利用することが可能である。[0045] B≡a · log (c · A) , (a, c: constant) ......... (2) Var = ( a · π) 2/24 ......... (3) Therefore, the amplitude after logarithmic compression Is used to form a B-mode image, the variance Var or the standard deviation of the amplitude B can be used as a statistic for quantifying the degree of tissue lesion.
【００４６】第３の統計処理方法は、エコー信号の包絡
振幅のピーク値に着目したものである。Rayleigh分布に
従うエコー信号の包絡振幅Ａのピーク値の平均値と標準
偏差との比で定義された信号雑音比SNRpを求めると、一
定値の２．４となる。よって、SNRpを非Rayleigh分布化
を表す定量パラメータとして用い、これに基づいて病変
を判断することができる。The third statistical processing method focuses on the peak value of the envelope amplitude of the echo signal. When the signal-to-noise ratio SNRp defined by the ratio between the average value of the peak value of the envelope amplitude A of the echo signal according to the Rayleigh distribution and the standard deviation is obtained, it becomes a constant value of 2.4. Therefore, it is possible to use SNRp as a quantitative parameter indicating non-Rayleigh distribution and determine a lesion based on this.
【００４７】第４〜第６の統計処理方法は、非Rayleigh
分布関数をモデル化してそのパラメータを統計量として
用いるものである。非Rayleigh分布は図３に示すよう
に、pre-Rayleigh分布とpost-Rayleigh分布とに大別さ
れる。pre-Rayleigh分布の典型がＫ分布であり、post-R
ayleigh分布の典型がRician分布である。また、pre-Ray
leigh分布から、post-Rayleighまでを記述できる一般化
したモデルとしてNakagami分布がある。以下、これらに
ついて述べる。The fourth to sixth statistical processing methods use non-Rayleigh
It models a distribution function and uses its parameters as statistics. The non-Rayleigh distribution is roughly divided into a pre-Rayleigh distribution and a post-Rayleigh distribution as shown in FIG. A typical example of the pre-Rayleigh distribution is the K distribution, and the post-R
A typical example of the ayleigh distribution is the Rician distribution. Also, pre-Ray
Nakagami distribution is a generalized model that can describe from leigh distribution to post-Rayleigh. Hereinafter, these will be described.
【００４８】まず第４の方法はＫ分布を用いるものであ
る。Ｋ分布は散乱体の数が少ないモデルに基づいて導か
れたものである。数多くの均一散乱体の中に、散乱振幅
の強い散乱体（例えば、肝硬変における繊維の塊）が粗
く混在していると、数が少ない強い散乱体が支配的にな
るため、エコー信号の包絡振幅Ａの確率密度関数は次式
のＫ分布で記述できる。First, the fourth method uses a K distribution. The K distribution is derived based on a model with a small number of scatterers. If a large number of uniform scatterers are coarsely mixed with scatterers having a high scattering amplitude (for example, a lump of fibers in cirrhosis), a small number of strong scatterers become dominant, so the envelope amplitude of the echo signal is reduced. The probability density function of A can be described by the following K distribution.
【００４９】 Ｐ(Ａ)＝２ｂ・(ｂＡ/２)M・ＫM-1(ｂＡ)／Γ(Ｍ) ………（４） ｂ≡２・(Ｍ/＜Ａ2＞)1/2 ………（５） ここに、Ｍは装置分解能セル内の散乱体の有効数を表
し、ＫM-1(ξ)は（Ｍ−１）次の第２種変形ベッセル関
数、Γ(ξ)はガンマ関数である（なお、ξは引数であ
る）。また＜ξ＞はξの平均値(期待値)を意味する。
（４）式及び（５）式から、Ｍが分かればＫ分布が定ま
ることが理解される。Ｍは次のように、振幅Ａから求め
られる。[0049] P (A) = 2b · ( bA / 2) M · K M-1 (bA) / Γ (M) ......... (4) b≡2 · (M / <A 2>) 1/2 (5) Here, M represents the effective number of scatterers in the device resolution cell, and K M-1 (ξ) is the (M-1) second-order modified Bessel function of the order, Γ (ξ) Is a gamma function (where ξ is an argument). <Ξ> means an average value (expected value) of ξ.
It is understood from the equations (4) and (5) that if M is known, the K distribution is determined. M is obtained from the amplitude A as follows.
【００５０】 Ｍ＝２／〔(＜Ａ4＞/＜Ａ2＞2)−２〕 ………（６） Ｍが大きいほど（約１２以上）、Ｋ分布はRayleigh分布
に近くなる。Ｋ分布のSNR（≦１．９１３）などの上記
３統計量はＭだけに依存している。Ｍが小さいほど、SN
Rが低下し、歪度と尖度が増加する。よって、SNRなどの
統計量の代りに、（６）式のＭを利用することができ
る。[0050] M = 2 / [(<A 4> / <A 2> 2) -2 ] ......... (6) as the M is large (approximately 12 or more), K distribution is close to Rayleigh distribution. The above three statistics, such as the SNR of the K distribution (≦ 1.913), depend only on M. As M is smaller, SN
R decreases, skewness and kurtosis increase. Therefore, M in equation (6) can be used instead of a statistic such as SNR.
【００５１】第５の方法はRician分布を用いるものであ
る。数の多い微小散乱体の中に、装置分解能セルに相当
するサイズ又はそれ以下のサイズの散乱体がおおよそ周
期的に混在している場合（例えば、脂肪肝における脂肪
の沈着）には、エコー信号の包絡振幅Ａの確率密度関数
は（１）式のRayleigh分布から次式のRician分布に変化
する。The fifth method uses a Rician distribution. When scatterers of a size corresponding to the device resolution cell or smaller are roughly periodically mixed in a large number of small scatterers (for example, fat deposition in fatty liver), an echo signal is generated. The probability density function of the envelope amplitude A changes from the Rayleigh distribution of the expression (1) to the Rician distribution of the following expression.
【００５２】 Ｐ(Ａ)＝(２Ａ/α)・exp〔−(Ａ2＋Ｒ2)/α〕・Ｉ0(２ＡＲ/α) ………（７） ここに、Ｉ0(ξ)は０次の第１種変形ベッセル関数であ
る。微小散乱体の散乱波の平均強度をαにすれば、Ｒ2
は上記周期性を持つ散乱体の散乱波の平均強度を表す。
（７）式よりＡの平均強度＜Ａ2＞を求めると、＜Ａ2＞
＝α＋Ｒ2となる。（７）式は、Ｒ＝０の場合にはRayle
igh分布関数になり、Ｒ2≫αの場合には平均値Ｒ、分散
α/２の正規分布関数に近くなる。強度比Ｒ2/αをｈと
表す。ｈは次のように、Ａから求められる。P (A) = (2A / α) · exp [− (A 2 + R 2 ) / α] · I 0 (2AR / α) (7) where I 0 (ξ) is 0 It is the following modified Bessel function of the first kind. If the average intensity of the scattered wave of the small scatterer is α, R 2
Represents the average intensity of the scattered wave of the scatterer having the periodicity.
(7) When determining the average intensity <A 2> of A from the equation, <A 2>
= Α + R 2 . Equation (7) indicates that if R = 0, Rayle
It becomes an igh distribution function, and when R 2 ≫α, it is close to a normal distribution function with an average value R and a variance α / 2. The intensity ratio R 2 / α is represented by h. h is obtained from A as follows.
【００５３】 ｒ≡＜Ａ4＞/＜Ａ2＞2 ………（８） ｈ≡Ｒ2/α ＝〔２−ｒ＋(２−ｒ)1/2〕／(ｒ−１) ………（９） ｈが分かれば、Rician分布が定まる。Rician分布のSNR
(≧１．９１３)などの３統計量はｈだけに依存し、ｈが
大きいほど、SNRが増加し、歪度と尖度が低下する。よ
って、SNRなどの統計量の代りに、（９）式の強度比ｈ
を利用することができる。[0053] r≡ <A 4> / <A 2> 2 ......... (8) h≡R 2 / α = [2-r + (2-r ) 1/2 ] / (r-1) ......... (9) If h is known, the Rician distribution is determined. Rician distribution SNR
Three statistics such as (≧ 1.913) depend only on h. As h increases, the SNR increases and the skewness and kurtosis decrease. Therefore, instead of the statistics such as SNR, the intensity ratio h of the equation (9) is used.
Can be used.
【００５４】第６の方法はNakagami分布を用いるもので
ある。Nakagami分布は次式で表される。The sixth method uses the Nakagami distribution. Nakagami distribution is expressed by the following equation.
【００５５】 Ｐ(Ａ)＝２ｍm・Ａ2m-1・exp(−ｍＡ2/α)／(Γ(ｍ)・αm) ………（１０） ここに、αはＡ2の平均値＜Ａ2＞で、パラメータｍは、
エコー信号の包絡振幅Ａから次式により求められる。P (A) = 2 mm · A 2m−1 · exp (−mA 2 / α) / (Γ (m) · α m ) (10) where α is the average value of A 2 in <A 2>, the parameter m is
It is obtained from the envelope amplitude A of the echo signal by the following equation.
【００５６】 ｍ＝α2／＜(Ａ2−α)2＞ ………（１１） Nakagami分布のSNRなどの３統計量はｍだけに依存す
る。Nakagami分布は、ｍ＝１の場合にはRayleigh分布に
なり、ｍ＜１の場合には、pre-Rayleigh分布（ｍが小さ
いほどSNRが低下し、また歪度及び尖度が増加する）に
なり、逆に、ｍ＞１の場合には、post-Rayleigh分布
(ｍが大きいほどSNRが増加し、また歪度及び尖度が低下
する）になる。よって、SNRなどの統計量の代りに、
（１１）式のｍを利用することができる。M = α 2 / <(A 2 −α) 2 > (11) Three statistics such as SNR of Nakagami distribution depend only on m. The Nakagami distribution is a Rayleigh distribution when m = 1, and a pre-Rayleigh distribution when m <1 (the smaller the m, the lower the SNR and the higher the skewness and kurtosis). , Conversely, if m> 1, post-Rayleigh distribution
(SNR increases as m increases, and skewness and kurtosis decrease.) Therefore, instead of statistics such as SNR,
M in equation (11) can be used.
【００５７】最後に第７の統計処理方法は、包絡検波前
のエコー信号の振幅についての統計量を求めるものであ
る。従来技術にて述べたように、均一散乱媒質のエコー
信号自体の振幅の確率密度関数は平均値０、分散αの正
規分布関数になる。正規分布の特徴つけの統計量として
は、尖度が一定値の３になることが知られている。よっ
て、エコー信号の包絡振幅ではなく、エコー信号自体の
振幅について、尖度を求め、これを定量値に用いること
もできる。Finally, the seventh statistical processing method is to obtain a statistic regarding the amplitude of the echo signal before the envelope detection. As described in the related art, the probability density function of the amplitude of the echo signal itself of the uniform scattering medium is a normal distribution function having an average value of 0 and a variance α. As a statistic for characterizing a normal distribution, it is known that the kurtosis has a constant value of 3. Therefore, the kurtosis can be obtained not for the envelope amplitude of the echo signal but for the amplitude of the echo signal itself, and this can be used as a quantitative value.
【００５８】統計処理部２８は以上のような統計処理を
行い、サンプル空間ごとに生体組織の性状を指標する定
量値となる統計量を算出する。そして、各サンプル空間
について求められた統計量は上述したように、当該サン
プル空間に含まれる窓５４Ａに対応付けられ、観察断面
のＲＯＩ５２Ａ上での統計量の二次元分布情報が得られ
る。The statistical processing section 28 performs the above-described statistical processing, and calculates a statistic which is a quantitative value indicating the property of the living tissue for each sample space. As described above, the statistic obtained for each sample space is associated with the window 54A included in the sample space, and two-dimensional distribution information of the statistic on the ROI 52A of the observation section is obtained.
【００５９】画像形成回路３０は統計処理部２８で得ら
れた統計量の二次元分布情報を用いた画像を形成する。
例えば、画像形成回路３０は、統計量が色情報としてマ
ッピングされたＢモード断層画像データを生成し、表示
器３２に表示させる。この画像では、各画素の輝度情報
が、観察断面の各点でのエコー強度で定義され、色情報
が、各画素に対応する位置の窓５４Ａの統計量で定義さ
れる。具体的には例えば、画像形成回路３０は、所定の
閾値を用いて、生体組織が正常とみなされる統計量範囲
か異常とみなされる統計量範囲かを判別し、例えば、統
計量が正常値より大きい異常範囲にある画素に赤色、正
常値より小さい異常値範囲にある画素に青色の表示属性
をそれぞれ付与し、一方、正常範囲にある画素は無彩色
とする。これにより、Ｂモード断層画像に形状が表され
る組織のどの部分が病変しているかが画像表示され、診
断が容易となる。さらに異常範囲を多段階に区分し、例
えば、統計量の正常値からのずれが大きいほど、その画
素の色を濃くしたり、また色相を黄色から赤色や青色に
段々と変えることにより、病変の程度についての情報を
画像上に表現することができる。The image forming circuit 30 forms an image using the two-dimensional distribution information of the statistic obtained by the statistical processing section 28.
For example, the image forming circuit 30 generates B-mode tomographic image data in which a statistic is mapped as color information, and causes the display 32 to display the data. In this image, the luminance information of each pixel is defined by the echo intensity at each point on the observation section, and the color information is defined by the statistics of the window 54A at the position corresponding to each pixel. Specifically, for example, the image forming circuit 30 uses a predetermined threshold value to determine whether the biological tissue is considered to be a normal statistical range or an abnormal statistical range. Pixels in the large abnormal range are given red display attributes, and pixels in the abnormal value range smaller than the normal value are given blue display attributes, while pixels in the normal range are achromatic. Thereby, which part of the tissue whose shape is represented in the B-mode tomographic image is displayed as an image, and diagnosis is facilitated. Furthermore, the abnormal range is divided into multiple stages.For example, as the deviation from the normal value of the statistic is larger, the color of the pixel is darkened and the hue is gradually changed from yellow to red or blue, so Information about the degree can be represented on the image.
【００６０】また、画像形成回路３０は、統計量そのも
のを画素の輝度情報とした白黒画像を形成してもよい
し、統計量そのものを画素の色相情報や色の濃さの情報
に変換したカラー画像を形成してもよい。検査者は、そ
の画像の明暗、または色相や色の濃さに基づいて組織の
病変の有無の鑑別を行うことができる。また、統計量に
応じた輝度で表された白黒画像をベースとして、統計量
が異常範囲となった画像領域を着色すれば、病変の有無
が一目瞭然となる。The image forming circuit 30 may form a black-and-white image using the statistic itself as luminance information of the pixel, or may convert the statistic itself into hue information or color density information of the pixel. An image may be formed. The examiner can determine the presence or absence of a tissue lesion based on the brightness of the image, or the hue or color density. In addition, if an image area in which the statistic is in an abnormal range is colored based on a black-and-white image represented by a luminance corresponding to the statistic, the presence or absence of a lesion can be clearly seen.
【００６１】なお、図２に示す上述の例では、観察断面
は走査面に一致して設定された。しかし、観察断面は、
三次元エコーデータ空間において任意に設定することが
できる。例えば、図４は、観察断面が走査面に直交する
ように設定された場合のフレームメモリ２６内のデータ
構造を示す模式図である。この模式図は、図２と同様、
フレームメモリ２６に格納されたデータを、それが得ら
れた三次元空間での構造に対応付けて表したものであ
り、三次元エコーデータ空間を表している。この例で
は、三次元エコーデータ空間を構成する複数のフレーム
５０に直交するように観察断面７０が設定され、その全
部がＲＯＩに設定されている。In the above example shown in FIG. 2, the observation section was set to coincide with the scanning plane. However, the observation section
It can be set arbitrarily in the three-dimensional echo data space. For example, FIG. 4 is a schematic diagram showing a data structure in the frame memory 26 when the observation section is set to be orthogonal to the scanning plane. This schematic diagram is similar to FIG.
The data stored in the frame memory 26 is represented in association with the structure in the three-dimensional space from which it was obtained, and represents a three-dimensional echo data space. In this example, the observation section 70 is set to be orthogonal to the plurality of frames 50 constituting the three-dimensional echo data space, and all of them are set to the ROI.
【００６２】統計処理部２８は、各フレーム５０を、そ
れぞれRayleigh分布が成立すると見なし得るような薄い
層領域７２（すなわち深さ方向の幅ΔＺが微小で、かつ
走査方向に延びた細長領域）に分割する。この層領域７
２がそれぞれサンプル空間とされる。すなわち、統計処
理部２８は、各サンプル空間ごとに、それに包含される
エコーデータに対して上述の統計処理方法を用い、生体
組織の性状を示す定量値となるSNRなどの統計量を算出
する。The statistical processing section 28 converts each frame 50 into a thin layer region 72 (that is, an elongated region having a small width ΔZ in the depth direction and extending in the scanning direction) such that a Rayleigh distribution can be regarded as being established. To divide. This layer area 7
2 is a sample space. That is, the statistic processing unit 28 calculates, for each sample space, the statistic such as the SNR, which is a quantitative value indicating the property of the living tissue, using the above-described statistic processing method for the echo data included therein.
【００６３】各層領域７２について算出された統計量
は、観察断面７０に投影される。一つのフレーム５０か
ら投影される複数の統計量は、観察断面７０の深さ方向
に並ぶ画素群７４を構成する。複数のフレーム５０それ
ぞれに対応する画素群７４は、観察断面７０の水平方向
（フレーム方向に対応）に配列される。すなわち、観察
断面７０上には統計量が二次元的にマッピングされ、統
計量マッピング画像が形成される。ちなみに、各サンプ
ル空間を観察断面に垂直な方向、つまり走査方向に長く
設定したことにより、各サンプル空間に包含されるサン
プル数が増え、観察断面７０の画素ごとの統計量の精度
が確保される。The statistics calculated for each layer region 72 are projected on the observation section 70. A plurality of statistics projected from one frame 50 constitute a pixel group 74 arranged in the depth direction of the observation section 70. The pixel group 74 corresponding to each of the plurality of frames 50 is arranged in the horizontal direction of the observation section 70 (corresponding to the frame direction). That is, the statistics are two-dimensionally mapped on the observation section 70, and a statistics mapping image is formed. Incidentally, by setting each sample space to be longer in the direction perpendicular to the observation section, that is, in the scanning direction, the number of samples included in each sample space increases, and the accuracy of the statistics of each pixel of the observation section 70 is secured. .
【００６４】観察断面７０上での統計量マッピング画像
は、上述の例と同様、画像形成回路３０で処理される。
例えば、統計量マッピング画像はそのまま表示器３２に
白黒表示することもできるし、各画素の統計量をＢモー
ド断層画像の色情報として表示器３２上で表現すること
もできる。The statistic mapping image on the observation section 70 is processed by the image forming circuit 30 as in the above-described example.
For example, the statistic mapping image can be displayed in black and white on the display 32 as it is, or the statistic of each pixel can be expressed on the display 32 as color information of a B-mode tomographic image.
【００６５】[0065]
【発明の効果】本発明の超音波診断装置によれば、生体
の断層面に対応して、生体の性状を示す定量値である統
計量の二次元情報を得ることができる。これにより、生
体の病変の位置、形状を画像表示することができ、病変
の鑑別が容易となる。According to the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, it is possible to obtain two-dimensional information of a statistic, which is a quantitative value indicating a property of a living body, corresponding to a tomographic plane of the living body. Thereby, the position and shape of the lesion in the living body can be displayed as an image, and the lesion can be easily identified.
【図１】 本発明の実施の形態に係る超音波診断装置の
構成を示す概略のブロック図である。FIG. 1 is a schematic block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
【図２】 観察断面を走査面に一致させた場合の本装置
の処理を説明するためのフレームメモリ内のデータ構造
を示す模式図である。FIG. 2 is a schematic diagram showing a data structure in a frame memory for explaining processing of the present apparatus when an observation section is made to coincide with a scanning plane.
【図３】 pre-Rayleigh分布及びpost-Rayleigh分布の
分布曲線をRayleigh分布に対比して示した説明図であ
る。FIG. 3 is an explanatory diagram showing distribution curves of a pre-Rayleigh distribution and a post-Rayleigh distribution in comparison with a Rayleigh distribution.
【図４】 観察断面を走査面に直交するように設定した
場合の本装置の処理を説明するためのフレームメモリ内
のデータ構造を示す模式図である。FIG. 4 is a schematic diagram showing a data structure in a frame memory for explaining processing of the present apparatus when an observation section is set to be orthogonal to a scanning plane.
【図５】 従来技術における統計量計算のためのＲＯＩ
設定を示す模式図である。FIG. 5 is a ROI for calculating a statistic in the prior art.
It is a schematic diagram which shows a setting.
１０ プローブ、１２ 送信ビームフォーマー、１４
システム制御部、１６送信駆動回路、２０ 受信増幅
器、２２ 受信ビームフォーマー、２４ 受信ビーム処
理回路、２６ フレームメモリ、２８ 統計処理部、３
０ 画像形成回路、３２ 表示器、５０ フレーム、５
２ ＲＯＩ、５４ 窓。10 Probe, 12 Transmit beamformer, 14
System control section, 16 transmission drive circuits, 20 reception amplifiers, 22 reception beamformers, 24 reception beam processing circuits, 26 frame memories, 28 statistical processing sections, 3
0 image forming circuit, 32 display, 50 frames, 5
2 ROI, 54 windows.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 隈崎 健二 東京都三鷹市牟礼６丁目22番１号 アロカ 株式会社内 (72)発明者 伊藤 貴司 東京都三鷹市牟礼６丁目22番１号 アロカ 株式会社内 Ｆターム(参考） 4C301 BB13 CC02 EE20 FF30 JB21 LL03 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continuing on the front page (72) Inventor Kenji Kumazaki 6-22-1, Mure, Mitaka City, Tokyo Aloka Co., Ltd. (72) Inventor Takashi Ito 6-22-1, Mure, Mitaka City, Tokyo Aloka Stock F term in the company (reference) 4C301 BB13 CC02 EE20 FF30 JB21 LL03
Claims (12)
データ空間を形成する送受波手段と、 前記三次元エコーデータ空間に対して、複数のサンプル
空間を設定するサンプル空間設定手段と、 前記各サンプル空間ごとに、各サンプル空間内の複数の
エコーデータを用いて生体組織の性状を指標する統計量
を演算する統計演算手段と、 前記各サンプル空間ごとの前記統計量を二次元マッピン
グして統計量マッピング画像を形成する統計量画像形成
手段と、 を有することを特徴とする超音波診断装置。1. A transmitting / receiving means for forming a three-dimensional echo data space by scanning with an ultrasonic beam; a sample space setting means for setting a plurality of sample spaces for the three-dimensional echo data space; For each space, statistical operation means for calculating a statistic indicating a property of a living tissue using a plurality of echo data in each sample space, and a two-dimensional mapping of the statistic for each sample space to obtain a statistic An ultrasonic diagnostic apparatus, comprising: a statistical image forming unit that forms a mapping image.
て、 前記各サンプル空間は、超音波ビーム方向に沿った深さ
位置が一定である細長形状を有すること、を特徴とする
超音波診断装置。2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein each of the sample spaces has an elongated shape having a constant depth position along an ultrasonic beam direction. .
て、 前記送受波手段は、第１方向の第１走査により形成され
る走査面を第２走査により第２方向に複数配列して前記
三次元エコーデータ空間を形成し、 前記サンプル空間設定手段は、前記各走査面上に二次元
配列される複数のサンプル領域を定め、前記複数の走査
面相互間で同じ面内位置にある複数の前記サンプル領域
からなる集合を前記サンプル空間とし、 前記統計量画像形成手段は、前記各サンプル空間ごとの
前記統計量を前記第２方向に交差する投影面にマッピン
グして前記統計量マッピング画像を形成すること、 を特徴とする超音波診断装置。3. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the transmitting / receiving means arranges a plurality of scan surfaces formed by a first scan in a first direction in a second direction by a second scan, and performs the tertiary transmission. Forming an original echo data space, the sample space setting means defines a plurality of sample areas arranged two-dimensionally on each of the scan planes, and a plurality of the plurality of scan areas at the same in-plane position between the plurality of scan planes. A set of sample areas is defined as the sample space, and the statistic image forming unit forms the statistic mapping image by mapping the statistic of each sample space onto a projection plane intersecting in the second direction. An ultrasonic diagnostic apparatus, characterized in that:
て、 前記送受波手段は、第１方向の第１走査により形成され
る走査面を第２走査により第２方向に複数配列して前記
三次元エコーデータ空間を形成し、 前記サンプル空間設定手段は、前記各走査面上において
超音波ビーム方向に沿った深さが一定である細長領域を
前記サンプル空間とし、 前記統計量画像形成手段は、前記各サンプル空間ごとの
前記統計量を前記第１方向に交差する投影面にマッピン
グして前記統計量マッピング画像を形成すること、 を特徴とする超音波診断装置。4. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the transmitting / receiving means arranges a plurality of scan surfaces formed by a first scan in a first direction in a second direction by a second scan. Forming an original echo data space, wherein the sample space setting means sets the sample space to an elongated area having a constant depth along the ultrasonic beam direction on each of the scanning planes, and the statistic image forming means, An ultrasound diagnostic apparatus, wherein the statistic for each sample space is mapped to a projection plane intersecting in the first direction to form the statistic mapping image.
の超音波診断装置において、 前記統計量画像形成手段は、 前記統計量マッピング画像の各画素にマッピングされる
前記統計量の大きさに応じた表示属性を、前記各画素そ
れぞれに付与する表示属性付与手段と、 を有することを特徴とする超音波診断装置。5. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the statistic image forming unit is configured to map the size of the statistic mapped to each pixel of the statistic mapping image. And a display attribute assigning unit that assigns a display attribute corresponding to each of the pixels to each of the pixels.
て、 前記表示属性付与手段は、前記統計量の大きさに応じた
輝度情報を前記画素に付与することを特徴とする超音波
診断装置。6. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 5, wherein the display attribute assigning means assigns luminance information corresponding to the magnitude of the statistic to the pixel.
て、 前記表示属性付与手段は、前記統計量の大きさに応じた
色情報を前記画素に付与することを特徴とする超音波診
断装置。7. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 5, wherein the display attribute assigning unit assigns color information according to the size of the statistic to the pixel.
の超音波診断装置において、 前記統計量画像形成手段は、 前記統計量マッピング画像の各画素にマッピングされる
前記統計量を所定の閾値と比較する比較手段と、 前記比較手段による比較結果に応じた表示属性を前記各
画素それぞれに付与する表示属性付与手段と、 を有することを特徴とする超音波診断装置。8. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the statistic image forming unit converts the statistic mapped to each pixel of the statistic mapping image into a predetermined value. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a comparing unit that compares a threshold value; and a display attribute assigning unit that assigns a display attribute according to a comparison result by the comparing unit to each of the pixels.
て、 前記表示属性付与手段は、 前記統計量が生体組織の性状に関する正常値であるか異
常値であるかに応じて、対応画素を白黒表示とするかカ
ラー表示とするかを切り換えること、 を特徴とする超音波診断装置。9. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 8, wherein the display attribute assigning unit sets the corresponding pixel to black and white according to whether the statistic is a normal value or an abnormal value regarding the property of the living tissue. Switching between display and color display.
載の超音波診断装置において、 前記統計量画像形成手段は、 エコー強度を輝度情報として表示するＢモード断層画像
を前記統計量マッピング画像に対応して形成するＢモー
ド画像形成手段と、 前記統計量マッピング画像の各画素にマッピングされる
前記統計量を所定の閾値と比較する比較手段と、 前記比較手段による比較結果に応じた表示属性を、前記
統計量マッピング画像の各画素に対応する前記Ｂモード
断層画像の各画素それぞれに付与する表示属性付与手段
と、 を有することを特徴とする超音波診断装置。10. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the statistic image forming unit converts a B-mode tomographic image displaying echo intensity as luminance information into the statistic mapping image. A B-mode image forming unit that forms corresponding to the above, a comparing unit that compares the statistic mapped to each pixel of the statistic mapping image with a predetermined threshold, and a display attribute according to a comparison result by the comparing unit And a display attribute assigning unit for assigning the attribute to each pixel of the B-mode tomographic image corresponding to each pixel of the statistical mapping image.
いて、 前記表示属性付与手段は、 前記統計量が生体組織の性状に関する異常値である場合
に、対応する前記Ｂモード断層画像の画素をカラー表示
すること、 を特徴とする超音波診断装置。11. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 10, wherein, when the statistic is an abnormal value related to a property of a living tissue, the display attribute assigning unit colorizes a corresponding pixel of the B-mode tomographic image. Displaying an ultrasonic diagnostic apparatus.
いて、 前記表示属性付与手段は、 前記統計量の大きさに応じた色情報を、前記Ｂモード断
層画像の画素に付与すること、 を特徴とする超音波診断装置。12. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 11, wherein the display attribute assigning unit assigns color information corresponding to the magnitude of the statistic to pixels of the B-mode tomographic image. Ultrasound diagnostic device.
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