JP4969809B2 - Ultrasonic diagnostic apparatus, image processing apparatus, and image processing method - Google Patents
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Description
本発明は、被検体から得られた画像データに対して輪郭抽出を可能とした超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法に関する。 The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, an image processing apparatus, and an image processing method that enable contour extraction of image data obtained from a subject.
超音波診断装置は、超音波プローブに内蔵された超音波振動子から発生する超音波を被検体内に放射し、被検体組織の音響インピーダンスの差異によって生ずる反射波を前記超音波プローブによって受信してモニタ上に表示するものであり、超音波プローブを体表に接触させるだけの簡単な操作でリアルタイムの2次元画像が容易に観測できるため、心臓などの機能検査や各種臓器の形態診断に広く用いられている。 The ultrasonic diagnostic apparatus radiates an ultrasonic wave generated from an ultrasonic transducer built in the ultrasonic probe into the subject, and receives a reflected wave caused by a difference in acoustic impedance of the subject tissue by the ultrasonic probe. It can be displayed on a monitor and real-time two-dimensional images can be easily observed with a simple operation by simply bringing an ultrasonic probe into contact with the body surface, making it widely used for functional tests such as the heart and morphological diagnosis of various organs. It is used.
心臓領域における超音波診断では、心機能を客観的かつ定量的に評価することが極めて重要とされており、その計測項目には心臓組織の運動速度、血流の速度や乱れ、心腔内の面積や容積などがある。 In ultrasound diagnosis in the heart region, objective and quantitative evaluation of cardiac function is extremely important, and the measurement items include heart tissue motion speed, blood flow speed and disturbance, There are area and volume.
特に、拡張末期及び収縮末期における心腔内容積の変化から算出される心臓駆出率は心機能評価に極めて有効な情報を与えてくれる。この心腔内容積の計測は、従来、医師や検査技師(以下、操作者と呼ぶ。)が超音波診断装置によって得られた心臓のBモード画像データ(以下、画像データと呼ぶ。)における心筋と心腔との境界(心筋/心腔境界)に輪郭線をマニュアル設定し、次いで、この輪郭線によって囲まれる心腔内の長軸を基準としたModified-Simpson法を適用することによって行なわれてきた。 In particular, the cardiac ejection fraction calculated from the change in intracardiac volume at the end diastole and end systole provides extremely useful information for evaluating cardiac function. This measurement of the intracardiac volume is conventionally performed by a myocardium in B-mode image data (hereinafter referred to as image data) of the heart obtained by a doctor or laboratory technician (hereinafter referred to as an operator) using an ultrasonic diagnostic apparatus. This is done by manually setting a contour line at the boundary between the heart and the heart chamber (myocardial / cardiac chamber boundary), and then applying the Modified-Simpson method based on the long axis in the heart chamber surrounded by the contour line. I came.
上述の超音波画像データに対する輪郭線の設定は、操作者に対して多大な負荷を与えるのみならず診断効率を著しく低下させる要因となっていたが、近年では、この心筋/心腔境界を自動的に抽出する、所謂ACT(Automated-Contour-Tracking)法が開発されている(例えば、特許文献1参照。)。 The setting of the contour line for the ultrasound image data described above has not only caused a great load on the operator but also a factor that significantly reduces the diagnostic efficiency. A so-called ACT (Automated-Contour-Tracking) method has been developed (see, for example, Patent Document 1).
特許文献1に記載された心筋/心腔境界の自動抽出法は、例えば、操作者が画像データの心腔内における所定位置に設定した閉曲線の線上に複数の操作点を所定間隔で配置し、この操作点の各々を心筋に向って放射状に移動させながら操作点の位置に対応した画像データの画素値を継続的に計測する。そして、画素値が急激に変化する位置を心筋/心腔境界として検出し、検出した複数の境界位置を接続することによって輪郭データを生成する。
In the automatic extraction method of the myocardial / heart chamber boundary described in
この方法によれば、操作者は、超音波診断装置の表示部に表示された時系列的な画像データに対して計測しようとする心腔の位置を指定することにより、各時相における心腔内容積が計測され、更に、拡張末期及び収縮末期の心腔内容積に基づいて心臓駆出率が算出される。
特許文献1に記載された輪郭抽出法によれば、心腔内を放射状に移動する操作点の位置に対応した画像データの画素値を順次読み出すことによって画素値の変化量を計測し、この変化量に基づいて超音波の反射が少ない心腔内と反射が比較的大きい心筋との境界(心筋/心腔境界)を検出している。
According to the contour extraction method described in
ところで、超音波診断装置によって生成された画像データには、例えば、心筋組織や心腔内の血球等からの反射波が干渉して生ずるスペックルノイズや外因ノイズ等の非定常的なノイズが混入している。そして、操作点の位置に対応した画像データの画素においてこれらのノイズの影響が顕著な場合には、心筋/心腔境界を誤って検出する可能性があり、この心筋/心腔境界の輪郭データに基づいて計測した心腔内容積や心臓駆出率に許容できない誤差が発生するという問題点を有していた。 By the way, non-stationary noise such as speckle noise or external noise generated by interference of reflected waves from myocardial tissue or blood cells in the heart chamber is mixed in the image data generated by the ultrasonic diagnostic apparatus. is doing. If the influence of these noises is significant in the pixel of the image data corresponding to the position of the operation point, there is a possibility that the myocardium / heart chamber boundary is detected erroneously. There is a problem that an unacceptable error occurs in the intracardiac volume and cardiac ejection fraction measured based on the above.
本発明は、上述の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、被検体に対して得られた画像データにおいて輪郭抽出を行なう際、ノイズ等の影響を排除することにより高精度かつ安定した輪郭抽出を可能とする超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法を提供することにある。 The present invention has been made in view of the above-described problems, and its object is to achieve high accuracy by eliminating the influence of noise and the like when performing contour extraction on image data obtained on a subject. An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus, an image processing apparatus, and an image processing method that enable stable contour extraction.
上記課題を解決するために、請求項1に係る本発明の画像処理装置は、被検体から得ら
れた画像データに対し標準形状データを設定する標準形状データ設定手段と、前記標準形
状データに対し複数個の操作点を設定する操作点設定手段と、前記操作点の移動領域を設
定する操作点移動領域設定手段と、前記操作点に対応した前記画像データの操作点画素及
びこの操作点画素に隣接した1つあるいは複数の隣接画素の画素値に基づいて前記操作点
に対する代表画素値を算出し、前記移動領域に沿った前記操作点の移動に伴う前記代表画
素値の変化量から前記画像データにおける生体組織の境界を検出する境界検出手段と、こ
の境界検出手段によって得られた境界情報に基づいて前記生体組織の輪郭データを生成す
る輪郭データ生成手段と、前記輪郭データを表示する表示手段と、表示された前記輪郭デ
ータの形状に基づいて前記隣接画素の画素数を増減させるための増減指示信号を入力する
入力手段と、前記増減指示信号に基づいて前記隣接画素の画素数を更新する隣接画素設定
手段とを備えたことを特徴としている。
In order to solve the above-described problem, an image processing apparatus according to a first aspect of the present invention includes a standard shape data setting unit that sets standard shape data for image data obtained from a subject, and the standard shape data. An operation point setting means for setting a plurality of operation points, an operation point movement area setting means for setting a movement area of the operation points, an operation point pixel of the image data corresponding to the operation points, and the operation point pixels A representative pixel value for the operation point is calculated based on pixel values of one or a plurality of adjacent pixels adjacent to each other, and the image data is calculated based on a change amount of the representative pixel value accompanying the movement of the operation point along the movement region. Boundary detecting means for detecting the boundary of the biological tissue in the above, contour data generating means for generating contour data of the biological tissue based on boundary information obtained by the boundary detecting means, Display means for displaying contour data, input means for inputting an increase / decrease instruction signal for increasing / decreasing the number of adjacent pixels based on the shape of the displayed contour data, and the adjacent information based on the increase / decrease instruction signal An adjacent pixel setting unit that updates the number of pixels is provided.
又、請求項10に係る本発明の画像処理方法は、標準形状データ設定手段が、被検体か
ら得られた所望時相の画像データに対して標準形状データを設定するステップと、操作点
設定手段が、前記標準形状データに対し複数個の操作点を設定するステップと、操作点移
動領域設定手段が、前記操作点の移動領域を前記標準形状データの垂直方向に対して設定
するステップと、境界検出手段が、前記移動領域の所定位置における前記操作点に対応し
た前記画像データの操作点画素及びこの操作点画素に隣接した1つあるいは複数の隣接画
素の画素値に基づいて前記操作点に対する代表画素値を算出するステップと、前記境界検
出手段が、前記移動領域に沿った前記操作点の移動に伴う前記代表画素値の変化量から前
記画像データにおける生体組織の境界を検出するステップと、輪郭データ生成手段が、前
記境界検出手段によって得られた境界情報に基づいて前記生体組織の輪郭データを生成す
るステップと、入力手段が、前記輪郭データの形状に基づいて前記隣接画素の画素数を増
減させるための増減指示信号を入力するステップと、隣接画素設定手段が、前記増減指示
信号に基づいて前記隣接画素の画素数を更新するステップと、前記輪郭データ生成手段が
、更新された前記画素数に基づいて得られた境界情報を用いて前記画像データに対する輪
郭データを新たに生成するステップを有することを特徴としている。
According to a tenth aspect of the present invention, in the image processing method of the present invention, the standard shape data setting means sets the standard shape data for the desired time phase image data obtained from the subject, and the operation point setting means. A step of setting a plurality of operation points for the standard shape data, a step of setting a movement region of the operation points with respect to a vertical direction of the standard shape data, The detection means is a representative for the operation point based on the operation point pixel of the image data corresponding to the operation point at a predetermined position of the moving area and the pixel value of one or more adjacent pixels adjacent to the operation point pixel. A step of calculating a pixel value; and the boundary detection means includes a living tissue in the image data based on a change amount of the representative pixel value accompanying the movement of the operation point along the movement region. A step of detecting a boundary; a step of generating contour data of the living tissue based on boundary information obtained by the boundary detection unit; and an input unit based on the shape of the contour data. A step of inputting an increase / decrease instruction signal for increasing / decreasing the number of pixels of the adjacent pixel; an adjacent pixel setting unit updating the pixel number of the adjacent pixel based on the increase / decrease instruction signal; and the contour data generating unit Includes a step of newly generating contour data for the image data using boundary information obtained based on the updated number of pixels.
本発明によれば、被検体に対して得られた画像データにおいて輪郭抽出を行なう際、ノイズ等の影響を排除することにより高精度かつ安定した輪郭抽出が可能となる。 According to the present invention, when performing contour extraction on image data obtained for a subject, highly accurate and stable contour extraction can be performed by eliminating the influence of noise and the like.
以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。 Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
以下に述べる実施例では、被検体から得られた時系列的な画像データにおける心筋/心腔境界の輪郭データに基づいて当該被検体に対する心腔内容積や心臓駆出率を計測する際、基準画像データとしての最初の時相における画像データに心筋/心腔境界の標準形状データを設定し、更に、この標準形状データ上に所定間隔で配置した複数の操作点に対し線状の操作点移動領域を前記標準形状データに直交する方向に設定する。次いで、操作点に対応した画素(操作点画素)と操作点移動領域に直交する方向において前記操作点画素と隣接する所定数の画素(隣接画素)の画素値から操作点に対応した代表画素値を算出し、操作点移動領域に沿った操作点の移動に伴なう代表画素値の変化量から検出した心筋/心腔境界に基づいて輪郭データの生成を行なう。 In the embodiment described below, when measuring the intracardiac volume and cardiac ejection rate for the subject based on the contour data of the myocardial / cardiac cavity boundary in the time-series image data obtained from the subject, Standard shape data of the myocardial / cardiac chamber boundary is set in the image data in the first time phase as image data, and further, linear operation point movement is performed with respect to a plurality of operation points arranged at predetermined intervals on the standard shape data. The region is set in a direction orthogonal to the standard shape data. Next, the representative pixel value corresponding to the operation point from the pixel values of the pixel corresponding to the operation point (operation point pixel) and a predetermined number of pixels (adjacent pixels) adjacent to the operation point pixel in the direction orthogonal to the operation point moving area. The contour data is generated based on the myocardial / cardiac cavity boundary detected from the change amount of the representative pixel value accompanying the movement of the operation point along the operation point moving region.
そして、操作者は、画像データに重畳表示された輪郭データにおけるノイズの影響(例えば、連続性)を観察しながら隣接画素の画素数を最適化し、前記操作点画素と最適化された隣接画素の画素値から算出した代表画素値に基づき基準画像データとこの基準画像データに後続する各時相の画像データに対し輪郭データの生成を行なう。 Then, the operator optimizes the number of adjacent pixels while observing the influence (for example, continuity) of noise in the contour data superimposed and displayed on the image data, so that the operation point pixel and the optimized adjacent pixel Based on the representative pixel value calculated from the pixel value, contour data is generated for the reference image data and the image data of each time phase following the reference image data.
尚、本実施例では、超音波診断装置によって得られた時系列的なBモード画像データを用い、当該被検体の心腔内容積及び心臓駆出率の計測を目的とした場合の輪郭抽出法について述べるが、対象とする画像診断装置、画像データ、計測対象、計測目的等はこれらに限定されない。 In this embodiment, the contour extraction method for measuring the intracardiac volume and cardiac ejection fraction of the subject using time-series B-mode image data obtained by the ultrasonic diagnostic apparatus. However, the target image diagnostic apparatus, image data, measurement target, measurement purpose, and the like are not limited to these.
(装置の構成)
本実施例における超音波診断装置の構成につき図1乃至図7を用いて説明する。尚、図1は、超音波診断装置の全体構成を示すブロック図であり、図2は、この超音波診断装置が備えた送受信部及び受信信号処理部のブロック図である。
(Device configuration)
The configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus, and FIG. 2 is a block diagram of a transmission / reception unit and a received signal processing unit included in the ultrasonic diagnostic apparatus.
図1に示した本実施例の超音波診断装置100は、被検体に対して超音波パルスを送信すると共に超音波反射波(受信超音波)を電気信号(受信信号)に変換する超音波振動子を備えた超音波プローブ3と、被検体の所定方向に対して超音波パルスを送信するための駆動信号を超音波プローブ3の超音波振動子に供給し、超音波振動子から得られた複数チャンネルの受信信号を整相加算する送受信部2と、整相加算後の受信信号に基づいてBモードデータを生成する受信信号処理部4と、走査方向単位で得られるBモードデータを順次保存して2次元の画像データ(Bモード画像データ)を生成する画像データ記憶部5を備えている。
The ultrasonic
又、超音波診断装置100は、画像データ記憶部5に保存された当該被検体の画像データの中から所定期間T0において得られた時系列的な画像データを選択する画像データ選択部6と、選択された画像データの各々に対し心筋/心腔境界を検出し、この心筋/心腔境界の位置情報に基づいて輪郭データを生成する輪郭トレース部7と、得られた輪郭データに基づいて所定時相における心腔内容積を計測する容積計測部8と、計測された収縮末期及び拡張末期における心腔内容積に基づいて心臓駆出率を算出する駆出率算出部9を備えている。
In addition, the ultrasonic
更に、超音波診断装置100は、画像データ記憶部5に保存された時系列的な画像データ、画像データ選択部6において選択された所定期間T0の時系列的な画像データ、輪郭トレース部7において生成された心筋/心腔境界の標準形状データや輪郭データ、更には、駆出率算出部9において算出された心臓駆出率の数値等を表示する表示部10と、画像データの選択指示信号の入力、画像データにおける特徴量位置の指定、更には、後述する操作点の代表画素値を算出するための隣接画素数の仮設定や更新等を行なう入力部11と、上述の各ユニットを統括的に制御するシステム制御部12を備えている。
Furthermore, the ultrasonic
超音波プローブ3は、複数個配列された図示しない超音波振動子をその先端部分に有し、この先端部分を被検体に接触させて超音波の送受信を行なう。超音波プローブ3の超音波振動子の各々は、図示しないNxチャンネルの多芯ケーブルを介して送受信部2に接続されている。超音波振動子は電気音響変換素子であり、送信時には電気パルス(駆動信号)を超音波パルス(送信超音波)に変換し、又、受信時には超音波反射波(受信超音波)を電気的な受信信号に変換する機能を有している。
The ultrasonic probe 3 has a plurality of ultrasonic transducers (not shown) arranged at the tip portion, and transmits and receives ultrasonic waves by bringing the tip portion into contact with the subject. Each of the ultrasonic transducers of the ultrasonic probe 3 is connected to the transmission /
超音波プローブ3には、セクタ走査対応、リニア走査対応、コンベックス走査対応等があり、操作者は診断部位に応じて任意に選択することが可能である。本実施例では、Nx本の超音波振動子が1次元配列されているセクタ走査用の超音波プローブを用いた場合について述べるが、これに限定されない。 The ultrasonic probe 3 has a sector scan support, a linear scan support, a convex scan support, and the like, and the operator can arbitrarily select according to the diagnosis part. In the present embodiment, a case where an ultrasonic probe for sector scanning in which Nx ultrasonic transducers are arranged one-dimensionally is described, but the present invention is not limited to this.
図2に示した送受信部2は、超音波プローブ3の超音波振動子に対して駆動信号を供給する送信部21と、超音波振動子から得られたNxチャンネルの受信信号に対して整相加算を行なう受信部22を備えている。そして、送信部21は、レートパルス発生器211と、送信遅延回路212と、駆動回路213を備えており、レートパルス発生器211は、送信超音波の繰り返し周期を決定するレートパルスを生成して送信遅延回路212に供給する。
The transmitting / receiving
送信遅延回路212は、送信に使用される超音波振動子と同数のNxチャンネルの独立な遅延回路から構成され、送信超音波を所定の深さに集束するための集束用遅延時間と、送信超音波を所定の方向に送信するための偏向用遅延時間を上記レートパルスに与え、このレートパルスを駆動回路213に供給する。そして、駆動回路213は、送信遅延回路212と同数のNxチャンネルの独立な駆動回路を有しており、超音波プローブ3に内蔵されたNx個の超音波振動子を駆動し、被検体内に送信超音波を放射する。
The
一方、受信部22は、Nxチャンネルから構成されるA/D変換器221及び受信遅延回路222と、加算器223を備えており、超音波振動子から供給されたNxチャンネルの受信信号は、A/D変換器221にてデジタル信号に変換され、受信遅延回路222に送られる。受信遅延回路222は、所定の深さからの受信超音波を集束するための集束用遅延時間と、所定方向に対して受信指向性を設定するための偏向用遅延時間をA/D変換器221から出力されるNxチャンネルの受信信号の各々に与え、加算器223は、これら受信遅延回路222からの受信信号を加算する。即ち、受信遅延回路222と加算器223により、所定方向から得られた受信信号は整相加算される。
On the other hand, the receiving
次に、受信信号処理部4は、包絡線検波器411と対数変換器412を備え、包絡線検波器411は、受信部22の加算器223から供給された整相加算後の受信信号を包絡線検波し、この包絡線検波信号は対数変換器412においてその振幅が対数変換されてBモードデータが生成される。
Next, the received
図1に戻って、画像データ記憶部5は、被検体に対する超音波走査によって時系列的に得られた複数枚の画像データを保存するための記憶回路であり、被検体の所定時相における超音波走査によって得られた受信信号に基づいて受信信号処理部4が生成した走査方向単位のBモードデータは画像データ記憶部5に順次保存されて1枚の画像データが生成され、更に、前記時相に後続する複数の時相に対しても同様にして画像データの生成と保存が行なわれる。又、これらの画像データには画像データ収集条件や時相情報等が付帯情報として付加される。
Returning to FIG. 1, the image
画像データ選択部6は、入力部11から供給される選択指示信号に基づいて画像データ記憶部5に保存されている時系列的な画像データの中から、所望期間T0に相当するM枚の画像データP1乃至PMを選択し、自己の図示しない記憶回路に保存する。この場合、操作者は、画像データ記憶部5に保存された画像データを表示部10のモニタに順次表示させ、これらの画像データの中から所定周期T0における最初の画像データP1と最後の画像データPMを入力部11の入力デバイスを用いて指定することにより時系列的な画像データP1乃至PMを容易に選択することが可能となるが、他の方法によって選択しても構わない。
The image
一方、輪郭トレース部7は、画像データ選択部6により選択された時系列的な画像データP1乃至PMの中の画像データP1(基準画像データ)における心筋特徴量の位置情報に基づいて閉曲線からなる標準形状データを生成する標準形状データ生成部71と、この標準形状データあるいは後述の輪郭データに複数の操作点を所定間隔で配置する操作点設定部72と、標準形状データあるいは輪郭データの閉曲線に対して垂直な方向(法線方向)に操作点移動領域を設定する操作点移動領域設定部73と、各操作点に対応した代表画素値の算出に用いる隣接画素を設定する隣接画素設定部74を備え、更に、操作点の位置に対応した画像データの操作点画素とこの操作点画素に隣接して設定された隣接画素の画素値に基づいて代表画素値を算出し、操作点の移動に伴なう代表画素値の変化量に基づいて心筋/心腔境界を検出する境界検出部75と、前記複数の操作点の移動によって検出された心筋/心腔境界の位置情報に基づいて輪郭データを生成する輪郭データ生成部76を備えている。
On the other hand, the
標準形状データ生成部71は、標準形状データベース711とCPU712を有し、標準形状データベース711には、画像データの収集条件(例えば、診断対象臓器(心臓)に対する超音波走査方法、走査方向あるいは走査断面)をパラメータとした心房あるいは心室における心筋/心腔境界の標準形状データが予め保管されている。
The standard shape
一方、CPU712は、画像データP1に付加された画像データ収集条件に基づいて好適な標準形状データを標準形状データベース711から読み出し、更に、表示部10に表示された画像データP1に対し入力部11が設定した心筋の特徴量(即ち、弁輪部V1及びV2や心尖部V3)の位置情報に基づいて前記標準形状データに対する拡大/縮小あるいは回転等の補正を行なう。
On the other hand, the
そして、補正後の標準形状パターンは、必要に応じてシステム制御部12を介し表示部10に供給され、画像データ選択部6から供給された画像データP1に重畳表示される。
The corrected standard shape pattern is supplied to the
次に、操作点設定部72は、画像データP1に対して標準形状データ生成部71が生成した補正後の標準形状データにおいて所定間隔の操作点R1乃至RNを配置する。一方、画像データP2乃至PMでは、画像データP1乃至P(M−1)に対し後述の境界検出部75が生成した輪郭データにおいて所定間隔の操作点R1乃至RNを設定する。
Next, the operation
更に、操作点設定部72は、操作点移動領域設定部73によって設定された直線状の操作点移動領域C1乃至CNに沿って前記操作点R1乃至RNを順次移動させる。尚、操作点R1乃至RNは、画像データP1あるいは画像データP2乃至PMに設定された操作点移動領域C1乃至CNに沿って心腔内から心筋方向に移動させることが好適である。
Further, the operation
一方、操作点移動領域設定部73は、操作点R1乃至RNに対する直線状の操作点移動領域C1乃至CNを、標準形状データあるいは輪郭データを形成する閉曲線の法線方向に設定する。
On the other hand, the operating point moving
図3は、当該被検体の心尖部近傍に超音波プローブ3の先端を配置して得られた左心室LVの画像データP1を示しており、操作者が入力部11の入力デバイスを用いて設定した僧坊弁の弁輪部V1、V2及び心尖部V3の位置情報と超音波プローブ3の配置情報に基づいて標準形状データ生成部71が生成した標準形状データB1が左心室LVにおける心筋/心腔境界の近傍に設定される。
FIG. 3 shows image data P1 of the left ventricle LV obtained by placing the tip of the ultrasound probe 3 in the vicinity of the apex of the subject. The operator uses the input device of the
一方、図4は、画像データP1に対し標準形状データ生成部71が生成した標準形状データB1と、この標準形状データB1に対し操作点設定部72が所定間隔で配置した操作点R1乃至RNと、操作点移動領域設定部73が設定した操作点R1乃至RNの操作点移動領域を示す線分C1乃至CNを模式的に示している。
On the other hand, FIG. 4 shows standard shape data B1 generated by the standard shape
次に、隣接画素設定部74は、操作点移動領域C1乃至CNの所定位置に設定(移動)された操作点R1乃至RNの各々に対応する操作点画素を中心とした隣接画素を設定する。この場合、直線状の操作点移動領域C1乃至CNに略垂直な方向において前記操作点画素に隣接した1つあるいは複数の隣接画素が設定される。更に、隣接画素設定部74は、入力部11から供給される隣接画素増減指示信号に基づいて隣接画素数の更新を随時行なう。
Next, the adjacent
境界検出部75は、操作点移動領域C1乃至CNの所定位置に設定された操作点に対応する操作点画素と隣接画素設定部74が設定した前記操作点画素に隣接する隣接画素の画素値を用いて代表画素値を算出する。そして、操作点移動領域C1乃至CNに沿って移動する操作点R1乃至RNに対応して代表画素値を順次算出し、その変化量に基づいて心筋/心腔境界の検出を行なう。
The
次に、上述の隣接画素設定部74及び境界検出部75が行なう隣接画素の設定と代表画素値の算出、更には、心筋/心腔境界の検出につき図5及び図6を用いて説明する。
Next, setting of adjacent pixels and calculation of representative pixel values performed by the above-described adjacent
図5は、操作点画素を基準とした隣接画素の設定方法と、この操作点画素に対応した代表画素値の算出方法について示している。但し、ここでは、説明を簡単にするために画像データP1の画素配列方向に沿って標準形状データB1が設定された場合について示す。即ち、図5において、標準形状データB1は、画像データP1の列方向(縦方向)に配列された画素a13乃至ax3に設定され、この標準形状データB1における操作点R1及びR2は画素a33及びa83に、更に、操作点R1及びR2に対する操作点移動領域C1及びC2は、画像データP1の行方向(横方向)に配列された画素a31乃至a35と画素a81乃至a85に夫々設定されている。 FIG. 5 shows an adjacent pixel setting method based on the operation point pixel and a representative pixel value calculation method corresponding to the operation point pixel. However, here, in order to simplify the description, a case where the standard shape data B1 is set along the pixel arrangement direction of the image data P1 is shown. That is, in FIG. 5, the standard shape data B1 is set to the pixels a13 to ax3 arranged in the column direction (vertical direction) of the image data P1, and the operation points R1 and R2 in the standard shape data B1 are the pixels a33 and a83. Furthermore, the operation point moving areas C1 and C2 with respect to the operation points R1 and R2 are set in the pixels a31 to a35 and the pixels a81 to a85 arranged in the row direction (lateral direction) of the image data P1, respectively.
そして、操作点R1は、例えば、操作点移動領域C1の画素a31から画素a35に向って移動し、この移動に伴なって代表画素値が順次算出される。即ち、操作点R1が最初の画素a31に設定された場合、隣接画素設定部74は、操作点画素a31を中心として操作点移動領域C1に垂直な方向に隣接する、例えば画素a11、a21、a41及びa51を隣接画素として設定する。
For example, the operation point R1 moves from the pixel a31 to the pixel a35 in the operation point movement area C1, and the representative pixel value is sequentially calculated along with this movement. That is, when the operation point R1 is set to the first pixel a31, the adjacent
次いで、境界検出部75は、操作点画素a31の画素値A31と隣接画素設定部74によって設定された隣接画素a11、a21、a41、a51の画素値A11、A21、A41、A51を用いて画素31に対応した代表画素値D31を算出する。この場合、境界検出部75は、画素値A11乃至A51の加算平均から代表画素値D31を算出することが望ましいが、特に限定されるものではなく、例えば、画素値A11乃至A51の中の最大値を代表画素値D31としても構わない。
Next, the
次に、操作点設定部72によって操作点R1が画素a32の位置に設定された場合、隣接画素設定部74は、画素a12、a22、a42、a45を隣接画素として設定し、境界検出部75は、画素a12乃至a52の画素値A12乃至A52を用いて画素32に対応した代表画素値D32を算出する。
Next, when the operation point R1 is set at the position of the pixel a32 by the operation
又、操作点R1が画素a33、a34及びa35の位置に設定された場合においても、同様の手順によって画素a33、a34及びa35に対応した代表画素値D33、D34及びD35が算出される。 Even when the operation point R1 is set at the positions of the pixels a33, a34, and a35, the representative pixel values D33, D34, and D35 corresponding to the pixels a33, a34, and a35 are calculated by the same procedure.
次いで、境界検出部75は、操作点R1の操作点移動領域C1での移動に伴なって得られた代表画素値D31乃至D35の変化量に基づいて心筋/心腔境界の検出を行なう。図6は、代表画素値D31乃至D35の変化量に基づく心筋/心腔境界の検出方法の具体例を示したものであり、例えば、画素a31乃至a34は反射強度が小さい心腔内に対応し、画素a35は反射強度が比較的大きい心筋組織に対応している場合、画素a31乃至a35の各々における代表画素値は図6に示すような変化特性を示す。そして、この変化特性において最大の変化量を示す位置、即ち、画素34と画素35の境界を心筋/心腔境界として検出する。
Next, the
同様にして、操作点移動領域C2乃至CNを移動する操作点R2乃至RNの各々に対しても同様な手順によって代表画素値が算出され、この代表画素値の変化量に基づいて心筋/心腔境界が検出される。 Similarly, a representative pixel value is calculated by the same procedure for each of the operation points R2 to RN that move in the operation point movement areas C2 to CN, and the myocardium / heart chamber is based on the amount of change in the representative pixel value. A boundary is detected.
尚、上述の説明では、画像データP1に対して生成された標準形状データB1に基づき操作点、操作点移動領域及び隣接画素の設定と心筋/心腔境界の検出を行なう場合について述べたが、画像データP2乃至PMについては既に述べたように、画像データP1乃至P(M−1)に対して後述の輪郭データ生成部76が生成した輪郭データに基づいて上記の各設定と心筋/心腔境界の検出が行なわれる。
In the above description, the operation point, the operation point moving region and the adjacent pixel are set and the myocardial / cardiac cavity boundary is detected based on the standard shape data B1 generated for the image data P1. As described above, with respect to the image data P2 to PM, each of the above settings and the myocardium / heart chamber are based on the contour data generated by the contour
図1に戻って、輪郭トレース部7の輪郭データ生成部76は、画像データ選択部6によって選択された画像データP1乃至PMの各々に対し、上述の境界検出部75が検出した心筋/心腔境界の位置情報に基づいてその輪郭データを生成する。そして、生成した輪郭データを前記画像データP1乃至PMに重畳表示するためにシステム制御部12を介して表示部10に供給する。
Returning to FIG. 1, the contour
次に、容積計測部8は、図示しない演算回路と記憶回路を備え、前記演算回路は、輪郭データ生成部76において生成された画像データP1乃至PMにおける輪郭データに基づいて心腔内容積を計測する。
Next, the
図7は、容積計測部8によって行なわれる心腔内容積計測の具体例を示したものであり、容積計測部8は、先ず、輪郭トレース部7の輪郭データ生成部76が画像データP1乃至PMの各々に対して生成した輪郭データEから弁輪部を検出し、この弁輪部の位置を基準に心臓の長軸FLを設定する。更に、長軸FLを間隔ΔhでJ分割した分割点hj(j=1乃至J)から長軸FLに対して垂線を引き、この垂線が輪郭データEと交わる2つの交点f1j及びf2jの間の長さXj(j=1乃至J)を算出する(図7(a)参照)。
FIG. 7 shows a specific example of the intracardiac volume measurement performed by the
次いで、上記手順によって求めた長さX1乃至Xjを直径、予め設定されたΔhを高さとした微小円柱の和で体積を近似する、所謂Modified-Simpson法を適用して各時相における心腔内容積を計測する(図7(b)参照)。 Next, the contents of the heart chamber in each time phase are applied by applying the so-called Modified-Simpson method, in which the volume is approximated by the sum of microcylinders with the lengths X1 to Xj obtained by the above procedure as the diameter and the preset Δh as the height. The product is measured (see FIG. 7B).
そして、前記演算回路によって計測された各時相の心腔内容積は、その時相を付帯情報として前記記憶回路に保存される。 The intracardiac volume of each time phase measured by the arithmetic circuit is stored in the storage circuit with the time phase as supplementary information.
一方、駆出率算出部9は、容積計測部8の記憶回路に保存された心腔内容積データの中から収縮末期における心腔内容積Vxsと拡張末期における心腔内容積Vxdを読み出し、下式(1)に基づいて心臓駆出率Zxを算出する。
Zx=(Vxd−Vxs)/Vxd×100 (%) ・・・(1)
次に、表示部10は、画像データ記憶部5に保存された時系列的な画像データ、あるいは、画像データ選択部6において選択された所定期間T0の画像データを表示し、更に、輪郭トレース部7において生成された心筋/心腔境界の標準形状データや輪郭データ、更には、駆出率算出部9において算出された心臓駆出率Zxの数値等を前記画像データに重畳表示する。
On the other hand, the ejection fraction calculation unit 9 reads the intracardiac volume Vxs at the end systole and the intracardiac volume Vxd at the end diastole from the intracardiac volume data stored in the storage circuit of the
Zx = (Vxd−Vxs) / Vxd × 100 (%) (1)
Next, the
この表示部10は、図示しない表示用画像データ生成回路と変換回路とモニタを備え、前記表示用画像データ生成回路は、画像データ記憶部5あるいは画像データ選択部6の記憶回路に保存された画像データに対し所定の表示形態に対応した走査変換等の処理を行なった後、標準形状データや輪郭データ等の付帯情報を合成して表示用画像データを生成する。又、前記変換回路は、前記表示用画像データ生成回路が生成した表示用画像データに対してD/A変換とテレビフォーマット変換を行なって前記モニタに表示する。
The
そして、表示部10の前記モニタにおいて時系列的に表示された画像データ記憶部5の画像データに基づいて画像データP1乃至PMが選択され、更に、これらの画像データP1乃至PMの中から選択された画像データP1に基づいて標準形状データが生成される。又、前記画像データP1に重畳表示された輪郭データに基づいて隣接画素数の最適化が行なわれる。
Then, the image data P1 to PM are selected based on the image data of the image
一方、入力部11は、操作パネル上に液晶表示パネルやキーボード、トラックボール、マウス、レバー等の入力デバイスを備え、被検体情報の入力、画像データの収集条件や表示条件の初期設定、操作点の配置間隔や移動範囲の初期設定、画像データP1乃至PMに対する選択指示信号の入力、基準画像データに対する特徴量位置の設定、隣接画素数の仮設定及び更新、更には、画像データの生成や各種計測を行なうためのコマンド信号の入力等を行なう。
On the other hand, the
(画像データの生成手順)
次に、本実施例における画像データの生成手順につき図8のフローチャートに沿って説明する。
(Image data generation procedure)
Next, the image data generation procedure in this embodiment will be described with reference to the flowchart of FIG.
画像データの生成に先立ち、超音波診断装置100の操作者は、入力部11において被検体情報を入力し、更に、画像データ(Bモード画像データ)の収集条件及び表示条件を設定する。そして、これらの入力情報や初期設定情報をシステム制御部12の記憶回路に保存する(図8のステップS1)。
Prior to the generation of image data, the operator of the ultrasonic
上述の初期設定が終了したならば、操作者は、入力部11にて画像データ生成開始コマンドを入力し(図8のステップS2)、このコマンド信号がシステム制御部12に供給されることにより、超音波診断装置100による画像データの生成と保存が開始される。
When the above initial setting is completed, the operator inputs an image data generation start command at the input unit 11 (step S2 in FIG. 8), and this command signal is supplied to the
画像データの生成に際し、図2に示した送信部21のレートパルス発生器211は、システム制御部12からの制御信号に従って被検体内に放射する送信超音波の繰り返し周期(レート周期)を決定するレートパルスを生成し送信遅延回路212に供給する。送信遅延回路212は、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を集束するための遅延時間と、最初の走査方向θ1に超音波を送信するための遅延時間を前記レートパルスに与え、このレートパルスをNxチャンネルの駆動回路213に供給する。
When generating the image data, the
次いで、駆動回路213は、送信遅延回路212から供給されたレートパルスに基づいて駆動信号を生成し、この駆動信号を超音波プローブ3におけるNx個の超音波振動子に供給して被検体内のθ1方向に送信超音波を放射する。
Next, the
放射された送信超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる被検体の臓器境界面や組織にて反射し、送信時と同じ超音波振動子によって受信されてNxチャンネルの電気的な受信信号に変換される。次いで、この受信信号は、受信部22のA/D変換器221においてデジタル信号に変換された後、Nxチャンネルの受信遅延回路222において所定の深さからの受信超音波を収束するための遅延時間と走査方向θ1からの受信超音波に対し強い受信指向性を設定するための遅延時間が与えられ、加算器223にて整相加算される。
A part of the transmitted ultrasonic wave is reflected by the organ boundary surface or tissue of the subject with different acoustic impedance, and is received by the same ultrasonic transducer as that at the time of transmission and converted into an Nx channel electrical reception signal. Is done. Next, the received signal is converted into a digital signal by the A /
そして、整相加算後の受信信号が供給された受信信号処理部4の包絡線検波器411及び対数変換器412は、この受信信号に対して包絡線検波と対数変換を行なってBモードデータを生成し、図1の画像データ記憶部5に保存する(図8のステップS3)。
Then, the
走査方向θ1におけるBモードデータの生成と保存が終了したならば、超音波の送受信方向がθ方向にΔθずつ更新された走査方向θp(θp=θ1+(p−1)Δθ(p=2乃至P))に対して同様の手順で超音波の送受信を行なう。このとき、システム制御部12は、その制御信号によって送信遅延回路212及び受信遅延回路222の遅延時間を超音波送受信方向に対応させて更新する。
When generation and storage of the B-mode data in the scanning direction θ1 is completed, the scanning direction θp (θp = θ1 + (p−1) Δθ (p = 2 to P) in which the transmission / reception direction of the ultrasonic wave is updated by Δθ in the θ direction. )), Ultrasonic waves are transmitted and received in the same procedure. At this time, the
そして、走査方向θ1の場合と同様にして走査方向θ2乃至θPに対する超音波送受信によってBモードデータが生成され(図8のステップS3)これらのBモードデータは画像データ記憶部5に順次保存されて2次元の画像データが生成される(図8のステップS4)。
Then, B-mode data is generated by ultrasonic transmission / reception in the scanning directions θ2 to θP in the same manner as in the scanning direction θ1 (step S3 in FIG. 8), and these B-mode data are sequentially stored in the image
最初の時相における画像データの生成と保存が終了したならば、同様の手順を繰り返して第2の時相以降の画像データの生成と画像データ記憶部5への保存が行われる。この場合、画像データ記憶部5には、画像データ収集条件や時相情報が付加された時系列的な2次元画像データが保存される(図8のステップS3及びS4)。
When the generation and storage of the image data in the first time phase are completed, the same procedure is repeated to generate the image data after the second time phase and store it in the image
(輪郭データの生成及び心臓駆出率の算出の手順)
次に、本実施例における輪郭データの生成手順とこの輪郭データに基づいて算出される心臓駆出率の算出手順を図9のフローチャートに沿って説明する。
(Procedure for generating contour data and calculating cardiac ejection fraction)
Next, the procedure for generating contour data and the procedure for calculating the cardiac ejection rate calculated based on the contour data in this embodiment will be described with reference to the flowchart of FIG.
操作者は、入力部11において、操作点の配置間隔や移動範囲の設定、更には、隣接画素数の仮設定等を行ない(図9のステップS11)、画像データ記憶部5に保管されている当該被検体の画像データを表示するためのコマンド信号を入力する。そして、システム制御部12を介してこのコマンド信号を受信した画像データ記憶部5は、自己の記憶回路に保管されている前記画像データを表示部10に供給しモニタ上に動画像として表示する。
The operator uses the
次いで、操作者は、表示部10に表示された画像データを観測し、所望期間T0における最初の画像データP1と最後の画像データPMを指定することにより画像データの選択指示信号を生成して画像データ選択部6に供給する。そして、画像データ選択部6は、この選択指示信号に基づいて画像データ記憶部5に保管されている画像データの中から時系列的な画像データP1乃至PMを読み出して自己の記憶回路に一旦保存する(図9のステップS12)。
Next, the operator observes the image data displayed on the
次いで、画像データ選択部6は、前記記憶回路に保存された画像データP1を基準画像データとして読み出し、表示部10のモニタに静止画像として表示する。そして、表示部10のモニタに表示された画像データP1を観察した操作者は、この画像データP1の左心室に対し心筋特徴量である弁輪部V1及びV2と心尖部V3の位置を入力部11の入力デバイスを用いて指定する(図9のステップS13)。
Next, the image
一方、標準形状データ生成部71は、画像データP1に付加された画像データ収集条件に基づいて好適な標準形状データを標準形状データベース711から読み出し、更に、表示部10に表示された画像データP1に対して入力部11が指定した心筋特徴量(即ち、弁輪部V1及びV2や心尖部V3)の位置情報に基づき前記標準形状データに対し拡大/縮小あるいは回転等の補正処理を行なう(図9のステップS14)。
On the other hand, the standard shape
そして、補正後の標準形状データは、必要に応じてシステム制御部12を介し表示部10に供給され、画像データP1及び心筋特徴量の位置情報と共にモニタ上に表示される。
Then, the corrected standard shape data is supplied to the
次に、操作点設定部72は、画像データP1に対して標準形状データ生成部71が生成した補正後の標準形状データにおいて所定間隔の操作点R1乃至RNを配置し、操作点移動領域設定部73は、初期設定された操作点移動範囲の情報に基づき、前記操作点R1乃至RNに対する直線状の操作点移動領域C1乃至CNを閉曲線で構成された標準形状データの法線方向に設定する(図9のステップS15)。そして、操作点設定部72は、操作点移動領域設定部73が設定した操作点移動領域C1乃至CNに沿って操作点R1乃至RNを心腔内から心筋方向に順次移動させる。
Next, the operation
即ち、操作点設定部72は、先ず、操作点R1乃至RNを操作点移動領域C1乃至CNの最初の操作点位置(例えば、図5の画素a31、a81、・・・に対応した位置)に設定する。一方、隣接画素設定部74は、操作点移動領域C1乃至CNの前記操作点位置に設定した操作点R1乃至RNに対応する画像データP1の画素を操作点画素に設定し、更に、操作点移動領域C1乃至CNに略垂直な方向において前記操作点画素に隣接した1つあるいは複数の画素を隣接画素に設定する(図9のステップS16)。尚、上述の隣接画素は、入力部11において仮設定された隣接画素数に基づいて設定される。
That is, the operation
そして、境界検出部75は、前記操作点移動領域C1乃至CNの各々における最初の操作点位置に対応した操作点画素とその隣接画素の画素値を用いて代表画素値を算出する(図9のステップS17)。
Then, the
次いで、操作点設定部72は、操作点R1乃至RNを操作点移動領域C1乃至CNの2番目の操作点位置(例えば、図5の画素a32、a82、・・・に対応した位置)に移動させ、隣接画素設定部74は、操作点移動領域C1乃至CNの前記操作点位置に移動した操作点R1乃至RNに対応する操作点画素と、この操作点画素に隣接した隣接画素を設定する。そして、境界検出部75は、操作点移動領域C1乃至CNの各々における2番目の操作点位置に対応した操作点画素とその隣接画素の画素値を用いて代表画素値を算出する。
Next, the operation
以下同様にして、3番目以降の操作点位置に対しても、この操作点位置に対応する操作点画素とその隣接画素の画素値に基づいて代表画素値が算出される(図9のステップS16及びS17)。 Similarly, for the third and subsequent operation point positions, the representative pixel value is calculated based on the pixel values of the operation point pixel corresponding to this operation point position and its adjacent pixels (step S16 in FIG. 9). And S17).
次いで、境界検出部75は、操作点移動領域C1乃至CNに沿った操作点R1乃至RNの移動と共に算出された代表画素値の変化量に基づいて心筋/心腔境界の位置を検出する(図9のステップS18)。一方、輪郭データ生成部76は、境界検出部75が検出した心筋/心腔境界の位置情報に基づいてその輪郭データを生成し、システム制御部12を介して表示部10に供給する。そして、表示部10は、画像データ選択部6から供給された画像データP1に前記輪郭データを重畳してモニタに表示する(図9のステップS19)。
Next, the
次に、操作者は、表示部10のモニタに画像データP1と共に表示された輪郭データを観察する。そして、ノイズ等による影響が認められた場合には、入力部11の操作パネル上に設けられた隣接画素数増減用のレバーを用いて隣接画素数を更新し(図9のステップS20)、隣接画素設定部74は、更新された隣接画素数に基づいて各操作点に対する隣接画素の画素数を更新して上述のステップS17乃至S19の手順を繰り返す。一方、輪郭データにノイズ等の影響が認められない場合には、操作者は、心臓駆出率の算出開始コマンドを入力部11より入力する。
Next, the operator observes the contour data displayed on the monitor of the
システム制御部12を介して上述のコマンド信号を受信した容積計測部8は、輪郭データ生成部76において生成された画像データP1における輪郭データに基づいて心腔内容積を計測する(図9のステップS21)。
The
次に、画像データ選択部6は、前記記憶回路に保存された画像データP2を読み出し、操作点設定部72は、画像データP1に対して輪郭データ生成部76が生成した輪郭データにおいて所定間隔の操作点R1乃至RNを配置する。そして、操作点移動領域設定部73は、操作点R1乃至RNに対する直線状の操作点移動領域C1乃至CNを設定し、操作点設定部72は、この操作点移動領域C1乃至CNに沿って操作点R1乃至RNを心腔内から心筋方向に順次移動させる(図9のステップS22)。
Next, the image
一方、隣接画素設定部74は、操作点移動領域C1乃至CNに沿って移動した操作点R1乃至RNに対応する画像データP2の画素を操作点画素に設定し、更に、画像データP1に対して最適化された画素数の隣接画素を設定する。
On the other hand, the adjacent
又、境界検出部75は、操作点移動領域C1乃至CNにおける各操作点位置に対応した操作点画素とその隣接画素の画素値を用いて代表画素値を算出し、算出した代表画素値の変化量に基づいて心筋/心腔境界の位置を検出する。そして、輪郭データ生成部76は、境界検出部75が検出した心筋/心腔境界の位置情報に基づいてその輪郭データを生成し、容積計測部8は、輪郭データ生成部76において生成された画像データP2における輪郭データに基づいて心腔内容積を計測する(図9のステップS16乃至S21)。
In addition, the
以下、同様の手順によって画像データP3乃至PMに対する心筋/心腔境界の輪郭データが生成され、この輪郭データに基づいて心腔内容積が計測される。そして、画像データP1乃至PMから得られた心腔内容積の計測結果は、自己の記憶回路に保存される(図9のステップS16乃至S22)。 Thereafter, contour data of the myocardial / heart chamber boundary for the image data P3 to PM is generated by the same procedure, and the intracardiac volume is measured based on the contour data. Then, the measurement result of the intracardiac volume obtained from the image data P1 to PM is stored in its own storage circuit (steps S16 to S22 in FIG. 9).
画像データP1乃至PMに対する心腔内容積の計測が終了したならば、駆出率算出部9は、容積計測部8の記憶回路に保存された心腔内容積の計測結果の中から拡張末期における計測結果と収縮末期における計測結果を読み出して心臓駆出率を算出する(図9のステップS23)。そして、得られた心臓駆出率のデータをシステム制御部12を介して表示部10に供給しモニタに表示する。
When the measurement of the intracardiac volume with respect to the image data P1 to PM is completed, the ejection fraction calculation unit 9 selects the intracardiac volume from the measurement results of the intracardiac volume stored in the storage circuit of the
(変形例)
次に、上述の実施例の変形例について説明する。この変形例では、被検体から得られた時系列的な画像データにおける心筋/心腔境界の輪郭データに基づいて当該被検体に対する心腔内容積や心臓駆出率を計測する際、基準画像データとしての最初の時相における画像データに心筋/心腔境界の標準形状データを設定し、更に、この標準形状データ上に所定間隔で配置した複数の操作点に対し線状の操作点移動領域を前記標準形状データに直交する方向に設定する。
(Modification)
Next, a modification of the above embodiment will be described. In this modification, when measuring the intracardiac volume and cardiac ejection fraction for the subject based on the contour data of the myocardial / cardiac cavity boundary in the time-series image data obtained from the subject, the reference image data The standard shape data of the myocardial / cardiac cavity boundary is set in the image data in the first time phase as a linear operation point moving region with respect to a plurality of operation points arranged at predetermined intervals on the standard shape data. A direction perpendicular to the standard shape data is set.
次いで、操作点に対応した画素(操作点画素)と操作点移動領域に直交する方向において前記操作点画素と隣接する所定数の画素(隣接画素)の画素値を読み出す。そして、読み出した画素の中で予め設定された閾値より大きな画素値を有する画素の割合が所定値より大きくなるように隣接画素の画素数を更新し、前記操作点画素と更新された隣接画素の画素値から前記操作点に対する代表画素値を算出する。そして、操作点の移動に伴なう代表画素値の変化量から検出した心筋/心腔境界に基づいて輪郭データの生成を行なう。 Next, pixel values of a predetermined number of pixels (adjacent pixels) adjacent to the operation point pixel in a direction orthogonal to the operation point moving area and a pixel corresponding to the operation point (operation point pixel) are read. Then, the number of adjacent pixels is updated so that a ratio of pixels having a pixel value larger than a preset threshold value among the read pixels is larger than a predetermined value, and the operation point pixel and the updated adjacent pixel are updated. A representative pixel value for the operation point is calculated from the pixel value. Then, contour data is generated based on the myocardial / cardiac cavity boundary detected from the amount of change in the representative pixel value accompanying the movement of the operation point.
本変形例における超音波診断装置の構成を図10に示す。本変形例の超音波診断装置200と上述の実施例における超音波診断装置100との差異は、前者において、画素値比較部77と隣接画素制御部78が隣接画素設定部74の代わりに設けられていることである。この図10において、図1に示した超音波診断装置100のユニットと略等しい機能を有するユニットは同一符号を付加し詳細な説明を省略する。
FIG. 10 shows the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus in this modification. The difference between the ultrasonic
図10に示した本変形例の超音波診断装置200は、超音波振動子を備えた超音波プローブ3と、超音波振動子の駆動及び受信信号の整相加算を行なう送受信部2と、Bモードデータを生成する受信信号処理部4と、2次元の画像データ(Bモード画像データ)を生成する画像データ記憶部5を備え、更に、前記画像データの中から所定期間T0の時系列的な画像データを選択する画像データ選択部6と、これらの画像データから心筋/心腔境界の輪郭データを生成する輪郭トレース部7aと、得られた輪郭データに基づいて心腔内容積を計測する容積計測部8と、収縮末期及び拡張末期における心腔内容積に基づいて心臓駆出率を算出する駆出率算出部9を備えている。
The ultrasonic
又、超音波診断装置200は、画像データ記憶部5に保存された画像データ、画像データ選択部6において選択された画像データ、更には、駆出率算出部9において算出された心臓駆出率の数値等を表示する表示部10と、画像データの選択指示信号の入力や画像データにおける特徴量位置の指定等を行なう入力部11と、上述の各ユニットを統括的に制御するシステム制御部12を備えている。
In addition, the ultrasonic
輪郭トレース部7aは、画像データ選択部6が選択した時系列的な画像データP1乃至PMの中の画像データP1(基準画像データ)における特徴量の位置情報に基づいて標準形状データを生成する標準形状データ生成部71と、この標準形状データ上に複数の操作点を所定間隔で配置する操作点設定部72と、標準形状データの法線方向に操作点移動領域を設定する操作点移動領域設定部73と、前記操作点移動領域に沿って移動する操作点の位置に対応した画像データの操作点画素及びこの操作点画素に隣接して設定された所定数の隣接画素の画素値と所定閾値との比較を行なう画素値比較部77と、前記閾値より大きな画素値を有する画素の割合が所定値あるいは所定値以上になるように前記隣接画素の画素数を更新する隣接画素制御部78を備え、更に、操作点の位置に対応した画像データの操作点画素と隣接画素制御部78が更新した画素数の隣接画素における画素値に基づいて代表画素値を算出すると共に、操作点の移動に伴なう代表画素値の変化量に基づいて心筋/心腔境界を検出する境界検出部75と、前記複数の操作点の移動によって検出された心筋/心腔境界の位置情報に基づき輪郭データを生成する輪郭データ生成部76を備えている。
The
隣接画素制御部78は、操作点移動領域C1乃至CNの所定の操作点位置に設定された操作点R1乃至RNに対応する画像データP1の画素を操作点画素に設定し、更に、操作点移動領域C1乃至CNに略垂直な方向において前記操作点画素に隣接した、例えば2つの画素を隣接画素に設定する。次いで、隣接画素制御部78は、前記隣接画素の画素数を順次増加させると共に、この隣接画素の画素値と前記操作点画素の画素値を読み出して画素値比較部77に供給する。
The adjacent
一方、隣接画素制御部78から上述の画素値の供給を受けた画素値比較回路77は、これらの画素値と予め設定された閾値とを比較し、閾値以上の画素値を有する画素の割合が所定の値に到達したならば、到達信号を隣接画素制御部78に供給する。そして、上記到達信号を受信した隣接画素制御部78は、隣接画素数の増加を停止することによってその最適化を行ない、境界検出部75は、操作点移動領域C1乃至CNの各々における所定の操作点位置に対応した操作点画素と画素数が最適化された隣接画素の画素値を用いて代表画素値を算出する。
On the other hand, the pixel
次いで、操作点R1乃至RNを操作点移動領域C1乃至CNに沿って移動させながら代表画素値の算出を繰り返し行ない、境界検出部75は、算出された代表画素値の変化量に基づいて心筋/心腔境界の位置を検出する。そして、容積計測部8は、輪郭データ生成部76が心筋/心腔境界の位置情報から生成した輪郭データに基づいて心腔内容積を計測し、駆出率算出部9は、心腔内容積の計測結果の中から拡張末期における計測結果と収縮末期における計測結果を用いて心臓駆出率を算出する。
Next, the representative pixel value is repeatedly calculated while moving the operation points R1 to RN along the operation point moving regions C1 to CN, and the
以上述べた本発明の実施例によれば、当該被検体から得られたBモード画像データに対しACT法を適用して心筋/心腔境界の輪郭抽出を行なう際、ACT法の操作点位置に対応した操作点画素とこの操作点画素に隣接した複数の隣接画素の画素値から前記操作点に対する代表画素値を算出し、前記操作点の移動に伴なう代表画素値の変化量から心筋/心腔境界を検出しているため、各画素に含まれるノイズ成分の影響は代表画素値の算出時に大幅に低減される。従がって、心筋/心腔境界の輪郭抽出精度が向上し、更に、心腔内容積や心臓駆出率に対する計測精度が向上する。 According to the embodiment of the present invention described above, when the contour extraction of the myocardial / cardiac cavity boundary is performed by applying the ACT method to the B-mode image data obtained from the subject, the operation point position of the ACT method is set. A representative pixel value for the operation point is calculated from the corresponding operation point pixel and the pixel values of a plurality of adjacent pixels adjacent to the operation point pixel, and the myocardial / Since the heart chamber boundary is detected, the influence of the noise component included in each pixel is greatly reduced when the representative pixel value is calculated. Accordingly, the contour extraction accuracy of the myocardial / heart chamber boundary is improved, and the measurement accuracy for the intracardiac volume and the cardiac ejection fraction is further improved.
又、非定常的なノイズの影響が低減するため常に安定した輪郭抽出が可能となり、診断効率が向上する。 In addition, since the influence of non-stationary noise is reduced, stable contour extraction is always possible, and diagnostic efficiency is improved.
更に、心筋/心腔境界に設定された輪郭データは当該画像データに重畳して表示することができ、隣接画素数の増減に伴なう輪郭データの変化をモニタリングすることができるため、最適な隣接画素の設定を容易に行なうことが可能となる。 Furthermore, the contour data set at the myocardial / heart chamber boundary can be displayed superimposed on the image data, and the change in the contour data accompanying the increase or decrease in the number of adjacent pixels can be monitored. It is possible to easily set adjacent pixels.
一方、上述の変形例によれば、隣接画素の画素数は画像データに混入したノイズの状態を考慮して自動的に最適化されるため、操作者に与える負荷は大幅に軽減されるのみならず診断効率が更に向上する。特に、本変形例では、複数の隣接画素における画素値を統計的に処理することにより隣接画素数の最適化を行なっているため、操作者の経験や技量に依存することなく常に精度の高い輪郭抽出が可能となる。 On the other hand, according to the above-described modification, the number of adjacent pixels is automatically optimized in consideration of the state of noise mixed in the image data, so that the load on the operator can be greatly reduced. The diagnostic efficiency is further improved. In particular, in the present modification, the number of adjacent pixels is optimized by statistically processing pixel values in a plurality of adjacent pixels, so that the contour is always highly accurate without depending on the experience and skill of the operator. Extraction is possible.
以上、本発明の実施例について述べてきたが、本発明は、上述の実施例に限定されるものではなく、変形して実施することが可能である。例えば、既に述べたように、本実施例及びその変形例では、超音波診断装置によって得られた時系列的なBモード画像データを用い、当該被検体の心腔内容積及び心臓駆出率の計測を目的とした輪郭抽出法について述べるが、対象とする画像診断装置、画像データ、計測対象、計測目的等はこれらに限定されない。 As mentioned above, although the Example of this invention has been described, this invention is not limited to the above-mentioned Example, It can change and implement. For example, as described above, in this embodiment and its modification, time-series B-mode image data obtained by the ultrasonic diagnostic apparatus is used, and the volume of the heart chamber and the ejection fraction of the subject are measured. Although the contour extraction method for the purpose of measurement will be described, the target image diagnosis apparatus, image data, measurement target, measurement purpose, and the like are not limited to these.
又、上記実施例における輪郭トレース部7あるいは上記変形例における輪郭トレース部7aは、超音波診断装置100あるいは超音波診断装置200に設けられている場合について述べたが、例えば、図11に示すように画像データ記憶部5、画像データ選択部6、表示部10、入力部11、システム制御部12と共に、輪郭データの生成を目的とした画像処理装置300を構成してもよい。
Moreover, although the case where the
この方法によれば、画像処理装置300は超音波診断装置等の画像診断装置に対し独立に構成されるため、超音波診断装置のみならず他の画像診断装置によって収集された画像データに対しても輪郭データの生成を行うことが可能となる。尚、画像処理装置300は、心腔内容積の計測を行なう容積計測部8や心臓駆出率の算出を行なう駆出率算出部9を備えても構わない。
According to this method, since the
一方、上述の実施例及びその変形例では、操作点移動領域に直交する方向に隣接画素を設定する場合について述べたが、更に、前記操作点移動領域に沿って隣接画素を設定してもよい。即ち、操作点画素を中心に2次元配列された隣接画素の画素値を用いて前記操作点に対する代表画素値を算出することにより、多くの画素値に基づいて代表画素値が算出されるため、更に安定した輪郭データを生成することが可能となる。 On the other hand, in the above-described embodiment and its modification, the case where the adjacent pixel is set in the direction orthogonal to the operation point moving area has been described. However, the adjacent pixel may be set along the operation point moving area. . That is, by calculating the representative pixel value for the operation point using the pixel values of adjacent pixels that are two-dimensionally arranged around the operation point pixel, the representative pixel value is calculated based on many pixel values. Furthermore, stable contour data can be generated.
又、上述の実施例及びその変形例では、標準形状データを設定するための基準画像データとして、所定期間T0における最初の時相の画像データP1を用いる場合について述べたが、これに限定されるものではなく、画像データP2乃至PMの何れかであっても構わない。更に、操作点移動領域あるいは隣接画素は直線状に設定したが、任意の曲線に沿って設定してもよい。 In the above-described embodiment and its modification, the case where the first time phase image data P1 in the predetermined period T0 is used as the reference image data for setting the standard shape data has been described. However, the present invention is not limited to this. The image data may be any of image data P2 to PM. Furthermore, although the operation point moving region or the adjacent pixel is set in a straight line, it may be set along an arbitrary curve.
一方、心臓駆出率の算出のみを目的として輪郭データの生成を行う場合には、画像データ選択部6は拡張末期及び収縮末期の画像データのみを選択し、これらの画像データに対して輪郭データの生成及び心腔内容積の計測を行なうことにより処理効率を向上させることができる。
On the other hand, when generating the contour data only for the purpose of calculating the cardiac ejection fraction, the image
更に、輪郭トレース部7あるいは輪郭トレース部7aにおいて生成された標準形状データ、操作点、操作点移動領域は必ずしも表示部10に表示する必要はないが、処理のプロセスを確認するために表示することも可能である。
Further, the standard shape data, the operation point, and the operation point moving area generated in the
又、上述の実施例における隣接画素数の更新(図9のステップS20)が終了したならば、境界検出部75は、更新された隣接画素の画素値に基づく代表画素値の算出を自動的に行なってもよいが、操作者が入力部11にて入力する算出開始の指示信号に基づいて行なってもよい。
When the update of the number of adjacent pixels in the above-described embodiment (step S20 in FIG. 9) is completed, the
2…送受信部
3…超音波プローブ
4…受信信号処理部
5…画像データ記憶部
6…画像データ選択部
7、7a…輪郭トレース部
8…容積計測部
9…駆出率算出部
10…表示部
11…入力部
12…システム制御部
21…送信部
22…受信部
71…標準形状データ生成部
72…操作点設定部
73…操作点移動領域設定部
74…輪郭画素設定部
75…境界検出部
76…輪郭データ生成部
77…画素値比較部
78…隣接画素制御部
211…レートパルス発生器
212…送信遅延回路
213…駆動回路
221…A/D変換器
222…受信遅延回路
223…加算器
411…包絡線検波器
412…対数変換器
100、200…超音波診断装置
300…画像処理装置
DESCRIPTION OF
Claims (10)
段と、
前記標準形状データに対し複数個の操作点を設定する操作点設定手段と、
前記操作点の移動領域を設定する操作点移動領域設定手段と、
前記操作点に対応した前記画像データの操作点画素及びこの操作点画素に隣接した1つあ
るいは複数の隣接画素の画素値に基づいて前記操作点に対する代表画素値を算出し、前記
移動領域に沿った前記操作点の移動に伴う前記代表画素値の変化量から前記画像データに
おける生体組織の境界を検出する境界検出手段と、
この境界検出手段によって得られた境界情報に基づいて前記生体組織の輪郭データを生成
する輪郭データ生成手段と、
前記操作点画素及び前記隣接画素の画素値と所定の閾値を比較する画素値比較手段と、
前記操作点画素及び前記隣接画素の画素値が前記閾値を越える割合が予め設定された値以
上になるように前記隣接画素の画素数を設定あるいは更新する隣接画素制御手段とを
備えたことを特徴とする画像処理装置。 Standard shape data setting means for setting standard shape data for image data obtained from a subject;
Operation point setting means for setting a plurality of operation points for the standard shape data;
Operation point moving area setting means for setting a moving area of the operation point;
A representative pixel value for the operation point is calculated based on the operation point pixel of the image data corresponding to the operation point and the pixel value of one or a plurality of adjacent pixels adjacent to the operation point pixel, along the moving region Boundary detecting means for detecting a boundary of the living tissue in the image data from the amount of change in the representative pixel value accompanying the movement of the operation point;
Contour data generating means for generating contour data of the living tissue based on boundary information obtained by the boundary detecting means;
Pixel value comparison means for comparing pixel values of the operation point pixel and the adjacent pixels with a predetermined threshold value;
And an adjacent pixel control unit that sets or updates the number of pixels of the adjacent pixels so that a ratio at which the pixel values of the operation point pixel and the adjacent pixels exceed the threshold is equal to or greater than a preset value. An image processing apparatus.
較結果に基づき、少なくとも前記操作点の移動方向に直交した方向における前記隣接画素
の画素数を設定あるいは更新することを特徴とする請求項1記載の画像処理装置。 The adjacent pixel control means sets or updates the number of pixels of the adjacent pixel at least in a direction orthogonal to the moving direction of the operation point based on a comparison result between the operation point pixel and the pixel value of the adjacent pixel and the threshold value. The image processing apparatus according to claim 1, wherein:
域を設定することを特徴とする請求項1記載の画像処理装置。 The image processing apparatus according to claim 1, wherein the operation point moving area setting unit sets a linear moving area with respect to a normal direction of the standard shape data.
り前記代表画素値を算出することを特徴とする請求項1記載の画像処理装置。 The image processing apparatus according to claim 1, wherein the boundary detection unit calculates the representative pixel value by adding the pixel values of the operation point pixel and the adjacent pixel.
た基準画像データに対して前記標準形状データを設定することを特徴とする請求項1記載
の画像処理装置。 2. The standard shape data setting means sets the standard shape data for reference image data selected from the plurality of pieces of time-series image data.
The image processing apparatus.
タに対する輪郭データを前記基準画像データに隣接した時相の画像データに対して設定し
、この輪郭データに対し前記操作点を設定することを特徴とする請求項5記載の画像処理
装置。 The operation point setting means sets contour data for the reference image data generated by the contour data generation means for image data of a phase adjacent to the reference image data, and the operation point is set for the contour data. The image processing apparatus according to claim 5, wherein:
前記超音波振動子を駆動する送信手段と、前記超音波振動子によって得られた前記被検体
からの超音波反射波を受信する受信手段と、この受信手段によって得られた受信信号に基
づいて画像データを生成する画像データ生成手段とを備えた超音波診断装置において、前
記画像データに対する輪郭データの生成手段として請求項1乃至請求項6の何れか1項に
記載した画像処理装置を更に備えたことを特徴とする超音波診断装置。 An ultrasonic probe having an ultrasonic transducer for transmitting and receiving ultrasonic waves to and from the subject;
An image based on a transmission means for driving the ultrasonic vibrator, a reception means for receiving an ultrasonic wave reflected from the subject obtained by the ultrasonic vibrator, and a reception signal obtained by the reception means An ultrasonic diagnostic apparatus comprising image data generating means for generating data, further comprising the image processing apparatus according to any one of claims 1 to 6 as outline data generating means for the image data. An ultrasonic diagnostic apparatus.
心腔境界の輪郭データに基づいて心腔内容積を計測することを特徴とする請求項7記載の
超音波診断装置。 Volume measuring means, wherein the volume measuring means is a myocardial / generated by the contour data generating means.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 7, wherein the intracardiac volume is measured based on contour data of a cardiac cavity boundary.
の心腔内容積に基づいて心臓駆出率を算出することを特徴とする請求項8記載の超音波診
断装置。 With ejection fraction calculation means, the ejection fraction calculation means according to claim 8, wherein the calculating a cardiac ejection fraction on the basis of the heart chamber volume of a plurality of time phases where the volume measuring means has measured Ultrasound diagnostic equipment.
状データを設定するステップと、
操作点設定手段が、前記標準形状データに対し複数個の操作点を設定するステップと、
操作点移動領域設定手段が、前記操作点の移動領域を前記標準形状データの垂直方向に対
して設定するステップと、
境界検出手段が、前記移動領域の所定位置における前記操作点に対応した前記画像データ
の操作点画素及びこの操作点画素に隣接した1つあるいは複数の隣接画素の画素値に基づ
いて前記操作点に対する代表画素値を算出するステップと、
前記境界検出手段が、前記移動領域に沿った前記操作点の移動に伴う前記代表画素値の変
化量から前記画像データにおける生体組織の境界を検出するステップと、
輪郭データ生成手段が、前記境界検出手段によって得られた境界情報に基づいて前記生体
組織の輪郭データを生成するステップと、
画素値比較手段が、前記画像データの操作点画素及び隣接画素の画素値と所定の閾値を比
較するステップと、
隣接画素制御手段が、前記操作点画素及び隣接画素の画素値と前記閾値との比較結果に基
づいて前記隣接画素の画素数を更新するステップと、
前記輪郭データ生成手段が、更新された前記画素数に基づいて得られた境界情報を用いて
前記画像データにおける生体組織の輪郭データを新たに生成するステップを
有することを特徴とする画像処理方法。 A standard shape data setting means for setting standard shape data for image data of a desired time phase obtained from a subject;
An operation point setting means for setting a plurality of operation points for the standard shape data;
An operation point moving area setting means for setting a moving area of the operation point with respect to a vertical direction of the standard shape data;
The boundary detection means applies the operation point pixel to the operation point based on the operation point pixel of the image data corresponding to the operation point at a predetermined position of the moving region and one or a plurality of adjacent pixels adjacent to the operation point pixel. Calculating a representative pixel value;
The boundary detecting means detecting the boundary of the biological tissue in the image data from the amount of change in the representative pixel value accompanying the movement of the operation point along the movement region;
A step of generating contour data of the living tissue based on boundary information obtained by the boundary detection unit;
A pixel value comparing means comparing the pixel value of the operation point pixel and the adjacent pixel of the image data with a predetermined threshold;
An adjacent pixel control unit updating the number of pixels of the adjacent pixel based on a comparison result between the operation point pixel and the pixel value of the adjacent pixel and the threshold;
An image processing method comprising: a step in which the contour data generation unit newly generates contour data of a living tissue in the image data using boundary information obtained based on the updated number of pixels.
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