JP2003061964A - Ultrasonic diagnostic apparatus - Google Patents

Ultrasonic diagnostic apparatus

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JP2003061964A
JP2003061964A JP2001254630A JP2001254630A JP2003061964A JP 2003061964 A JP2003061964 A JP 2003061964A JP 2001254630 A JP2001254630 A JP 2001254630A JP 2001254630 A JP2001254630 A JP 2001254630A JP 2003061964 A JP2003061964 A JP 2003061964A
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Naohisa Kamiyama
直久 神山
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Toshiba Corp
株式会社東芝
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an ultrasonic diagnostic apparatus having analysis algorithm capable of observing the state of not only cirrhosis but small abnormal lesion in a homogeneous tissue structure by using a statistical property of a speckle pattern to smooth an image and extracting a micro-structure.
SOLUTION: In this ultrasonic diagnostic apparatus, an ultrasonic pulse is applied to a patient to obtain a tomographic image. The apparatus is provided with analysis operating means 23, 24, 26 for extracting a specified signal by using the intensity of an echo signal generated from a region P of the patient or statistical property of amplitude information, and a display means 14 for displaying the result extracted from the analysis operating means.
COPYRIGHT: (C)2003,JPO

Description

【発明の詳細な説明】 【0001】 【発明の属する技術分野】本発明は、被検体に照射した超音波に依るエコー信号に基づき、被検体内の超音波画像を得る超音波診断装置に関し、特に、そのエコー信号の強度分布から被検体内の生体臓器中の微小な構造物を抽出する機能を備えた超音波診断装置に関する。 BACKGROUND OF THE INVENTION [0001] [Technical Field of the Invention The present invention is based on the echo signals due to the ultrasonic waves applied to the subject relates ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining an ultrasonic image within the object, in particular, an ultrasonic diagnostic apparatus having a function of extracting a minute structure in a biological organ inside the subject from the intensity distribution of the echo signal. 【0002】 【従来の技術】超音波信号を医学的に応用した例は多岐にわたっており、超音波診断装置もその1つである。 [0002] example of medically applicable BACKGROUND OF THE INVENTION Ultrasonic signals are diverse, it is also one of the ultrasonic diagnostic apparatus. 【0003】この超音波診断装置の主流は、超音波パルス反射法を用いて生体の軟部組織の断層像を得るタイプである。 [0003] The mainstream of the ultrasonic diagnostic apparatus of a type to obtain a tomographic image of the biological soft tissue using ultrasonic pulse reflection method. この撮像法は無侵襲で組織の断層像を得ることができ、X線診断装置、X線CTスキャナ、MRI装置、および核医学診断装置など、他の医用モダリティに比べて、リアルタイム表示が可能、装置が小形で比較的安価、X線などによる被曝が無い、超音波ドプラ法に拠り血流イメージングができるなど、多くの利点を有している。 The imaging method can obtain a tomographic image of tissue in a non-invasive, X-rays diagnostic apparatus, X-rays CT scanner, MRI device, and nuclear medicine diagnostic apparatus, as compared with other medical modalities, allows real-time display, device is relatively inexpensive and compact, exposure to X-ray is not, like it is blood flow imaging and more ultrasonic Doppler method has a number of advantages. このため、循環器(心臓)、腹部(肝臓、腎臓など)、乳腺、甲状腺、泌尿器、および産婦人科などの診断において広く利用されている。 Thus, cardiovascular (heart), abdomen (liver, kidney, etc.), breast, thyroid, are widely used urinary, and in the diagnosis of such obstetrics. 特に、超音波プローブを体表に当てるだけの簡単な操作によって心臓の拍動や胎児の動きをリアルタイムに観察できること、X線被曝の心配も無いことから何度も繰り返して検査できること、さらには、超音波診断装置をベッドサイドに移動させて容易に検査を行うことができる等の利点が好まれている。 In particular, the movement of the beating and the fetal heart by a simple operation of just applying an ultrasonic probe to the body can be observed in real time, that since there is no fear of X-ray exposure can be repeatedly inspected again, and further, the advantage of such can be carried out easily inspected by moving the ultrasonic diagnostic apparatus in bedside is preferred. 【0004】また、現在使用されている超音波診断装置は通常、種々の計測機能を有している。 Further, the ultrasonic diagnostic devices that are currently used normally, has various measurement functions. ここで言う「計測」とは、被検体内の物理的事象を定量化することであり、計測結果は数値自体、及び/又は、数値に相当する色や輝度などの量に変換されて提示される。 The "measurement" is to quantify the physical event in the subject, the measurement result is numerically itself, and / or are presented is converted to the amount of such as color and brightness which corresponds to a number that. 【0005】従来の超音波診断装置に搭載されている計測機能の主なものを以下に列挙する。 [0005] listed mainly the following conventional and measuring function is installed in the ultrasonic diagnostic apparatus. 1、形状計測:この形状計測機能により、例えば肝臓腫瘍の大きさ、心筋の壁厚、胎児の大きさなどが計測される。 1, shape measurement: This shape measuring function, for example, liver tumors size, myocardial wall thickness, such as the size of the fetus is measured. 2、速度計測:この速度計測機能には、例えば、ドプラ法を用いた動脈の血流速度、カラードプラ法を用いた肝臓内血管の血流速度マッピングがある。 2, speed measurement: The speed measurement function, for example, blood flow velocity of the artery using a Doppler method, there is a blood flow velocity mapping intrahepatic vessels using a color Doppler method. 3、体積、流量などの計測:この計測機能により、例えば、心腔内のいくつかの長さを元にした心腔の容積推定、造影剤の信号強度の経時変化からの血流量の計測が行われる。 3, volume flow measurement, such as: This measurement function, for example, heart chamber volume estimated that a few of the original length of the intracardiac, measurement of blood flow from the temporal change of the signal intensity of a contrast agent It takes place. 【0006】このような計測によって得られる計測値は、当然のことながら、疾病の重症度を評価する上で有用な情報になるものが多い。 [0006] Measurement values ​​obtained by such measurement is, of course, what is often a useful information to assess the severity of the disease. 例えば、腫瘍サイズや血管内の逆流の程度などの情報はすぐさま、治療の必要性の度合いを示している。 For example, information such as the degree of regurgitation in tumor size or vessels immediately show the degree of need for treatment. 【0007】その一方で、疾病を直接評価するためのものではなくても、被検体の健康状態の診断に間接的に役立つ計測情報も数多く存在している。 [0007] On the other hand, even if not intended to evaluate the disease directly, and there are many well measured information to help indirectly in the diagnosis of health condition of the subject. むしろ、日常の身近な計測としては、この方が一般的である。 Rather, as the familiar measure of day-to-day, this man is common. 例えば、被検体の身長、体重、血圧、或いは血液検査によって得られる様々な数値などが、この範疇に入る。 For example, height of the subject, the body weight, blood pressure, or a variety of numerical values ​​obtained by the blood test, fall into this category. 【0008】さらに、このような様々な計測機能とは一線を画す事項として、医師の経験的な判断に拠る、定量化に近い診断がある。 [0008] In addition, as a matter apart from such a wide variety of measurement functions, due to the doctor of empirical judgment, there is a diagnosis close to the quantification. この貴重な診断は、医療現場において随所にみることができる。 This valuable diagnosis, can be seen everywhere in the medical field. 例えば、このような診断の一つに、肝臓の硬変度の診断がある。 For example, one such diagnostic, there is diagnostic of liver hard Hendo. 【0009】肝硬変とは、肝細胞の破壊と再生が繰り返されることにより肝臓内に繊維化組織が増え、次第に肝細胞数が減り、肝臓が硬く縮小した状態になることを言う。 [0009] The liver cirrhosis, increases in liver fibrosis tissue by repeated playback and destruction of liver cells, decreases gradually hepatocyte numbers, but also a state in which the liver is reduced hard. 肝硬変の初期の段階では、患者の自覚症状もない上に、超音波診断画像においても、その微小な繊維化構造を視認することは難しい。 In the early stages of cirrhosis, on no subjective symptoms of the patient, even in the ultrasonic diagnostic image, it is difficult to visually recognize the fine fiber structures. しかしながら肝硬変度が高くなるに連れ、肝臓実質のスペックルパタンの不均一さが視認できるようになるため、医療現場ではこの不均一さを目視観察することで、肝硬変の度合いを判断する基準としている。 However As the cirrhosis degree is high, since the unevenness of the liver parenchyma of speckle pattern is become visible, in the medical field by visually observing the unevenness, and the criterion for determining the degree of liver cirrhosis . 【0010】この超音波診断画像に現れるスペックルパタンとは、無数の散乱体が超音波の解像度以下の細かさで分布しているときに、散乱波の無数の重畳によってエコー信号強度に高い部分と低い部分とが生じる現象である。 [0010] The appearing speckle pattern and the ultrasonic diagnostic image, when countless scatterers are distributed at a density higher than ultrasound resolution, high partial echo signal intensity by countless superposition of scattered waves When is a phenomenon in which the lower part and the results. これは、いわゆる干渉縞に近い物理現象であり、そのパタン自体は臓器の構造を直接に反映するものではないことは良く知られている。 This is a physical phenomenon close to the so-called interference fringe, the pattern itself is well known that do not directly reflect the structure of the organ. 上記の肝硬変の観察も、スペックルパタンが繊維化組織の構造の様子を直接は反映していない。 Additional cirrhosis observed, the speckle pattern does not reflect directly the state of the structure of fibrous tissues. しかしながら、肝硬変の重症度が増すにつれて、このスペックルパタンが特徴的な視覚的パタンを呈するため、これが診断に利用されているのである。 However, as the severity of the liver cirrhosis increases, the speckle pattern is for exhibiting a characteristic visual pattern, this is what is used for diagnosis. 【0011】例えば、図15(a)、(b)に、上記の肝硬変の観察の際に参考とされる肝臓の断層像を模式的に示す。 [0011] For example, FIG. 15 (a), the (b), the shows a tomographic image of the liver which is a reference for which the above cirrhosis observations schematically. 同図(a)は、肝臓に異常の無い正常者の断層像であり、肝臓のスペックルパタンと呼ばれる模様が比較的一様に見えている。 FIG (a) is a tomographic image of the abnormality without normal person liver, pattern called liver speckle pattern is seen relatively uniform. これに対し、同図(b)は、疾病を持つ異常な肝臓の断層像を模式的に示しており、そのスペックルパタンが、上記同図(A)の画像に比べて不均一になっていることが確認できる。 In contrast, FIG. (B) is a tomographic image of an abnormal liver with disease schematically illustrates, the speckle pattern, taken uneven as compared with the image of the drawing (A) that there can be confirmed. 【0012】従って、肝臓の超音波診断画像が提示されたときに、そのスペックルパタンの「均一さ」を目視観察し、その不均一な様相が強い場合には、肝硬変の異常肝の疑いがあると診断されるわけである。 Accordingly, when the ultrasonic diagnostic image of the liver is presented, the "uniformity" of the speckle pattern was visually observed, in which case a non-uniform appearance is strong, suspected cirrhosis abnormal liver it is not be diagnosed as having. 【0013】しかしながら、これまで、この例における「スペックルパタンの不均一さ」、すなわち「異常度」 [0013] However, to date, "unevenness in the speckle pattern" in this example, that "the degree of abnormality"
が数値化されたケースはなく、あくまで診断は医師の経験的な判断に拠っていた。 There is not digitized case, only diagnosis was Depending on the doctor of empirical judgment. 【0014】そして、近年になってようやく、上述のような医師の経験的な判断による診断が人間のどのような認識パタンの元で行われているのか、という疑問を客観的に且つ科学的に解明しようという研究がなされるようになった。 [0014] and, in recent years finally, whether the diagnosis by a physician of empirical judgment, such as described above are performed in human beings of any recognition pattern of the original, objectively and scientifically the question of research that attempts to elucidate came to be made. 例えば: 1、 Yamaguchi T,Hachiya H, For example: 1, Yamaguchi T, Hachiya H,
“Modeling of the Cirrhoti "Modeling of the Cirrhoti
c Liver Considering the L c Liver Considering the L
iver Lobule Structure”,Jp iver Lobule Structure ", Jp
n,J. n, J. App;. App ;. Phys. Phys. Vol. Vol. 38(199 38 (199
9)pp. 9) pp. 3382−3392; 2、 大塚、山口、蜂屋:”病変肝の超音波Bモード画像のシミュレーションによる検討”,信学技報,US9 3382-3392; 2, Otsuka, Yamaguchi, Hachiya: "A study by simulation of the ultrasound B-mode image of the lesion liver," IEICE, US9
6−16(1996−06),pp. 6-16 (1996-06), pp. 15−22: 3、 菊池恒夫、中澤敏弘 他、”超音波診断装置のエコー波形スペクトル形状による間疾患定量診断技術の開発”,日超医基礎技術研究会,BT−2000−31, 15-22: 3, Tsuneo Kikuchi, Toshihiro Nakazawa et al., "Development of between disease quantitative diagnostic techniques by the echo waveform spectral shape of the ultrasonic diagnostic apparatus", the day than physicians Fundamental Technology Research Association, BT-2000-31,
pp. pp. 9−15(2001);などの論文がある。 9-15 (2001); there is a paper, such as. 【0015】これらの文献によれば、前記肝臓の断層像のスペックルパタンが肝硬変の進行に伴い変化していく(図15(a)、(b)参照)理由は、肝硬変の進行に伴い発生する結節と繊維化組織が、その進行と共に大きさを増していく過程で超音波パルスに対して構造物として認知されるに至ると、そのスペックルパタンにも構造物としての情報が徐々に現れ、増加していくため、これに伴いその様相も徐々に変化していくものと考察されている。 According to these documents, the speckle pattern of the tomographic image of the liver will change with the progress of cirrhosis (Fig. 15 (a), (b) refer) reasons, it occurs with the progress of cirrhosis nodules and fibrosis tissue is reaches the perceived as a structure to the ultrasonic pulses in the process of increasing the size with its progression, appeared gradually information as structures in the speckle pattern since the increases, its appearance is also discussed as gradually changes accordingly. 【0016】また、これまでに開示されている従来技術においても、この肝硬変の進行度を定量化しようという試みがいくつかなされている。 [0016] Also in the prior art disclosed so far it has been made several attempts to quantify the progress of the cirrhosis. 例えば、特願2000− For example, Japanese Patent Application No. 2000-
054201において、『超音波診断装置及び超音波による組織正常の定量解析手法』なる発明がある。 In 054201, there is a invention having "normal quantitative analysis method tissue by the ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic". 【0017】この特願2000−054201記載の発明は、以下に示すようなスペックルパタンの統計的性質に基づくものである。 [0017] The invention of this Japanese Patent Application No. 2000-054201 described is based on the statistical properties of speckle pattern as shown below. 【0018】図16(A)の曲線51は、正常な肝臓から反射されるエコー信号の輝度値の確率密度分布を示す。 [0018] Curve 51 in FIG. 16 (A) shows the probability density distribution of the luminance values ​​of the echo signals from normal liver. 確率・統計的な観点から言えば、散乱体がランダムに分布しているならば、それらの散乱体から反射されるエコー信号の強度である振幅値の確率密度分布P(x) Speaking from the probability and statistical point of view, if the scatterer are randomly distributed, the probability density distribution of the amplitude values ​​is the intensity of the echo signal reflected from their scatterer P (x)
は、P(x)=(x/σ )exp(−x /2σ Is, P (x) = (x / σ 2) exp (-x 2 / 2σ 2)
で表されるレイリー分布に従うことになる。 In will be subject to Rayleigh distribution represented. ここでσ Here σ 2
は分散を表し、平均0と規格化される。 Represents the variance is averaged 0 and standardized. 【0019】肝臓が正常である場合、肝臓内には多くの散乱体(血管などの自明な構造物は除く)がランダムに存在していると仮定できるので、肝臓を表すエコー信号強度(振幅)の確率密度関数は図16(A)で示す曲線51のようにレイリー分布を呈する。 [0019] When liver is normal, many scatterers in the liver because (except for trivial structures such as blood vessels) can be assumed to be randomly present, the echo signal intensity representative of the liver (amplitude) the probability density function exhibiting a Rayleigh distribution as shown by curve 51 shown in FIG. 16 (a). しかし肝臓に上述のような繊維化構造が増加していくと、そのスペックルパタンは構造物を反映するようになり、ランダムとは言えなくなる。 However, the fiber structures such as described above in liver increases, the speckle pattern becomes to reflect the structure will not be said to be random. その結果、輝度の確率密度関数は、同図(B)の曲線52に示すごとく、レイリー分布から逸脱することになる。 As a result, the probability density function of brightness, as shown in curve 52 of FIG. (B), will deviate from the Rayleigh distribution. 【0020】このように、肝臓が正常であるか、異常であるかの判断は、エコー信号強度の確率密度分布曲線が呈する概形を観察することにより可能となる。 [0020] Thus, if the liver is normal, whether an abnormal determination is made possible by observing the outline exhibiting a probability density distribution curve of the echo signal strength. すなわち、実測により得られた確率密度分布と理論値としてのレイリー分布との誤差がその評価の判断基準とされている。 That is, the error of the Rayleigh distribution as the probability density distribution and the theoretical values ​​obtained by actual measurement is a criterion for the evaluation. 【0021】しかしながら、超音波診断画像の分解能は、送信周波数、送信波数、送信口径などによって決定されており、上述のような肝硬変における初期の繊維化構造、あるいは組織の中に存在する微小な病変(一般的な診断時の分解能の限界に近いかそれ以下の病変)は、 [0021] However, the resolution of the ultrasonic diagnostic images, transmission frequency, transmission wavenumber are determined by such transmission diameter, the initial fiber structures in cirrhosis as described above or microscopic lesions present in the tissue, (of common resolution at diagnosis near the limit below the lesion), the
スペックルパタンに埋もれて見えないか、あるいはスペックルパタンと識別が難しい状態で映像化されている現状がある。 Do not be seen buried in the speckle pattern, or there is a status quo that has been imaged speckle pattern and identification is a difficult state. 肝硬変の診断としては、患者の自覚症状があまり出てこない初期段階で画像を元に診断できるのが理想であるのだが、超音波診断には前述のような特性があるために、スペックルの中に微小構造物を見つけ、さらに定量化することは非常に困難なことであった。 The diagnosis of cirrhosis of the liver, but he is an ideal that the image can be diagnosed based on the initial stage of subjective symptoms of the patient does not come out too much, in order to the ultrasonic diagnosis there is a characteristic, such as described above, speckle the microstructure found, it was very difficult to further quantify in. 【0022】 【発明が解決しようとする課題】本発明は上記事情に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、スペックルパタンの統計的性質を利用してスペックル部の画像の平滑化を行うと共に微小構造物を抽出することで、肝硬変の進行度をはじめ、均質な組織構造の中にある微小な異常病変を観察することが可能な解析アルゴリズムを具備した超音波診断装置を提供することにある。 [0022] [0008] The present invention has been made in view of the above circumstances, it is an object of the image of the speckle part by utilizing the statistical properties of speckle pattern by extracting the microstructure performs smoothing, including progress of cirrhosis, an ultrasonic diagnostic apparatus having a homogeneous analysis algorithm capable of observing a minute abnormal lesions in the tissue structure It is to provide. 【0023】 【課題を解決するための手段】上記課題を解決するために、請求項1記載の発明は、被検体に超音波パルスを照射することにより断層像を得る超音波診断装置において、前記被検体部位から発生するエコー信号の強度あるいは振幅情報の統計的性質を用いて特定の信号を抽出する解析演算手段と、該解析演算手段より抽出した結果を表示する表示手段とを備えたことを特徴とする。 [0023] In order to solve the above object, according to an aspect of, the invention of claim 1, wherein there is provided an ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining a tomogram by irradiating an ultrasonic pulse into a subject, the an analysis arithmetic means for extracting a specific signal using a statistical nature of the strength or amplitude information of the echo signals generated from the subject site, further comprising a display means for displaying the results extracted from the analysis arithmetic operation means and features. 【0024】上記課題を解決するために、請求項13記載の発明は、被検体に超音波パルスを照射することにより断層像を得る超音波診断装置において、前記パルスのエコー信号のあるサンプル領域から第1の統計量を演算する手段と、前記演算するサンプルの近傍に存在する別のエコー信号から、前記エコー信号の振幅値がレイリー分布に従う統計量を有する領域を探索する手段と、前記探索した領域から、第2の統計量を演算する手段と、前記第1、第2の統計量を利用して、前記サンプル領域の前記エコー信号がレイリー分布に従うという仮説を検定する検定処理を行う手段と、前記検定によって得られた結果を用いて、前記サンプル領域の組織性状の重症度を判定する手段と、前記判定した結果を表示部に画像あるいは数値表示する [0024] In order to solve the above problems, the invention of claim 13, wherein there is provided an ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining a tomogram by irradiating an ultrasonic pulse to the subject, from a sample region of the echo signal of the pulse It means for calculating a first statistical amount, from another echo signal present in the vicinity of the sample the operation means for amplitude value of the echo signal to search for a region having a statistic according Rayleigh distribution, and the search from the area, it means for calculating a second statistic, the first, and means for using the second statistic, performs verification processing said echo signal of said sample region to test the hypothesis that follow Rayleigh distribution , using the results obtained by the test, and means for determining the severity of the tissue properties of the sample area, an image or numerical display on a display unit the result of the above determination 能とを具備したことを特徴とする。 And characterized by including a capability. 【0025】上記課題を解決するために、請求項14記載の発明は、被検体に超音波パルスを照射することにより断層像を得る超音波診断装置において、前記パルスのエコー信号のあるサンプル領域から第1の統計量を演算する手段と、前記演算するサンプルの近傍に存在する別のエコー信号から、前記エコー信号の振幅値がレイリー分布に従う統計量を有する領域を探索する手段と、前記探索した領域から第2の統計量を演算する手段と、前記第2の統計量を利用して、前記サンプル領域にCFAR [0025] In order to solve the above problems, the invention of claim 14, wherein there is provided an ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining a tomogram by irradiating an ultrasonic pulse to the subject, from a sample region of the echo signal of the pulse It means for calculating a first statistical amount, from another echo signal present in the vicinity of the sample the operation means for amplitude value of the echo signal to search for a region having a statistic according Rayleigh distribution, and the search It means for calculating a second statistical amount from the region, by using the second statistic, CFAR to the sample area
処理を施す演算手段と、前記CFAR処理の結果を表示する表示手段とを具備したことを特徴とする。 Calculating means for processing the applied, characterized by comprising a display means for displaying the results of the CFAR processing. 【0026】 【発明の実施の形態】以下に、本発明の実施例を図面に基づき説明する。 [0026] BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Hereinafter, will be explained based on the embodiment of the present invention with reference to the drawings. 図1は、本実施形態における超音波診断装置の制御構成を示すブロック図である。 Figure 1 is a block diagram showing the control configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus of this embodiment. 【0027】本発明は、種々の診断装置に対して適応可能であるが、本実施例は超音波診断装置の場合について説明する。 [0027] The present invention is applicable to various diagnostic device, this embodiment will be described for the case of the ultrasonic diagnostic apparatus. また、診断部位は、正常時には比較的均質な組織構造を持つ、肝臓、膵臓、心筋などに応用が可能であるが、本例では肝臓の肝硬変重症度を診断する場合について説明を行う。 Further, the diagnostic site, during normal with relatively homogeneous tissue structures, liver, pancreas, are possible and the application myocardium, in this example a description is given of when diagnosing liver cirrhosis severity of the liver. 【0028】[構造の説明]図1に示すように、本実施形態における超音波診断装置は、被験者との間で超音波信号の送受信を担う超音波プローブ12と、この超音波プローブ12を駆動し且つ超音波プローブ12の受信信号を処理する装置本体11と、この装置本体11に接続され且つオペレータからの指示情報を装置本体11に入力可能な入力装置13と、モニタ14を具備する。 As shown in FIG. 1 [Description of Structure] The ultrasonic diagnostic apparatus of this embodiment includes an ultrasonic probe 12 responsible for transmitting and receiving ultrasound signals to and from a subject, driving the ultrasonic probe 12 an apparatus main body 11 for processing the received signals to and ultrasonic probe 12, an input device 13 capable of inputting to the apparatus main body 11 instruction information from the connected and the operator to the apparatus main body 11 comprises a monitor 14. 入力装置13には、診断装置の制御や様々な画質条件設定を行うことが可能な、ボタン、キーボード、トラックボールなどが含まれる。 To the input device 13, which can be controlled and various image quality condition setting of the diagnostic device, button, keyboard, etc. trackball. 【0029】装置本体11は、超音波送信ユニット2 The apparatus main body 11, ultrasonic transmission unit 2
1,超音波受診ユニット22、Bモード処理ユニット2 1, ultrasonic consultation unit 22, B mode processing unit 2
3,ドプラ処理ユニット24、画像生成回路25,(本発明で主要な)信号解析ユニット26、制御プロセッサ(CPU)27、記憶媒体28,その他のインターフェース29、を具備する。 3, the Doppler processing unit 24, an image generating circuit 25, (the present invention a major) signal analysis unit 26, a control processor (CPU) 27, a storage medium 28, other interface 29 comprises a. これらは集積回路などのハードウェアで構成されることもあるが、ソフトウェア的にモジュール化されたソフトウェアプログラムである場合もある。 It may be composed of hardware such as integrated circuits, but also be a software modularized software programs. 【0030】超音波送信ユニット21は、図示省略の、 The ultrasonic transmission unit 21, not shown,
遅延回路及びパルサ回路といった送信回路から構成されており、また超音波受診ユニット22はA/D変換器、 And a transmitting circuit such as a delay circuit and a pulsar circuit, ultrasonic consultation unit 22 A / D converter,
加算器といった受信回路からなり、パルス状の超音波を生成してプローブ12の振動素子に送り、被検体内の組織で散乱したエコー信号を再びプローブ12で受信することで受信信号を得る。 Made from the receiving circuit such as an adder, the feed to the vibrating element of the probe 12 to generate a pulsed ultrasound, to obtain a received signal by receiving the probe 12 again echo signals scattered by the tissue in the subject. 【0031】超音波受診ユニット22からの出力は、B [0031] The output from the ultrasonic consultation unit 22, B
モード処理ユニット23に送られる。 It is sent to the mode processing unit 23. ここでエコー信号対数増幅、包絡線検波処理などが施され、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータとなる。 Here the echo signal logarithmic amplification, is performed like envelope detection processing, the signal strength is data expressed by a luminance level. ドプラ処理ユニット24は、エコー信号から速度情報を周波数解析し、 Doppler processing unit 24 frequency-analyzes velocity information from the echo signal,
解析結果を画像生成回路25に送る。 Sending an analysis result to the image generation circuit 25. 【0032】画像生成回路25では、超音波スキャンの走査線信号列から、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される、また種々の設定パラメータの文字情報や目盛などと共に合成され、ビデオ信号としてモニター14に出力する。 [0032] In the image generating circuit 25, the scanning line signal string for ultrasonic scanning is converted like the scanning line signal string of a general video format typified television, also character information and scales of various configuration parameters They are combined together like, and outputs to the monitor 14 as a video signal. かくして被検体組織形状を表す断層像がモニタ14に表示される。 Thus tomographic image representing a subject tissue shape is displayed on the monitor 14. また画像生成回路25には、画像データを格納する記憶メモリを搭載し、例えば診断の後に操作者が呼び出すことが可能となっている。 Also the image generation circuit 25 is equipped with a storage memory for storing image data, it is possible to call the operator for example, after the diagnosis. 【0033】制御プロセッサ27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手段である。 The control processor 27 has a function as an information processing apparatus (computer), a control means for controlling the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus main body. また本発明の信号解析においても、必要なプログラムやデータを記憶媒体28から信号解析ユニット26へ転送する旨の指令を送る。 Also in the signal analysis of the present invention, sends the instruction to transfer the necessary program and data from the storage medium 28 to the signal analyzing unit 26. 【0034】記憶媒体28は、前記診断画像の保存を行う他、前述の種々の解析ソフトウェアプログラムを保管している(詳細は後述する)。 The storage medium 28, in addition to performing the storage of the diagnostic image, and stores the various analysis software program (details will be described later) of the foregoing. 【0035】信号解析ユニット26は、超音波受信ユニット22直後の出力信号(radio frequen The signal analysis unit 26, ultrasonic reception unit 22 immediately after the output signal (radio frequen
cy(RF)信号と呼ばれる)、もしくはBモード処理部23通過後の画像輝度信号を読み込み、後述する本発明の解析処理を行い、その結果を画像処理ユニット25 cy called (RF) signals), or reads an image luminance signal of the B-mode processing unit 23 after passing, performs analysis processing of the present invention to be described later, the image processing unit and the results 25
を経由して表示部に表示する、或いは記憶媒体28に保存する、若しくはネットワークインターフェース29を経由して外部のPC、プリンタなどに転送する。 Displayed on the display unit via the, or stored in the storage medium 28, or via the network interface 29 transfers an external PC, such as a printer. 【0036】[解析手法の説明]次に、信号解析ユニット26における解析手法について図2を基に説明する。 [0036] [Description of analysis method will now be described analysis method in the signal analyzing unit 26 based on FIG. 【0037】初めに、解析の対象となるエコー信号が、 [0037] First, the echo signal to be analyzed is,
操作者によって選択される。 It is selected by the operator. この信号はRF信号を使用する場合であっても、肝臓実質から得られたエコー信号であることが望ましいので、図2のように画像内に領域41(以下、ROI41と称す。)を指定することで、 Even this signal in a case of using the RF signal, since it is desirable that the echo signals obtained from the liver parenchyma region 41 in the image as shown in FIG. 2 for specifying (hereinafter referred to as ROI 41.) that is,
空間的に対応するエコーデータが、信号解析ユニット2 Spatially corresponding echo data, signal analysis unit 2
6に取り込まれるようになっている。 It has become as to be taken up to 6. 尚、本例ではRO In the present embodiment RO
I41の形状は方形であるが、円形(楕円)、或いは自由閉曲線などの指定も可能である。 The shape of I41 is a square, circular (elliptical), or specify a possible such as free closed curve. また、複数のROI In addition, a plurality of ROI
41を指定することも可能である。 41 It is also possible to specify. 【0038】次に、ROI41内の信号について以下の処理が行われる。 Next, the following processing is performed on the signal in the ROI 41. ここで、ROI41内のRF信号若しくは画像輝度信号は、診断画像に空間的に対応した2次元配列で番号付けされているものとする。 Here, RF signal or image luminance signal in ROI41 is assumed to be numbered in a spatially two-dimensional array corresponding to the diagnostic image. 例えば図3に示すように、ROI41内にはx方向にNx個、y方向にNy個、計Nx×Ny個のデータがあるものとする。 For example, as shown in FIG. 3, Nx pieces in the x direction in the ROI 41, Ny-number in the y-direction, it is assumed that there is a total of Nx × Ny pieces of data.
また、ROI41内にある点Pの座標を(x,y)とする(ただし1≦x≦Nx,1≦y≦Ny)。 Further, the P of coordinates points within ROI 41 (x, y) to (where 1 ≦ x ≦ Nx, 1 ≦ y ≦ Ny). 【0039】このROI41内の各点P(x,y)に対して、以下に説明する演算処理が施される。 [0039] For each point in this ROI41 P (x, y), processing is performed as described below. 【0040】まず、図4に示すように、P(x,y)の近傍領域が確保される。 [0040] First, as shown in FIG. 4, the area near to P (x, y) is secured. この近傍領域は点Pを中心とした円形である方がより理想的な形となるが、ここでは簡単のため、図4に示すようにx方向に±a,y方向に± While Write this neighboring region is a circle centered on point P is more ideal shape, wherein for simplicity, ± the x direction as shown in FIG. 4 a, ± y directions
bとなるような方形の領域で考えることにする。 To be considered in the rectangular region such that b. (注意:図4の近傍領域は、図3のROI41内に含まれるものであり、一般的には図3に示すROI41より十分小さい。)ここで、この近傍領域内にある点をQ(i, (Note. Vicinity region of Figure 4 is intended to be included within the ROI41 3, is generally sufficiently smaller than ROI41 shown in FIG. 3) Here, the points in this neighborhood area Q (i ,
j)、点P,Qにおける信号強度の値をそれぞれIp, j), the point P, and the value of the signal intensity in the Q respectively Ip,
Iqとする。 And Iq. 【0041】次に、上記近傍領域に対して「類似度」なる観点から平滑処理を施す。 Next, the smoothing process is performed in terms consisting "similarity" to the nearby regions. 以下、この平滑処理について一般的説明を行った後、本発明に係る平滑処理の具体的説明を行うことにする。 Hereinafter, after a general description was performed on the smoothing processing, to performing specific explanation of the smoothing process according to the present invention. 【0042】<A:一般的説明>この平滑処理とは、ある点の値に、近傍の点の情報(値)が幾分重み付けされることで、いわゆる「ぼかし」の効果を得る処理のことである。 [0042]: The <A general description> This smoothing process, the value of a point, that in the vicinity of the point information (value) is somewhat weighted, the process of obtaining the effects of the so-called "blurring" it is. 従来の一般的な平滑化処理は、2点間の距離に相関した重み付けがなされる場合が多い(すなわち近い点の重み係数は大きく、遠い点の重み系数は小さい)。 Conventional general smoothing process is often correlated weighted distance between the two points is performed (i.e. the weight coefficient close points increases, the weight-based number of furthest point is small). 【0043】<B:本発明に係る平滑処理の具体的説明>これに対して、本発明の手法による重み係数は2点間の距離に無関係で、2点が統計的に似ているか否かという「類似度」なる観点から決定される。 [0043]: For <B DETAILED DESCRIPTION OF smoothing processing according to the present invention> This weighting factor according to the method of the present invention is independent of the distance between two points, whether two points are similar statistically It is determined from the point of view which is "similarity" that. 上記点Pに対して、近傍の点Qの類似度が高い場合には、例えば1に近い係数によって点Qの値が点Pに重み付けされ、類似度が低い場合には、例えば0に近い係数によって点Qの値が点Pに重み付けされる。 With respect to the point P, when the degree of similarity of the point Q near the value of the point Q are weighted point P by a factor close for example 1, when the degree of similarity is low, for example close to zero coefficient the value of the point Q are weighted point P by. このように、類似度によって平滑化される処理を「コヒーレントフィルタ」処理と呼ぶ。 Thus, the process which is smoothed by the similarity is referred to as a "coherent filter" process. 【0044】以下に、コヒーレントフィルタ処理の一例を説明する。 [0044] Hereinafter, an example of a coherent filter processing. 【0045】まず始めに、以下の評価関数Wを定義する: W=D−|Iq−Ip|/σ …(1) ここで、σはROI41内のエコー信号強度の確率密度分布から得られる標準偏差であり、Dは別途設定されるしきい値である(図5参照)。 [0045] First, define the following evaluation function W: W = D- | Iq-Ip | / σ ... (1) where, sigma is obtained from the probability density distribution of the echo signal intensity within ROI41 standard the deviation, D is a threshold to be set separately (see Fig. 5). 仮にW<0の場合(すなわち、右辺第2項がしきい値Dより大きい場合)には、 Assuming the case of W <0 (i.e., if the second term on the right side is larger than the threshold D), the
点Qは点Pと「似ていない」と判断され、重み付けの対象から除外される(これは統計学の検定という手法で、 Point Q is determined that the point P "dissimilar", is excluded from the target of weighting (This technique of statistical tests,
棄却域をDと選んだ場合に相当する)。 The rejection region corresponds to the case where you choose and D). 仮にW>0の場合は点Qの振幅値IqはIpに重み付けされることになる。 If the amplitude value Iq of point Q in the case of W> 0 will be weighted Ip. 但し、その際の重み付け係数Cw(i,j)は、以下のような強度の差の関数となる: Cw(i,j)=[1−{(Iq−Ip)/σD} However, the weighting coefficient Cw during the (i, j) is a function of the difference in intensity as follows: Cw (i, j) = [1 - {(Iq-Ip) / σD} 2]
2. 【0046】この重み係数を近傍領域の全ての点について求め、点Pに加算したものが、演算後の点Pの値Ip [0046] determined for all points of the weighting coefficients neighboring region, obtained by adding the point P, the value Ip of point P after the operation
´となる: Ip´=Ip+{Σ(Cw(i,j)×Iq(i, A ': Ip' = Ip + {Σ (Cw (i, j) × Iq ​​(i,
j))}/Ctot ただしCtotはCwの総加算量である。 j))} / Ctot However Ctot is the total addition amount of Cw. 【0047】上記棄却域Dは、操作者によって指定、変更が可能であるが、言うまでもなく最適な条件が超音波診断装置内に予め保管されるものとする。 [0047] The critical region D is designated by the operator, but can be changed, of course optimal conditions shall be pre-stored in the ultrasonic diagnostic apparatus. 先に説明したように、エコー信号の振幅はレイリー分布に従うといった統計的性質があるため、この棄却域Dは、レイリー分布の確率密度関数から決定される。 As described above, the amplitude of the echo signal is statistical properties such as according to the Rayleigh distribution, the critical region D is determined from the probability density function of the Rayleigh distribution. 【0048】本手法で得られる画像処理の結果を図6に示す。 [0048] The result of the image processing obtained by this method is shown in FIG. 但し、(A)は原画像であり、対象は正常な肝臓であるが、肝臓上部には境界が、また肝臓内にも比較的大きな血管の断面といった構造物が確認されている例である。 However, (A) is a source image, the subject is a normal liver, liver upper boundary is also an example of the structure such as a relatively large blood vessel cross-section in the liver have been identified. そして、(B)が演算後の画像である。 Then, an image after the operation (B). ここで標準偏差σには、本データにおける肝臓実質内の比較的均質な部分の統計量を元に計算した値を使用した。 Here, the standard deviation sigma, using values ​​calculated based on a relatively statistics homogeneous part of the liver parenchyma in the data. 【0049】一般に、単純な平滑化処理を行うと、所謂「エッジぼけ」が発生し、画像の空間分解能が損なわれ、画像全体がぼやけてしまう。 [0049] Generally, when a simple smoothing processing to generate so-called "edge blurring", the spatial resolution of the image is impaired, the whole image is blurred. しかしながら、本手法により得られた結果(B)を見ると、実質部の輝度はレイリー分布に従うスペックルパタンのため、互いの類似性が認められ、結果として非常に大きな平滑化処理が施されている。 However, looking at the results obtained by this method (B), the brightness of the real part for the speckle pattern in accordance with the Rayleigh distribution, observed mutual similarity, as a result is subjected very large smoothing there. 一方、肝臓境界壁や血管壁の構造物は、肝臓実質部の統計的分布に従わないため、平滑処理の対象にはならず、そのままの構造物として描出されている。 On the other hand, the structure of the liver boundary wall or vessel wall, since it does not follow a statistical distribution of the liver parenchyma, not the target of the smoothing processing, and is depicted as it is of the structure.
このように、本手法で得られる画像処理結果は、通常の平滑処理に比べて、構造物の境界が非常に急峻であることが特徴である。 Thus, the image processing results obtained by the proposed method, compared with the normal smoothing process, it is a feature boundary of the structure is very steep. 【0050】次に操作者の手続きのフローを図7に示し説明する。 The following shows the flow of the operator's procedures in FIG. 7 will be described. 【0051】まず初めに、操作者は被検体の肝臓をスキャンし、解析対象となる断面を選定する(S71)。 [0051] First, the operator scans the liver of the subject, to select a section to be analyzed (S71). 次に、解析するROIを指定する(S72)。 Next, specify the ROI to be analyzed (S72). 次に、評価関数に必要な標準偏差σを得る。 Next, obtain a standard deviation σ necessary for the evaluation function. この時、操作者によって、標準偏差σを求めるためのROIを別途指定する方法(S73)と、その時の画像全体のエコー信号から又解析対象のROI内のデータから予め標準偏差σを演算し、この値が呼び出される方法(S74)を選択することが可能である。 At this time, by the operator, it calculates a method for separately specifying the ROI for obtaining a standard deviation sigma (S73), advance the standard deviation sigma from the data or the ROI to be analyzed from the entire image of the echo signal at that time, it is possible to select the method (S74) this value is called. 次に、実際の解析が行われ(S7 Next, actual analysis is performed (S7
5)、この解析結果が表示部に表示される(S76)。 5), the analysis result is displayed on the display unit (S76).
この時、しきい値Dは任意の値をとるが、このしきい値Dを変えることで、スペックルパタンとは類似しない、 At this time, the threshold D is any value, this by changing the threshold D, not similar to the speckle pattern,
すなわち構造物としての認識の度合いが変化することになるため、前記解析結果に応じてしきい値Dの値を変化させ、再計算を行う(S77)。 That is, the degree of recognition as the structure would change, changing the value of the threshold D in response to the analysis result, recalculate (S77). 繰り返して行った演算の結果、所望の画像が得られた時点で解析は終了する(S78)。 Repeat the result of calculation performed, analysis When the desired image is obtained is finished (S78). 【0052】<精度向上のための種々のアイデア…その1>次に、本解析演算の精度を向上させるための第一手法について説明する。 [0052] <Various ideas for improving accuracy ... Part 1> will be described first method for improving the accuracy of the analysis operation. 【0053】本解析を行う際、操作者は解析を始める旨をシステムに入力することで、本発明の超音波診断装置は、専用の送受信条件に変化する。 [0053] When performing this analysis, the operator by inputting the setting start and analysis system, the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention is changed to a dedicated transmission and reception conditions. これは、以下のような目的を達成するためである: [1]取得データのサンプル数増大による解析精度向上…解析は統計的性質を利用するため、エコーデータのサンプル数は多い方がよい。 This is because to achieve the following purposes: [1] an analysis accuracy ... analysis samples increased number of acquired data for utilizing the statistical properties, the number of samples of the echo data is better in many cases. しかし単に送受信回数を増やすのみでは、同じ情報を持つエコー信号を取るばかりで、実質的な情報量の増大にはならない。 By merely increasing the reception number, however, only take echo signals having the same information, not to an increase in the substantial amount of information. 本目的を達成するために、送受信の走査線密度は、通常の診断時のそれより多くなる、例えば2倍、4倍となる。 To achieve this object, the scanning line density of transmission and reception is larger than that of the normal diagnosis, for example twice, four times. もしくは、 Or,
同一走査線に対して、周波数の異なる送信条件にて複数回の超音波送受信を行う。 For the same scanning line, performing ultrasonic transmission and reception of a plurality of times at different transmission conditions of frequency. 【0054】上記の処理は、フレームレート低下によるリアルタイム観察能力の低下につながるため、解析直前までは、通常の走査線条件でシステムは稼働し、解析開始のタイミング(操作者が指示するなど)で、本送受信条件に変化するようになっている。 [0054] The above process, because it leads to a reduction in real-time observation capability according to the frame rate reduction, analysis just before, the system in normal scanning line conditions running in analysis start timing (such as the operator instructs) , so that the changes in the transmission and reception conditions. 【0055】[2]高周波帯域でのS/N比向上…超音波の基本性質上、高周波帯域で送受信を行う方が解像度は高く、空間的な情報量は多いと言える。 [0055] [2] S / N ratio improvement in the high frequency band ... ultrasound on key properties, it for transmitting and receiving a high frequency band resolution is high, the spatial information amount can be said to be large. その一方、高周波数では音波の減衰が大きく、深部領域まで受信信号が取得できないという問題が生じる。 Meanwhile, a large attenuation of the sound waves at high frequencies, a problem that the received signal can not be obtained occurs deep region. これを解決するために、同一走査線での同一の送受信数が増大し、RF信号レベルで加算平均処理が行われる。 To solve this problem, increasing the same transmission and reception number of the same scan line, the averaging processing at the RF signal level is performed. 例えば2回の同一受信RFデータの加算平均処理を施すと、ランダムノイズは低減し定常なエコー信号振幅レベルは約6dB増加する。 For example, when applied twice averaging processing of the same received RF data, random noise is reduced stationary echo signal amplitude level is increased to about 6 dB. この手法も前記[1]と同様に、走査線密度の増大はフレームレート低下によるリアルタイム観察能力の低下につながるため、解析直前までは、通常の走査線条件でシステムは稼働し、解析開始のタイミング(操作者が指示するなど)で、本送受信条件に変化するようになっている。 Similar to this approach is also the [1], for increasing the scan line density is to lead to a reduction of real-time observation capability according to the frame rate reduction, analysis just before, the system in normal scanning line conditions running, timing analysis start in (operator such as instructions), so as to change the present transmission and reception conditions. 【0056】[3]信号飽和の回避…大きな散乱係数をもつ媒体などが存在すると、受信信号は飽和してしまう場合がある。 [0056] [3] When such medium with avoidance ... large scattering coefficient signal saturation is present, the received signal which may become saturated. また操作者が装置上のゲイン設定などを誤ると、同様に受信信号飽和が起こる。 Also when the operator erroneously and gain settings on the device, likewise the reception signal saturation occurs. 信号が飽和すると、信号の統計量が変わり誤った解析結果を提示してしまう危険性が生じる。 When the signal is saturated, danger of presenting the analysis results statistic erroneous change of the signal occurs. 本システムにおいては、受信信号の取り得る最大値の情報を基に、図1に示す信号解析ユニット26は、超音波受信ユニット22の信号レベルを監視し、最大値に至る信号が発生した場合(或いは、それに近い値が発生した場合)、解析を中止し、操作者に再計測を促すメッセージを表示する。 If in the present system, based on the information of the maximum possible value of the received signal, the signal analysis unit 26 shown in FIG. 1, which monitors the signal level of the ultrasonic reception unit 22, a signal to a maximum value has occurred ( Alternatively, if it close values ​​occurs), stop the analysis, displays a message urging re-measurement to the operator. 【0057】[4]複数フレームに対する解析…信号解析ユニット26には複数フレーム分のRFデータを保管するメモリが具備され、図8に示すように、近傍(x, [0057] [4] Memory storing RF data for a plurality of frames in the analysis ... signal analysis unit 26 for a plurality of frames is provided, as shown in FIG. 8, the vicinity of (x,
y)に加えて複数フレームz方向の情報を加味し、3次元的な近傍に対して前述の解析処理(コヒーレントフィルタ処理)を施すことも可能である。 In addition to y) by adding the information of a plurality of frames z-direction, it is possible for three-dimensional vicinity subjected to analysis processing described above (coherent filter processing). この場合、z方向の信号の情報量を増やすためには、プローブを動かすことで生体内のスキャン面を経時的に変化させることが望ましいが、我々の検討では、例えプローブを意図的に動かさなくとも、操作者の微小な動きあるいは被験者の心拍、呼吸といった動きによって、エコー信号の情報が経時的に変化することが確認され、上記複数フレームによる解析により、本手法の解析精度が向上する。 In this case, in order to increase the amount of information in the z direction of the signal, it is desirable to vary over time the scan plane in vivo by moving the probe, in our study, without moving the even probe intentionally both, the operator of the minute movement or in heart rate, by motion such as breathing, information of the echo signal is confirmed that changes with time, the analysis by the plurality of frames, the analysis accuracy of the method is improved. 【0058】<その他の機能> [5]解析領域の表示・非表示…解析結果の画像は、スペックルパタンから構造物という特徴量が抽出され、新たな情報として診断に利用されることを目的とするが、 [0058] <Other functions> [5] of the display and non-display ... analysis result of the analysis region image, intended to feature quantity that structure from the speckle pattern is extracted and used for diagnosis as new information but the,
それでもなお解析前のエコー像を再確認したいという状況も発生する。 Also occur situation that still want to re-check the echo image before analysis. 解析前の診断画像の情報は、図1の信号解析ユニット26が記憶するか、あるいは一旦、記憶媒体28に記録されることで保持され、解析後であっても入力装置を使った操作者の呼び出し指令で、モニタ14 Information Analysis previous diagnostic images, either stored in the signal analysis unit 26 of FIG. 1, or temporarily held by being recorded on a storage medium 28, the operator of using the input device even after analysis in the call instruction, the monitor 14
に表示することが可能となる。 It is possible to display on. その際の表示形態としては、並列表示、重畳表示、あるいはボタン入力などで交互に入れ替わるような表示が可能となっている。 The display form of this time, the parallel display, and can have superimposed display, or button input display as alternating the like. 【0059】[6]解析領域の拡大…本発明の超音波診断装置では、解析領域として指定されたROIの部分を、解析前、解析時、あるいは解析後に拡大して表示することが可能となっている。 [0059] [6] In the ultrasonic diagnostic apparatus of the enlarged ... present invention analysis region, a portion of the ROI specified as an analysis region, before analysis, it is possible to display an enlarged analyzed during or after analysis ing. 一般的に、画像生成回路で処理される診断画像の情報は、表示部にテレビフォーマットとして表示される画素数よりも多い。 Generally, information of diagnostic images to be processed by the image generation circuit is greater than the number of pixels displayed as a television format display. よって、この場合の拡大表示とは、単に写真などを拡大するのとは異なり、ROI内の表示される情報量自体が増える結果となる。 Thus, the enlarged display of this case, simply unlike to expand such as photographs, resulting in the amount of information itself is increased to be displayed in the ROI. さらに、前述のように本発明による送受信制御法(アイデア[1])では、走査線密度も従来法に比べて密となっているため、この拡大表示は、診断画像の精査を行う場合などに有利となる。 Furthermore, the transmission and reception control method according to the invention as described above (Idea [1]), since the scanning line density becomes denser than the conventional method, the enlarged display when, for example, performing a review of diagnostic images advantageous to become. 【0060】<精度向上のための種々のアイデア…その2>次に、本解析演算の精度を向上させるための第二手法について説明する。 [0060] <Various ideas for improving accuracy ... Part 2> Next, a description is given of a second method for improving the accuracy of the analysis operation. 【0061】診断画像から組織性状を定量化しようとする場合、画像の局所領域を「標本(サンプル)」として解析するのが一般的である。 [0061] When attempting to quantify the tissue property from the diagnostic image, to analyze the local region of the image as "sample (sample)" it is generally used. なぜならば、診断画像には組織の領域の他に、血管、臓器境界、胆嚢などが含まれており、これらを含んだまま解析するのは誤差を大きくする結果を生んでしまうからである。 This is because, in addition to the area of ​​tissue for diagnostic image, a blood vessel, an organ boundary, are included, such as gall bladder, to analyze remains contained since these would given rise to results to increase the error. 【0062】このように、画像の限られた一部(標本) [0062] part in this manner, with limited image (specimen)
から母集団を推定する手法として、「検定」という統計的手法がよく知られる。 As a method of estimating the population from, a statistical technique called "test" is well known. これは、母集団の性質について1つの仮説を立て、標本の性質を調べることによって、 This made a single hypothesis about the nature of the population, by examining the nature of the sample,
この仮説を棄却するか否かを判定するという手法である。 It is a technique of determining whether to reject this hypothesis. 【0063】肝臓の組織診断を例にとれば次のようである。 [0063] is as follows Taking as an example the histology of the liver. 【0064】まず、肝臓(母集団)が正常であると仮説を立てる。 [0064] First of all, liver (population) is hypothesized to be normal. 正常な肝臓から得られるエコー信号の振幅の集合は、前述したようにレイリー分布に従うことが知られている。 Set of amplitude of the echo signal obtained from normal liver is known to follow a Rayleigh distribution as described above. 従って、取り出した標本がこの仮説が当てはまるか否かを判定するのが検定という手法である。 Thus, specimens taken out is a technique that is assayed to determine whether this hypothesis is true. 【0065】一般に、検定には、χ 検定、t検定、F [0065] In general, test the, χ 2 test, t-test, F
検定など様々な方法があるが、その手法自体は既に広く知られているため、その詳細についてはここでは省略する。 There are various methods such assays, omitted therefore the method itself is already known, wherein details thereof are. 【0066】しかしながら、上記組織正常診断にこれらの検定を利用しようとした場合、以下の問題が生じることになる。 [0066] However, if you try to use these tests to the tissue normal diagnosis, so that the following problems arise. 【0067】それは、上記組織正常診断においては、母集団に相当する「正常な組織」の統計量が直接的に得られないということである。 [0067] It is, in the tissues normal diagnosis is that statistics "normal tissue" corresponding to the population can not be obtained directly. この統計量は、「肝硬変の患者が正常な肝臓だった場合の平均値、或いは分散値」を意味しており、この値を肝硬変の患者(肝硬変の疑いのある患者)から取得することは不可能である。 This statistic, "average value when the patient's cirrhosis was normal liver, or variance value" means a, obtaining the value from a patient with cirrhosis (patient suspected of cirrhosis) is not possible it is. また、この値は、正常な肝臓を持つ別の被検体(人体)のエコー信号から求めた平均値、分散値では意味をなさない。 Moreover, this value is the average value obtained from the echo signals of different subject (human body) with normal liver, it does not make sense in the variance. なぜなら、これらの統計量は超音波の照射音圧やゲイン設定によって変化するからである。 Since these statistics is because variable with irradiation sound pressure and the gain setting of ultrasound. この問題は、たとえ診断装置の設定を同一にしたとしても、前記値が被検体の生体減衰の違いなどで変わるために、問題の解決にはならない。 This problem even if likened to the same configuration of the diagnostic device, the value for change in differences in tissue attenuation of the object, not solve the problem. 【0068】そこで、本発明においては、現在診断中の被検体から、「正常組織」の統計量として相応しい局所領域を抽出して、これを母集団の統計量(分散値σ [0068] Therefore, in the present invention, from a subject of current diagnostic extracts suitable local region as a statistic "normal tissue", which statistics of the population (variance sigma 2,
標準偏差σ)として利用する手法をとる。 Take the technique to be used as the standard deviation σ). 【0069】以下、この手法について説明する。 [0069] In the following, a description will be given of this technique. 【0070】図9は、肝硬変と診断された肝臓のエコー信号を基に、診断画像と同様な空間配置(図8参照)を行ったものから算出した分散値σ を示す前記肝臓の解析結果である。 [0070] Figure 9 is based on an echo signal of the liver was diagnosed with cirrhosis, the diagnostic image and the same spatial arrangement (see FIG. 8) analysis of the liver indicating the variance sigma 2 calculated from those carried out it is. 以下に図中A,Bの曲線の解析手法を説明する。 Figure A, the analysis method of the curve B will be described below. 【0071】A:まず、図10に示すように、サンプルを取るための一定サイズの小領域R01を設定し、その位置を少しずつずらしながらその平均値μ、分散σ [0071] A: First, as shown in FIG. 10, to set the small region R01 of fixed size for taking samples, the average value μ while shifting its position little by little, variance sigma 1 2
を計算し、この分散値σ を表示したものが、図9に示す曲線Aである。 The calculated, that displays this variance sigma 1 2 is a curve A shown in FIG. B:次に、上記の平均値μを、以下の式に代入して分散σ を求めたのが、曲線Bである。 B: Next, the average value μ of the above that determined the variance sigma 2 2 is substituted in the following equation, a curve B. σ =(4/π―1)μ …(1) 上記式(1)は、サンプルの確率密度分布が「レイリー分布に従う」という仮定が成り立つときのみ有効である。 σ 2 2 = (4 / π -1) μ ... (1) the formula (1) is effective only when the probability density distribution of the sample is an assumption that "according to Rayleigh distribution" holds. 従って、仮にサンプルが非レイリー分布の場合には、この式(1)は成立しない。 Therefore, if when the sample is non-Rayleigh distribution, the formula (1) is not satisfied. 【0072】図9から明らかなように、同図における区間(1)の範囲では、両者の値はほぼ一致している。 [0072] As apparent from FIG. 9, the range of the section (1) in the figure, the two values ​​are almost the same. このことから、区間(1)においては式(1)を用いて計算した分散値σ と実際に求めた分散値σ がほぼ一致するものであろうと予測することができる。 Therefore, in the section (1) it can be predicted that it would be construed actually have variance sigma 1 2 obtained substantially coincide with variance sigma 2 2 calculated using equation (1). 従って、この区間(1)においては、サンプルの確率密度分布はレイリー分布にほぼ従うものと判断することができる。 Therefore, in this section (1), the probability density distribution of the sample can be determined that substantially follows the Rayleigh distribution. 【0073】一方、区間(2)の範囲においては両者の値は大きく異なっている。 [0073] On the other hand, the two values ​​in the range of the section (2) are different. これは、式(1)が成り立っていないことを示している。 This indicates that no consists Formula (1). 従って、この区間(2)においては、サンプルの確率密度分布が非レイリー分布である可能性が強いと判断することができる。 Therefore, in this section (2), likely the probability density distribution is non-Rayleigh distribution of the sample can be determined that strong. 【0074】ここで重要なのは、区間(1)のような範囲が局所的にでも見つかるという事実である。 [0074] The important point here is, the scope, such as the section (1) is the fact that locally even found. このように、肝硬変と診断される組織領域内であっても、サンプルの位置を変えながら探索することで、レイリー分布に従う小領域を見つけることが可能となる。 Thus, even within the tissue region to be diagnosed with liver cirrhosis, by searching while changing the position of the sample, it is possible to find a small region in accordance with Rayleigh distribution. 【0075】本発明では、上述の手法によりレイリー分布と似た分散値を持つサンプルを探索し(図11参照)、この分散値を母集団の分散σ をとし、且つその近傍の解析領域内の分散値をσ とした上で、両者の値から検定を行う。 [0075] In the present invention searches the samples with variance similar to Rayleigh distribution by the above method (see FIG. 11), a city the dispersion value variance sigma 0 2 populations, and an analysis region in the vicinity thereof the variance of the inner on which the sigma 1 2, performs test from both values. このように、「擬似的な母集団の分散」を探索によって得ることが本発明の特徴である。 Thus, be obtained by searching the "dispersion of the pseudo-population" is a feature of the present invention. 【0076】前述のように、検定の手法そのものはいくつかの種類があり、既に広く行われる手法であるため、 [0076] As described above, technique itself assay There are several types, since it is already widely technique performed,
ここではその記載を省略することにする。 Here it will be omitted the description thereof. また、ここでの「検定」とは、広く解釈すれば、「サンプルがレイリー分布を示すか否か」を判断する判断方法であり、特に厳密な検定方法を用いなくとも良い。 Here, the term "assay", if interpreted broadly, "a sample whether or shows a Rayleigh distribution" are determined way to determine, it may not be used particularly stringent test method. 例えば、上記σ For example, the σ 1
とσ との比が2倍以上であれば棄却するといった方法であってもよい。 The ratio between 2 and sigma 2 2 may be a method such as rejecting be two or more times. 【0077】いずれにせよ、検定の結果、もし仮説が棄却されれば、その領域は「非レイリー」であるとして判断されることになる。 [0077] In any case, the result of the test, if if hypothesis is rejected, the region will be judged as being "non-Rayleigh". 【0078】<CFARへの適用>本発明の前記手法は、所謂、Constant False Alarm [0078] <Application to CFAR> the method of the present invention is a so-called, by Constant False Alarm
Rate処理(CFAR処理)に応用することも可能である。 It is also possible to apply the Rate processing (CFAR processing). このCFARとは、超音波診断装置と原理が類似しているレーダーの技術でよく知られている手法である。 And the CFAR, a technique of ultrasonic diagnostic apparatus and principles are well known in the art of radar are similar. 【0079】以下にその原理を簡単に説明する。 [0079] to explain the principle briefly below. 【0080】図12は、レーダーに表示された信号を例に示している(このようにビデオ輝度信号に対して行うCFAR処理はLOG/CFAR処理と呼ばれるが、ここでは単にCFAR処理と称す。)。 [0080] Figure 12 is a signal displayed on the radar and are shown in the example (although CFAR processing performed on the way video luminance signal is referred to as LOG / CFAR processing, simply referred to as CFAR processing here.) . 本例においては、 In the present example,
雲に代表される散乱物の中に飛行機に代表される信号が3個含まれている。 Signal represented by the airplane in a litter represented by cloud contains three. 【0081】本例においては抽出すべき点は明白であるが、輝度情報として表示された場合、上記散乱物の影響でこの抽出物が見にくくなる場合がある。 [0081] It should be extracted in the present example is a clear, if it appears as luminance information, there is a case where the extract under the influence of the clutter is hard to see. そこで、この散乱物を除くために、あるしきい値以下を表示させない、所謂ゲイン調節が行われることになる。 Therefore, in order to remove the clutter, not displayed below a certain threshold, so that the so-called gain adjustment is performed. 【0082】しかしながら、本例のような場合、仮に同図に示すT1をしきい値とすれば、点Cは抽出されないことになる。 [0082] However, if as in this example, if a T1 shown in FIG. If the threshold, the point C will not be extracted. また、同図に示すT2をしきい値とすると、点Cは表示されるが、代わりに点A付近の散乱物が視認されることになる。 Further, when the threshold of T2 shown in the figure, the point C but is displayed, so that the scattering of the vicinity of the point A in place is viewed. そこで、このような場合には、 Therefore, in such a case,
さらにCFAR処理が行われることになる。 Further comprising that the CFAR processing is performed. 【0083】このCFAR処理とは、ある点Xに対して、その点自身を除いた近傍の信号の平均値をこの点X [0083] and the CFAR processing for a point X, the point of the average value in the vicinity of the signal except for the point itself X
から減算し、その後改めて表示のしきい値を設定する処理のことを言う。 Subtracted from, it refers to the process of setting the subsequent re-display of the threshold. 【0084】図12に示すレーダーに表示された信号にこのCFAR処理を施すと、図13のような結果となる。 [0084] When performing this CFAR processing the signal displayed on the radar shown in FIG. 12, the results shown in Figure 13. 同図から明らかなように、このCFAR処理を施すことにより散乱物の全体の傾きは除去され、点A〜Cを抽出するためのしきい値T3を容易に設定することが可能になる。 As apparent from the figure, the overall inclination of the clutter by performing the CFAR process is removed, it is possible to set the threshold T3 for extracting a point A~C easily. 【0085】以上に説明したものが、所謂CFAR処理である。 [0085] What has been described above is a so-called CFAR processing. 【0086】既に、このCFARを用いて肝臓の病変部位が比較的良好に抽出できたという論文報告もあるが、 [0086] Already, although lesions of the liver using the CFAR is also papers report that was relatively well extraction,
CFARは、抽出すべき点が疎らに存在する場合に良好に行えるものであり、抽出すべき点が密に存在する場合、すなわち進行した肝硬変などを想定した場合には、 CFAR is for excellently performed when the points to be extracted are present sparsely, if the point to be extracted is present densely, i.e., on the assumption such as advanced cirrhosis,
理論的にうまくいかないことが解っている。 It has been found that does not go theoretically well. なぜなら、 This is because,
上記「近傍の平均値」には散乱物のみでなく隣接した抽出点も含まれるので、もはや非レイリー性を示すことになる(図14参照)。 Since the "average value of the neighboring" includes also adjacent extraction points not only clutter, so that longer shows non Rayleigh properties (see Figure 14). 従って、このような場合、減算結果は過小評価となる。 Therefore, in such a case, the subtraction result is underestimated. 【0087】従って、このような場合には、本手法を用いて近傍のレイリー分布を呈する領域を探索し、そこから求めた平均値を用いることで、前述の抽出物が疎な場合と同程度の精度を保つことができる。 [0087] Therefore, in such a case, searches the region exhibiting Rayleigh distributions in the neighborhood using the present method, by using an average value obtained therefrom, the same extent as if the sparse above extract it is possible to maintain the accuracy. 【0088】<判断結果の提示方法>上記の判定法によって棄却された部分は正常組織でない可能性が高い。 [0088] rejected portion by the above judging method <presentation method of the judgment result> is likely not normal tissues. そこで、本例では、この部分の断層像を表示し、棄却されなかった部分は、例えば輝度値を0として黒く表示することにする。 Therefore, in this example, to display the tomographic image of the part, rejected have not been part, for example, the luminance value to be displayed in black as 0. このような手法により、疾患部位の可能性がある部分を強調して表示することができる。 Such an approach can be highlighted the part of potential disease site. 【0089】この変形例としては、例えばBモード白黒輝度画像において、上記棄却された領域を赤色などに彩色表示するという強調表示方法も考えられる。 [0089] As a modification, for example, in the B-mode monochrome luminance image, highlighting that color displaying the rejection region such as red is also conceivable. 【0090】また、以上に述べた疾患の強調表示画像が得られた後も、元のBモード断層像を観察できれば、解析結果の確認やオリジナルの組織性状を確認するのに便利である。 [0090] In addition, even after the highlighted image of diseases mentioned above was obtained, if observing the original B-mode tomographic image, it is useful to check the verification or original tissue characteristics analysis results. 【0091】そこで、本発明では、前記解析結果の強調表示画像と元のBモード断層像は、操作者の指示(例えばボタン操作)によって切り替え表示が可能に構成するものとする。 [0091] In the present invention, highlighting the image and the original B-mode tomographic image of the analysis results, it is assumed that the switching display by the operator's instructions (e.g., button operation) can be configured. また、並列して1画面に同時に表示することも可能とする。 Also possible to display parallel to one screen at the same time. 【0092】<統計量の表示>また、本発明では、上記の手法で得られた母集団の分散値σ 、或いは関心領域の分散値σ 、若しくはその平方根(標準偏差)、 [0092] <Viewing Statistics> Further, in the present invention, variance sigma 0 2 populations obtained by the above method, or a dispersion value sigma 1 2 region of interest, or the square root thereof (standard deviation),
さらにはその平均値μは表示部に表示することが可能に構成するものとする。 Furthermore the average value μ shall be configured to be able to be displayed on the display unit. 【0093】<確率密度曲線の表示>本発明では、前述の解析により得られた平均値、分散値等、各領域のサンプルデータは、言うまでもなく図16に示したような確率密度分布で表示されるものとする。 [0093] In <probability display density curve> The present invention has an average value obtained by the above analysis, variance, etc., the sample data of each area is displayed to mention a probability density distribution as shown in FIG. 16 and shall. さらに、本発明では、解析後に操作者が指定した画像上の1点あるいは局所領域についての確率密度曲線を別画面にて表示することも可能である。 Furthermore, in the present invention, it is also possible to display a probability density curve for one point or a local area of ​​the image designated by the operator after analyzing in a separate window. 【0094】 【発明の効果】以上に述べたように、本発明に係る超音波診断装置及びその解析手法によれば、超音波診断の際に、目視ではスペックルパタンとの分別が難しい、超音波パルスの分解能の限界に近い構造物の存在を、統計的な性質を用いて抽出し、視認が容易な画像を生成することで、肝硬変の重症度の診断をより容易に行うことが可能となる。 [0094] As described above, according to the present invention, according to the ultrasonic diagnostic apparatus and the analysis methods according to the present invention, when the ultrasonic diagnosis is difficult separation of the speckle pattern by eye, super the presence of the structure near the limit of resolution of the sound pulse, and extracted with statistical properties, viewing is to produce a simple image, it is possible to perform the diagnosis of the severity of cirrhosis more easily Become.

【図面の簡単な説明】 【図1】本発明に係る超音波診断装置の制御構成を示すブロック図である。 Is a block diagram showing a control configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS [Figure 1] present invention. 【図2】本発明に係る超音波診断装置において、その解析領域の指定を行う場合の説明図である。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention; FIG is an explanatory diagram of a case where the specification of the analysis region. 【図3】本発明に係る超音波診断装置において、その解析領域のデータの並びを示す概念図である。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention; FIG is a conceptual diagram showing the arrangement of data in the analysis area. 【図4】本発明に係る超音波診断装置において、その解析領域中の1点に対して平滑処理のために使用される領域を示す図である。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to Figure 4 the present invention, showing the area to be used for smoothing processing with respect to one point in the analysis region. 【図5】平滑処理を施す2点の信号強度の関係を説明するための概念図である。 5 is a conceptual diagram illustrating the relationship between the signal intensity of two points subjected to smoothing processing. 【図6】本発明に係る超音波診断装置及びその解析手法によって得られる画像例である。 6 is an image example obtained by the ultrasonic diagnostic apparatus and the analysis methods according to the present invention. 【図7】本発明の解析を行う際の操作者の手続きを表すフロー図である。 7 is a flow diagram representing the operator of procedures for performing the analysis of the present invention. 【図8】本発明の解析領域中の1点に対して、複数フレームを用いて平滑処理を行う際の概念図である。 For one point in the analysis region of the present invention; FIG is a conceptual diagram when performing smoothing processing using a plurality of frames. 【図9】肝硬変と診断された肝臓のエコー信号を基に、 [9] based on an echo signal of the liver diagnosed with liver cirrhosis,
図8に示す診断画像と同様な空間配置を行ったものから算出した分散値σ 2を示す前記肝臓の解析結果である。 An analysis result of the liver indicating the variance sigma 2 calculated from having been subjected to the same spatial arrangement and diagnostic image shown in FIG. 【図10】図9に示す曲線Aを描くためのサンプル取得方法を説明するための説明図である。 10 is an explanatory view for explaining a sample acquisition method for a curve A shown in FIG. 【図11】図10に示す方法によりレイリー分布と似た分散値を持つサンプルを探索する過程を示す概念図である。 11 is a conceptual diagram illustrating a process of searching a sample having a dispersion value similar to Rayleigh distribution by the method shown in FIG. 10. 【図12】レーダーに表示された信号を例に示す説明図である。 12 is an explanatory diagram showing an example displayed signal in the radar. 【図13】図12に示す説明図にCFAR処理を施した結果を示す図である。 13 is a diagram showing a result of performing a CFAR processing diagram shown in Figure 12. 【図14】抽出すべき点が密に存在する場合、すなわち進行した肝硬変などを想定した場合の従来手法の平均値とレイリー部探索後の平均値の違いを示す図である。 [14] If the point to be extracted is present densely, that is, shows a difference of a conventional mean value approaches the average value after the Rayleigh unit search when assuming such advanced cirrhosis. 【図15】正常肝臓と硬変肝臓の診断画像の見え方の違いを表す模式図である。 FIG. 15 is a schematic diagram showing the difference in the appearance of the diagnostic images of normal liver and cirrhosis liver. 【図16】正常肝臓と硬変肝臓の信号強度の確率密度分布の違いを表す模式図である。 16 is a schematic diagram showing a difference of the probability density distribution of the signal strength of the normal liver and cirrhosis liver. 【符号の説明】 11…装置本体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…画像再生回路画像メモリ26…信号解析ユニット27…制御プロセッサ(CPU) 28…記憶媒体29…その他のインターフェース41…領域51…正常な肝臓から反射されるエコー信号の輝度値の確率密度分布52…繊維化構造が増加した肝臓から反射されるエコー信号の輝度値の確率密度分布P…被検体T1…しきい値T2…しきい値T3…点A〜Cを抽出するためのしきい値 [Description of Reference Numerals] 11 ... apparatus body 12 ... ultrasonic probe 13 ... input device 14 ... Monitor 21 ... ultrasonic wave transmitting unit 22 ... ultrasonic receiving unit 23 ... B-mode processing unit 24 ... Doppler processing unit 25 ... image reproduction circuit image increase the probability density distribution 52 ... fiber structures of the luminance value of the memory 26 ... signal analyzing unit 27 ... a control processor (CPU) 28 ... storage medium 29 ... other interface 41 ... area 51 ... echo signals from normal liver threshold for extracting the probability density distribution P ... subject T1 ... threshold T2 ... threshold T3 ... point A~C brightness value of the echo signal reflected from the liver

フロントページの続き Fターム(参考) 4C301 AA02 CC02 DD02 DD30 EE20 HH31 HH52 JB03 JB11 JB29 JB34 JC07 JC16 JC20 KK08 KK25 KK30 KK31 LL02 LL03 LL04 LL20 4C601 DD30 DE01 EE30 JB01 JB11 JB19 JB21 JB22 JB34 JB45 JB49 JB55 JC04 JC15 JC20 JC37 KK10 KK12 KK28 KK29 KK31 KK33 LL01 LL02 LL04 LL40 5B057 AA07 BA05 CA02 CA08 CA13 CA16 CB08 CB12 CB13 CB16 CE11 DB02 DB09 DC30 Front page of the continued F-term (reference) 4C301 AA02 CC02 DD02 DD30 EE20 HH31 HH52 JB03 JB11 JB29 JB34 JC07 JC16 JC20 KK08 KK25 KK30 KK31 LL02 LL03 LL04 LL20 4C601 DD30 DE01 EE30 JB01 JB11 JB19 JB21 JB22 JB34 JB45 JB49 JB55 JC04 JC15 JC20 JC37 KK10 KK12 KK28 KK29 KK31 KK33 LL01 LL02 LL04 LL40 5B057 AA07 BA05 CA02 CA08 CA13 CA16 CB08 CB12 CB13 CB16 CE11 DB02 DB09 DC30

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 【請求項1】 被検体に超音波パルスを照射することにより断層像を得る超音波診断装置において、前記被検体部位から発生するエコー信号の強度あるいは振幅情報の統計的性質を用いて特定の信号を抽出する解析演算手段と、該解析演算手段より抽出した結果を表示する表示手段とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。 In the ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining a tomogram by irradiating an ultrasonic pulse to the Claims 1] subject, statistical properties of strength or amplitude information of the echo signal generated from the subject site ultrasonic diagnostic apparatus characterized by comprising: the analysis arithmetic operation means for extracting, and display means for displaying the results extracted from the analysis arithmetic operation unit specific signals used. 【請求項2】 前記解析演算手段は、前記解析対象となるエコー信号の中の第1信号振幅値と第2信号振幅値の類似度を検定によって判定する判定手段を備えたことを特徴とする請求項1記載の超音波診断装置。 Wherein said analyzing computation means is characterized by comprising a determination unit by testing the similarity of the first signal amplitude and a second signal amplitude value in the echo signal to be the analysis target the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1. 【請求項3】 前記解析演算手段は、前記第1信号振幅値と第2信号振幅値の類似度によって決まる重みを数値化する数値化手段と、この数値化された重みを使って、 Wherein the analysis arithmetic operation means includes a digitizing means for digitizing the weights determined by the similarity of the first signal amplitude and the second signal amplitude, with the digitized weight,
    前記第1信号振幅値と第2信号振幅値とを重み付け平均する平均化手段とをさらに備えたことを特徴とする請求項2記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 2, wherein the further comprising an averaging means for weighted averaging the first signal amplitude and a second signal amplitude. 【請求項4】 前記平均化手段は、加重平均によって前記第1信号振幅値に関する新たな数値を得ることを特徴とする請求項3記載の超音波診断装置。 Wherein said averaging means is an ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3, wherein the obtaining the new figures for the first signal amplitude value by a weighted average. 【請求項5】 前記平均化手段は、前記第1信号振幅値と第2信号振幅値の類似度が高い場合には前記第2信号振幅に大きな重み係数を乗算し、前記第1信号振幅値と第2信号振幅値の類似度が低い場合には前記第2信号振幅に小さな重み係数を乗算し、重み付けされた該第1及び第2の信号振幅を加重平均することを特徴とする請求項4記載の超音波診断装置。 Wherein said averaging means, said first signal amplitude value and in the case similarity of the second signal amplitude is higher multiplies a large weighting factor to the second signal amplitude, the first signal amplitude value when claims in case the similarity of the second signal amplitude is low by multiplying a small weighting factor to the second signal amplitude, characterized in that a weighted average of the first and second signal amplitude weighted 4 ultrasonic diagnostic apparatus according. 【請求項6】 前記解析演算手段は、前記エコー信号が画像データに変換される前のデータを取り込んで、当該データを前記解析演算に用いるデータ取込み手段を備えたことを特徴とする請求項1乃至請求項5のいずれか一項に記載の超音波診断装置。 Wherein said analyzing computation means takes in data before the echo signals are converted into image data, according to claim 1 in which the data comprising the data acquisition unit used for the analysis operation to ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 5. 【請求項7】 前記加重平均の結果を、被検体の断層面と空間的に対応するように再構築し、表示する表示手段をさらに備えたことを特徴とする請求項1乃至請求項6 Wherein said weighted average of the results, re-constructed to correspond to the fault plane and spatial of the subject claims 1 to, characterized in that further comprising a display means for displaying 6
    のいずれか一項に記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of. 【請求項8】 前記表示手段は、被検体の断層面と空間的に対応するように再構築された前記加重平均の結果を、解析前の診断画像と並列表示、あるいは重畳表示する手段を備えたことを特徴とする請求項7記載の超音波診断装置。 Wherein said display means, said weighted average of the results reconstructed so as to correspond to the subject fault plane and spatial, comprising means for parallel display, or the superimposed display the diagnosis image before analysis the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 7, wherein a was. 【請求項9】 前記類似度の検定は、信号振幅の確率密度分布がレイリー分布に従う理論値からなる確率密度分布に従う仮説から、検定を行うことを特徴とする請求項1乃至請求項8のいずれか一項に記載の超音波診断装置。 Wherein said similarity test is one of the hypothesis probability density distribution of the signal amplitude according to a probability density distribution made from the theoretical value according to Rayleigh distribution, of claims 1 to 8, characterized in that performing the assay the ultrasonic diagnostic apparatus according to an item or. 【請求項10】 前記検定のための棄却域を操作者によって設定可能な手段をさらに備えたことを特徴とする請求項1乃至請求項9のいずれか一項に記載の超音波診断装置。 10. The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 9, further comprising a means that can be set by the operator the rejection region for the test. 【請求項11】 前記超音波診断装置は、前記解析手段で解析を行う領域に対して超音波を送受波する送受信手段を含み、前記送受信手段は、前記解析を行う領域と他の領域で異なる送受信条件で送受信を行うように構成されたものであることを特徴とする請求項1乃至請求項1 11. The ultrasonic diagnostic apparatus includes a transmitting and receiving means for transmitting and receiving an ultrasonic wave to a region to be analyzed by said analyzing means, said transmitting and receiving means is different in the area and another area for the analysis claim, characterized in that those configured to transmit and receive transmission and reception conditions 1 to claim 1
    0のいずれか一項に記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of 0. 【請求項12】 前記エコー信号の強度演算時に信号強度の飽和状態を監視する監視手段と、この飽和状態が生じたときに再計測を指令する再指令手段とを備えたことを特徴とする請求項1乃至請求項11のいずれか一項に記載の超音波診断装置。 12. A monitoring means for monitoring the saturation of the signal intensity when the intensity calculation of the echo signal, wherein characterized in that a re-instruction means for instructing a re-measurement when this saturation occurs the ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 11. 【請求項13】 被検体に超音波パルスを照射することにより断層像を得る超音波診断装置において、前記パルスのエコー信号のあるサンプル領域から第1の統計量を演算する手段と、前記演算するサンプルの近傍に存在する別のエコー信号から、前記エコー信号の振幅値がレイリー分布に従う統計量を有する領域を探索する手段と、 13. The ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining a tomogram by irradiating an ultrasonic pulse into the object, and means for computing a first statistical amount from the sample region of the echo signal of the pulse, to the operational from another echo signal present in the vicinity of the sample, it means for amplitude value of the echo signal to search for a region having a statistic according Rayleigh distribution,
    前記探索した領域から、第2の統計量を演算する手段と、前記第1、第2の統計量を利用して、前記サンプル領域の前記エコー信号がレイリー分布に従うという仮説を検定する検定処理を行う手段と、前記検定によって得られた結果を用いて、前記サンプル領域の組織性状の重症度を判定する手段と、前記判定した結果を表示部に画像あるいは数値表示する機能とを具備したことを特徴とする超音波診断装置。 From the searched area, and means for computing a second statistical amount, the first, by using the second statistic, a test process to the echo signal of the sample area to test the hypothesis that follow Rayleigh distribution means for performing, by using the results obtained in the test, said means for determining the severity of the tissue properties of the sample area, by comprising a function for image or numerical display on a display unit the result of the above determination ultrasonic diagnostic apparatus according to claim. 【請求項14】 被検体に超音波パルスを照射することにより断層像を得る超音波診断装置において、前記パルスのエコー信号のあるサンプル領域から第1の統計量を演算する手段と、前記演算するサンプルの近傍に存在する別のエコー信号から、前記エコー信号の振幅値がレイリー分布に従う統計量を有する領域を探索する手段と、 14. The ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining a tomogram by irradiating an ultrasonic pulse into the object, and means for computing a first statistical amount from the sample region of the echo signal of the pulse, to the operational from another echo signal present in the vicinity of the sample, it means for amplitude value of the echo signal to search for a region having a statistic according Rayleigh distribution,
    前記探索した領域から第2の統計量を演算する手段と、 It means for calculating a second statistical amount from the search areas,
    前記第2の統計量を利用して、前記サンプル領域にCF By using the second statistic, CF to the sample area
    AR処理を施す演算手段と、前記CFAR処理の結果を表示する表示手段とを具備したことを特徴とする超音波診断装置。 AR treatment and calculating means for performing, the CFAR processing ultrasonic diagnostic apparatus characterized by comprising a display means for displaying the results of. 【請求項15】 前記演算するサンプルの近傍に存在する別のエコー信号から前記エコー信号の振幅値がレイリー分布に従う統計量を有する領域を探索する手段は、前記近傍のエコー信号サンプルから得られた平均値μを、 15. means for amplitude values ​​of the echo signals from another echo signal present in the vicinity of the sample the operation to search for a region having a statistic according Rayleigh distribution were obtained from the echo signal samples of said neighborhood the average value μ,
    レイリー分布を仮定して算出された分散値σ と、前記サンプルから直接計算した分散値σ The variance sigma 2 2 which are calculated assuming a Rayleigh distribution, the variance value calculated directly from the sample sigma 2 を比較し、両者の比が1に近いサンプルを探す手段であることを特徴とする請求項14記載の超音波診断装置。 2 compares the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 14, wherein the ratio of the two is equal to or is a means to look for samples close to 1. 【請求項16】 前記σ ,σ を各々の値を表示部に表示する表示手段をさらに具備したことを特徴とする請求項15に記載の超音波診断装置。 16. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 15, characterized by comprising further a display means for displaying the σ 1 2, σ 2 2 display the respective values. 【請求項17】 被検体に超音波パルスを照射することにより断層像を得る超音波診断装置において、表示診断画像に解析領域をユーザによって指定することが可能な機能と、前記解析領域の統計量を演算する演算機能と、 To 17. analyte in the ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining a tomogram by irradiating an ultrasonic pulse, and that can be specified by the user the analysis region on the display diagnostic image function, statistics of the analysis region and calculation function for calculating a,
    前記解析領域に対応する前記σ ,σ を各々の値を表示部に表示する機能とを具備したことを特徴とする請求項15に記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 15, characterized by comprising a function to display the σ 1, σ 2 corresponding to the analysis region of each of the values on the display unit.
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