JP2009050389A - Ultrasonic image displaying method, its apparatus, and ultrasonic image displaying program - Google Patents

Ultrasonic image displaying method, its apparatus, and ultrasonic image displaying program Download PDF

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To quantify a temporal variation of image brightness values of ultrasonic images by using a contrast agent with a high precision by minimizing influence by a speckle noise. <P>SOLUTION: An ultrasonic image displaying method includes the search of an intermediate value sequentially from each pixel value in a plurality of frames of the ultrasonic images by using a contrast agent by an intermediate value search part 17, generation of ultrasonic image data by an image creating part 18 from the searched intermediate values, and display of TIC in which the temporal variation of image brightness values of data of ultrasonic images by using a contrast agent is quantified by a quantification part 19 on a monitor 14. <P>COPYRIGHT: (C)2009,JPO&INPIT

Description

本発明は、例えば心臓や肝臓等の被検体に造影剤を注入したときの被検体内における造影剤の動態を表わす超音波画像を定量化して表示する超音波画像表示方法及びその装置並びに超音波画像表示プログラムに関する。   The present invention relates to an ultrasonic image display method and apparatus for quantifying and displaying an ultrasonic image representing the dynamics of a contrast agent in a subject when the contrast agent is injected into a subject such as a heart or liver, and an ultrasonic wave. The present invention relates to an image display program.

超音波診断装置は、例えば心臓や肝臓等の被検体に超音波造影剤を注入し、被検体に対して超音波プローブから超音波を放射してその反射波を受波し、被検体内における超音波造影剤の動態を表わす超音波画像の動画を作成してモニタに表示する。読影医は、モニタに表示される被検体内における超音波造影剤の動態から血流の流れる状態を判断し、心臓や肝臓等の被検体における例えば心筋梗塞等の病変を診断する。   An ultrasound diagnostic apparatus, for example, injects an ultrasound contrast agent into a subject such as the heart or liver, emits ultrasound from the ultrasound probe to the subject, receives the reflected wave, A moving image of the ultrasonic image representing the dynamics of the ultrasonic contrast agent is created and displayed on the monitor. The interpretation doctor determines the state of blood flow from the dynamics of the ultrasound contrast agent in the subject displayed on the monitor, and diagnoses a lesion such as a myocardial infarction in the subject such as the heart or liver.

このような超音波造影剤を用いた動画像に対する画像化技術には、各種文献が存在する。このうち超音波造影剤を注入したときの超音波造影剤の染影の時間的変化を解析して定量化する技術(TIC:Time Intensity Curve)がある。かかる定量化する技術としては、例えば特許文献1がある。超音波造影剤を注入したときの超音波画像(以下、超音波造影画像と称する)は、鮮影度を時間的な変化として捉えることで、臨床的意義が生じる。しかるに、TICによって超音波造影画像の画像輝度値の時間的変化をグラフ化し、カーブフィッテイングによって画像輝度値の時間的変化を定量的に捉えることが行われている。   There are various documents on imaging techniques for moving images using such an ultrasonic contrast agent. Among these, there is a technique (TIC: Time Intensity Curve) that analyzes and quantifies the temporal change of the staining of the ultrasound contrast agent when the ultrasound contrast agent is injected. An example of such a quantification technique is Patent Document 1. An ultrasound image when the ultrasound contrast agent is injected (hereinafter referred to as an ultrasound contrast image) has clinical significance by capturing the sharpness as a temporal change. However, the temporal change of the image luminance value of the ultrasonic contrast image is graphed by TIC, and the temporal change of the image luminance value is quantitatively captured by curve fitting.

図11は超音波造影画像の画像輝度値の時間的変化を定量化したTICの表示例を示す。TICの表示画面1には、超音波造影画像の表示画面2が並べて表示されている。画像輝度値の時間的変化を定量化した結果は、スペックルノイズの影響を受けて細かくかつ大きく上下に変動している。スペックルノイズは、超音波診断装置の画像に見られ、心臓や肝臓等の被検体において実際の粒子形状とは正確に対応しない斑点状の画像である。このため、カーブフィッテイングの結果は、スペックルノイズ成分に大きく依存したものとなる。   FIG. 11 shows a display example of a TIC in which temporal changes in image luminance values of an ultrasound contrast image are quantified. On the TIC display screen 1, an ultrasound contrast image display screen 2 is displayed side by side. The result of quantifying the temporal change of the image luminance value is fine and greatly fluctuates up and down due to the influence of speckle noise. Speckle noise is a spot-like image that is seen in an image of an ultrasonic diagnostic apparatus and does not accurately correspond to an actual particle shape in a subject such as a heart or a liver. For this reason, the result of curve fitting largely depends on the speckle noise component.

超音波造影画像の画像輝度値がスペックルノイズの影響を受けて細かくかつ大きく上下に変動していると、この超音波造影画像の画像輝度値の時間的変化を正確にカーブフィッテイングすることが不可能になる。すなわち、カーブフィッテイングは、コンピュータの演算処理によって求めているが、コンピュータは、画像輝度値が細かくかつ大きく上下に変動していると、この変動を捉えて正確にカーブフィッテイングすることが出来ない。   If the image brightness value of the contrast-enhanced image is fine and greatly fluctuates up and down due to the influence of speckle noise, it is possible to accurately curve-fit the temporal change in the image brightness value of the contrast-enhanced image. It becomes impossible. In other words, curve fitting is calculated by computer processing. However, if the image brightness value is fine and fluctuates up and down, the computer cannot accurately curve fitting by capturing this fluctuation. .

超音波造影検査時に撮影した超音波造影画像では、スペックルノイズによって超音波造影剤の染影の欠損を見るときの障害になる。このため、超音波造影画像の読影を困難にするだけでなく、間違った読影をするおそれがある。超音波造影画像の画像輝度値の時間的変化を定量化するに必要な事柄は、評価者又はソフトウエアの操作者によって結果が異なるという所謂客観性の無さを排除することである。図11に示すTICによって得られた定量化の結果は、スペックルノイズの影響を受けて細かくかつ大きく上下に変動してしまい、客観性に欠けている。
Quantification of Myocardial Blood Flow With Ultrasound-Induced Destruction of Microbubbles Administrated as a Contrast Venous Infusion、Kevin Wei, Circulation. 1998;97:473-483
In the contrast-enhanced image taken at the time of ultrasound contrast inspection, speckle noise is an obstacle to seeing the defect of the contrast of the ultrasound contrast agent. For this reason, not only is it difficult to interpret an ultrasound contrast image, but there is a risk of erroneous interpretation. What is necessary for quantifying the temporal change in the image luminance value of the contrast-enhanced image is to eliminate the so-called lack of objectivity that results vary depending on the evaluator or software operator. The result of quantification obtained by the TIC shown in FIG. 11 is fine and greatly fluctuates up and down due to the influence of speckle noise, and lacks objectivity.
Quantification of Myocardial Blood Flow With Ultrasound-Induced Destruction of Microbubbles Administrated as a Contrast Venous Infusion, Kevin Wei, Circulation. 1998; 97: 473-483

本発明の目的は、スペックルノイズの影響を最小限にして超音波造影画像の画像輝度値の時間的変化を精度高く定量化できることを可能とする超音波画像表示方法及びその装置並びに超音波画像表示プログラムを提供することにある。   An object of the present invention is to provide an ultrasonic image display method, an apparatus thereof, and an ultrasonic image capable of accurately quantifying temporal changes in image luminance values of an ultrasonic contrast image while minimizing the influence of speckle noise. To provide a display program.

本発明の請求項1に記載の超音波画像表示方法は、造影剤を注入した被検体に超音波を放射し、被検体からの反射波を受波して被検体内における造影剤の動態を表わす超音波画像の動画を表示する超音波画像表示方法において、任意の期間内における超音波画像の複数のフレーム中の各画素値から中間値を順次検索し、これら検索された中間値から超音波画像データを作成して表示する。   The ultrasonic image display method according to claim 1 of the present invention radiates an ultrasonic wave to a subject into which a contrast agent has been injected, receives a reflected wave from the subject, and controls the dynamics of the contrast agent in the subject. In an ultrasonic image display method for displaying a moving image of an ultrasonic image to be represented, an intermediate value is sequentially searched from each pixel value in a plurality of frames of an ultrasonic image within an arbitrary period, and an ultrasonic wave is detected from the searched intermediate values. Create and display image data.

本発明の請求項15に記載の超音波画像表示装置は、造影剤を注入した被検体に超音波を放射し、被検体からの反射波を受波して被検体内における造影剤の動態を表わす超音波画像の動画を表示する超音波画像表示装置において、任意の期間内における超音波画像の複数のフレーム中の各画素値から中間値を順次検索する中間値検索部と、表示部と、中間値検索部により検索された中間値から超音波画像データを作成して表示部に表示する画像作成部とを具備する。   According to a fifteenth aspect of the present invention, an ultrasonic image display device radiates an ultrasonic wave to a subject into which a contrast agent has been injected, receives a reflected wave from the subject, and monitors the dynamics of the contrast agent in the subject. In an ultrasonic image display device that displays a moving image of an ultrasonic image to represent, an intermediate value search unit that sequentially searches for an intermediate value from each pixel value in a plurality of frames of an ultrasonic image within an arbitrary period, a display unit, An image creation unit that creates ultrasound image data from the intermediate value searched by the intermediate value search unit and displays the ultrasonic image data on the display unit.

本発明の請求項30に記載の超音波画像表示プログラムは、造影剤を注入した被検体に超音波を放射し、被検体からの反射波を受波して被検体内における造影剤の動態を表わす超音波画像の動画を表示する超音波画像表示プログラムにおいて、任意の期間内における超音波画像の複数のフレーム中の各画素値の中間値を順次検索させ、これら検索された中間値から成る超音波画像データを求めさせる。   The ultrasonic image display program according to claim 30 of the present invention emits ultrasonic waves to a subject into which a contrast agent has been injected, receives a reflected wave from the subject, and controls the dynamics of the contrast agent in the subject. In an ultrasonic image display program for displaying a moving image of an ultrasonic image to be represented, an intermediate value of each pixel value in a plurality of frames of an ultrasonic image within an arbitrary period is sequentially searched, and an ultrasonic image composed of these searched intermediate values Sound image data is obtained.

本発明によれば、スペックルノイズの影響を最小限にして超音波造影画像の画像輝度値の時間的変化を精度高く定量化できることを可能とする超音波画像表示方法及びその装置並びに超音波画像表示プログラムを提供できる。   According to the present invention, an ultrasonic image display method, an apparatus thereof, and an ultrasonic image capable of accurately quantifying temporal changes in image luminance values of an ultrasonic contrast image while minimizing the influence of speckle noise. A display program can be provided.

以下、本発明の一実施の形態について図面を参照して説明する。
図1は超音波診断装置に適用される超音波画像表示装置の構成図を示す。超音波プローブ10には、送信部11と受信部12とが接続されている。超音波プローブ10は、複数の圧電振動子を備える。超音波プローブ10は、送信部11からの駆動信号に基づいて各圧電振動子から超音波パルスを発生し、被検体Sからの反射波を受信して電気信号に変換する。従って、超音波プローブ10は、例えば被検体S内に超音波パルスを送信する。被検体S内に送信された超音波パルスは、被検体S内の体内組織や血流等の音響インピーダンスの不連続面で次々と反射し、反射波として超音波プローブ10に入射する。超音波プローブ10は、反射波を受信して電気信号に変換出力する。送信部11は、超音波プローブ10の各圧縮振動子に駆動信号を送出し、超音波パルスを発生させる。受信部12は、超音波プローブ10からの電気信号を増幅して出力する。
Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
FIG. 1 is a configuration diagram of an ultrasonic image display device applied to an ultrasonic diagnostic apparatus. A transmitter 11 and a receiver 12 are connected to the ultrasonic probe 10. The ultrasonic probe 10 includes a plurality of piezoelectric vibrators. The ultrasonic probe 10 generates an ultrasonic pulse from each piezoelectric vibrator based on the drive signal from the transmission unit 11, receives a reflected wave from the subject S, and converts it into an electric signal. Accordingly, the ultrasonic probe 10 transmits an ultrasonic pulse into the subject S, for example. The ultrasonic pulses transmitted into the subject S are reflected one after another by discontinuous surfaces of acoustic impedance such as in-vivo tissue and blood flow in the subject S, and enter the ultrasonic probe 10 as reflected waves. The ultrasonic probe 10 receives the reflected wave, converts it into an electrical signal, and outputs it. The transmitter 11 sends a drive signal to each compression transducer of the ultrasonic probe 10 to generate an ultrasonic pulse. The receiving unit 12 amplifies and outputs the electrical signal from the ultrasonic probe 10.

画像処理部13は、コンピュータの処理によって、送信部11に駆動信号を送出すると共に、受信部12から出力される電気信号をデジタル変換し、画像化処理を行って複数のフレームから成る超音波画像データを作成し、被検体内の超音波画像の動画をモニタ14に表示する。一方、超音波造影検査時、画像処理部13は、被検体S内に超音波造影剤を注入したときの超音波造影画像データを作成し、被検体S内における超音波造影剤の動態を表わす超音波画像の動画をモニタ14に表示する。   The image processing unit 13 sends a drive signal to the transmission unit 11 by computer processing, converts the electrical signal output from the reception unit 12 into a digital signal, performs an imaging process, and forms an ultrasonic image composed of a plurality of frames. Data is created and a moving image of the ultrasonic image in the subject is displayed on the monitor 14. On the other hand, at the time of the ultrasound contrast examination, the image processing unit 13 creates ultrasound contrast image data when the ultrasound contrast agent is injected into the subject S, and represents the dynamics of the ultrasound contrast agent in the subject S. A moving image of the ultrasonic image is displayed on the monitor 14.

画像処理部13は、以下の機能を有する。画像処理部13は、プログラムメモリ15と、画像メモリ16とを備える。プログラムメモリ15には、超音波画像表示プログラムが記憶されている。この超音波画像表示プログラムは、超音波造影剤を注入した被検体Sに超音波を放射させ、被検体Sからの反射波を受波して被検体S内における超音波造影剤の動態を表わす超音波画像の動画をモニタ14に表示させるもので、任意の期間内における超音波造影画像データの複数のフレーム中の各画素値の中間値を順次検索させ、これら検索された中間値から成る超音波造影画像データを求めさせる。超音波画像表示プログラムは、超音波造影画像データの画像輝度値の時間的変化を定量化、すなわち超音波造影剤を注入したときの超音波造影剤の染影の時間的変化を解析して定量化するTICの結果をモニタ14に表示させる。   The image processing unit 13 has the following functions. The image processing unit 13 includes a program memory 15 and an image memory 16. The program memory 15 stores an ultrasonic image display program. This ultrasonic image display program emits ultrasonic waves to a subject S into which an ultrasonic contrast agent has been injected, receives a reflected wave from the subject S, and represents the dynamics of the ultrasonic contrast agent in the subject S. A moving image of the ultrasonic image is displayed on the monitor 14, and an intermediate value of each pixel value in a plurality of frames of the ultrasonic contrast image data within an arbitrary period is sequentially searched, and an ultrasonic image composed of the searched intermediate values is obtained. The sonic contrast image data is obtained. The ultrasound image display program quantifies the temporal change in the image luminance value of the ultrasound contrast image data, that is, analyzes and quantifies the temporal change in the contrast of the ultrasound contrast agent when the ultrasound contrast agent is injected. The TIC result to be converted is displayed on the monitor 14.

画像メモリ16には、画像処理部13により作成された複数のフレームから成る超音波画像データと、超音波造影検査時に画像処理部13により作成された複数のフレームから成る超音波造影画像データとが記憶される。   The image memory 16 includes ultrasonic image data composed of a plurality of frames created by the image processing unit 13 and ultrasound contrast image data composed of a plurality of frames created by the image processing unit 13 during the ultrasonic contrast examination. Remembered.

画像処理部13は、中間値検索部17と、画像作成部18と、定量化部19と、同位相検出手段20とを備える。又、画像処理部13には、入力部21を介して心電計22が接続されている。中間値検索部17は、超音波造影検査時、任意の期間内における超音波造影画像データの各フレームを画像メモリ16から読み出し、これら超音波造影画像データの各フレーム中の各画素値から中間値を順次検索する。この場合、中間値検索部17は、時間的に連続する複数のフレーム、例えば3フレームから中間値を検索する。なお、中間値検索部17は、時間的に離散する複数のフレームから中間値を検索してもよい。画像作成部18は、中間値検索部17により検索された中間値から超音波造影画像データを作成してモニタ14に表示する。   The image processing unit 13 includes an intermediate value search unit 17, an image creation unit 18, a quantification unit 19, and an in-phase detection unit 20. An electrocardiograph 22 is connected to the image processing unit 13 via an input unit 21. The intermediate value search unit 17 reads out each frame of the ultrasound contrast image data within an arbitrary period from the image memory 16 at the time of the ultrasound contrast examination, and calculates an intermediate value from each pixel value in each frame of the ultrasound contrast image data. Search sequentially. In this case, the intermediate value search unit 17 searches for an intermediate value from a plurality of temporally continuous frames, for example, three frames. Note that the intermediate value search unit 17 may search for an intermediate value from a plurality of temporally discrete frames. The image creation unit 18 creates ultrasound contrast image data from the intermediate value searched by the intermediate value search unit 17 and displays it on the monitor 14.

ここで、中間値検索部17及び画像作成部18について具体的に説明する。図2は超音波造影画像データの時間的に連続する各フレームf、f、…、fnを示す。中間値検索部17は、例えば図3に示すように時間的に連続する3つのフレームf、f、fにおける同一座標の各画素g、g、gの各画素値から中間画素値を検索する。例えばフレームfの画素gの画素値が「5」、フレームfの画素gの画素値が「3」、フレームfの画素gの画素値が「1」であれば、中間値検索部17は、各画素値「5」「3」「1」から中間に在る画素値「3」を中間画素値として検索する。各画素値「5」「20」「1」であれば、中間値検索部17は、各画素値「5」「20」「1」から中間に在る中間画素値「5」を検索する。以下、同様に、中間値検索部17は、時間的に連続する3つのフレームf、f、fにおける同一座標の全ての画素値から中間画素値を検索し、次に3つのフレームf、f、fの各画素値から中間画素値を検索し、最終的に3つのフレームfn-2、fn-1、fnの各画素値から中間画素値を検索する。中間値検索部17は、各画素値の中間に在る画素値を検索するもで、中間値フィルタとも称する。 Here, the intermediate value search unit 17 and the image creation unit 18 will be specifically described. FIG. 2 shows frames f 1 , f 2 ,..., Fn that are temporally continuous in the ultrasound contrast image data. For example, as shown in FIG. 3, the intermediate value search unit 17 performs intermediate processing from the pixel values of the pixels g 1 , g 2 , and g 3 having the same coordinates in three temporally continuous frames f 1 , f 2 , and f 3 . Search for pixel values. For example, if the pixel value of the pixel g 1 in the frame f 1 is “5”, the pixel value of the pixel g 2 in the frame f 2 is “3”, and the pixel value of the pixel g 3 in the frame f 1 is “1”, the intermediate value The value search unit 17 searches the pixel value “3” that is in the middle from the pixel values “5”, “3”, and “1” as an intermediate pixel value. If the pixel values are “5”, “20”, and “1”, the intermediate value search unit 17 searches for the intermediate pixel value “5” in the middle from the pixel values “5”, “20”, and “1”. Hereinafter, similarly, the intermediate value search unit 17 searches for intermediate pixel values from all the pixel values of the same coordinates in three temporally consecutive frames f 2 , f 3 , and f 4 , and then the three frames f 3, f 4, retrieves the intermediate pixel value from each pixel value of f 5, searches the intermediate pixel value from each pixel value of the finally three frames fn-2, fn-1, fn. The intermediate value search unit 17 searches for a pixel value in the middle of each pixel value, and is also referred to as an intermediate value filter.

画像作成部18は、中間値検索部17により検索された時間的に連続する各フレームf、f、fの各画素値の中間値から超音波造影画像データの1フレームFを作成する。以下同様に、画像作成部18は、各フレームf、f、fの各画素値の中間値から超音波造影画像データのフレームFを作成し、各フレームf、f、fの各画素値の中間値から超音波造影画像データのフレームFを順次作成する。画像作成部18は、順次作成した各フレームF、F、F、…、Fmから超音波造影画像データを作成して動画としてモニタ14に表示する。 The image creating unit 18 creates one frame F 1 of the contrast-enhanced image data from the intermediate values of the respective pixel values of the frames f 1 , f 2 , and f 3 that are temporally consecutive searched by the intermediate value searching unit 17. To do. Similarly, the image creating unit 18 creates a frame F 2 of the ultrasound contrast image data from the intermediate value of each pixel value of each frame f 2 , f 3 , f 4 , and each frame f 3 , f 4 , f The frame F 3 of the ultrasonic contrast image data is sequentially created from the intermediate value of the pixel values of 5 . The image creation unit 18 creates ultrasound contrast image data from the sequentially created frames F 1 , F 2 , F 3 ,..., Fm and displays them on the monitor 14 as a moving image.

次に、中間値検索部17による中間値の検索方法について説明する。
上記中間値の検索方法は、図3に示すように3つのフレームf、f、fにおける同一座標の各画素g、g、gの各画素値から中間画素値を検索しているが、次の検索方法によって中間値を検索してもよい。例えば、中間値検索部17は、図4に示すように超音波造影画像データの例えば各フレームf、f、fにそれぞれ例えば3×3画素のマトリックスMを設定する。このマトリックスMは、図5に示すように注目画素aと、この注目画素aの周辺に互いに隣接する各周辺画素a〜aから成る。
Next, an intermediate value search method by the intermediate value search unit 17 will be described.
The intermediate value search method searches for the intermediate pixel value from the pixel values of the pixels g 1 , g 2 , and g 3 having the same coordinates in the three frames f 1 , f 2 , and f 3 as shown in FIG. However, the intermediate value may be searched by the following search method. For example, as shown in FIG. 4, the intermediate value search unit 17 sets a matrix M of 3 × 3 pixels, for example, in each frame f 1 , f 2 , f 3 of the ultrasound contrast image data. As shown in FIG. 5, the matrix M includes a target pixel a 1 and peripheral pixels a 2 to a 9 adjacent to each other around the target pixel a 1 .

中間値検索部17は、超音波画像データの各フレームf、f、fに設定したマトリックスM内の各画素a〜aの9つの画素値の中間に在る画素値(以下、第1の中間画素値と称する)を検索する。例えばフレームfに設定したマトリックスM内の各画素a〜aの各画素値が「5」「6」「4」「19」「14」「7」「8」「2」「3」であれば、中間値検索部17は、画素値「6」を第1の中間画素値として検索する。中間値検索部17は、フレームfの全ての画素に対してマトリックスMを設定して第1の中間画素値を検索する。同様に、中間値検索部17は、各フレームf〜fnの全ての画素に対してマトリックスMを設定してそれぞれ第1の中間画素値を検索する。 The intermediate value search unit 17 is a pixel value (hereinafter referred to as an intermediate pixel value) between the nine pixel values of the pixels a 1 to a 9 in the matrix M set in the frames f 1 , f 2 , and f 3 of the ultrasonic image data. , Referred to as a first intermediate pixel value). For example, the pixel values of the pixels a 1 to a 9 in the matrix M set in the frame f 1 are “5” “6” “4” “19” “14” “7” “8” “2” “3”. If so, the intermediate value search unit 17 searches the pixel value “6” as the first intermediate pixel value. The intermediate value search unit 17 searches for the first intermediate pixel value by setting the matrix M for all the pixels in the frame f 1 . Similarly, the intermediate value search unit 17 sets the matrix M for all the pixels in each of the frames f 2 to fn and searches for each first intermediate pixel value.

次に、中間値検索部17は、当該検索された各フレームf〜fnの各第1の中間画素値からさらに中間となる第2の中間画素値を検索する。例えば図6に示すようにフレームfにマトリックスMを設定したときの第1の中間画素値が「6」であり、フレームfにマトリックスMを設定したときの第1の中間画素値が「8」であり、フレームfにマトリックスMを設定したときの第1の中間画素値が「7」であれば、中間値検索部17は、各第1の中間画素値「6」「8」「7」からさらに中間となる画素値「7」を第2の中間画素値として検索する。
従って、画像作成部18は、中間値検索部17により検索された第2の中間画素値から超音波造影画像データの各フレームを順次作成し、これらフレームから超音波造影画像データを作成して動画としてモニタ14に表示する。
Next, the intermediate value search unit 17 searches for a second intermediate pixel value that is further intermediate from the first intermediate pixel values of the searched frames f 1 to fn. For example, as shown in FIG. 6, the first intermediate pixel value when the matrix M is set in the frame f 1 is “6”, and the first intermediate pixel value when the matrix M is set in the frame f 2 is “6”. 8 ”and the first intermediate pixel value when the matrix M is set in the frame f 3 is“ 7 ”, the intermediate value search unit 17 sets the first intermediate pixel values“ 6 ”and“ 8 ”. A pixel value “7” that is further intermediate from “7” is searched as a second intermediate pixel value.
Therefore, the image creation unit 18 sequentially creates each frame of the ultrasound contrast image data from the second intermediate pixel value searched by the intermediate value search unit 17, creates the ultrasound contrast image data from these frames, and creates a moving image. Is displayed on the monitor 14.

次に、中間値検索部17による中間値の別の検索方法について説明する。
中間値検索部17は、上記検索方法と同様に、図4に示すように超音波造影画像データの例えば各フレームf、f、fにそれぞれ例えば3×3画素のマトリックスMを設定する。中間値検索部17は、超音波造影画像データの各フレームf、f、fに設定したマトリックスM内の各画素a〜aの9つの画素値の中間に在る第1の中間画素値を検索する。
Next, another intermediate value search method by the intermediate value search unit 17 will be described.
Similar to the above search method, the intermediate value search unit 17 sets, for example, a matrix M of 3 × 3 pixels, for example, in each frame f 1 , f 2 , f 3 of the ultrasound contrast image data as shown in FIG. . The intermediate value search unit 17 includes a first intermediate value between the nine pixel values of the pixels a 1 to a 9 in the matrix M set in the frames f 1 , f 2 , and f 3 of the ultrasound contrast image data. Search for an intermediate pixel value.

次に、中間値検索部17は、各フレームf、f、f毎にマトリックスM内の全ての画素a〜aの画素値の全てを第1の中間画素値に代える。例えばフレームfにマトリックスMを設定したときの第1の中間画素値が「6」であれば、中間値検索部17は、図7に示すようにマトリックスM内の全ての画素a〜aの画素値を全て第1の中間画素値である「6」に代える。同様に、フレームfにマトリックスMを設定したときの第1の中間画素値が「8」であれば、中間値検索部17は、マトリックスM内の全ての画素a〜aの画素値を全て第1の中間画素値である「8」に代える。フレームfにマトリックスMを設定したときの第1の中間画素値が「7」であれば、中間値検索部17は、マトリックスM内の全ての画素a〜aの画素値を全て第1の中間画素値である「7」に代える。 Next, the intermediate value search unit 17 replaces all of the pixel values of all the pixels a 1 to a 9 in the matrix M with the first intermediate pixel value for each frame f 1 , f 2 , f 3 . For example, if the first intermediate pixel value when the matrix M is set in the frame f 1 is “6”, the intermediate value search unit 17 sets all the pixels a 1 to a in the matrix M as shown in FIG. All the 9 pixel values are replaced with “6” which is the first intermediate pixel value. Similarly, if the first intermediate pixel value when the matrix M is set in the frame f 2 is “8”, the intermediate value search unit 17 sets the pixel values of all the pixels a 1 to a 9 in the matrix M. Are all replaced with “8” which is the first intermediate pixel value. If the first intermediate pixel value when the matrix M is set to the frame f 3 is “7”, the intermediate value search unit 17 sets all the pixel values of all the pixels a 1 to a 9 in the matrix M to the first value. Instead of “7”, which is an intermediate pixel value of 1.

次に、中間値検索部17は、3つのフレームf、f、fからそれざれ検索された各第1の中間画素値「6」「8」「7」の中から中間に在る第2の中間画素値、ここでは第2の中間画素値「7」を検索する。 Next, the intermediate value search unit 17 is in the middle from among the first intermediate pixel values “6”, “8”, and “7” that are searched from the three frames f 1 , f 2 , and f 3. The second intermediate pixel value, here the second intermediate pixel value “7” is searched.

上記中間値検索部17の中間値の検索方法は、各フレームf、f、f毎にマトリックスM内の全ての画素a〜aの画素値の全てを第1の中間画素値に代えるので、超音波造影画像データの各フレームf、f、…、fnにおいて画素を間引きして中間値を検索することが可能になる。例えば図5に示す3×3画素のマトリックスMを設定すれば、超音波造影画像データ上に3画素ずつ移動してマトリックスMを設定できる。
従って、画像作成部18は、中間値検索部17により検索された第2の中間画素値から超音波造影画像データの各フレームを順次作成し、これらフレームから超音波造影画像データを作成して動画としてモニタ14に表示する。
The intermediate value search method of the intermediate value search unit 17 is such that all the pixel values of all the pixels a 1 to a 9 in the matrix M are set to the first intermediate pixel value for each frame f 1 , f 2 , f 3. Therefore, it is possible to search for an intermediate value by thinning out pixels in each frame f 1 , f 2 ,..., Fn of the ultrasound contrast image data. For example, if a 3 × 3 pixel matrix M shown in FIG. 5 is set, the matrix M can be set by moving three pixels on the ultrasound contrast image data.
Therefore, the image creation unit 18 sequentially creates each frame of the ultrasound contrast image data from the second intermediate pixel value searched by the intermediate value search unit 17, creates the ultrasound contrast image data from these frames, and creates a moving image. Is displayed on the monitor 14.

定量化部19は、画像作成部18により作成された超音波造影画像データ、例えば図2に示す各フレームF、F、F、…、Fmから成る超音波造影画像データや、図6又は図7に示す第2の中間画素値から成る超音波造影画像データの画像輝度値の時間的変化を定量化、すなわちTICによって超音波造影画像データの画像輝度値の時間的変化をグラフ化し、カーブフィッテイングによって画像輝度値の時間的変化を定量的に捉える。 The quantification unit 19 generates the contrast-enhanced image data generated by the image generation unit 18, for example, the contrast-enhanced image data composed of the frames F 1 , F 2 , F 3 ,... Fm shown in FIG. Alternatively, the temporal change of the image luminance value of the ultrasonic contrast image data composed of the second intermediate pixel values shown in FIG. 7 is quantified, that is, the temporal change of the image luminance value of the ultrasonic contrast image data is graphed by TIC, Quantitatively capture temporal changes in image brightness values by curve fitting.

一方、超音波造影検査時、例えば心臓や肝臓等の繰り返し運動する被検体Sの超音波造影画像データを取得し、超音波造影剤の注入による超音波造影画像データの画像輝度値の時間的変化をグラフ化し、カーブフィッテイングによって画像輝度値の時間的変化を定量的に捉えるには、超音波造影画像データから被検体Sの心拍動の同一心時相の各フレームを読み出す必要がある。   On the other hand, at the time of ultrasonic contrast examination, for example, the ultrasonic contrast image data of the subject S that moves repeatedly, such as the heart and the liver, is acquired, and the temporal change of the image luminance value of the ultrasonic contrast image data due to the injection of the ultrasonic contrast agent Is graphed, and it is necessary to read out each frame of the same cardiac time phase of the heartbeat of the subject S from the ultrasonic contrast image data in order to quantitatively grasp the temporal change of the image luminance value by curve fitting.

被検体Sの心拍動の同一心時相の各フレームを読み出すために中間値検索部17は、超音波造影検査時、任意の期間を設定するが、ここで、任意の期間の設定について具体的に説明する。心電計22は、被検体Sにおける心臓の心拍動に応じた心電図同期信号Cを発生する。心電図同期信号Cは、図8に示すようにピークの1つであるR波形を含む。   In order to read out each frame of the same cardiac time phase of the heartbeat of the subject S, the intermediate value search unit 17 sets an arbitrary period at the time of the ultrasonic contrast examination. Here, the setting of the arbitrary period is specifically described. Explained. The electrocardiograph 22 generates an electrocardiogram synchronization signal C corresponding to the heartbeat of the subject S. The electrocardiogram synchronization signal C includes an R waveform that is one of peaks as shown in FIG.

同位相検出手段20は、心電計22から出力される心電図同期信号Cに現れるR(R、R、R、…)波形に同期して被検体Sにおける心臓の心拍動が同一心時相となり、かつ心臓の心拍動の繰り返し周期毎に任意の期間を設定する。同位相検出手段20は、一定時間計数部23と、トリガ信号発生部24と、フレーム数計数部25とを有する。 The in-phase detection means 20 synchronizes the heart beat of the subject S with the same heart in synchronization with the R (R 1 , R 2 , R 3 ,...) Waveform appearing in the electrocardiogram synchronization signal C output from the electrocardiograph 22. An arbitrary period is set for each repetition period of the heartbeat and the time phase. The phase detection means 20 includes a fixed time counting unit 23, a trigger signal generating unit 24, and a frame number counting unit 25.

一定時間計数部23は、心電図同期信号Cに現れる各R波を起点として予め設定された時間tの経過、例えば時間t(=200msec)の経過内を任意の期間として設定する。
トリガ信号発生部24は、心電図同期信号Cに現れる各R波の間(R−R)の時間間隔を計測し、R−R間の所定割合の時間の経過時、例えばR−R間の20%の時間の経過時にトリガ信号を発生し、R波が現れた時からトリガ信号発生時までを任意の期間として設定する。
フレーム数計数部25は、心電図同期信号Cに現れる各R波を起点として超音波造影画像データの各フレームf、f、…、fnの数を計数し、このフレーム数が一定の値、例えば6フレーム数に達するまでの期間を任意の期間として設定する。
しかるに、同位相検出手段20は、一定時間計数部23と、トリガ信号発生部24と、フレーム数計数部25とのうちいずれか1つにより任意の期間を設定する。
The fixed time counting unit 23 sets an arbitrary period within the elapse of a preset time t, for example, the elapse of the time t (= 200 msec), starting from each R wave appearing in the electrocardiogram synchronization signal C.
The trigger signal generator 24 measures the time interval between the R waves appearing in the electrocardiogram synchronization signal C (RR), and when a predetermined ratio of time between RR has elapsed, for example, 20 between RR. A trigger signal is generated at the elapse of% time, and an arbitrary period is set from when the R wave appears until the trigger signal is generated.
The frame number counting unit 25 counts the number of frames f 1 , f 2 ,..., Fn of the ultrasound contrast image data starting from each R wave appearing in the electrocardiogram synchronization signal C, and the number of frames is a constant value. For example, a period until reaching the number of 6 frames is set as an arbitrary period.
However, the in-phase detection means 20 sets an arbitrary period by any one of the fixed time counting unit 23, the trigger signal generating unit 24, and the frame number counting unit 25.

従って、中間値検索部17は、一定時間計数部23、トリガ信号発生部24又はフレーム数計数部25により設定された任意の期間から超音波造影画像データにおける同一心時相の各フレームf、f、…、fnを画像メモリ16から読み出す。例えば、図8に示すように心電図同期信号Cに現れるR波形、例えばR波形、R波形、R波形等に同期して超音波造影画像データの各フレームf、f、…、fnがそれぞれ画像メモリ16に記憶されると、R波形を起点とするフレームfと、R波形を起点とするフレームfと、R波形を起点とするフレームfとが同一心時相になる。同様に、R波形を起点とするフレームfと、R波形を起点とするフレームfと、R波形を起点とするフレームfとも同一心時相になる。これにより、中間値検索部17は、画像メモリ16に記憶されている超音波造影画像データ中の例えばR波形を起点とするフレームfと、R波形を起点とするフレームfと、R波形を起点とするフレームfとを読み出し、これら3枚のフレームfに対して上記説明した各中間値の検索方法を適用して中間画素値又は第2の中間画素値を検索する。 Therefore, the intermediate value search unit 17 includes the frames f 1 in the same cardiac time phase in the ultrasound contrast image data from an arbitrary period set by the fixed time counting unit 23, the trigger signal generating unit 24, or the frame number counting unit 25. Read f 2 ,..., fn from the image memory 16. For example, as shown in FIG. 8, each frame f 1 , f 2 ,... Of the ultrasound contrast image data in synchronization with an R waveform appearing in the electrocardiogram synchronization signal C, for example, an R 1 waveform, an R 2 waveform, an R 3 waveform, etc. If fn is stored in the image memory 16, respectively, the frame f 1 which starts R 1 waveform, the frame f 1 which starts R 2 waveform, frame f 1 and the same mind that starting from the R 3 waveform Become a time phase. Similarly, the frame f 2 which starts R 1 waveform, the frame f 2 which starts R 2 waveform, the frame f 2 both same cardiac phase which starts R 3 waveforms. Thus, the intermediate value search section 17, for example, R 1 waveform in ultrasound contrast image data stored in the image memory 16 as a frame f 1 as a starting point, and the frame f 1 which starts R 2 waveform, The frame f 1 starting from the R 3 waveform is read out, and the intermediate pixel value or the second intermediate pixel value is searched by applying each of the intermediate value search methods described above to these three frames f 1 . .

次に、上記の如く構成された装置によるTICの表示動作について説明する。
超音波造影検査時、被検体Sに超音波造影剤が注入される。この超音波造影剤は、被検体S内の血管内に流れる。超音波プローブ10は、送信部11からの駆動信号に基づいて各圧電振動子から超音波パルスを発生する。被検体S内に送信された超音波パルスは、被検体S内の体内組織や血流、超音波造影剤等で反射し、反射波として超音波プローブ10に入射する。超音波プローブ10の受信部12は、反射波を受信して電気信号に変換し、この電気信号を増幅出力する。
Next, the TIC display operation by the apparatus configured as described above will be described.
An ultrasonic contrast agent is injected into the subject S during the ultrasonic contrast examination. This ultrasonic contrast agent flows into the blood vessel in the subject S. The ultrasonic probe 10 generates an ultrasonic pulse from each piezoelectric vibrator based on the drive signal from the transmission unit 11. The ultrasonic pulse transmitted into the subject S is reflected by the body tissue, blood flow, ultrasonic contrast agent, etc. in the subject S, and enters the ultrasonic probe 10 as a reflected wave. The receiving unit 12 of the ultrasonic probe 10 receives the reflected wave, converts it into an electrical signal, and amplifies and outputs this electrical signal.

画像処理部13は、受信部12から出力される電気信号をデジタル変換し、画像化処理を行って複数のフレームから成る超音波造影画像データを作成し、被検体S内における超音波造影剤の動態を表わす超音波造影画像の動画をモニタ14に表示する。これと共に画像処理部13は、超音波造影画像データを画像メモリ16に記憶する。   The image processing unit 13 digitally converts the electrical signal output from the receiving unit 12, performs imaging processing to create ultrasound contrast image data including a plurality of frames, and the ultrasound contrast agent in the subject S. A moving image of an ultrasound contrast image representing the dynamics is displayed on the monitor 14. At the same time, the image processing unit 13 stores the ultrasound contrast image data in the image memory 16.

ここで、被検体Sが例えば静止状態にある臓器等であれば、中間値検索部17は、例えば図3に示すように時間的に連続する3つのフレームf、f、fを画像メモリ16から読み出す。中間値検索部17は、各フレームf、f、fおける同一座標の各画素g、g、gの各画素値から中間画素値を検索する。例えばフレームfの画素gの画素値が「5」、フレームfの画素gの画素値が「3」、フレームfの画素gの画素値が「1」であれば、中間値検索部17は、各画素値「5」「3」「1」から中間に在る画素値「3」を中間画素値として検索する。以下同様に、中間値検索部17は、時間的に連続する3つのフレームf、f、f等の最終的な3つのフレームfn-2、fn-1、fnにおいてそれぞれ中間画素値を検索する。 Here, if the subject S is, for example, an organ in a stationary state, the intermediate value search unit 17 images three consecutive frames f 1 , f 2 , and f 3 as shown in FIG. 3, for example. Read from the memory 16. The intermediate value search unit 17 searches for the intermediate pixel value from the pixel values of the pixels g 1 , g 2 , and g 3 having the same coordinates in the frames f 1 , f 2 , and f 3 . For example, if the pixel value of the pixel g 1 in the frame f 1 is “5”, the pixel value of the pixel g 2 in the frame f 2 is “3”, and the pixel value of the pixel g 3 in the frame f 1 is “1”, the intermediate value The value search unit 17 searches the pixel value “3” that is in the middle from the pixel values “5”, “3”, and “1” as an intermediate pixel value. Similarly, the intermediate value search unit 17 obtains intermediate pixel values in the final three frames fn-2, fn-1, and fn such as three temporally continuous frames f 2 , f 3 , and f 4. Search for.

次に、画像作成部18は、中間値検索部17により検索された各フレームf、f、f乃至各フレームfn-2、fn-1、fnの各画素値の中間値から超音波造影画像データの各フレームF、F、F、…、Fmを順次作成し、これらフレームF、F、F、…、Fmから成る超音波造影画像データを動画としてモニタ14に表示する。なお、画像作成部18は、フレームF、F、F、…、Fmから成る超音波造影画像データを画像メモリ16に記憶する。 Next, the image creating unit 18 generates ultrasonic waves from the intermediate values of the pixel values of the frames f 1 , f 2 , f 3 to the frames fn-2, fn−1, and fn searched by the intermediate value searching unit 17. Each frame F 1 , F 2 , F 3 ,..., Fm of the contrast image data is sequentially generated, and the ultrasound contrast image data including these frames F 1 , F 2 , F 3 ,. indicate. The image creating unit 18 stores ultrasonic contrast image data including frames F 1 , F 2 , F 3 ,..., Fm in the image memory 16.

なお、中間値検索部17による中間値の検索方法は、次の通り行っても良い。例えば、中間値検索部17は、図4に示すように超音波造影画像データの例えば各フレームf、f、fにそれぞれ例えば3×3画素のマトリックスMを設定し、これらマトリックスM内の各画素a〜aの9つの画素値の中間に在る第1の中間画素値を検索する。例えばフレームfに設定したマトリックスM内の各画素a〜aの各画素値が「5」「6」「4」「19」「14」「7」「8」「2」「3」であれば、中間値検索部17は、画素値「6」を第1の中間画素値として検索する。次に、中間値検索部17は、当該検索された各フレームf〜fn毎の各第1の中間画素値からさらに中間となる第2の中間画素値を検索する。例えば図6に示すようにフレームfの第1の中間画素値が「6」であり、フレームfの第1の中間画素値が「8」であり、フレームfの第1の中間画素値が「7」であれば、中間値検索部17は、画素値「7」を第2の中間画素値として検索する。しかるに、画像作成部18は、中間値検索部17により検索された第2の中間画素値から超音波造影画像データの各フレームを順次作成し、これらフレームから超音波造影画像データを作成して動画としてモニタ14に表示する。 The intermediate value search method by the intermediate value search unit 17 may be performed as follows. For example, the intermediate value search unit 17 sets, for example, a matrix M of 3 × 3 pixels, for example, in each frame f 1 , f 2 , f 3 of the ultrasound contrast image data as shown in FIG. The first intermediate pixel value that is in the middle of the nine pixel values of each of the pixels a 1 to a 9 is searched. For example, the pixel values of the pixels a 1 to a 9 in the matrix M set in the frame f 1 are “5” “6” “4” “19” “14” “7” “8” “2” “3”. If so, the intermediate value search unit 17 searches the pixel value “6” as the first intermediate pixel value. Next, the intermediate value search unit 17 searches for a second intermediate pixel value that is further intermediate from the first intermediate pixel values for each of the searched frames f 1 to fn. For example, as shown in FIG. 6, the first intermediate pixel value of the frame f 1 is “6”, the first intermediate pixel value of the frame f 2 is “8”, and the first intermediate pixel value of the frame f 3 If the value is “7”, the intermediate value search unit 17 searches for the pixel value “7” as the second intermediate pixel value. However, the image creation unit 18 sequentially creates each frame of the ultrasound contrast image data from the second intermediate pixel value searched by the intermediate value search unit 17, creates the ultrasound contrast image data from these frames, and creates a moving image. Is displayed on the monitor 14.

別の検索方法として中間値検索部17は、図4に示すように例えば超音波造影画像データの各フレームf、f、fに3×3画素のマトリックスMを設定し、これらマトリックスM内の各画素a〜aの9つの画素値の中間に在る第1の中間画素値を検索する。次に、中間値検索部17は、各フレームf、f、f毎にマトリックスM内の全ての画素a〜aの画素値の全てを第1の中間画素値に代え、次に、各フレームf、f、fからそれぞれ検索された各第1の中間画素値「6」「8」「7」の中から中間に在る第2の中間画素値、ここでは第2の中間画素値「7」を検索する。 As another search method, the intermediate value search unit 17 sets a matrix M of 3 × 3 pixels, for example, in each frame f 1 , f 2 , f 3 of the ultrasound contrast image data as shown in FIG. The first intermediate pixel value that is in the middle of the nine pixel values of each of the pixels a 1 to a 9 is searched. Next, the intermediate value search unit 17 replaces all the pixel values of all the pixels a 1 to a 9 in the matrix M with the first intermediate pixel value for each frame f 1 , f 2 , f 3 , In addition, a second intermediate pixel value that is intermediate from the first intermediate pixel values “6”, “8”, and “7” retrieved from the frames f 1 , f 2 , and f 3 , respectively, The second intermediate pixel value “7” is searched.

しかるに、画像作成部18は、中間値検索部17により検索された第2の中間画素値から超音波造影画像データの各フレームを順次作成し、これらフレームから超音波造影画像データを作成して動画としてモニタ14に表示する。   However, the image creation unit 18 sequentially creates each frame of the ultrasound contrast image data from the second intermediate pixel value searched by the intermediate value search unit 17, creates the ultrasound contrast image data from these frames, and creates a moving image. Is displayed on the monitor 14.

次に、定量化部19は、画像メモリ16に記憶されている超音波造影画像データ、例えば図2に示す各フレームF、F、F、…、Fmから成る超音波造影画像データの画像輝度値の時間的変化を定量化、すなわちTICの手法によって超音波造影画像データの画像輝度値の時間的変化をグラフ化し、カーブフィッテイングによって画像輝度値の時間的変化を定量的に捉え、この超音波造影画像データの画像輝度値の時間的変化のグラフをモニタ14に表示する。図9は超音波造影画像の画像輝度値の時間的変化を定量化したTICの表示例を示す。TICの表示画面1に表示されているTICは、スペックルノイズの影響が最小限に抑えられ、細かくかつ大きく上下に変動することは無く、超音波造影画像の画像輝度値の時間的変化を正確にカーブフィッテイングできる。 Next, the quantification unit 19 stores the ultrasound contrast image data stored in the image memory 16, for example, the ultrasound contrast image data including the frames F 1 , F 2 , F 3 ,. Quantifying temporal changes in image luminance values, that is, graphing temporal changes in image luminance values of ultrasound contrast image data using a TIC technique, and capturing temporal changes in image luminance values quantitatively by curve fitting, A graph of the temporal change in the image luminance value of the ultrasonic contrast image data is displayed on the monitor 14. FIG. 9 shows a display example of the TIC in which the temporal change of the image luminance value of the ultrasonic contrast image is quantified. The TIC displayed on the display screen 1 of the TIC minimizes the influence of speckle noise, does not fluctuate finely and greatly, and accurately changes temporally the image luminance value of an ultrasound contrast image. Curve fitting is possible.

TICにおいてスペックルノイズの影響を最小限に抑えられるのは、中間値検索部17によって例えば3つのフレームf、f、fにおける同一座標の各画素g、g、gの各画素値から中間画素値を検索することによる。例えば各画素値「5」「20」「1」があり、このうち画素値「20」がスペックルノイズに拠るものとすると、これら画素値「5」「20」「1」の中間値を検索することにより、画素値「20」は、検索されることはなく、必ず排除される。各画素値「20」「1」「8」でも中間値を検索することにより画素値「20」は検索されない。従って、スペックルノイズに相当する画素値は、検索されることが無く、TICにおいてスペックルノイズの影響を最小限に抑えられる。
なお、超音波造影画像の表示画面2は、例えば静止状態にある臓器等の被検体S内に注入される超音波造影剤Gの動態を表示する。
The influence of speckle noise in the TIC can be minimized by the intermediate value search unit 17, for example, each of the pixels g 1 , g 2 , and g 3 having the same coordinates in the three frames f 1 , f 2 , and f 3 . By retrieving the intermediate pixel value from the pixel value. For example, if there are pixel values “5”, “20”, and “1”, and pixel value “20” depends on speckle noise, an intermediate value of these pixel values “5”, “20”, and “1” is searched. As a result, the pixel value “20” is not searched and is always excluded. Even if each of the pixel values “20”, “1”, and “8” is searched, the pixel value “20” is not searched by searching the intermediate value. Accordingly, the pixel value corresponding to the speckle noise is not searched, and the influence of the speckle noise can be minimized in the TIC.
The ultrasound contrast image display screen 2 displays the dynamics of the ultrasound contrast agent G injected into the subject S such as an organ in a stationary state.

一方、被検体Sが例えば心臓やこの心臓の心拍運動に応じて繰り返し往復移動する肝臓等の臓器であれば、この被検体Sに超音波造影剤が注入される。心電計22は、被検体Sにおける心臓の心拍動に応じた心電図同期信号Cを発生する。
同位相検出手段20は、図8に示すように心電計22から出力される心電図同期信号Cに現れるR波形に同期して被検体Sにおける心臓の心拍動が同一心時相となり、かつ心臓の心拍動の繰り返し周期毎に任意の期間を設定する。例えば、一定時間計数部23は、心電図同期信号Cに現れる各R波を起点として予め設定された時間tの経過、例えば時間t(=200msec)の経過内を任意の期間として設定する。トリガ信号発生部24は、心電図同期信号Cに現れる各R波の間(R−R)の時間間隔を計測し、R−R間の所定割合の時間の経過時、例えばR−R間の20%の時間の経過時にトリガ信号を発生し、R波が現れた時からトリガ信号発生時までを任意の期間として設定する。フレーム数計数部25は、心電図同期信号Cに現れる各R波を起点として超音波造影画像データの各フレームf、f、…、fnの数を計数し、このフレーム数が一定の値、例えば6フレーム数に達するまでの期間を任意の期間として設定する。しかるに、同位相検出手段20は、一定時間計数部23と、トリガ信号発生部24と、フレーム数計数部25とのうちいずれか1つにより任意の期間を設定する。
On the other hand, if the subject S is an organ such as the heart or a liver that reciprocally moves in accordance with the heartbeat motion of the heart, an ultrasound contrast agent is injected into the subject S. The electrocardiograph 22 generates an electrocardiogram synchronization signal C corresponding to the heartbeat of the subject S.
As shown in FIG. 8, the in-phase detection means 20 synchronizes the heartbeat of the subject S with the same cardiac time phase in synchronization with the R waveform appearing in the electrocardiogram synchronization signal C output from the electrocardiograph 22, and the heart An arbitrary period is set for each repetition period of heartbeat. For example, the fixed time counting unit 23 sets an arbitrary period within the elapse of a preset time t, for example, the elapse of the time t (= 200 msec), starting from each R wave appearing in the electrocardiogram synchronization signal C. The trigger signal generator 24 measures the time interval between the R waves appearing in the electrocardiogram synchronization signal C (RR), and when a predetermined ratio of time between RR has elapsed, for example, 20 between RR. A trigger signal is generated at the elapse of% time, and an arbitrary period is set from when the R wave appears until the trigger signal is generated. The frame number counting unit 25 counts the number of frames f 1 , f 2 ,..., Fn of the ultrasound contrast image data starting from each R wave appearing in the electrocardiogram synchronization signal C, and the number of frames is a constant value. For example, a period until reaching the number of 6 frames is set as an arbitrary period. However, the in-phase detection means 20 sets an arbitrary period by any one of the fixed time counting unit 23, the trigger signal generating unit 24, and the frame number counting unit 25.

中間値検索部17は、一定時間計数部23、トリガ信号発生部24又はフレーム数計数部25により設定された任意の期間から超音波造影画像データにおける同一心時相の各フレームf、f、…、fnを画像メモリ16から読み出す。例えば、中間値検索部17は、図8に示すように同一心時相になるR波形を起点とするフレームfと、R波形を起点とするフレームfと、R波形を起点とするフレームfとを読み出すと共に、R波形を起点とするフレームfと、R波形を起点とするフレームfと、R波形を起点とするフレームfとなどを読み出す。 The intermediate value search unit 17 includes the frames f 1 and f 2 of the same cardiac phase in the ultrasound contrast image data from an arbitrary period set by the fixed time counting unit 23, the trigger signal generating unit 24, or the frame number counting unit 25. ,..., Fn are read from the image memory 16. Origin For example, the intermediate value search section 17 includes a frame f 1 which starts R 1 waveform become the same cardiac phase as shown in FIG. 8, the frame f 1 which starts R 2 waveform, the R 3 waveform It reads a frame f 1 to read the frame f 2 which starts R 1 waveform, the frame f 2 which starts R 2 waveform, and the frame f 2 which starts R 3 waveforms.

次に、中間値検索部17は、超音波造影検査時、例えば同一心時相になるR波形を起点とするフレームfと、R波形を起点とするフレームfと、R波形を起点とするフレームfとの各画素値から中間値を検索し、R波形を起点とするフレームfと、R波形を起点とするフレームfと、R波形を起点とするフレームfの各画素値から中間値を検索する。 Then, an intermediate value search unit 17, when an ultrasound contrast examination, for example, a frame f 1 which starts R 1 waveform become the same cardiac phase, the frame f 1 which starts R 2 waveform, R 3 waveform Find the intermediate value from each pixel value of the frame f 1 as a starting point, the frame f 2 which starts R 1 waveform, the frame f 2 which starts R 2 waveform, starting from the R 3 waveform Search intermediate value from each pixel value of the frame f 2.

次に、中間値検索部17は、同一心時相になるR波形を起点とするフレームfと、R波形を起点とするフレームfと、R波形を起点とするフレームfおける同一座標の各画素の各画素値から中間画素値を検索する。以下同様に、中間値検索部17は、同一心時相になるR波形を起点とするフレームf、f、…と、R波形を起点とするフレームf、f、…と、R波形を起点とするフレームf、f、…とにおいてそれぞれ同一座標の各画素の各画素値から中間画素値を検索する。
なお、中間値検索部17による中間値の検索方法は、上記説明と同様に別の検索方法によって行っても良い。別の検索方法の説明は、上記説明と重複するのでここでは省略する。
Then, an intermediate value search section 17 includes a frame f 1 which starts R 1 waveform become the same cardiac phase, the frame f 1 which starts R 2 waveform, frame f 1 which starts R 3 waveform An intermediate pixel value is searched from each pixel value of each pixel having the same coordinates. Similarly, an intermediate value search unit 17, frame f 2, f 3 which starts R 1 waveform become the same cardiac phase, ... and the frame f 2, f 3 which starts R 2 waveform, ... and , R 3 , and an intermediate pixel value is searched from each pixel value of each pixel having the same coordinates in frames f 2 , f 3 ,.
Note that the intermediate value search method by the intermediate value search unit 17 may be performed by another search method as described above. Description of another search method is omitted here because it overlaps with the above description.

次に、画像作成部18は、中間値検索部17により検索された各中間画素値から超音波造影画像データの各フレームを順次作成し、これらフレームから成る超音波造影画像データを動画としてモニタ14に表示する。なお、画像作成部18は、各フレームから成る超音波造影画像データを画像メモリ16に記憶する。   Next, the image creation unit 18 sequentially creates each frame of the ultrasound contrast image data from each intermediate pixel value searched by the intermediate value search unit 17, and the ultrasound contrast image data including these frames is displayed as a moving image on the monitor 14. To display. The image creating unit 18 stores ultrasonic contrast image data including each frame in the image memory 16.

次に、定量化部19は、画像メモリ16に記憶されている超音波造影画像データの画像輝度値の時間的変化を定量化、すなわちTICの手法によって超音波造影画像データの画像輝度値の時間的変化をグラフ化し、カーブフィッテイングによって画像輝度値の時間的変化を定量的に捉え、この超音波造影画像データの画像輝度値の時間的変化のグラフをモニタ14に表示する。モニタ14におけるTICの表示画面1に表示されるTICは、図9に示すTICと同様、スペックルノイズの影響が最小限に抑えられ、細かくかつ大きく上下に変動することは無く、例えば心臓やこの心臓の心拍運動に応じて繰り返し往復移動する肝臓等の被検体Sの超音波造影画像の画像輝度値の時間的変化を正確にカーブフィッテイングできる。   Next, the quantification unit 19 quantifies the temporal change in the image brightness value of the ultrasound contrast image data stored in the image memory 16, that is, the time of the image brightness value of the ultrasound contrast image data by the TIC technique. The temporal change of the image luminance value is quantitatively captured by curve fitting, and a graph of the temporal change of the image luminance value of the ultrasonic contrast image data is displayed on the monitor 14. Like the TIC shown in FIG. 9, the TIC displayed on the display screen 1 of the TIC on the monitor 14 has the effect of speckle noise being minimized and does not fluctuate finely and greatly. It is possible to accurately curve-fit the temporal change of the image luminance value of the ultrasound contrast image of the subject S such as the liver that repeatedly moves reciprocally according to the heartbeat movement of the heart.

このように上記一実施の形態によれば、超音波造影画像の複数のフレーム中の各画素値から中間値を順次検索し、これら検索された中間値から超音波画像データを作成し、この超音波造影画像データの画像輝度値の時間的変化を定量化してTICを表示する。これにより、スペックルノイズに相当する画素値を検索されること無く、TICにおいてスペックルノイズの影響を最小限に抑えられ、細かくかつ大きく上下に変動することは無く、超音波造影画像の画像輝度値の時間的変化を正確にカーブフィッテイングできる。従って、超音波造影検査時、読影医は、スペックルノイズの影響を受けず、モニタに表示される被検体S内における超音波造影剤の動態から血流の流れる状態を判断し、心臓や肝臓等の被検体Sにおける例えば心筋梗塞等の病変を診断できる。   As described above, according to the above-described embodiment, the intermediate value is sequentially searched from each pixel value in the plurality of frames of the ultrasound contrast image, and the ultrasonic image data is generated from the searched intermediate value. The TIC is displayed by quantifying the temporal change in the image luminance value of the contrast-enhanced image data. As a result, the pixel value corresponding to the speckle noise is not searched, the influence of the speckle noise can be minimized in the TIC, and the image brightness of the ultrasonic contrast image does not fluctuate finely and greatly. Curve fitting can be performed accurately over time. Therefore, at the time of the ultrasound contrast examination, the interpretation doctor is not affected by speckle noise, determines the state of blood flow from the dynamics of the ultrasound contrast agent in the subject S displayed on the monitor, and the heart and liver For example, a lesion such as myocardial infarction in the subject S can be diagnosed.

被検体Sが例えば心臓やこの心臓の心拍運動に応じて繰り返し往復移動する肝臓等の臓器であれば、心臓の心拍動に応じた心電図同期信号Cに基づいて例えば一定時間計数部23、トリガ信号発生部24又はフレーム数計数部25により設定された任意の期間から超音波造影画像データにおける同一心時相の各フレームf、f、…、fn等を読み出すので、心臓の心拍運動の影響を受けずに、心臓又は肝臓等の被検体Sがあたかも一定の心時相で静止しているかの状態の超音波造影画像データを作成できる。これにより、超音波造影画像の表示画面2には、一定の心時相で静止しているかの状態の超音波造影画像データを表示し、かつTICの表示画面1には、同超音波造影画像データに対するTICを表示できる。 If the subject S is, for example, an organ such as the heart or a liver that reciprocally moves in accordance with the heartbeat motion of the heart, for example, a constant time counting unit 23, a trigger signal based on the electrocardiogram synchronization signal C corresponding to the heartbeat of the heart. Since the frames f 1 , f 2 ,..., Fn, etc. of the same cardiac phase in the ultrasound contrast image data are read from an arbitrary period set by the generation unit 24 or the frame number counting unit 25, the influence of the heartbeat motion of the heart Without receiving, it is possible to create ultrasonic contrast image data in a state where the subject S such as the heart or the liver is stationary at a certain cardiac phase. As a result, the contrast-enhanced image data is displayed on the display screen 2 of the contrast-enhanced image as if it is stationary at a fixed cardiac phase, and the contrast-enhanced image is displayed on the display screen 1 of the TIC. The TIC for the data can be displayed.

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
例えば、中間値検索部17は、中間値を検索するのに図5に示すような3×3画素のマトリックスMを設定しているが、n×n(n:整数)画素のマトリックスを用いても良い。
画像作成部18は、中間値検索部17により検索された時間的に連続する例えば各フレームf、f、fの各画素値の中間値から超音波造影画像データの1フレームFを作成しているが、これに限らず、時間的に離散する複数のフレームに入れ替えて、これらフレームの各画素値の中間値から超音波造影画像データのフレームを作成してもよい。例えば超音波造影検査時、心臓の心拍動に応じた心電図同期信号Cに基づいて同一心時相の時間的に離散する各フレームf、f、…、fn等を読み出すことがこれに当たる。特に、超音波造影検査時において、フラッシュエコー法により超音波造影画像データを取る場合、同一心時相にするために心電図同期信号Cに基づく所定のインターバル間隔で各フレームを読み出すことに有効である。
Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying the constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage. In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of components disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment. Furthermore, constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.
For example, the intermediate value search unit 17 sets a matrix M of 3 × 3 pixels as shown in FIG. 5 to search for intermediate values, but uses a matrix of n × n (n: integer) pixels. Also good.
The image creating unit 18 obtains one frame F 1 of the ultrasound contrast image data from the intermediate value of each pixel value of each frame f 1 , f 2 , f 3 , for example, that is temporally searched for by the intermediate value search unit 17. However, the present invention is not limited to this, and it may be replaced with a plurality of temporally discrete frames, and a frame of ultrasonic contrast image data may be generated from an intermediate value of each pixel value of these frames. For example, at the time of ultrasonic contrast examination, this corresponds to reading out the frames f 1 , f 2 ,..., Fn, etc. that are temporally discrete in the same cardiac phase based on the electrocardiogram synchronization signal C corresponding to the heartbeat of the heart. In particular, when ultrasonic contrast image data is acquired by the flash echo method at the time of ultrasonic contrast examination, it is effective to read out each frame at a predetermined interval based on the electrocardiogram synchronization signal C in order to obtain the same cardiac phase. .

上記一実施の形態では、超音波造影画像データにおける同一心時相の各フレームf、f、…、fn等を読み出すことで、心臓又は肝臓等の被検体Sがあたかも一定の心時相で静止しているかの状態の超音波造影画像データを作成しているが、これに限らず、例えば図10に示すようにモニタ14aに表示される超音波造影画像データ上に2つの関心領域(ROI)26、27を設定する。なお、モニタ14a上で被検体Sは、複数本の曲線を重ねて表示しているが、これは心臓の心拍運動に応じて移動する被検体Sを示す。
次に、各ROI26、27内の各スペックルパターンの変化を検出する。
次に、各スペックルパターンの変化から超音波造影画像データの各フレームにおける被検体Sの画像の移動距離を求め、この移動距離に基づいて被検体Sの画像がモニタ14a上の同一表示位置になるように各フレームの被検体Sの画像の位置を制御する。これにより、心臓又は肝臓等の被検体Sは、図10に示すようにモニタ14bに表示されるようにあたかも静止しているかの状態の動き補正されて表示される。
In the above-described embodiment, by reading out the frames f 1 , f 2 ,..., Fn, etc. of the same cardiac time phase in the ultrasound contrast image data, the subject S such as the heart or liver is as if a certain cardiac time phase. However, the present invention is not limited to this. For example, as shown in FIG. 10, two regions of interest (on the ultrasound contrast image data displayed on the monitor 14a ( ROI) 26 and 27 are set. Note that the subject S is displayed on the monitor 14a with a plurality of curves superimposed, which indicates the subject S that moves in accordance with the heartbeat movement of the heart.
Next, a change in each speckle pattern in each ROI 26, 27 is detected.
Next, the movement distance of the image of the subject S in each frame of the ultrasound contrast image data is obtained from the change of each speckle pattern, and the image of the subject S is placed at the same display position on the monitor 14a based on this movement distance. In this manner, the position of the image of the subject S in each frame is controlled. As a result, the subject S such as the heart or the liver is displayed with its motion corrected as if it were still as displayed on the monitor 14b as shown in FIG.

本発明に係る超音波画像表示装置の一実施の形態を示す構成図。1 is a configuration diagram showing an embodiment of an ultrasonic image display device according to the present invention. 同装置により取得された超音波造影画像データの各フレームを示す模式図。The schematic diagram which shows each flame | frame of the ultrasonic contrast image data acquired by the apparatus. 同装置の中間値検索部による中間値の検索方法を示す模式図。The schematic diagram which shows the search method of the intermediate value by the intermediate value search part of the apparatus. 同装置の中間値検索部により超音波造影画像データに設定するマトリックスを示す模式図。The schematic diagram which shows the matrix set to ultrasonic contrast image data by the intermediate value search part of the apparatus. 同装置の中間値検索部で用いるマトリックスを示す模式図。The schematic diagram which shows the matrix used in the intermediate value search part of the apparatus. 同装置の中間値検索部による第2の中間画素値の検索方法を示す模式図。The schematic diagram which shows the search method of the 2nd intermediate pixel value by the intermediate value search part of the apparatus. 同装置の中間値検索部による中間値の別の検索方法を示す模式図。The schematic diagram which shows another search method of the intermediate value by the intermediate value search part of the apparatus. 同装置の中間値検索部による超音波造影検査時における超音波造影画像データの各フレームを読み出す任意の期間の設定を説明するための図。The figure for demonstrating the setting of the arbitrary periods which read each flame | frame of the ultrasonic contrast image data at the time of the ultrasonic contrast inspection by the intermediate value search part of the apparatus. 同装置により得られた超音波造影画像の画像輝度値の時間的変化を定量化したTICの表示例を示す図。The figure which shows the example of a display of TIC which quantified the time change of the image luminance value of the ultrasonic contrast image obtained by the same apparatus. 同装置による被検体の動き補正を説明するための図。The figure for demonstrating the motion correction of the subject by the same apparatus. 従来のTICによって得られた超音波造影画像における画像輝度値の時間的変化のカーブフィッテイングの一例を示す図。The figure which shows an example of the curve fitting of the time change of the image luminance value in the ultrasonic contrast image obtained by the conventional TIC.

符号の説明Explanation of symbols

S:被検体、10:超音波プローブ、11:送信部、12:受信部、13:画像処理部、14:モニタ、15:プログラムメモリ、16:画像メモリ、17:中間値検索部、18:画像作成部、19:定量化部、20:同位相検出手段、21:入力部、22:心電計、23:一定時間計数部、24:トリガ信号発生部、25:フレーム数計数部。   S: subject, 10: ultrasonic probe, 11: transmission unit, 12: reception unit, 13: image processing unit, 14: monitor, 15: program memory, 16: image memory, 17: intermediate value search unit, 18: Image creation unit, 19: quantification unit, 20: in-phase detection means, 21: input unit, 22: electrocardiograph, 23: constant time counting unit, 24: trigger signal generation unit, 25: frame number counting unit.

Claims (31)

造影剤を注入した被検体に超音波を放射し、前記被検体からの反射波を受波して前記被検体内における前記造影剤の動態を表わす超音波画像の動画を表示する超音波画像表示方法において、
任意の期間内における前記超音波画像の複数のフレーム中の各画素値から中間値を順次検索し、これら検索された前記中間値から超音波画像データを作成して表示する、
ことを特徴とする超音波画像表示方法。
Ultrasonic image display that emits ultrasonic waves to a subject injected with a contrast agent, receives a reflected wave from the subject, and displays a moving image of an ultrasonic image representing the dynamics of the contrast agent in the subject In the method
The intermediate value is sequentially searched from each pixel value in a plurality of frames of the ultrasonic image within an arbitrary period, and ultrasonic image data is created and displayed from the searched intermediate value.
An ultrasonic image display method characterized by the above.
前記超音波画像データの画像輝度値の時間的変化を定量化して表示することを特徴とする請求項1記載の超音波画像表示方法。   The ultrasonic image display method according to claim 1, wherein the temporal change in the image luminance value of the ultrasonic image data is quantified and displayed. 前記中間値は、時間的に連続する複数の前記フレームから検索されることを特徴とする請求項1又は2記載の超音波画像表示方法。   The ultrasonic image display method according to claim 1, wherein the intermediate value is searched from a plurality of the temporally continuous frames. 前記中間値は、時間的に離散する複数の前記フレームから検索されることを特徴とする請求項1又は2記載の超音波画像表示方法。   The ultrasonic image display method according to claim 1, wherein the intermediate value is searched from a plurality of the frames that are discrete in time. 前記中間値は、少なくとも3フレームの前記各画素値から検索することを特徴とする請求項1又は2記載の超音波画像表示方法。   The ultrasonic image display method according to claim 1, wherein the intermediate value is searched from the pixel values of at least three frames. 前記被検体は、周期的に収縮運動を行い、
前記任意の期間は、前記被検体の前記収縮運動の繰り返し周期毎にそれぞれ設定されることを特徴とする請求項1又は2記載の超音波画像表示方法。
The subject periodically contracts,
The ultrasonic image display method according to claim 1, wherein the arbitrary period is set for each repetition period of the contraction movement of the subject.
前記任意の期間は、前記被検体の前記収縮運動が同一位相のときに設定されることを特徴とする請求項6記載の超音波画像表示方法。   The ultrasonic image display method according to claim 6, wherein the arbitrary period is set when the contraction motion of the subject has the same phase. 前記被検体の前記収縮運動に応じた同期信号を発生し、
前記同期信号に従ってトリガ信号を発生し、前記被検体の前記収縮運動が同一位相のときに前記任意の期間を設定する、
ことを特徴とする請求項7記載の超音波画像表示方法。
Generating a synchronization signal according to the contraction movement of the subject;
Generating a trigger signal according to the synchronization signal, and setting the arbitrary period when the contraction movement of the subject is in the same phase;
The ultrasonic image display method according to claim 7.
前記被検体の前記収縮運動に応じた同期信号を発生し、
前記同期信号に従って前記超音波画像の前記フレーム数から前記被検体の前記収縮運動が同一位相になるときに前記任意の期間を設定する、
ことを特徴とする請求項7記載の超音波画像表示方法。
Generating a synchronization signal according to the contraction movement of the subject;
Setting the arbitrary period when the contraction motion of the subject is in the same phase from the number of frames of the ultrasound image according to the synchronization signal;
The ultrasonic image display method according to claim 7.
前記被検体の前記収縮運動に応じた心電図同期信号を発生し、
前記心電図同期信号に現れる各R波を起点として予め設定された時間の経過、前記各R波間の所定割合の時間の経過時におけるトリガ信号の発生、又は前記超音波画像の前記フレーム数の計数のいずれかを行って前記任意の期間を設定する、
ことを特徴とする請求項7記載の超音波画像表示方法。
Generating an ECG synchronization signal corresponding to the contraction movement of the subject;
An elapse of a preset time starting from each R wave appearing in the electrocardiogram synchronization signal, generation of a trigger signal when a predetermined rate of time elapses between the R waves, or counting of the number of frames of the ultrasonic image Do any one to set the arbitrary period,
The ultrasonic image display method according to claim 7.
前記超音波画像の複数の前記フレーム中においてそれぞれ互いに隣接する複数の画素の値から中間の各第1の画素値を検索し、
次に、前記検索された前記各フレーム毎の前記各第1の中間画素値からさらに中間の第2の画素値を検索し、
この検索された前記第2の中間画素値から前記超音波画像データを作成する、
ことを特徴とする請求項1又は2記載の超音波画像表示方法。
Search each intermediate first pixel value from the values of a plurality of adjacent pixels in the plurality of frames of the ultrasound image,
Next, an intermediate second pixel value is further searched from each of the first intermediate pixel values for each of the searched frames.
Creating the ultrasound image data from the retrieved second intermediate pixel values;
The ultrasonic image display method according to claim 1 or 2.
前記超音波画像の各フレーム毎に互いに隣接する複数の画素値から中間の第1の画素値を検索し、
次に、前記各フレーム毎に前記互いに隣接する前記複数の画素値を全て前記第1の中間画素値に代え、
次に、前記任意の期間内における前記超音波画像の前記各フレーム中の前記各第1の中間画素値を順次検索し、これら検索された前記各第1の中間画素値の中から中間に在る前記第2の中間画素値を検索し、この第2の中間画素値から前記超音波画像データを作成する、
ことを特徴とする請求項1又は2記載の超音波画像表示方法。
Searching for a first intermediate pixel value from a plurality of adjacent pixel values for each frame of the ultrasound image;
Next, for each frame, the plurality of adjacent pixel values are all replaced with the first intermediate pixel value,
Next, the first intermediate pixel values in the frames of the ultrasonic image within the arbitrary period are sequentially searched, and the intermediate values are located among the searched first intermediate pixel values. Searching for the second intermediate pixel value and generating the ultrasound image data from the second intermediate pixel value;
The ultrasonic image display method according to claim 1 or 2.
前記中間値から成る前記超音波画像データは、前記フレームを予め設定された条件の下で入れ替えることを特徴とする請求項1又は2記載の超音波画像表示方法。   The ultrasonic image display method according to claim 1 or 2, wherein the ultrasonic image data including the intermediate value is replaced with the frame under a preset condition. 前記超音波画像データの前記フレームの入れ替えは、前記造影剤を前記被検体に注入しての造影剤検査においてフラッシュエコー法により前記超音波画像データを取るときに行うことを特徴とする請求項13記載の超音波画像表示方法。   14. The frame replacement of the ultrasound image data is performed when the ultrasound image data is acquired by a flash echo method in a contrast agent inspection by injecting the contrast agent into the subject. The ultrasonic image display method as described. 造影剤を注入した被検体に超音波を放射し、前記被検体からの反射波を受波して前記被検体内における前記造影剤の動態を表わす超音波画像の動画を表示する超音波画像表示装置において、
任意の期間内における前記超音波画像の複数のフレーム中の各画素値から中間値を順次検索する中間値検索部と、
表示部と、
前記中間値検索部により検索された前記中間値から超音波画像データを作成して前記表示部に表示する画像作成部と、
を具備することを特徴とする超音波画像表示装置。
Ultrasonic image display that emits ultrasonic waves to a subject injected with a contrast agent, receives a reflected wave from the subject, and displays a moving image of an ultrasonic image representing the dynamics of the contrast agent in the subject In the device
An intermediate value search unit that sequentially searches for an intermediate value from each pixel value in a plurality of frames of the ultrasonic image within an arbitrary period;
A display unit;
An image creation unit that creates ultrasound image data from the intermediate value searched by the intermediate value search unit and displays the ultrasonic image data on the display unit;
An ultrasonic image display device comprising:
前記超音波画像データの画像輝度値の時間的変化を定量化して前記表示部に表示する定量化部を備えたことを特徴とする請求項15記載の超音波画像表示装置。   The ultrasonic image display device according to claim 15, further comprising a quantification unit that quantifies a temporal change in an image luminance value of the ultrasonic image data and displays the quantification on the display unit. 前記中間値検索部は、時間的に連続する複数の前記フレームから前記中間値を検索することを特徴とする請求項15又は16記載の超音波画像表示装置。   The ultrasonic image display device according to claim 15 or 16, wherein the intermediate value search unit searches the intermediate value from a plurality of the temporally continuous frames. 前記中間値検索部は、時間的に離散する複数の前記フレームから前記中間値を検索することを特徴とする請求項15又は16記載の超音波画像表示装置。   The ultrasonic image display device according to claim 15 or 16, wherein the intermediate value search unit searches for the intermediate value from a plurality of the temporally discrete frames. 前記中間値検索部は、少なくとも3フレームの前記各画素値の中間値を検索することを特徴とする請求項15又は16記載の超音波画像表示装置。   The ultrasonic image display device according to claim 15 or 16, wherein the intermediate value search unit searches for an intermediate value of the pixel values of at least three frames. 前記被検体は、周期的に収縮運動を行い、
前記中間値検索部は、前記被検体の前記収縮運動の繰り返し周期毎にそれぞれ前記任意の期間を設定することを特徴とする請求項15又は16記載の超音波画像表示装置。
The subject periodically contracts,
The ultrasonic image display device according to claim 15, wherein the intermediate value search unit sets the arbitrary period for each repetition period of the contraction movement of the subject.
前記中間値検索部は、前記被検体の前記収縮運動が同一位相となるときに前記任意の期間を設定することを特徴とする請求項19記載の超音波画像表示装置。   The ultrasonic image display device according to claim 19, wherein the intermediate value search unit sets the arbitrary period when the contraction motion of the subject has the same phase. 前記被検体の前記収縮運動に応じた同期信号を発生する同期信号発生部を有し、
前記中間値検索部は、前記同期信号発生部により発生した前記同期信号に従ってトリガ信号を発生し、前記被検体の前記収縮運動が同一位相となるときに前記任意の期間を設定する、
ことを特徴とする請求項20記載の超音波画像表示装置。
A synchronization signal generating unit that generates a synchronization signal according to the contraction motion of the subject;
The intermediate value search unit generates a trigger signal according to the synchronization signal generated by the synchronization signal generation unit, and sets the arbitrary period when the contraction motion of the subject has the same phase,
The ultrasonic image display device according to claim 20.
前記被検体の前記収縮運動に応じた同期信号を発生する同期信号発生部を有し、
前記中間値検索部は、前記同期信号発生部により発生した前記同期信号に従って前記超音波画像の前記フレーム数から前記被検体の前記収縮運動が同一位相となるときに前記任意の期間を設定する、
ことを特徴とする請求項20記載の超音波画像表示装置。
A synchronization signal generating unit that generates a synchronization signal according to the contraction motion of the subject;
The intermediate value search unit sets the arbitrary period when the contraction movement of the subject has the same phase from the number of frames of the ultrasonic image according to the synchronization signal generated by the synchronization signal generation unit,
The ultrasonic image display device according to claim 20.
前記同期信号発生部は、前記収縮運動に応じた心電図同期信号を発生する心電計を有することを特徴とする請求項22又は23記載の超音波画像表示装置。   The ultrasonic image display device according to claim 22 or 23, wherein the synchronization signal generation unit includes an electrocardiograph that generates an electrocardiogram synchronization signal corresponding to the contraction motion. 前記同期信号発生部は、前記収縮運動に応じた心電図同期信号を発生する心電計を有し、
前記中間値検索部は、前記心電図同期信号に現れる各R波を起点として予め設定された時間の経過、前記各R波間の所定割合の時間の経過時におけるトリガ信号の発生、又は前記超音波画像の前記フレーム数の計数のいずれかを行って前記任意の期間を設定する、
ことを特徴とする請求項21記載の超音波画像表示装置。
The synchronization signal generation unit includes an electrocardiograph that generates an electrocardiogram synchronization signal according to the contraction motion,
The intermediate value search unit is configured to generate a trigger signal when a predetermined period of time elapses from each R wave appearing in the electrocardiogram synchronization signal as a starting point, or to generate the ultrasonic image. The arbitrary period is set by performing any of the counting of the number of frames of
The ultrasonic image display apparatus according to claim 21.
前記中間値検索部は、前記超音波画像の複数の前記フレーム中においてそれぞれ互いに隣接する複数の画素の値から中間の各第1の画素値を検索し、当該検索された前記各フレーム毎の前記各第1の中間画素値からさらに中間となる前記第2の中間画素値を検索し、
前記画像作成部は、前記中間値検索部により検索された前記第2の中間画素値から前記超音波画像データを作成する、
ことを特徴とする請求項15又は16記載の超音波画像表示装置。
The intermediate value search unit searches each first pixel value in the middle from the values of a plurality of pixels adjacent to each other in the plurality of frames of the ultrasound image, and the searched for each of the searched frames A second intermediate pixel value that is further intermediate from each first intermediate pixel value;
The image creation unit creates the ultrasound image data from the second intermediate pixel value searched by the intermediate value search unit;
The ultrasonic image display device according to claim 15 or 16.
前記中間値検索部は、前記超音波画像の各フレーム毎に互いに隣接する複数の画素値から中間の第1の画素値を検索し、前記各フレーム毎に前記互いに隣接する前記複数の画素値を全て前記第1の中間画素値に代え、前記任意の期間内における前記超音波画像の前記各フレーム中の前記各第1の中間画素値を順次検索し、これら検索された前記各第1の中間画素値の中から中間に在る第2の中間画素値を検索し、
前記画像作成部は、前記中間値検索部により前記任意の期間内に検索された前記各第2の中間画素値から前記超音波画像データを作成する、
ことを特徴とする請求項15又は16記載の超音波画像表示装置。
The intermediate value search unit searches for a first intermediate pixel value from a plurality of adjacent pixel values for each frame of the ultrasound image, and determines the adjacent pixel values for each frame. Instead of all the first intermediate pixel values, the first intermediate pixel values in the frames of the ultrasonic image in the arbitrary period are sequentially searched, and the searched first intermediate values are sequentially searched. Search for a second intermediate pixel value in the middle from among the pixel values;
The image creation unit creates the ultrasound image data from the second intermediate pixel values searched within the arbitrary period by the intermediate value search unit;
The ultrasonic image display device according to claim 15 or 16.
前記画像作成部は、前記中間値から成る前記超音波画像データの前記フレームを予め設定された条件の下で入れ替えることを特徴とする請求項15又は16記載の超音波画像表示装置。   The ultrasonic image display device according to claim 15, wherein the image creation unit replaces the frame of the ultrasonic image data including the intermediate value under a preset condition. 前記造影剤を前記被検体に注入しての造影剤検査においてフラッシュエコー法により前記超音波画像データを取る場合、前記超音波画像データの前記フレームを入れ替えることを特徴とする請求項28記載の超音波画像表示装置。   29. The ultrasonograph according to claim 28, wherein when the ultrasound image data is acquired by a flash echo method in a contrast agent inspection by injecting the contrast agent into the subject, the frame of the ultrasound image data is replaced. Sound image display device. 造影剤を注入した被検体に超音波を放射し、前記被検体からの反射波を受波して前記被検体内における前記造影剤の動態を表わす超音波画像の動画を表示する超音波画像表示プログラムにおいて、
任意の期間内における前記超音波画像の複数のフレーム中の各画素値の中間値を順次検索させ、これら検索された前記中間値から成る超音波画像データを求めさせる、
ことを特徴とする超音波画像表示プログラム。
Ultrasonic image display that emits ultrasonic waves to a subject injected with a contrast agent, receives a reflected wave from the subject, and displays a moving image of an ultrasonic image representing the dynamics of the contrast agent in the subject In the program
The intermediate value of each pixel value in a plurality of frames of the ultrasonic image within an arbitrary period is sequentially searched, and ultrasonic image data including the searched intermediate values is obtained.
An ultrasonic image display program characterized by that.
前記超音波画像データの画像輝度値の時間的変化を定量化して表示させることを特徴とする請求項30記載の超音波画像表示プログラム。   31. The ultrasonic image display program according to claim 30, wherein the temporal change in the image luminance value of the ultrasonic image data is quantified and displayed.
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