JP2024054939A - Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image generation method, and program - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、超音波診断装置、超音波画像生成方法及びプログラムに関する。 The present invention relates to an ultrasound diagnostic device, an ultrasound image generation method, and a program.
超音波診断は、超音波探触子を患者の被検体の体表又は体腔内から当てるという簡単な操作で心臓や胎児の様子が超音波画像として得られ、かつ安全性が高いため繰り返して検査を行うことができる。このような超音波診断を行うために用いられる超音波診断装置が知られている。 Ultrasound diagnosis is a simple procedure of placing an ultrasound probe on the surface of the patient's body or inside a body cavity to obtain ultrasound images of the heart or fetus, and is highly safe, so the examination can be performed repeatedly. Ultrasound diagnostic devices used to perform such ultrasound diagnosis are known.
超音波画像は、通常、超音波波長よりも大きい構造物から反射されて得られる反射超音波(エコー)のエコー信号成分と超音波波長より小さな構造物によって散乱されて得られるエコー信号成分とは区別無く表示される。超音波波長よりも大きい反射体による反射体エコー信号は、その反射体の形態・構造に応じた信号となり、直接的にその形態として得られる。対して、超音波波長よりも小さい散乱体による散乱体エコー信号は、超音波波長より小さいため、直接的にはその形態を反映していない。散乱体は、筋肉、脂肪の固定組織などに含まれ時間的に固定的な散乱体(固定散乱体とする)と、血球などの時間的に変動する散乱体(変動散乱体とする)と、を含む。 Ultrasound images are usually displayed without distinguishing between echo signal components of reflected ultrasound (echoes) obtained by reflection from structures larger than the ultrasound wavelength and echo signal components obtained by scattering from structures smaller than the ultrasound wavelength. Reflector echo signals from reflectors larger than the ultrasound wavelength are signals that correspond to the shape and structure of the reflector, and are obtained directly as its shape. In contrast, scatterer echo signals from scatterers smaller than the ultrasound wavelength do not directly reflect its shape, since they are smaller than the ultrasound wavelength. Scatterers include scatterers that are fixed in time (referred to as fixed scatterers) contained in fixed tissues such as muscle and fat, and scatterers that fluctuate in time (referred to as variable scatterers) such as blood cells.
また、超音波画像データを生成する画像モードとして、B(Brightness)モード、カラードプラモード(カラーフローモード)が知られている。Bモードは、超音波を被検体に出射し、その受信信号の強さを輝度で表したBモード画像として画像化するモードである。カラードプラモードは、複数の超音波を被検体の同じ位置に出射し、それらの受信信号に基づいて動きのある血流などの流速をカラードプラ画像として画像化するモードである。カラードプラモードでは、Bモード画像のROI(Region Of Interest)上にカラードプラ画像を重畳して表示している。このため、カラードプラモードは、Bモード用の超音波送受信と、カラードプラモード用の超音波送受信と、を行うので、Bモードに比べてフレームレートが低い。 Also, B (Brightness) mode and color Doppler mode (color flow mode) are known as image modes for generating ultrasound image data. B mode is a mode in which ultrasound is emitted to the subject and the strength of the received signal is expressed as a B mode image in terms of brightness. Color Doppler mode is a mode in which multiple ultrasound waves are emitted to the same position on the subject and the flow velocity of moving blood flow, etc. is imaged as a color Doppler image based on the received signals. In color Doppler mode, a color Doppler image is displayed superimposed on the ROI (Region Of Interest) of the B mode image. For this reason, color Doppler mode has a lower frame rate than B mode because it transmits and receives ultrasound for B mode and for color Doppler mode.
また、Bモードにおいて、Bモードで血流を描出するBフロー画像データと、Bモード画像データと、を合成し表示する超音波診断装置が知られている(特許文献1参照)。Bフロー画像は、Bモードにおいて、血流からの微小な信号を増強することによって血流を画像化した超音波画像である。特許文献1の超音波診断装置は、Bモード画像用の超音波の送受信と、Bフロー画像用の複数回の超音波送受信と、を行う。
An ultrasound diagnostic device is also known that synthesizes and displays B-mode image data and B-flow image data that depicts blood flow in B-mode (see Patent Document 1). A B-flow image is an ultrasound image that visualizes blood flow in B-mode by enhancing minute signals from the blood flow. The ultrasound diagnostic device of
特許文献1の超音波診断装置は、血流を描出できる。しかし、特許文献1の超音波診断装置は、Bモード画像用の超音波の送受信と、Bフロー画像用の複数回の超音波と、の送受信を行うため、表示画像のフレームレートが低かった。また、Bフロー画像には、変動散乱体としての血球の散乱成分に加え、固定散乱体の散乱成分も含まれる。固定散乱体の散乱成分により、高齢者など、組織内散乱が強い被検体ではBモードフロー画像が不鮮明である。
The ultrasound diagnostic device of
本発明の課題は、変動散乱体の散乱成分を描出するとともに、フレームレートの低下を防ぎ、固定散乱体の散乱成分を抑圧することである。 The objective of the present invention is to visualize the scattering components of variable scatterers while preventing a decrease in frame rate and suppressing the scattering components of fixed scatterers.
上記課題を解決するため、請求項1に記載の発明の超音波診断装置は、
被検体に超音波を送受信する超音波探触子から得た受信信号に基づいて、音線信号を生成する第1生成部と、
前記音線信号から、複数の異なる帯域を通過するフィルタリングを行って複数の画像化信号を生成する第2生成部と、
前記複数の画像化信号を相互演算して相互演算画像化信号を生成する演算部と、
前記音線信号から生成される通常画像化信号から前記相互演算画像化信号を減算して第1差分画像化信号を生成し、当該第1差分画像化信号の時間方向のフレーム相関を演算し、当該フレーム相関が低い低相関部を判定する解析部と、を備える。
In order to solve the above problems, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention comprises:
a first generator that generates a sound ray signal based on a reception signal obtained from an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to and from a subject;
a second generation unit that performs filtering to pass a plurality of different bands from the sound ray signal to generate a plurality of imaging signals;
a calculation unit that performs a mutual calculation on the plurality of imaging signals to generate a mutual calculation imaging signal;
and an analysis unit that subtracts the mutual operation imaging signal from a normal imaging signal generated from the sound ray signal to generate a first differential imaging signal, calculates a frame correlation in the time direction of the first differential imaging signal, and determines low correlation parts where the frame correlation is low.
請求項2に記載の発明の超音波診断装置は、
被検体に超音波を送受信する超音波探触子から得た受信信号に、複数の異なる整相加算条件の整相加算を行って複数の音線信号を生成する第1生成部と、
前記複数の音線信号に基づく複数の画像化信号を相互演算して相互演算画像化信号を生成する演算部と、
前記音線信号から生成される通常画像化信号から前記相互演算画像化信号を減算して第1差分画像化信号を生成し、当該第1差分画像化信号の時間方向のフレーム相関を演算し、当該フレーム相関が低い低相関部を判定する解析部と、を備える。
The ultrasonic diagnostic apparatus according to the second aspect of the present invention comprises:
A first generation unit that performs delay-and-sum under a plurality of different delay-and-sum conditions on a received signal obtained from an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to a subject to generate a plurality of sound ray signals;
a calculation unit that performs a mutual calculation on a plurality of imaging signals based on the plurality of sound ray signals to generate a mutual calculation imaging signal;
and an analysis unit that subtracts the mutual operation imaging signal from a normal imaging signal generated from the sound ray signal to generate a first differential imaging signal, calculates a frame correlation in the time direction of the first differential imaging signal, and determines low correlation parts where the frame correlation is low.
請求項3に記載の発明は、請求項2に記載の超音波診断装置において、
前記複数の音線信号に、複数の異なる帯域を通過するフィルタリングを行って複数の画像化信号を生成する第2生成部を備える。
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus comprising:
The second generating unit generates a plurality of imaging signals by filtering the plurality of sound ray signals through a plurality of different bands.
請求項4に記載の発明は、請求項1から3のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
前記解析部は、複数のフレームの前記第1差分画像化信号から前記フレーム相関を演算する。
The invention according to claim 4 provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of
The analysis section calculates the frame correlation from the first differential imaging signals of a plurality of frames.
請求項5に記載の発明は、請求項4に記載の超音波診断装置において、
前記解析部は、機械学習で決定された閾値を用いて前記第1差分画像化信号から前記フレーム相関を演算する。
The invention according to claim 5 provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 4,
The analysis unit calculates the frame correlation from the first difference imaging signal using a threshold determined by machine learning.
請求項6に記載の発明は、請求項1から3のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
前記第1生成部は、超音波無送信時の電気的ノイズ音線信号を生成し、前記音線信号から当該電気的ノイズ音線信号を減算する。
The invention described in claim 6 is the ultrasound diagnostic apparatus according to any one of
The first generating unit generates an electrical noise sound ray signal when no ultrasonic waves are transmitted, and subtracts the electrical noise sound ray signal from the sound ray signal.
請求項7に記載の発明は、請求項1から3のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
前記解析部は、前記低相関部を除去した第1差分画像化信号を、当該第1差分画像化信号から減算して第2差分画像化信号を生成する。
The invention described in claim 7 is the ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of
The analysis section subtracts the first differential imaging signal from which the low correlation portion has been removed, from the first differential imaging signal to generate a second differential imaging signal.
請求項8に記載の発明は、請求項7に記載の超音波診断装置において、
前記第2差分画像化信号に識別情報を付加し、当該識別情報を付加した第2差分画像化信号を前記相互演算画像化信号に重畳して重畳画像化信号を生成する画像処理部を備える。
The invention according to claim 8 provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 7,
The image processing unit adds identification information to the second differential imaging signal, and superimposes the second differential imaging signal to which the identification information has been added on the mutual operation imaging signal to generate a superimposed imaging signal.
請求項9に記載の発明は、請求項8に記載の超音波診断装置において、
前記通常画像化信号に基づく通常画像と、前記重畳画像化信号に基づく重畳画像とを、表示部に同時かつ並列に表示する表示制御部を備える。
The invention according to claim 9 provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 8,
The image processing device further includes a display control unit that simultaneously and in parallel displays a normal image based on the normal imaging signal and a superimposed image based on the superimposed imaging signal on a display unit.
請求項10に記載の発明は、請求項1から3のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
前記演算部は、前記相互演算として、前記複数の画像化信号を乗算する。
The invention according to claim 10 provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of
The calculation unit multiplies the plurality of imaging signals as the mutual calculation.
請求項11に記載の発明は、請求項1から3のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
前記演算部は、前記相互演算画像化信号に、前記複数の画像化信号の当該複数に応じたべき乗根演算処理を施す。
The invention according to
The calculation section performs a power root calculation process on the mutual calculation imaging signal in accordance with the plurality of imaging signals.
請求項12に記載の発明は、請求項1から3のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
前記演算部は、前記相互演算画像化信号に、LUT変換処理を施す。
The invention according to
The calculation section performs LUT conversion processing on the mutually calculated imaging signal.
請求項13に記載の発明は、請求項1から3のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
前記超音波探触子は、-20dB周波数比帯域が100%以上である。
The invention according to
The ultrasonic probe has a -20 dB frequency band ratio of 100% or more.
請求項14に記載の発明は、請求項1から3のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
周波数の異なる複数の基本波を含む駆動信号を生成して前記超音波探触子に出力する送信部を備え、
前記第1生成部は、前記複数の基本波の高調波成分を有する音線信号を生成する。
The invention according to claim 14 provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of
a transmission unit that generates a drive signal including a plurality of fundamental waves having different frequencies and outputs the drive signal to the ultrasonic probe;
The first generating unit generates a sound ray signal having harmonic components of the plurality of fundamental waves.
請求項15に記載の発明は、請求項1から3のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
前記演算部は、前記相互演算画像化信号の輝度値の一定値以下を0とする。
The invention according to claim 15 provides the ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of
The calculation section sets the luminance value of the mutual calculation imaging signal below a certain value to be zero.
請求項16に記載の発明は、請求項1から3のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
前記画像化信号は、画像データである。
The invention according to
The imaging signal is image data.
請求項17に記載の発明の超音波画像生成方法は、
被検体に超音波を送受信する超音波探触子から得た受信信号に基づいて、音線信号を生成する第1工程と、
前記音線信号から、複数の異なる帯域を通過するフィルタリングを行って複数の画像化信号を生成する第2工程と、
前記複数の画像化信号を相互演算して相互演算画像化信号を生成する第3工程と、
前記音線信号から生成される通常画像化信号から前記相互演算画像化信号を減算して第1差分画像化信号を生成し、当該第1差分画像化信号の時間方向のフレーム相関を演算し、当該フレーム相関が低い低相関部を判定する第4工程と、を含む。
The ultrasonic image generating method according to the seventeenth aspect of the present invention comprises the steps of:
A first step of generating a sound ray signal based on a received signal obtained from an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to and from a subject;
a second step of filtering the sound ray signals through a plurality of different bands to generate a plurality of imaging signals;
a third step of cross-operating the plurality of imaging signals to generate a cross-operated imaging signal;
and a fourth step of generating a first differential imaging signal by subtracting the mutual operation imaging signal from a normal imaging signal generated from the sound ray signal, calculating a frame correlation in the time direction of the first differential imaging signal, and determining a low correlation portion where the frame correlation is low.
請求項18に記載の発明は、超音波画像生成方法において、
被検体に超音波を送受信する超音波探触子から得た受信信号に、複数の異なる整相加算条件の整相加算を行って複数の音線信号を生成する第1工程と、
前記複数の音線信号に基づく複数の画像化信号を相互演算して相互演算画像化信号を生成する第2工程と、
前記音線信号から生成される通常画像化信号から前記相互演算画像化信号を減算して第1差分画像化信号を生成し、当該第1差分画像化信号の時間方向のフレーム相関を演算し、当該フレーム相関が低い低相関部を判定する第3工程と、を含む。
The invention according to
A first step of performing delay-and-sum under a plurality of different delay-and-sum conditions on a received signal obtained from an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to a subject to generate a plurality of sound ray signals;
a second step of performing a mutual operation on a plurality of imaging signals based on the plurality of sound ray signals to generate a mutual operation imaging signal;
and a third step of generating a first differential imaging signal by subtracting the mutual operation imaging signal from a normal imaging signal generated from the sound ray signal, calculating a frame correlation in the time direction of the first differential imaging signal, and determining a low correlation portion where the frame correlation is low.
請求項19に記載の発明のプログラムは、
コンピューターを、
被検体に超音波を送受信する超音波探触子から得た受信信号に基づいて、音線信号を生成する第1生成部、
前記音線信号から、複数の異なる帯域を通過するフィルタリングを行って複数の画像化信号を生成する第2生成部、
前記複数の画像化信号を相互演算して相互演算画像化信号を生成する演算部、
前記音線信号から生成される通常画像化信号から前記相互演算画像化信号を減算して第1差分画像化信号を生成し、当該第1差分画像化信号の時間方向のフレーム相関を演算し、当該フレーム相関が低い低相関部を判定する解析部、
として機能させる。
The program of the invention according to claim 19,
Computer,
a first generator that generates a sound ray signal based on a reception signal obtained from an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to and from a subject;
a second generation unit that performs filtering to pass a plurality of different bands from the sound ray signals to generate a plurality of imaging signals;
a calculation unit that performs a mutual calculation on the plurality of imaging signals to generate a mutual calculation imaging signal;
an analysis unit that subtracts the mutual operation imaging signal from a normal imaging signal generated from the sound ray signal to generate a first differential imaging signal, calculates a frame correlation in a time direction of the first differential imaging signal, and determines a low correlation portion where the frame correlation is low;
Function as.
請求項20に記載の発明のプログラムは、
コンピューターを、
被検体に超音波を送受信する超音波探触子から得た受信信号に、複数の異なる整相加算条件の整相加算を行って複数の音線信号を生成する第1生成部、
前記複数の音線信号に基づく複数の画像化信号を相互演算して相互演算画像化信号を生成する演算部、
前記音線信号から生成される通常画像化信号から前記相互演算画像化信号を減算して第1差分画像化信号を生成し、当該第1差分画像化信号の時間方向のフレーム相関を演算し、当該フレーム相関が低い低相関部を判定する解析部、
として機能させる。
The program of the invention according to claim 20,
Computer,
a first generation unit that performs delay-and-sum under a plurality of different delay-and-sum conditions on a reception signal obtained from an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to a subject, thereby generating a plurality of sound ray signals;
a calculation unit that performs a mutual calculation on a plurality of imaging signals based on the plurality of sound ray signals to generate a mutual calculation imaging signal;
an analysis unit that subtracts the mutual operation imaging signal from a normal imaging signal generated from the sound ray signal to generate a first differential imaging signal, calculates a frame correlation in a time direction of the first differential imaging signal, and determines a low correlation portion where the frame correlation is low;
Function as.
本発明によれば、変動散乱体の散乱成分を描出できるとともに、フレームレートの低下を防ぐことができ、固定散乱体の散乱成分を抑圧できる。 The present invention makes it possible to visualize the scattering components of variable scatterers, prevent a decrease in frame rate, and suppress the scattering components of fixed scatterers.
添付図面を参照して本発明に係る第1~第3の実施の形態を順に詳細に説明する。なお、本発明は、図示例に限定されるものではない。 The first to third embodiments of the present invention will be described in detail in order with reference to the attached drawings. Note that the present invention is not limited to the illustrated examples.
(第1の実施の形態)
図1~図11(b)を参照して、本発明に係る第1の実施の形態を説明する。まず、図1~図5を参照して、本実施の形態の超音波診断装置100Aの装置構成を説明する。図1は、本実施の形態の超音波診断装置100Aの外観構成を示す図である。図2は、超音波診断装置100Aの機能構成を示すブロック図である。図3は、送信部12の機能構成を示すブロック図である。図4(a)は、送信超音波の信号強度の周波数特性を示す図である。図4(b)は、反射超音波の信号強度の周波数特性を示す図である。図5は、反射超音波のうちのバンドB1~B4の信号強度の周波数特性を示す図である。
(First embodiment)
A first embodiment of the present invention will be described with reference to Figs. 1 to 11(b). First, the device configuration of an ultrasound
本実施の形態の超音波診断装置100Aは、病院などの医療施設に設けられ、患者などの被検体の断層画像の超音波画像データ(Bモード画像データ)を生成して表示する。特に、超音波診断装置100Aは、被検体の変動散乱体としての血球(の血流)を描出したBモード画像を表示する。
The ultrasound
超音波診断装置100Aは、図1及び図2に示すように、超音波診断装置本体1Aと、超音波探触子2と、穿刺針3と、を備える。超音波探触子2は、図示しない生体などの被検体に対して超音波(送信超音波)を送信するとともに、この被検体で反射した超音波の反射波(反射超音波:エコー)を受信する。超音波探触子2は、超音波探触子本体21と、ケーブル22と、コネクター23と、を有する。超音波探触子本体21は、超音波を送受信する超音波探触子2のヘッダ部である。ケーブル22は、超音波探触子本体21及びコネクター23の間に接続され、超音波探触子本体21用の駆動信号及び超音波の受信信号が流れるケーブルである。コネクター23は、超音波診断装置本体1Aのレセプタクルのコネクター(図示略)に接続するためのプラグのコネクターである。
As shown in Figs. 1 and 2, the ultrasound
穿刺針3は、中空状の長針形状を有し、医師、技師などのユーザーによりフリーハンドで定められた角度で患者などの被検体に対して刺入される処置具である。穿刺針3は、被検体の採取する部位(ターゲット)又は注入される薬剤などの種別や分量に応じて適宜な太さ、長さや先端形状を有したものに換装されることが可能となっている。穿刺針3は、アダプターにより超音波探触子2に取り付けられる構成としてもよい。ユーザーは、超音波診断装置100Aにより表示された血球(血流)を含む超音波画像を観察しつつ、穿刺針3を被検体に刺入する。特に、ターゲット近傍に血流がある場合に、刺入が容易かつ正確になる。ただし、超音波診断装置100Aは、穿刺針3を用いた診察だけでなく、穿刺針3を用いない診察にも用いられる。
The
超音波診断装置本体1Aは、コネクター23、ケーブル22を介して、超音波探触子本体21と接続される。超音波診断装置本体1Aは、超音波探触子本体21に電気信号の駆動信号を送信することによって超音波探触子本体21に被検体に対して送信超音波を送信させる。そして、超音波診断装置本体1Aは、超音波探触子本体21にて受信した被検体内からの反射超音波に応じて超音波探触子2で生成された電気信号である受信信号を得る。超音波診断装置本体1Aは、受信信号に基づいて被検体内の内部状態を超音波画像データとして画像化する。超音波診断装置本体1Aと超音波探触子2(超音波探触子本体21)との通信は、ケーブル22を介する有線通信に代えて、UWB(Ultra Wide Band)などの無線通信により行うこととしてもよい。
The ultrasound diagnostic device
図2に示すように、超音波探触子本体21は、圧電素子からなる複数の振動子2aを備える。振動子2aは、例えば、方位方向に一次元アレイ状に複数配列されている。本実施の形態では、例えば、192個の振動子2aを備えた超音波探触子2を用いている。なお、振動子2aは、二次元アレイ状に配列されたものであってもよい。また、振動子2aの個数は、任意に設定することができる。また、本実施の形態では、超音波探触子2について、リニア走査方式の電子スキャンプローブを採用するものとするが、電子走査方式あるいは機械走査方式の何れを採用してもよい。また、リニア走査方式、セクタ走査方式あるいはコンベックス走査方式の何れの方式を採用することもできる。
As shown in FIG. 2, the
本実施の形態の超音波探触子2について、その周波数値に制限はないが帯域特性は広帯域であることが好ましい。狭帯域では帯域分割画像信号の相互演算を行った際に、反射組織による高相関画像信号と組織散乱・干渉による低相関画像信号との相関性差が小さくなる。このため、充分な低相関信号抑圧効果が得られない。具体的な帯域幅としては画像信号の現実的な有効送受信帯域である-20dB周波数比帯域において、少なくとも比帯域100%以上、好ましくは120%以上であることが好ましい。
The
超音波診断装置本体1Aは、例えば、図2に示すように、操作入力部11と、送信部12と、受信部13と、第1生成部としての音線信号生成部14Aと、信号処理部15Aと、DSC(Digital Scan Converter)16と、画像処理部17Aと、表示部18と、制御部19Aと、を備える。
As shown in FIG. 2, the ultrasound diagnostic device
操作入力部11は、例えば、医師、技師などのユーザーからの診断開始を指示するコマンドや被検体の個人情報などのデータの入力などを行うための各種スイッチ、ボタン、トラックボール、マウス、キーボード、タッチパッド、マルチファンクションスイッチなどの操作要素を有する。操作入力部11は、各操作要素を介してユーザーからの操作入力を受け付け、その操作信号を制御部19Aに出力する。
The
送信部12は、制御部19Aの制御に従って、超音波探触子本体21にケーブル22、コネクター23を介して電気信号である駆動信号を供給して超音波探触子2に送信超音波を発生させる回路である。送信部12は、図3に示すように、例えば、クロック発生回路121、パルス発生回路122、時間及び電圧設定部123並びに遅延回路124を備える。
The
クロック発生回路121は、駆動信号の送信タイミングや送信周波数を決定するクロック信号を発生させる回路である。パルス発生回路122は、所定の周期で駆動信号としてのパルス信号を発生させるための回路である。パルス発生回路122は、例えば、3値(+HV/0(GND)/-HV)、5値(+HV/+MV/0(GND)/-MV/-HV)の電圧を切り替えて出力することにより、矩形波による駆動信号を発生させることができる。このとき、パルス信号の振幅については、正極性及び負極性で同一となるようにしたが、これに限定されない。本実施の形態では、3値、5値の電圧を切り替えて駆動信号を出力するようにしたが、3値、5値に限定されず、適宜の値に設定することができるが、5値以下が好ましい。これにより、低コストで周波数成分の制御の自由度を向上させることができ、より高分解能である送信超音波を得ることができる。
The
時間及び電圧設定部123は、パルス発生回路122から出力される駆動信号の同一電圧レベルの各区間の持続時間及びその電圧レベルを設定する。すなわち、パルス発生回路122は、時間及び電圧設定部123によって設定された各区間の持続時間及び電圧レベルに従ったパルス波形による駆動信号を出力する。時間及び電圧設定部123で設定される各区間の持続時間及び電圧レベルは、例えば、操作入力部11による入力操作により可変とすることができる。
The time and
遅延回路124は、駆動信号の送信タイミングを振動子2a毎に対応した個別経路毎に遅延時間を設定し、設定された遅延時間だけ駆動信号の送信を遅延させる回路である。遅延された駆動信号に基づく送信超音波によって構成される送信ビームは集束される。
The
以上のように構成された送信部12は、制御部19Aの制御に従って、駆動信号を供給する複数の振動子2aを、超音波の送受信毎に所定数ずらしながら順次切り替える。そして、送信部12は、出力の選択された複数の振動子2aに対して駆動信号を供給することによりスキャンを行う。
The
また、送信部12は、制御部19Aの制御に従って、超音波画像データ生成のための所定の複数フレームの所定フレーム周期ごとに、駆動信号を敢えて生成しない。送信部12は、駆動信号を敢えて生成しないことで、超音波探触子2に送信超音波を出射させない(超音波の無送信)。超音波画像データに含まれる電気的ノイズの成分を除去するため、超音波の無送信により、電気的ノイズの成分のみが含まれる電気的ノイズ音線信号が生成される。電気的ノイズは、超音波診断装置100Aの熱雑音などにより発生するノイズであり、超音波画像データの超音波画像上にノイズ成分として描出される。本実施の形態では、超音波の無送信による電気的ノイズ除去を常に行う例を説明するが、当該電気的ノイズ除去は、必要に応じて実施される構成としてもよい。
In addition, the
また、本実施の形態では、後述する高調波成分を抽出するために、パルスインバージョン法を実施することができる。すなわち、送信部12は、パルスインバージョン法を実施する場合に、第1のパルス信号と、これを極性反転した第2のパルス信号とを同一走査線上に時間間隔をおいて送信する。なお、このとき、第1のパルス信号の複数のデューティーのうちの少なくとも1つを異ならせて極性反転させた第2のパルス信号を送信するようにしてもよい。また、第2のパルス信号は、第1のパルス信号とは時間反転させたものであってもよい。
In addition, in this embodiment, a pulse inversion method can be implemented to extract harmonic components, which will be described later. That is, when implementing the pulse inversion method, the transmitting
受信部13は、制御部19Aの制御に従って、超音波探触子2から(超音波探触子本体21からケーブル22、コネクター23を介して)電気信号の受信信号を受信する回路である。受信部13は、制御部19Aの制御に従って、超音波無送信時にも受信信号を生成する。
The
音線信号生成部14Aは、制御部19Aの制御に従って、受信部13で受信された受信信号から音線信号を生成する回路である。音線信号生成部14Aは、例えば、ノイズ除去部14a、メモリー14b、高調波成分抽出部14cとともに、増幅器、A/D変換回路、整相加算回路を備える。
The sound ray
増幅器は、受信部13で受信された受信信号を、振動子2a毎に対応した個別経路毎に、あらかじめ設定された所定の増幅率で増幅させるための回路である。A/D変換回路は、増幅された受信信号をアナログ-デジタル変換(A/D変換)するための回路である。整相加算回路は、A/D変換された受信信号から、デジタルの音線信号(音線データ)を生成するための回路である。整相加算回路は、A/D変換された受信信号に対して、振動子2a毎に対応した個別経路毎に遅延時間を与えて時相を整え、これらを加算(整相加算)して音線信号を生成する。整相加算回路により生成される音線信号は、超音波送信時の超音波画像成分及び電気的ノイズ成分を含む音線信号、又は超音波無送信時の電気的ノイズ成分を含む音線信号である。また、音線信号生成部14Aは、所定フレーム周期ごとに、生成される電気的ノイズ音線信号をメモリー14bに記憶して更新する。
The amplifier is a circuit for amplifying the reception signal received by the receiving
ノイズ除去部14aは、制御部19Aの制御に従って、超音波送信時の音線信号から、メモリー14bに記憶された超音波無送信時の電気的ノイズ音線信号を除去する回路である。メモリー14bは、超音波無送信時の電気的ノイズ音線信号を記憶する揮発性の記憶部である。
The
高調波成分抽出部14cは、制御部19Aの制御に従って、電気的ノイズ音線信号が除去された音線信号にパルスインバージョン法を実施して高調波成分を抽出する。本実施の形態では、高調波成分抽出部14cにより、2次高調波を主体とした信号成分を抽出することができる。まず、上述した第1のパルス信号及び第2のパルス信号からそれぞれ発生した2つの送信超音波にそれぞれ対応する反射超音波から得られる第1及び第2の音線信号が加算(合成)される。そして、加算された第1及び第2の受信信号に含まれる基本波成分を除去した上でフィルター処理が行われることにより、2次高調波成分を抽出することができる。また、3次高調波などの奇数次高調波成分は、上述の第1及び第2の音線信号を減算したのち、基本波成分をフィルターなどで除去することにより抽出できる。さらに加算により得られた偶数次高調波成分と減算により得られた奇数次高調波成分の双方を用いることもできる。この場合、奇数次高調波受信信号は必要に応じ偶数次高調波受信信号と位相を整合することとしてもよい。具体的には、奇数次高調波受信信号及び偶数次高調波受信信号に対して、オールパスフィルターなどにより位相調整を行って、音線信号段階で包絡線検波前に加算(合成)する。これにより、偶数次高調波受信信号の周波数帯域と奇数次高調波受信信号の周波数帯域とが結合し、より広い帯域を有する音線信号を得ることが可能となる。
The harmonic
例えば、図4(a)のような、基本波f1,f2,f3を含む送信超音波を送信するための駆動信号を送信部12に生成させる。図4(a)において、横軸が周波数を示し、縦軸が送信超音波の信号強度(感度)を示し、太線の実線が超音波探触子2の周波数帯域を示し、図4(b)の反射超音波の信号強度の図でも同様である。
For example, the
受信部13及び音線信号生成部14Aで得られる受信信号の周波数成分として、基本波f1,f2,f3の送信超音波に対応する反射超音波の高調波成分は、図4(b)に示すようになる。つまり、反射超音波の高調波成分として、基本波f1,f2,f3の少なくとも一つに由来する周波数がf3-f2、f2-f1、f3-f1、2f1、f1+f2、3f1の周波数成分が得られる。音線信号生成部14Aでは、図4(b)に示す全ての周波数成分を含む音線信号が生成される。
The harmonic components of the reflected ultrasound corresponding to the transmitted ultrasound of fundamental waves f1, f2, and f3, which are frequency components of the received signal obtained by the receiving
信号処理部15Aは、第2生成部としての画像化信号抽出部15a1~15an(n:2以上の自然数)と、演算部としての画像化信号演算部15bと、解析部としての画像信号解析部15cと、メモリー15dと、を有する。信号処理部15Aは、制御部19Aの制御に従って、音線信号生成部14Aから入力された音線信号から、n個の周波数帯域(バンド)で抽出した第1~第n画像化信号を生成する。また、信号処理部15Aは、第1~第n画像化信号に相互演算などの演算を行って相互演算画像化信号を生成する。また、信号処理部15Aは、相互演算を行わない通常画像(相互演算を行う前の画像)の通常画像化信号と、相互演算画像化信号とを用いて、解析処理を行う。
The
画像化信号抽出部15a1~15anは、それぞれ、第1~第nの周波数帯域の受信信号を透過する第1~第n帯域通過フィルターを備える回路である。画像化信号抽出部15a1~15anは、制御部19Aの制御に従って、高調波成分抽出部14cから入力された音線信号から第1~第n画像化信号を抽出する。なお、第1~第n画像化信号は、Bモード画像に画像化するための音線信号である。例えば、画像化信号抽出部15a1は、第1帯域通過フィルターにより超音波探触子2の周波数帯域(フルバンド)の周波数成分を通過した第1画像化信号を出力する。画像化信号抽出部15a2~15anは、それぞれ、第2~第n帯域通過フィルターにより、フルバンドよりも小さな周波数帯域の周波数成分を通過した第2~第n画像化信号を出力する。第1画像化信号は、高周波側成分の含有量が最も多い。音線信号から第1~第n画像化信号を抽出する条件を第1~第nの画像化条件とする。
The imaging signal extraction units 15a1 to 15an are circuits equipped with first to nth band pass filters that transmit reception signals of the first to nth frequency bands, respectively. The imaging signal extraction units 15a1 to 15an extract the first to nth imaging signals from the sound ray signals input from the harmonic
また、画像化信号抽出部15a1~15anの複数の異なる帯域通過フィルターの遮断特性は、超音波探触子2の種類ごとにその音響特性や観察対象によりそれぞれ適宜決定される。しかし、遮断特性の組み合わせを複数用意してもよい。当該複数の組み合わせからの遮断特性の選択方法は、操作入力部11を介するユーザーからの観察対象(被検体の部位など)選択と連動して自動的に選択される方法や、画像化信号から特徴量を検出してその評価値により適応的に自動選択される方法や、ユーザーが必要に応じて操作入力部11を介して選択入力する方法などである。このように、遮断特性の選択方法は、自動・手動のいずれで選択する方法であってもよい。また、これらの帯域通過フィルターは、固定フィルターではなく、深度に応じて遮断特性が連続的に変化するいわゆるダイナミックフィルターであってもよい。
The blocking characteristics of the multiple different band pass filters of the imaging signal extraction units 15a1 to 15an are appropriately determined for each type of
例えば、n=4とする。画像化信号抽出部15a1では、入力された音線信号から、図5に示すバンドB1の第1帯域通過フィルターによりフィルタリングが行われて、第1画像化信号が生成される。図5に実線の太線で示されるバンドB1は、超音波探触子2の周波数帯域の全ての周波数成分を通過するバンド(フルバンド)である。ここで、画像化信号抽出部15a1により抽出されたフルバンドのバンドB1に対応する画像化信号は、通常画像(通常のBモード画像)に対応し、通常画像化信号とする。ただし、音線信号生成部14Aで生成される音線信号に、画像化信号抽出部15a1~15anによるフィルタリングを行わない場合の画像化信号を、通常画像化信号としてもよい。
For example, n = 4. In the imaging signal extraction unit 15a1, filtering is performed from the input sound ray signal by a first band pass filter of band B1 shown in FIG. 5 to generate a first imaging signal. Band B1 shown by a thick solid line in FIG. 5 is a band (full band) that passes all frequency components of the frequency band of the
画像化信号抽出部15a2では、入力された音線信号から、図5に示すバンドB2の第2帯域通過フィルターによりフィルタリングが行われて、第2画像化信号が生成される。バンドB2は、図5に点線で示され、低周波数のバンドである。画像化信号抽出部15a3では、入力された音線信号から、図5に示すバンドB3の第3帯域通過フィルターによりフィルタリングが行われて、第3画像化信号が生成される。図5に点線で示されるバンドB3は、バンドB2よりも高周波数のバンドである。画像化信号抽出部15a4では、入力された音線信号から、図5に示すバンドB4の第4帯域通過フィルターによりフィルタリングが行われて、第4画像化信号が生成される。図5に点線で示されるバンドB4は、バンドB3よりも高周波数のバンドである。 The imaging signal extraction unit 15a2 filters the input sound ray signal with a second band pass filter of band B2 shown in FIG. 5 to generate a second imaging signal. Band B2 is shown by a dotted line in FIG. 5 and is a low frequency band. The imaging signal extraction unit 15a3 filters the input sound ray signal with a third band pass filter of band B3 shown in FIG. 5 to generate a third imaging signal. Band B3 shown by a dotted line in FIG. 5 is a band with a higher frequency than band B2. The imaging signal extraction unit 15a4 filters the input sound ray signal with a fourth band pass filter of band B4 shown in FIG. 5 to generate a fourth imaging signal. Band B4 shown by a dotted line in FIG. 5 is a band with a higher frequency than band B3.
画像化信号演算部15bは、制御部19Aの制御に従って、画像化信号抽出部15a1~15anにより生成された第1~第n画像化信号に相互演算を行う。画像化信号演算部15bは、当該相互演算により相互演算画像化信号を生成する。相互演算は、複数の超音波画像について、周波数変化時の相関性の差を利用して、被検体の散乱源(微小散乱体)で散乱された超音波に対応する散乱成分の抑圧を図る演算である。また、相互演算では、被検体の組織(反射体)などで反射された超音波に対応する反射成分が残される。また、複数の超音波画像の同一点(同一位置)の輝度相関が高い場合に高輝度部の反射成分が出現し、同じく同一位置の輝度相関が低い場合に低輝度部の散乱成分が出現する。このため、相互演算は、これを利用して低輝度部の散乱成分を抑圧し、処理負荷の軽い「乗算」での抑圧を好ましい態様とする。第1~第n画像化信号の乗算とは、第1~第n画像化信号の各Bモード画像の同じ位置の画素に対応する輝度値の乗算を行う処理である。このため、第1~第n画像化信号のある同一位置の画素に対応する輝度値が、1つでも0(黒に対応)である場合の乗算結果は、0となる。
The imaging
また、画像化信号演算部15bは、制御部19Aの制御に従って、生成した相互演算画像化信号に、階調整復処理を行う。階調整復処理は、例えば、べき乗根演算処理、LUT(Look Up Table)変換処理である。相互演算に乗算を用いた場合、乗算値をそのまま輝度値に変換すると高輝度部のみが強調され、組織視認性の劣化した画像となるため階調整復処理を行うことが好ましい。具体的には、相互演算画像数に応じたべき乗根演算処理を行うことにより比較的簡便に階調の整復をおこなうことが可能となる。べき乗根演算処理は、例えば乗算画像数が3であれば乗算値に対する3乗根演算や、図5に示すようにn=4で乗算画像数が4であれば4乗根演算である。また、階調整復処理は、逐次演算を行わず、これに相当するLUTを適用してLUT変換処理により階調整復する方法でもよい。このLUTは、例えば、あらかじめ生成されて制御部19AのROM(Read Only Memory)や、超音波診断装置100AのHDD(hard Disk Drive)、SSD(Solid State Drive)などの記憶部(図示略)に記憶されているものとする。
The imaging
LUTは、例えば、入力信号[%]に対する出力信号[%]を示すテーブルである。具体例としてのLUTは、入力信号の0~4[%]を出力信号0[%]とし、4~100[%]を出力信号0~100[%]に変換する。このLUTは、相互演算画像化信号の輝度値の一定値(4%)以下を0とする。 The LUT is, for example, a table showing the output signal [%] relative to the input signal [%]. As a specific example, the LUT converts an input signal of 0-4 [%] into an output signal of 0 [%], and 4-100 [%] into an output signal of 0-100 [%]. This LUT sets any brightness value of the mutually-operated imaging signal below a certain value (4%) to 0.
画像信号解析部15cは、制御部19Aの制御に従って、画像化信号演算部15bにより演算された相互演算画像化信号を解析する。この解析としては、通常画像化信号(フルバンドの第1画像化信号)と、相互演算画像化信号と、の差分をとって差分画像の第1差分画像化信号を生成する処理を含む。この画像化信号の差分をとる処理は、通常画像化信号の通常画像の各画素の輝度値から、相互演算画像化信号の相互演算画像の同一位置の画素に対応する輝度値の減算を行う処理である。第1差分画像化信号の第1差分画像は、散乱成分を描出した画像となる。
The image
また、上記解析は、第1差分画像化信号の複数のフレーム間の時間方向の相関(フレーム相関)を演算して、フレーム相関が低い低相関部の散乱成分を除去する処理を含む。ここで、本実施の形態におけるフレーム相関(相関係数)を説明する。相関係数は、収集された超音波情報のうちの2つ以上のフレーム間における1ピクセル単位若しくは1D若しくは2D相関又は相互相関(全体として相関)を指す。例えば、2つ以上のフレームの離散時間信号が捕捉及び相互相関され、相関係数が計算される。そのフレーム数は連続する2つ以上のフレームが必要とされる。そのフレーム数の上限数はないが、体動の影響を少なくするため10フレーム以下、多くとも1秒間に取得されるフレーム数以下が好ましい。すなわち、フレームレートが30fpsであれば30フレーム以下が好ましい。 The above analysis also includes a process of calculating the correlation (frame correlation) in the time direction between multiple frames of the first differential imaging signal and removing scattered components in low-correlation parts with low frame correlation. Here, the frame correlation (correlation coefficient) in this embodiment will be described. The correlation coefficient refers to the pixel-by-pixel, 1D, or 2D correlation or cross-correlation (as a whole) between two or more frames of collected ultrasound information. For example, the discrete time signals of two or more frames are captured and cross-correlated, and the correlation coefficient is calculated. The number of frames required is two or more consecutive frames. There is no upper limit to the number of frames, but in order to reduce the influence of body movement, it is preferable to set it to 10 frames or less, and at most the number of frames acquired per second or less. In other words, if the frame rate is 30 fps, it is preferable to set it to 30 frames or less.
相関の計算方法については特に限定されないが、当技術分野においてよく知られている任意の適切なアプリケーション及び/又はアルゴリズムを用いることが可能である。例えば、Proakis及びManolakis、Digital Signal Processing、4th Edition、Pearson 2007、Oppenheim、Alan V.及びRonald W.Schafer. Discrete-time signal processing. Pearson Higher Education、2010、及び、MIT OpenCourseWare、2.161 Signal processing:Continuous and Discrete、https://ocw.mit.edu/courses/mechanical-engineering/2-161-signal-processing-continuous-and-discrete-fall-2008/lecture-notes/lecture_22.pdf(2008秋)において説明される技術を利用することができる。必要に応じ、フレーム間の相関係数は、既存の乗算及び加算相関方法を使用して、フレームの2つ以上の信号間のラグ又は差を評価することにより決定される方法としてもよい。相関係数に対して設定される閾値は相関係数の計算方法や適用される観察部位により適宜選択される。しかし、あらかじめ観察部位等と関連付けて設定されていてもよいし、ユーザーにより選択可能となっていてもよい。あらかじめ観察部位等と関連付けて設定される場合にはこれらの閾値決定に際し、機械学習を用いて決定する方法をとってもよい。 There is no particular limitation on the method of calculating the correlation, and any suitable application and/or algorithm well known in the art can be used. For example, see Proakis and Manolakis, Digital Signal Processing, 4th Edition, Pearson 2007, Oppenheim, Alan V. and Ronald W. Schafer. Discrete-time signal processing. Pearson Higher Education, 2010, and MIT OpenCourseWare, 2.161 Signal processing: Continuous and Discrete, https://ocw.mit. edu/courses/mechanical-engineering/2-161-signal-processing-continuous-and-discrete-fall-2008/lecture-notes/lecture_22.pdf (Fall 2008) may be utilized. If necessary, the correlation coefficient between frames may be determined by evaluating the lag or difference between two or more signals of the frames using an existing multiplication and addition correlation method. The threshold value set for the correlation coefficient is appropriately selected depending on the calculation method of the correlation coefficient and the observation site to be applied. However, it may be set in advance in association with the observation site, etc., or may be selectable by the user. When it is set in advance in association with the observation site, etc., a method of determining these threshold values using machine learning may be used.
また、多くのフレームを用いて相関係数を計算する場合、体動による位置ずれ影響を軽減するため、変位演算を併用する方法としてもよい。例えば、現在フレームと各過去フレームのペアで構成される2フレーム(2つのフレームデータ)に対して、1次元又は2次元の相関演算処理を行う。これにより、フレーム内(フレームデータ内)つまり断層画像内の計測点ごとに、その計測点における組織の変位を示す変位ベクトル、すなわち変位の方向と大きさに関する1次元又は2次元の変位ベクトルを導出する。これにより、フレーム内(断層画像内)の複数の計測点における変位ベクトルの分布を示す変位フレームを形成する。変位ベクトルを導出するにあたっては、例えばブロックマッチング法などが利用される。ブロックマッチング法においては、まず、フレーム内つまり断層画像内が、縦方向に数画素かつ横方向に数画素からなる各ブロックにより、複数のブロックに分けられる。そして、ブロックごとに、一方のフレーム内のブロックに最も類似するブロックが他方のフレーム内で探索される。これにより、各フレーム内の計測点(各ブロック)ごとに時相間(2つのフレーム間)における変位が算出され、例えば2次元の変位ベクトルが得られる。なお、複数のブロックの探索結果を参照して、予測符号化すなわち差分により標本値を決定する処理等を行って、各計測点の変位ベクトルを得るようにしてもよい。 In addition, when calculating the correlation coefficient using many frames, a method of using displacement calculation in combination may be used to reduce the influence of positional deviation due to body movement. For example, one-dimensional or two-dimensional correlation calculation processing is performed on two frames (two frame data) consisting of a pair of a current frame and each past frame. As a result, a displacement vector indicating the displacement of the tissue at each measurement point in the frame (in the frame data), i.e., in the tomographic image, is derived, i.e., a one-dimensional or two-dimensional displacement vector related to the direction and magnitude of the displacement. As a result, a displacement frame indicating the distribution of displacement vectors at multiple measurement points in the frame (in the tomographic image) is formed. In deriving the displacement vector, for example, a block matching method or the like is used. In the block matching method, first, the frame, i.e., the tomographic image, is divided into multiple blocks, each block consisting of several pixels vertically and several pixels horizontally. Then, for each block, a block most similar to the block in one frame is searched for in the other frame. As a result, the displacement between time phases (between two frames) is calculated for each measurement point (each block) in each frame, and, for example, a two-dimensional displacement vector is obtained. In addition, the search results for multiple blocks may be referenced and predictive coding, i.e., processing to determine sample values based on differences, may be performed to obtain displacement vectors for each measurement point.
本実施の形態で必要に応じて用いられる機械学習は、いわゆるニューラルネットワークを用いて行われるものを指す。ニューラルネットワークは、入力層、出力層、中間層(隠れ層とも呼ばれる、入力層と出力層の間にある層)の3つの層から構成される。ニューラルネットワークの学習は、教師データ(正解)の入力によって問題に最適化されていく教師あり学習と、教師データを必要としない教師なし学習に分けられる。本実施の形態に適用される場合はいずれであってもよいが、学習効率等の点で教師あり学習が好ましい。 The machine learning used as necessary in this embodiment refers to that performed using a so-called neural network. A neural network is composed of three layers: an input layer, an output layer, and an intermediate layer (also called a hidden layer, a layer between the input layer and the output layer). Neural network learning can be divided into supervised learning, in which the network is optimized for a problem by inputting teacher data (correct answers), and unsupervised learning, which does not require teacher data. Either method may be used in this embodiment, but supervised learning is preferred in terms of learning efficiency, etc.
低相関部の散乱成分は、時間的に変動する散乱成分であり、血球などの変動散乱体の散乱成分を含む。収集された超音波情報としての第1差分画像化信号のうち、最新のフレームを含む直近の連続した所定フレーム数分が、メモリー15dに記憶される。そして、メモリー15dに記憶された所定フレーム数の第1差分画像化信号から、第1差分画像化信号のフレーム相関が演算される。上記のように、所定フレーム数は、フレーム相関の演算に必要な画像のフレーム数である。所定フレーム数の第1差分画像化信号から、フレーム相関が低い低相関部が判定される。なお、フレーム相関演算に機械学習を用いる場合には、所定フレーム数の第1差分画像化信号から、あらかじめ機械学習により決定された相関係数の閾値を用いて低相関部が判定される。
The scattering components of the low correlation portion are scattering components that vary over time, and include scattering components of fluctuating scatterers such as blood cells. Of the first differential imaging signals as collected ultrasound information, a predetermined number of consecutive frames including the latest frame are stored in
そして、最新の第1差分画像化信号から、上記判定された低相関部が除去される。低相関部が除去された第1差分画像化信号は、固定組織などの固定散乱体の散乱成分を含み、血球などの変動散乱体の散乱成分を含まない。さらに、最新の第1差分画像化信号から、低相関部が除去された第1差分画像化信号が減算されて、第2差分画像化信号が生成される。第2差分画像化信号は、固定散乱体の散乱成分を含まず、変動散乱体の散乱成分を含む。 Then, the determined low correlation portion is removed from the latest first differential imaging signal. The first differential imaging signal from which the low correlation portion has been removed contains scattering components from fixed scatterers such as fixed tissue, but does not contain scattering components from variable scatterers such as blood cells. Furthermore, the first differential imaging signal from which the low correlation portion has been removed is subtracted from the latest first differential imaging signal to generate a second differential imaging signal. The second differential imaging signal does not contain scattering components from fixed scatterers, but does contain scattering components from variable scatterers.
なお、上記解析としては、生成した第1差分画像化信号の第1差分画像に基づく指標値を生成する処理を含んでもよい。この差分画像に基づく指標値は、例えば、被検体の患者の診断のための情報である。差分画像に基づく指標値の具体例としては、例えばユーザーが操作入力部11を介して設定した関心領域(ROI:Region Of Interest)内の差分値の差分平均値や差分値分散などの統計的情報の例が挙げられる。関心領域(ROI)は複数設定してもよく、複数関心領域(ROI)内の統計値(差分平均値、差分値分散)の比でもよい。この指標値の表示により、ユーザーが関心領域内にある散乱成分の多寡やその比を知ることができる。また、この指標値により、例えば骨格筋の部位ごとの筋内脂肪量等の情報として活用することが期待され、同一部位の経過を追うこと等によりリハビリの効果判定などに活用できる可能性がある。
The above analysis may include a process of generating an index value based on a first difference image of the generated first difference imaging signal. The index value based on this difference image is, for example, information for diagnosing the subject patient. A specific example of the index value based on the difference image is, for example, statistical information such as the difference average value and difference value variance of the difference values in a region of interest (ROI) set by the user via the
メモリー15dは、第1差分画像化信号を少なくとも所定フレーム数分記憶する揮発性の記憶部である。
本発明を適用するBモード画像を生成するための超音波の送受信方法は、特に上述の高調波イメージングモードに限定されないが、高コントラストで広帯域の受信が可能な方法であることが好ましい。具体的には高調波生成の音圧依存性によりサイドローブ等のアーチファクトが発生しにくく、高コントラストの画像信号が得られるハーモニックイメージングであることが好ましい。中でも浅部から深部にわたって広帯域の受信信号が得られる、特許第6326716号公報、特許第6443217号公報、特許第6540838号公報に記載の方法などを用いることが好ましい。これにより浅部から深部まで広帯域の受信信号を得ることができ、帯域分割して得た複数画像の相互演算による低相関信号抑圧効果を高く保つことができる。 The method of transmitting and receiving ultrasound to generate a B-mode image to which the present invention is applied is not particularly limited to the harmonic imaging mode described above, but is preferably a method capable of receiving a wide band with high contrast. Specifically, it is preferable to use harmonic imaging, which is less likely to generate artifacts such as side lobes due to the sound pressure dependence of harmonic generation and can obtain a high-contrast image signal. In particular, it is preferable to use the methods described in Patent Publication Nos. 6326716, 6443217, and 6540838, which can obtain a wide band of received signals from shallow to deep areas. This makes it possible to obtain a wide band of received signals from shallow to deep areas, and maintain a high low-correlation signal suppression effect by mutual calculation of multiple images obtained by band division.
DSC16は、制御部19Aの制御に従って、信号処理部15Aから入力された画像化信号から、表示用のBモード画像データを生成する。まず、DSC16は、入力された通常画像化信号、第1差分画像化信号、第2差分画像化信号に、包絡線検波処理や対数圧縮などを実施し、ダイナミックレンジやゲインの調整を行って輝度変換する。そして、DSC16は、輝度変換されて生成された画像データに、必要に応じて極座標変換及び表示画素の補間演算を行って、表示用のBモード画像データを生成する。表示用のBモード画像データは、通常画像化信号に対応する通常画像データと、第1差分画像化信号に対応する第1差分画像データと、第2差分画像化信号に対応する第2差分画像データと、である。
The
画像処理部17Aは、制御部19Aの制御に従って、DSC16から入力された通常画像データ、第1差分画像データ、第2差分画像データに画像処理を行う回路である。画像処理部17Aは、処理部、表示制御部としての表示画像処理部17aを有する。
The
表示画像処理部17aは、制御部19Aの制御に従って、DSC16から入力された第2差分画像データに識別情報としての所定色で着色する。また、表示画像処理部17aは、着色した第2差分画像データを、DSC16から入力された第2差分画像データに重畳して、重畳画像データを生成する。さらに、表示画像処理部17aは、生成した重畳画像データの重畳画像を表示部18に表示する。また、表示画像処理部17aは、当該重畳画像と、DSC16から入力された通常画像データの通常画像とを表示部18に並列表示できる。
The display
表示部18は、LCD(Liquid Crystal Display)、CRT(Cathode-Ray Tube)ディスプレイ、有機EL(Electronic Luminescence)ディスプレイ、無機ELディスプレイ及びプラズマディスプレイなどの表示装置が適用可能である。表示部18は、制御部19Aの制御に従って、制御部19Aから入力される表示情報を表示し、また画像処理部17Aから入力された画像データの表示信号に従って表示画面上に超音波画像などの表示を行う。
The
制御部19Aは、例えば、CPU(Central Processing Unit)、ROM、RAM(Random Access Memory)を備える。制御部19Aは、ROMに記憶されているシステムプログラムなどの各種処理プログラムを読み出してRAMに展開し、展開したプログラムに従って超音波診断装置100Aの各部を制御する。ROMは、半導体などの不揮発メモリーなどにより構成され、超音波診断装置100Aに対応するシステムプログラム及び該システムプログラム上で実行可能な各種処理プログラムや、各種データなどを記憶する。これらのプログラムは、コンピューターが読み取り可能なプログラムコードの形態で格納され、CPUは、当該プログラムコードに従った動作を逐次実行する。ROMには、特に、後述する第1の超音波画像表示処理を実行するための第1の超音波画像表示プログラムが記憶されているものとする。RAMは、CPUにより実行される各種プログラム及びこれらプログラムに係るデータを一時的に記憶するワークエリアを形成する。
The
超音波診断装置本体1Aが備える各部について、各々の機能ブロックの一部又は全部の機能は、集積回路などのハードウェア回路として実現することができる。集積回路とは、例えばLSI(Large Scale Integration)であり、LSIは集積度の違いにより、IC、システムLSI、スーパーLSI、ウルトラLSIと呼称されることもある。また、集積回路化の手法はLSIに限るものではなく、専用回路又は汎用プロセッサーで実現してもよいし、FPGA(Field Programmable Gate Array)やLSI内部の回路セルの接続や設定を再構成可能なリコンフィギュラブル・プロセッサーを利用してもよい。また、各々の機能ブロックの一部又は全部の機能をソフトウェアにより実行するようにしてもよい。この場合、このソフトウェアは一つ又はそれ以上のROMなどの記憶媒体、光ディスク、又はハードディスクなどに記憶されており、このソフトウェアが演算処理器により実行される。
For each part of the ultrasound diagnostic device
ここで、図6~図8を参照して、本実施の形態の超音波画像の信号(音線信号、画像化信号)に対して行う処理の概要を説明する。図6は、電気的ノイズ除去の前後の超音波画像I11,I12,I13を示す図である。図7は、散乱成分抽出の前後の超音波画像I21,I22,I23を示す図である。図8は、フレーム相関をとる超音波画像I31,I32,I33を示す図である。 Now, referring to Figs. 6 to 8, an overview of the processing performed on the ultrasound image signals (sound ray signals, imaging signals) in this embodiment will be described. Fig. 6 is a diagram showing ultrasound images I11, I12, and I13 before and after electrical noise removal. Fig. 7 is a diagram showing ultrasound images I21, I22, and I23 before and after scattering component extraction. Fig. 8 is a diagram showing ultrasound images I31, I32, and I33 for which frame correlation is performed.
上記で述べたように、音線信号生成部14Aは、音線信号から電気的ノイズを除去する。図6に示すように、まず、音線信号生成部14Aにより生成され電気的ノイズ除去前の音線信号により画像化された超音波画像データの超音波画像を超音波画像I11とする。また、図6の被検体は患者であり、黒丸部分が血球(血流、血流)に対応する。
As described above, the sound ray
超音波画像I11は、被検体への超音波探触子2による超音波送受信により得られたBモード画像データのBモード画像である。超音波画像I11は、固定音響散乱の成分と、変動音響散乱の成分と、電気的ノイズの成分と、を含む。固定音響散乱の成分は、被検体の筋肉、脂肪の固定組織などに含まれる固定散乱体の音響散乱により描出される散乱成分である。固定音響散乱の成分は、被検体の血球などの変動散乱体により描出される散乱成分の音響散乱により描出される散乱成分である。電気的ノイズの成分は、電気的ノイズの発生により描出されるノイズ成分である。
Ultrasound image I11 is a B-mode image of B-mode image data obtained by ultrasound transmission and reception to and from the subject by
超音波画像I12は、超音波画像I11の超音波送受信とほぼ同時刻において、超音波探触子2の超音波無送信及び受信により得られたBモード画像データのBモード画像である。より詳細には、超音波画像I12は、超音波画像I11の超音波送受信から、所定フレーム数内に対応する時刻に得られたBモード画像である。超音波画像I12は、電気的ノイズの成分を含む。
Ultrasound image I12 is a B-mode image of B-mode image data obtained by ultrasound non-transmission and reception of ultrasound by
超音波画像I13は、超音波画像I11から超音波画像I12が減算されたBモード画像である。このため、超音波画像I13は、固定音響散乱の成分と、変動音響散乱の成分と、を含む。本実施の形態の目的の1つは、血球に対応する変動音響散乱の成分(変動散乱体の散乱成分)を抽出して描出することである。このため、超音波画像I13の音線信号から、さらに散乱成分を抽出し、変動音響散乱の成分(変動散乱体の散乱成分)を除去する処理が必要である。 Ultrasound image I13 is a B-mode image obtained by subtracting ultrasound image I12 from ultrasound image I11. Therefore, ultrasound image I13 includes a fixed acoustic scattering component and a variable acoustic scattering component. One of the objectives of this embodiment is to extract and visualize the variable acoustic scattering component (scattering component of variable scatterers) corresponding to blood cells. Therefore, a process is required to further extract the scattering component from the sound ray signal of ultrasound image I13 and remove the variable acoustic scattering component (scattering component of variable scatterers).
図7に示すように、超音波画像I21は、信号処理部15Aの画像化信号抽出部15a1により生成されるフルバンドの第1画像化信号に対応する被検体のBモード画像である。また、図7の被検体は豚肉である。また、超音波画像I21と、後述する超音波画像I22,I23とは、音線信号生成部14Aにおいて、電気的ノイズ除去がなされていないものとする。
As shown in FIG. 7, ultrasound image I21 is a B-mode image of the subject corresponding to the full-band first imaging signal generated by the imaging signal extraction unit 15a1 of the
超音波画像I22は、信号処理部15Aの画像化信号演算部15bにより生成される相互演算画像化信号に対応する被検体のBモード画像である。この相互演算画像化信号は、超音波画像I21の第1画像化信号を含む第1~第n画像化信号を用いて生成される。超音波画像I22は、超音波画像I21に比べて、散乱成分が抑圧されている。
The ultrasound image I22 is a B-mode image of the subject corresponding to the mutual operation imaging signal generated by the imaging
超音波画像I23は、画像信号解析部15cにより生成される第1差分画像化信号に対応する被検体のBモード画像である。より詳細には、超音波画像I23は、超音波画像I21の第1画像化信号から超音波画像I22の相互演算画像化信号が減算された第1差分画像化信号に対応するBモード画像である。超音波画像I23は、超音波画像I21に比べて、散乱成分のみが描出されている。
Ultrasound image I23 is a B-mode image of the subject corresponding to the first differential imaging signal generated by image
超音波画像I23は、固定音響散乱の成分と、変動音響散乱の成分と、電気的ノイズの成分と、を含む。超音波画像I23について、図6に示したように電気的ノイズの成分を除去し、さらに固定音響散乱の成分を除去できれば、変動音響散乱の成分を抽出して描出できる。 Ultrasound image I23 includes a fixed acoustic scattering component, a variable acoustic scattering component, and an electrical noise component. If the electrical noise component can be removed from ultrasound image I23 as shown in FIG. 6, and the fixed acoustic scattering component can also be removed, the variable acoustic scattering component can be extracted and depicted.
図8に示すように、超音波画像I31は、画像信号解析部15cにより生成される第1差分画像化信号に対応する被検体のBモード画像である。ただし、説明を明確にするために、環状の点線部分に、被検体の血球を含む血流(血管)があるものとする。また、超音波画像I31と、後述する超音波画像I32,I33とは、音線信号生成部14Aにおいて、電気的ノイズ除去がなされていないものとする。
As shown in FIG. 8, ultrasound image I31 is a B-mode image of the subject corresponding to the first differential imaging signal generated by image
超音波画像I31は、固定音響散乱の成分と、変動音響散乱の成分と、電気的ノイズの成分と、を含む。固定音響散乱の成分は、時間方向に変動しなく、フレーム相関が高い成分である。変動音響散乱の成分及び電気的ノイズの成分は、時間方向に変動し、フレーム相関が低い成分である。図6のように、超音波画像I31から電気的ノイズの成分を除去し、フレーム相関の低相関成分を抑圧できれば、まず固定音響散乱の成分のみを描出できる。 Ultrasound image I31 includes fixed acoustic scattering components, fluctuating acoustic scattering components, and electrical noise components. The fixed acoustic scattering components do not fluctuate in the time direction and have high frame correlation. The fluctuating acoustic scattering components and electrical noise components fluctuate in the time direction and have low frame correlation. As shown in Figure 6, if the electrical noise components can be removed from ultrasound image I31 and the low frame correlation components can be suppressed, it is possible to first visualize only the fixed acoustic scattering components.
超音波画像I32は、超音波画像I31の1フレーム前に生成された第1差分画像化信号に対応する同じ被写体のBモード画像である。超音波画像I33は、超音波画像I31の2フレーム前に生成された第1差分画像化信号に対応する同じ被写体のBモード画像である。超音波画像I31~I33のフレーム相関が演算されて、超音波画像I31の画像のフレーム相関が低い低相関部が判定され除去される。これにより、電気的ノイズの成分を除けば、固定音響散乱の成分のみを描出する超音波画像の第1差分画像化信号が生成される。 Ultrasound image I32 is a B-mode image of the same subject corresponding to the first differential imaging signal generated one frame before ultrasound image I31. Ultrasound image I33 is a B-mode image of the same subject corresponding to the first differential imaging signal generated two frames before ultrasound image I31. The frame correlation of ultrasound images I31 to I33 is calculated, and low correlation parts of the image of ultrasound image I31, where the frame correlation is low, are determined and removed. This generates a first differential imaging signal of an ultrasound image that depicts only the fixed acoustic scattering components, excluding the electrical noise components.
また、電気的ノイズの成分が除去された超音波画像I31の第1画像化信号から、固定音響散乱の成分のみを描出する第1差分画像信号を減算すると、変動音響散乱の成分のみを描出する超音波画像の第2差分画像化信号が得られる。第2差分画像化信号の第2の差分画像化データで描出された変動音響散乱の成分(血球)にグレースケール以外の所定色(例えば、薄桃色)の着色を施す。着色により、血球(血流)をさらに明確に識別できる。さらに、着色した第2の差分画像データを、階調整復処理後の相互演算画像信号の相互演算画像データに重畳する。この重畳により、血球(血流)が明確でかつ散乱成分を抑圧した画像データを生成できる。 Furthermore, by subtracting the first differential image signal depicting only the fixed acoustic scattering components from the first imaging signal of ultrasound image I31 from which the electrical noise components have been removed, a second differential imaging signal of an ultrasound image depicting only the variable acoustic scattering components is obtained. The variable acoustic scattering components (blood cells) depicted in the second differential imaging data of the second differential imaging signal are colored with a predetermined color other than grayscale (e.g., light pink). By coloring, the blood cells (blood flow) can be more clearly identified. Furthermore, the colored second differential image data is superimposed on the mutual operation image data of the mutual operation image signal after the gradation adjustment recovery process. By this superposition, image data in which the blood cells (blood flow) are clear and the scattering components are suppressed can be generated.
つぎに、図9~図11(b)を参照して、超音波診断装置100Aの動作を説明する。図9は、第1の超音波画像表示処理を示すフローチャートである。図10(a)は、電気的ノイズ除去前の通常画像I41を示す図である。図10(b)は、電気的ノイズ画像I42を示す図である。図10(c)は、電気的ノイズ除去後の通常画像I43を示す図である。図10(d)は、相互演算画像I44を示す図である。図10(e)は、第1差分画像I45を示す図である。図10(f)は、低相関部除去後の第1差分画像I46を示す図である。図11(a)は、第2差分画像I47の生成を示す図である。図11(b)は、重畳画像I49の生成を示す図である。
Next, the operation of the ultrasound
まず、図9を参照して、超音波診断装置100Aで実行される第1の超音波画像表示処理を説明する。第1の超音波画像表示処理は、画像化条件が異なる複数の超音波画像の画像化信号から、相互演算画像化信号などを生成して、血流を描出した相互演算画像を表示する処理である。
First, the first ultrasound image display process executed by the ultrasound
あらかじめ、制御部19Aは、操作入力部11を介して、医師、技師などのユーザーからの超音波画像表示のための各種設定情報の入力を受け付けるものとする。入力された設定情報は、制御部19AのRAM又は記憶部(図示略)に記憶されるものとする。入力される設定情報は、相互演算画像(相互演算画像化信号)に施す階調整復処理の内容情報と、超音波画像から電気的ノイズを除去するか否かの設定情報と、後述する通常画像及び重畳画像を並列表示するか否かの設定情報と、を含む。なお、ここでは、電気的ノイズを除去する設定情報が上記RAM又は記憶部に記憶され、電気的ノイズを除去する第1の超音波画像表示処理を説明するものとする。しかし、第1の超音波画像表示処理において、電気的ノイズ除去が必要でない場合に、電気的ノイズ除去に関するステップを実行しないこととしてもよい。
The
超音波診断装置100Aにおいて、例えば、操作入力部11を介して、ユーザーから第1の超音波画像表示処理の実行指示が入力される。当該実行指示をトリガーとして、制御部19Aは、ROMに記憶された第1の超音波画像表示プログラムに従い、第1の超音波画像表示処理を実行する。
In the ultrasound
図9に示すように、まず、制御部19Aは、次に音線信号を生成するフレームが、所定フレーム周期であるか否かを判別する(ステップS11)。所定フレーム周期は、電気的ノイズ音線信号生成のタイミングを示すあらかじめ設定された所定の複数フレームの周期である。所定フレーム周期である場合(ステップS11;YES)、制御部19Aは、受信部13に、(1フレーム分の)受信信号を生成させる(ステップS12)。ステップS12では、さらに、制御部19Aは、音線信号生成部14Aに、生成した受信信号に、増幅、A/D変換、整相加算を施させ電気的ノイズ音線信号を生成させる。ステップS12では、超音波送信を行わないため、電気的ノイズ音線信号に電気的ノイズの成分のみが含まれる。
As shown in FIG. 9, first, the
そして、制御部19Aは、ステップS12で生成された電気的ノイズ音線信号をメモリー14bに記憶(更新)させる(ステップS13)。そして、制御部19Aは、操作入力部11を介して、ユーザーからの終了指示入力有無に基づいて、第1の超音波画像表示処理を終了するか否かを判別する(ステップS14)。終了指示入力は、例えば、第1の超音波画像表示処理の終了又はフリーズの入力である。フリーズの入力の場合には、フリーズ時のシネデータ(例えば、後述するステップS31,S32で表示される複数フレームの重畳画像データ)の表示、選択、保持などがなされる。
Then, the
終了しない場合(ステップS12;NO)、ステップS11に移行される。終了する場合(ステップS12;YES)、第1の超音波画像表示処理が終了する。 If the process is not to be terminated (step S12; NO), the process proceeds to step S11. If the process is to be terminated (step S12; YES), the first ultrasound image display process is terminated.
所定フレーム周期でない場合(ステップS11;NO)、制御部19Aは、送信部12に、(1フレーム分の)組織ハーモニックイメージングの駆動信号を生成させる(ステップS15)。駆動信号は、パルスインバージョン用の駆動信号であり、図4(a)に示す3つの基本波成分を含むものとする。ステップS15の駆動信号により、超音波探触子2は、駆動信号に応じた超音波を被検体に送信させる。
If it is not the specified frame period (step S11; NO), the
そして、制御部19Aは、受信部13に、ステップS15で送信された超音波が被検体で反射及び散乱された反射超音波を受信させて受信信号を生成させる(ステップS16)。ステップS16では、さらに、制御部19Aは、音線信号生成部14Aに、生成された受信信号に、増幅、A/D変換、整相加算を施させる。整相加算が施された音線信号は、3つの基本波成分及び高調波成分を含む。
Then, the
そして、制御部19Aは、ノイズ除去部14aに、ステップS16で生成された音線信号から、メモリー14bに記憶された電気的ノイズ音線信号を除去させる(ステップS17)。そして、制御部19Aは、高調波成分抽出部14cに、ステップS17で生成された音線信号からパルスインバージョン方式で高調波成分を抽出させる(ステップS18)。ステップS18により、高調波成分が抽出された音線信号が生成される。
Then, the
そして、制御部19Aは、画像化信号抽出部15a1に、ステップS18で生成された音線信号から、第1画像化信号(通常画像化信号)を生成させる(ステップS19)。ステップS19では、画像化信号抽出部15a1により、音線信号が、第1画像化条件としての所定の周波数帯域(フルバンド)を通過させる第1帯域通過フィルターを通過される。
Then, the
また、ステップS19と並行して、制御部19Aは、画像化信号抽出部15a2に、ステップS18で生成された音線信号から、第2画像化信号を生成させる(ステップS20)。ステップS20では、画像化信号抽出部15a2により、音線信号が、第2画像化条件としての所定の周波数帯域を通過させる第2帯域通過フィルターを通過される。同様にして、ステップS19と並行して、制御部19Aは、画像化信号抽出部15a3~15a(n-1)に、第3~第(n-1)画像化信号を生成させる。また、ステップS19と並行して、制御部19Aは、画像化信号抽出部15anに、ステップS18で生成された音線信号から、第n画像化信号を生成させる(ステップS21)。ステップS21では、画像化信号抽出部15anにより、音線信号が、第n画像化条件としての所定の周波数帯域を通過させる第n帯域通過フィルターを通過される。
In parallel with step S19, the
そして、制御部19Aは、画像化信号演算部15bに、ステップS19~S21で生成された第1~第n画像化信号を相互演算させる(ステップS21)。ステップS21により、相互演算画像化信号が生成される。ここでの相互演算は、第1~第n画像化信号の乗算であるものとする。
Then, the
そして、制御部19Aは、画像化信号演算部15bに、ステップS22で生成された相互演算画像化信号に対して、設定情報に対応する階調整復処理を施させる(ステップS23)。この設定情報は、制御部19AのRAM又は記憶部(図示略)に記憶された設定情報である。この階調整復処理は、べき乗根演算処理、LUT変換処理などによる階調整復処理である。
Then, the
そして、制御部19Aは、画像信号解析部15cに、ステップS19で生成された第1画像化信号からステップS23で生成された相互演算画像化信号を減算させる(ステップS24)。当該減算により、散乱成分が抽出された第1差分画像化信号が生成される。ステップS24では、さらに、制御部19Aは、画像信号解析部15cに、生成した第1差分画像化信号をメモリー15dに記憶させる。メモリー15dには、少なくとも直前の所定フレーム数の第1差分画像化信号がFIFO(First In First Ort)で記憶される。
Then, the
そして、制御部19Aは、画像信号解析部15cに、メモリー15dから読み出された所定フレーム数の第1差分画像化信号のフレーム相関を演算させる(ステップS25)。所定フレーム数の第1差分画像化信号は、直前のステップS24で生成された新たな第1差分画像化信号を含む。ステップS24では、さらに、制御部19Aは、画像信号解析部15cに、第1差分画像化信号のフレーム相関の低相関部を判定させ、第1差分画像化信号から低相関部を除去させる。
Then, the
そして、制御部19Aは、画像信号解析部15cに、第1差分画像化信号からステップS25で生成された低相関部除去後の第1差分画像化信号を減算させる(ステップS26)。当該減算により、固定散乱体の散乱成分が抑圧され変動散乱体の散乱成分が抽出された第2差分画像化信号が生成される。
Then, the
そして、制御部19Aは、DSC16に、第1画像化信号、階調整復処理後の相互演算画像化信号及び第2差分画像化信号から、画像データを生成させる(ステップS27)。ステップS19で生成された第1画像化信号からは、第1画像データ(通常画像データ)が生成される。ステップS23で生成された階調整復処理後の相互演算画像化信号からは、相互演算画像データが生成される。ステップS26で生成された第2差分画像化信号からは、第2差分画像データが生成される。
Then, the
そして、制御部19Aは、表示画像処理部17aに、ステップS27で生成された第2差分画像データにあらかじめ設定された所定色で着色させる(ステップS28)。そして、制御部19Aは、表示画像処理部17aに、ステップS27で生成された相互演算画像データに、同じく生成された着色後の第2差分画像データを重畳させる(ステップS29)。当該重畳により、散乱成分が抽出された相互演算画像に固定散乱体の散乱成分(血流)が着色された重畳画像データが生成される。
Then, the
そして、制御部19Aは、設定情報に基づき、通常画像データの通常画像と、重畳画像データの重畳画像と、を並列表示するか否かを判別する(ステップS30)。この設定情報は、制御部19AのRAM又は記憶部(図示略)に記憶された設定情報である。並列表示する場合(ステップS30;YES)、制御部19Aは、通常画像及び重畳画像を並列に配列して表示部18に表示させ(ステップS31)、ステップS14に移行する。ステップS31では、ステップS27で生成された通常画像データの通常画像と、ステップS29で生成された重畳画像データの重畳画像とが、並列に配列される。また、通常画像及び重畳画像は、例えば、左右方向又は上下方向に並列に配列される。
Then, the
並列表示しない場合(ステップS30;NO)、制御部19Aは、ステップS29で生成された重畳画像データの重畳画像を表示部18に表示させ(ステップS32)、ステップS14に移行する。
If parallel display is not required (step S30; NO), the
ついで、図10(a)~図11(b)を参照して、第1の超音波画像生成表示処理で生成される各画像データの画像例を説明する。図10(a)に示すように、ステップS16で生成された音線信号に対応する超音波画像は、電気的ノイズ除去前の通常画像I41であるものとする。電気的ノイズ除去前の通常画像I41は、フルバンドのBモード画像である。電気的ノイズ除去前の通常画像I41は、被検体が所定の患者であり、略楕円の黒色部分が血管部分である。 Next, with reference to Figs. 10(a) to 11(b), examples of images of each image data generated in the first ultrasound image generation and display process will be described. As shown in Fig. 10(a), the ultrasound image corresponding to the sound ray signal generated in step S16 is a normal image I41 before electrical noise removal. The normal image I41 before electrical noise removal is a full-band B-mode image. In the normal image I41 before electrical noise removal, the subject is a specified patient, and the approximately elliptical black portion is the blood vessel portion.
そして、図10(b)に示すように、通常画像I41の生成直前のステップS12で生成される電気的ノイズ音線信号に対応する超音波画像は、電気的ノイズ画像I42である。そして、図10(c)に示すように、ステップS19で生成された電気的ノイズ除去後の第1画像化信号に対応する超音波画像は、電気的ノイズ除去後の通常画像I43となる。電気的ノイズ除去後の通常画像I43は、電気的ノイズ除去前の通常画像I41から電気的ノイズ画像I42が減算された超音波画像である。 As shown in FIG. 10(b), the ultrasound image corresponding to the electrical noise sound ray signal generated in step S12 immediately before the generation of normal image I41 is electrical noise image I42. As shown in FIG. 10(c), the ultrasound image corresponding to the first imaging signal after electrical noise removal generated in step S19 is normal image I43 after electrical noise removal. Normal image I43 after electrical noise removal is an ultrasound image obtained by subtracting electrical noise image I42 from normal image I41 before electrical noise removal.
そして、図10(d)に示すように、ステップS23で生成された階調整復処理後の相互演算画像化信号に対応する超音波画像は、相互演算画像I44となる。相互演算画像I44は、通常画像I43と、第2~第n画像化信号の超音波画像(図示略)と、の相互演算(乗算)後に階調整復処理(べき乗根)が施された超音波画像である。 As shown in FIG. 10(d), the ultrasound image corresponding to the mutual operation imaging signal after the step-adjustment restoration process generated in step S23 is the mutual operation image I44. The mutual operation image I44 is an ultrasound image that has been subjected to the step-adjustment restoration process (power root) after mutual operation (multiplication) between the normal image I43 and the ultrasound images of the second to nth imaging signals (not shown).
そして、図10(e)に示すように、ステップS24で生成された第1差分画像化信号に対応する超音波画像は、第1差分画像I45となる。第1差分画像I45は、通常画像I43から相互演算画像I44が減算された超音波画像である。なお、図10(e)の第1差分画像I45は、コントラスト強調及び2値化が施されているものとする。ステップS24でも、同様に、第1差分画像化信号にコントラスト強調及び2値化が施される構成としてもよい。 Then, as shown in FIG. 10(e), the ultrasound image corresponding to the first differential imaging signal generated in step S24 becomes the first differential image I45. The first differential image I45 is an ultrasound image obtained by subtracting the mutual operation image I44 from the normal image I43. Note that the first differential image I45 in FIG. 10(e) is assumed to have been subjected to contrast enhancement and binarization. Similarly, in step S24, the first differential imaging signal may be configured to be subjected to contrast enhancement and binarization.
そして、図10(f)に示すように、ステップS25で生成された低相関部を除去した第1差分画像化信号に対応する超音波画像は、低相関部除去後の第1差分画像I46となる。低相関部除去後の第1差分画像I46は、複数の所定フレーム数の第1差分画像I45から低相関部が演算されて除去された超音波画像である。 Then, as shown in FIG. 10(f), the ultrasound image corresponding to the first difference imaging signal from which the low correlation parts have been removed, generated in step S25, becomes the first difference image I46 after the low correlation parts have been removed. The first difference image I46 after the low correlation parts have been removed is an ultrasound image from which the low correlation parts have been calculated and removed from a plurality of first difference images I45 of a predetermined number of frames.
そして、図11(a)に示すように、ステップS26で生成された第2差分画像化信号に対応する超音波画像は、第2差分画像I47となる。第2差分画像I47は、第1差分画像I45から低相関部除去後の第1差分画像I46が減算された超音波画像である。第1差分画像I46では、変動散乱体としての血球を含む血流部分のみが描出されている。 Then, as shown in FIG. 11(a), the ultrasound image corresponding to the second difference imaging signal generated in step S26 becomes the second difference image I47. The second difference image I47 is an ultrasound image obtained by subtracting the first difference image I46 after removing the low correlation portion from the first difference image I45. In the first difference image I46, only the blood flow portion including blood cells as variable scatterers is depicted.
そして、図11(b)に示すように、ステップS28で生成された着色後の第2差分画像データに対応する超音波画像は、着色後の第2差分画像I48となる。着色後の第2差分画像I48は、第2差分画像I47が薄桃色で着色されている。図11(c)では、着色後の第2差分画像I48の薄桃色の着色部分をハッチングで示している。 As shown in FIG. 11(b), the ultrasound image corresponding to the second difference image data after coloring generated in step S28 becomes the second difference image after coloring I48. In the second difference image after coloring I48, the second difference image I47 is colored in light pink. In FIG. 11(c), the light pink colored portion of the second difference image after coloring I48 is shown by hatching.
そして、ステップS29で生成された重畳画像データに対応する超音波画像は、重畳画像I49となる。重畳画像I49は、相互演算画像I44に着色後の第2差分画像I48が重畳された超音波画像である。例えば、ユーザーは、重畳画像I49を観察しつつ、被検体への穿刺針3を用いた穿刺を行う。
The ultrasound image corresponding to the superimposed image data generated in step S29 becomes superimposed image I49. Superimposed image I49 is an ultrasound image in which the colored second difference image I48 is superimposed on the mutual operation image I44. For example, the user performs puncture on the subject using the
ついで、次表Iを参照して、本実施の形態の実施例と、比較例と、の表示性能の比較を説明する。
比較例1は、通常のBモードの超音波画像データ生成及び表示の例である。つまり、本実施の形態の通常画像(フルバンドのBモード画像)を表示する比較例である。比較例2は、通常のBモード及びカラードプラモードの超音波画像データ生成及び表示の比較例である。つまり、Bモード画像データのBモード画像上のROI部分に、カラードプラモードによるカラードプラ画像を重畳した画像を重畳して表示する方法である。比較例3は、相互演算画像データの相互演算画像を表示する比較例である。 Comparative example 1 is an example of normal B-mode ultrasound image data generation and display. In other words, it is a comparative example that displays a normal image (full-band B-mode image) of this embodiment. Comparative example 2 is a comparative example of normal B-mode and color Doppler mode ultrasound image data generation and display. In other words, it is a method of superimposing and displaying an image in which a color Doppler image in color Doppler mode is superimposed on the ROI portion on the B-mode image of the B-mode image data. Comparative example 3 is a comparative example that displays a mutual calculation image of mutual calculation image data.
実施例1は、電気的ノイズ除去を含む第1の超音波画像表示処理により重畳画像データを生成して表示する実施例である。実施例2は、ステップS11~S13,S17(電気的ノイズ除去に関するステップ)を除く第1の超音波画像表示処理により重畳画像データを生成して表示する実施例である。なお、被検体は、患者の血管及びその周囲の部分として、各比較例及び実施例で共通とした。 Example 1 is an example in which superimposed image data is generated and displayed by a first ultrasound image display process including electrical noise removal. Example 2 is an example in which superimposed image data is generated and displayed by a first ultrasound image display process excluding steps S11 to S13 and S17 (steps related to electrical noise removal). Note that the subject is the patient's blood vessels and the surrounding area, which are common to each comparative example and example.
表Iの「(超音波の)送受信条件」の「送信信号」の「Bモード用送信」は、Bモード用の超音波送信の有無を示す項目である。なお、「Bモード用送信」の有において、高調波成分抽出部14cによる高調波成分抽出処理は含まれるものとする。同じく「送信信号」の「フローイメージング用送信」は、カラードプラモード用の超音波送信の有無を示す項目である。
In Table I, "B-mode transmission" in "Transmission signal" of "(ultrasound) transmission and reception conditions" indicates whether or not ultrasound transmission for B mode is performed. Note that the presence of "B-mode transmission" includes the harmonic component extraction process by the harmonic
また、「送受信条件」の「無送信音線信号及び相殺」は、電気的ノイズ除去(相殺)の前処理の有無を示す項目である。つまり、「無送信音線信号及び相殺」は、第1の超音波画像表示処理のステップS11~S13,S17の超音波無送信の電気的ノイズ音線信号の生成及び除去の有無である。 In addition, "non-transmitted sound ray signals and cancellation" in "transmission and reception conditions" is an item that indicates whether or not pre-processing for removing (cancelling) electrical noise is performed. In other words, "non-transmitted sound ray signals and cancellation" refers to whether or not electrical noise sound ray signals without ultrasonic transmission are generated and removed in steps S11 to S13 and S17 of the first ultrasound image display processing.
また、「送受信条件」の「散乱抑圧画像演算」は、散乱成分の抑圧処理の有無を示す項目である。つまり、「散乱抑圧画像演算」は、第1の超音波画像表示処理のステップS19~S22の相互演算画像化信号生成の有無である。 The "scatter suppression image calculation" in the "transmission and reception conditions" is an item that indicates whether or not the process of suppressing the scattered components is performed. In other words, the "scatter suppression image calculation" indicates whether or not the mutual calculation imaging signal is generated in steps S19 to S22 of the first ultrasound image display process.
また、「送受信条件」の「散乱成分フレーム相関演算」は、Bモード画像のフレーム相関演算の有無を示す項目である。つまり、「散乱成分フレーム相関演算」は、第1の超音波画像表示処理のステップS25,S26のフレーム相関の低相関部除去及びその第2差分画像化信号生成の有無である。 The "scattered component frame correlation calculation" in the "transmission/reception conditions" is an item that indicates whether or not to perform frame correlation calculation of the B-mode image. In other words, the "scattered component frame correlation calculation" is whether or not to remove low correlation parts of the frame correlation and generate a second differential imaging signal in steps S25 and S26 of the first ultrasound image display processing.
また、表Iの「(超音波画像の)表示性能」の「フレームレート」は、「送受信条件」で生成された超音波画像のフレームレート[fps]を示す項目である。また、「表示性能」の「Bモード」の「画像分解能」は、「送受信条件」で生成された超音波画像の距離分解能[μm]/方位分解能[μm]を示す項目である。同じく「Bモード」の「散乱成分抑圧」は、「送受信条件」で生成された超音波画像上での散乱成分抑圧の効果ありの「A」又は効果なしの「B」を示す項目である。 In Table I, "Frame rate" under "Display performance (of ultrasound image)" is an item indicating the frame rate [fps] of the ultrasound image generated under the "Transmission and reception conditions". In addition, "Image resolution" under "B mode" in "Display performance" is an item indicating the distance resolution [μm]/lateral resolution [μm] of the ultrasound image generated under the "Transmission and reception conditions". Similarly, "Scattered component suppression" in "B mode" is an item indicating "A" indicating that there is an effect of suppressing scattered components on the ultrasound image generated under the "Transmission and reception conditions" or "B" indicating that there is no effect.
同じく「表示性能」の「血流検出」は、「送受信条件」で生成された超音波画像上での血流(血球)検出の効果ありの「A」又は効果なしの「B」を示す項目である。同じく「表示性能」の「電気的ノイズ抑圧」は、「送受信条件」で生成された超音波画像上での電気的ノイズの抑圧の効果ありの「A」又は効果なしの「B」を示す項目である。 Similarly, "Blood flow detection" under "Display performance" is an item that indicates whether "A" indicates that blood flow (blood cells) detection is effective on the ultrasound image generated under the "Transmission and reception conditions" or "B" indicates that it is not effective. Similarly, "Electrical noise suppression" under "Display performance" is an item that indicates whether "A" indicates that electrical noise suppression is effective on the ultrasound image generated under the "Transmission and reception conditions" or "B" indicates that it is not effective.
比較例1は、Bモード画像データの生成のみを行うため、「表示性能」の「フレームレート」及び「画像分解能」も高い。しかし、比較例1は、通常のBモード画像では血流検出の効果がなく、血流の観察に適切でない。 Comparative Example 1 only generates B-mode image data, so the "frame rate" and "image resolution" of the "display performance" are also high. However, Comparative Example 1 is not effective for detecting blood flow in normal B-mode images, and is not suitable for observing blood flow.
比較例2は、Bモード画像データ及びカラードプラ画像データの生成を行うため、「血流検出」に効果がある。しかし、比較例2は、「フレームレート」及び「画像分解能」の方位分解能の値が低く、さらに「散乱成分抑圧」の効果がない。このため、比較例2は、フレームレートを高くする場合の血流の観察や、分解能を高くする場合の血流の観察に適切でない。 Comparative Example 2 is effective for "blood flow detection" because it generates B-mode image data and color Doppler image data. However, Comparative Example 2 has low lateral resolution values for "frame rate" and "image resolution," and further has no "scattered component suppression" effect. For this reason, Comparative Example 2 is not suitable for observing blood flow when the frame rate is increased or when the resolution is increased.
比較例3は、散乱成分を抑圧したBモード画像データの生成を行うため、比較例1と同様の「フレームレート」及び「画像分解能」の値が得られ、「散乱成分抑圧」も効果がある。このため、比較例3は、散乱成分抑制をするBモード画像の観察には適切であるが、変動散乱体(血球)の散乱成分も抑制されるので、血流の観察に適切でない。なお、比較例1~3は、電気的ノイズ抑制の効果はない。 Comparative Example 3 generates B-mode image data with the scattered components suppressed, so the same "frame rate" and "image resolution" values as Comparative Example 1 are obtained, and the "scattered component suppression" is also effective. Therefore, Comparative Example 3 is appropriate for observing B-mode images that suppress scattered components, but is not appropriate for observing blood flow, because the scattered components of variable scatterers (blood cells) are also suppressed. Note that Comparative Examples 1 to 3 do not have the effect of suppressing electrical noise.
実施例1は、散乱成分を抑圧した相関演算画像と固定散乱体(血球)の散乱成分とのBモード画像データとしての重畳画像データを生成する。このため、実施例1は、比較例1と同様の「フレームレート」及び「画像分解能」の値が得られ、「散乱成分抑圧」、「血流検出」にも効果があり、散乱成分を抑制する場合のBモード画像における血流の観察に適切である。ただし、「電気的ノイズ抑圧」には効果がない。 Example 1 generates superimposed image data as B-mode image data of a correlation calculation image in which the scattered components are suppressed and the scattered components of fixed scatterers (blood cells). Therefore, Example 1 obtains the same "frame rate" and "image resolution" values as Comparative Example 1, is effective in "scattered component suppression" and "blood flow detection," and is suitable for observing blood flow in B-mode images when the scattered components are suppressed. However, it is not effective in "electrical noise suppression."
実施例2は、実施例1と同様の「表示性能」の効果が得られ、さらに、「電気的ノイズ抑圧」にも効果がある。 The second embodiment provides the same "display performance" effect as the first embodiment, and is also effective in "electrical noise suppression."
以上、本実施の形態によれば、超音波診断装置100Aは、被検体に超音波を送受信する超音波探触子2から得た受信信号に基づいて、音線信号を生成する音線信号生成部14Aと、音線信号から、複数の異なる帯域を通過するフィルタリングを行って第1~第n画像化信号を生成する画像化信号抽出部15a1~15anと、第1~第n画像化信号を相互演算して相互演算画像化信号を生成する画像化信号演算部15bと、音線信号から生成される通常画像化信号から相互演算画像化信号を減算して第1差分画像化信号を生成し、第1差分画像化信号の時間方向のフレーム相関を演算し、フレーム相関が低い低相関部を判定する画像信号解析部15cと、を備える。
As described above, according to this embodiment, the ultrasound
このため、散乱体の散乱成分が抽出された第1差分画像化信号を生成でき、第1差分画像化信号のうちの血球(血流)などの変動散乱体に対応する低相関部を判定できる。また、判定した低相関部を描出する超音波画像(第2差分画像化信号)を生成することにより、血球などの変動散乱体を描出できる。また、カラードプラモードの超音波送受信や、Bフロー画像用の複数回の超音波送受信を行わない。これにより、低相関部を描出する超音波画像(重畳画像データ)表示のフレームレートの低下を防ぐことができる。また、第1差分画像化信号から低相関部を除去した第1差分画像化信号を減算することにより、第1差分画像化信号から固定組織などの固定散乱体の散乱成分を抑圧できる。特に、超音波ガイド下での穿刺針3を用いた穿刺手技の場合に、血流の流速情報は必要ない。この場合、流速情報を表示せず重畳画像を表示することにより、カラードプラモードでのフレームレートの低下もなく、血管(血球)をユーザーが認識できることは臨床上有用である。
Therefore, a first differential imaging signal in which the scattering components of the scatterers are extracted can be generated, and a low correlation portion of the first differential imaging signal corresponding to a variable scatterer such as blood cells (blood flow) can be determined. In addition, by generating an ultrasound image (second differential imaging signal) that depicts the determined low correlation portion, variable scatterers such as blood cells can be depicted. In addition, ultrasonic transmission and reception in color Doppler mode and multiple ultrasonic transmission and reception for B-flow images are not performed. This makes it possible to prevent a decrease in the frame rate of the display of an ultrasound image (superimposed image data) depicting a low correlation portion. In addition, by subtracting the first differential imaging signal from which the low correlation portion has been removed from the first differential imaging signal, the scattering components of fixed scatterers such as fixed tissue can be suppressed from the first differential imaging signal. In particular, in the case of a puncture procedure using a
また、画像信号解析部15cは、複数のフレームの第1差分画像化信号からフレーム相関を演算する。このため、あらかじめ閾値を決定することなく、フレーム相関を容易に演算できる。
The image
また、画像信号解析部15cは、機械学習で決定された閾値を用いて第1差分画像化信号からフレーム相関を演算する構成とすることもできる。このため、フレーム相関を容易に演算できる。
The image
また、音線信号生成部14Aは、超音波無送信時の電気的ノイズ音線信号を生成し、第1音線信号から電気的ノイズ音線信号を減算する。このため、フレーム相関の低相関部から電気的ノイズの成分を除去でき、変動散乱体のみに対応する低相関部を正確に判定できる。
The sound ray
また、画像信号解析部15cは、低相関部を除去した第1差分画像化信号を、第1差分画像化信号から減算して第2差分画像化信号を生成する。このため、第2差分画像化信号により、変動散乱体の散乱成分を描出できるとともに、固定散乱体の散乱成分を抑圧できる。
The image
また、超音波診断装置100Aは、第2差分画像データに識別情報の付加として所定色で着色し、着色した第2差分画像データを相互演算画像データに重畳して重畳画像データを生成する。このため、重畳画像データの着色した第2差分画像部分により、変動散乱体の散乱成分を明確に識別できその視認性を上げることができる。これとともに、相互演算画像により、変動散乱体の散乱成分以外の部分の散乱成分を抑圧できる。よって、組織内の散乱体の多い被検体でも組織(反射体)を高分解能で描出でき、音響散乱ノイズを抑圧できる。
The ultrasound
また、超音波診断装置100Aは、相互演算を行っていない通常画像データに基づく通常画像と、重畳画像データに基づく重畳画像とを、表示部18に同時かつ並列に表示する表示画像処理部17aを備える。このため、ユーザーが、通常画像と重畳画像とを容易に比較して視認でき、診断に用いることができる。
The ultrasound
また、画像化信号演算部15bは、相互演算として、第1~第n画像化信号を乗算する。このため、乗算により複雑な画像処理を用いず処理負荷を軽減しつつ、組織(反射体)を高分解能で描出でき、散乱音響ノイズを抑圧できる。
The imaging
また、画像化信号演算部15bは、相互演算した第1~第n画像化信号に、第1~第n画像化信号の当該nに応じたnのべき乗根演算処理を施す。このため、nのべき乗根演算処理による階調整復処理により、比較的簡便に、適正な階調整復処理を行うことができ、乗算のみにより高輝度部のみが強調されて組織視認性の劣化した超音波画像になることを防ぐことができる。
The imaging
また、画像化信号演算部15bは、相互演算した第1~第n画像化信号に、LUT変換処理を施す。このため、LUT変換処理による階調整復処理により、逐次演算を防いで、適正な階調整復処理を行うことができ、乗算のみにより高輝度部のみが強調されて組織視認性の劣化した超音波画像になることを防ぐことができる。
The imaging
また、超音波探触子2は、-20dB周波数比帯域が100%以上である。仮に、超音波探触子2の-20dB周波数比帯域を小さくすると、画像化条件(周波数帯域)が異なる複数の超音波画像において、輝度が高い部分と輝度が低い部分との差が得られにくくなる。このため、相互演算画像の高分解能と散乱音響ノイズ抑制による組織認識性との効果を高めることができる。
In addition, the
また、超音波診断装置100Aは、周波数の異なる複数の基本波を含む駆動信号を生成して超音波探触子2に出力する送信部12を備える。音線信号生成部14Aは、複数の基本波の高調波成分を有する音線信号を生成する。このため、相互演算画像の分解能をより高めることができる。
The ultrasound
また、画像化信号演算部15bは、例えばLUTを用いて、相互演算を行う前の画像化信号の輝度値の一定値以下を0とする。このため、相互演算画像の低相関信号部(散乱成分)の抑圧を高めることができ、高相関信号部(反射成分)を視認しやすくできる。
The imaging
(第2の実施の形態)
図12及び図13を参照して、本発明に係る第2の実施の形態を説明する。図12は、本実施の形態の超音波診断装置100Bの機能構成を示すブロック図である。図13は、第2の超音波画像表示処理を示すフローチャートである。
Second Embodiment
A second embodiment of the present invention will be described with reference to Fig. 12 and Fig. 13. Fig. 12 is a block diagram showing the functional configuration of an ultrasound
まず、図12を参照して、本実施の形態の装置構成を説明する。図12に示すように、本実施の形態の装置構成として、超音波診断装置100Bを用いる。ここで、超音波診断装置100Bのうち、上記第1の実施の形態の超音波診断装置100Aと同様の部分には、同じ符号を付して、その説明を省略し、異なる部分を主として説明するものとする。
First, the device configuration of this embodiment will be described with reference to FIG. 12. As shown in FIG. 12, an ultrasound
超音波診断装置100Bは、超音波診断装置本体1Bと、超音波探触子2と、を備える。超音波診断装置本体1Bは、操作入力部11と、送信部12と、受信部13と、音線信号生成部14Aと、信号処理部15Bと、DSC16と、画像処理部17Bと、表示部18と、制御部19Bと、を備える。
The ultrasound
信号処理部15Bは、画像化信号抽出部15a1,15a2~15anを有する。DSC16は、制御部19Bの制御に従って、画像化信号抽出部15a1~15anから入力された第1~第n画像化信号から、第1~第n画像データを生成する。特に、第1画像化信号(通常画像化信号)から、第1画像データ(通常画像データ)が生成される。
The
画像処理部17Bは、DSC16から入力された画像データを処理する回路である。画像処理部17Bは、演算部としての画像演算部17bと、解析部としての画像解析部17cと、処理部、表示制御部としての表示画像処理部17dと、メモリー17eと、を有する。
The
画像演算部17bは、制御部19Bの制御に従って、DSC16から入力された第1~第n画像データに相互演算としての乗算を行って相互演算画像データを生成する。また、画像演算部17bは、制御部19Bの制御に従って、生成した相互演算画像データに、階調整復処理を行う。
The
画像解析部17cは、制御部19Bの制御に従って、画像演算部17bにより演算された相互演算画像データを解析する。この解析としては、第1差分画像データを生成する処理と、フレーム相関の低相関部を判定して除去する処理と、第2差分画像データを生成する処理と、を含む。第1差分画像データを生成する処理は、第1画像データから相互演算画像データを減算して第1差分画像データを生成する処理である。フレーム相関の低相関部を判定して除去する処理は、所定フレーム数の第1差分画像データのフレーム相関を演算し、第1差分画像データから低相関部を判定して除去する処理である。第2差分画像データを生成する処理は、第1差分画像データから、低相関部を除去した第1差分画像データを減算して第2差分画像データを生成する処理である。
The
表示画像処理部17dは、制御部19Bの制御に従って、第2差分画像データに着色する処理と、重畳画像データを生成する処理と、画像データを表示する処理と、を行う。第2差分画像データに着色する処理は、画像解析部17cで生成された2差分画像データの画像に所定色で着色する処理である。重畳画像データを生成する処理は、相互演算画像データに、着色後の第2差分画像データを重畳して重畳画像データを生成する処理である。画像データを表示する処理は、第1画像データ(通常画像データ)の通常画像と重畳画像データの重畳画像とを表示部18に並列表示、又は重畳画像を表示する処理である。
The display
メモリー17eは、画像解析部17cで生成された第1差分画像データを少なくとも所定フレーム数分記憶する揮発性のメモリーである。
制御部19Bは、第1の実施の形態の制御部19Aと同様の構成を有し、超音波診断装置100Bの各部の動作を集中制御する。制御部19BのROMには、第1の超音波画像表示プログラムに代えて、後述する第2の超音波画像表示処理を実行するための第2の超音波画像表示プログラムが記憶されているものとする。
The
つぎに、図13を参照して、超音波診断装置100Bの動作を説明する。具体的には、図13を参照して、超音波診断装置100Bで実行される第2の超音波画像表示処理を説明する。第2の超音波画像表示処理は、画像化条件が異なる複数の超音波画像の画像データから相互演算画像データなどを生成して、血流を描出した相互演算画像を表示する処理である。
Next, the operation of ultrasound
超音波診断装置100Bにおいて、あらかじめ、制御部19Bは、操作入力部11を介して、ユーザーからの超音波画像表示のための各種設定情報の入力を受け付ける。制御部19Bは、入力された設定情報を制御部19BのRAM又は記憶部(図示略)に記憶しておくものとする。入力される設定情報は、相互演算画像(相互演算画像データ)に施す階調整復処理の内容情報と、超音波画像から電気的ノイズを除去するか否かの設定情報と、通常画像及び重畳画像を並列表示するか否かの設定情報と、を含む。なお、ここでは、電気的ノイズを除去する設定情報が上記RAM又は記憶部に記憶され、電気的ノイズを除去する第2の超音波画像表示処理を説明するものとする。しかし、第2の超音波画像表示処理において、電気的ノイズ除去が必要でない場合に、電気的ノイズ除去に関するステップを実行しないこととしてもよい。
In the ultrasound
超音波診断装置100Bにおいて、制御部19Bは、ROMに記憶された第2の超音波画像表示プログラムに従い、第2の超音波画像表示処理を実行する。第2の超音波画像表示処理の実行は、例えば、操作入力部11を介して、ユーザーから第2の超音波画像表示処理の実行指示が入力されたことをトリガーとする。
In the ultrasound
図13に示すように、ステップS41~S51は、図9の第1の超音波画像表示処理のステップS11~S21と同様である。そして、制御部19Bは、DSC16に、ステップS49~S51で生成された第1~第n画像化信号から第1~第n画像データを生成させる(ステップS52)。ステップS52では、さらに、制御部19Bは、画像演算部17bに、生成された第1~第n画像データを相互演算して、相互演算画像データを生成させる。ここでの相互演算は、第1~第n画像データの乗算(画像データの画像の同一位置の各画素の輝度値の乗算)であるものとする。
As shown in FIG. 13, steps S41 to S51 are similar to steps S11 to S21 of the first ultrasound image display process in FIG. 9. Then, the
そして、制御部19Bは、RAM又は記憶部(図示略)に記憶された設定情報を参照して、画像演算部17bに、ステップS52で生成された相互演算画像データに、設定情報に対応する階調整復処理を施させる(ステップS53)。
Then, the
そして、制御部19Bは、画像解析部17cに、ステップS49で生成された第1画像データからステップS53で生成された相互演算画像データを減算させる(ステップS54)。当該減算により、散乱成分が抽出された第1差分画像データが生成される。ステップS54では、さらに、制御部19Bは、画像信号解析部15cに、生成した第1差分画像データをメモリー17eに記憶させる。メモリー17eには、少なくとも直前の所定フレーム数の第1差分画像データがFIFOで記憶される。
Then, the
そして、制御部19Bは、画像解析部17cに、メモリー17eから読み出された所定フレーム数の第1差分画像データのフレーム相関を演算させる(ステップS55)。所定フレーム数の第1差分画像データは、直前のステップS54で生成された新たな第1差分画像データを含む。ステップS55では、さらに、制御部19Aは、画像解析部17cに、第1差分画像データからフレーム相関の低相関部を判定させ除去させる。
Then, the
そして、制御部19Bは、画像解析部17cに、第1差分画像データからステップS55で生成された低相関部除去後の第1差分画像データを減算させる(ステップS56)。当該減算により、固定散乱体の散乱成分が抑圧され変動散乱体の散乱成分が抽出された第2差分画像データが生成される。
Then, the
ステップS57~S61は、図9のステップS28~S32と同様である。 Steps S57 to S61 are similar to steps S28 to S32 in Figure 9.
以上、本実施の形態によれば、第1の実施の形態において、画像化信号が画像データである。つまり、超音波診断装置100Bは、被検体に超音波を送受信する超音波探触子2から得た受信信号に基づいて、音線信号を生成する音線信号生成部14Aと、音線信号から、複数の異なる帯域を通過するフィルタリングを行って第1~第n画像データを生成する画像化信号抽出部15a1~15an及びDSC16と、第1~第n画像データを相互演算して相互演算画像データを生成する画像演算部17bと、音線信号から生成される通常画像データから相互演算画像データを減算して第1差分画像データを生成し、第1差分画像データの時間方向のフレーム相関を演算し、フレーム相関が低い低相関部を判定する画像解析部17cと、を備える。
As described above, according to this embodiment, the imaging signal in the first embodiment is image data. In other words, the ultrasound
このため、第1の実施の形態と同様に、第1差分画像データのうちの血球(血流)などの変動散乱体に対応する低相関部を判定できる。また、判定した低相関部を描出する超音波画像(第2画像データ)を生成することにより、血球などの変動散乱体を描出できる。また、低相関部を描出する超音波画像(重畳画像データ)表示のフレームレートの低下を防ぐことができる。また、第1差分画像データから低相関部を除去した第1差分画像データを減算することにより、第1差分画像データから固定組織などの固定散乱体の散乱成分を抑圧できる。 Therefore, as in the first embodiment, it is possible to determine low correlation parts of the first difference image data that correspond to variable scatterers such as blood cells (blood flow). In addition, by generating an ultrasound image (second image data) that depicts the determined low correlation parts, variable scatterers such as blood cells can be depicted. In addition, it is possible to prevent a decrease in the frame rate of the display of the ultrasound image (superimposed image data) depicting the low correlation parts. In addition, by subtracting the first difference image data from which the low correlation parts have been removed from the first difference image data, it is possible to suppress the scattering components of fixed scatterers such as fixed tissue from the first difference image data.
(第3の実施の形態)
図14~図16を参照して、本発明に係る第3の実施の形態を説明する。図14は、本実施の形態の超音波診断装置100Cの機能構成を示すブロック図である。図15は、第3の超音波画像表示処理を示すフローチャートである。図16は、第4の超音波画像表示処理を示すフローチャートである。
Third Embodiment
A third embodiment of the present invention will be described with reference to Fig. 14 to Fig. 16. Fig. 14 is a block diagram showing the functional configuration of an ultrasound
まず、図14を参照して、本実施の形態の装置構成を説明する。図14に示すように、本実施の形態の装置構成として、超音波診断装置100Cを用いる。ここで、超音波診断装置100Cのうち、上記第1の実施の形態の超音波診断装置100Aと同様の部分には、同じ符号を付して、その説明を省略し、異なる部分を主として説明するものとする。
First, the device configuration of this embodiment will be described with reference to FIG. 14. As shown in FIG. 14, an ultrasound
超音波診断装置100Cは、超音波診断装置本体1Cと、超音波探触子2と、を備える。超音波診断装置本体1Cは、操作入力部11と、送信部12と、受信部13と、音線信号生成部14Cと、信号処理部15Cと、DSC16と、画像処理部17Aと、表示部18と、制御部19Cと、を備える。
The ultrasound
受信部13は、制御部19Cの制御に従って、超音波探触子2から第1~第N(N:2以上の自然数)整相加算条件に対応する電気信号の受信信号を受信する。第1~第N整相加算条件とは、受信信号の整相加算に関する条件であって、超音波探触子2の振動子2aの受信チャンネル数に対応する受信開口数(受信開口幅)、設定音速、アポダイゼーションなどの条件である。送信部12が生成する駆動信号は、第1~第N整相加算条件に対応する駆動信号となる。
The
音線信号生成部14Cは、音線信号生成部14d1~14dNと、ノイズ除去部14aと、メモリー14bと、高調波成分抽出部14cと、を有する。音線信号生成部14d1~14dNは、それぞれ、増幅器、A/D変換回路、整相加算回路を有する。音線信号生成部14d1~14dNは、それぞれ、制御部19Cの制御に従って、受信部13で受信された受信信号から増幅、A/D変換、整相加算を行う。当該整相加算などにより、第1~第N音線信号(第1~第N音線データ)が生成される。第1~第N音線信号は、それぞれ、第1~第N整相加算条件に従って生成される。例えば、第1整相加算条件が全開口の受信開口数である場合に、音線信号生成部14d1は、第1整相加算条件に従って、受信信号から第1音線信号(全受信の受信開口数に対応する通常画像用の通常画像音線信号)を生成する。なお、音線信号生成部14d1は、通常の整相加算条件に従って、通常画像音線信号を生成する構成としてもよい。
The sound ray
また、音線信号生成部14d1~14dNは、それぞれ、超音波無送信の場合に、第1~第N整相加算条件に従って、受信部13から入力される受信信号に整相加算などを行う。当該整相加算などにより、所定フレーム周期ごとに、第1~第N整相加算条件での電気的ノイズを示す第1~第N電気的ノイズ音線信号が生成される。また、音線信号生成部14d1~14dNは、それぞれ、生成した第1~第N電気的ノイズ音線信号をメモリー14bに記憶して更新する。
In addition, when no ultrasonic waves are transmitted, the sound ray signal generating units 14d1 to 14dN each perform phasing addition and the like on the received signal input from the receiving
ノイズ除去部14aは、それぞれ、制御部19Bの制御に従って、超音波送信時の第1~第N音線信号から、超音波無送信時の第1~第N電気的ノイズ音線信号を除去する。第1~第N電気的ノイズ音線信号は、メモリー14bから読み出される。例えば、ノイズ除去部14aは、第1音線信号から、第1電気的ノイズ音線信号を除去する。メモリー14bは、第1~第N電気的ノイズ音線信号を記憶する。
The
高調波成分抽出部14cは、制御部19Bの制御に従って、第1~第N電気的ノイズ音線信号がそれぞれ除去された第1~第N音線信号から高調波成分を抽出する。つまり、ノイズ除去部14aにより第1~第N電気的ノイズ音線信号がそれぞれ除去された第1~第N音線信号にパルスインバージョン法が実施されて高調波成分が抽出される。
The harmonic
信号処理部15Cは、画像化信号抽出部15a1~15anと、画像化信号演算部15bと、画像信号解析部15cと、メモリー15dと、を有する。画像化信号抽出部15a1は、後述する第4の超音波画像表示処理において、高調波成分抽出後の第1~第N音線信号に、第1帯域通過フィルターを通過させる。当該通過により、高調波成分抽出部14cから入力された高調波成分抽出後の第1~第N音線信号から、第1-1~第N-1画像化信号が抽出される。第1-1画像化信号は、通常画像化信号となる。同様に、画像化信号抽出部15a2~15anは、後述する第4の超音波画像表示処理において、高調波成分抽出後の第1~第N音線信号から、それぞれ、第1-2~第N-2画像化信号、…、第1-n~第N-n画像化信号を抽出する。
The
画像化信号演算部15bは、後述する第4の超音波画像表示処理において、制御部19Cの制御に従って、第1-1~第N-n画像化信号に相互演算を行う。当該相互演算により、画像化信号抽出部15a1~15anにより生成された第1-1~第N-n画像化信号から、相互演算画像化信号が生成される。なお、画像化信号演算部15bは、後述する第3の超音波画像表示処理において、高調波成分抽出部14cから入力された高調波成分抽出後の第1~第N音線信号に相互演算を行う。当該相互演算により、高調波成分抽出後の第1~第N画像化信号から、相互演算画像化信号が生成される。また、画像化信号演算部15bは、制御部19Cの制御に従って、生成した相互演算画像化信号に、階調整復処理を行う。
The imaging
画像信号解析部15cは、制御部19Cの制御に従って、画像化信号演算部15bにより演算された相互演算画像化信号を解析する。当該解析により、第1差分画像化信号、第2画像差分化信号が生成される。
The image
制御部19Cは、第1の実施の形態の制御部19Aと同様の構成を有し、超音波診断装置100Cの各部を制御する。制御部19CのROMには、第1の超音波画像表示プログラムに代えて、後述する第3の超音波画像表示処理を実行するための第3の超音波画像表示プログラムと、後述する第4の超音波画像表示処理を実行するための第4の超音波画像表示プログラムと、が記憶されているものとする。
The
つぎに、図15、図16を参照して、超音波診断装置100Cの動作を説明する。まず、図15を参照して、超音波診断装置100Cで実行される第3の超音波画像表示処理を説明する。第3の超音波画像表示処理は、整合加算条件が異なる複数の超音波画像の画像化信号から相互演算画像化信号などを生成して、血流を描出した相互演算画像を表示する処理である。
Next, the operation of the ultrasound
超音波診断装置100Cにおいて、あらかじめ、制御部19Cは、操作入力部11を介して、ユーザーからの超音波画像表示のための各種設定情報の入力を受け付ける。制御部19Cは、入力された設定情報を制御部19CのRAM又は記憶部(図示略)に記憶しておくものとする。入力される設定情報は、相互演算画像(相互演算画像化信号)に施す階調整復処理の内容情報と、超音波画像から電気的ノイズを除去するか否かの設定情報と、通常画像及び重畳画像を並列表示するか否かの設定情報と、を含む。なお、ここでは、電気的ノイズを除去する設定情報が上記RAM又は記憶部に記憶され、電気的ノイズを除去する第3の超音波画像表示処理を説明するものとする。しかし、第3の超音波画像表示処理において、電気的ノイズ除去が必要でない場合に、電気的ノイズ除去に関するステップを実行しないこととしてもよい。
In the ultrasound
超音波診断装置100Cにおいて、制御部19Cは、ROMに記憶された第3の超音波画像表示プログラムに従い、第3の超音波画像表示処理を実行する。第3の超音波画像表示処理の実行は、例えば、操作入力部11を介して、ユーザーから第3の超音波画像表示処理の実行指示が入力されたことをトリガーとする。
In the ultrasound
図15に示すように、ステップS71は、図9の第1の超音波画像表示処理のステップS11と同様である。所定フレーム周期である場合(ステップS71;YES)、制御部19Cは、受信部13に受信信号を生成させる(ステップS72)。ステップS72では、さらに、制御部19Cは、音線信号生成部14d1~14dNに、第1~第N整相加算条件で、生成された受信信号に増幅、A/D変換、整相加算を施させる。当該整相加算などにより、第1~第N電気的ノイズ音線信号が生成される。ステップS72では、超音波送信を行わない。
As shown in FIG. 15, step S71 is the same as step S11 of the first ultrasound image display process in FIG. 9. If it is a predetermined frame period (step S71; YES), the
そして、制御部19Cは、ステップS72で生成された第1~第N電気的ノイズ音線信号をメモリー14bに記憶(更新)させる(ステップS73)。ステップS74,S75は、図9のステップS14,S15と同様である。
Then, the
そして、制御部19Cは、受信部13に、ステップS75で送信された超音波が被検体で反射及び散乱された反射超音波を受信させて受信信号を生成させる(ステップS76)。
Then, the
そして、制御部19Cは、音線信号生成部14d1に、第1整相加算条件で、ステップS76で生成された受信信号から、第1音線信号を生成させる(ステップS77)。第1音線信号は、3つの基本波成分及び高調波成分が含まれる。そして、制御部19Cは、ノイズ除去部14aに、ステップS77で生成された第1音線信号から、メモリー14bに記憶された第1電気的ノイズ音線信号を除去させる(ステップS78)。
Then, the
そして、制御部19Cは、高調波成分抽出部14cに、ステップS78で生成された第1音線信号からパルスインバージョン方式で高調波成分を抽出させる(ステップS79)。そして、制御部19Cは、信号処理部15Cに、ステップS79で生成された高調波成分を抽出した第1音線信号を第1画像化信号として生成させる(ステップS80)。
Then, the
また、ステップS77~S80と並行して、制御部19Cは、音線信号生成部14d2に、ステップS76で生成された受信信号から、第2音線信号を生成させる(ステップS81)。第2音線信号は、第2整相加算条件に基づいて生成される。そして、制御部19Cは、ノイズ除去部14aに、ステップS71で生成された第2音線信号から、メモリー14bに記憶された第2電気的ノイズ音線信号を除去させる(ステップS82)。
In parallel with steps S77 to S80, the
そして、制御部19Cは、高調波成分抽出部14cに、ステップS81で生成された第2音線信号から、パルスインバージョン方式で高調波成分を抽出させる(ステップS83)。そして、制御部19Cは、信号処理部15Cに、ステップS83で生成された第2音線信号を第2画像化信号として生成させる(ステップS84)。
Then, the
同様にして、制御部19Cは、音線信号生成部14d3~14d(N-1)、ノイズ除去部14a、高調波成分抽出部14c、信号処理部15Cに、第3~第(N-1)画像化信号を生成させる。また、ステップS77~S80と並行して、制御部19Cは、音線信号生成部14dNに、ステップS76で生成された受信信号から、第N音線信号を生成させる(ステップS85)。第N音線信号は、第N整相加算条件に基づいて生成される。そして、制御部19Cは、ノイズ除去部14aに、ステップS75で生成された第N音線信号から、メモリー14bに記憶された第N電気的ノイズ音線信号を除去させる(ステップS86)。
Similarly, the
そして、制御部19Cは、高調波成分抽出部14cに、ステップS86で生成された第N音線信号から、パルスインバージョン方式で高調波成分を抽出させる(ステップS87)。そして、制御部19Cは、信号処理部15Cに、ステップS87で生成された第N音線信号を第N画像化信号として生成させる(ステップS88)。
Then, the
そして、制御部19Cは、画像化信号演算部15bに、ステップS80,S84,S88などで生成された第1~第N画像化信号を相互演算させる(ステップS89)。ステップS89により、相互演算画像化信号が生成される。ここでの相互演算は、第1~第N画像化信号の乗算であるものとする。ステップS90~S99は、図9のステップS23~S32と同様である。
Then, the
ついで、図16を参照して、超音波診断装置100Cで実行される第4の超音波画像表示処理を説明する。第4の超音波画像表示処理は、画像化条件及び整相加算条件が異なる複数の超音波画像の画像化信号から相互演算画像化信号を生成して、血流を描出した相互演算画像を表示する処理である。
Next, the fourth ultrasound image display process executed by the ultrasound
超音波診断装置100Cにおいて、あらかじめ、制御部19Cは、操作入力部11を介して、医師、技師などのユーザーからの超音波画像表示のための各種設定情報の入力を受け付けるものとする。入力された設定情報は、制御部19CのRAM又は記憶部(図示略)に記憶されるものとする。入力される設定情報は、相互演算画像(相互演算画像化信号)に施す階調整復処理の内容情報と、超音波画像から電気的ノイズを除去するか否かの設定情報と、通常画像及び重畳画像を並列表示するか否かの設定情報と、を含む。なお、ここでは、電気的ノイズを除去する設定情報が上記RAM又は記憶部に記憶され、電気的ノイズを除去する第4の超音波画像表示処理を説明するものとする。しかし、第4の超音波画像表示処理において、電気的ノイズ除去が必要でない場合に、電気的ノイズ除去に関するステップを実行しないこととしてもよい。
In the ultrasound
超音波診断装置100Cにおいて、制御部19Cは、ROMに記憶された第4の超音波画像表示プログラムに従い、第4の超音波画像表示処理を実行する。第4の超音波画像表示処理の実行は、例えば、操作入力部11を介して、ユーザーから第4の超音波画像表示処理の実行指示が入力されたことをトリガーとする。
In the ultrasound
図16に示すように、ステップS101~S109は、図15の第3の超音波画像表示処理のステップS71~S79と同様である。そして、制御部19Cは、画像化信号抽出部15a1に、ステップS109で生成された第1音線信号から、第1-1画像化信号(通常画像化信号)を生成させる(ステップS110)。ステップS110では、画像化信号抽出部15a1により、第1音線信号が、第1画像化条件としての所定の周波数帯域(フルバンド)を通過させる第1帯域通過フィルターを通過される。
As shown in FIG. 16, steps S101 to S109 are similar to steps S71 to S79 of the third ultrasound image display process in FIG. 15. The
同様にして、ステップS110と並行して、制御部19Cは、画像化信号抽出部15a2~15a(n-1)に、第1-2~第1-(n-1)画像化信号を生成させる。また、ステップS110と並行して、制御部19Cは、画像化信号抽出部15anに、ステップS109で生成された第1音線信号から、第1-n画像化信号を生成させる(ステップS111)。ステップS111では、画像化信号抽出部15anにより、第1音線信号が、第n画像化条件としての所定の周波数帯域を通過させる第n帯域通過フィルターを通過される。
Similarly, in parallel with step S110, the
同様にして、ステップS107~S111と並行して、制御部19Cは、音線信号生成部14d2~14d(N-1)、ノイズ除去部14a、高調波成分抽出部14c、画像化信号抽出部15a1~15anに、第2-1~第2-n画像化信号~第(N-1)-1~第(N-1)-n画像化信号を生成させる。
Similarly, in parallel with steps S107 to S111, the
ステップS112~S114は、図15のステップS85~S87と同様である。そして、制御部19Cは、画像化信号抽出部15a1に、ステップS114で生成された第N音線信号から、第N-1画像化信号を生成させる(ステップS115)。ステップS115では、画像化信号抽出部15a1により、音線信号が、第1画像化条件としての所定の周波数帯域(フルバンド)を通過させる第1帯域通過フィルターを通過される。同様にして、ステップS115と並行して、制御部19Cは、画像化信号抽出部15a2~15a(n-1)に、第N-2~第N-(n-1)画像化信号を生成させる。また、ステップS115と並行して、制御部19Cは、画像化信号抽出部15anに、ステップS114で生成された第N音線信号から、第N-n画像化信号を生成させる(ステップS116)。ステップS116では、画像化信号抽出部15anにより、第N音線信号が、第n画像化条件としての所定の周波数帯域を通過させる第n帯域通過フィルターを通過される。
Steps S112 to S114 are the same as steps S85 to S87 in FIG. 15. Then, the
そして、制御部19Cは、画像化信号演算部15bに、ステップS110~S111~S115~S116で生成された第1-1~第N-n画像化信号を相互演算する(ステップS117)。ステップS117により、相互演算画像化信号が生成される。ここでの相互演算は、第1-1~第N-n画像化信号の乗算であるものとする。ステップS118~S127は、図15のステップS90~S99と同様である。
Then, the
以上、本実施の形態によれば、超音波診断装置100Cは、被検体に超音波を送受信する超音波探触子2から得た受信信号に、複数の異なる整相加算条件の整相加算を行って第1~第N音線信号を生成する音線信号生成部14Cと、第1~第N音線信号に基づく第1~第N画像化信号を相互演算して相互演算画像化信号を生成する画像化信号演算部15bと、音線信号から生成される通常画像化信号から相互演算画像化信号を減算して第1差分画像化信号を生成し、第1差分画像化信号の時間方向のフレーム相関を演算し、当該フレーム相関が低い低相関部を判定する画像信号解析部15cと、を備える。
As described above, according to this embodiment, the ultrasound
また、超音波診断装置100Cは、第1~第N音線信号に、複数の異なる帯域を通過するフィルタリングを行って第1-1~第N-n画像化信号を生成する画像化信号抽出部15a1~15anを備える。画像化信号演算部15bは、第1~第N音線信号に基づく第1-1~第N-nの画像化信号を相互演算して相互演算画像化信号を生成する。
The ultrasound
このため、第1の実施の形態と同様に、第1差分画像化信号のうちの血球(血流)などの変動散乱体に対応する低相関部を判定できる。また、判定した低相関部を描出する超音波画像(第2差分画像化信号)を生成することにより、血球などの変動散乱体を描出できる。また、低相関部を描出する超音波画像(重畳画像データ)表示のフレームレートの低下を防ぐことができる。また、第1差分画像化信号から低相関部を除去した第1差分画像化信号を減算することにより、第1差分画像化信号から固定組織などの固定散乱体の散乱成分を抑圧できる。 Therefore, as in the first embodiment, it is possible to determine low correlation parts of the first differential imaging signal that correspond to variable scatterers such as blood cells (blood flow). Furthermore, by generating an ultrasound image (second differential imaging signal) that depicts the determined low correlation parts, variable scatterers such as blood cells can be depicted. Furthermore, it is possible to prevent a decrease in the frame rate of the display of the ultrasound image (superimposed image data) depicting the low correlation parts. Furthermore, by subtracting the first differential imaging signal from which the low correlation parts have been removed, it is possible to suppress the scattering components of fixed scatterers such as fixed tissue from the first differential imaging signal.
以上の説明では、本発明に係るプログラムのコンピューター読み取り可能な媒体としてROMを使用した例を開示したが、この例に限定されない。その他のコンピューター読み取り可能な媒体として、フラッシュメモリなどの不揮発性メモリー、CD-ROMなどの可搬型記録媒体を適用することが可能である。また、本発明に係るプログラムのデータを通信回線を介して提供する媒体として、キャリアウエーブ(搬送波)も本発明に適用される。 In the above explanation, an example has been disclosed in which a ROM is used as a computer-readable medium for the program according to the present invention, but this is not limiting. As other computer-readable media, non-volatile memory such as a flash memory, and portable recording media such as a CD-ROM can be applied. In addition, carrier waves can also be applied to the present invention as a medium for providing data for the program according to the present invention via a communication line.
なお、上記実施の形態における記述は、本発明に係る好適な超音波診断装置、超音波画像生成方法及びプログラムの一例であり、これに限定されるものではない。例えば、上記第1~第3の実施の形態の少なくとも2つを適宜組み合わせる構成としてもよい。具体例としては、第2及び第3の実施の形態を組合せて、超音波診断装置100Cにおいて、画像処理部17Aが、画像演算部17b、画像解析部17c、表示画像処理部17d、メモリー17eを有する構成とする。制御部19Cは、音線信号生成部14Cに第1~第N画像化信号を生成させ、画像化信号抽出部15a1~15anに、第1-1~第N-n画像化信号を生成させる。そして、制御部19Cは、画像演算部17bに、DSC16を介して得られた第1-1~第N-n画像データを相互演算して、相互演算画像データを生成させる。そして、制御部19Cは、画像解析部17cに、第1差分画像データ、第2差分画像データを生成させ、表示画像処理部17dに、重畳画像データを生成させる。
Note that the description in the above embodiment is an example of a suitable ultrasound diagnostic device, ultrasound image generating method, and program according to the present invention, and is not limited thereto. For example, at least two of the above first to third embodiments may be appropriately combined. As a specific example, the second and third embodiments are combined to configure the ultrasound
また、上記第1~第3の実施の形態において、信号処理部15A,15B,15Cや、画像処理部17A,17Bでの処理は、フレーム単位、音線単位、でもよい。
In addition, in the first to third embodiments described above, the processing in the
また、上記第1~第3の実施の形態において、相互演算は、複数の超音波画像(画像化信号(音線信号)又は画像データ)の乗算により行う構成とした。しかし、この構成に限定されるものではない。例えば、超音波画像の相互演算は、乗算以外の画像輝度の相関性差を利用して演算後輝度値を得る方法でもよい。具体的には、画像形成条件や整相加算条件が異なるm(m:2以上の自然数)個の超音波画像において、各ピクセル座標位置(x,y)における各画像の輝度値(L1,L2,…,Lm)のばらつきを分散値Vとして得る。そして、この分散値Vの逆数を輝度値の平均値LAに乗ずる方法などにより、ばらつきの大きさを反映した相互演算輝度値の相互演算画像(画像化信号、画像データ)を得ることができる。 In the first to third embodiments, the mutual calculation is performed by multiplying a plurality of ultrasound images (imaging signals (sound ray signals) or image data). However, the present invention is not limited to this configuration. For example, the mutual calculation of ultrasound images may be performed by a method other than multiplication, which utilizes the correlation difference in image brightness to obtain a post-calculation brightness value. Specifically, in m (m: a natural number of 2 or more) ultrasound images with different image formation conditions and delay-and-sum conditions, the variation in the brightness values (L1, L2, ..., Lm) of each image at each pixel coordinate position (x, y) is obtained as a variance value V. Then, a mutual calculation image (imaging signal, image data) of the mutual calculation brightness values reflecting the magnitude of the variation can be obtained by a method such as multiplying the average brightness value LA by the reciprocal of this variance value V.
また、上記第1~第3の実施の形態において、超音波診断装置が、パルスインバージョン法用の駆動信号及び音線信号を生成し、高調波イメージングモードを対象とした。しかし、この構成に限定されるものではない。超音波診断装置において、パルスインバージョン法を用いず、いわゆるフィルター法により音線信号から高調波を抽出する高調波イメージングモードを対象としてもよい。また、高調波抽出処理を行わずに基本波イメージングモードを対象とする構成としてもよい。 In the first to third embodiments, the ultrasound diagnostic device generates drive signals and sound ray signals for the pulse inversion method, and targets the harmonic imaging mode. However, this is not limited to the configuration. The ultrasound diagnostic device may target the harmonic imaging mode, which does not use the pulse inversion method, but extracts harmonics from the sound ray signal by a so-called filter method. Also, the configuration may target the fundamental imaging mode without performing harmonic extraction processing.
また、以上の第1~第3の実施の形態における超音波診断装置100A,100B,100Cを構成する各部の細部構成及び細部動作に関して本発明の趣旨を逸脱することのない範囲で適宜変更可能である。
Furthermore, the detailed configurations and detailed operations of the components constituting the ultrasound
100A,100B,100C 超音波診断装置
1A,1B,1C 超音波診断装置本体
11 操作入力部
12 送信部
121 クロック発生回路
122 パルス発生回路
123 時間及び電圧設定部
124 遅延回路
13 受信部
14A,14C,14d1~14dN 音線信号生成部
14a ノイズ除去部
14b メモリー
14c 高調波成分抽出部
15A,15B,15C 信号処理部
15a1~15an 画像化信号抽出部
15b 画像化信号演算部
15c 画像信号解析部
15d メモリー
16 DSC
17A,17B 画像処理部
17a,17d 表示画像処理部
17b 画像演算部
17c 画像解析部
17e メモリー
18 表示部
19A,19B,19C 制御部
2 超音波探触子
21 超音波探触子本体
2a 振動子
22 ケーブル
23 コネクター
3 穿刺針
100A, 100B, 100C Ultrasonic
17A, 17B
Claims (20)
前記音線信号から、複数の異なる帯域を通過するフィルタリングを行って複数の画像化信号を生成する第2生成部と、
前記複数の画像化信号を相互演算して相互演算画像化信号を生成する演算部と、
前記音線信号から生成される通常画像化信号から前記相互演算画像化信号を減算して第1差分画像化信号を生成し、当該第1差分画像化信号の時間方向のフレーム相関を演算し、当該フレーム相関が低い低相関部を判定する解析部と、を備える超音波診断装置。 a first generator that generates a sound ray signal based on a reception signal obtained from an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to and from a subject;
a second generation unit that performs filtering to pass a plurality of different bands from the sound ray signal to generate a plurality of imaging signals;
a calculation unit that performs a mutual calculation on the plurality of imaging signals to generate a mutual calculation imaging signal;
an analysis unit that subtracts the mutual operation imaging signal from a normal imaging signal generated from the sound ray signal to generate a first differential imaging signal, calculates a frame correlation in a time direction of the first differential imaging signal, and determines a low correlation portion where the frame correlation is low.
前記複数の音線信号に基づく複数の画像化信号を相互演算して相互演算画像化信号を生成する演算部と、
前記音線信号から生成される通常画像化信号から前記相互演算画像化信号を減算して第1差分画像化信号を生成し、当該第1差分画像化信号の時間方向のフレーム相関を演算し、当該フレーム相関が低い低相関部を判定する解析部と、を備える超音波診断装置。 A first generation unit that performs delay-and-sum under a plurality of different delay-and-sum conditions on a received signal obtained from an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to a subject to generate a plurality of sound ray signals;
a calculation unit that performs a mutual calculation on a plurality of imaging signals based on the plurality of sound ray signals to generate a mutual calculation imaging signal;
an analysis unit that subtracts the mutual operation imaging signal from a normal imaging signal generated from the sound ray signal to generate a first differential imaging signal, calculates a frame correlation in a time direction of the first differential imaging signal, and determines a low correlation portion where the frame correlation is low.
前記第1生成部は、前記複数の基本波の高調波成分を有する音線信号を生成する請求項1から3のいずれか一項に記載の超音波診断装置。 a transmission unit that generates a drive signal including a plurality of fundamental waves having different frequencies and outputs the drive signal to the ultrasonic probe;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1 , wherein the first generator generates a sound ray signal having harmonic components of the plurality of fundamental waves.
前記音線信号から、複数の異なる帯域を通過するフィルタリングを行って複数の画像化信号を生成する第2工程と、
前記複数の画像化信号を相互演算して相互演算画像化信号を生成する第3工程と、
前記音線信号から生成される通常画像化信号から前記相互演算画像化信号を減算して第1差分画像化信号を生成し、当該第1差分画像化信号の時間方向のフレーム相関を演算し、当該フレーム相関が低い低相関部を判定する第4工程と、を含む超音波画像生成方法。 A first step of generating a sound ray signal based on a received signal obtained from an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to and from a subject;
a second step of filtering the sound ray signals through a plurality of different bands to generate a plurality of imaging signals;
a third step of cross-operating the plurality of imaging signals to generate a cross-operated imaging signal;
and a fourth step of subtracting the mutual operation imaging signal from a normal imaging signal generated from the sound ray signal to generate a first differential imaging signal, calculating a frame correlation in the time direction of the first differential imaging signal, and determining a low correlation portion where the frame correlation is low.
前記複数の音線信号に基づく複数の画像化信号を相互演算して相互演算画像化信号を生成する第2工程と、
前記音線信号から生成される通常画像化信号から前記相互演算画像化信号を減算して第1差分画像化信号を生成し、当該第1差分画像化信号の時間方向のフレーム相関を演算し、当該フレーム相関が低い低相関部を判定する第3工程と、を含む超音波画像生成方法。 A first step of performing delay-and-sum under a plurality of different delay-and-sum conditions on a received signal obtained from an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to a subject to generate a plurality of sound ray signals;
a second step of performing a mutual operation on a plurality of imaging signals based on the plurality of sound ray signals to generate a mutual operation imaging signal;
and a third step of subtracting the mutual operation imaging signal from a normal imaging signal generated from the sound ray signal to generate a first differential imaging signal, calculating a frame correlation in the time direction of the first differential imaging signal, and determining a low correlation portion where the frame correlation is low.
被検体に超音波を送受信する超音波探触子から得た受信信号に基づいて、音線信号を生成する第1生成部、
前記音線信号から、複数の異なる帯域を通過するフィルタリングを行って複数の画像化信号を生成する第2生成部、
前記複数の画像化信号を相互演算して相互演算画像化信号を生成する演算部、
前記音線信号から生成される通常画像化信号から前記相互演算画像化信号を減算して第1差分画像化信号を生成し、当該第1差分画像化信号の時間方向のフレーム相関を演算し、当該フレーム相関が低い低相関部を判定する解析部、
として機能させるためのプログラム。 Computer,
a first generator that generates a sound ray signal based on a reception signal obtained from an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to and from a subject;
a second generation unit that performs filtering to pass a plurality of different bands from the sound ray signals to generate a plurality of imaging signals;
a calculation unit that performs a mutual calculation on the plurality of imaging signals to generate a mutual calculation imaging signal;
an analysis unit that subtracts the mutual operation imaging signal from a normal imaging signal generated from the sound ray signal to generate a first differential imaging signal, calculates a frame correlation in a time direction of the first differential imaging signal, and determines a low correlation portion where the frame correlation is low;
A program to function as a
被検体に超音波を送受信する超音波探触子から得た受信信号に、複数の異なる整相加算条件の整相加算を行って複数の音線信号を生成する第1生成部、
前記複数の音線信号に基づく複数の画像化信号を相互演算して相互演算画像化信号を生成する演算部、
前記音線信号から生成される通常画像化信号から前記相互演算画像化信号を減算して第1差分画像化信号を生成し、当該第1差分画像化信号の時間方向のフレーム相関を演算し、当該フレーム相関が低い低相関部を判定する解析部、
として機能させるためのプログラム。 Computer,
a first generation unit that performs delay-and-sum under a plurality of different delay-and-sum conditions on a reception signal obtained from an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to a subject, thereby generating a plurality of sound ray signals;
a calculation unit that performs a mutual calculation on a plurality of imaging signals based on the plurality of sound ray signals to generate a mutual calculation imaging signal;
an analysis unit that subtracts the mutual operation imaging signal from a normal imaging signal generated from the sound ray signal to generate a first differential imaging signal, calculates a frame correlation in a time direction of the first differential imaging signal, and determines a low correlation portion where the frame correlation is low;
A program to function as a
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