JP2018088990A - Ultrasonic imaging device, image processing device, and image processing method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、超音波撮像装置に関し、特に、被検体を透過した超音波を用いて被検体の画像を生成する装置に関する。 The present invention relates to an ultrasonic imaging apparatus, and more particularly to an apparatus that generates an image of a subject using ultrasonic waves transmitted through the subject.
媒質中に配置した被検体に対して、複数の方向から超音波を照射し、被検体を透過した透過波信号から被検体内部の物性値（音速や減衰率）を求め、物性値により断層画像を生成する超音波撮像装置が知られている。この装置は、超音波ＣＴ（Computed Tomography）装置とも呼ばれている。特許文献１には、超音波ＣＴ装置の基本構成と画像化技術が開示されている。特許文献１の装置では、リングアレイ状に超音波素子を並べた開口に被検体を挿入し、超音波素子から超音波を発生させて被検体に照射し、透過波を他の超音波素子により検出する。これにより、物性値画像として、音速画像や減衰率画像を再構成する。
A subject placed in a medium is irradiated with ultrasonic waves from multiple directions, and physical property values (sound speed and attenuation rate) inside the subject are obtained from transmitted wave signals transmitted through the subject. A tomographic image is obtained from the physical property values. There is known an ultrasonic imaging apparatus that generates This apparatus is also called an ultrasonic CT (Computed Tomography) apparatus.
超音波ＣＴ装置は、マンモグラフィと異なり放射線被曝がないため、より若年層に適用可能な乳癌検診装置として有望である。超音波ＣＴ装置が算出した被検体の物性値は、医師が被検体の生体組織の性状を判断する際の重要な指標となり得る。例えば、被検体組織の音速値は、組織の硬さに対応しているため、医師は、音速値に基づいて組織が硬い組織かどうか判断することができる。 Unlike the mammography, the ultrasonic CT apparatus has no radiation exposure, and is promising as a breast cancer screening apparatus applicable to younger age groups. The physical property value of the subject calculated by the ultrasonic CT apparatus can be an important index when a doctor determines the properties of the biological tissue of the subject. For example, since the sound velocity value of the subject tissue corresponds to the hardness of the tissue, the doctor can determine whether the tissue is a hard tissue based on the sound velocity value.
上述のように超音波ＣＴ装置が算出した被検体の物性値を生体組織の性状判断に用いるためには、超音波ＣＴ装置は、被検体の物性値を精度よく算出することが望ましい。そのためには、超音波が、屈折率が異なる領域の境界に入射する際の屈折を正確に考慮して物性値画像を算出することが望ましいが、すべての屈折を考慮して物性値を算出するのは容易ではなく、計算量も増大する。一方、屈折を正確に考慮することなく透過波から物性値を求め、物性値画像を再構成した場合、境界が不鮮明になるとともに、領域内の物性値が過小に評価（表示）されるという問題がある。特に、大きな被検体を撮像対象とする場合や、超音波素子を並べた開口に対して被検体をオフセンター配置する場合には、被検体の端部で屈折した超音波が、超音波素子の受信範囲からはみ出て、受信することができなくなり、物性値画像の誤差がさらに増大するという問題も生じる。 In order to use the physical property value of the subject calculated by the ultrasonic CT apparatus as described above for the determination of the properties of the living tissue, it is desirable that the ultrasonic CT device accurately calculate the physical property value of the subject. For this purpose, it is desirable to calculate a physical property value image by accurately considering refraction when ultrasonic waves are incident on the boundary between regions having different refractive indexes. However, the physical property value is calculated in consideration of all refraction. This is not easy and the amount of calculation increases. On the other hand, when a physical property value is obtained from a transmitted wave without accurately considering refraction and a physical property image is reconstructed, the boundary becomes unclear and the physical property value in the region is underestimated (displayed). There is. In particular, when a large subject is to be imaged, or when the subject is placed off-center with respect to the opening where the ultrasonic elements are arranged, the ultrasonic waves refracted at the end of the subject are There is also a problem that the image is out of the reception range and cannot be received, and the error of the physical property value image further increases.
本発明の目的は、超音波の屈折に起因する物性値の誤差を低減し、精度よく物性値を算出することにある。 An object of the present invention is to reduce an error in a physical property value caused by refraction of ultrasonic waves and calculate the physical property value with high accuracy.
上記目的を達成するために、本発明の超音波撮像装置は、被検体に超音波を送信し、少なくとも前記被検体の透過波を受信して受信データを出力する複数の超音波素子が配列された超音波素子アレイと、受信データを処理して、被検体の画像を生成する信号処理部とを有する。信号処理部は、画像に少なくとも１つの領域を設定し、領域を透過した透過波の受信データから当該領域の物性値を演算により求める物性値算出部を含む。物性値算出部は、超音波素子アレイのうち、領域を透過した透過波が到達する範囲の端部に位置する１以上の超音波素子で受信された透過波の受信データを、受信データから除去するか、または、物性値の演算における重みを低下させて、領域の物性値を求める。 In order to achieve the above object, an ultrasonic imaging apparatus of the present invention includes a plurality of ultrasonic elements that transmit ultrasonic waves to a subject, receive at least transmitted waves of the subject, and output received data. And a signal processing unit that processes received data and generates an image of the subject. The signal processing unit includes a physical property value calculation unit that sets at least one region in the image and obtains a physical property value of the region from the received data of the transmitted wave that has passed through the region. The physical property value calculation unit removes, from the received data, the received data of the transmitted wave received by one or more ultrasonic elements located at the end of the range where the transmitted wave that has passed through the region of the ultrasonic element array reaches. Alternatively, the physical property value of the region is obtained by reducing the weight in the calculation of the physical property value.
本発明によれば、超音波の屈折に起因する物性値の誤差を低減し、精度よく物性値を算出することができる。 According to the present invention, it is possible to reduce an error of a physical property value caused by refraction of ultrasonic waves and calculate a physical property value with high accuracy.
以下、本発明の一実施形態について図面を用いて説明する。 Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
図１は、本実施形態の超音波撮像装置の全体構成の概略を示すサジタル断面図であり、図２は、超音波素子アレイ３を下から見た形状を示す図である。図３は、被検体１の領域１１を通過する超音波の屈折を示す図である。図４は、超音波の屈折や干渉を示す説明図である。ただし、図２は、超音波素子アレイ３をリングアレイとして図示し、図３および図４は、説明を容易にするために、超音波素子アレイ３として対向配置された直線アレイとして図示し、平面波を送受信している例を示している。なお、本実施形態において、超音波素子アレイ３は、被検体１の透過波を受信できればどのような形状であってもよい。また、超音波は、平面波に限られず、ファンビームや集束ビームであってもよい。また、図１では被検体１の撮像部位が乳房であり、超音波撮像装置を乳癌検診装置として用いる形態を図示しているが、本発明の超音波撮像装置は、撮影対象が乳房に限定されるものではない。
FIG. 1 is a sagittal sectional view showing an outline of the overall configuration of the ultrasonic imaging apparatus of the present embodiment, and FIG. 2 is a diagram showing a shape of the
本実施形態の超音波撮像装置は、図１のように、超音波素子アレイ３と、信号処理部７とを少なくとも備えている。超音波素子アレイ３は、図２のように、複数の超音波素子が配列された構造である。被検体１には、超音波素子アレイ３から超音波が送信される。超音波素子アレイ３とは異なる超音波素子から超音波を送信してもよい。超音波素子アレイ３の超音波素子は、被検体１に送信された超音波のうち、少なくとも被検体１を透過した透過波を受信して受信データを出力する。信号処理部７は、超音波アレイ３の受信データを処理して、被検体１の画像１０を生成する。
As shown in FIG. 1, the ultrasonic imaging apparatus according to the present embodiment includes at least an
信号処理部７は、図１のように、物性値算出部７０を含む。物性値算出部７０は、図３に示すように、被検体１の画像１０に少なくとも１つの領域１１を設定し、領域１１を透過した超音波の透過波１２を受信した超音波素子の出力する受信データから領域１１の物性値を演算により求める。このとき、物性値算出部７０は、領域１１を透過した透過波が到達する範囲１３の超音波素子アレイ３の超音波素子のうち、範囲１３の端部に位置する１以上の超音波素子３ａで受信された受信データを、物性値の演算に用いる受信データから除去するか、または、物性値の演算における重みを低下させて、領域１１の物性値を求める。このように、範囲１３の端部の超音波素子３ａの受信データを除去または重みを低下させて演算する理由は、次の通りである。
The
図３、図４に示したように、領域１１に超音波が入射する際、および、領域１１から超音波が出射する際には、領域１１がその周囲の領域に対して屈折率が異なるため、超音波が屈折する。丸みを持った形状の領域１１を設定した場合には、特に、超音波の入射方向に対して領域１１の左右両端部において超音波の入射角が大きくなるため、領域１１の左右両端部において透過波１２の屈折角が大きくなる。領域１１の左右両端部を透過し、屈折した透過波１２ａは、透過波１２が到達する超音波素子アレイ３の範囲１３の端部に位置する超音波素子３ａに到達して受信される。このとき、領域１１の端部を透過した透過波１２ａは、領域１１の外側を通過した透過波１４と干渉し、干渉波１５を生じることもある。干渉波１５もまた、透過波１２が到達する範囲１３の端部に位置する超音波素子３ａに到達して受信される。よって、透過波１２が到達する範囲１３の端部に位置する超音波素子３ａの出力する受信信号は、屈折した透過波１２ａや、外側の超音波１４と干渉した超音波の受信信号であるため、除去、または、演算における重みを低下させて、物性値１１の物性値を演算することにより、屈折や干渉の影響が低減された物性値を比較的容易に算出することができる。
As shown in FIGS. 3 and 4, when the ultrasonic wave is incident on the
本実施形態では、透過波１２が到達する範囲１３の端部に位置する１以上の超音波素子３ａの受信信号を除去、または、重みを低下させた受信信号を用いて、物性値を算出する。これにより、領域１１の物性値を演算により、精度よく算出することができる。よって、ユーザは、精度よく算出された物性値に基づいて、領域１１の組織性状を判別や診断等することができる。
In the present embodiment, the physical property value is calculated using the reception signal from which the reception signal of one or more
領域１１の物性値として、例えば、平均音速および減衰率の少なくとも一方を求める。物性値算出部７０は、領域１１内の平均音速を、領域１１の形状から求めた、透過波の領域１１の透過距離と、受信データから求めた領域１１の透過波の通過時間から算出することができる。また、物性値算出部７０は、領域１１の減衰率を、受信データから求めた、領域１１の透過波の通過前後の強度（振幅）の変化から算出することができる。
As the physical property value of the
また、物性値を演算する際に受信データを除去、または、演算において重みを低下させる超音波素子３ａの数を、領域１１のサイズや位置、送信超音波の中心周波数に応じて物性値算出部７０が設定する構成としてもよい。これにより、領域１１のサイズや位置、周波数に応じて、適切な数の受信データを除去、または、重みを低下させることができるため、領域１１の物性値の演算に用いる受信データの量を確保しながら、屈折や干渉の影響を低減できる。
In addition, the number of
物性値算出部７０は、超音波素子アレイ３の受信データを用いて領域１１および領域１１外の物性値を一旦算出し、領域１１内と領域１１の外の領域との物性値の差に応じて、受信データを除去または重みを低下させる超音波素子３ａの数を設定してもよい。超音波の屈折角は、領域１１の内外の屈折率差により決まるため、領域１１の内外の物性値の差に応じて受信データを除去等する超音波素子３ａの数を決定することにより、領域１１の物性値の演算に用いる受信データ量確保しながら、屈折や干渉の影響を低減できる。
The physical property
物性値算出部７０は、超音波素子３ａの数が複数である場合、それぞれの超音波素子３ａの受信データの物性値演算における重みを、領域１１を透過した透過波が超音波素子アレイ３に到達する範囲１３の端部からその超音波素子３ａまでの距離に応じて設定してもよい。これにより、屈折や干渉の影響が大きい範囲１３の端部に近い超音波素子３ａの受信データほど、演算における重みを低下させることができる。
When there are a plurality of
物性値算出部７０は、領域１１を設定するために、信号処理部７が生成した画像上で、ユーザから領域の設定を受け付けてもよい。例えば、超音波素子アレイ３は、被検体１による超音波の透過波のみならず反射波も受信し、信号処理部７は、反射波の受信データを用いて、被検体１の反射波画像を生成し、物性値算出部７０は、入力部９を介して、反射波画像上で、ユーザから領域の設定を受け付ける構成としてもよい。
The physical property
物性値算出部７０は、信号処理部７が生成した反射波画像を画像処理することにより、領域１１を設定する構成としてもよい。この場合、物性値算出部７０が設定した領域１１を、ユーザが入力部９を介して修正できる構成であれば、さらに望ましい。
The physical property
また、信号処理部７は、被検体１の透過波の受信データをすべて用いて、被検体の物性値の分布を示す物性値画像を生成し、この物性値画像における物性値を、物性値算出部７０が算出した領域１１内の物性値を用いて較正する構成としてもよい。これにより、精度の良い物性値画像を生成することができる。
Further, the
＜具体的な実施形態＞
以下、本実施形態の具体的な実施形態の超音波撮像装置について説明する。
<Specific Embodiment>
Hereinafter, an ultrasonic imaging apparatus according to a specific embodiment of the present embodiment will be described.
以下説明する超音波撮像装置（以下、超音波ＣＴ装置と呼ぶ）は、反射波画像（以下、反射境界画像と呼ぶ）から主要な物体の構造をセグメンテイション（領域分け）することにより、１以上の領域１１を設定し、１以上の領域１１のマスク画像を作成する。そして、超音波ＣＴ装置は、超音波の直線モデルを仮定してマスク画像を順投影し、透過距離サイノグラムを得た後、透過距離サイノグラムと、計測で得られたサイノグラムとを比較し、最小自乗法等を用いて、セグメンテーションした領域１１等（主要物体）の物性値を求める。その際、本装置は、構造境界部のデータ（すなわち、領域１１を透過した透過波が到達する超音波素子アレイ３の範囲１３の端部に位置する１以上の超音波素子３ａで受信された受信データ）の演算（最小自乗法等）における重みを下げる、もしくは、演算に用いるデータから除去することで、屈折や干渉の影響を低減する。
An ultrasonic imaging apparatus (hereinafter referred to as an ultrasonic CT apparatus) to be described below includes one or more by segmenting (segmenting) a main object structure from a reflected wave image (hereinafter referred to as a reflection boundary image).
さらに、この超音波ＣＴ装置は、上記のようにして得られた領域１１の物性値と、全透過波を用いて別途再構成した物性値画像の、領域１１に対応する領域の物性値とを比較する。これにより、超音波ＣＴ装置は、物性値画像の物性値を較正するための較正曲線を得て、この較正曲線を用いて物性値画像全体を較正する。
Further, the ultrasonic CT apparatus calculates the physical property value of the
このように、本実施形態の超音波装置は、被検体の構造境界部（領域１１の端部）についての受信データを、物性値演算における重みを下げるか、または、物性値演算に用いる受信データから除去する。これにより、領域１１における透過波の屈折やそれによる透過波の視野はみ出しに由来して、領域１１の物性値が過小に評価（算出）される現象を較正し、より定量精度の高い領域１１の物性値、および、より精度の高い物性値画像を提供する。以下、さらに詳細に説明する。
As described above, the ultrasonic apparatus according to the present embodiment reduces the weight in the physical property value calculation for the reception data on the structure boundary portion (the end portion of the region 11) of the subject or uses the received data for the physical property value calculation. Remove from. As a result, the phenomenon in which the physical property value of the
図１に示したように、本実施形態の超音波ＣＴ装置は、すでに述べた超音波素子アレイ３および信号処理部７の他に、被検体１を乗せるベッド２と、水槽４と、制御部６と、記憶部８と、入出力部９とを備えている。ベッド２には、被検体１を搭載する面に開口が設けられ、開口の下部には、胸部を挿入できる円柱状の水槽４が備えられている。その内部には、図２に示すようなリング状の超音波素子アレイ（以下、リングアレイと呼ぶ）３が、水槽４の軸方向に平行移動可能に備えられている。リングアレイ３は、超音波送受信器である圧電素子（超音波素子）をリング状に配列した構成である。水槽４には、温水が満たされ、予備タンク５に接続されている。予備タンク５は、水槽４内の温水を浄化、加熱および脱気する。予備タンク５内や水槽４の下部には、温度計（不図示）が取り付けられ、制御部６に接続されている。
As shown in FIG. 1, in addition to the
超音波ＣＴ装置の撮影条件は、ユーザにより、入出力部９のタッチパネルやキーボード等を通して設定される。設定された条件等は、記憶部８のメモリやハードディスクドライブ等に保存される。
The imaging conditions of the ultrasonic CT apparatus are set by the user through the touch panel or keyboard of the input /
信号処理部７は、記憶部８に保存された撮像条件をもとに制御信号を生成し、制御部６を構成する各種コントローラーに出力する。コントローラーは、超音波信号の送受信やスイッチング、リングアレイ３の上下動の制御、予備タンク５の水圧制御や温水の温度制御などを行う。
The
リングアレイ３が超音波を受信して出力する受信信号は、記憶部８に記録されると共に、信号処理部７で画像処理演算が実行される。信号処理部７が生成した被検体１の断層画像等の情報は、入出力部９のモニタ等に表示される。
A reception signal output by the
なお、制御部６と信号処理部７と記憶部８は、ベッド２の下部の空間に収めることもできる。
Note that the
図５は、信号処理部７の機能ブロック図である。図５のように、信号処理部７は、透過波信号処理部７ａ、反射波信号処理部７ｂ、および、セグメンテーション処理部７ｃを備えている。セグメンテーション処理部７ｃは、上述の物性値算出部７０として機能する。これらの構成により、超音波ＣＴ装置は、水槽４内の被検体１の断層画像（反射境界画像（反射波画像）および物性値画像（透過波画像））を表示することが可能である。
FIG. 5 is a functional block diagram of the
信号処理部７は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）と、プログラムが予め格納されたメモリとを備えて構成され、ＣＰＵがプログラムを読み込んで実行することにより、信号処理部７の透過波信号処理部７ａ、反射波信号処理部７ｂ、および、セグメンテーション処理部７ｃの機能をソフトウエアにより実現する。なお、信号処理部７は、その一部または全部をハードウエアによって実現することも可能である。例えば、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）のようなカスタムＩＣや、ＦＰＧＡ（Field-Programmable Gate Array）のようなプログラマブルＩＣを用いて信号処理部７を構成し、信号処理部７の透過波信号処理部７ａ、反射波信号処理部７ｂ、および、セグメンテーション処理部７ｃの動作を実現するように回路設計を行えばよい。
The
信号処理部７は、撮像条件等を基に、制御信号を生成し、制御部６を構成する各種コントローラーに送る。コントローラーは、超音波信号の送受信やスイッチング、リングアレイ３の上下動、および、ベッド２の上下動の制御、予備タンク５の水圧制御、温水温度のフィードバック制御などを行う。リングアレイ３により受信された透過波および反射波の受信データは、記憶部８に記録されると共に、信号処理部７の画像生成部１１によって画像処理演算が施され、被検体１の反射境界画像や、物性値の分布を示す物性値画像等が生成される。生成された画像は、入出力部９のモニタ等に表示される。
The
図６は、信号処理部７の動作を示すフローチャートである。図６を用いて、信号処理部７の動作を以下に説明する。被検体１またはユーザが、入出力部９のスタートボタンを押下した場合、信号処理部７は、それを受け付け、入出力部９のモニタに、被検体に検査着へ着替えるよう促す表示と、被検体の氏名又はIDと問診票を入力するための画面を入出力部９のモニタに表示する。これにより、被検体１またはユーザが、入出力部９を介して入力画面に氏名や問診票を入力したならば、信号処理部７は、これを受け付け、被検体１にベッド２へうつ伏せになり、水槽４に片方の乳房を挿入するように促す表示を入出力部９のモニタに表示する（ステップ１０２）。被検体１の乳房が水槽４に挿入されたことを、被検体１による入出力部９の操作等により、信号処理部７が把握したならば、信号処理部７は、予備タンク５を動作させるように制御部６に制御信号を出力する。制御部６は、予備タンク５内の水の温度を温度計から取り込んで、水の温度が所定の温度（体温程度）になるまで加熱し、脱気装置により脱気した後、ポンプを駆動させて、水槽４に移動させる。これにより、水槽４は、所定の温度に調整した脱気水で満たされる（ステップ１０３）。
FIG. 6 is a flowchart showing the operation of the
つぎに、信号処理部７は、制御部６を制御して、以下のように超音波を送受信させる。ここでは、ピッチが０．５ｍｍで２０４８チャネルの圧電素子（超音波素子１３）がリング状に並べられ、直径３２６ｍｍのリングアレイ３が構成されているものとする。なお、圧電素子の水槽４の軸方向の厚みは１ｍｍとする。リングアレイ３から照射する超音波の中心周波数を１．５ＭＨｚ（水中での超音波の波長約１ｍｍ）とする。
Next, the
制御部６は、リングアレイ３の連続した５１２チャネルの圧電素子に、所定の遅延量でそれぞれ遅延させた送信信号を受け渡す。これにより、５１２チャネルの圧電素子から位相を揃えた平面波の超音波を照射させる。そして、同じ５１２チャンネルの圧電素子で、被検体１の撮像部位（乳房）で反射された反射波を受信させる。また、送信した５１２チャネルに対して、撮像部位を挟んで対向する位置にある連続した５１２チャネルの圧電素子で、撮像部位の透過波を受信させる。これによって撮影視野(Field of View, FOV)を直径２３０ｍｍ確保することができる。制御部６は、リングアレイ３上で超音波を照射させる５１２チャネルの圧電素子を４チャネルずつずらしながら、上記照射動作および受信動作を繰り返し行わせることにより、水槽４のある深さのスライス（断面）において、水槽４の周囲３６０度からの透過波及び反射波の信号を、０．７度ずつずれた５１２ビューにおいて得る（ステップ１０４）。得られた反射波および透過波の受信信号は、記憶部８に格納する。
The
制御部６は、水槽４の軸方向に０．５ｍｍピッチでリングアレイ３を変位させながら、各深さにおいて、上記撮影を繰り返す（ステップ１０５，１０６）。よって、リングアレイ３が、例えば合計２０ｍｍの変位するまで上記撮影を繰り返した場合、撮像部位の４０スライス分の受信信号データが得られる。上記手順で、予め定めた深さ範囲について、被検体１の乳房の三次元情報（受信信号）を得て、記憶部８に格納する。
The
信号処理部７は、乳房の受信信号が正しく得られたかどうかをチェックし、正しく得られていたならば、他方の乳房も同様に測定するため、ステップ１０２に戻って、水槽４にもう片方の乳房を挿入するように被検体１に促す表示を入出力部９のモニタに表示し、ステップ１０３〜１０６を繰り返す。両方の乳房について受信信号が正しくえられたならば、信号処理部７は、ステップ１０８に進む。
The
ステップ１０８〜１１０では、透過波信号処理部７ａ、反射波信号処理部７ｂ、および、セグメンテーション処理部７ｃ（物性値演算部７０）が、それぞれ処理を行う。図７に、透過波信号処理部７ａ、反射波信号処理部７ｂ、セグメンテーション処理部７ｃで行われる処理シーケンスの概略を示す。この処理シーケンスは、以下の（ａ）〜（ｃ）の３つの過程を含む。
(a)透過波信号処理部７ａが、記憶部８から透過波信号データを読み込み、物性値画像を生成し、生成した物性値画像を入出力部９に出力する（ステップ１０８における処理）。
(b)反射波信号処理部７ｂが、記憶部８から反射波信号データを読み込み、反射率境界画像を生成し、生成した反射境界画像を入出力部９に出力する（ステップ１０９における処理）。
（c）セグメンテーション処理部７ｃが、上記(ｂ)の過程で得られた反射境界画像を読み込んで、セグメンテーション（領域分け）して領域１１を設定し、必要に応じて設定した領域分けの結果画像を入出力部９に出力して表示させ、ユーザから修正を受け付ける等した後、領域１１毎の平均物性値を演算により求める。そして、上記（ａ）の過程で得られた物性値画像を読み込んで、この画像の物性値を、領域１１の平均物性値を用いて較正し、較正後の物性値画像を入出力部９に出力する（ステップ１１０における処理）。
In
(a) The transmitted wave
(b) The reflected wave
(C) The
以下、透過波信号処理部７ａ、反射波信号処理部７ｂおよびセグメンテーション処理部７ｃが行う処理を詳しく説明する。図８（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は、透過波信号処理部７ａ、反射波信号処理部７ｂおよびセグメンテーション処理部７ｃのステップ１０８〜１１０の動作をそれぞれ示すフローチャートである。まず、透過波信号処理部７ａの処理を図８（ａ）のフローに従って説明する。透過波信号処理部７ａは、透過波の受信波信号を記憶部８から読み込み（ステップ８０１）、時間方向にヒルベルト変換を実施し、透過波の最大振幅とそのタイミングを求める（ステップ８０２）。被検体１の挿入前後の受信時間の差と最大振幅の対数の差とを、各ビュー、各受信チャネル毎にそれぞれ計算し、受信時間の差のデータの集まりであるサイノグラムおよび最大振幅の差のデータの集まりであるサイノグラムをそれぞれ生成する（ステップ８０３）。サイノグラムは、スライス毎に得られる。透過波信号処理部７ａは、受信時間の差のサイノグラムおよび最大振幅の対数の差のサイノグラムをそれぞれ、Ｘ線ＣＴの分野で広く利用されているフィルタ補正逆投影法（Filtered Back Projection, FBP）等で処理することにより、断層画像を再構成する（ステップ８０４）。受信時間の差のサイノグラムからは、被検体１の挿入前後の、超音波の「遅さ（Slowness）」の差の分布画像（断層画像）が得られる。「遅さ」は、音速の逆数である。最大振幅の対数の差のサイノグラムからは、被検体１の挿入前後の減衰率の差の分布画像（断層画像）が得られる。透過波信号処理部７ａは、水の音速や減衰率として予め定めておいた値（推定値）を用いることにより、上記「遅さ（Slowness）」の差の分布画像および上記減衰率の差の分布画像から、被検体１の音速分布および減衰率分布の画像をそれぞれ生成する（ステップ８０５）。図９（ａ）に生成した音速分布画像の一例を示す。透過波信号処理部７ａは、スライスごとの透過波の受信信号について上記処理を行って、スライスごとの音速分布および減衰率分布の画像（物性値画像）を生成する。透過波信号処理部７ａは、生成した音速分布画像および減衰率分布画像を、記憶部８に格納する。
Hereinafter, processing performed by the transmitted wave
次に、反射波信号処理部７ｂの処理を、図８（ｂ）のフローに沿って説明する。反射波信号処理部７ｂは、記憶部８から反射波の受信データを読み込み、時間方向にヒルベルト変換を実施する。反射波信号処理部７ｂは、超音波素子１３から超音波を照射してから被検体１からの反射波が超音波素子１３に返って来る時間（タイミング）を、送信した超音波素子１３から注目画素（被検体１内の点）までの距離と、注目画素から受信した超音波素子１３までの距離の和を、超音波の音速（例えば水の音速）で割ることで求める。そして、反射波信号処理部７ｂは、被検体１内の注目画素で反射した反射波が、受信を行う各超音波素子にそれぞれ到達するタイミングで各超音波素子が受信した信号を加算し、加算後の信号強度をその画素の値とする。この方法は、遅延加算法（Delay and Sum, DAS）と呼ばれている。これを視野内の全画素について行うことで、反射波信号処理部７ｂは、超音波エコー検査で広く利用されているBモード画像を得る（ステップ８１２）。反射波信号処理部７ｂは、各照射角度（ビュー）で求まったBモード画像を加算することで、被検体１のあるスライスの反射境界画像を得る（ステップ８１３）。この処理をスライスごとの反射波の受信信号に行うことにより、画像生成部１１は、スライスごとの反射境界画像を生成する。図９（ｂ）に生成した反射境界画像の一例を示す。反射波信号処理部７ｂは、生成した反射境界画像を記憶部８に格納する。
Next, the process of the reflected wave
セグメンテーション処理部７ｃの処理を図８（ｃ）のフローを用いて説明する。反射境界画像は、一般に透過波画像よりも空間分解能が高いため、ユーザは、反射境界画像に基づいて透過波画像だけでは分からない被検体１の構造（組織の境界）を把握することができる。セグメンテーション処理部７ｃは、透過波信号処理部７ａが生成した物性値画像と、反射波信号処理部７ｂが生成した反射境界画像を記憶部８から読み込んで、入出力部９のモニタに表示し、反射境界画像上でセグメンテーション（領域１１の設定）をユーザから受け付ける（ステップ８２１）。例えば、ユーザは、物性値画像を参考にしながら、反射境界画像上で、物性値境界（腫瘍部等）と予想される境界をマウス等で入力し、反射境界画像を領域分けし、少なくとも一つの領域１１を設定する。図９（ｃ）にユーザにより入力された境界（複数の領域）の例を示す。境界情報は、フリーハンド曲線のほか、楕円や多角形で入力できるように、セグメンテーション処理部７ｃを構成してもよい。なお、セグメンテーション処理部７ｃが、セグメンテーションの受け付けのために、ユーザに表示する反射境界画像と透過波画像は、並べて表示してもよいし、適当に輝度を調整した上で重ねて表示しても良い。また、ユーザが作業しやすい方に、ユーザの入出力部９の操作に応じて、セグメンテーション処理部７ｃが切り替える構成としてもよい。
The processing of the
セグメンテーション処理部７ｃは、設定された領域１１が、予め定めておいた条件を満たすかどうかを判定することにより、領域１１が適切かどうか判断する（ステップ８２２）。例えば、設定された領域１１の面積または径が、予め定めた値以下である場合や、領域１１の数が予め定めた数よりも多い場合は、適切ではないため、以下の処理で正しく物性値を求めることができないと判断する。そして、セグメンテーション処理部７ｃは、入出力部９のモニタにユーザへの警告メッセージを表示し、再度領域分けの入力を行うように促し、ステップ８２１に戻る。
The
一方、セグメンテーション処理部７ｃは、設定された領域１１が適切であると判断した場合には、領域１１のマスク画像を生成する（ステップ８２３）。ここで、マスク画像とは、領域１１の内部を１、外部を０とする二値画像のことであり、領域１１が複数ある場合には、領域ごとに生成する。複数の領域１１が設定され、大きな領域１１の内側に小さい領域１１が設定されている場合には、大きな領域１１の内部を１、大きい領域の外部および内側の小さい領域１１の内部を０としたマスク画像と、小さい領域１１のそれぞれのマスク画像を生成する。ただし、小さい領域１１のいくつかを組みにして、組ごとにマスク画像を生成してもよい。この場合、組にする小さい領域１１は、領域内の被検体１の物性値が同じか近いものであることが望ましい。図１０（ａ）〜（ｃ）に、一例として、大きい領域（被検体１の外形）１１の内側に４つの小さい領域１１が設定されたマスク画像の一例を示す。図１０（ａ）は、大きい領域のマスク画像であり、図１０（ｂ）、（ｃ）は、４つの小さい領域を２つずつ組にして組ごとに生成されたマスク画像である。
On the other hand, if the
セグメンテーション処理部７ｃは、マスク画像ごとに透過距離サイノグラムを生成する（ステップ８２４）。すなわち、セグメンテーション処理部７ｃは、マスク画像について、超音波の直線伝播モデルを仮定して、リングアレイ３の超音波を送信した超音波素子と受信した超音波素子との間の経路が、各領域１１が横切る長さ、すなわち超音波の透過距離を計算する。この処理を順投影と呼ぶ。この順投影を、各超音波素子（チャネル）について、投影角度（ビュー）ごとに求めることにより、透過距離のデータの集まりを求める。求められた透過距離のデータの集まりを透過距離サイノグラムと呼ぶ。図１０（ａ）〜（ｃ）のマスク画像について得られた透過距離サイノグラムを図１０（ｄ）〜（ｆ）に示す。図１０（ｄ）〜（ｆ）は、横軸に超音波素子（チャネル）の番号、縦軸にビュー番号を示す。領域１１を横切った超音波の経路が到達する超音波素子のみが値（透過距離値）をもつため、その値に応じた輝度で描かれている。そのため、透過距離サイノグラム上には、順投影により領域１１を横切った超音波の経路が到達するチャネルの範囲の画素値が大きく、その範囲がビューごとに変化するため、幅をもった曲線として描かれ、その周囲は超音波の経路が到達しないチャネルであるため画素値が０で表されている。
The
図３および図４を用いてすでに説明したように、被検体１の構造（領域１１）の境界部では、超音波が屈折し、丸みを持った形状の領域１１である場合、超音波の入射方向に対して左右両端部において、超音波１２ａの入射角が大きくなるため、超音波１２ａの屈折角が大きくなる。また、屈折した超音波１２ａと、領域１１の外側を通過する超音波１４との干渉も生じ得る。そのため、領域１１を横切った超音波が到達する超音波素子の範囲（すなわち、透過波１２が到達する範囲１３）の端部に位置する超音波素子３ａの出力する受信信号は、他の超音波素子の出力する受信信号データよりも信頼性が低いと考えられる。
As already described with reference to FIGS. 3 and 4, the ultrasonic wave is refracted at the boundary portion of the structure (region 11) of the subject 1, and the ultrasonic wave is incident when the
そこで、セグメンテーション処理部７ｃは、透過波１２が到達する範囲１３の両端部（超音波素子３ａ）からの距離ｄに応じた重みを生成する（ステップ８２５）。具体的には、セグメンテーション処理部７ｃは、透過距離サイノグラム上に描かれた曲線（すなわち、順投影により領域１１を横切った超音波の経路が到達するチャネルの範囲）の両端に位置するチャネル（超音波素子）からのチャネル方向の距離を改めてｄとし、透過距離サイノグラム上に重み関数ｗ（ｄ）を生成する。重み関数ｗは、例えばガウス型とすればよい。ただし、屈折の大きさは境界（領域１１）の内と外の音速差ΔＣに依存することを考慮し、境界の内外の音速差に応じて、重みを調整しても良い。ここでの音速値は、ステップ１０８で生成した物性値画像のうち音速画像における、各領域１１の音速値（画素値）の平均値を用いればよい。
Therefore, the
一例として、距離ｄと音速差ΔＣに依存する重み関数ｗ（ｄ、ΔＣ）を式（１）に示す。式（１）において、αは、音速差ΔCに依存する関数である。なお、重み関数ｗは式（１）の形に限られるものではなく、式（２）にように、順投影により領域１１を横切った超音波の経路が到達するチャネルの範囲の両端に位置するチャネル（超音波素子）からの所定の距離ｄの領域１１のデータを除去（重み０）にする場合も含む。なお、式（２）において、θはヘヴィサイドの階段関数である。各領域１１の境界ごとに生成された重みｗをそれぞれ掛け合わせることで、重みサイノグラムＷ=Πmｗmを生成する。図９（ｄ）は、生成した重みサイノグラムＷを透過距離サイノグラムに掛け合わせた例であり、２つの小さい領域１１に対応する透過距離サイノグラムの帯状の曲線の端部から所定の距離ｄの範囲の重みが０に設定されている。なお、重みサイノグラムは、境界からの距離に応じた重みを付加したマスク画像を順投影して生成しても良い。
As an example, a weight function w (d, ΔC) that depends on the distance d and the sound speed difference ΔC is shown in Expression (1). In Expression (1), α is a function that depends on the sound speed difference ΔC. Note that the weighting function w is not limited to the form of the equation (1), and is located at both ends of the channel range where the ultrasonic path crossing the
なお、式（１）および（２）において、重み関数ｗの形やαの関数形は、被検体（撮影部位）に応じて複数の候補からユーザが選択できるように構成してもよい。例えば、セグメンテーション処理部７ｃは、図１１のように、重み関数ｗとして予め定めおいた複数の重み関数ｗ１、ｗ２、ｗ３、ならびに、関数αとして予め定めておいた複数の関数α１、α２、α３を示す画面をモニタに表示し、中からユーザが一つを選択するための画面を入出力部９のモニタに表示させ、関数ｗ、αとして用いる関数の選択を入出力部９を介してユーザから受け付ける構成にすることができる。
In equations (1) and (2), the shape of the weighting function w and the function shape of α may be configured so that the user can select from a plurality of candidates according to the subject (imaging site). For example, as shown in FIG. 11, the
次に、セグメンテーション処理部７ｃは、ステップ８２４で生成した重みと、超音波素子の出力信号（受信信号）とを用いて各領域１１の平均物性値を算出する（ステップ８２６）。例えば、セグメンテーション処理部７ｃは、最尤推定法を用いて各領域１１の物性値を求める。具体的には、物性値として音速値を求める場合、式（３）を最小化するように、式（４）の音速値Ｃｍの組み合わせを探索することにより、各領域１１の音速値Ｃｍを求める。ここで、ｄｔは、被検体１の挿入前後の受信時間の差のサイノグラムであり、Ｌｍは透過距離サイノグラム、Ｃｗａｔｅｒは水の音速、ｍは各領域１１に付けたインデックスである。解の探索は例えばニュートン法を用いる。なお、最尤推定の方法は式（３）の形に限るものではない。なお、求めることができる物性値としては、音速に限られるものではなく、減衰係数値も同様に求めることが可能である。
つぎに、セグメンテーション処理部７ｃは、ステップ８２６で求めた各領域１１の平均物性値を用いて、ステップ８０５で生成した物性値画像を較正する（ステップ８２７）。まず、セグメンテーション処理部７ｃは、ステップ８２６で求めた各領域１１の物性値（ｙ）と、ステップ８０５で求めた物性値画像における領域１１に対応する領域の平均物性値（ｘ）との関係を二次元グラフ（ｘ−ｙ）にプロットし、これを関数ｙ（ｘ）でフィッティングし、関数ｙ（ｘ）を較正曲線として求める。図１２は、ステップ８２６で求めた物性値である音速値（ｙ）と、音速値（ｙ）に対応する領域についてステップ８０５で求めた平均音速値（ｘ）をプロットし、二次関数ｙ（ｘ）でフィッティングしたグラフである。セグメンテーション処理部７ｃは、関数ｙ（ｘ）を較正関数として用いて、ステップ８０５で求めた物性値画像の画素値（物性値）ｘから較正後の物性値ｙを算出し、画素値をｙに置き換える処理を行う。これにより、物性値画像の各画素の物性値を、領域の境界における屈折や干渉の影響を抑制して求めた物性値に較正した物性値画像が生成される。ここでは、物性値画像として音速値画像を較正する例について説明したが、減衰係数値の画像も同様に較正曲線を求めることが可能である。
Next, the
なお、セグメンテーション処理部７ｃが上記ステップ８２７における物性値画像の較正を行うかどうかを、ユーザが選択可能な較正にしてもよい。例えば、図１１のように、セグメンテーション処理部７ｃは、較正の有り無しの選択を受け付ける項目を図１１の画面に表示し、入出力部９を介してユーザにより較正の有りまたは無しの選択を受け付ける。較正有りが選択された場合は、セグメンテーション処理部は、ステップ８２７を実行し、較正なしが選択された場合は、ステップ８２７を実行しない。
Note that whether or not the
なお、ここでは、図１２のように、フィッティング関数を二次関数でフィッティングしたが、フィッティング関数は多項式に限られるものではない。 Here, as shown in FIG. 12, the fitting function is fitted with a quadratic function, but the fitting function is not limited to a polynomial.
また、較正後の画質の均一性を保つために、較正曲線のフィッティングは複数のスライスで得られた全てのデータに対して行っても良い。 Further, in order to maintain the uniformity of the image quality after calibration, the calibration curve may be fitted to all data obtained from a plurality of slices.
つぎに、信号処理部７は、セグメンテーション処理部７ｃがステップ８２６で生成した較正後の物性値画像を入出力部９のモニタに表示させる。これにより、ユーザは、構成後の物性値画像を視認することができ、視認した物性値から被検体１の組織の診断を行うことができる。信号処理部７は、較正後の物性値画像の他に、ステップ８２６で求めた各領域１１の平均物性値を表示してもよい。また、ステップ８０５で生成した較正前の物性値画像やステッップ８１３で生成した反射境界画像を、較正後の物性値画像と合わせてモニタに表示してもよく、ユーザが表示させる画像を入出力部９を介して選択し、それに応じて信号処理部７が表示画像を切り換える構成にしてもよい。
Next, the
上述の図８（ｃ）のステップ８２１では、セグメンテーション処理部７ｃは、ユーザから領域設定の入力を受け付ける構成であったが、セグメンテーション処理部７ｃは、反射境界画像を画像処理することにより、境界を自動抽出して、領域を設定する構成としてもよい。セグメンテーション処理部７ｃは、反射境界画像に対して、微分フィルタ等で画素値を処理して境界を強調し、適当な閾値以下の画素を除去することにより、境界を抽出する。その後、セグメンテーション処理部７ｃは、内部を持つ閉じた境界を抽出することにより、領域を設定する。
In
なお、セグメンテーション処理部７ｃは、自動で領域１１を設定する際、複数のスライスのデータがある場合には、異なるスライスでの境界の連続性（隣接スライス間で境界が近傍にあるべきという条件）を仮定することで、隣接するスライス間で領域１１が近傍に位置する（連続性を有する）ように領域１１の位置を調整して設定してもよい。これにより、境界の誤抽出を低減し、適切な領域１１を設定することができる。
In addition, when the
また、セグメンテーション処理部７ｃは、抽出した境界を入出力部９のモニタに表示してユーザに提示してもよい。この場合、ユーザは自動抽出された境界に問題がないかどうかを確認し、足りない境界があれば追加し、余分な境界は削除することができる。
The
また、セグメンテーション処理部７ｃは、図８（ｃ）のステップ８２１においてユーザから受け付けた領域の境界を自動で最適化することもできる。例えば、ユーザが選択した領域の近傍について領域の中心から放射状に反射境界画像を微分し、変化率の大きな画素を探索して選択し、選択した画素を繋げることにより反射境界に一致した領域を設定することができる。この処理は繰り返し実行する構成としてもよい。これにより、ユーザが入力した領域の境界を最適化することができる。
In addition, the
なお、本実施形態の超音波ＣＴ装置は、リングアレイで超音波を送受信し、受信データの取得と受信データの処理とを一つの装置内で行っているが、データ取得とデータ処理を別装置で行う構成にしてもよい。例えば、信号処理部７、記憶部８、入出力部９を有する画像処理装置を構成し、別の超音波送受信装置が取得した透過波信号データと反射波信号データを、画像処理装置が取り込み、図６のステップ１０８〜１１１の処理を実行する構成とする。
The ultrasonic CT apparatus according to the present embodiment transmits and receives ultrasonic waves using a ring array and performs reception data acquisition and reception data processing within one apparatus. However, data acquisition and data processing are performed separately. You may make it the structure performed by. For example, an image processing apparatus having a
上述してきた本実施形態の装置では、超音波の屈折の影響による物性値の過小評価を補正でき、より定量精度の高い物性値および物性値画像を提供できる。 In the apparatus according to the present embodiment described above, it is possible to correct an underestimation of a physical property value due to the influence of ultrasonic refraction, and to provide a physical property value and a physical property value image with higher quantitative accuracy.
１ 被検体
２ ベッド
３ リングアレイ
４ 水槽
５ 予備タンク
６ 制御部
７ 信号処理部
８ 記憶部
９ 入出力部
７ａ 透過波信号処理部
７ｂ 反射波信号処理部
７ｃ セグメンテーション処理部
７０ 物性値算出部
1 Subject
2 beds
3 Ring array 4 Water tank
5 Spare tank
6 Control unit
7 Signal processor
8 storage unit
9 Input / output section
7a Transmitted wave
Claims (15)
前記受信データを処理して、前記被検体の画像を生成する信号処理部とを有し、
前記信号処理部は、撮影視野内に少なくとも１つの領域を設定し、前記領域を透過した前記透過波の前記受信データから当該領域の物性値を演算により求める物性値算出部を含み、
前記物性値算出部は、前記領域を透過した前記透過波が到達する前記超音波素子アレイの範囲の、端部に位置する１以上の超音波素子の受信データを、前記超音波素子アレイの前記受信データから除去するか、または、前記物性値の演算における重みを低下させて、前記領域の前記物性値を求めることを特徴とする超音波撮像装置。 An ultrasonic element array in which a plurality of ultrasonic elements for transmitting ultrasonic waves to a subject, receiving at least a transmitted wave of the subject and outputting received data are arranged;
A signal processing unit that processes the received data and generates an image of the subject;
The signal processing unit includes a physical property value calculation unit that sets at least one region in a field of view and calculates a physical property value of the region from the received data of the transmitted wave that has passed through the region,
The physical property value calculation unit receives reception data of one or more ultrasonic elements located at an end of a range of the ultrasonic element array where the transmitted wave that has passed through the region reaches, An ultrasonic imaging apparatus, wherein the physical property value of the region is obtained by removing the received data or reducing the weight in the calculation of the physical property value.
前記物性値算出部は、前記信号処理部が算出した前記領域内と前記領域外の物性値の差に応じて、前記受信データを除去または重みを低下させる前記超音波素子の数を設定することを特徴とする超音波撮像装置。 2. The ultrasonic imaging apparatus according to claim 1, wherein the signal processing unit uses the reception data of the ultrasonic element array without removing the reception data or reducing the weight. Calculate the physical property values outside,
The physical property value calculation unit sets the number of the ultrasonic elements for removing the received data or reducing the weight according to a difference between the physical property values calculated by the signal processing unit and outside the region. An ultrasonic imaging apparatus characterized by the above.
前記信号処理部は、前記反射波の受信データを用いて、前記被検体の反射波画像をさらに生成し、
前記物性値算出部は、前記反射波の画像上で、ユーザから前記領域の設定を受け付ける入力部を備えることを特徴とする超音波撮像装置。 The ultrasonic imaging apparatus according to claim 1, wherein the ultrasonic element array further receives a reflected wave of the ultrasonic wave from the subject, and outputs received data of the reflected wave,
The signal processing unit further generates a reflected wave image of the subject using the reflected wave reception data,
The ultrasound imaging apparatus, wherein the physical property value calculation unit includes an input unit that receives a setting of the region from a user on the reflected wave image.
前記信号処理部は、前記反射波の受信データを用いて、前記被検体の反射波画像をさらに生成し、
前記物性値算出部は、前記反射波画像を画像処理することにより、前記領域を設定し、設定した前記領域の、ユーザによる修正を受け付ける入力部を備え
ることを特徴とする超音波撮像装置。 The ultrasonic imaging apparatus according to claim 1, wherein the ultrasonic element array further receives a reflected wave of the ultrasonic wave from the subject, and outputs received data of the reflected wave,
The signal processing unit further generates a reflected wave image of the subject using the reflected wave reception data,
The ultrasonic imaging apparatus, wherein the physical property value calculation unit includes an input unit that sets the region by performing image processing on the reflected wave image, and receives correction of the set region by a user.
前記物性値算出部は、算出した前記領域内の物性値を用いて、前記物性値画像の物性値を較正することを特徴とする超音波撮像装置。 The ultrasonic imaging apparatus according to claim 1, wherein the signal processing unit generates a physical property value image indicating a physical property value distribution of the subject using reception data of the transmitted wave of the subject,
The ultrasonic imaging apparatus, wherein the physical property value calculation unit calibrates a physical property value of the physical property value image using the calculated physical property value in the region.
前記物性値算出部は、前記スライスごとの前記反射波画像を画像処理することにより前記被検体の組織の反射境界を抽出し、境界に沿って前記領域を設定し、その際、隣接する前記スライス間では境界が連続するという仮定を用いて、隣接するスライスの領域が近傍に位置するように前記領域の位置を調整することを特徴とする超音波撮像装置。 The ultrasound imaging apparatus according to claim 7, wherein the signal processing unit generates the reflected wave image for each of a plurality of slices of the subject,
The physical property value calculation unit extracts the reflection boundary of the tissue of the subject by performing image processing on the reflected wave image for each slice, sets the region along the boundary, and at that time, the adjacent slice An ultrasonic imaging apparatus characterized by adjusting the positions of adjacent areas so that adjacent slice areas are located in the vicinity using an assumption that a boundary is continuous between them.
前記被検体に少なくとも１つの領域を設定し、前記領域を透過した前記透過波の前記受信データから当該領域の物性値を演算により求める物性値算出部とを含み、
前記物性値算出部は、前記領域を透過した前記透過波が到達する前記超音波素子アレイの範囲の、端部に位置する１以上の超音波素子の受信データを、前記超音波素子アレイの前記受信データから除去するか、または、前記物性値の演算における重みを低下させて、前記領域の前記物性値を求めることを特徴とする画像処理装置。 A signal processing unit that receives reception data obtained by receiving ultrasonic waves transmitted through the subject by the ultrasonic element array and generates an image of the subject;
A physical property value calculation unit that sets at least one region in the subject and calculates a physical property value of the region from the received data of the transmitted wave that has passed through the region;
The physical property value calculation unit receives reception data of one or more ultrasonic elements located at an end of a range of the ultrasonic element array where the transmitted wave that has passed through the region reaches, An image processing apparatus characterized in that the physical property value of the region is obtained by removing from received data or reducing the weight in the calculation of the physical property value.
前記被検体に少なくとも１つの領域を設定し、前記領域を透過した前記透過波が到達する前記超音波素子アレイの範囲の、端部に位置する１以上の超音波素子の受信データを、前記超音波素子アレイの前記受信データから除去するか、または、演算における重みを低下させて、前記領域の物性値を前記受信データから演算により求めることを特徴とする画像処理方法。
Receives the received data obtained by receiving the ultrasonic wave transmitted through the subject by the ultrasonic element array,
At least one region is set on the subject, and the reception data of one or more ultrasonic elements located at the end of the range of the ultrasonic element array that the transmitted wave that has passed through the region arrives is used as the ultrasonic data. An image processing method characterized in that a physical property value of the region is calculated from the received data by removing from the received data of the acoustic wave element array or reducing a weight in the calculation.
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