JP5002119B2 - The ultrasonic diagnostic apparatus - Google Patents

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本発明は、超音波造影剤を用いて行う造影エコー法において、微小血流還流を診断情報として提示する超音波診断装置及び画像処理装置に関する。 The present invention, in contrast echo method carried out using an ultrasound contrast agent, an ultrasound diagnostic apparatus and an image processing apparatus for presenting a small blood reflux as diagnostic information.

超音波診断は、超音波プローブを体表から当てるだけの簡単な操作で心臓の拍動や胎児の動きをリアルタイム表示で得られ、かつ安全性が高いため繰り返して検査が行える他、X線、CT、MRI等の診断機器に比べてシステムの規模が小さく、ベッドサイドに移動していっての検査も容易に行えるなど簡便である。 Ultrasonic diagnosis is obtained a movement of the pulsation and the fetal heart in real-time display by a simple operation of just applying an ultrasonic probe from the body, and in addition to perform the inspection is repeated for high safety, X-rays, CT, small scale of the system compared to the diagnostic equipment such as MRI, examination of began to move to the bed side can be easily performed it is convenient, such as.

また、超音波診断装置は、それが具備する機能の種類によって様々に異なるが、小型なものとしては、片手で持ち運べる程度のものが開発されており、またX線等のように被曝の影響がなく、産科や在宅医療等においても使用することができる。 The ultrasonic diagnostic apparatus, it is different in different depending on the type of function that includes, as the small ones, have been developed such an extent that can be carried by one hand, and the effect of exposure to X-rays no, it can also be used in obstetrics and home medical care and the like.

近年、静脈投与型の超音波造影剤が製品化され、造影エコーが行われるようになってきている。 Recently, intravenous-type ultrasonic contrast agent is commercialized, it has come to a contrast echo is performed. この手法は、例えば心臓や肝臓等の検査で静脈から超音波造影剤を注入して血流信号を増強し、血流動態の評価を行うことを目的としている。 This approach, for example, from a vein in the inspection, such as the heart and liver by injecting an ultrasound contrast agent to enhance blood flow signal, and aims to evaluate the hemodynamic. 造影剤の多くは微小気泡(マイクロバブル)を反射源として機能するものである。 Many of contrast agents is to function as a reflection source of microbubbles. 気泡というデリケートな基材の性質上、通常の診断レベルの超音波照射であっても、その機械的作用によって気泡が壊れ、結果的にスキャン面からの信号強度は低下してしまう。 The nature of delicate substrates of bubbles, even in ultrasonic irradiation of normal diagnostic level, broken bubbles by their mechanical action, the signal strength from the resulting scanned surface decreases.

したがって、還流の動的な様子をリアルタイムで観察するためには、低音圧の超音波送信によって画像化する等、スキャンによる気泡の崩壊を低減させることが必要となってくる。 Therefore, in order to observe a dynamic state of reflux in real time, etc. to be imaged by ultrasonic transmission of low sound pressure, it becomes necessary to reduce the collapse of bubbles due to scanning. しかしながら、このような低音圧の超音波送信による画像化は、信号/ノイズ比(以下、「S/N比」と称する。)も低下してしまうため、それを補うための種々の信号処理法も考案されている。 However, imaging with ultrasound transmission of such low sound pressure, the signal / noise ratio (hereinafter, referred to as "S / N ratio".) Also for lowered, various signal processing techniques to compensate for it It has also been devised.

また、超音波造影剤を用いると、超音波ドプラ法と比べても非常に微細な血管構造が映像化できる。 Moreover, the use of ultrasound contrast agents, very fine vasculature as compared with the ultrasonic Doppler method can be visualized. このレベルの血流情報は、血管の短絡、再生結節の進行度など、びまん性肝疾患、あるいは肝ガンの鑑別診断に重要な情報となると言われている。 Blood flow information of this level, the short-circuit of a blood vessel, such as the degree of progress of the regeneration nodules, are said to be an important information in the differential diagnosis of diffuse liver disease or liver cancer,.

ところで、前記微細血管構造を映像化する場合、その映像法として、複数の超音波断層画像を使用し、空間的に対応する画素の中から最大輝度値を採用する、いわゆる最大値保持演算を用いることがある(例えば、非特許文献1参照。)。 In the case of imaging the micro vasculature, as its imaging, using a plurality of ultrasonic tomographic images, employing the maximum intensity value from among the pixels corresponding spatially, a so-called maximum value holding operation it is (for example, see non-Patent Document 1.).

図8は従来の最大値保持演算を説明するための概念図である。 Figure 8 is a conceptual diagram for explaining a conventional maximum value holding operation.

すなわち、図8(a)に示すように、各超音波断層画像100に表示された造影剤からの信号400が疎らであったとしても、最大値保持演算を行うことで、複数の超音波断層画像100が重畳され、診断画像200上に造影剤の信号400により血管構造500が表示される。 That is, as shown in FIG. 8 (a), even if the signal 400 from the contrast agent appears in the ultrasonic tomographic image 100 is a sparse, by performing maximum value holding operation, a plurality of ultrasonic tomographic image 100 is superimposed, the vasculature 500 is displayed by the signal 400 of the contrast agent on the diagnostic image 200.

しかしながら、最大値保持演算を用いる場合、S/N比が低下する低音圧送信下で行わなければならず、図8(b)に示すように、もし各超音波断層画像100に僅かにでも装置由来のホワイトノイズ300が混入していると、これらの超音波断層画像100が重畳され、ホワイトノイズ300が蓄積し、診断画像200が不明瞭になってしまうことがある。 However, when using the maximum value holding operation, it must be carried out under low sound pressure transmission S / N ratio decreases, as shown in FIG. 8 (b), if even slightly to each ultrasonic tomographic image 100 device When white noise 300 from are mixed, these ultrasonic tomographic image 100 is superimposed, white noise 300 are accumulated, sometimes diagnostic image 200 becomes unclear.

本発明は、前記事情を鑑みてなされたものであって、その目的とするところは、微細な血管分岐レベルの診断情報を有効に抽出する超音波診断装置及び画像診断装置を提供することにある。 The present invention was made in view of the above circumstances, and its object is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus and an image diagnostic apparatus effectively extracts the diagnostic information fine vessel bifurcation level .

本発明のある局面は、造影剤バブルが投与された被検体の所定部位を超音波で繰り返し走査して超音波診断画像を繰り返し取得する超音波診断装置において、前記被検体に対して超音波を送信し、当該超音波からのエコー信号を受信する超音波送受信手段と、前記超音波送受信手段が受信したエコー信号に基づいて、時間的に連続する超音波診断画像繰り返し生成する画像生成手段と、前記画像生成手段により前記超音波診断画像が生成されるごとに前記所定枚数超音波診断画像から各画素毎の最小画素値からなる最小値画像を繰り返し生成するとともに、前記最小値画像が生成されるごとに所定枚数の前記最小値画像から各画素毎の最大値画素からなる最大値画像を繰り返し生成する画像処理手段とを具備することを特徴とする超音波 Certain aspects of the present invention provides the ultrasonic diagnostic apparatus contrast agent bubbles to get repeatedly repeatedly scanned to ultrasonic diagnostic imaging ultrasound predetermined portion of the subject that has been administered, the ultrasonic wave to the subject transmitted, and the ultrasonic wave transmitting and receiving means for receiving an echo signal from the ultrasound, on the basis of the ultrasonic echo signal receiving means receives an image generating means for repeatedly generating an ultrasonic diagnostic image of temporally consecutive the together ultrasound diagnostic image repeatedly to generate a minimum value image consisting of ultrasonic diagnostic images of the predetermined number each time it is generated from the minimum pixel value for each pixel by the image generation means, said minimum value image generation ultrasonic characterized by comprising image processing means for repeatedly generating the maximum value image composed of maximum pixels for each pixel from the minimum value a predetermined number of images each time it is 断装置を提供する。 Providing disconnection device.

本発明によれば、微細な血管分岐レベルの診断情報を有効に抽出できる。 According to the present invention can effectively extract diagnostic information fine vessel bifurcation level.

以下、図面を参照しながら本発明を実施するための最良の形態を説明する。 Hereinafter will be described the best mode for carrying out the present invention with reference to the drawings.

まず、図1〜図3を用いて本発明の第1の実施の形態を説明する。 First, a first embodiment of the present invention with reference to FIGS.

図1は本発明の第1の実施の形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。 Figure 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention.

図1に示すように、この超音波診断装置は、超音波プローブ12(超音波送受信手段)、入力装置13、モニタ14、送受信ユニット21、Bモード処理ユニット22(走査線情報生成手段)、ドプラ処理ユニット23、画像生成回路24(画像処理手段)、制御プロセッサ26、画像メモリ27(記憶手段)、内部記憶装置28、インタフェース部29を有している。 As shown in FIG. 1, the ultrasonic diagnostic apparatus includes an ultrasonic probe 12 (ultrasonic transmitting and receiving unit), an input device 13, a monitor 14, transmission and reception unit 21, B mode processing unit 22 (scanning line information generating means), Doppler processing unit 23, an image generation circuit 24 (image processing means), the control processor 26, an image memory 27 (storage means), an internal storage device 28 has an interface unit 29.

装置本体11に内蔵される送受信ユニット21等は、集積回路などのハードウェアで構成されることもあるが、ソフトウェア的にモジュール化されたソフトウェアプログラムである場合もある。 Transceiver unit 21 or the like incorporated in the apparatus main body 11 is sometimes implemented by hardware such as an integrated circuit, also be a software modularized software programs. 以下、個々の構成要素の機能について説明する。 Hereinafter, a description will be given of the function of the individual components.

超音波プローブ12は、送受信ユニット21からの駆動信号に基づいて超音波を発生し、被検体Pからの反射波を電気信号に変換する複数の圧電振動子、当該圧電振動子に設けられる整合層、当該圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材等を有している。 The ultrasonic probe 12 based on a drive signal from the transmitting and receiving unit 21 generates an ultrasonic wave, a plurality of piezoelectric vibrators which convert reflected waves from an object P into an electric signal, a matching layer provided for the piezoelectric transducers , a backing member which prevents ultrasonic waves from propagating backward from the piezoelectric vibrators.

当該超音波プローブ12から被検体Pに超音波が送信されると、当該送信超音波は体内組織の音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、エコー信号として超音波プローブ12に受信される。 When the from the ultrasonic probe 12 to the subject P ultrasonic waves are transmitted, the transmitted ultrasonic waves are sequentially reflected by a discontinuity surface of acoustic impedance of body tissue are received by the ultrasonic probe 12 as an echo signal. このエコー信号は、反射することになった不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。 The echo signal depends on an acoustic impedance difference on the discontinuity surface by which the reflection. また、送信超音波が、移動している血液や心臓壁等の表面で反射した場合、そのエコー信号はドプラ効果により移動体の超音波送信方向の速度成分に依存して周波数偏移を受ける。 The transmission ultrasonic wave, when reflected by the surface, such as blood or heart wall is moving, receiving a frequency shift that echo signal is dependent on the velocity component in the ultrasound transmitting direction of the moving body by the Doppler effect.

入力装置13は装置本体11に接続されており、オペレータからの各種指示、条件、関心領域(ROI)の設定指示、種々の画質条件設定指示等を装置本体11に取り込むための各種スイッチ13a、ボタン13b、トラックボール13c、マウス13d、キーボード13e等を有している。 Input device 13 device is connected to the main body 11, various instructions from the operator, conditions, setting instructions of the region of interest (ROI), various switches 13a for taking in the apparatus main body 11 to various image quality condition setting instructions, etc., button 13b, the track ball 13c, a mouse 13d, and a keyboard 13e, and the like.

モニタ14は、画像生成回路24(詳細は後述)からのビデオ信号に基づいて、生体内の形態学的情報や血流情報を画像として表示する。 Monitor 14, the image generation circuit 24 (described later in detail) based on the video signals from the displays morphological information and blood flow information in the living body as an image.

送受信ユニット21は、トリガ発生回路、遅延回路、及びパルサ回路等を有している。 Transceiver unit 21 includes a trigger generating circuit, a delay circuit, and pulser circuit, and the like. パルサ回路では、所定の周波数fr[Hz](周期:1/fr[s])で、送信超音波を形成するためのレートパルスが繰り返し発生される。 The pulser circuit, a predetermined frequency fr [Hz] (cycle: 1 / fr [s]), the rate pulse for forming transmission ultrasound is repeatedly generated. また、遅延回路では、チャンネル毎に超音波をビーム状に収束し、かつ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間が各レートパルスに与えられる。 The delay circuit, for each channel converges the ultrasound into a beam, and the delay time required to determine the transmission directivity is given to each rate pulse. トリガ発生回路では、このレートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ12に駆動パルスが印加される。 The trigger generating circuit, at the timing based on this rate pulse, the drive pulse is applied to the ultrasonic probe 12.

なお、送受信ユニット21は、制御プロセッサ26の指示に従ってスキャンシーケンス(詳細は後述)を実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更する機能を有している。 Incidentally, transmission and reception unit 21, (details below) scan sequence in accordance with an instruction from the control processor 26 to perform, and has a function of changing a transmission frequency, a transmission driving voltage, etc. instantaneously. なお、送信駆動電圧の変更については、瞬時にその値を切り換えられるリニアアンプ型の発信回路、または複数の電源ユニットを電気的に切り換える機構によって実現される。 Note that the change of the transmission driving voltage is implemented linear amplifier type transmission circuit that is switched to its value instantaneously or a plurality of power supply units, by electrically switching mechanism.

また、送受信ユニット21は、アンプ回路、A/D変換器、加算器等を有している。 The transmitting and receiving unit 21 includes an amplifier circuit, A / D converter, an adder, and the like. アンプ回路では、超音波プローブ12から取り込まれたエコー信号をチャンネル毎に増幅する。 The amplifier circuit amplifies an echo signal received from the ultrasonic probe 12 for each channel. A/D変換器では、増幅されたエコー信号に対して、受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与える。 The A / D converter, given to the amplified echo signal the delay time required to determine reception directivity. 加算器では、遅延時間が与えられたエコー信号の加算処理が行われる。 The adder addition processing of the echo signal the delay time is given are performed. この加算により、エコー信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、前記受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的なビームが形成される。 With this addition, a reflection component from a direction corresponding to the reception directivity of the echo signal is emphasized, and a synthetic beam for ultrasonic transmission and reception is formed by the transmission directivity and the reception directivity.

Bモード処理ユニット22は、送受信ユニット21からエコー信号を受け取り、対数増幅、包絡線検波処理等を施して、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータを生成する。 B-mode processing unit 22 receives the echo signal from the transmission and reception unit 21, logarithmic amplification, subjected to envelope detection processing, etc., to generate data whose signal intensity is expressed by the brightness of luminance. このデータは、画像生成回路24に送信され、反射波の強度を輝度にして表現するBモード画像としてモニタ14に表示される。 This data is transmitted to the image generation circuit 24, and displayed the strength of the reflected wave on the monitor 14 as a B-mode image representing in the luminance.

ドプラ処理ユニット23は、送受信ユニット21から受け取ったエコー信号から速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流、組織、造影剤等のエコー成分を抽出し、平均速度、分散、パワー等の血流情報を多点について求める。 Doppler processing unit 23 frequency-analyzes velocity information from the echo signal received from the transceiver unit 21, the blood flow by Doppler effect, tissue extracts an echo component of such contrast agents, the mean velocity, variance, blood flow power, etc. determined for multi-point information. 得られた血流情報は画像生成回路24に送られ、平均速度画像、分散画像、パワー画像、及びこれらの組み合せ画像としてモニタ14にカラーで表示される。 The obtained blood flow information is sent to the image generating circuit 24, an average velocity image, variance image, displayed a power image, and as these combinations image on the monitor 14 in color.

画像生成回路24は、超音波スキャンの走査線信号列を、テレビ等に代表される一般的なビデオフォーマットの走査線信号列に変換して診断画像を生成する。 Image generating circuit 24, a scanning line signal string for ultrasonic scanning, to generate a diagnostic image by converting the scanning line signal string of a general video format typified by television or the like. また、画像生成回路24は、本発明による画像処理等、種々の演算を行うことが可能となっている。 The image generation circuit 24, it is possible to image processing and the like according to the present invention, the various operations performed. なお、当該画像生成回路24に入る以前のデータは「生データ」と呼ばれることがある。 Note that data before it is input to the image generating circuit 24 may be referred to as "raw data".

次に、画像生成回路24の詳細を説明する。 Next, details of image generation circuit 24.

図2は同実施の形態に係る画像生成回路24の構成を示すブロック図である。 Figure 2 is a block diagram showing the structure of an image generation circuit 24 according to the embodiment.

図2に示すように、この画像生成回路24は、信号処理回路24a(走査線処理手段)、スキャンコンバータ24b、画像処理回路24c(画像処理手段)、及び画像データバッファ24d(記憶手段)を有している。 As shown in FIG. 2, the image generation circuit 24, the signal processing circuit 24a (scan line processing unit), chromatic scan converter 24b, the image processing circuit 24c (image processing means), and the image data buffer 24d (the storage means) doing.

信号処理回路24aは、超音波スキャンの走査線信号列のレベルで、画質を決定するようなフィルタリングを行う。 The signal processing circuit 24a is at the level of the scanning line signal string for ultrasonic scanning, performs filtering so as to determine the image quality. 信号処理回路24aの出力は、スキャンコンバータ24bに送られると同時に、画像メモリ27に保存される。 The output of the signal processing circuit 24a, at the same time sent to the scan converter 24b, are stored in the image memory 27. このスキャンコンバータ24bは、超音波スキャンの走査線信号列を、テレビ等に代表される一般的なビデオフォーマットの走査線信号列に変換する。 The scan converter 24b is a scanning line signal string for ultrasonic scanning into a scanning line signal string of a general video format typified by television or the like.

スキャンコンバータ24bの出力は、第1の画像データとして一旦画像データバッファ24dに保存される。 The output of the scan converter 24b is temporarily stored in the image data buffer 24d as the first image data. このため、超音波スキャンを繰り返せば、画像データバッファ24dには複数の第1の画像データが保存される。 Therefore, repeating the ultrasound scan, a plurality of first image data is stored in the image data buffer 24d.

なお、信号処理回路24aとスキャンコンバータ24bは、第1の画像データを生成するための画像生成部24f(画像生成手段)を構成している。 The signal processing circuit 24a and the scan converter 24b constitute the image generation unit for generating a first image data 24f (image generating means).

画像処理回路24cは、画像データバッファ24dに保存された複数の第1の画像データを用いて診断画像を生成し、種々の設定パラメータの文字情報や目盛などと合成する。 The image processing circuit 24c uses a plurality of first image data stored in the image data buffer 24d generates diagnostic image is synthesized such as character information and scales of various configuration parameters. 画像処理回路24cの出力は、モニタ14に出力されると同時に、画像メモリ27に保存される。 The output of the image processing circuit 24c and, at the same time is output to the monitor 14, is stored in the image memory 27. かくして、モニタ14には、被検体組織形状を表す断層像が表示される。 Thus, the monitor 14, a tomographic image representing a subject tissue shape is displayed.

本発明で重要なのは、スキャンコンバータ24bの出力である第1の画像データを画像データバッファ24dに一旦保存し、画像データバッファ24dに複数の第1の画像データが貯まるのを待って、これらの第1の画像データを用いて診断画像を生成する点である。 Importantly in this invention, once store the first image data which is the output of the scan converter 24b in the image data buffer 24d, waiting for image data of a plurality of buffers 24d first image data that accumulate, these first in that to generate a diagnostic image using the first image data. この機能の詳細は(スキャンシーケンス)にて説明する。 The details of this function will be described in (scan sequence).

画像メモリ27は、信号処理回路24aから受信した画像データを格納する記憶メモリからなる。 The image memory 27 is composed of a storage memory for storing image data received from the signal processing circuit 24a. この画像データは、例えば診断後にオペレータが呼び出すことが可能となっており、静止画的に、あるいは複数枚を使って動画的に再生することが可能である。 The image data is, for example, enables the operator to call after diagnosis, the still image basis, or can be reproduced with a plurality videos manner. なお、この画像メモリ27と画像データバッファ24dとの違いは、画像メモリ27に保存された画像データはオペレータが呼び出すことができるが、画像データバッファ24dに保存された画像データはオペレータが呼び出すことができない点である。 Incidentally, the difference between the image memory 27 and the image data buffer 24d, the image data stored in the image memory 27 can be an operator call, but the image data stored in the image data buffer 24d is that the operator call is a point that can not be.

内部記憶装置28は、スキャンシーケンス(詳細は後述)、画像生成、表示処理を実行する制御プログラム、診断情報(患者ID、医師の所見等)、診断プロトコル、及び送受信条件等を保管している。 Internal storage device 28, the scan sequence (described in detail later), the image generation control program for executing the display processing, diagnostic information (patient ID, findings by doctors, and the like), and stores a diagnostic protocol, and transmit and receive conditions.

また、内部記憶装置28は、必要に応じて画像メモリ27中の画像データの保管等にも使用される。 The internal storage device 28 is also used to store such image data in the image memory 27 as necessary. 内部記憶装置28のデータは、インタフェース部29を経由して外部周辺装置へ転送することも可能となっている。 Data of the internal storage device 28 is also capable of transferring via the interface unit 29 to an external peripheral device.

制御プロセッサ26は、情報処理装置としての機能を持ち、本超音波診断装置の装置本体11の動作を制御する制御手段である。 The control processor 26 has a function as an information processing apparatus, a control means for controlling the operation of the apparatus main body 11 of the ultrasonic diagnostic apparatus.

インタフェース部29は、入力装置13、ネットワーク、及び新たな外部記憶装置(図示しない)に関するインタフェースである。 Interface unit 29, an input device 13, an interface for the network, and a new external storage device (not shown). 当該装置によって得られた超音波画像等のデータや解析結果等は、インタフェース部29によりネットワークを介して他の装置に転送可能である。 Data and analysis results such as obtained ultrasound image by the apparatus can be transferred to other devices via a network by the interface unit 29.

(スキャンシーケンス) (Scan sequence)
次に、本超音波診断装置が実行する画像処理プロトコルを説明する。 Next, the image processing protocol the ultrasonic diagnostic apparatus executes.

図3は同実施の形態に係る画像処理を説明するための概念図である。 Figure 3 is a conceptual diagram for explaining the image processing according to the embodiment.

なお、本スキャンシーケンスは、造影剤を利用したコントラストエコーであって、低音圧送信を行うことにより、造影剤バブルをなるべく崩壊させずに診断画像を取得するものである。 The present scan sequence is a contrast echo utilizing a contrast medium, by performing the low sound pressure transmission, and acquires a diagnostic image without possible disintegrating contrast medium bubbles.

図3に示すように、超音波スキャンを繰り返すことにより画像データバッファ24dにm枚の第1の画像データF1、F2、…Fm(オリジナル画像)が保存されたら、これらの第1の画像データF1、F2、…Fmを用いて最小値保持演算を行い、1枚目の第2の画像データG1(第1の超音波診断画像)を生成する。 As shown in FIG. 3, the m sheets to the image data buffer 24d by repeating the ultrasonic scanning the first image data F1, F2, ... When Fm (original image) is stored, these first image data F1 , F2, ... perform the minimum value holding operation with Fm, to generate a second image data G1 of the first sheet (first ultrasonic diagnostic image).

なお、この最小値保持演算とは、第1の画像データF1、F2、…Fmの空間的に対応する画素の輝度値を比較し、最小の輝度値を採用する画像処理の手法である。 Note that the minimum value holding operation, the first image data F1, F2, ... compares the luminance value of the spatially corresponding pixel of Fm, it is an image processing technique to employ the smallest luminance value.

最小値保持演算を用いれば、造影剤バブルのように第1の画像データF1、F2、…Fmに共通して存在する輝度は保持されて第2の画像データG1に現れるが、ホワイトノイズ(不要な信号)のように時間・空間的にランダムに発生する輝度は、発生していないときの輝度値に引きずられて消失し、第2の画像データG1から除去される。 Using the minimum value holding operation, the first image data F1, F2 as the contrast medium bubbles, ... luminance commonly present Fm is appearing in the second image data G1 is held, white noise (unwanted brightness occurring at random time and space as such signal) is lost is dragged into the luminance value when not generated, it is removed from the second image data G1.

次に、新たに超音波スキャンを行うことにより画像データバッファ24dにm枚の第1の画像データFm+1、Fm+2、…F2mが保存されたら、これらの第1の画像データFm+1、Fm+2、…F2mを用いて前記同様に最小値保持演算を行い、2枚目の第2の画像データG2を生成する。 Next, a new m-sheets in the image data buffer 24d by ultrasonic scanning the first image data Fm + 1, Fm + 2, ... When F2m is saved, these first image data Fm + 1, Fm + 2, a ... F2m the similarly performs the minimum value holding operation using, to generate a second image data G2 of the second sheet.

そして、前記手続を繰り返すことにより次々と生成される第2の画像データG1、G2…は、その度に画像メモリ27に保存されていく。 Then, the second image data G1, G2 which are sequentially generated by repeating the procedure ... is gradually stored in the image memory 27 each time.

ところで、血流中の造影剤バブルには動きがあるため、第1の画像データF1、F2、…の生成レート(以下、「フレームレート」と称する。)が遅い場合には、最小値保持演算により第2の画像データG1、G2、…から輝度が消失してしまう恐れがある。 However, since the contrast agent bubbles in the blood stream there is motion, the first image data F1, F2, ... generation rate (hereinafter, referred to as "frame rate".) If there is slow, the minimum value holding operation second image data G1, G2 by, there is a possibility that ... disappears luminance from. そのため、本手法を実施する場合には、通常よりも早いフレームレートを利用することが望ましい。 Therefore, when carrying out the present method, it is desirable to utilize a faster frame rate than normal.

たとえば、発明者の検討結果によると、通常20[Hz]程度のフレームレートで観察できる乳癌等では、走査深度が4[cm]程度の場合、フレームレートを最大80[Hz]程度まで上げることが可能である。 For example, according to the inventor's study results, in the normal 20 such as breast cancer that can be observed in [Hz] about a frame rate, if the order of the scanning depth 4 [cm], is to increase the frame rate up 80 [Hz] degree possible it is.

そこで、80[Hz]のフレームレートで4枚の第1の画像データF1〜F4を生成し、これら第1の画像データF1〜F4を用いて第2の画像データG1を生成すれば、見かけのフレームレート(すなわち第2の画像データG1、G2、…のフレームレート)を20[Hz]程度にすることができる。 Therefore, 80 to generate a first image data F1 to F4 of four at a frame rate of [Hz], if generating a second image data G1 using these first image data F1 to F4, the apparent frame rate (i.e. the second image data G1, G2, ... frame rate) can be to an extent 20 [Hz].

しかしながら、この方法だと、n枚の第2の画像データG1、G2、…Gnを得るのに、m×n枚の第1の画像データF1、F2、…Fm×nが必要となり、実際のフレームレート(すなわち第1の画像データF1、F2、…のフレームレート)がかなり上昇してしまう。 However, This way, n pieces of second image data G1, G2, ... to obtain Gn, m × n pieces of first image data F1, F2, ... Fm × n are required, the actual frame rate (i.e. the first image data F1, F2, ... frame rate) will considerably increased.

実際のフレームレートを上昇させない処理としては、新たな超音波スキャンにより第1の画像データFm+1が得られた時点で、それ以前に得られたm枚の第1の画像データF2、F3、…Fm+1を用いて第2の画像データG2を生成する方法がある。 The treatment does not increase the actual frame rate, when the first image data Fm + 1 is obtained by the new ultrasound scans, it previously obtained m pieces of first image data F2, F3, ... Fm + 1 there is a method of generating a second image data G2 used.

この方法なら、n枚の第2の画像データG1、G2、…Gnを得るのには、m+n−1枚の第1の画像データF1、F2、…Fm+n−1があれば足りるから、mの選び方によっては、第1の画像データF1、F2、…と略同じフレームレートで第2の画像データG1、G2、…を得ることができる。 This way, n pieces of second image data G1, G2, ... to obtain the Gn, m + n-1 pieces of first image data F1, F2, ... because sufficient if there is Fm + n-1, the m How to choose some, the first image data F1, F2, ... and second image data G1, G2 substantially at the same frame rate, ... it can be obtained.

また、別の処理としては、第1の画像データF1、F2、…Fmの空間的に対応する画素を用いて平均値演算を行い、第2の画像データG1、G2、…を生成する方法もある。 As another process, the first image data F1, F2, ... perform spatially averaged value calculated using the pixels corresponding to Fm, the second image data G1, G2, a method of producing a ... is there.

なお、この平均値演算とは、第1の画像データF1、F2、…の空間的に対応する画素の輝度値を平均し、その平均の輝度値を採用する画像処理法である。 Note that the average value calculation, the first image data F1, F2, ... spatially the luminance value of a corresponding pixel of the average, an image processing method employing the luminance value of the mean. この方法を用いても、時間・空間的にランダムに発生するホワイトノイズは、定在するバブルの信号輝度に比べてかなり低減されるから、不要なノイズの存在しない第2の画像データG1、G2、…を得ることができる。 Even using this method, white noise generated at random time and space, since is significantly reduced as compared with the signal intensity of the bubble to be standing, second image data in the absence of unwanted noise G1, G2 , ... it can be obtained.

前記手続を繰り返すことにより画像メモリ27にn枚の第2の画像データG1、G2、…Gnが保存されたら、これらの第2の画像データG1、G2、…Gnを用いて最大値保持演算を行い、第3の画像データHn(第2の超音波診断画像)を生成する。 The procedure second image data G1, G2 of the n sheets in the image memory 27 by repeating, ... If Gn is saved, these second image data G1, G2, a maximum value holding operation with ... Gn performed, to generate a third image data Hn (second ultrasonic diagnostic image). この第3の画像データHnは、生成されるたびに診断画像としてモニタ14に表示され、診断の材料として使用される。 The third image data Hn of is displayed as a diagnostic image each time it is generated on the monitor 14, it is used as a material for diagnosis.

なお、この最大値保持演算とは、第2の画像データG1、G2、…Gnの空間的に対応する画素の輝度値を比較し、最大の輝度値を採用する画像処理の手法である。 Note that the maximum value holding operation, the second image data G1, G2, ... spatially comparing the luminance values ​​of corresponding pixels of Gn, a technique of image processing employing the maximum luminance value.

第3の画像データHnをモニタ14に表示する場合、最初に1枚目の第2の画像データG1が生成された段階では、この第2の画像データG1を用いて最大値保持演算を行い、1枚目の第3の画像データH1を生成する。 When displaying the third image data Hn on the monitor 14, the first first sheet of the second image data G1 is generated a step, performed maximum value holding operation by using the second image data G1, generating a third image data H1 of the first sheet.

なお、1枚目の第3の画像データH1と1枚目の第2の画像データG1が同じものであることは言うまでもない。 Needless to say, the first sheet of the third image data H1 and the first sheet of the second image data G1 are the same. そして、2枚目の第2の画像データG2が生成されたら、その時点で第2の画像データG1、G2を用いて最大値保持演算を行い、2枚目の第3の画像データH2を生成する。 Then, when the second image data G2 of the second sheet is generated, performs maximum value holding operation by using the second image data G1, G2 at the time, it generates the third image data H2 of the second sheet to.

すなわち、新しい第2の画像データGnが得られるたびに、それまでに得られた全ての第2の画像データG1、G2、…Gnを用いて最大値保持演算を行うことで、第3の画像データHnを順次更新していく。 That is, new every time the second image data Gn is obtained by performing the maximum value holding operation by using the all the second image data obtained by G1, G2, ... Gn, the third image successively update the data Hn. これにより、モニタ14には、被検体内の動きがリアルタイムで表示される。 Thus, the monitor 14, movement of the subject is displayed in real time.

なお、第1の画像データF1、F2、…と第2の画像データG1、G2、…は、生成されるたびに画像メモリ27に保存される。 Note that the first image data F1, F2, ... and second image data G1, G2, ... is stored in the image memory 27 each time it is generated. そのため、オペレータがオリジナル画像を見たい場合には、入力装置13のボタン13b等からの指示で、第1の画像データF1、F2、…や、第2の画像データG1、G2、…をモニタ14に表示することも可能である。 Therefore, if the operator wants to see the original image, by an instruction from the button 13b or the like of the input device 13, a first image data F1, F2, ... and, second image data G1, G2, ... to monitor 14 it is also possible to display on.

前記構成の超音波診断装置によれば、超音波スキャンにより得られた複数枚の第1の画像データを画像データバッファ24dに一旦保存し、この画像データバッファ24dに保存されたm枚の第1の画像データを用いて最小値保持演算を行っている。 According to the ultrasonic diagnostic apparatus of the configuration, once stored a plurality of first image data obtained by the ultrasonic scan image data buffer 24d, a first m sheets stored in the image data buffer 24d doing the minimum value holding operation using the image data of.

そのため、得られる複数枚の第2の画像データには、ホワイトノイズ等の不要な信号が存在しないから、これらの第2の画像データを用いて最大値保持演算を行っても、生成される第3の画像データに前述の不要な信号が現れることがない。 Therefore, the plurality of second image data obtained, the not present unwanted signals such as white noise, even if the maximum value holding operation using these second image data is generated never to 3 of the image data appear unwanted signals above. これより、モニタ14には極めて鮮明な診断画像が表示され、微細な血管分岐レベルの診断情報を有効に抽出することができる。 From this, a very clear diagnostic image is displayed on the monitor 14, it can be effectively extracted diagnostic information fine vessel bifurcation level.

次に、図4と図5を用いて同実施の形態の変形例を説明する。 Next, a modified example of the embodiment will be described with reference to FIGS. 4 and 5.

図4は同実施の形態の変形例に係る画像生成回路24Aの構成を示すブロック図、図5は、同変形例に係る画像処理を説明するための概念図である。 Figure 4 is a block diagram of the image generating circuit 24A according to a modification of the embodiment, FIG. 5 is a conceptual diagram for explaining the image processing according to the modification.

本変形例の超音波診断装置は、第1の実施の形態とほぼ同じシステム構成を有している。 The ultrasonic diagnostic apparatus of this modification has substantially the same system configuration as the first embodiment. 第1の実施の形態と異なる点は、図4に示すように、画像データバッファ24d(図2にのみ図示)の機能を画像メモリ27に実行させる点である。 It differs from the first embodiment, as shown in FIG. 4, in that to perform the functions of the image data buffer 24d (shown only in FIG. 2) in the image memory 27.

すなわち、図5に示すように、本実施の形態では、超音波スキャンにより得られた複数枚の第1の画像データF1、F2、…は、画像データバッファ24dに保存されるのではなく、画像メモリ27に保存される。 That is, as shown in FIG. 5, in the present embodiment, the first image data F1, F2 of the plurality obtained by the ultrasonic scanning, ..., rather than being stored in the image data buffer 24d, image It is stored in the memory 27. そして、前記最小値演算は、この画像メモリ27に保存されたm枚の第1の画像データF1、F2、…Fmを呼び出して行われる。 Then, the minimum value operation, the m-sheets stored in the image memory 27 the first image data F1, F2, performed by calling ... Fm.

前記変形例に係る超音波診断装置によれば、超音波スキャンにより生成された複数枚の第1の画像データを画像メモリ27に保存し、この画像メモリ27からm枚の第1の画像データを取り出して前記最小値保持演算を行っている。 According to the ultrasonic diagnostic apparatus according to the modified example, the first image data of a plurality produced by ultrasound scans stored in the image memory 27, the first image data m one from the image memory 27 and performing the minimum value holding operation removed.

そのため、生成される第2の画像データには、ホワイトノイズ等の不要な信号が存在しないから、これら第2の画像データを用いて最大値保持演算を行っても、生成される第3の画像データに前述のような不要な信号が現れることがない。 Therefore, the second image data generated, the third image unwanted signals such as white noise do not exist, even if the maximum value holding operation by using these second image data, which is generated unwanted signal is never appear as described above to the data. これより、モニタ14には、極めて鮮明な診断画像が表示され、微細な血管分岐レベルの診断情報を有効に抽出することができる。 From this, the monitor 14 displays the extremely sharp diagnostic image, it is possible to effectively extract diagnostic information fine vessel bifurcation level.

次に、図6と図7を参照しながら本発明の第2の実施の形態を説明する。 Next, a second embodiment of the present invention with reference to FIGS. 6 and 7. なお、ここでは第1の実施の形態と同様の構成、作用については、その説明を省略する。 Here, the same configuration as the first embodiment, the operation will be omitted.

図6は本発明の第2の実施の形態に係る画像生成回路24Bの構成を示すブロック図である。 6 is a block diagram showing the structure of an image generation circuit 24B according to a second embodiment of the present invention.

図6に示すように、本実施の形態に係る画像生成回路24Bは、前記画像データバッファ24dの代わりに、ラインバッファ24eを備えている。 6, the image generation circuit 24B according to this embodiment, in place of the image data buffer 24d, and a line buffer 24e. このラインバッファ24eは、信号処理回路24aから出力される、ビデオ信号に変換される前の画像データを一時的に保存するものである。 The line buffer 24e is output from the signal processing circuit 24a, and temporarily store the image data before being converted into a video signal.

(スキャンシーケンス) (Scan sequence)
次に、本超音波診断装置が実行する画像処理プロトコルを説明する。 Next, the image processing protocol the ultrasonic diagnostic apparatus executes.

図7は同実施の形態に係る画像処理を説明するための概念図である。 Figure 7 is a conceptual diagram for explaining the image processing according to the embodiment.

図7に示すように、一方向に超音波を送受信することで得られた受信信号は、信号処理回路24aに送られ、一走査線の輝度値を示す第1の時系列信号S1(第1の走査線信号列)となる。 As shown in FIG. 7, the received signal obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves in one direction is transmitted to the signal processing circuit 24a, the first time series signal S1 indicating the luminance value of one scanning line (first a scanning line signal string). そして、同一方向に超音波の送受信を繰り返すことで、前記走査線の輝度値を示す複数の第1の時系列信号S2、S3…を生成する。 Then, in the same direction by repeating transmission and reception of ultrasonic waves, to generate a plurality of first time series signal S2, S3 ... which indicates a luminance value of said scanning lines. これらの第1の時系列信号S1、S2…は、ラインバッファ24eに一時的に保存される。 The first time series signal S1 thereof, S2 ... is temporarily stored in the line buffer 24e.

ラインバッファ24eにm個の第1の時系列信号S1、S2、…Smが保存されたら、これらの第1の時系列信号S1、S2、…Smを用いて、信号処理回路24aで最小値保持演算を行い、1個目の第2の時系列信号T1(第2の走査線信号列)を生成する。 The first time series signals S1, S2 in the line buffer 24e of m, ... When Sm is saved, these first time series signals S1, S2, ... with Sm, minimum value held in the signal processing circuit 24a It performs the operation, to produce a 1 -th second time series signals T1 (second scanning line signal string).

このように最小値保持演算を用いれば、造影剤バブルからの信号のように第1の時系列信号S1、S2、…Smに共通して存在する輝度は保持されて第2の時系列信号T1に残るが、ホワイトノイズのように時間・空間的にランダムに発生する輝度は、発生していないときの輝度値に引きずられて、第2の時系列信号T1から除去される。 By using this way the minimum value holding operation, the first time series signal S1 as a signal from a contrast medium bubbles, S2, ... second time series signals luminance commonly present Sm is held T1 but it remains, the luminance generated at random in time and space as white noise, is dragged to the luminance value when not generated, is removed from the second time series signal T1.

次に、前記一方向とは異なる方向に超音波の送受信を繰り返して、第1の時系列信号Sm+1、Sm+2…を生成する。 Then, the one direction by repeating transmission and reception of ultrasonic waves in a direction different from the first time series signal Sm + 1, Sm + 2 ... to generate. そして、ラインバッファ24eにm個の第1の時系列信号Sm+1、Sm+2、…S2mが保存されたら、これらの第1の時系列信号Sm+1、Sm+2、…S2mを用いて、信号処理回路24aで最小値保持演算を行い、2個目の第2の時系列信号T2を生成する。 Then, the first time series signal Sm + 1, Sm + 2 the m in the line buffer 24e, ... When S2m is saved, the time-series signal Sm + 1 of these first, Sm + 2, with ... S2m, minimum signal processing circuit 24a It performs value holding operation, to produce a 2 th second time series signals T2 of.

そして、前記手続を繰り返すことにより、k個の第2の時系列信号T1、T2、…Tkが生成されたら、これらの第2の時系列信号T1、T2、…Tkに基づいて、1枚目の第2の画像データG1を生成する。 By repeating the procedure, k-number of the second time series signals T1, T2, ... When Tk is generated, these second time series signals T1, T2, ... based on Tk, 1 sheet generating a second image data G1 of. なお、生成された第2の画像データG1は、画像メモリ27に保存される。 The second image data G1 generated is stored in the image memory 27.

この一連の手続を繰り返し、画像メモリ27にn枚の第2の画像データG1、G2、…Gnが保存されたら、これらの第2の画像データG1、G2、…Gnを用いて、画像処理回路24cで最大値保持演算を行い、第3の画像データHnを生成する。 Repeat this series of procedures, the second image data G1, G2 of the n sheets in the image memory 27, ... When Gn is stored, using these second image data G1, G2, and ... Gn, the image processing circuit It performs maximum value holding operation at 24c, to generate a third image data Hn. この第3の画像データHnは、生成されるたびに診断画像としてモニタ14に表示され、診断の材料として使用される。 The third image data Hn of is displayed as a diagnostic image each time it is generated on the monitor 14, it is used as a material for diagnosis. これにより、モニタ14には、被検体内の動きがリアルタイム表示で得られる。 Thus, the monitor 14, movement of the object is obtained by the real-time display.

なお、第2の画像データG1、G2、…は、生成されるたびに画像メモリ27に保存されているため、オペレータがオリジナル画像を見たい場合には、入力装置13のボタン13b等からの指示により、第2の画像データG1、G2、…をモニタ14に表示することも可能である。 The second image data G1, G2, ..., because they are stored in the image memory 27 each time it is generated, if the operator wants to see the original image, an instruction from the button 13b of the input device 13 Accordingly, it is possible to display the second image data G1, G2, ... to the monitor 14.

前記第2の実施の形態に係る超音波診断装置によれば、超音波スキャンを行うときに、各々の方向に対して超音波を複数回送受信し、複数の第1の時系列信号を生成している。 According to the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment, when performing ultrasound scans, multiple forward receiving ultrasonic waves to each direction, to generate a plurality of first time series signal ing. そして、これらの第1の時系列信号を用いて最小値保持演算を行い、第2の時系列信号を生成している。 Then, a minimum value holding operation using these first time series signal, and generates a second time series signals.

そのため、このような手続を繰り返して得られる複数の第2の時系列信号には、ホワイトノイズ等の不要な信号が存在しないから、これら第2の時系列信号をビデオ信号に変換した後で最大値保持演算を行っても、生成される第3の画像データには前述の不要な信号が現れることがない。 Therefore, the maximum in the plurality of second time series signals obtained by repeating such a procedure, since there is no unwanted signals such as white noise, these second time series signals after converting into a video signal even if the value holding operation, the third image data generated never unwanted signals above appears. これより、モニタ14には極めて鮮明な診断画像が表示され、微細な血管分岐レベルの診断情報を有効に抽出できる。 From this, a very clear diagnostic image is displayed on the monitor 14, can be effectively extract diagnostic information fine vessel bifurcation level.

すなわち、本実施の形態のように、ビデオ信号に変換される前の第1の時系列信号の段階で最小値保持演算を行うことで、ホワイトノイズ等の不要な信号を除去するようにしてもよい。 That is, as in the present embodiment, by performing the minimum value holding operation at the stage of the first time series signal before being converted into a video signal, be removed unnecessary signals such as white noise good.

以上、第1、第2の実施の形態では、超音波診断装置について説明してきたが、本発明は超音波診断装置に限定されるものではなく、最大値保持演算を行う画像処理手法であれば、どんなものにも適用することができる。 Above, first, in the second embodiment has been described ultrasonic diagnostic apparatus, the present invention is not limited to the ultrasonic diagnostic apparatus, if an image processing technique for maximum value holding operation , it can be applied to anything.

なお、本発明は、前記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。 The present invention, the embodiment is not limited to it, but can be embodied with the components modified without departing from the scope of the invention. また、前記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合せにより種々の発明を形成できる。 Further, various inventions can be formed by properly combining the structural elements disclosed in the embodiments. 例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。 For example, it is possible to delete some of the components shown in the embodiments. さらに、異なる実施形態に亘る構成要素を適宜組み合せてもよい。 Furthermore, it may be appropriately combined structural elements in different embodiments.

本発明の第1の実施の形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図。 Block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention. 同実施の形態に係る画像生成回路の構成を示すブロック図。 Block diagram showing the structure of an image generation circuit according to the embodiment. 同実施の形態に係る画像処理を説明するための概念図。 Conceptual diagram illustrating an image processing according to the embodiment. 同実施の形態の変形例に係る画像生成回路の構成を示すブロック図。 Block diagram showing the structure of an image generation circuit according to a modification of the embodiment. 同変形例に係る画像処理を説明するための概念図。 Conceptual diagram illustrating an image processing according to the modification. 本発明の第2の実施の形態に係る画像生成回路の構成を示すブロック図。 Block diagram showing the structure of an image generation circuit according to a second embodiment of the present invention. 同実施の形態に係る画像処理を説明するための概念図。 Conceptual diagram illustrating an image processing according to the embodiment. 従来の最大値保持演算を説明するための概念図。 Conceptual diagram illustrating a conventional maximum value holding operation.

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

12…超音波プローブ(超音波送受信手段)、22…Bモード処理ユニット(走査線情報生成手段)、24a…信号処理回路(走査線処理手段)、24c…画像処理回路(画像処理手段)、24d…画像データバッファ(記憶手段)、24f…画像生成部(画像生成手段)、27…画像メモリ、P…被検体、F…第1の画像データ(オリジナル画像)、G…第2の画像データ(第1の超音波診断画像)、H…第3の画像データ(第2の超音波診断画像)、S…第1の時系列信号(第1の走査線信号列)、T…第2の時系列信号(第2の走査線信号列)。 12 ... ultrasonic probe (ultrasonic transmitting and receiving means), 22 ... B-mode processing unit (scanning line information generating means), 24a ... signal processing circuit (scanning line processing means), 24c ... image processing circuit (image processing means), 24d ... image data buffer (storage means), 24f ... image generation unit (image generating means), 27 ... image memory, P ... subject, F ... first image data (original image), G ... second image data ( first ultrasonic diagnostic image), H ... third image data (second ultrasonic diagnostic imaging), S ... first time series signal (a first scan line signal string), when T ... second series signal (a second scanning line signal string).

Claims (4)

  1. 造影剤バブルが投与された被検体の所定部位を超音波で繰り返し走査して超音波診断画像を繰り返し取得する超音波診断装置において、 In the ultrasonic diagnostic apparatus contrast medium bubbles repeatedly acquires repeatedly scanned to ultrasonic diagnostic imaging ultrasound predetermined portion of the subject being administered,
    前記被検体に対して超音波を送信し、当該超音波からのエコー信号を受信する超音波送受信手段と、 The transmitting ultrasonic waves to a subject, the ultrasonic transmitting and receiving means for receiving an echo signal from the ultrasound,
    前記超音波送受信手段が受信したエコー信号に基づいて、時間的に連続する超音波診断画像を繰り返し生成する画像生成手段と、 On the basis of the echo signal by the ultrasonic transmitting and receiving means has received, an image generating means for repeatedly generating an ultrasonic diagnostic image of temporally consecutive,
    前記画像生成手段により超音波診断画像が所定枚数生成されると前記所定枚数の前記超音波診断画像から各画素毎の最小画素値からなる最小値画像を生成し、新たな超音波診断画像が生成されるごとに前記新たな超音波診断画像を含めて前記所定枚数の超音波診断画像から新たな最小値画像を次々と繰り返し生成するとともに、最小値画像が生成されるごとに、それまでに得られた全ての最小値画像から各画素毎の最大値画素からなる最大値画像を順次生成する画像処理手段とを具備することを特徴とする超音波診断装置。 Wherein Ri by the image generating means ultrasound diagnostic image to generate a minimum value image composed of the minimum pixel value for each pixel from the ultrasonic diagnostic image before Symbol predetermined number when a predetermined number of generated, a new ultrasound diagnostic with repeated to produce one after another a new minimum value image from the ultrasonic diagnostic image of said predetermined number, including the new ultrasound diagnostic image each time the image is generated, every time the minimum value image is generated, it ultrasonic diagnostic apparatus characterized by comprising an image processing means for sequentially generating the maximum value image composed of maximum pixels for each pixel from all minimum image obtained up.
  2. 造影剤バブルが投与された被検体の所定部位を超音波で繰り返し走査して超音波診断画像を繰り返し取得する超音波診断装置において、 In the ultrasonic diagnostic apparatus contrast medium bubbles repeatedly acquires repeatedly scanned to ultrasonic diagnostic imaging ultrasound predetermined portion of the subject being administered,
    前記被検体に対して超音波を送信し、当該超音波からのエコー信号を受信する超音波送受信手段と、 The transmitting ultrasonic waves to a subject, the ultrasonic transmitting and receiving means for receiving an echo signal from the ultrasound,
    前記超音波送受信手段が受信したエコー信号に基づいて、時間的に連続する超音波診断画像を繰り返し生成する画像生成手段と、 On the basis of the echo signal by the ultrasonic transmitting and receiving means has received, an image generating means for repeatedly generating an ultrasonic diagnostic image of temporally consecutive,
    前記画像生成手段により超音波診断画像が所定枚数生成されると前記所定枚数の前記超音波診断画像から各画素毎の平均画素からなる平均値画像を生成し、新たな超音波診断画像が生成されるごとに前記新たな超音波診断画像を含めて前記所定枚数の超音波診断画像から新たな平均値画像を次々と繰り返し生成するとともに、平均値画像が生成されるごとに、それまでに得られた全ての平均値画像から各画素毎の最大値画素からなる最大値画像を順次生成する画像処理手段とを具備することを特徴とする超音波診断装置。 Wherein Ri by the image generating unit ultrasonic diagnostic image generated an average value image consisting of an average pixel for each pixel from the ultrasonic diagnostic image before Symbol predetermined number when a predetermined number of generated, a new ultrasound diagnostic image together but repeatedly generates one after another a new average value image including the new ultrasound diagnostic image each time it is generated from the ultrasonic diagnostic image of said predetermined number, each time the average value image is generated, until it ultrasonic diagnostic apparatus characterized by comprising an image processing means for sequentially generating the maximum value image composed of maximum pixels for each pixel from all of the average value image obtained.
  3. 前記最小値画像と前記最大値画像とを同時に表示する表示手段をさらに具備することを特徴とする請求項1記載の超音波診断装置。 Said minimum value image as claimed in claim 1 Symbol placement of the ultrasonic diagnostic apparatus characterized by further comprising display means for the displaying the maximum value image at the same time.
  4. 前記平均値画像と前記最大値画像とを同時に表示する表示手段をさらに具備することを特徴とする請求項2記載の超音波診断装置。 The average value image and claim 2 Symbol placement of the ultrasonic diagnostic apparatus characterized by further comprising display means for the displaying the maximum value image at the same time.
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