JP4511679B2

JP4511679B2 - Ultrasonic image generation method, ultrasonic image generation apparatus, and ultrasonic diagnostic apparatus

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Publication number: JP4511679B2
Application number: JP2000083395A
Authority: JP
Inventors: 浩橋本
Original assignee: Ｇｅヘルスケア・ジャパン株式会社
Priority date: 2000-03-24
Filing date: 2000-03-24
Publication date: 2010-07-28
Anticipated expiration: 2020-03-24
Also published as: JP2001269341A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超音波画像生成方法、超音波画像生成装置および超音波診断装置に関し、さらに詳しくは、画像全体で、造影剤の流入流出の様子を観察できる超音波画像を生成する超音波画像生成方法、超音波画像生成装置および超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
造影剤の流入流出の様子を観察するための従来技術として、ＴＩＣ（Time Intensity Curve；タイムインテンシティカーブ）が知られている。
ＴＩＣによる診断は、次のように行われている。
（１）被検体を超音波診断装置で走査し、Ｂモード画像を表示し、図１９に示すように、関心領域ROI1，ROI2，ROI3を設定する。
（２）造影剤を被検体内に注入する。
（３）超音波診断装置は、時系列的にＢモード画像を次々に生成し、前記関心領域ROI1，ROI2，ROI3についての平均輝度の時間的変化を、図２０に示すようにグラフ化し、並べて表示する。
（４）医師や技師は、上記ＴＩＣのグラフから各関心領域ROI1，ROI2，ROI3についての造影剤の流入流出の差を認識し、腫瘍の鑑別などを行う。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
上記ＴＩＣでは、例えば一つの関心領域を健康部位に設置し、別の関心領域を病変部位に設置するように、関心領域を適正に設定する必要があり、操作者の負担が大きい問題点がある。
そこで、本発明の目的は、操作者が関心領域を設定しなくても画像診断を適正に行えるように、画像全体で、造影剤の流入流出の様子を観察できる超音波画像を生成する超音波画像生成方法、超音波画像生成装置および超音波診断装置を提供することにある。
【０００４】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、本発明は、時系列的に生成された複数の超音波画像の画素値の変化速度を、対応する画素値に反映させた変化速度超音波画像を生成することを特徴とする超音波画像生成方法を提供する。
上記第１の観点による超音波画像生成方法では、前記変化速度超音波画像の各画素の色や輝度を比較することで、同一時刻における造影剤の流入速度・流出速度の各画素間の差を認識できるから、腫瘍の鑑別などを行うことが出来る。そして、関心領域を設定する必要がないから、操作者の負担を軽減できる。
【０００５】
第２の観点では、本発明は、時系列的に生成された複数の超音波画像の画素値の変化速度の最高値を、対応する画素の画素値に反映させた最高変化速度超音波画像を生成することを特徴とする超音波画像生成方法を提供する。
上記第２の観点による超音波画像生成方法では、前記最高変化速度超音波画像の各画素の色や輝度を比較することで、ある期間における造影剤の流入速度の最大値の各画素間の差を認識できるから、腫瘍の鑑別などを行うことが出来る。そして、関心領域を設定する必要がないから、操作者の負担を軽減できる。
【０００６】
第３の観点では、本発明は、時系列的に生成された複数の超音波画像の画素値の変化速度の最低値を、対応する画素の画素値に反映させた最低変化速度超音波画像を生成することを特徴とする超音波画像生成方法を提供する。
上記第３の観点による超音波画像生成方法では、前記最低変化速度超音波画像の各画素の色や輝度を比較することで、ある期間における造影剤の流出速度の最大値の各画素間の差を認識できるから、腫瘍の鑑別などを行うことが出来る。そして、関心領域を設定する必要がないから、操作者の負担を軽減できる。
【０００７】
第４の観点では、本発明は、時系列的に生成された複数の超音波画像の画素値の変化速度の分散を、対応する画素の画素値に反映させた変化速度分散超音波画像を生成することを特徴とする超音波画像生成方法。
上記第４の観点による超音波画像生成方法では、前記変化速度分散超音波画像の各画素の色や輝度を比較することで、ある期間における造影剤の流入速度・流出速度のばらつきの各画素間の差を認識できるから、腫瘍の鑑別などを行うことが出来る。そして、関心領域を設定する必要がないから、操作者の負担を軽減できる。
【０００８】
第５の観点では、本発明は、時系列的に生成された複数の超音波画像の画素値の最大値を、対応する画素の画素値に反映させた最大値超音波画像を生成することを特徴とする超音波画像生成方法を提供する。
上記第５の観点による超音波画像生成方法では、前記最大値超音波画像の各画素の色や輝度を比較することで、ある期間における造影剤の流入量の各画素間の差を認識できるから、腫瘍の鑑別などを行うことが出来る。そして、関心領域を設定する必要がないから、操作者の負担を軽減できる。
【０００９】
上記第６の観点では、本発明は、時系列的に生成された複数の超音波画像の各画素の画素値が最大値に到達するまでの時間を反映させた到達時間超音波画像を生成することを特徴とする超音波画像生成方法を提供する。
上記第６の観点による超音波画像生成方法では、前記到達時間超音波画像の各画素の色や輝度を比較することで、造影剤の流入量が最大に至るまでの時間の各画素間の差を認識できるから、腫瘍の鑑別などを行うことが出来る。そして、関心領域を設定する必要がないから、操作者の負担を軽減できる。
【００１０】
第７の観点では、本発明は、時系列的に生成された複数の超音波画像を記憶する超音波画像記憶手段と、前記超音波画像の画素値の変化速度を求める演算手段と、前記変化速度を画素値に反映させた変化速度超音波画像を生成する変化速度超音波画像生成手段とを具備したことを特徴とする超音波画像生成装置を提供する。
上記第７の観点による超音波画像生成装置では、前記第１の観点による超音波画像生成方法を好適に実施できる。
【００１１】
第８の観点では、本発明は、時系列的に生成された複数の超音波画像を記憶する超音波画像記憶手段と、前記超音波画像の画素値の変化速度の最高値を求める演算手段と、前記変化速度の最高値を画素値に反映させた最高変化速度超音波画像を生成する最高変化速度超音波画像生成手段とを具備したことを特徴とする超音波画像生成装置を提供する。
上記第８の観点による超音波画像生成装置では、前記第２の観点による超音波画像生成方法を好適に実施できる。
【００１２】
第９の観点では、本発明は、時系列的に生成された複数の超音波画像を記憶する超音波画像記憶手段と、前記超音波画像の画素値の変化速度の最低値を求める演算手段と、前記変化速度の最低値を画素値に反映させた最低変化速度超音波画像を生成する最低変化速度超音波画像生成手段とを具備したことを特徴とする超音波画像生成装置を提供する。
上記第９の観点による超音波画像生成装置では、前記第３の観点による超音波画像生成方法を好適に実施できる。
【００１３】
第１０の観点では、本発明は、時系列的に生成された複数の超音波画像を記憶する超音波画像記憶手段と、前記超音波画像の画素値の変化速度の分散を求める演算手段と、前記変化速度の分散を画素値に反映させた変化速度分散超音波画像を生成する変化速度分散超音波画像生成手段とを具備したことを特徴とする超音波画像生成装置を提供する。
上記第１０の観点による超音波画像生成装置では、前記第４の観点による超音波画像生成方法を好適に実施できる。
【００１４】
第１１の観点では、本発明は、時系列的に生成された複数の超音波画像の各画素の画素値の最大値を保持する最大値保持手段と、前記最大値を画素値に反映させた最大値超音波画像を生成する最大値超音波画像生成手段とを具備したことを特徴とする超音波画像生成装置を提供する。
上記第１１の観点による超音波画像生成装置では、前記第５の観点による超音波画像生成方法を好適に実施できる。
【００１５】
第１２の観点では、本発明は、時系列的に生成された複数の超音波画像の各画素の画素値が最大値に至るまでの時間を求める到達時間取得手段と、前記時間差を反映させた到達時間超音波画像を生成する到達時間超音波画像生成手段とを具備したことを特徴とする超音波画像生成装置を提供する。
上記第１２の観点による超音波画像生成装置では、前記第６の観点による超音波画像生成方法を好適に実施できる。
【００１６】
第１３の観点では、本発明は、超音波探触子と、その超音波探触子から超音波を送信しそれに対応する受信信号を得る送受信手段と、前記受信信号に基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成手段と、前記第７の観点から第１２の観点の少なくとも１つの超音波画像生成装置とを具備したことを特徴とする超音波診断装置を提供する。
上記第１３の観点による超音波診断装置では、前記第１の観点による超音波画像生成方法から前記第６の観点による超音波画像生成方法の少なくとも１つを好適に実施できる。
【００１７】
なお、前記変化速度超音波画像，前記最高変化速度超音波画像，前記最低変化速度超音波画像，前記変化速度分散超音波画像，前記最高値超音波画像または前記到達時間超音波画像の画素の一つを、前記時系列的に生成された超音波画像の画素の一つに対応させてもよい（一対一の対応）。あるいは、前記変化速度超音波画像，前記最高変化速度超音波画像，前記最低変化速度超音波画像，前記変化速度分散超音波画像，前記最高値超音波画像または前記到達時間超音波画像の画素の一つを、前記時系列的に生成された超音波画像の画素の複数（例えば、一対一で対応する点およびその周囲８点）に対応させてもよい（一対複数の対応）。あるいは、前記変化速度超音波画像，前記最高変化速度超音波画像，前記最低変化速度超音波画像，前記変化速度分散超音波画像，前記最高値超音波画像または前記到達時間超音波画像の画素の複数を、前記時系列的に生成された超音波画像の画素の複数に対応させてもよい（複数対複数の対応。この場合、画像全体をカバーするように区画した複数のブロック内の画素のグループ同士の対応となる）。あるいは、前記変化速度超音波画像，前記最高変化速度超音波画像，前記最低変化速度超音波画像，前記変化速度分散超音波画像，前記最高値超音波画像または前記到達時間超音波画像の画素の複数を、前記時系列的に生成された超音波画像の画素の一つに対応させてもよい（複数対一の対応。この場合、画像全体をカバーするように区画した複数のブロック内の複数の画素と代表画素の対応となる）。
【００１８】
また、前記時系列的に生成された複数の超音波画像は、画面に表示可能な画素値と座標とを各画素が有している表示画像に限らず、その表示画像に容易に変換可能なデータであってもよい。例えば、１フレームを形成する多数の音線の受信信号にかかるデータであってもよい。
【００１９】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００２０】
−第１の実施形態−
図１は、本発明の第１の実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。
この超音波診断装置１００は、超音波探触子１と、被検体内に超音波を送信しそれに対応するエコーを受信し受信信号を出力する送受信部２と、前記受信信号からＢモードデータを生成するＢモード処理部３と、前記Ｂモードデータから最新の超音波画像を生成するＤＳＣ（Digital Scan Converter）４と、前記最新の超音波画像より１フレーム前の超音波画像（直前の超音波画像）を出力するフレームメモリ５と、最新の超音波画像の輝度Ｓ_ｉ(x,y)と直前の超音波画像の輝度Ｓ_ｉ−１(x,y)の差分Ｖ_ｉ(x,y)を算出する差分演算部６と、前記差分Ｖ_ｉ(x,y)に応じて輝度および表示色を決めた画素からなる変化速度超音波画像Ｇ１を生成する変化速度超音波画像生成部７と、前記最新の超音波画像や前記変化速度超音波画像Ｇ１を表示するＣＲＴ８とを具備して構成されている。なお、(x,y)は、画素の座標を表す。
【００２１】
図２は、図１の超音波診断装置１００による変化速度超音波画像生成処理を示すフロー図である。なお、この処理の開始の直前から直後の間に、被検体内に造影剤を注入する。
ステップＳＴ１では、フレーム番号カウンタｉを“１”に初期化する。
【００２２】
ステップＳＴ２では、超音波探触子１〜ＤＳＣ４により被検体を走査し、最新の超音波画像を生成する。
ステップＳＴ３では、フレーム番号カウンタｉ＝１ならばステップＳＴ４へ進み、フレーム番号カウンタｉ≧２ならばステップＳＴ６へ進む。
【００２３】
ステップＳＴ４では、最新の超音波画像をフレームメモリ５に記憶する。前の超音波画像が既に記憶されていれば、上書きする。
ステップＳＴ５では、フレーム番号カウンタｉを“１”だけインクリメントする。そして、上記ステップＳＴ２に戻る。
【００２４】
ステップＳＴ６では、差分演算部６は、最新の超音波画像の輝度Ｓ_ｉ(x,y)と直前の超音波画像の輝度Ｓ_ｉ−１(x,y)の差分Ｖ_ｉ(x,y)を、
Ｖ_ｉ(x,y)＝Ｓ_ｉ(x,y)−Ｓ_ｉ−１(x,y)
により、算出する。
この差分Ｖ_ｉ(x,y)の絶対値は、輝度の変化速度すなわち造影剤の流入速度または流出速度を表す。また、差分Ｖ_ｉ(x,y)の符号は、正が輝度の増加すなわち造影剤の流入を表し、負が輝度の減少すなわち造影剤の流出を表す。
【００２５】
ステップＳＴ７では、変化速度超音波画像生成部７は、前記差分値Ｖｉ(x,y)に応じて画素の輝度および表示色を決めた変化速度超音波画像Ｇ１を生成する。例えば、前記差分Ｖ_ｉ(x,y)の絶対値が大きいほど高輝度とし、符号が正なら表示色を赤色とし、符号が負なら表示色を青色とする。
ステップＳＴ８では、操作者が終了を指示したら処理を終了し、そうでないなら上記ステップＳＴ４に戻る。
【００２６】
次に、図３〜図８を参照して、変化速度超音波画像Ｇ１の表示例について説明する。
説明の都合上、図３に示すように、血液の流入・流出特性の異なる第１領域Ａ〜第４領域Ｄが存在するものとする。また、第１領域Ａ〜第４領域Ｄは、図４に示すようなＴＩＣ特性ａ〜ｄを持つものとする。
【００２７】
図５は、図４のＴＩＣ特性ａ〜ｄに基づく差分および画素値（輝度，表示色）との対応を示す模式図である。
【００２８】
図６は、図５の時刻ｔ１における変化速度超音波画像Ｇ１(t1)の模式図である。
第１領域Ａは暗い赤に見え、第２領域Ｂはやや明るい赤に見え、第３領域Ｃは明るい赤に見え、第４領域Ｄは黒に見える。よって、第１領域Ａ〜第３領域Ｃに流入しており、第３領域Ｃへの流入速度が最も大きいことが判る。
【００２９】
図７は、図５の時刻ｔ２における変化速度超音波画像Ｇ１(t2)の模式図である。
第１領域Ａは暗い青に見え、第２領域Ｂはやや明るい青に見え、第３領域Ｃは明るい青に見え、第４領域Ｄは黒に見える。よって、第１領域Ａ〜第３領域Ｃから流出しており、第３領域Ｃからの流出速度が最も大きいことが判る。
【００３０】
図８は、図５の時刻ｔ３における変化速度超音波画像Ｇ１(t3)の模式図である。
第１領域Ａおよび第２領域Ｂは暗い赤に見え、第３領域Ｃは暗い青に見え、第４領域Ｄは黒に見える。よって、第１領域Ａおよび第２領域Ｂには再び流入しており、第３領域Ｃからは依然として流出していることが判る。
【００３１】
以上の第１の実施形態にかかる超音波診断装置１００によれば、変化速度超音波画像Ｇ１の各画素の輝度および表示色から造影剤の流入・流出の全体状況を一目で把握できる。また、操作者が関心領域を設定する必要がなくなる。
【００３２】
−第２の実施形態−
図９は、本発明の第２の実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。なお、前記第１の実施形態にかかる超音波診断装置１００と同じ構成要素には同じ参照番号を付している。
この超音波診断装置２００は、超音波探触子１と、送受信部２と、Ｂモード処理部３と、ＤＳＣ４と、フレームメモリ５と、差分演算部６と、差分Ｖ_ｉ(x,y)の最高値max_Ｖ_ｉ(x,y)をホールドする差分最高値ホールド部２６と、前記差分最高値max_Ｖ_ｉ(x,y)に応じて輝度および表示色を決めた画素からなる最高変化速度超音波画像Ｇ２を生成する最高変化速度超音波画像生成部２７と、ＣＲＴ８とを具備して構成されている。
【００３３】
図１０は、図９の超音波診断装置２００による最高変化速度超音波画像生成処理を示すフロー図である。なお、この処理の開始の直前から直後の間に、被検体内に造影剤を注入する。
ステップＳＴ１〜ＳＴ５およびＳＴ８は、図２のフロー図で説明した通りである。
ステップＳＴ２６では、差分最高値ホールド部２６は、差分Ｖ_ｉ(x,y)の最高値max_Ｖ_ｉ(x,y)をホールドする。
ステップＳＴ２７では、最高変化速度超音波画像生成部２７は、前記差分最高値max_Ｖ_ｉ(x,y)に応じて画素の輝度および表示色を決めた最高変化速度超音波画像Ｇ２を生成する。
【００３４】
以上の第２の実施形態にかかる超音波診断装置２００によれば、図６に示す変化速度超音波画像Ｇ１(t1)が最高変化速度超音波画像Ｇ２として時刻ｔ１以降も表示され続けることになる。この最高変化速度超音波画像Ｇ２の各画素の輝度および表示色から造影剤の最大流入速度の全体状況を一目で把握できる。また、操作者が関心領域を設定する必要がなくなる。
【００３５】
−第３の実施形態−
図１１は、本発明の第３の実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。なお、前記第１の実施形態にかかる超音波診断装置１００と同じ構成要素には同じ参照番号を付している。
この超音波診断装置３００は、超音波探触子１と、送受信部２と、Ｂモード処理部３と、ＤＳＣ４と、フレームメモリ５と、差分演算部６と、差分Ｖ_ｉ(x,y)の最低値min_Ｖ_ｉ(x,y)をホールドする差分最低値ホールド部３６と、前記差分最低値min_Ｖ_ｉ(x,y)に応じて輝度および表示色を決めた画素からなる最低変化速度超音波画像Ｇ３を生成する最低変化速度超音波画像生成部３７と、ＣＲＴ８とを具備して構成されている。
【００３６】
図１２は、図１１の超音波診断装置３００による最低変化速度超音波画像生成処理を示すフロー図である。なお、この処理の開始の直前から直後の間に、被検体内に造影剤を注入する。
ステップＳＴ１〜ＳＴ５およびＳＴ８は、図２のフロー図で説明した通りである。
ステップＳＴ３６では、差分最低値ホールド部３６は、差分Ｖ_ｉ(x,y)の最低値min_Ｖ_ｉ(x,y)をホールドする。
ステップＳＴ３７では、最低変化速度超音波画像生成部３７は、前記差分最低値min_Ｖ_ｉ(x,y)に応じて画素の輝度および表示色を決めた最低変化速度超音波画像Ｇ３を生成する。
【００３７】
以上の第３の実施形態にかかる超音波診断装置３００によれば、図７に示す変化速度超音波画像Ｇ１(t2)が最低変化速度超音波画像Ｇ３として時刻ｔ２以降も表示され続けることになる。この最低変化速度超音波画像Ｇ３の各画素の輝度および表示色から造影剤の最大流出速度の全体状況を一目で把握できる。また、操作者が関心領域を設定する必要がなくなる。
【００３８】
−第４の実施形態−
図１３は、本発明の第４の実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。なお、前記第１の実施形態にかかる超音波診断装置１００と同じ構成要素には同じ参照番号を付している。
この超音波診断装置４００は、超音波探触子１と、送受信部２と、Ｂモード処理部３と、ＤＳＣ４と、フレームメモリ５と、差分演算部６と、変化速度超音波画像生成部７と、生成された一連の変化速度超音波画像Ｇ１を記憶する変化速度超音波画像メモリ４５と、一連の変化速度超音波画像Ｇ１の対応する画素の輝度の分散σ(x,y)を算出する分散演算部４６と、前記分散σ(x,y)に応じて輝度および表示色を決めた画素からなる変化速度分散超音波画像Ｇ４を生成する変化速度分散超音波画像生成部４７と、ＣＲＴ８とを具備して構成されている。
【００３９】
図１４は、図１３の超音波診断装置４００により生成された変化速度分散超音波画像Ｇ４の例示図である。
第１領域Ａ〜第４領域Ｄに図５に示すような差分特性があり、分散が大きいほど輝度を上げ且つ表示色は緑にするものとすれば、第１領域Ａは暗い緑色に見え、第２領域Ｂはやや明るい緑色に見え、第３領域Ｃは明るい緑色に見え、第４領域Ｄは黒色に見える。
【００４０】
以上の第４の実施形態にかかる超音波診断装置４００によれば、変化速度分散超音波画像Ｇ４の各画素の輝度から造影剤の流入速度・流出速度の振れの全体状況を一目で把握できる。また、操作者が関心領域を設定する必要がなくなる。
【００４１】
−第５の実施形態−
図１５は、本発明の第５の実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。なお、前記第１の実施形態にかかる超音波診断装置１００と同じ構成要素には同じ参照番号を付している。
この超音波診断装置５００は、超音波探触子１と、送受信部２と、Ｂモード処理部３と、ＤＳＣ４と、生成された一連の超音波画像の対応する画素の最大輝度を保持する最大輝度ホールド部５６と、前記最大輝度をその輝度とする画素からなる最大値超音波画像Ｇ５を生成する最大値超音波画像生成部５７と、ＣＲＴ８とを具備して構成されている。
【００４２】
図１６は、図１５の超音波診断装置５００により生成された最大値超音波画像Ｇ５の例示図である。
第１領域Ａ〜第４領域Ｄが図４に示すようなＴＩＣ特性を持ち、表示色を橙色とすれば、第１領域Ａは最大輝度Ｉａの橙色に見え、第２領域Ｂは最大輝度Ｉｂの橙色に見え、第３領域Ｃは最大輝度Ｉｃの橙色に見え、第４領域Ｄは黒色に見える。
【００４３】
以上の第５の実施形態にかかる超音波診断装置５００によれば、最大値超音波画像Ｇ５の各画素の輝度から造影剤の流入量の最大値の全体状況を一目で把握できる。また、操作者が関心領域を設定する必要がなくなる。
【００４４】
−第６の実施形態−
図１７は、本発明の第６の実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。なお、前記第５の実施形態にかかる超音波診断装置５００と同じ構成要素には同じ参照番号を付している。
この超音波診断装置６００は、超音波探触子１と、送受信部２と、Ｂモード処理部３と、ＤＳＣ４と、最大輝度ホールド部５６と、最大値超音波画像生成部５７と、操作者が時間測定の開始を指示した時刻から前記最大輝度ホールド部５６が最大輝度を最新に保持した時刻までの時間を測定する最大輝度到達時間測定部６６と、前記測定した時間に応じた輝度を持つ画素からなる到達時間超音波画像Ｇ６を生成する到達時間超音波画像生成部６７と、ＣＲＴ８とを具備して構成されている。
【００４５】
図１８は、図１７の超音波診断装置６００により生成された到達時間超音波画像Ｇ６の例示図である。
第１領域Ａ〜第４領域Ｄが図４に示すようなＴＩＣ特性を持ち、表示色を黄色とすれば、第１領域Ａは到達時間Ｔａに応じた輝度の黄色に見え、第２領域Ｂは到達時間Ｔｂに応じた輝度の黄色に見え、第３領域Ｃは到達時間Ｔｃに応じた輝度の黄色に見え、第４領域Ｄは黒色に見える。
【００４６】
以上の第６の実施形態にかかる超音波診断装置６００によれば、到達時間超音波画像Ｇ６の各画素の輝度から造影剤の流入量が最大値に至るまでの時間の全体状況を一目で把握できる。また、操作者が関心領域を設定する必要がなくなる。
【００４７】
−他の実施形態−
上記第１〜第６の実施形態では、各超音波画像の各画素の画素値の差分や最大値や到達時間を求めたが、各画素の画素値ではなく、着目画素およびその周囲８点の画素の平均値を当該着目画素の画素値とみなしてその差分や最大値や到達時間を求めるようにしてもよい。この場合、分解能は低下するが、耐雑音性を向上できる。
【００４８】
また、上記第１〜第６の実施形態では、ＤＳＣ４で生成した超音波画像を元に差分や最大値や到達時間を求めたが、Ｂモード処理部３が出力するＢモードデータを元に差分や最大値や到達時間を求めてもよい。
【００４９】
【発明の効果】
本発明の超音波画像生成方法、超音波画像生成装置および超音波診断装置によれば、造影剤の流入流出の様子を画像全体で観察できるようになる。また、操作者が関心領域をいちいち設定する必要がなくなる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１の実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。
【図２】第１の実施形態にかかる変化速度超音波画像生成処理を示すフロー図である。
【図３】血液の流入・流出特性の異なる領域のモデル図である。
【図４】図３の各領域のＴＩＣ特性図である。
【図５】図４のＴＩＣ特性に基づく差分特性図である。
【図６】時刻ｔ１における変化速度超音波画像の例示図である。
【図７】時刻ｔ２における変化速度超音波画像の例示図である。
【図８】時刻ｔ３における変化速度超音波画像の例示図である。
【図９】第２の実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。
【図１０】第２の実施形態にかかる最高変化速度超音波画像生成処理を示すフロー図である。
【図１１】第３の実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。
【図１２】第３の実施形態にかかる最低変化速度超音波画像生成処理を示すフロー図である。
【図１３】第４の実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。
【図１４】変化速度分散超音波画像の例示図である。
【図１５】第５の実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。
【図１６】最高値超音波画像の例示図である。
【図１７】第６の実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。
【図１８】到達時間超音波画像の例示図である。
【図１９】従来の超音波診断装置において操作者が設定した関心領域を示す説明図である。
【図２０】図１９の各関心領域のＴＩＣ特性図である。
【符号の説明】
１超音波探触子
２送受信部
３モード処理部
４ＤＳＣ
５フレームメモリ
６差分演算部
７変化速度超音波画像生成部
８ＣＲＴ
２６差分最高値ホールド部
２７最高変化速度超音波画像生成部
３６差分最低値ホールド部
３７最低変化速度超音波画像生成部
４５変化速度超音波画像メモリ
４６分散演算部
４７変化速度分散超音波画像生成部
５６最大輝度ホールド部
５７最大値超音波画像生成部
６６最大輝度到達時間測定部
６７到達時間超音波画像生成部
１００超音波診断装置
２００超音波診断装置
３００超音波診断装置
４００超音波診断装置
５００超音波診断装置
６００超音波診断装置[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic image generation method, an ultrasonic image generation apparatus, and an ultrasonic diagnostic apparatus. More specifically, the present invention relates to an ultrasonic image generation that generates an ultrasonic image capable of observing the inflow and outflow of a contrast medium over the entire image. The present invention relates to a method, an ultrasonic image generating apparatus, and an ultrasonic diagnostic apparatus.
[0002]
[Prior art]
TIC (Time Intensity Curve) is known as a conventional technique for observing the state of inflow and outflow of contrast medium.
Diagnosis by TIC is performed as follows.
(1) A subject is scanned with an ultrasonic diagnostic apparatus, a B-mode image is displayed, and regions of interest ROI1, ROI2, and ROI3 are set as shown in FIG.
(2) A contrast agent is injected into the subject.
(3) The ultrasonic diagnostic apparatus generates B-mode images one after another in time series, and the temporal changes in average luminance for the regions of interest ROI1, ROI2, and ROI3 are graphed and arranged as shown in FIG. indicate.
(4) The doctor or engineer recognizes the difference in the inflow / outflow of the contrast medium for each region of interest ROI1, ROI2, and ROI3 from the TIC graph, and performs tumor differentiation.
[0003]
[Problems to be solved by the invention]
In the TIC, for example, it is necessary to appropriately set the region of interest so that one region of interest is installed at a healthy site and another region of interest is installed at a lesion site. .
Therefore, an object of the present invention is to generate an ultrasonic image that can observe the inflow and outflow of the contrast medium in the entire image so that the image diagnosis can be properly performed without the operator setting the region of interest. An object is to provide an image generation method, an ultrasonic image generation apparatus, and an ultrasonic diagnostic apparatus.
[0004]
[Means for Solving the Problems]
In a first aspect, the present invention is characterized in that a change speed ultrasonic image in which change speeds of pixel values of a plurality of ultrasonic images generated in time series are reflected in corresponding pixel values is generated. An ultrasonic image generation method is provided.
In the ultrasonic image generation method according to the first aspect described above, by comparing the color and luminance of each pixel of the change speed ultrasonic image, the difference between the pixels of the contrast agent inflow rate and outflow rate at the same time is obtained. Because it can be recognized, tumors can be identified. Since it is not necessary to set a region of interest, the burden on the operator can be reduced.
[0005]
In a second aspect, the present invention provides a maximum change rate ultrasonic image in which the highest value of the change rate of pixel values of a plurality of time-series generated ultrasonic images is reflected in the pixel value of the corresponding pixel. An ultrasonic image generation method is provided.
In the ultrasonic image generation method according to the second aspect, the difference between the pixels of the maximum value of the inflow velocity of the contrast medium in a certain period is compared by comparing the color and luminance of each pixel of the maximum change speed ultrasonic image. Can be recognized, so tumors can be identified. Since it is not necessary to set a region of interest, the burden on the operator can be reduced.
[0006]
In a third aspect, the present invention relates to a minimum change rate ultrasonic image in which the minimum value of the change rate of the pixel values of a plurality of ultrasonic images generated in time series is reflected in the pixel value of the corresponding pixel. An ultrasonic image generation method is provided.
In the ultrasonic image generation method according to the third aspect, the difference between the pixels of the maximum value of the contrast agent outflow rate in a certain period is compared by comparing the color and luminance of each pixel of the minimum change speed ultrasonic image. Can be recognized, so tumors can be identified. Since it is not necessary to set a region of interest, the burden on the operator can be reduced.
[0007]
In a fourth aspect, the present invention generates a change speed dispersion ultrasonic image in which the dispersion of the change speeds of pixel values of a plurality of ultrasonic images generated in time series is reflected in the pixel values of corresponding pixels. An ultrasonic image generation method characterized by:
In the ultrasonic image generation method according to the fourth aspect, by comparing the color and luminance of each pixel of the change velocity dispersion ultrasonic image, the contrast medium inflow rate / outflow rate variation between pixels in a certain period is compared. Because it is possible to recognize the difference, tumor differentiation and the like can be performed. Since it is not necessary to set a region of interest, the burden on the operator can be reduced.
[0008]
In a fifth aspect, the present invention generates a maximum value ultrasonic image in which the maximum value of pixel values of a plurality of ultrasonic images generated in time series is reflected in the pixel value of a corresponding pixel. An ultrasonic image generation method is provided.
In the ultrasonic image generation method according to the fifth aspect, the difference between the pixels of the inflow amount of the contrast medium in a certain period can be recognized by comparing the color and luminance of each pixel of the maximum value ultrasonic image. Can distinguish tumors. Since it is not necessary to set a region of interest, the burden on the operator can be reduced.
[0009]
In the sixth aspect, the present invention generates an arrival time ultrasound image reflecting the time until the pixel value of each pixel of a plurality of ultrasound images generated in time series reaches the maximum value. An ultrasonic image generation method is provided.
In the ultrasonic image generation method according to the sixth aspect, the difference between the pixels in the time until the inflow amount of the contrast agent reaches the maximum by comparing the color and luminance of each pixel of the arrival time ultrasonic image. Can be recognized, so tumors can be identified. Since it is not necessary to set a region of interest, the burden on the operator can be reduced.
[0010]
In a seventh aspect, the present invention provides an ultrasonic image storage unit that stores a plurality of ultrasonic images generated in time series, a calculation unit that obtains a change rate of a pixel value of the ultrasonic image, and the change There is provided an ultrasonic image generating apparatus comprising a changing speed ultrasonic image generating means for generating a changing speed ultrasonic image in which a speed is reflected in a pixel value.
In the ultrasonic image generating apparatus according to the seventh aspect, the ultrasonic image generating method according to the first aspect can be suitably implemented.
[0011]
In an eighth aspect, the present invention provides an ultrasonic image storage unit that stores a plurality of ultrasonic images generated in time series, and an arithmetic unit that obtains the maximum value of the change rate of the pixel value of the ultrasonic image. There is provided an ultrasonic image generating apparatus comprising: a maximum change speed ultrasonic image generating means for generating a maximum change speed ultrasonic image in which the maximum value of the change speed is reflected in a pixel value.
In the ultrasonic image generating apparatus according to the eighth aspect, the ultrasonic image generating method according to the second aspect can be suitably implemented.
[0012]
In a ninth aspect, the present invention provides an ultrasonic image storage unit that stores a plurality of time-series generated ultrasonic images, a calculation unit that obtains a minimum value of a change rate of pixel values of the ultrasonic image, and There is provided an ultrasonic image generating apparatus comprising: a minimum change speed ultrasonic image generating means for generating a minimum change speed ultrasonic image in which a minimum value of the change speed is reflected in a pixel value.
In the ultrasonic image generating apparatus according to the ninth aspect, the ultrasonic image generating method according to the third aspect can be suitably implemented.
[0013]
In a tenth aspect, the present invention provides an ultrasonic image storage unit that stores a plurality of ultrasonic images generated in time series, a calculation unit that obtains a variance of the change rate of pixel values of the ultrasonic image, There is provided an ultrasonic image generation apparatus comprising: a change speed dispersion ultrasonic image generation unit that generates a change speed dispersion ultrasonic image in which dispersion of the change speed is reflected in a pixel value.
In the ultrasonic image generating apparatus according to the tenth aspect, the ultrasonic image generating method according to the fourth aspect can be suitably implemented.
[0014]
In an eleventh aspect, the present invention reflects a maximum value holding unit that holds a maximum value of pixel values of each pixel of a plurality of time-series generated ultrasonic images, and the maximum value is reflected in the pixel value. There is provided an ultrasonic image generating apparatus comprising a maximum ultrasonic image generating means for generating a maximum ultrasonic image.
In the ultrasonic image generating apparatus according to the eleventh aspect, the ultrasonic image generating method according to the fifth aspect can be suitably implemented.
[0015]
In a twelfth aspect, the present invention reflects arrival time acquisition means for obtaining time until the pixel value of each pixel of a plurality of time-series generated ultrasonic images reaches a maximum value, and the time difference. There is provided an ultrasonic image generating apparatus comprising an arrival time ultrasonic image generating means for generating an arrival time ultrasonic image.
In the ultrasonic image generating apparatus according to the twelfth aspect, the ultrasonic image generating method according to the sixth aspect can be suitably implemented.
[0016]
In a thirteenth aspect, the present invention provides an ultrasonic probe, transmission / reception means for transmitting an ultrasonic wave from the ultrasonic probe and obtaining a reception signal corresponding thereto, and an ultrasonic image based on the reception signal. There is provided an ultrasonic diagnostic apparatus comprising: an ultrasonic image generating means for generating; and at least one ultrasonic image generating apparatus according to the seventh to twelfth aspects.
In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the thirteenth aspect, at least one of the ultrasonic image generation method according to the sixth aspect can be suitably implemented from the ultrasonic image generation method according to the first aspect.
[0017]
One of the pixels of the change speed ultrasonic image, the highest change speed ultrasonic image, the lowest change speed ultrasonic image, the change speed dispersed ultrasonic image, the highest value ultrasonic image, or the arrival time ultrasonic image. One may correspond to one of the pixels of the ultrasonic image generated in time series (one-to-one correspondence). Alternatively, one of the pixels of the change speed ultrasonic image, the highest change speed ultrasonic image, the lowest change speed ultrasonic image, the change speed dispersed ultrasonic image, the highest value ultrasonic image, or the arrival time ultrasonic image. One may correspond to a plurality of pixels (for example, one-to-one corresponding points and eight surrounding points) of the ultrasonic image generated in time series (one-to-multiple correspondences). Alternatively, a plurality of pixels of the change speed ultrasonic image, the highest change speed ultrasonic image, the lowest change speed ultrasonic image, the change speed dispersed ultrasonic image, the highest value ultrasonic image, or the arrival time ultrasonic image. May correspond to a plurality of pixels of the ultrasonic image generated in time series (multiple-to-multiple correspondence. In this case, a group of pixels in a plurality of blocks partitioned so as to cover the entire image) It becomes correspondence between each other). Alternatively, a plurality of pixels of the change speed ultrasonic image, the highest change speed ultrasonic image, the lowest change speed ultrasonic image, the change speed dispersed ultrasonic image, the highest value ultrasonic image, or the arrival time ultrasonic image. May correspond to one of the pixels of the ultrasonic image generated in time series (multiple-to-one correspondence. In this case, a plurality of blocks in a plurality of blocks partitioned to cover the entire image) Pixel and representative pixel).
[0018]
Further, the plurality of ultrasonic images generated in time series are not limited to the display image in which each pixel has pixel values and coordinates that can be displayed on the screen, and can be easily converted into the display image. It may be data. For example, it may be data relating to reception signals of a large number of sound rays forming one frame.
[0019]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to embodiments shown in the drawings. Note that the present invention is not limited thereby.
[0020]
-First embodiment-
FIG. 1 is a configuration diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment of the present invention.
The ultrasonic diagnostic apparatus 100 includes an ultrasonic probe 1, a transmission / reception unit 2 that transmits an ultrasonic wave into a subject, receives an echo corresponding to the ultrasonic wave, and outputs a reception signal, and receives B-mode data from the reception signal. A B-mode processing unit 3 to be generated, a DSC (Digital Scan Converter) 4 that generates the latest ultrasonic image from the B-mode data, and an ultrasonic image one frame before the latest ultrasonic image (the previous ultrasonic wave) Frame memory 5 for outputting the image), and the difference V _i (x, y) between the luminance S _i (x, y) of the latest ultrasonic image and the luminance S _i-1 (x, y) of the previous ultrasonic image A difference calculation unit 6 that calculates a change speed ultrasonic image generation unit 7 that generates a change rate ultrasonic image G1 including pixels whose luminance and display color are determined according to the difference V _i (x, y); A CRT 8 for displaying the latest ultrasonic image and the change velocity ultrasonic image G1; It is configured by including. Note that (x, y) represents the coordinates of the pixel.
[0021]
FIG. 2 is a flowchart showing the change speed ultrasonic image generation processing by the ultrasonic diagnostic apparatus 100 of FIG. Note that a contrast agent is injected into the subject immediately before and after the start of this process.
In step ST1, the frame number counter i is initialized to “1”.
[0022]
In step ST2, the subject is scanned by the ultrasonic probes 1 to DSC4 to generate the latest ultrasonic image.
In step ST3, if the frame number counter i = 1, the process proceeds to step ST4. If the frame number counter i ≧ 2, the process proceeds to step ST6.
[0023]
In step ST4, the latest ultrasonic image is stored in the frame memory 5. If the previous ultrasound image is already stored, it is overwritten.
In step ST5, the frame number counter i is incremented by “1”. Then, the process returns to step ST2.
[0024]
In step ST6, the difference calculation unit 6 determines the difference V _i (x, y) between the luminance S _i (x, y) of the latest ultrasonic image and the luminance S _i-1 (x, y) of the immediately preceding ultrasonic image. The
V _i (x, y) = S _i (x, y) −S _i−1 (x, y)
To calculate.
The absolute value of the difference V _i (x, y) represents the change rate of the brightness, that is, the inflow speed or outflow speed of the contrast agent. In addition, in the sign of the difference V _i (x, y), positive represents an increase in luminance, that is, inflow of contrast medium, and negative represents a decrease in luminance, that is, outflow of contrast medium.
[0025]
In step ST7, the change speed ultrasonic image generation unit 7 generates a change speed ultrasonic image G1 in which the luminance and display color of the pixel are determined according to the difference value V i (x, y). For example, the larger the absolute value of the difference V _i (x, y), the higher the luminance, and if the sign is positive, the display color is red, and if the sign is negative, the display color is blue.
In step ST8, if the operator gives an instruction to end the process, the process ends. If not, the process returns to step ST4.
[0026]
Next, display examples of the change speed ultrasonic image G1 will be described with reference to FIGS.
For convenience of explanation, as shown in FIG. 3, it is assumed that first region A to fourth region D having different inflow / outflow characteristics of blood exist. Further, the first area A to the fourth area D have TIC characteristics a to d as shown in FIG.
[0027]
FIG. 5 is a schematic diagram showing the correspondence between the difference based on the TIC characteristics a to d in FIG. 4 and the pixel value (luminance, display color).
[0028]
FIG. 6 is a schematic diagram of the change velocity ultrasonic image G1 (t1) at time t1 in FIG.
The first area A looks dark red, the second area B looks slightly bright red, the third area C looks bright red, and the fourth area D looks black. Therefore, it flows into the 1st field A-the 3rd field C, and it turns out that the inflow speed to the 3rd field C is the largest.
[0029]
FIG. 7 is a schematic diagram of the change velocity ultrasonic image G1 (t2) at time t2 in FIG.
The first area A appears dark blue, the second area B appears slightly light blue, the third area C appears light blue, and the fourth area D appears black. Therefore, it flows out from the 1st field A-the 3rd field C, and it turns out that the flow rate from the 3rd field C is the highest.
[0030]
FIG. 8 is a schematic diagram of the change velocity ultrasonic image G1 (t3) at time t3 in FIG.
The first area A and the second area B appear dark red, the third area C appears dark blue, and the fourth area D appears black. Therefore, it turns out that it flows in into the 1st field A and the 2nd field B again, and still flows out from the 3rd field C.
[0031]
According to the ultrasonic diagnostic apparatus 100 according to the first embodiment described above, it is possible to grasp at a glance the overall state of the inflow / outflow of the contrast agent from the luminance and display color of each pixel of the change speed ultrasonic image G1. Further, it is not necessary for the operator to set the region of interest.
[0032]
-Second Embodiment-
FIG. 9 is a block diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment of the present invention. In addition, the same reference number is attached | subjected to the same component as the ultrasound diagnosing device 100 concerning the said 1st Embodiment.
The ultrasonic diagnostic apparatus 200 includes an ultrasonic probe 1, a transmission / reception unit 2, a B-mode processing unit 3, a DSC 4, a frame memory 5, a difference calculation unit 6, and a difference V _i (x, y). maximum max_V i _(x, y) and the difference maximum value hold unit 26 to hold the difference maximum value max_V i _(x, y) maximum change rate ultrasound comprising pixels decided luminance and display colors in accordance with the A maximum change speed ultrasonic image generation unit 27 that generates the image G2 and a CRT 8 are provided.
[0033]
FIG. 10 is a flowchart showing the maximum change speed ultrasonic image generation processing by the ultrasonic diagnostic apparatus 200 of FIG. Note that a contrast agent is injected into the subject immediately before and after the start of this process.
Steps ST1 to ST5 and ST8 are as described in the flowchart of FIG.
In step ST26, the difference maximum value hold unit 26 holds the maximum value max_V _i (x, y) of the difference V _i (x, y).
In step ST27, the maximum change speed ultrasonic image generation unit 27 generates a maximum change speed ultrasonic image G2 in which the luminance and display color of the pixel are determined according to the maximum difference value max_V _i (x, y).
[0034]
According to the ultrasonic diagnostic apparatus 200 according to the second embodiment described above, the changing speed ultrasonic image G1 (t1) shown in FIG. 6 continues to be displayed as the highest changing speed ultrasonic image G2 even after time t1. . From the brightness and display color of each pixel of the maximum change speed ultrasonic image G2, the overall state of the maximum inflow speed of the contrast agent can be grasped at a glance. Further, it is not necessary for the operator to set the region of interest.
[0035]
-Third embodiment-
FIG. 11 is a block diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to the third embodiment of the present invention. In addition, the same reference number is attached | subjected to the same component as the ultrasound diagnosing device 100 concerning the said 1st Embodiment.
The ultrasonic diagnostic apparatus 300 includes an ultrasonic probe 1, a transmission / reception unit 2, a B-mode processing unit 3, a DSC 4, a frame memory 5, a difference calculation unit 6, and a difference V _i (x, y). minimum min_V i _(x, y) and the difference minimum value hold unit 36 to hold the difference minimum value min_V i _(x, y) minimum variation speed ultrasound comprising pixels decided luminance and display colors in accordance with the A minimum change speed ultrasonic image generation unit 37 that generates the image G3 and a CRT 8 are provided.
[0036]
FIG. 12 is a flowchart showing the minimum change speed ultrasonic image generation processing by the ultrasonic diagnostic apparatus 300 of FIG. Note that a contrast agent is injected into the subject immediately before and after the start of this process.
Steps ST1 to ST5 and ST8 are as described in the flowchart of FIG.
In step ST36, the difference minimum value holding unit 36 holds the minimum value min_V _i (x, y) of the difference V _i (x, y).
In step ST37, the minimum change speed ultrasonic image generation unit 37 generates a minimum change speed ultrasonic image G3 in which the luminance and display color of a pixel are determined according to the minimum difference value min_V _i (x, y).
[0037]
According to the ultrasonic diagnostic apparatus 300 according to the third embodiment described above, the changing speed ultrasonic image G1 (t2) shown in FIG. 7 continues to be displayed as the lowest changing speed ultrasonic image G3 after time t2. . From the brightness and display color of each pixel of the minimum change speed ultrasonic image G3, the overall state of the maximum flow rate of the contrast agent can be grasped at a glance. Further, it is not necessary for the operator to set the region of interest.
[0038]
-Fourth Embodiment-
FIG. 13 is a configuration diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to the fourth embodiment of the present invention. In addition, the same reference number is attached | subjected to the same component as the ultrasound diagnosing device 100 concerning the said 1st Embodiment.
The ultrasonic diagnostic apparatus 400 includes an ultrasonic probe 1, a transmission / reception unit 2, a B-mode processing unit 3, a DSC 4, a frame memory 5, a difference calculation unit 6, and a change rate ultrasonic image generation unit 7. And a change speed ultrasonic image memory 45 for storing the generated series of change speed ultrasonic images G1 and a luminance dispersion σ (x, y) of corresponding pixels of the series of change speed ultrasonic images G1. A variance calculation unit 46, a change rate dispersion ultrasonic image generation unit 47 that generates a change rate dispersion ultrasonic image G4 including pixels whose luminance and display color are determined in accordance with the variance σ (x, y), and a CRT 8. It comprises.
[0039]
FIG. 14 is a view for showing an example of a change speed dispersion ultrasonic image G4 generated by the ultrasonic diagnostic apparatus 400 of FIG.
If the first region A to the fourth region D have difference characteristics as shown in FIG. 5 and the luminance is increased and the display color is green as the variance is large, the first region A looks dark green, The second area B looks slightly bright green, the third area C looks bright green, and the fourth area D looks black.
[0040]
According to the ultrasonic diagnostic apparatus 400 according to the fourth embodiment described above, it is possible to grasp at a glance the overall state of fluctuations in the inflow speed and outflow speed of the contrast medium from the luminance of each pixel of the change speed dispersion ultrasonic image G4. Further, it is not necessary for the operator to set the region of interest.
[0041]
-Fifth embodiment-
FIG. 15 is a block diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to the fifth embodiment of the present invention. In addition, the same reference number is attached | subjected to the same component as the ultrasound diagnosing device 100 concerning the said 1st Embodiment.
The ultrasonic diagnostic apparatus 500 includes an ultrasonic probe 1, a transmission / reception unit 2, a B-mode processing unit 3, a DSC 4, and a maximum that holds the maximum luminance of corresponding pixels of a generated series of ultrasonic images. A luminance hold unit 56, a maximum value ultrasonic image generation unit 57 that generates a maximum value ultrasonic image G5 including pixels having the maximum luminance as the luminance, and a CRT 8 are provided.
[0042]
FIG. 16 is an exemplary view of a maximum value ultrasonic image G5 generated by the ultrasonic diagnostic apparatus 500 of FIG.
If the first area A to the fourth area D have TIC characteristics as shown in FIG. 4 and the display color is orange, the first area A looks orange with the maximum luminance Ia, and the second area B has the maximum luminance Ib. The third area C appears orange with the maximum luminance Ic, and the fourth area D appears black.
[0043]
According to the ultrasonic diagnostic apparatus 500 according to the fifth embodiment described above, the overall state of the maximum value of the inflow amount of contrast agent can be grasped at a glance from the luminance of each pixel of the maximum value ultrasonic image G5. Further, it is not necessary for the operator to set the region of interest.
[0044]
-Sixth Embodiment-
FIG. 17 is a block diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to the sixth embodiment of the present invention. The same components as those in the ultrasonic diagnostic apparatus 500 according to the fifth embodiment are denoted by the same reference numerals.
The ultrasonic diagnostic apparatus 600 includes an ultrasonic probe 1, a transmission / reception unit 2, a B-mode processing unit 3, a DSC 4, a maximum luminance hold unit 56, a maximum value ultrasonic image generation unit 57, and an operator. Has a luminance corresponding to the measured time, and a maximum luminance arrival time measuring unit 66 that measures the time from the time when the start of time measurement is instructed to the time when the maximum luminance holding unit 56 holds the maximum luminance latest. An arrival time ultrasonic image generation unit 67 that generates an arrival time ultrasonic image G6 including pixels and a CRT 8 are provided.
[0045]
FIG. 18 is an exemplary view of an arrival time ultrasonic image G6 generated by the ultrasonic diagnostic apparatus 600 of FIG.
If the first region A to the fourth region D have TIC characteristics as shown in FIG. 4 and the display color is yellow, the first region A appears yellow with a luminance corresponding to the arrival time Ta, and the second region B Appears yellow with a luminance corresponding to the arrival time Tb, the third region C appears yellow with a luminance according to the arrival time Tc, and the fourth region D appears black.
[0046]
According to the ultrasonic diagnostic apparatus 600 according to the sixth embodiment described above, the overall state of the time from the brightness of each pixel of the arrival time ultrasonic image G6 to the maximum amount of contrast agent inflow is grasped at a glance. it can. Further, it is not necessary for the operator to set the region of interest.
[0047]
-Other embodiments-
In the first to sixth embodiments, the difference, the maximum value, and the arrival time of each pixel of each ultrasonic image are obtained. However, instead of the pixel value of each pixel, the pixel of interest and its surrounding eight points are calculated. The average value of pixels may be regarded as the pixel value of the target pixel, and the difference, maximum value, and arrival time may be obtained. In this case, the resolution is reduced, but the noise resistance can be improved.
[0048]
Moreover, in the said 1st-6th embodiment, although the difference, the maximum value, and the arrival time were calculated | required based on the ultrasonic image produced | generated by DSC4, it differs based on B mode data which the B mode process part 3 outputs. Alternatively, the maximum value and the arrival time may be obtained.
[0049]
【The invention's effect】
According to the ultrasonic image generating method, the ultrasonic image generating apparatus, and the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, it becomes possible to observe the inflow and outflow of the contrast agent over the entire image. Further, it is not necessary for the operator to set the region of interest one by one.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment.
FIG. 2 is a flowchart showing change rate ultrasonic image generation processing according to the first embodiment;
FIG. 3 is a model diagram of regions having different blood inflow / outflow characteristics.
4 is a TIC characteristic diagram of each region in FIG. 3;
FIG. 5 is a difference characteristic diagram based on the TIC characteristics of FIG. 4;
FIG. 6 is a view showing an example of a changing speed ultrasonic image at time t1.
FIG. 7 is a view showing an example of a changing speed ultrasonic image at time t2.
FIG. 8 is a view showing an example of a changing speed ultrasonic image at time t3.
FIG. 9 is a configuration diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to a second embodiment.
FIG. 10 is a flowchart showing the maximum change speed ultrasonic image generation processing according to the second embodiment.
FIG. 11 is a configuration diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to a third embodiment.
FIG. 12 is a flowchart showing minimum change speed ultrasonic image generation processing according to the third embodiment;
FIG. 13 is a configuration diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to a fourth embodiment.
FIG. 14 is a view showing an example of a change velocity dispersion ultrasonic image.
FIG. 15 is a configuration diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to a fifth embodiment.
FIG. 16 is a view showing an example of a maximum value ultrasonic image.
FIG. 17 is a configuration diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to a sixth embodiment.
FIG. 18 is a view showing an example of an arrival time ultrasonic image.
FIG. 19 is an explanatory diagram showing a region of interest set by an operator in a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
20 is a TIC characteristic diagram of each region of interest in FIG. 19;
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Ultrasonic probe 2 Transmission / reception part 3 Mode processing part 4 DSC
5 Frame memory 6 Difference calculation unit 7 Change rate ultrasonic image generation unit 8 CRT
26. Difference maximum value hold unit 27 Maximum change speed ultrasonic image generation unit 36 Difference minimum value hold unit 37 Minimum change speed ultrasonic image generation unit 45 Change speed ultrasonic image memory 46 Dispersion calculation unit 47 Change rate dispersion ultrasonic image generation unit 56 Maximum luminance hold unit 57 Maximum ultrasonic image generation unit 66 Maximum luminance arrival time measurement unit 67 Arrival time ultrasonic image generation unit 100 Ultrasonic diagnostic apparatus 200 Ultrasonic diagnostic apparatus 300 Ultrasonic diagnostic apparatus 400 Ultrasonic diagnostic apparatus 500 Ultra Ultrasonic diagnostic equipment 600 Ultrasonic diagnostic equipment

Claims

Ultrasonic image storage means for storing a plurality of ultrasonic images generated in time series, calculation means for obtaining variance of change speed of pixel values of the ultrasonic image, and reflection of variance of change speed in pixel values An ultrasonic image generation apparatus comprising: a change speed dispersion ultrasonic image generation unit configured to generate a changed speed dispersion ultrasonic image.

Calculation means for obtaining a maximum value of the change speed of the pixel values of the plurality of ultrasonic images generated in time series, and generating a maximum change speed ultrasonic image in which the maximum value of the change speed is reflected in the pixel value. The ultrasonic image generating apparatus according to claim 1, further comprising a maximum change speed ultrasonic image generating unit.

Calculation means for obtaining a minimum value of the change speed of the pixel values of the plurality of ultrasonic images generated in time series, and generating a minimum change speed ultrasonic image in which the minimum value of the change speed is reflected in the pixel value. The ultrasonic image generating apparatus according to claim 1, further comprising a minimum change speed ultrasonic image generating unit.

An ultrasonic probe, transmission / reception means for transmitting an ultrasonic wave from the ultrasonic probe and obtaining a reception signal corresponding thereto, and an ultrasonic image generation means for generating an ultrasonic image based on the reception signal; An ultrasonic diagnostic apparatus comprising the at least one ultrasonic image generating apparatus according to claim 1.