JP2018020109A - Medical image processor and medical image processing program - Google Patents
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Abstract
Description
本発明の実施形態は、医用画像処理装置および医用画像処理プログラムに関する。 Embodiments described herein relate generally to a medical image processing apparatus and a medical image processing program.
超音波診断装置において３次元超音波画像データ（超音波ボリュームデータ、以下ボリュームデータという）を生成する方法として、超音波プローブを移動させながら所定のフレームレートで撮影することで取得した超音波断層像群を並べることによりボリュームデータを生成する方法がある。この方法では、良好な均一のデータ密度のボリュームデータを生成するためには、超音波プローブが等速で動かされることが重要となる。等速で超音波プローブを移動させながら所定のフレームレートで撮影することで、時間的に等間隔な超音波断層像群を得ることができボリュームデータのデータ密度を均一なものとすることができる。 As a method of generating three-dimensional ultrasonic image data (ultrasonic volume data, hereinafter referred to as volume data) in an ultrasonic diagnostic apparatus, an ultrasonic tomographic image acquired by photographing at a predetermined frame rate while moving an ultrasonic probe There is a method for generating volume data by arranging groups. In this method, in order to generate volume data with good uniform data density, it is important that the ultrasonic probe is moved at a constant speed. By imaging at a predetermined frame rate while moving the ultrasonic probe at a constant speed, it is possible to obtain a group of ultrasonic tomograms that are equally spaced in time, and to make the data density of the volume data uniform. .
また、たとえばボリュームデータから任意の断面の画像を生成する場合には、これらの断面画像の画質は、ボリュームデータの当該断面内におけるデータ密度に依存する。ボリュームデータのデータ密度は、超音波プローブの移動速度に依存する。このため、たとえば、生成すべき断面に沿った方向における超音波プローブの移動速度成分が大きくなると、生成すべき断面内におけるボリュームデータのデータ密度が粗くなり、当該断面の画質が劣化してしまう。したがって、ボリュームデータから良好な画質の断面画像を得るためには、所定の速度範囲内の速度で超音波プローブを移動させることが好ましい。 For example, when images of arbitrary cross sections are generated from volume data, the image quality of these cross section images depends on the data density in the cross section of the volume data. The data density of the volume data depends on the moving speed of the ultrasonic probe. For this reason, for example, when the moving velocity component of the ultrasonic probe in the direction along the cross section to be generated increases, the data density of the volume data in the cross section to be generated becomes coarse, and the image quality of the cross section deteriorates. Therefore, in order to obtain a cross-sectional image with good image quality from the volume data, it is preferable to move the ultrasonic probe at a speed within a predetermined speed range.
本発明が解決しようとする課題は、ユーザの熟練度によらず良好なボリュームデータを生成するよう支援することができる医用画像処理装置および医用画像処理プログラムを提供することである。 The problem to be solved by the present invention is to provide a medical image processing apparatus and a medical image processing program capable of supporting generation of good volume data regardless of the skill level of the user.
本発明の一実施形態に係る医用画像処理装置は、上述した課題を解決するために、超音波プローブを動かしながら収集したエコーデータと、前記超音波プローブに設けられた位置センサの出力と、にもとづくボリュームデータから画像を生成する画像生成部と、前記位置センサの出力にもとづいて算出された前記超音波プローブの速さと、前記超音波プローブを動かす速さの推奨範囲と、を示すインジケータを生成するインジケータ生成部と、前記画像および前記インジケータを表示させる表示制御部と、を備えたものである。 In order to solve the above-described problem, a medical image processing apparatus according to an embodiment of the present invention includes: echo data collected while moving an ultrasonic probe; and an output of a position sensor provided in the ultrasonic probe. An image generation unit that generates an image from the volume data based on, and an indicator that indicates the speed of the ultrasonic probe calculated based on the output of the position sensor and the recommended range of the speed for moving the ultrasonic probe An indicator generation unit for displaying, and a display control unit for displaying the image and the indicator.
本発明に係る医用画像処理装置および医用画像処理プログラムの実施の形態について、添付図面を参照して説明する。 Embodiments of a medical image processing apparatus and a medical image processing program according to the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
（第１の実施形態）
図１は、本発明の第１実施形態に係る医用画像処理装置１を含む超音波診断装置１０の一構成例を示すブロック図である。超音波診断装置１０は、超音波プローブ１１、位置情報取得装置１２、入力回路２０、ディスプレイ３０および装置本体４０を有する。
(First embodiment)
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus 10 including a medical image processing apparatus 1 according to the first embodiment of the present invention. The ultrasonic diagnostic apparatus 10 includes an ultrasonic probe 11, a position information acquisition apparatus 12, an input circuit 20, a display 30 and an apparatus main body 40.
本実施形態においては、医用画像処理装置１は、超音波診断装置１０に内包されており、入力回路２０、ディスプレイ３０、および装置本体４０の処理回路５７が医用画像処理装置１を構成する。 In this embodiment, the medical image processing apparatus 1 is included in the ultrasonic diagnostic apparatus 10, and the input circuit 20, the display 30, and the processing circuit 57 of the apparatus main body 40 constitute the medical image processing apparatus 1.
超音波プローブ１１は、複数の超音波振動子（圧電振動子）を有する。これら複数の超音波振動子は、装置本体４０から供給される駆動信号にもとづいて超音波を発生させる。超音波プローブ１１は、複数の超音波振動子から発生する超音波を集束させることでビーム状の超音波（超音波ビーム）を被検体Ｏの体内へ送信し、さらに、被検体Ｏからのエコー信号（反射波信号）を受信して電気信号に変換する。また、超音波プローブ１１は、圧電振動子に設けられる整合層と、圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材などを有する。 The ultrasonic probe 11 has a plurality of ultrasonic transducers (piezoelectric transducers). The plurality of ultrasonic transducers generate ultrasonic waves based on a drive signal supplied from the apparatus main body 40. The ultrasonic probe 11 transmits a beam of ultrasonic waves (ultrasonic beam) into the body of the subject O by focusing ultrasonic waves generated from a plurality of ultrasonic transducers, and further echoes from the subject O. A signal (reflected wave signal) is received and converted into an electric signal. The ultrasonic probe 11 includes a matching layer provided in the piezoelectric vibrator, a backing material that prevents propagation of ultrasonic waves from the piezoelectric vibrator to the rear, and the like.
超音波プローブ１１から被検体Ｏに超音波ビームが送信されると、送信された超音波ビームは、被検体Ｏの体内組織における音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、反射波がエコー信号として複数の超音波振動子にて受信される。受信されるエコー信号の振幅は、超音波ビームが反射される不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。なお、送信された超音波パルスが移動している血流や心臓壁などの表面で反射された場合のエコー信号は、ドプラ効果により、移動体の超音波送信方向に対する速度成分に依存して、周波数偏移を受ける。なお、以下の説明において、速度はベクトル、速さは速度ベクトルの大きさ（スカラー）を表すものとする。 When an ultrasonic beam is transmitted from the ultrasonic probe 11 to the subject O, the transmitted ultrasonic beam is reflected one after another at the discontinuous surface of the acoustic impedance in the body tissue of the subject O, and the reflected wave is an echo signal. Are received by a plurality of ultrasonic transducers. The amplitude of the received echo signal depends on the difference in acoustic impedance at the discontinuous surface where the ultrasonic beam is reflected. Note that the echo signal when the transmitted ultrasonic pulse is reflected by the moving blood flow or the surface of the heart wall, etc. depends on the velocity component in the ultrasonic transmission direction of the moving body due to the Doppler effect, Subject to frequency shift. In the following description, speed is a vector, and speed is the magnitude (scalar) of the speed vector.
なお、本実施形態に係る超音波プローブ１１は、被検体Ｏの任意の断面を撮影可能であるとともに超音波プローブ１１移動させながら所定のフレームレートで撮影可能なものであればよく、コンベックス型などの型式および圧電振動子の配置形状に制限はない。 Note that the ultrasonic probe 11 according to the present embodiment is not particularly limited as long as it can take an image of an arbitrary cross section of the subject O and can take an image at a predetermined frame rate while moving the ultrasonic probe 11. There is no limitation on the type of the piezoelectric vibrator and the arrangement shape of the piezoelectric vibrator.
位置情報取得装置１２は、たとえば磁気センサ、赤外線センサ、光学センサ、または加速度センサなどを用いて構成することができる。また、位置情報取得装置１２は、超音波プローブ１１の筐体にマーカが設けられている場合、このマーカを複数のカメラにより撮像した複数方向からの画像にもとづいて、超音波プローブ１１の位置情報を求めてもよい。この場合、あらかじめ、マーカと振動子配列面または超音波プローブ１１の筐体の所定位置との距離がオフセット情報として記憶回路５６に記憶されているとよい。 The position information acquisition device 12 can be configured using, for example, a magnetic sensor, an infrared sensor, an optical sensor, an acceleration sensor, or the like. In addition, when a marker is provided on the housing of the ultrasonic probe 11, the position information acquisition device 12 is configured to detect the position information of the ultrasonic probe 11 based on images from a plurality of directions obtained by imaging the marker with a plurality of cameras. You may ask for. In this case, the distance between the marker and a predetermined position of the transducer array surface or the housing of the ultrasonic probe 11 may be stored in advance in the storage circuit 56 as offset information.
以下の説明では、位置情報取得装置１２がトランスミッタ、位置センサとしての磁気センサ、および制御装置を有し、インターフェース回路５５を介して処理回路５７に接続される場合の例を示す。 In the following description, an example in which the position information acquisition device 12 includes a transmitter, a magnetic sensor as a position sensor, and a control device, and is connected to the processing circuit 57 via the interface circuit 55 will be described.
この場合、トランスミッタは、基準信号を送信する。具体的には、トランスミッタは、任意の位置に配置され、トランスミッタを中心として外側に向かって磁場を形成する。位置センサとしての磁気センサは、基準信号を受信することにより、３次元空間上の位置情報を取得する。具体的には、位置センサとしての磁気センサは、超音波プローブ１１の表面に装着され、トランスミッタによって形成された３次元の磁場を検出して、検出した磁場の情報を信号に変換して、制御装置に出力する。 In this case, the transmitter transmits a reference signal. Specifically, the transmitter is disposed at an arbitrary position, and forms a magnetic field outward from the transmitter. A magnetic sensor as a position sensor acquires position information in a three-dimensional space by receiving a reference signal. Specifically, the magnetic sensor as the position sensor is mounted on the surface of the ultrasonic probe 11, detects a three-dimensional magnetic field formed by the transmitter, converts the detected magnetic field information into a signal, and performs control. Output to the device.
また、この場合、制御装置は、磁気センサから受信した信号にもとづいて、トランスミッタを原点とする３次元座標における磁気センサの座標および向きを算出し、算出した座標および向きを超音波プローブ１１の位置情報として処理回路５７に出力する。被検体Ｏは、超音波プローブ１１に装着された磁気センサが、トランスミッタの出力磁場を正確に検出することが可能な範囲内に位置するとよい。 Further, in this case, the control device calculates the coordinates and orientation of the magnetic sensor in the three-dimensional coordinates with the transmitter as the origin based on the signal received from the magnetic sensor, and the calculated coordinates and orientation are used as the position of the ultrasonic probe 11. Information is output to the processing circuit 57. The subject O is preferably located within a range in which the magnetic sensor attached to the ultrasonic probe 11 can accurately detect the output magnetic field of the transmitter.
入力回路２０は、たとえば操作パネルとして構成され、タッチパネルおよびハードキーを有する。タッチパネルは、タッチコマンドスクリーンとして機能し、ディスプレイと、ディスプレイの近傍に設けられたタッチ入力回路とを有する。タッチパネルのディスプレイは、たとえば液晶ディスプレイやＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）ディスプレイなどの一般的な表示出力装置により構成される。タッチ入力回路は、ユーザによるタッチ入力回路上の指示位置の情報を装置本体４０に与える。ハードキーは、たとえばキーボード、マウス、フットスイッチ、トラックボール、各種ボタン等である。 The input circuit 20 is configured as an operation panel, for example, and has a touch panel and hard keys. The touch panel functions as a touch command screen, and includes a display and a touch input circuit provided in the vicinity of the display. The display of the touch panel is configured by a general display output device such as a liquid crystal display or an OLED (Organic Light Emitting Diode) display. The touch input circuit gives the device main body 40 information on the position indicated by the user on the touch input circuit. The hard keys are, for example, a keyboard, a mouse, a foot switch, a trackball, various buttons, and the like.
入力回路２０は、超音波診断装置１０のユーザからの各種指示を受け付け、インターフェース回路５５を介して装置本体４０に対して受け付けた各種指示を転送する。具体的には、タッチ入力回路およびハードキーは、たとえばユーザから位置合わせ開始指示や位置合わせ確定指示などを受け付け、ユーザの操作に対応した操作入力信号を装置本体４０に出力する。 The input circuit 20 receives various instructions from the user of the ultrasonic diagnostic apparatus 10 and transfers the received various instructions to the apparatus main body 40 via the interface circuit 55. Specifically, the touch input circuit and the hard key receive, for example, an alignment start instruction or an alignment confirmation instruction from the user, and output an operation input signal corresponding to the user operation to the apparatus main body 40.
ディスプレイ３０は、たとえば液晶ディスプレイやＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）ディスプレイなどの一般的な表示出力装置により構成され、装置本体４０において生成された超音波画像を表示する。また、ディスプレイ３０は、たとえば超音波診断装置１０のユーザが入力回路２０を用いて各種指示を入力するための画像を表示する。 The display 30 is configured by a general display output device such as a liquid crystal display or an OLED (Organic Light Emitting Diode) display, and displays an ultrasonic image generated in the device main body 40. Further, the display 30 displays an image for the user of the ultrasonic diagnostic apparatus 10 to input various instructions using the input circuit 20, for example.
装置本体４０は、たとえば超音波プローブ１１が受信した被検体Ｏからのエコー信号にもとづいて収集されたエコーデータからボリュームデータを生成する。また、装置本体４０は、このボリュームデータから、ＭＰＲ（Multi Planar Reconstruction）画像やボリュームレンダリング画像、サーフェースレンダリング画像などの超音波画像を生成してディスプレイ３０に表示させる。 The apparatus main body 40 generates volume data from echo data collected based on echo signals from the subject O received by the ultrasonic probe 11, for example. Further, the apparatus main body 40 generates an ultrasonic image such as an MPR (Multi Planar Reconstruction) image, a volume rendering image, and a surface rendering image from the volume data, and displays the ultrasonic image on the display 30.
装置本体４０は、図１に示すように、送受信回路５０、Ｂモード処理回路５１、ドプラ処理回路５２、画像生成回路５３、画像メモリ５４、インターフェース回路５５、記憶回路５６、処理回路５７を有する。 As shown in FIG. 1, the apparatus main body 40 includes a transmission / reception circuit 50, a B-mode processing circuit 51, a Doppler processing circuit 52, an image generation circuit 53, an image memory 54, an interface circuit 55, a storage circuit 56, and a processing circuit 57.
送受信回路５０は、送信回路５０ａおよび受信回路５０ｂを有する。送受信回路５０は、超音波の送受信における送信指向性と受信指向性とを制御して、超音波プローブ１１から被検体Ｏに対して超音波を送信させるとともに、超音波プローブ１１が受信したエコー信号にもとづいてエコーデータを生成する。 The transmission / reception circuit 50 includes a transmission circuit 50a and a reception circuit 50b. The transmission / reception circuit 50 controls the transmission directivity and reception directivity in transmission / reception of ultrasonic waves to transmit ultrasonic waves from the ultrasonic probe 11 to the subject O, and the echo signal received by the ultrasonic probe 11. Based on this, echo data is generated.
送信回路５０ａは、パルス発生器、送信遅延回路およびパルサ回路などを有し、超音波プローブ１１に駆動信号を供給する。パルス発生器は、所定のレート周波数で、送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。送信遅延回路は、超音波プローブ１１から発生される超音波をビーム状に集束して送信指向性を決定するために必要な圧電振動子ごとの遅延時間を、パルス発生器が発生する各レートパルスに対し与える。また、パルサ回路は、レートパルスにもとづくタイミングで、超音波プローブ１１に駆動パルスを印加する。送信遅延回路は、各レートパルスに対し与える遅延時間を変化させることで、圧電振動子面から送信される超音波ビームの送信方向を任意に調整する。 The transmission circuit 50 a includes a pulse generator, a transmission delay circuit, a pulsar circuit, and the like, and supplies a drive signal to the ultrasonic probe 11. The pulse generator repeatedly generates rate pulses for forming transmission ultrasonic waves at a predetermined rate frequency. The transmission delay circuit generates a delay time for each piezoelectric vibrator necessary for determining the transmission directivity by converging the ultrasonic wave generated from the ultrasonic probe 11 into a beam shape, and for each rate pulse generated by the pulse generator. Give to. The pulser circuit applies a drive pulse to the ultrasonic probe 11 at a timing based on the rate pulse. The transmission delay circuit arbitrarily adjusts the transmission direction of the ultrasonic beam transmitted from the surface of the piezoelectric vibrator by changing the delay time given to each rate pulse.
また、送信回路５０ａは、処理回路５７に制御されて、所定のスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧などを瞬時に変更可能な機能を有する。送信駆動電圧の変更機能は、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信回路、または、複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。 The transmission circuit 50a is controlled by the processing circuit 57 and has a function capable of instantaneously changing a transmission frequency, a transmission drive voltage, and the like in order to execute a predetermined scan sequence. The function of changing the transmission drive voltage is realized by a linear amplifier type transmission circuit capable of instantaneously switching the value or a mechanism for electrically switching a plurality of power supply units.
受信回路５０ｂは、アンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、加算器などを有し、超音波プローブ１１が受信したエコー信号を受け、このエコー信号に対して各種処理を行なってエコーデータを生成する。アンプ回路は、エコー信号をチャンネルごとに増幅してゲイン補正処理を行なう。Ａ／Ｄ変換器は、ゲイン補正されたエコー信号をＡ／Ｄ変換し、デジタルデータに受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与える。加算器は、Ａ／Ｄ変換器によって処理されたエコー信号の加算処理を行なってエコーデータを生成する。加算器の加算処理により、エコー信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。 The receiving circuit 50b includes an amplifier circuit, an A / D converter, an adder, and the like, receives an echo signal received by the ultrasonic probe 11, performs various processes on the echo signal, and generates echo data. The amplifier circuit amplifies the echo signal for each channel and performs gain correction processing. The A / D converter performs A / D conversion on the gain-corrected echo signal and gives a delay time necessary for determining the reception directivity to the digital data. The adder adds echo signals processed by the A / D converter and generates echo data. By the addition processing of the adder, the reflection component from the direction corresponding to the reception directivity of the echo signal is emphasized.
本実施形態では、送信回路５０ａは、超音波プローブ１１から被検体Ｏに対して２次元の超音波ビームを送信させることができる。また、受信回路５０ｂは、超音波プローブ１１が受信した２次元のエコー信号から２次元のエコーデータを生成することができる。また、処理回路５７は、超音波プローブ１１が移動しながら所定のフレームレートで収集された複数の２次元のエコーデータと、各エコーデータの収集時における超音波プローブ１１の位置情報と、にもとづいてボリュームデータを生成する。 In the present embodiment, the transmission circuit 50a can transmit a two-dimensional ultrasonic beam from the ultrasonic probe 11 to the subject O. The receiving circuit 50b can generate two-dimensional echo data from the two-dimensional echo signal received by the ultrasonic probe 11. Further, the processing circuit 57 is based on a plurality of two-dimensional echo data collected at a predetermined frame rate while the ultrasonic probe 11 is moving, and position information of the ultrasonic probe 11 at the time of collecting each echo data. To generate volume data.
Ｂモード処理回路５１は、受信回路５０ｂからエコーデータを受信し、対数増幅、包絡線検波処理などを行なって、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータ（Ｂモードデータ）を生成する。 The B-mode processing circuit 51 receives echo data from the receiving circuit 50b, performs logarithmic amplification, envelope detection processing, and the like, and generates data (B-mode data) in which the signal intensity is expressed by brightness.
ドプラ処理回路５２は、受信回路５０ｂから受信したエコーデータから速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、平均速度、分散、パワーなどの移動体情報を多点について抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。 The Doppler processing circuit 52 performs frequency analysis on velocity information from the echo data received from the receiving circuit 50b, extracts blood flow, tissue, and contrast agent echo components due to the Doppler effect, and obtains moving body information such as average velocity, dispersion, and power. Data extracted for multiple points (Doppler data) is generated.
画像生成回路５３は、超音波プローブ１１が受信したエコー信号にもとづいて超音波画像データを生成する。たとえば、画像生成回路５３は、Ｂモード処理回路５１が生成した２次元のＢモードデータから反射波の強度を輝度にて表した２次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成回路５３は、ドプラ処理回路５２が生成した２次元のドプラデータから移動体情報を表す平均速度画像、分散画像、パワー画像、または、これらの組み合わせ画像としての２次元のカラードプラ画像の画像データを生成する。 The image generation circuit 53 generates ultrasonic image data based on the echo signal received by the ultrasonic probe 11. For example, the image generation circuit 53 generates two-dimensional B-mode image data in which the intensity of the reflected wave is represented by luminance from the two-dimensional B-mode data generated by the B-mode processing circuit 51. Further, the image generation circuit 53 is a two-dimensional color Doppler image as an average velocity image, a dispersed image, a power image, or a combination image representing moving body information from the two-dimensional Doppler data generated by the Doppler processing circuit 52. Image data is generated.
画像メモリ５４は、処理回路５７が生成した２次元超音波画像を記憶する記憶回路である。 The image memory 54 is a storage circuit that stores the two-dimensional ultrasonic image generated by the processing circuit 57.
インターフェース回路５５は、位置情報取得装置１２、ネットワーク１００、およびモダリティや画像サーバなどの外部装置１０１などと処理回路５７との間でのデータ送受信を制御するインターフェースである。たとえば、位置情報取得装置１２は超音波プローブ１１の位置情報を取得し、インターフェース回路５５を介してこの位置情報を処理回路５７に与える。 The interface circuit 55 is an interface that controls data transmission / reception between the position information acquisition device 12, the network 100, the external device 101 such as a modality and an image server, and the processing circuit 57. For example, the position information acquisition device 12 acquires the position information of the ultrasonic probe 11 and gives this position information to the processing circuit 57 via the interface circuit 55.
記憶回路５６は、磁気的もしくは光学的記録媒体または半導体メモリなどの、プロセッサにより読み取り可能な記録媒体を含んだ構成を有する。これら記憶媒体内のプログラムおよびデータの一部または全部は電子ネットワークを介した通信によりダウンロードされるように構成してもよい。記憶回路５６は、たとえば処理回路５７により生成されたボリュームデータを記憶する。また、記憶回路５６は、外部装置１０１からネットワーク１００を介して取得したボリュームデータを記憶してもよい。 The storage circuit 56 includes a recording medium readable by a processor, such as a magnetic or optical recording medium or a semiconductor memory. You may comprise so that a part or all of the program and data in these storage media may be downloaded by communication via an electronic network. The storage circuit 56 stores volume data generated by the processing circuit 57, for example. The storage circuit 56 may store volume data acquired from the external device 101 via the network 100.
処理回路５７は、超音波診断装置１０を統括制御する機能を実現するほか、記憶回路５６に記憶された医用画像処理プログラムを読み出して実行することにより、ユーザの熟練度によらず良好なボリュームデータを生成するよう支援するための処理を実行するプロセッサである。なお、この支援処理は、超音波プローブ１１を移動させながらリアルタイムに実行されてもよいし、スキャンの終了後の画像レビュー時に実行されてもよい。 The processing circuit 57 realizes a function for overall control of the ultrasonic diagnostic apparatus 10, and also reads and executes a medical image processing program stored in the storage circuit 56, so that good volume data can be obtained regardless of the skill level of the user. Is a processor that executes a process for assisting generation of. This support process may be executed in real time while moving the ultrasonic probe 11, or may be executed at the time of image review after the end of scanning.
図２は、処理回路５７のプロセッサによる実現機能例を示す概略的なブロック図である。図２に示すように、処理回路５７のプロセッサは、画像生成機能６１、インジケータ生成機能６２、表示制御機能６３および割付機能６４を実現する。これらの各機能６１−６４は、それぞれプログラムの形態で記憶回路５６に記憶されている。なお、割付機能６４は省略されてもよい。 FIG. 2 is a schematic block diagram showing an example of functions realized by the processor of the processing circuit 57. As shown in FIG. 2, the processor of the processing circuit 57 realizes an image generation function 61, an indicator generation function 62, a display control function 63, and an allocation function 64. Each of these functions 61 to 64 is stored in the storage circuit 56 in the form of a program. The assignment function 64 may be omitted.
画像生成機能６１は、超音波プローブ１１を動かしながら収集されたエコーデータと、超音波プローブ１１に設けられた位置センサとしての磁気センサの出力と、にもとづくボリュームデータから、ＭＰＲ画像やボリュームレンダリング画像、サーフェースレンダリング画像などのレンダリング画像などの表示用の超音波画像を生成する。表示用の超音波画像には、たとえば少なくとも１つの断面に対応する少なくとも１つの断面画像が含まれる。 The image generation function 61 uses an MPR image and a volume rendering image from volume data based on echo data collected while moving the ultrasonic probe 11 and an output of a magnetic sensor as a position sensor provided in the ultrasonic probe 11. Then, an ultrasonic image for display such as a rendering image such as a surface rendering image is generated. The display ultrasonic image includes, for example, at least one cross-sectional image corresponding to at least one cross-section.
具体的には、画像生成機能６１は、Ｂモードデータと、位置情報取得装置１２から取得した当該Ｂモードデータの収集時における３次元的な超音波プローブ１１の位置情報と、を関連付ける。また、画像生成機能６１は、時系列的に連続して取得された複数のＢモードデータと、各Ｂモードデータに関連付けられた位置情報とにもとづいて、ボリュームデータ（３次元超音波画像データ）を生成する。そして、画像生成機能６１は、このボリュームデータから表示用の超音波画像を生成する。 Specifically, the image generation function 61 associates the B-mode data with the position information of the three-dimensional ultrasonic probe 11 when the B-mode data acquired from the position information acquisition device 12 is collected. The image generation function 61 also generates volume data (three-dimensional ultrasound image data) based on a plurality of B-mode data acquired continuously in time series and position information associated with each B-mode data. Is generated. Then, the image generation function 61 generates an ultrasonic image for display from this volume data.
インジケータ生成機能６２は、ユーザの熟練度によらず良好なボリュームデータを生成するよう支援するための支援画像（以下、インジケータという）を生成する。インジケータ生成機能６２は、インジケータとして、たとえば位置センサの出力にもとづいて算出された超音波プローブ１１の速さと、超音波プローブを動かす速さの推奨範囲と、を示すインジケータ（以下、第１インジケータという）を生成する。また、インジケータ生成機能６２は、位置センサの出力にもとづいて算出された、少なくとも１つの断面におけるエコーデータの収集密度の分布を示すインジケータ（以下、第２インジケータという）を生成する。また、処理回路５７が割付機能６４を実現する場合、インジケータ生成機能６２は、ボリュームデータの少なくとも１つの断面に対応するボクセルに対して割付機能６４によって割り付けられた収集密度の均一性を示す情報にもとづくインジケータ（以下、第３インジケータという）を生成する。 The indicator generation function 62 generates a support image (hereinafter referred to as an indicator) for assisting generation of good volume data regardless of the skill level of the user. The indicator generation function 62 is an indicator (hereinafter referred to as a first indicator) indicating, as an indicator, for example, the speed of the ultrasonic probe 11 calculated based on the output of the position sensor and the recommended range of the speed for moving the ultrasonic probe. ) Is generated. The indicator generation function 62 generates an indicator (hereinafter referred to as a second indicator) indicating the distribution of the collection density of echo data in at least one cross section calculated based on the output of the position sensor. When the processing circuit 57 implements the allocation function 64, the indicator generation function 62 converts the information indicating the uniformity of the collection density allocated by the allocation function 64 to the voxels corresponding to at least one cross section of the volume data. A base indicator (hereinafter referred to as a third indicator) is generated.
表示制御機能６３は、画像生成機能６１により生成された表示用の超音波画像と、インジケータ生成機能６２により生成されたインジケータと、をディスプレイ３０に表示させる。 The display control function 63 causes the display 30 to display the ultrasonic image for display generated by the image generation function 61 and the indicator generated by the indicator generation function 62.
割付機能６４は、位置センサの出力にもとづいてボリュームデータの各ボクセルのエコーデータの収集密度を求め、各ボクセルに割り付ける。 The allocation function 64 obtains the echo data collection density of each voxel of the volume data based on the output of the position sensor, and allocates it to each voxel.
（第１インジケータ）
続いて、位置センサの出力にもとづいて算出された超音波プローブ１１の速さと、超音波プローブを動かす速さの推奨範囲と、を示す第１インジケータの表示処理について説明する。
(First indicator)
Next, a display process of the first indicator that indicates the speed of the ultrasonic probe 11 calculated based on the output of the position sensor and the recommended range of the speed for moving the ultrasonic probe will be described.
図３（ａ）は表示用超音波画像７０と第１インジケータ７１ｂ、７１ｃとが表示される様子の一例を示す説明図であり、（ｂ）は第１インジケータ７１の一例を拡大して示す説明図である。 FIG. 3A is an explanatory diagram showing an example of how the display ultrasonic image 70 and the first indicators 71b and 71c are displayed, and FIG. 3B is an explanatory diagram showing an example of the first indicator 71 in an enlarged manner. FIG.
図３（ａ）に示すように、表示制御機能６３は、画像生成機能６１により生成された複数の表示用超音波画像をディスプレイ３０に並列表示させることができる。図３（ａ）には、複数の表示用超音波画像として、Ａ面画像７０ａ、Ｂ面画像７０ｂおよびＣ面画像７０ｃからなる直交３断面画像と、レンダリング画像７０ｄとが表示される場合の例を示した。なお、断面画像は、コンベックススキャンによって得られたボリュームデータにもとづくものであっても、リニアススキャンによって得られたボリュームデータにもとづくものであっても同等である。また、ボリュームデータは、Ｂモードによって生成されたものに限定されるものではなく、カラードプラモードや、エラストモードによって生成されたものであってもよい。 As shown in FIG. 3A, the display control function 63 can display a plurality of display ultrasonic images generated by the image generation function 61 on the display 30 in parallel. FIG. 3A shows an example in which an orthogonal three-section image composed of an A-plane image 70a, a B-plane image 70b, and a C-plane image 70c and a rendered image 70d are displayed as a plurality of display ultrasonic images. showed that. Note that the cross-sectional image is the same whether it is based on the volume data obtained by the convex scan or the volume data obtained by the linear scan. Further, the volume data is not limited to that generated by the B mode, and may be generated by a color Doppler mode or an elast mode.
また、図３（ａ）および（ｂ）に示すように、インジケータ生成機能６２は、断面画像ごとに、位置センサの出力にもとづいて算出された各断面の面内における超音波プローブ１１の速さ７２と、各面内における超音波プローブを動かす速さの推奨範囲７３と、を示す第１インジケータ７１を生成する。表示制御機能６３は、各断面画像と、各断面に対応する第１インジケータ７１と、をディスプレイ３０に合成して表示させる。 Further, as shown in FIGS. 3A and 3B, the indicator generation function 62 performs the speed of the ultrasonic probe 11 in the plane of each cross section calculated based on the output of the position sensor for each cross-sectional image. 72 and a recommended range 73 for moving the ultrasonic probe in each plane are generated. The display control function 63 displays each cross-sectional image and the first indicator 71 corresponding to each cross-section on the display 30.
図３（ａ）には、Ｂ面画像７０ｂに対応する第１インジケータ７１ｂがＢ面画像７０ｂに合成表示され、Ｃ面画像７０ｃに対応する第１インジケータ７１ｃがＣ面画像７０ｃに合成表示される場合の例を示した。なお、Ａ面が走査面に一致し、かつＡ面に直交する方向にプローブが動かされる場合は、Ａ面画像７０ａに対応する第１インジケータ７１ａは省略されてもよい（図３（ａ）参照）。この場合、超音波プローブ１１の速度のＡ面内成分はほぼゼロとみなせるためである。 In FIG. 3A, the first indicator 71b corresponding to the B-side image 70b is synthesized and displayed on the B-side image 70b, and the first indicator 71c corresponding to the C-side image 70c is synthesized and displayed on the C-side image 70c. An example of the case is shown. Note that when the probe is moved in a direction in which the A plane coincides with the scanning plane and is orthogonal to the A plane, the first indicator 71a corresponding to the A plane image 70a may be omitted (see FIG. 3A). ). This is because the A-plane component of the velocity of the ultrasonic probe 11 can be regarded as almost zero.
推奨範囲７３の情報は、ユーザにより入力回路２０を介して入力されてもよいし、あらかじめ記憶回路５６に記憶されてもよい。あらかじめ記憶回路５６に記憶されている場合、推奨範囲７３の情報は、エコーデータを収集するためのスキャン条件や超音波プローブ１１の種類に関連付けられて記憶されてもよい。たとえば、スキャン条件に含まれた撮影対象部位が、表示画像の解像度が高い方が好ましい部位であるほど、すなわちボリュームデータのデータ密度が密であることが好ましい部位であるほど、速さの推奨範囲７３は低い範囲とするとよい。 Information of the recommended range 73 may be input by the user via the input circuit 20 or may be stored in the storage circuit 56 in advance. When stored in the storage circuit 56 in advance, the information of the recommended range 73 may be stored in association with the scan conditions for collecting echo data and the type of the ultrasonic probe 11. For example, the recommended range of speed is higher when the part to be imaged included in the scan condition is a part that preferably has a higher resolution of the display image, that is, a part that preferably has a higher volume data density. 73 should be in a low range.
例えば、超音波プローブ１１を移動させる速さの推奨範囲７３は、フレームレートに応じて決定される。フレームレートは、例えば走査範囲、走査線密度、及び並列同時受信数などに依存するため、推奨範囲７３は、それらのパラメータに応じて決定されるとも言い換えることができる。フレームレートが高いほど、超音波プローブ１１を速く動かしてもデータ密度は高く保たれやすい。また、推奨範囲７３は、例えば、エコーデータを収集する対象部位に応じて決定される。対象部位によっては、小さい観察対象を画像化するために、スライス厚（超音波ビームの厚み）を小さくすることがある。これは、スライス厚が小さいほど、高分解能の画像を得やすいためである。一方で、スライス厚が小さい状態で超音波プローブ１１を速く動かしてしまうと、小さい観察対象がスライス（超音波ビーム）内に含まれない状態で走査してしまう可能性がある。つまり、小さい観察対象を見逃してしまうリスクが高まってしまう。したがって、小さいスライス厚が要求される対象部位を走査するときほど、推奨範囲７３は、低く設定されることが好ましい。 For example, the recommended range 73 for moving the ultrasonic probe 11 is determined according to the frame rate. Since the frame rate depends on, for example, the scanning range, the scanning line density, and the number of parallel simultaneous receptions, the recommended range 73 can be said to be determined according to those parameters. The higher the frame rate, the higher the data density can be kept even if the ultrasonic probe 11 is moved faster. In addition, the recommended range 73 is determined according to, for example, a target site for collecting echo data. Depending on the target region, the slice thickness (thickness of the ultrasonic beam) may be reduced in order to image a small observation target. This is because the smaller the slice thickness, the easier it is to obtain a high resolution image. On the other hand, if the ultrasonic probe 11 is moved quickly in a state where the slice thickness is small, there is a possibility that the small observation target is scanned in a state where it is not included in the slice (ultrasonic beam). That is, the risk of missing a small observation target increases. Therefore, it is preferable that the recommended range 73 is set to be lower as the target region requiring a smaller slice thickness is scanned.
また、第１インジケータ７１は、超音波プローブ１１の速さ７２と速さの推奨範囲７３とを示すものであればよく、図３（ａ）および図３（ｂ）に示した例に限られない。たとえば、インジケータ生成機能６２は、第１インジケータ７１として、各断面画像の色付きの枠を生成してもよい。色付きの枠と、図３（ａ）および図３（ｂ）に示した第１インジケータ７１とは、同時に、または択一的に用いることができる。 Further, the first indicator 71 only needs to indicate the speed 72 of the ultrasonic probe 11 and the recommended speed range 73, and is limited to the examples shown in FIGS. 3 (a) and 3 (b). Absent. For example, the indicator generation function 62 may generate a colored frame of each cross-sectional image as the first indicator 71. The colored frame and the first indicator 71 shown in FIGS. 3A and 3B can be used simultaneously or alternatively.
第１インジケータ７１として各断面画像の色付きの枠を生成する場合、インジケータ生成機能６２は、たとえば各面内の超音波プローブ１１の速さ７２に応じて各断面画像の枠の色付けを変更する。このとき、インジケータ生成機能６２は、たとえばカラーマップまたはグレースケールマップにもとづいて各断面画像の枠の色を決定する。 When generating a colored frame of each cross-sectional image as the first indicator 71, the indicator generation function 62 changes the coloring of the frame of each cross-sectional image according to, for example, the speed 72 of the ultrasonic probe 11 in each plane. At this time, the indicator generation function 62 determines the color of the frame of each cross-sectional image based on, for example, a color map or a gray scale map.
また、第１インジケータ７１として各断面画像の色付きの枠を生成する場合、インジケータ生成機能６２は、各面内の超音波プローブ１１の速さ７２と前記超音波プローブを動かす速さの推奨範囲７３との関係に応じて、各断面画像の枠の色付けを変更してもよい。具体的には、インジケータ生成機能６２は、各面内の超音波プローブ１１の速さ７２が推奨範囲７３を超えると、対応する断面画像の枠をたとえば赤色に着色し、ユーザに推奨範囲７３を超えたことを直感的に警告することができる。 Further, when generating a colored frame of each cross-sectional image as the first indicator 71, the indicator generation function 62 recommends the speed 72 of the ultrasonic probe 11 in each plane and the recommended range 73 of the speed for moving the ultrasonic probe. Depending on the relationship, the coloring of the frame of each cross-sectional image may be changed. Specifically, when the speed 72 of the ultrasonic probe 11 in each plane exceeds the recommended range 73, the indicator generation function 62 colors the corresponding cross-sectional image frame, for example, in red, and gives the recommended range 73 to the user. It is possible to warn intuitively of exceeding.
ここで、図３（ａ）に示したＡ面、Ｂ面およびＣ面の定義について説明する。 Here, the definitions of the A plane, the B plane, and the C plane shown in FIG.
図４（ａ）は超音波プローブ１１を走査面に直交する方向に直線的に移動させる場合の例を示す説明図であり、（ｂ）は（ａ）の図をｙ方向から見たｚｘ平面図である。また、図４（ｃ）は超音波プローブ１１を曲線的に移動させる場合のｚｘ平面図である。 FIG. 4A is an explanatory diagram showing an example in which the ultrasonic probe 11 is linearly moved in a direction orthogonal to the scanning plane, and FIG. 4B is a zx plane when the diagram of FIG. FIG. FIG. 4C is a zx plan view when the ultrasonic probe 11 is moved in a curved manner.
図４（ａ）および（ｂ）に一例として示した直交座標軸は、超音波プローブ１１の走査面をｘｙ面とする場合の座標軸である。超音波プローブ１１を走査面に直交する方向に直線的に移動させる場合、Ａ面、Ｂ面およびＣ面を直交３断面として定義すれば、超音波プローブ１１の移動中においても走査面とＡ面、Ｂ面およびＣ面との位置関係は変化しない。したがって、たとえば図４（ａ）および（ｂ）に示すように超音波プローブ１１の初期位置における走査面をｘｙ面と定義した固定座標系を用い、たとえばＡ面をｘｙ平面、Ｂ面をｙｚ平面、Ｃ面をｚｘ平面と定義すれば、ｘｙ平面すなわちＡ面は超音波プローブ１１の移動中において走査面に平行であり続ける。したがって、この場合、超音波プローブ１１を移動させながらリアルタイムにエコーデータが収集されるごとに生成されるボリュームデータから生成されるＡ面画像７０ａは、常に走査面に平行な画像となる。 The orthogonal coordinate axes shown as an example in FIGS. 4A and 4B are coordinate axes when the scanning surface of the ultrasonic probe 11 is the xy plane. When the ultrasonic probe 11 is linearly moved in a direction orthogonal to the scanning plane, the A plane, the B plane, and the C plane are defined as three orthogonal cross sections, and the scanning plane and the A plane are moved even while the ultrasonic probe 11 is moving. The positional relationship with the B surface and the C surface does not change. Therefore, for example, as shown in FIGS. 4A and 4B, a fixed coordinate system in which the scanning plane at the initial position of the ultrasonic probe 11 is defined as the xy plane is used. For example, the A plane is the xy plane and the B plane is the yz plane. If the C plane is defined as the zx plane, the xy plane, that is, the A plane continues to be parallel to the scanning plane while the ultrasonic probe 11 is moving. Therefore, in this case, the A-plane image 70a generated from the volume data generated every time echo data is collected in real time while moving the ultrasonic probe 11, is always an image parallel to the scanning plane.
一方、図４（ｃ）に示すように、超音波プローブ１１が曲線的に移動する場合には、たとえば超音波プローブ１１の初期位置における走査面をｘｙ面と定義した座標系（図４（ｃ）の左下および右下参照）を用いても、当該座標系のｘｙ面は、超音波プローブ１１の移動中において走査面と常に平行であるとはいえない。また、超音波プローブ１１の中間位置における走査面をｘｙ面と定義した座標系（図４（ｃ）の右上参照）を用いても同様である。 On the other hand, as shown in FIG. 4C, when the ultrasonic probe 11 moves in a curved line, for example, a coordinate system in which the scanning plane at the initial position of the ultrasonic probe 11 is defined as the xy plane (FIG. 4C ), The xy plane of the coordinate system is not always parallel to the scanning plane during the movement of the ultrasonic probe 11. The same applies to a coordinate system (see the upper right in FIG. 4C) in which the scanning plane at the intermediate position of the ultrasonic probe 11 is defined as the xy plane.
したがって、超音波プローブ１１が曲線的に移動する場合を考慮してＡ面、Ｂ面およびＣ面を定義しておくことが好ましい。 Therefore, it is preferable to define the A plane, the B plane, and the C plane in consideration of the case where the ultrasonic probe 11 moves in a curve.
図５（ａ）はＡ面、Ｂ面およびＣ面の第１の定義方法の一例を示す説明図であり、（ｂ）は第２の定義方法の一例を示す説明図である。 FIG. 5A is an explanatory diagram illustrating an example of the first definition method for the A plane, the B plane, and the C plane, and FIG. 5B is an explanatory diagram illustrating an example of the second definition method.
第１の定義方法は、所定の固定座標系のｘｙ平面をＡ面、ｙｚ平面をＢ面、ｚｘ平面をＣ面と定義する方法である。この場合、固定座標系としては、図４（ｃ）に示すように、超音波プローブ１１の初期位置における走査面をｘｙ面と定義した座標系（図４（ｃ）の左下および右下参照）や、超音波プローブ１１の中間位置における走査面をｘｙ面と定義した座標系（図４（ｃ）の右上参照）を用いるとよい。たとえば、処理回路５７による支援処理をリアルタイムに実行する場合には、超音波プローブ１１の初期位置における走査面をｘｙ面と定義した座標系を用いるとよい。 The first definition method is a method of defining an xy plane of a predetermined fixed coordinate system as an A plane, a yz plane as a B plane, and a zz plane as a C plane. In this case, as the fixed coordinate system, as shown in FIG. 4C, a coordinate system in which the scanning plane at the initial position of the ultrasonic probe 11 is defined as the xy plane (see the lower left and lower right in FIG. 4C). Alternatively, a coordinate system (see the upper right in FIG. 4C) in which the scanning plane at the intermediate position of the ultrasonic probe 11 is defined as the xy plane may be used. For example, when the support processing by the processing circuit 57 is executed in real time, a coordinate system in which the scanning plane at the initial position of the ultrasonic probe 11 is defined as the xy plane may be used.
また、図５（ｂ）に第２の定義方法として示すように、Ａ面はリアルタイムに、または画像レビュー時の動画再生タイミングにあわせて、走査面に追従させつつ、所定の固定座標系のｙｚ平面をＢ面、ｚｘ平面をＣ面と定義してもよい。この場合、Ａ面とＢ面は必ずしも直交しないが、Ａ面画像７０ａには収集した２次元Ｂモード画像データから生成されたＢモード画像そのものを表示することができる。 Further, as shown in FIG. 5B as the second definition method, the A plane follows the scanning plane in real time or in accordance with the moving image reproduction timing at the time of the image review, and yz of a predetermined fixed coordinate system. The plane may be defined as the B plane, and the zx plane may be defined as the C plane. In this case, the A plane and the B plane are not necessarily orthogonal, but the B mode image itself generated from the collected two-dimensional B mode image data can be displayed on the A plane image 70a.
図６は、図１に示す処理回路５７により、ユーザの熟練度によらず良好なボリュームデータを生成するよう支援するよう、第１インジケータ７１を表示させる際の手順の一例を示すフローチャートである。図６において、Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。 FIG. 6 is a flowchart showing an example of a procedure for displaying the first indicator 71 so as to assist the processing circuit 57 shown in FIG. 1 to generate good volume data regardless of the skill level of the user. In FIG. 6, reference numerals with numbers added to S indicate steps in the flowchart.
この手順は、リアルタイムに実行されてもよいし、撮影終了後の画像レビュー時に実行されてもよい。以下の説明では、リアルタイムに実行される場合の例について示す。リアルタイムに実行される場合は、この手順はユーザにより入力回路２０を介してスキャン条件が入力され、超音波プローブ１１の移動が開始されて所定のフレームレートでの連続撮影が開始された時点でスタートとなる。 This procedure may be executed in real time, or may be executed at the time of image review after completion of shooting. In the following description, an example in the case of being executed in real time is shown. When executed in real time, this procedure starts when a scanning condition is input by the user via the input circuit 20, the movement of the ultrasonic probe 11 is started, and continuous imaging at a predetermined frame rate is started. It becomes.
まず、ステップＳ１において、画像生成機能６１は、超音波プローブ１１を動かしながら収集されたエコーデータと、超音波プローブ１１に設けられた位置センサとしての磁気センサの出力と、にもとづくボリュームデータから、表示用超音波画像７０を生成する。 First, in step S <b> 1, the image generation function 61 uses volume data based on echo data collected while moving the ultrasonic probe 11 and an output of a magnetic sensor as a position sensor provided in the ultrasonic probe 11. A display ultrasonic image 70 is generated.
次に、ステップＳ２において、インジケータ生成機能６２は、位置情報取得装置１２から取得した位置センサの出力にもとづいて超音波プローブ１１の位置情報を求め、この位置情報にもとづいて超音波プローブ１１の移動速度を求める。このとき、表示用超音波画像７０が断面画像を含む場合は、インジケータ生成機能６２は、当該断面内における速度成分の大きさ（速さ７２）を求める。 Next, in step S <b> 2, the indicator generation function 62 obtains position information of the ultrasonic probe 11 based on the output of the position sensor acquired from the position information acquisition device 12, and moves the ultrasonic probe 11 based on this position information. Find the speed. At this time, when the display ultrasonic image 70 includes a cross-sectional image, the indicator generating function 62 obtains the magnitude (speed 72) of the velocity component in the cross-section.
なお、図４（ｃ）に示すように超音波プローブ１１が曲線的に移動する場合には、同一断面内であっても断面内の位置ごとに超音波プローブ１１の速さが異なりうる。この場合、断面内の所定の位置における速さを当該断面内の速さとしてもよいし、断面内の部分または全ての位置の速さの平均を当該断面内の速さとしてもよい。 When the ultrasonic probe 11 moves in a curved manner as shown in FIG. 4C, the speed of the ultrasonic probe 11 can be different for each position in the cross section even within the same cross section. In this case, the speed at a predetermined position in the cross section may be the speed in the cross section, and the average of the speeds of a part or all positions in the cross section may be the speed in the cross section.
次に、ステップＳ３において、インジケータ生成機能６２は、推奨範囲７３の情報を取得する。 Next, in step S3, the indicator generation function 62 acquires information of the recommended range 73.
次に、ステップＳ４において、インジケータ生成機能６２は、超音波プローブ１１の速さ７２と推奨範囲７３とを示す第１インジケータ７１を生成する。表示用超音波画像７０が断面画像を含む場合は、インジケータ生成機能６２は、断面ごとに第１インジケータ７１を生成する。 Next, in step S <b> 4, the indicator generation function 62 generates a first indicator 71 that indicates the speed 72 and the recommended range 73 of the ultrasonic probe 11. When the display ultrasonic image 70 includes a cross-sectional image, the indicator generation function 62 generates a first indicator 71 for each cross-section.
次に、ステップＳ５において、表示制御機能６３は、表示用超音波画像７０と第１インジケータ７１とを合成してディスプレイ３０に表示させる（図３参照）。 Next, in step S5, the display control function 63 combines the display ultrasonic image 70 and the first indicator 71 and displays them on the display 30 (see FIG. 3).
以上の手順により、第１インジケータ７１を表示させることによってユーザの熟練度によらず良好なボリュームデータを生成するよう支援することができる。 By displaying the first indicator 71 by the above procedure, it is possible to support generation of good volume data regardless of the skill level of the user.
ボリュームデータから任意の断面の画像を生成する場合には、これらの断面画像の画質は、ボリュームデータの当該断面内におけるデータ密度に依存する。このボリュームデータのデータ密度は、超音波プローブ１１の移動速度に依存する。 When images of arbitrary cross sections are generated from volume data, the image quality of these cross section images depends on the data density in the cross section of the volume data. The data density of the volume data depends on the moving speed of the ultrasonic probe 11.
本実施形態に係る医用画像処理装置１によれば、ユーザは、たとえばリアルタイムに表示される第１インジケータ７１を確認することにより、容易に各断面画像に対して推奨される速さの範囲内で超音波プローブ１１を動かすことができ、容易に良好なボリュームデータを取得することができる。このためボリュームデータから生成される表示用超音波画像７０もまた良好な画質のものとすることができ、診断精度を向上させることができる。 According to the medical image processing apparatus 1 according to the present embodiment, the user can easily check the first indicator 71 displayed in real time, for example, within the recommended speed range for each cross-sectional image. The ultrasonic probe 11 can be moved, and good volume data can be easily acquired. Therefore, the display ultrasonic image 70 generated from the volume data can also have a good image quality, and the diagnostic accuracy can be improved.
また、たとえば撮影後の画像レビュー時において超音波画像７０を動画又は静止画として再生する場合には、再生とともに表示される第１インジケータ７１を確認することにより、各断面画像について、超音波プローブ１１が推奨範囲７３の範囲内の速さで動かされながら取得されたのか否かを容易に把握することができる。このため、医用画像処理装置１によれば、生成された画像の信頼性を客観的に判断することができるため診断精度を向上させることができるとともに、ユーザは超音波プローブ１１の動かし方を効率よく学習することができる。 For example, when the ultrasonic image 70 is reproduced as a moving image or a still image at the time of image review after shooting, the ultrasonic probe 11 is checked for each cross-sectional image by checking the first indicator 71 displayed together with the reproduction. It is possible to easily grasp whether or not is acquired while moving at a speed within the recommended range 73. Therefore, according to the medical image processing apparatus 1, the reliability of the generated image can be objectively determined, so that the diagnostic accuracy can be improved and the user can efficiently operate the ultrasonic probe 11. Can learn well.
（第２インジケータ）
続いて、位置センサの出力にもとづいて算出された、少なくとも１つの断面におけるエコーデータの収集密度の分布を示す第２インジケータの表示処理について説明する。
(Second indicator)
Next, a display process of the second indicator that shows the distribution of the collection density of echo data in at least one cross section calculated based on the output of the position sensor will be described.
図７（ａ）は複数の表示用超音波画像７０ａ−ｃのそれぞれに対して第２インジケータ８１ａ−ｃが合成表示される様子の一例を示す説明図であり、（ｂ）はエコーデータの収集密度の分布を概念的に示す説明図である。 FIG. 7A is an explanatory diagram showing an example of a state in which the second indicators 81a-c are combined and displayed on each of the plurality of display ultrasonic images 70a-c, and FIG. 7B is a collection of echo data. It is explanatory drawing which shows notionally density distribution.
第２インジケータ８１ａ−ｃは、断面ごとに、各断面の面内におけるエコーデータの密度を示すよう生成される。たとえば、走査面がｘｙ平面に平行であり超音波プローブ１１の移動方向がｚ軸方向に平行である場合には（図４（ａ）および（ｂ）参照）、たとえばｘ方向のエコーデータ収集密度Ｄｘは走査範囲における超音波ビームの本数に依存する。また、ｙ方向のエコーデータ収集密度Ｄｙは各ビーム上のサンプル数に依存する。また、ｚ方向のエコーデータ収集密度Ｄｚはフレームレートを超音波プローブ１１の走査速度で除した値に依存する。第２インジケータ８１ａ−ｃは、たとえばカラーマップまたはグレースケールマップにもとづいて、カラーまたはグレースケールでエコーデータの収集密度の分布を示す画像である。 The second indicators 81a-c are generated for each cross section to indicate the density of echo data in the plane of each cross section. For example, when the scanning plane is parallel to the xy plane and the moving direction of the ultrasonic probe 11 is parallel to the z-axis direction (see FIGS. 4A and 4B), for example, echo data collection density in the x direction Dx depends on the number of ultrasonic beams in the scanning range. The echo data collection density Dy in the y direction depends on the number of samples on each beam. The echo data collection density Dz in the z direction depends on a value obtained by dividing the frame rate by the scanning speed of the ultrasonic probe 11. The second indicators 81a-c are images showing the distribution of the collection density of echo data in color or gray scale based on, for example, a color map or gray scale map.
たとえば、Ａ面、Ｂ面およびＣ面の第１の定義方法（図５（ａ）参照）を用いる場合、Ａ面画像７０ａに対応する第２インジケータ８１ａは、ｚ方向から見たｘｙ面内におけるエコーデータの収集密度を示す。同様に、Ｂ面画像７０ｂに対応する第２インジケータ８１ｂはｘ方向から見たｙｚ面内におけるエコーデータの収集密度を示し、Ｃ面画像７０ｃに対応する第２インジケータ８１ｃは、ｙ方向から見たｚｘ面内におけるエコーデータの収集密度を示す（図７参照）。 For example, when the first definition method of the A plane, the B plane, and the C plane (see FIG. 5A) is used, the second indicator 81a corresponding to the A plane image 70a is in the xy plane viewed from the z direction. Indicates the collection density of echo data. Similarly, the second indicator 81b corresponding to the B plane image 70b indicates the collection density of echo data in the yz plane viewed from the x direction, and the second indicator 81c corresponding to the C plane image 70c is viewed from the y direction. The collection density of echo data in the zx plane is shown (see FIG. 7).
また、第２インジケータ８１ａ−ｃは、各断面の面内におけるエコーデータの収集密度を示すものであればよく、図７（ａ）に示した例に限られない。たとえば、インジケータ生成機能６２は、第２インジケータ８１ａ−ｃとして、各断面画像の色付きの枠を生成してもよい。色付きの枠と、図７（ａ）に示した第２インジケータ８１ａ−ｃとは、同時に、または択一的に用いることができる。 The second indicators 81a-c are not limited to the example shown in FIG. 7A as long as they indicate the collection density of echo data in the plane of each cross section. For example, the indicator generation function 62 may generate a colored frame of each cross-sectional image as the second indicators 81a-c. The colored frame and the second indicators 81a-c shown in FIG. 7A can be used simultaneously or alternatively.
第２インジケータ８１ａ−ｃとして各断面画像の色付きの枠を生成する場合、インジケータ生成機能６２は、各断面の面内におけるエコーデータの収集密度に応じて各断面画像の枠の色付けを変更する。このとき、インジケータ生成機能６２は、たとえばカラーマップまたはグレースケールマップにもとづいて各断面画像の枠の色を決定する。 When generating a colored frame of each cross-sectional image as the second indicator 81a-c, the indicator generating function 62 changes the coloring of the frame of each cross-sectional image according to the collection density of echo data in the plane of each cross-section. At this time, the indicator generation function 62 determines the color of the frame of each cross-sectional image based on, for example, a color map or a gray scale map.
図８は、図１に示す処理回路５７により、ユーザの熟練度によらず良好なボリュームデータを生成するよう支援するよう、第２インジケータ８１ａ−ｃを表示させる際の手順の一例を示すフローチャートである。図８において、Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。 FIG. 8 is a flowchart showing an example of a procedure for displaying the second indicators 81a-c so that the processing circuit 57 shown in FIG. 1 supports generation of good volume data regardless of the skill level of the user. is there. In FIG. 8, reference numerals with numbers added to S indicate steps in the flowchart.
この手順は、リアルタイムに実行されてもよいし、撮影終了後の画像レビュー時に実行されてもよい。以下の説明では、画像レビュー時に実行される場合の例について示す。 This procedure may be executed in real time, or may be executed at the time of image review after completion of shooting. In the following description, an example in the case of being executed at the time of image review will be described.
まず、ステップＳ１１において、画像生成機能６１は、超音波プローブ１１を動かしながら収集されたエコーデータと、超音波プローブ１１に設けられた位置センサとしての磁気センサの出力と、にもとづくボリュームデータから、少なくとも１つの断面画像７０ａ−ｃを生成する。 First, in step S11, the image generation function 61 uses volume data based on echo data collected while moving the ultrasonic probe 11 and an output of a magnetic sensor as a position sensor provided in the ultrasonic probe 11. At least one cross-sectional image 70a-c is generated.
次に、ステップＳ１２において、インジケータ生成機能６２は、各Ｂモードデータに関連付けられた位置情報にもとづいて、生成された断面画像７０ａ−ｃに対応する断面ごとに、各断面におけるエコーデータの収集密度を求める。 Next, in step S12, the indicator generation function 62 collects echo data in each cross section for each cross section corresponding to the generated cross section images 70a-c based on the position information associated with each B mode data. Ask for.
次に、ステップＳ１３において、インジケータ生成機能６２は、各断面におけるエコーデータ収集密度の分布を示す第２インジケータ８１ａ−ｃを生成する。 Next, in step S13, the indicator generation function 62 generates second indicators 81a-c indicating the distribution of echo data collection density in each cross section.
次に、ステップＳ１４において、表示制御機能６３は、表示用超音波画像７０ａ−ｃと第２インジケータ８１ａ−ｃとを合成してディスプレイ３０に表示させる（図７（ａ）参照）。 Next, in step S14, the display control function 63 combines the display ultrasonic images 70a-c and the second indicators 81a-c and displays them on the display 30 (see FIG. 7A).
以上の手順により、第２インジケータ８１ａ−ｃを表示させることによってユーザの熟練度によらず良好なボリュームデータを生成するよう支援することができる。 By displaying the second indicators 81a-c by the above procedure, it is possible to support generation of good volume data regardless of the skill level of the user.
本実施形態に係る医用画像処理装置１によれば、ユーザは、たとえばリアルタイムに表示される第２インジケータ８１ａ−ｃを確認することにより、容易に各断面画像のエコーデータ収集密度を適切な密度に保つことができ、容易に良好なボリュームデータを取得することができる。このため、ボリュームデータから生成される表示用超音波画像７０もまた良好な画質のものとすることができ、診断精度を向上させることができる。また、たとえば撮影後の画像レビュー時において第２インジケータ８１ａ−ｃを確認することにより、各断面画像について、エコーデータ収集密度を容易に把握することができる。このため、医用画像処理装置１によれば、生成された画像の信頼性を客観的に判断することができるため診断精度を向上させることができるとともに、ユーザは超音波プローブ１１の動かし方を効率よく学習することができる。 According to the medical image processing apparatus 1 according to the present embodiment, the user can easily set the echo data collection density of each cross-sectional image to an appropriate density, for example, by checking the second indicators 81a-c displayed in real time. And good volume data can be easily obtained. Therefore, the display ultrasonic image 70 generated from the volume data can also have a good image quality, and the diagnostic accuracy can be improved. Further, for example, by confirming the second indicators 81a-c at the time of image review after photographing, the echo data collection density can be easily grasped for each cross-sectional image. Therefore, according to the medical image processing apparatus 1, the reliability of the generated image can be objectively determined, so that the diagnostic accuracy can be improved and the user can efficiently operate the ultrasonic probe 11. Can learn well.
（第３インジケータ）
続いて、ボリュームデータの少なくとも１つの断面に対応するボクセルに対して割り付けられた収集密度の均一性を示す情報にもとづく第３インジケータの表示処理について説明する。
(3rd indicator)
Subsequently, a display process of the third indicator based on information indicating the uniformity of the collection density assigned to the voxels corresponding to at least one cross section of the volume data will be described.
図９は、第２インジケータと第３インジケータの関係を示す説明図である。また、図１０はＡ面画像７０ａに対して第３インジケータ９１ａが合成表示される様子の一例を示す説明図である。 FIG. 9 is an explanatory diagram showing the relationship between the second indicator and the third indicator. FIG. 10 is an explanatory diagram showing an example of a state in which the third indicator 91a is synthesized and displayed on the A-side image 70a.
第３インジケータは、エコーデータ収集密度の均一性を表現するものとして生成される。ボリュームデータは、どの方向から見ても均一なデータであることが好ましい。しかし、第２インジケータは、見る方向に応じて異なる分布となっている。そこで、インジケータ生成機能６２は、たとえば撮影後の画像レビュー時においてエコーデータ収集密度の均一性を確認することができるように、第３インジケータを生成する。 The third indicator is generated as representing the uniformity of the echo data collection density. The volume data is preferably uniform data when viewed from any direction. However, the second indicator has a different distribution depending on the viewing direction. Therefore, the indicator generation function 62 generates the third indicator so that the uniformity of the echo data collection density can be confirmed, for example, at the time of image review after shooting.
具体的には、割付機能６４により、ボリュームデータを構成する各ボクセルについて、データ収集密度の均一性を示す情報が割り付けられる。より具体的には、割付機能６４により、ボリュームデータを構成する各ボクセルについて、各ボクセルにおけるデータ収集密度の各軸成分をデータとする分散が割り付けられる。この分散は次の式（１）で与えられる。 Specifically, the allocation function 64 allocates information indicating the uniformity of the data collection density for each voxel constituting the volume data. More specifically, the allocation function 64 allocates, for each voxel constituting the volume data, a variance having data of each axis component of the data collection density in each voxel. This variance is given by the following equation (1).
σ^2 = 1/3 * ((Dx-Dave)^2+(Dy-Dave)^2+(Dz-Dave)^2) （１） σ ^ 2 = 1/3 * ((Dx-Dave) ^ 2 + (Dy-Dave) ^ 2 + (Dz-Dave) ^ 2) (1)
ここで、Ｄｘ、Ｄｙ、Ｄｚはそれぞれｘ方向、ｙ方向、ｚ方向のエコーデータ収集密度を表し、Ｄａｖｅはエコーデータ収集密度の平均を表す。 Here, Dx, Dy, and Dz represent echo data collection densities in the x direction, y direction, and z direction, respectively, and Dave represents an average of echo data collection densities.
インジケータ生成機能６２は、たとえば所定の断面に対応するボクセルに割り付けられた分散の分布を示す第３インジケータを生成する。図１０には、Ａ面画像７０ａに対して第３インジケータ９１ａが合成表示される様子の一例を示した。 The indicator generation function 62 generates, for example, a third indicator that indicates a distribution of variance assigned to voxels corresponding to a predetermined cross section. FIG. 10 shows an example in which the third indicator 91a is synthesized and displayed on the A-side image 70a.
図１１は、図１に示す処理回路５７により、ユーザの熟練度によらず良好なボリュームデータを生成するよう支援するよう、第３インジケータ９１ａを表示させる際の手順の一例を示すフローチャートである。図１１において、Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。 FIG. 11 is a flowchart showing an example of a procedure for displaying the third indicator 91a so that the processing circuit 57 shown in FIG. 1 supports generation of good volume data regardless of the skill level of the user. In FIG. 11, a symbol with a number added to S indicates each step of the flowchart.
この手順は、リアルタイムに実行されてもよいし、撮影終了後の画像レビュー時に実行されてもよい。以下の説明では、画像レビュー時に実行される場合の例について示す。 This procedure may be executed in real time, or may be executed at the time of image review after completion of shooting. In the following description, an example in the case of being executed at the time of image review will be described.
まず、ステップＳ２１において、画像生成機能６１は、超音波プローブ１１を動かしながら収集されたエコーデータと、超音波プローブ１１に設けられた位置センサとしての磁気センサの出力と、にもとづくボリュームデータから、少なくとも１つの断面画像を生成する。以下の説明では、断面画像としてＡ面画像７０ａが生成される場合の例を示す。 First, in step S21, the image generation function 61 uses volume data based on echo data collected while moving the ultrasonic probe 11 and an output of a magnetic sensor as a position sensor provided in the ultrasonic probe 11. At least one cross-sectional image is generated. In the following description, an example in which the A-plane image 70a is generated as a cross-sectional image is shown.
次に、ステップＳ２２において、割付機能６４は、ボリュームデータを構成する各ボクセルについて、位置センサの出力にもとづいて求められたエコーデータの収集密度の均一性を示す情報を割り付ける。具体的には、割付機能６４は、各Ｂモードデータに関連付けられた位置情報にもとづいて、データ収集密度を求める。そして、割付機能６４は、ボリュームデータを構成する各ボクセルについて、式（１）を用いて各ボクセルにおけるエコーデータ収集密度の各軸成分をデータとする分散を割り付ける。 Next, in step S22, the allocation function 64 allocates information indicating the uniformity of the collection density of echo data obtained based on the output of the position sensor for each voxel constituting the volume data. Specifically, the allocation function 64 obtains the data collection density based on the position information associated with each B mode data. Then, the allocation function 64 allocates, for each voxel constituting the volume data, a variance using each axis component of the echo data collection density in each voxel as data using the equation (1).
次に、ステップＳ２３において、インジケータ生成機能６２は、ステップＳ２１で生成されたＡ面画像７０ａに対応する断面に対応するボクセルに割り付けられたエコーデータの収集密度の均一性を示す情報（たとえば分散など）の分布を示す第３インジケータ９１ａを生成する。 Next, in step S23, the indicator generation function 62 is information indicating the uniformity of the collection density of echo data allocated to the voxels corresponding to the cross section corresponding to the A-plane image 70a generated in step S21 (for example, variance or the like). ) To generate a third indicator 91a.
次に、ステップＳ２４において、表示制御機能６３は、Ａ面画像７０ａと第３インジケータ９１ａとを合成してディスプレイ３０に表示させる（図１０参照）。 Next, in step S24, the display control function 63 combines the A-side image 70a and the third indicator 91a and displays them on the display 30 (see FIG. 10).
以上の手順により、第３インジケータ９１ａを表示させることによってユーザの熟練度によらず良好なボリュームデータを生成するよう支援することができる。 By displaying the third indicator 91a by the above procedure, it is possible to support generation of good volume data regardless of the skill level of the user.
本実施形態に係る医用画像処理装置１によれば、ユーザは、たとえばリアルタイムに表示される第３インジケータ９１ａを確認することにより、容易にエコーデータ収集密度の均一性を維持することができ、容易に良好なボリュームデータを取得することができる。このため、ボリュームデータから生成される表示用超音波画像７０もまた良好な画質のものとすることができ、診断精度を向上させることができる。また、たとえば撮影後の画像レビュー時において第３インジケータ９１ａを確認することにより、容易にエコーデータ収集密度の均一性を確認することができる。このため、医用画像処理装置１によれば、生成された画像の信頼性を客観的に判断することができるため診断精度を向上させることができるとともに、ユーザは超音波プローブ１１の動かし方を効率よく学習することができる。 According to the medical image processing apparatus 1 according to the present embodiment, the user can easily maintain the uniformity of the echo data collection density, for example, by checking the third indicator 91a displayed in real time. It is possible to obtain excellent volume data. Therefore, the display ultrasonic image 70 generated from the volume data can also have a good image quality, and the diagnostic accuracy can be improved. For example, the uniformity of the echo data collection density can be easily confirmed by checking the third indicator 91a at the time of image review after shooting. Therefore, according to the medical image processing apparatus 1, the reliability of the generated image can be objectively determined, so that the diagnostic accuracy can be improved and the user can efficiently operate the ultrasonic probe 11. Can learn well.
（第２の実施形態）
次に、本発明に係る医用画像処理装置および医用画像処理プログラムの第２実施形態について説明する。
(Second Embodiment)
Next, a second embodiment of the medical image processing apparatus and the medical image processing program according to the present invention will be described.
図１２は、第２実施形態に係る超音波診断装置１０および医用画像処理装置１Ａの一構成例を示すブロック図である。また、図１３は、第２実施形態に係る医用画像処理装置１Ａの内部構成例を示すブロック図である。 FIG. 12 is a block diagram illustrating a configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus 10 and the medical image processing apparatus 1A according to the second embodiment. FIG. 13 is a block diagram illustrating an internal configuration example of the medical image processing apparatus 1A according to the second embodiment.
この第２実施形態に示す超音波診断装置１０は、医用画像処理装置１Ａとは独立に設けられる点で第１実施形態に示す超音波診断装置１０と異なる。他の構成および作用については図１に示す超音波診断装置１０と実質的に異ならないため、同じ構成には同一符号を付して説明を省略する。 The ultrasonic diagnostic apparatus 10 shown in the second embodiment is different from the ultrasonic diagnostic apparatus 10 shown in the first embodiment in that it is provided independently of the medical image processing apparatus 1A. Since other configurations and operations are not substantially different from those of the ultrasonic diagnostic apparatus 10 shown in FIG. 1, the same components are denoted by the same reference numerals and description thereof is omitted.
医用画像処理装置１Ａは、超音波診断装置１０とは独立に設けられる。たとえば、医用画像処理装置１Ａは、ネットワーク１００を介して超音波診断装置１０とデータ送受信可能に接続される。 The medical image processing apparatus 1 </ b> A is provided independently of the ultrasonic diagnostic apparatus 10. For example, the medical image processing apparatus 1 </ b> A is connected to the ultrasonic diagnostic apparatus 10 via the network 100 so that data can be transmitted and received.
医用画像処理装置１Ａの入力回路２０Ａ、ディスプレイ３０Ａ、記憶回路５６Ａおよび処理回路５７Ａは、第１実施形態に係る入力回路２０、ディスプレイ３０、記憶回路５６および装置本体４０の処理回路５７とそれぞれ同等の作用および効果を奏する。 The input circuit 20A, the display 30A, the storage circuit 56A, and the processing circuit 57A of the medical image processing apparatus 1A are respectively equivalent to the input circuit 20, the display 30, the storage circuit 56, and the processing circuit 57 of the apparatus main body 40 according to the first embodiment. There are effects and effects.
また、処理回路５７Ａが実現する画像生成機能６１Ａ、インジケータ生成機能６２Ａ、表示制御機能６３Ａおよび割付機能６４Ａは、第１実施形態に係る画像生成機能６１、インジケータ生成機能６２、表示制御機能６３および割付機能６４とそれぞれ同等の作用および効果を奏する。すなわち、医用画像処理装置１Ａの処理回路５７Ａは、超音波診断装置１０から少なくともエコーデータおよび位置情報を受けて、ユーザの熟練度によらず良好なボリュームデータを生成するよう支援するための処理を実行する。この支援処理は第１実施形態に示した支援処理と同等であるため説明を省略する。 Further, the image generation function 61A, the indicator generation function 62A, the display control function 63A, and the assignment function 64A realized by the processing circuit 57A are the image generation function 61, the indicator generation function 62, the display control function 63, and the assignment according to the first embodiment. Functions and effects equivalent to those of the function 64 are obtained. That is, the processing circuit 57A of the medical image processing apparatus 1A receives at least echo data and position information from the ultrasound diagnostic apparatus 10 and performs a process for supporting generation of good volume data regardless of the user's skill level. Run. Since this support process is equivalent to the support process shown in the first embodiment, a description thereof will be omitted.
また、第２実施形態において、超音波診断装置１０の処理回路５７は、超音波診断装置１０を統括制御する機能を実現すればよく、画像生成機能６１、インジケータ生成機能６２、表示制御機能６３および割付機能６４は実現せずともよい。 In the second embodiment, the processing circuit 57 of the ultrasonic diagnostic apparatus 10 only needs to realize a function for overall control of the ultrasonic diagnostic apparatus 10, and includes an image generation function 61, an indicator generation function 62, a display control function 63, and The allocation function 64 may not be realized.
本実施形態に係る医用画像処理装置１Ａは、超音波診断装置１０から受けたエコーデータおよび位置情報にもとづいて、ユーザの熟練度によらず良好なボリュームデータを生成するよう支援するための処理を実行することにより、第１実施形態に係る医用画像処理装置１と同等の作用効果を奏する。 The medical image processing apparatus 1A according to the present embodiment performs processing for assisting in generating good volume data regardless of the skill level of the user based on the echo data and position information received from the ultrasonic diagnostic apparatus 10. By executing this, the same operational effects as the medical image processing apparatus 1 according to the first embodiment can be obtained.
以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、ユーザの熟練度によらず良好なボリュームデータを生成するよう支援することができる。 According to at least one embodiment described above, it is possible to support generation of good volume data regardless of the skill level of the user.
なお、本実施形態における処理回路５７および５７Ａの画像生成機能６１および６１Ａ、インジケータ生成機能６２および６２Ａ、表示制御機能６３および６３Ａならびに割付機能６４および６４Ａは、それぞれ特許請求の範囲における画像生成部、インジケータ生成部、表示制御部および割付部の一例である。 Note that the image generation functions 61 and 61A, the indicator generation functions 62 and 62A, the display control functions 63 and 63A, and the allocation functions 64 and 64A of the processing circuits 57 and 57A in the present embodiment are respectively an image generation unit in the claims, It is an example of an indicator production | generation part, a display control part, and an allocation part.
なお、上記実施形態において、「プロセッサ」という文言は、たとえば、専用または汎用のＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、または、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（たとえば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、およびＦＰＧＡ）等の回路を意味するものとする。プロセッサは、記憶媒体に保存されたプログラムを読み出して実行することにより、各種機能を実現する。 In the above embodiment, the term “processor” means, for example, a dedicated or general-purpose CPU (Central Processing Unit), GPU (Graphics Processing Unit), or an application specific integrated circuit (ASIC). It shall mean a circuit such as a programmable logic device (for example, a simple programmable logic device (SPLD), a complex programmable logic device (CPLD), and an FPGA). The processor implements various functions by reading and executing a program stored in the storage medium.
また、上記実施形態では処理回路の単一のプロセッサが各機能を実現する場合の例について示したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路を構成し、各プロセッサが各機能を実現してもよい。また、プロセッサが複数設けられる場合、プログラムを記憶する記憶媒体は、プロセッサごとに個別に設けられてもよいし、１つの記憶媒体が全てのプロセッサの機能に対応するプログラムを一括して記憶してもよい。 In the above embodiment, an example in which a single processor of a processing circuit realizes each function has been described. However, a processing circuit is configured by combining a plurality of independent processors, and each processor realizes each function. Also good. Further, when a plurality of processors are provided, the storage medium for storing the program may be provided for each processor individually, or one storage medium stores the programs corresponding to the functions of all the processors in a lump. Also good.
なお、本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。 In addition, although some embodiment of this invention was described, these embodiment is shown as an example and is not intending limiting the range of invention. These novel embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the scope and gist of the invention, and are included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.
１、１Ａ…医用画像処理装置
１０…超音波診断装置
１１…超音波プローブ
５０…送受信回路
６１、６１Ａ…画像生成機能
６２、６２Ａ…インジケータ生成機能
６３、６３Ａ…表示制御機能
６４、６４Ａ…割付機能
７０…表示用超音波画像
７０ａ…Ａ面画像
７０ｂ…Ｂ面画像
７０ｃ…Ｃ面画像
７０ｄ…レンダリング画像
７１、８１、９１…インジケータ
７２…速さ
７３…推奨範囲
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1, 1A ... Medical image processing apparatus 10 ... Ultrasonic diagnostic apparatus 11 ... Ultrasonic probe 50 ... Transmission / reception circuit 61, 61A ... Image generation function 62, 62A ... Indicator generation function 63, 63A ... Display control function 64, 64A ... Assignment function 70 ... Display ultrasonic image 70a ... A side image 70b ... B side image 70c ... C side image 70d ... Rendered images 71, 81, 91 ... Indicator 72 ... Speed 73 ... Recommended range
Claims (12)
前記位置センサの出力にもとづいて算出された前記超音波プローブの速さと、前記超音波プローブを動かす速さの推奨範囲と、を示すインジケータを生成するインジケータ生成部と、
前記画像および前記インジケータを表示させる表示制御部と、
を備えた医用画像処理装置。 An image generation unit that generates an image from volume data based on echo data collected while moving the ultrasonic probe, an output of a position sensor provided in the ultrasonic probe, and
An indicator generating unit that generates an indicator indicating the speed of the ultrasonic probe calculated based on the output of the position sensor and the recommended range of the speed of moving the ultrasonic probe;
A display control unit for displaying the image and the indicator;
A medical image processing apparatus.
前記超音波プローブの種類、前記エコーデータを収集するためのスキャン条件、前記エコーデータを収集する対象部位、またはユーザからの指示に応じて決定される、
請求項１記載の医用画像処理装置。 The recommended range is
It is determined according to the type of the ultrasonic probe, the scan condition for collecting the echo data, the target site for collecting the echo data, or an instruction from the user.
The medical image processing apparatus according to claim 1.
ＭＰＲ（Multi Planar Reconstruction）画像、サーフェースレンダリング画像、およびボリュームレンダリング画像のうちの少なくとも１つである、
請求項１または２に記載の医用画像処理装置。 The image is
At least one of an MPR (Multi Planar Reconstruction) image, a surface rendering image, and a volume rendering image;
The medical image processing apparatus according to claim 1 or 2.
前記画像の色付きの枠を含み、前記画像の色付きの枠は、前記インジケータ生成部により、前記超音波プローブの速さに応じて色付けが変更される、または、前記超音波プローブの速さと前記超音波プローブを動かす速さの推奨範囲との関係に応じて色付けが変更される、
請求項１ないし３のいずれか１項に記載の医用画像処理装置。 The indicator is
The colored frame of the image includes a colored frame, and the colored frame of the image is changed in color according to the speed of the ultrasonic probe by the indicator generation unit, or the speed of the ultrasonic probe and the ultrasonic frame The coloring is changed according to the relationship with the recommended range of speed of moving the acoustic probe,
The medical image processing apparatus according to any one of claims 1 to 3.
前記ボリュームデータから、少なくとも１つの断面に対応する少なくとも１つの断面画像を生成し、
前記インジケータ生成部は、
前記位置センサの出力にもとづいて算出された、前記少なくとも１つの断面における前記エコーデータの収集密度の分布を示すインジケータをさらに生成し、
前記表示制御部は、
前記少なくとも１つの断面画像に、前記エコーデータの収集密度の分布を示すインジケータをさらに合成表示させる、
請求項１ないし４のいずれか１項に記載の医用画像処理装置。 The image generation unit
Generating at least one cross-sectional image corresponding to at least one cross-section from the volume data;
The indicator generator is
Further generating an indicator indicating a distribution of the collection density of the echo data in the at least one cross section calculated based on the output of the position sensor;
The display control unit
An indicator that indicates a distribution of the collection density of the echo data is further synthesized and displayed on the at least one cross-sectional image;
The medical image processing apparatus according to any one of claims 1 to 4.
前記ボリュームデータから、互いに直交する３断面に対応する３つの断面画像を生成し、
前記インジケータ生成部は、
前記３つの断面画像のそれぞれについて、各断面における前記エコーデータの収集密度の分布を示すインジケータを生成し、
前記表示制御部は、
前記３つの断面画像のそれぞれに、各断面に対応する前記インジケータを合成表示させる、
請求項５記載の医用画像処理装置。 The image generation unit
From the volume data, three cross-sectional images corresponding to three cross-sections orthogonal to each other are generated,
The indicator generator is
For each of the three cross-sectional images, generate an indicator that indicates the distribution of the collection density of the echo data in each cross-section;
The display control unit
In each of the three cross-sectional images, the indicator corresponding to each cross-section is combined and displayed.
The medical image processing apparatus according to claim 5.
前記断面画像の色付きの枠を含み、前記断面画像の色付きの枠は、前記インジケータ生成部により、前記エコーデータの収集密度の分布に応じて色付けが変更される、
請求項５または６に記載の医用画像処理装置。 An indicator showing the distribution of the collection density of the echo data is
Including a colored frame of the cross-sectional image, the colored frame of the cross-sectional image is changed in color according to the distribution of the collection density of the echo data by the indicator generation unit,
The medical image processing apparatus according to claim 5 or 6.
前記ボリュームデータの各ボクセルについて、前記位置センサの出力にもとづいて求められた前記エコーデータの収集密度の均一性を示す情報を割り付ける割付部と、
前記ボリュームデータの前記少なくとも１つの断面に対応するボクセルに割り付けられた前記収集密度の均一性を示す情報にもとづいてインジケータを生成するインジケータ生成部と、
前記少なくとも１つの断面画像に、前記インジケータを合成表示させる表示制御部と、
を備えた医用画像処理装置。 An image generation unit that generates at least one cross-sectional image corresponding to at least one cross-section from volume data based on echo data collected while moving the ultrasonic probe and an output of a position sensor provided in the ultrasonic probe. When,
For each voxel of the volume data, an allocating unit for assigning information indicating uniformity of the collection density of the echo data obtained based on the output of the position sensor;
An indicator generating unit that generates an indicator based on information indicating uniformity of the collection density assigned to voxels corresponding to the at least one cross section of the volume data;
A display control unit for combining and displaying the indicator on the at least one cross-sectional image;
A medical image processing apparatus.
請求項８記載の医用画像処理装置。 Information indicating the uniformity of the collection density is obtained from the collection density of the echo data in each of three directions orthogonal to each other.
The medical image processing apparatus according to claim 8.
前記エコーデータと前記位置センサの出力とにもとづいて前記ボリュームデータを生成する、
請求項１ないし９のいずれか１項に記載の医用画像処理装置。 The image generation unit
Generating the volume data based on the echo data and the output of the position sensor;
The medical image processing apparatus according to any one of claims 1 to 9.
超音波プローブを動かしながら収集したエコーデータと、前記超音波プローブに設けられた位置センサの出力と、にもとづくボリュームデータから画像を生成するステップと、
前記位置センサの出力にもとづいて算出された前記超音波プローブの速さと、前記超音波プローブを動かす速さの推奨範囲と、を示すインジケータを生成するステップと、
前記画像および前記インジケータを表示させるステップと、
を実行させるための医用画像処理プログラム。 On the computer,
Generating an image from volume data based on echo data collected while moving the ultrasonic probe, an output of a position sensor provided in the ultrasonic probe, and
Generating an indicator that indicates a speed of the ultrasonic probe calculated based on an output of the position sensor and a recommended range of a speed for moving the ultrasonic probe;
Displaying the image and the indicator;
Medical image processing program for executing
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