JP5738822B2 - Ultrasonic diagnostic apparatus, an ultrasonic image processing apparatus and an ultrasonic image processing program - Google Patents

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本発明は、組織のエコー信号から、生体臓器中の微小な構造物を抽出し表示する超音波診断装置等に関する。 The present invention is, from the echo signal of tissue, an ultrasonic diagnostic apparatus or the like to extract and display the fine structure in a living body organ.

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の様子が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を行うことができる。 Ultrasonic diagnosis may be inspected state of beats and fetal heart motion by a simple operation of just applying an ultrasonic probe from the body can be obtained in real time display and repeatedly because of high safety . この他、システムの規模がX線、CT、MRIなど他の診断機器に比べて小さく、ベッドサイドへ移動していっての検査も容易に行えるなど簡便な診断手法であると言える。 In addition, the scale of X-ray systems, CT, small compared to other diagnostic equipment such as MRI, it can be said that the inspection of moved to a bed side is also a simple diagnostic techniques, such as easily. この超音波診断において用いられる超音波診断装置は、それが具備する機能の種類によって様々に異なるが、小型なものは片手で持ち運べる程度のものが開発されており、超音波診断はX線など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 used in the ultrasonic diagnosis, but it is different in different depending on the type of function that includes small ones have been developed such an extent that can be carried with one hand, such as an ultrasonic diagnostic X-ray no influence of exposure so, it can be used in obstetrics or home medical care, and the like.

このような種々の長所を持つ超音波診断の一つに、乳がんの早期診断がある。 One of the ultrasonic diagnosis with such various advantages, there are early diagnosis of breast cancer. 乳房組織においては、乳癌の徴候として微小石灰化が発生するケースが多いことが知られている。 In breast tissue, microcalcifications is known that in many cases occurring as a sign of breast cancer. 微小石灰化病変は1個あるいは数個で局所に散在する。 Microcalcification lesions scattered locally with one or several. 石灰は生体組織に比べ硬いため、超音波をよく反射するため画像上高輝度となることが期待される。 Lime harder than the biological tissue, it becomes an image on a high brightness to reflect better the ultrasonic wave is expected. しかしながら、実際に画像の中から目視する場合には、数百ミクロン程度であっても抽出するのは難しいと言われている。 However, when viewing from the fact image is to extract even several hundred microns are said to be difficult.

ところで、超音波画像上には、超音波のランダムな干渉に起因するスペックルパタンと呼ばれる干渉縞が発生する場合がある。 Meanwhile, on the ultrasound image, there is a case where interference fringes called speckle pattern caused by random interference of ultrasound occurs. このスペックルパタンは、肝硬変の診断等に利用される。 The speckle pattern is used in the diagnosis of cirrhosis of the liver. その一方で、例えば上記乳癌検診の場合には見落とされがちな微小石灰化等の微小構造物と酷似しており、場合によっては紛らわしい画像情報となる。 On the other hand, for example, very similar to the microstructure of such overlooked microcalcifications in the case of the breast cancer screening, the confusing image information in some cases. 従って、乳癌診断等においてはスペックルパタンを除去したいというニーズがあり、そのための技術として、例えば空間コンパウンド、CFAR(Contrast False Alarm Rate:一定誤警報率)処理、類似度フィルタ等がある。 Therefore, in breast cancer diagnosis has needs for removing the speckle pattern, as a technique therefor, for example spatial compound, CFAR (Contrast False Alarm Rate: constant false alarm rate) process, there is a similarity filter. ここで、空間コンパウンドとは、異なる方向からの送受信信号を重畳しスペックルを平滑化するものである(例えば、特許文献1、2、3、4参照)。 Here, the spatial compound is intended to smooth the speckle superimposing transmission and reception signals from different directions (for example, see Patent Documents 1, 2, 3 and 4). CFAR処理とは、対象画素を周囲の輝度平均で減算し、これを用いて高輝度部分を抽出するものである(例えば、特許文献1参照)。 The CFAR process, subtracts the target pixel with the luminance average of the surrounding, and extracts the high-luminance portion with this (for example, see Patent Document 1). 類似度フィルタとは、その統計的性質を利用して、スペックルを除去するものである。 The similarity filter, by utilizing the statistical properties, is to remove the speckle. また、これらのスペックルパタン除去の手法の他、超音波診断の分野ではないが、微小石灰化を自動認識する試みが、主にX線診断画像の応用として種々報告されている(例えば、特許文献5参照)。 Another of these speckle pattern removal techniques, but not in the field of ultrasonic diagnostic, automatic recognition attempted microcalcifications is mainly been variously reported as an application of X-ray diagnostic images (for example, patent literature reference 5).

さらに、微小石灰化に代表される微小構造物を抽出するための他の技術としてMIP処理がある。 Furthermore, there is a MIP processing as other techniques for extracting a microstructure typified by microcalcifications. これは、複数の画像フレームの最大輝度を代表値として、一枚のフレームに投影するというものである。 This maximum luminance of a plurality of image frames as a representative value, is that projects on one frame. 主に3次元画像処理において、ボリュームデータを二次元画像として表示する際に用いられる。 Mainly in the three-dimensional image processing, and is used to display the volume data as a two-dimensional image. 理想的には、複数フレームの情報が一枚に重畳され、情報量の高い画像を得ることができる。 Ideally, it is the information of a plurality of frames are superimposed on one, to obtain a high information content images. また、その他、従来の超音波診断装置に搭載されている画質調整パラメータを変更しスペックルパタンを軽減することも可能である。 Also, other, it is possible to reduce the conventional ultrasonic diagnostic apparatus to change the image quality adjustment parameters which are mounted on the speckle pattern. また、例えばダイナミックレンジを小さくすると特定の狭い範囲の信号のみが表示される。 Further, for example, only the signal of a specific narrow range and reduce the dynamic range is displayed. さらに、ゲインを低く設定するなど最適な調整を行えば、相対的に信号の小さいスペックルパタンは表示されず、相対的に信号の大きい微小構造物のみが画像化できる場合がある。 Further, by performing the optimum adjustment such as setting a low gain, low speckle pattern relatively signal is not displayed, there is a case where only large microstructure relatively signal can be imaged.

特昭61−189476号公報 TokuAkira 61-189476 JP 特開2001−238884号公報 JP 2001-238884 JP 特開2003−61964号公報 JP 2003-61964 JP 特開2004−321582号公報 JP 2004-321582 JP 特許第3596792号公報 Patent No. 3596792 Publication

しかしながら、微小物構造物を抽出するための従来の手法には、例えば次のような問題がある。 However, the conventional method to extract fines structure, for example has the following problems.

診断対象の乳腺は乳管などの構造が複雑であり、もとより均質な臓器ではない。 Breast to be diagnosed is a complex structure, such as a breast duct, not a well homogeneous organs. 従って、従来のフィルタ処理を行うと、微小石灰化が検出されると同時に、乳腺構造も(構造物として)抽出されてしまい、両者を十分に区別することができない。 Therefore, when the conventional filter processing, and at the same time microcalcifications is detected, (a structure) mammary gland structure is also will be extracted, it can not be sufficiently distinguished from each other.

また、乳管などは微小石灰化に比べて明らかに大きな構造物であるため、フィルタ処理にて残存しても、目視にて弁別が可能となることが期待されるが、それでも弁別が困難となることを、発明者らは研究でしばしば経験している。 Moreover, since such milk tube is clearly large structures compared to microcalcifications, be left in filters, it is expected that it is possible to discriminate visually, but difficult to discriminate to become, we have often experienced in research. 特に乳腺構造の一部のみが残存する場合は、フィルタ後の画像は点状に見えるため、微小石灰化に類似した画像となる場合がある。 Particularly when only a portion of the mammary gland structure remains, since the image after the filter looks like dots, it may become similar to image microcalcifications.

さらに、画像上のスペックルパタンがランダムに変動する場合がある。 Further, speckle pattern on the image can vary randomly. 係る場合には、所定のスペックルリダクション処理を行ったとしても、スペックルが残存してしまい、石灰化部位と区別が困難になる。 If according, even performing a predetermined speckle reduction process, it will be speckles remain, distinguished from the calcified sites difficult.

本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、例えば乳腺等の連続構造物と微小石灰化部分等の微小構造物とを正確に区別し、微小構造物を抽出することができる超音波診断装置等を提供することを目的としている。 The present invention has been made in view of the above circumstances, for example, a micro-structure such as a continuous structure and the microcalcifications portion of the mammary gland such as accurately distinguished, ultrasound diagnosis can be extracted microstructure and its object is to provide a device and the like.

請求項1に記載の発明は、被検体に超音波を送信し、前記被検体内において反射された超音波を受信する超音波プローブと、前記超音波プローブによって受信された超音波を用いて、少なくとも第1の超音波画像および前記第1の超音波画像と断面位置が異なる第2の超音波画像を生成し、前記第1の超音波画像における所定の画素と画像上の位置が対応する画素を含む参照領域を前記第2の超音波画像に対して設定し、前記第1の超音波画像の画素値と、前記第2の超音波画像の参照領域における画素値に基づく代表画素値と、の差に基づいて、前記第1の超音波画像に含まれる微小構造物が抽出された処理画像を生成する画像処理手段と、前記処理画像を表示する表示手段と、を具備することを特徴とする超音波診断装置に関する。 Invention according to claim 1, transmits ultrasound to a subject, wherein by using the ultrasonic probe for receiving ultrasonic waves reflected within the object, the ultrasonic waves received by said ultrasonic probe, generating at least a first ultrasound image and the first ultrasonic image and a second ultrasonic image sectional positions are different, the first corresponding pixel positions on a predetermined pixel and the image in the ultrasonic image set a reference region with respect to the second ultrasonic image including a pixel value of the first ultrasound images, a representative pixel value based on pixel values ​​in the reference region of the second ultrasonic image, based on the difference, and characterized by comprising image processing means for generating processed image said first minute structure included in the ultrasound image is extracted, and a display means for displaying the processed image, the It relates to an ultrasonic diagnostic apparatus to.
請求項15に記載の発明は、超音波プローブによって受信された超音波を用いて、少なくとも第1の超音波画像および前記第1の超音波画像と断面位置が異なる第2の超音波画像を生成し、前記第1の超音波画像における所定の画素と画像上の位置が対応する画素を含む参照領域を前記第2の超音波画像に対して設定し、前記第1の超音波画像の画素値と、前記第2の超音波画像の参照領域における画素値に基づく代表画素値と、の差に基づいて、前記第1の超音波画像に含まれる微小構造物が抽出された処理画像を生成する画像処理手段と、前記処理画像を表示する表示手段と、を具備することを特徴とする超音波画像処理装置に関する。 The invention according to claim 15, using the ultrasonic wave received by the ultrasonic probe, generating at least a first ultrasound image and the first ultrasonic image and a second ultrasonic image sectional positions are different and, said first position on a given pixel and image in the ultrasonic image and set a reference region including the corresponding pixels for the second ultrasound image, the pixel value of the first ultrasound image When the representative pixel value based on pixel values in the reference region of the second ultrasonic image, based on the difference, to generate a processed image wherein the first of the minute structure included in the ultrasound image is extracted an image processing unit, an ultrasonic image processing apparatus characterized by comprising a display means for displaying the processed image.
請求項16に記載の発明は、コンピュータに超音波プローブによって受信された超音波を用いて、少なくとも第1の超音波画像および前記第1の超音波画像と断面位置が異なる第2の超音波画像を生成させ、前記第1の超音波画像における所定の画素と画像上の位置が対応する画素を含む参照領域を前記第2の超音波画像に対して設定させ、前記第1の超音波画像の画素値と、前記第2の超音波画像の参照領域における画素値に基づく代表画素値と、の差に基づいて、前記第1の超音波画像に含まれる微小構造物が抽出された処理画像を生成させる画像処理機能と、前記処理画像を表示させる表示機能と、を実現させることを特徴とする超音波画像処理プログラムに関する。 The invention according to claim 16, using the ultrasonic wave received by the ultrasonic probe to the computer, at least a first ultrasound image and the first ultrasonic image and a sectional position different second ultrasound image to generate the first reference region including the pixel corresponding positions on the predetermined pixel and the image in the ultrasonic image is set to the second ultrasound image, of the first ultrasound image the pixel value, a representative pixel value based on pixel values in the reference region of the second ultrasonic image, on the basis on the difference, the processed image in which the first of the minute structure included in the ultrasound image is extracted and the image processing function of generating an ultrasonic image processing program for causing realize a display function for displaying the processed image.

図1は、第1の実施形態に係る超音波診断装置1の構成を示したブロック図である。 Figure 1 is a block diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment. 図2は、位置検出装置15の一例を示した図である。 Figure 2 is a diagram illustrating an example of the position detecting device 15. 図3は、微小構造物抽出処理を説明するための図である。 Figure 3 is a view for explaining a microstructure extraction process. 図4(a)は対象画像の模式図を、図4(b)は参照画像の模式図をそれぞれ示している。 4 (a) is a schematic view of the target image, FIG. 4 (b) shows a schematic diagram of the reference image, respectively. 図5は、画素毎の信号強度(画像の輝度)の変化例を示した図である。 Figure 5 is a diagram showing an example of change in signal intensity for each pixel (luminance image). 図6は、画素毎の信号強度(画像の輝度)の変化例を示した図である。 Figure 6 is a diagram showing an example of change in signal intensity for each pixel (luminance image). 図7Aは、微小構造物抽出画像の表示形態の一例を示した図である。 7A is a diagram showing an example of a display form of a microstructure extraction image. 図7Bは、微小構造物抽出画像の表示形態の他の例を示した図である。 Figure 7B is a diagram showing another example of the display form of the microstructure extraction image. 図7C(a)は、通常のBモード画像を示した図であり、図7C(b)は、微小構造物抽出画像を示した図である。 Figure 7C (a) is a diagram showing a conventional B-mode image, FIG. 7C (b) is a diagram showing a microstructure extraction image. 図8は、第1の実施形態に係る微小構造物抽出処理の流れを示したフローチャートである。 Figure 8 is a flowchart showing the flow of the microstructure extraction process according to the first embodiment. 図9は、第2の実施形態に係る微小構造物抽出処理の流れを示したフローチャートである。 Figure 9 is a flowchart showing the flow of the microstructure extraction process according to the second embodiment. 図10は、第3の実施形態に係る微小構造物抽出処理の流れを示したフローチャートである。 Figure 10 is a flowchart showing the flow of the microstructure extraction process according to the third embodiment. 図11は、第4の実施形態に係る画像処理装置2の構成を示したブロック図である。 Figure 11 is a block diagram showing an image processing apparatus 2 of the configuration according to the fourth embodiment. 図12は、微小構造物抽出処理専用デバイス52の一例を示した図である。 Figure 12 is a diagram showing an example of a microstructure extraction process only device 52.

以下、本発明の第1実施形態及び第2実施形態を図面に従って説明する。 Hereinafter, a description will be given of a first embodiment and the second embodiment of the present invention with reference to the drawings. なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。 In the following description, the constituent elements having substantially the same functions and configurations are denoted by the same reference numerals, to thereby simplify the description required.

(第1実施形態) (First Embodiment)
図1は、第1の実施形態に係る超音波診断装置1の構成を示したブロック図である。 Figure 1 is a block diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment. 同図に示すように、本超音波診断装置1は、超音波プローブ12と装置本体11、入力装置13、モニター14、外部記憶装置16を具備している。 As shown in the figure, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 includes an ultrasonic probe 12 and the apparatus body 11, an input device 13, a monitor 14, and a external storage device 16. また、装置本体11は、超音波送信ユニット21、超音波受信ユニット22、Bモード処理ユニット23、ドプラ処理ユニット24、画像生成ユニット25、画像メモリ26、画像合成部27、制御プロセッサ(CPU)28、内部記憶部29、インターフェース部30を具備している。 The device main body 11, ultrasonic transmission unit 21, ultrasonic reception unit 22, B mode processing unit 23, Doppler processing unit 24, image generation unit 25, an image memory 26, image synthesizing unit 27, a control processor (CPU) 28 , internal storage unit 29, and includes an interface unit 30. 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、超音波送受信ユニット21からの駆動信号に基づき超音波を発生し、被検体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 includes a generate ultrasonic waves based on driving signals from the ultrasonic transmit-receive unit 21, a plurality of piezoelectric vibrators which convert reflected waves from an object into electrical signals, 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 . このエコー信号の振幅は、反射することになった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 amplitude of the echo signal depends on an acoustic impedance difference on the discontinuity surface by which the reflected had to be reflected. また、送信された超音波パルスが、移動している血流や心臓壁等の表面で反射された場合のエコーは、ドプラ効果により移動体の超音波送信方向の速度成分を依存して、周波数偏移を受ける。 The ultrasonic pulses transmitted is an echo when reflected on the surface, such as blood flow and heart wall is moving, depending the ultrasonic transmission direction of the velocity component of the moving object by the Doppler effect, the frequency undergo a shift.

なお、本超音波装置1が具備する超音波プローブ12は、被検体の3次元領域を超音波走査可能なものである。 Incidentally, the ultrasonic probe 12 to which the present ultrasonic apparatus 1 is provided is capable ultrasonic scanning a three-dimensional region of the subject. そのため、超音波プローブ12は、振動子をその配列方向の直交方向に沿って機械的に揺動させ、3次元領域を超音波走査する構成、又は二次元的に配列された二次元振動素子を用いて電気的制御により3次元領域を超音波走査する構成等を有する。 Therefore, the ultrasonic probe 12 along the transducer in a direction orthogonal to the array direction is mechanically oscillating, ultrasonic scanning constituting the three-dimensional region, or two-dimensionally arrayed two-dimensional vibration elements It has a configuration such that ultrasonic scanning a three-dimensional region by electrical control using. 前者の構成を採用する場合、被検体の3次元的走査は前記揺動回路によって行われるため、検査者はプローブ本体を被検体に接触させるだけで、自動的に複数の二次元断層像を取得することができる。 In the former arrangement, since the three-dimensional scanning of the object is performed by the oscillating circuit, the examiner only contacting the probe body to the subject, automatically acquire a plurality of two-dimensional tomographic image can do. 制御された揺動速度から断面間の正確な距離も検知できる。 The exact distance between the cross section from a controlled oscillation speed can be detected. また、後者の構成を採用する場合には、原理的には、従来の二次元断層像を取得するのと同じ時間で、3次元領域を超音波走査することができる。 Further, in the case of adopting the latter arrangement, in principle, at the same time for the acquisition of conventional two-dimensional tomographic image can be ultrasonic scanning a three-dimensional region.

入力装置13は、装置本体11に接続され、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にとりこむための各種スイッチ、ボタン、トラックボール、マウス、キーボード等を有している。 The input device 13, the device is connected to the main body 11, various instructions, conditions, setting instructions of the region of interest (ROI), various switches for taking the various image quality condition setting instructions such an apparatus main body 11, the button from the operator, a track ball, a mouse, and a keyboard or the like. 例えば、操作者が入力装置13の終了ボタンやFREEZEボタンを操作すると、超音波の送受信は終了し、当該超音波診断装置は一時停止状態となる。 For example, the operator operates the end button or FREEZE button of the input device 13, transmission and reception of ultrasonic waves is terminated, the ultrasonic diagnostic apparatus becomes suspended.

モニター14は、スキャンコンバータ25からのビデオ信号に基づいて、生体内の形態学的情報(Bモード画像)、血流情報(平均速度画像、分散画像、パワー画像等)、これらの組み合わせを画像として表示する。 Monitor 14 based on the video signal from the scan converter 25, the morphological information of the living body (B mode image), blood flow information (average velocity image, variance image, a power image, etc.), combinations thereof as an image indicate.

外部記憶装置16は、磁気ディスク(フロッピー(登録商標)ディスク、ハードディスクなど)、光ディスク(CD−ROM、DVDなど)、半導体メモリなどの記録媒体、及びこれらの媒体に記録された情報を読み出す装置である。 The external storage device 16 may be a magnetic disk (floppy disk, hard disk, etc.), optical disk (CD-ROM, DVD, etc.), a recording medium such as a semiconductor memory, and an apparatus for reading information recorded on these media is there. 各種記録媒体から読み出された情報は、インタフェース部30を介して制御プロセッサ28に転送される。 Information read out from various recording medium is transferred to the control processor 28 via the interface unit 30.

超音波送信ユニット21は、図示しないトリガ発生回路、遅延回路およびパルサ回路等を有している。 Ultrasonic transmission unit 21 includes a trigger generating circuit, not shown, a delay circuit, a pulser circuit, and the like. パルサ回路では、所定のレート周波数fr Hz(周期;1/fr秒)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 rate frequency fr Hz; (period: 1 / fr sec) 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集束し且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 delay time required for determining a focused and transmission directivity of the ultrasonic beam shape is given to each rate pulse. トリガ発生回路は、このレートパルスに基づくタイミングで、プローブ12に駆動パルスを印加する。 The trigger generating circuit, at the timing based on this rate pulse, applies a driving pulse to the probe 12.

なお、超音波送信ユニット21は、制御プロセッサ28の指示に従って所定のスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更可能な機能を有している。 Incidentally, the ultrasonic transmission unit 21, to execute a predetermined scan sequence in accordance with an instruction from the control processor 28 has a function of changing a transmission frequency, a transmission driving voltage, etc. instantaneously. 特に送信駆動電圧の変更については、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信回路、又は複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。 Particularly the function of changing a transmission driving voltage is implemented by moment linear amplifier type transmission circuit capable of switching its value or a plurality of power supply units mechanism of electrically switching.

超音波受信ユニット22は、図示していないアンプ回路、A/D変換器、加算器等を有している。 Ultrasonic reception unit 22 includes an amplifier circuit (not shown), A / D converter, an adder, and the like. アンプ回路では、プローブ12を介して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 captured via the 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受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与え、その後加算器において加算処理を行う。 The A / D converter gives a delay time required to determine reception directivity to the amplified echo signal, the adder then performs addition processing. 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、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 is emphasized from a direction corresponding to the reception directivity of the echo signal, a composite beam for ultrasonic transmission and reception is formed in accordance with reception directivity and transmission directivity.

Bモード処理ユニット23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、包絡線検波処理などを施し、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 23 receives an echo signal from the transmission and reception unit 21, and performs logarithmic amplification, envelope detection processing, and the like to generate data whose signal intensity is expressed by the brightness of luminance. このデータは、スキャンコンバータ25に送信され、反射波の強度を輝度にて表したBモード画像としてモニター14に表示される。 This data is transmitted to the scan converter 25 are displayed the strength of the reflected wave on the monitor 14 as a B-mode image representing at luminance.

ドプラ処理ユニット24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や組織、造影剤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 24 frequency-analyzes velocity information from the echo signal received from the transceiver unit 21, the blood flow and tissue by Doppler effect, extracts the contrast medium echo component, average speed, dispersion, blood flow information of the power, etc. determined for multi-point.

画像生成ユニット25は、一般的には、超音波スキャンの走査線信号列を、テレビなど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(スキャンコンバート)し、表示画像としての超音波診断画像を生成する。 Image generating unit 25 is generally a scanning line signal string for ultrasonic scanning, such as the conversion to the scan line signal string of a general video format typified television and (scan conversion), as a display image super to generate the ultrasonic diagnostic image.

また、画像生成ユニット25は、スキャンコンバート以外の種々の画像処理を実行する。 The image generation unit 25 performs various image processing other than scan conversion. すなわち、画像生成ユニット25は、後述する微小構造物抽出処理の他、例えば、スキャンコンバート後の複数の画像フレームを用いた輝度の最大値画像を再生成する方法(平滑化処理)、画像間の差分を用いる方法(差分演算)等を実行する。 That is, the image generation unit 25, in addition to the microstructure extraction process will be described later, for example, regenerating methods (smoothing) the maximum image luminance using a plurality of image frames after scanning conversion, between the images performing a method (differential operation) of using a difference. なお、当該画像生成ユニット25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 unit 25 is sometimes called "raw data".

画像メモリ(シネメモリ)26は、例えばフリーズする直前の複数フレームに対応する超音波画像を保存するメモリである。 The image memory (cine memory) 26 is a memory that stores ultrasonic images corresponding to a plurality of frames immediately before freezing, for example. この画像メモリ26に記憶されている画像を連続表示(シネ表示)することで、超音波動画像を表示することも可能である。 The images stored in the image memory 26 by continuous display (cine display), it is also possible to display the ultrasonic moving image.

画像合成部27は、画像生成ユニット25又から受け取った画像を種々のパラメータの文字情報や目盛等と共に合成し、ビデオ信号としてモニター14に出力する。 Image synthesis unit 27, an image received from the image generation unit 25 by combining together with the character information and scales, etc. of various parameters, and outputs to the monitor 14 as a video signal.

制御プロセッサ28は、情報処理装置(計算機)としての機能を持ち、本超音波診断装置本体の動作を制御する。 The control processor 28 has a function as an information processing apparatus (computer) and controls the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus main body. 制御プロセッサ28は、内部記憶部29から微小構造物抽出機能を実現するための専用プログラム、所定の画像生成・表示等を実行するための制御プログラムを読み出して自身が有するメモリ上に展開し、各種処理に関する演算・制御等を実行する。 Control processor 28, then expanded on the memory with its own reads out a control program for executing a dedicated program, predetermined image generation and display, etc. for realizing a microstructure extraction function from the internal storage unit 29, various executing the arithmetic and control concerning process.

内部記憶部29は、所定のスキャンシーケンス、各実施形態に係る微小構造物抽出機能を実現するための専用プログラム、画像生成、表示処理を実行するための制御プログラム、診断情報(患者ID、医師の所見等)、診断プロトコル、送受信条件、CFAR処理制御プログラム、ボディマーク生成プログラムその他のデータ群が保管されている。 Internal storage unit 29, a predetermined scan sequence, a dedicated program for realizing a microstructure extraction function according to each embodiment, the image generation control program for executing a display process, diagnosis information (patient ID, doctor findings and the like), a diagnosis protocol, transmission and reception conditions, CFAR processing control program, and other data groups body mark generation program is stored. また、必要に応じて、画像メモリ26中の画像の保管などにも使用される。 Further, if necessary, it is also used, such as storage of the image in the image memory 26. 内部記憶部29のデータは、インターフェース部30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 in the internal storage unit 29 is also capable of transferring via the interface unit 30 to an external peripheral device.

インターフェース部30は、入力装置13、ネットワーク、新たな外部記憶装置(図示せず)に関するインターフェースである。 Interface unit 30, an input device 13, a 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、インターフェース部30よって、ネットワークを介して他の装置に転送可能である。 Data such as ultrasonic images, analysis results, etc. obtained by this apparatus, therefore the interface unit 30 can be transferred to other devices through the network.

なお、本超音波診断装置1には、必要に応じて、位置検出装置15を設けることが可能である。 Incidentally, the present ultrasonic diagnostic apparatus 1 is optionally it is possible to provide a position detecting device 15. この装置は、撮影対象(すなわち、診断部位)に対する超音波プローブ12の位置に関する情報を検出するものである。 This device, the shooting target (i.e., the diagnosis part) and detects information about the position of the ultrasonic probe 12 against. ここで、超音波プローブ12の位置に関する情報とは、プローブ12の絶対位置情報、相対位置情報、プローブ12の可動前の位置情報と可動速度及び時間、その他の走査時における超音波プローブ12の位置を特定するための情報である。 Here, the information on the position of the ultrasonic probe 12, the absolute position information of the probe 12, the relative position information, position information before moving the probe 12 and the movable speed and time, the position of the ultrasonic probe 12 at the time of other scanning is information for specifying a.

図2は、位置検出装置15の一例を示した図である。 Figure 2 is a diagram illustrating an example of the position detecting device 15. 同図に示すように、位置検出装置15は、可動ステージ150、駆動部151を有している。 As shown in the figure, the position detector 15 has a movable stage 150, a driving section 151. 可動ステージ150には、専用アダプタを介して超音波プローブ12を設置することができる。 The movable stage 150 can be through a dedicated adapter installing the ultrasonic probe 12. 駆動部151は、制御プロセッサ28からの制御に基づいて、設置された超音波プローブ12を可動ステージ150に沿って移動させる。 Drive unit 151 under the control of the control processor 28 to move the installed ultrasound probe 12 along the movable stage 150. また、駆動部151は、内部にロータリーエンコーダ等を有しており、可動ステージ150上における超音波プローブ12の位置を検出し、その検出結果を制御プロセッサ28に逐次送信する。 The drive unit 151 has an internal rotary encoder or the like, detects the position of the ultrasonic probe 12 on the movable stage 150, sequentially transmits the detection result to the control processor 28.

超音波画像の取得に際しては、診断対象である乳房は、水槽17に水深させた状態で所定の位置に配置され、検査中は動かないよう固定される。 Upon acquisition of the ultrasound images, the breast to be diagnosed is arranged at a predetermined position in a state of being water depth in the water tank 17, it is fixed so as not to move during the test. また、超音波プローブ12及び位置検出器15は、水槽17の底面側に配置される。 The ultrasonic probe 12 and the position detector 15 is disposed on the bottom side of the tank 17. 制御プロセッサ28は、超音波プローブ12が所定の速度で移動するように駆動部151を制御させつつ超音波送受信を実行することで、自走式超音波走査を実行する。 The control processor 28, by the ultrasonic probe 12 performs the ultrasonic transmitting and receiving while controlling the driving unit 151 to move at a predetermined speed, executes the self-propelled ultrasound scan. プローブ12からの画像は、実施例1同様に装置本体に送られる。 Images from the probe 12 is sent to the same manner as in Example 1, the apparatus main body. また、駆動部151から取得する位置情報は、後述するプローブ位置に関する情報生成にリアルタイムで利用されると共に、各フレームの付帯情報として記入され管理される。 The position information obtained from the drive unit 151, while being utilized in real time information generated about the probe position to be described later, are managed are entered as additional information of each frame.

(微小構造物抽出機能) (Microstructure extraction function)
超音波断層像(Bモード像)で微小な構造物と思われる輝点(以下、単に輝点)が観察されたとき、実際にはそれが本当に微細石灰化のような構造物であるか、乳腺のような組織構造の一部なのかは、判断しにくい。 Ultrasonic tomographic image (B mode image) in fine structure and bright points appear (hereinafter, simply the bright spot) when is observed, either in practice is that really structures such as microcalcifications, or part of the organizational structure, such as the mammary gland is difficult to determine. 特に1枚の静止画像では診断することができないと言われている。 It is said that it is impossible to diagnose, especially one still image.

しかし両者は、例えば次のような点で異なる。 But both, for example, different in the following points.

(A)微細石灰の組成は生体組織よりも硬く、原理的にはより大きな超音波反射信号が得られているはずである。 The composition of the (A) fine lime harder than biological tissue, in principle, should have a greater reflected ultrasonic signal is obtained. 我々の研究結果からも、微細石灰化による輝点の信号レベルは周囲のスペックルパタンの最大値よりもいくらか高いことが判明した。 From the results of our study, the signal level of the bright spots due to microcalcifications was found to be somewhat higher than the maximum value of the surrounding speckle pattern. ただし輝度としてモニター表示された場合、この信号レベルの差を目視で判定することは難しいわけである。 However if it is the monitor display as the luminance, it is not difficult to determine the difference between the signal level visually.

(B)微細石灰化は局在する微小構造物であり、一方で乳腺等の生体組織は3次元的に一定の範囲で連続する構造を持つ連続構造物であり、その空間分布の形態において、本質的に大きく異なる。 (B) microcalcifications are microstructure localized, while the living tissue of the mammary gland, etc. is a continuous structure having a structure in which continuous three-dimensionally predetermined range, in the form of its spatial distribution, essentially very different. よって奥行き方向の3次元的な連続性も加味すれば、両者の違いが判定できると期待できる。 Therefore if considering also three-dimensional continuity in the depth direction, it can be expected that differences between the two can be determined.

本機能は、この点に着目し、例えば乳房、肝臓、膵臓等の診断において、輝度の微小な違い、および空間分布の形態に基づいて両者を区別し、微小構造物が積極的に抽出された画像(微小構造物抽出画像)を生成するものである。 This function is focused on this point, for example breast, liver, the diagnosis of pancreas, etc., small differences in brightness, and to distinguish between them based on the form of the spatial distribution, microstructure was extracted actively and it generates images (the microstructure extraction image).

なお、本微小構造物抽出機能を用いた処理(微小構造物抽出処理)は、画像群データをその対象とする。 The processing using the present microstructure extraction function (microstructure extraction process), the image group data and the object. ここで、画像群データとは、複数の二次元画像を有するボリュームデータ、或いは異なる複数の二次元画像から構成されるデータ(完全なボリュームデータを必ずしも構成しない)を意味する。 Here, the image group data, means the volume data having a plurality of two-dimensional images, or data consisting of a plurality of different two-dimensional image (not necessarily constitute a complete volume data). 本実施形態においては、説明を具体的にするため、ボリュームデータとしての画像群データを用いた微小構造物抽出処理について説明する。 In the present embodiment, in order to give a specific description, a microstructure extraction process using image group data as volume data. この様な画像群データは、超音波プローブ12を、その振動子配列方向と直交する方向に沿って機械的に揺動させ、3次元領域を超音波走査することで取得することができる。 Such image group data, the ultrasonic probe 12, the vibration alignment direction is mechanically oscillated along a direction orthogonal, three-dimensional region can be obtained by scanning ultrasonic waves. この他、超音波振動素子が二次元的に配列された超音波プローブ12を用いて、電気的制御により3次元領域を超音波走査することでも、同様に取得することができる。 In addition, by using the ultrasonic probe 12 to the ultrasonic transducer elements are two-dimensionally arranged, the three-dimensional region by electrical control also possible to scan the ultrasound can be obtained similarly. さらに、図2に示した自走式走査が可能なデバイスを用いる撮影、或いは、超音波振動素子が1次元的に配列された超音波プローブ(必要に応じて、位置センサが設けられたもの)を用いて、手動によって複数断層を取得する撮影等でも、同様に取得することができる。 Furthermore, imaging using a device capable of self-propelled scanning shown in FIG. 2, or ultrasonic vibration element is one-dimensionally arranged ultrasonic probe (if necessary, that the position sensor is provided) using, in imaging or the like to obtain a plurality tomographic manually, it can be obtained similarly.

図3は、微小構造物抽出処理を説明するための図である。 Figure 3 is a view for explaining a microstructure extraction process. 同図に示すように、画像部データに含まれる複数の二次元画像から、対象画像31と参照画像32とを選択する。 As shown in the figure, a plurality of two-dimensional images included in the image section data, selects the target image 31 and reference image 32. 対象画像31は、本微小構造物抽出処理の対象とされる画像である。 Target image 31 is an image that is the subject of the present microstructure extraction process. 参照画像32は、対象画像31とは空間的に異なる(例えば、対象画像からkフレーム離れた)別の断層像であり、本微小構造物抽出処理に利用されるものである。 Reference image 32, the target image 31 spatially different (e.g., away k frames from the target image) and another tomographic image, is utilized for the microstructure extraction process. これらの画像は、Bモード診断同様、プローブ本体から垂直方向の断面であることが望ましい。 These images, B-mode diagnostic Similarly, it is desirable from the probe body is a cross-sectional vertical.

図4(a)は対象画像の模式図を、図4(b)は参照画像の模式図をそれぞれ示している。 4 (a) is a schematic view of the target image, FIG. 4 (b) shows a schematic diagram of the reference image, respectively. 本微小構造物抽出処理では、対象画像から参照画像を差し引くことによって、差分画像を生成する。 In the microstructure extraction process, by subtracting the reference image from the target image to generate a difference image. このとき、対象画像上の各画素(xi,yi)(対象画素)に対して、参上画像上に設定される参照領域Ri内に存在する画素の代表値を決定し、これを対象画素(xi,yi)の値から差し引くものとする。 At this time, each pixel on the target image (xi, yi) with respect to (the target pixel), to determine a representative value of pixels present in the reference area Ri set on the calling on the image, which pixel (xi It shall be subtracted from the value of yi). ここで、参照領域とは、参照画像上の座標が対象画素と同一な画素(対応画素)を含むように、任意のサイズで参照画像上に設定されるものである。 Here, the reference region, coordinates on the reference image to include the target pixel in the same pixel (corresponding pixel), and is set on the reference image in an arbitrary size. なお、参照領域Riの代表値は、参照領域Riの特徴を代表するものであればどんなものでもよい。 The representative value of the reference region Ri may be any of those which represent the characteristics of the reference region Ri. 具体例としては、最大値、平均値、中央値等を挙げることができる。 Specific examples include the maximum value, average value, the median value or the like. 本実施形態においては、代表値として最大値を採用するものとする。 In the present embodiment, it is assumed to adopt the maximum value as the representative value. この差分画像の生成は、次の式(1)ように表すことができる。 The generation of the difference image can be expressed as the following equation (1).

Qi(xi,yi) = Pi(xi,yi) - MAX [ P ik (xi+m,yi+n) ] (1) Qi (xi, yi) = Pi (xi, yi) - MAX [P ik (xi + m, yi + n)] (1)
ここで、Qi(xi,yi)は差分画像の各画素の値、Pi(xi,yi)は対象画像上の対象画素の値、P ik (xi,yi)はPi(xi,yi)と空間的に対応する位置にある参照画像上の各画素の値、P ik (xi+m,yi+n)は参照領域Ri内の各画素の値、m、nは参照領域の大きさを指定する任意の値、MAX[]は[]内から最大値を選択する演算をそれぞれ示している。 Here, Qi (xi, yi) space value of each pixel of the differential image, Pi (xi, yi) is the value of the target pixel on the target image, P ik (xi, yi) is Pi (xi, yi) and value of each pixel on the reference image in corresponding positions in manner, P ik (xi + m, yi + n) value of each pixel in the reference region Ri, m, n specifies the size of the reference region any value, MAX [] indicate respectively the operation of selecting the maximum value from within []. 従って、図4(b)は、x軸方向及びy軸方向共に±2画素、計25画素からなる参照領域Riを例示したものとなっている。 Accordingly, FIG. 4 (b), has a those exemplified ± 2 pixels in the x-axis and y-axis directions both a reference region Ri formed of a total of 25 pixels. なお、この減算処理において、結果が負数の場合は全てゼロ(輝度地=黒)とするのが望ましい。 Incidentally, in the subtraction process, it is to all if the result is negative zero (brightness land = black) desirable.

本微小構造物抽出処理によって生成される差分画像は、連続構造物及びランダムなスペックルパタンを除去し、微小構造物を好適に映像化するものとなる。 Difference image generated by the microstructure extraction process removes continuous structures and random speckle pattern, and shall be suitably image the microstructure. これは、以下の理由による。 This is due to the following reasons. すなわち、画像群データを構成する二次元超音波画像上に残存する連続構造物は、微小石灰より大きな構造物であり、奥行き方法の連続性を持っていると考えられる。 That is, a continuous structure remaining on a two-dimensional ultrasound images constituting the image group data is a large structures than microcalcifications is considered to have continuity in the depth method. この観点より、超音波断層像のある1点に注目する場合、連続構造物は、例えば図5に示すような信号強度(画像の輝度)(a)の変化が緩やかであることが予想される。 From this point of view, to focus on one point with the ultrasonic tomographic image, the continuous structure, it is expected that changes in signal intensity as shown in FIG. 5 (image brightness) (a) is, for example, moderate . 一方、微小構造物では、図5の信号強度(b)のごとく、特定の画像にのみ含まれることが予想される。 On the other hand, the minute structure, as the signal intensity of FIG. 5 (b), is expected to be contained only in a specific image. 従って、連続或いは近接するフレーム画像から差分画像を生成(例えば、画像Fi(対象画像)から画像Fi-1(参照画像)を減算)すると、当該差分画像により、不連続に存在する微小構造物(例えば微小石灰化部分)のみ抽出することができる場合がある。 Thus, generating a difference image from the frame images continuous or adjacent (e.g., image Fi (subtracting the image Fi-1 (reference image) from the target image)) Then, by the difference image, the minute structure existing discontinuously ( for example it may be possible to extract microcalcifications portion) only.

しかしながら、この様な画像間の差分だけでは、有効な抽出が行われないケースがあることも、発明者等の検討で明らかになっている。 However, only the difference between such images, also there is a valid extraction is not performed case, it has been revealed by the study of the inventors. 係るケースは、例えば対象画像上にスペックルパタンがランダムに発生する場合、対象画像と参照画像との間で空間的位置にずれが発生する場合等に顕著である。 Case according, for example if the speckle pattern is generated randomly on the target image is remarkable, etc. If the deviation is generated in the spatial position between the reference image and the target image.

本微小構造物抽出処理では、対象画像上の各画素(xi,yi)につき、参照画像上に設定された参照領域Ri内に存在する画素の最大値を画素(xi,yi)の値から差し引くことで、微小構造物抽出画像としての差分画像を生成する。 In the microstructure extraction process subtracts each pixel (xi, yi) on the target image per, the maximum value of the pixels existing in the reference area Ri which are set on the reference image from the values ​​of the pixels (xi, yi) it is, to generate a difference image as a microstructure extraction image. 従って、例えば、対象画像と参照画像との間で空間的位置にずれが発生する場合であっても、対象画像上の対象画素によって映像化された部位は、参照画像上の参照領域に存在することになる。 Thus, for example, even when the shift occurs in the spatial position between the reference image and the target image, at which is imaged by the pixel on the target image is present in the reference area on the reference image It will be. その結果、微小構造物の抽出性能を向上させることができる。 As a result, it is possible to improve the extraction performance of the microstructure.

本微小構造物抽出処理は、参照画像の選択、及び参照領域サイズの選択には拘泥されないが、その基準としては例えばものを挙げることができる。 This microstructure extraction process, the selection of the reference image, and the selection of the reference region size is not bound, as its reference can be exemplified, for example.

第1に、映像化ターゲット(今の場合、石灰化部位)の大きさに基づいて、参照画像を選択することができる。 First, (in this case, calcified sites) imaging target can be based on the size of, selecting a reference picture. すなわち、差分処理を行うにあたり、フレーム間の距離が小さいと画像間の差が小さくなる。 That is, when performing difference processing, the difference between the images is reduced and the distance between the frames is small. 従って、微小構造物の大きさが画像間の差を上回る場合には、差分結果がゼロとなることが予想される。 Therefore, the size of the minute structure is the case above the difference between the images, the difference result is expected to be zero. この様な問題を解決するため、対象画像から、予測される微小構造物の大きさを上回る程度離れたフレームを、参照画像として選択することが好ましい。 To solve such a problem, from the target image, the degree apart frames exceeding the magnitude of the predicted microstructure, it is preferable to select as the reference image.

第2に、対象画像と参照画像との間で予想される位置ずれの大きさに基づいて、参照領域サイズを選択することができる。 Second, it is possible on the basis of the magnitude of positional displacement expected between the reference image and the target image, selecting a reference region size. すなわち、差分処理を行うにあたり、対象画像と参照画像との間の位置ずれが参照領域サイズを上回る場合には、対象画像上の対象画素によって映像化された部位が、参照画像上の参照領域に存在しなくなってしまう。 That is, when performing difference processing, when the above positional displacement reference region size between the reference image and the target image, a portion which is imaged by the target pixel on the target image, the reference area in the reference image no longer exist. 係る問題を解決するため、参照領域は、対象画像と参照画像との間で予想される位置ずれの大きさを上回るサイズを持つことが好ましい。 To solve the problem according, reference region preferably having a size greater than the size of the displacement to be expected between the reference image and the target image.

第3に、スペックルパタンの大きさに基づいて、参照画像を選択することができる。 Third, it is possible on the basis of the size of the speckle pattern, selecting a reference picture. すなわち、差分処理を行うにあたり、対象画像と参照画像との間隔がスペックルパタンのサイズを上回る場合には、差分結果がゼロとなり、スペックルパタンを微小構造物と共に抽出してしまう。 That is, when performing difference processing, the distance between the reference image and the target image when exceeding the size of the speckle pattern, the difference result becomes zero, thereby extracting the speckle pattern with microstructure. この様な問題を解決するため、対象画像との間隔がスペックルパタンの大きさを下回るように、参照画像を選択することが好ましい。 To solve such problems, so that the distance between the target image is less than the size of the speckle pattern, it is preferable to select a reference image. なお、スペックルパタンのサイズは、送信超音波の周波数に依存する。 The size of the speckle pattern depends on the frequency of the transmitted ultrasonic waves. 従って、送信超音波の周波数に応じても、参照画像を選択することがさらに好ましい。 Therefore, even according to the frequency of the transmitted ultrasonic waves, it is further preferred to select the reference image.

第4に、映像化対象以外の構造物のサイズに基づいて、参照領域サイズ及び参照画像を選択することができる。 Fourth, based on the size of the structure other than the imaging object, the reference region size and the reference image can be selected. すなわち、差分処理を行うにあたり、対象画像と参照画像との間隔が映像化対象以外の構造物のサイズを上回る場合には、差分結果がゼロとなり、当該構造物を映像化対象と共に抽出してしまう。 That is, when performing difference processing, when the distance between the reference image and the target image exceeds the size of the structure other than the imaging object, difference result becomes zero, thereby extracting the structure together with the video of the subject . この様な問題を解決するため、対象画像との間隔が映像化対象以外の構造物の大きさを下回るように、参照画像を選択することが好ましい。 To solve such problems, so that the distance between the target image is less than the size of the structure other than the imaging object, it is preferable to select a reference image.

以上の基準に基づいて、参照画像の位置及び参照領域サイズは、入力装置13を介したマニュアル操作により、任意の値に設定することができる。 Based on the above criteria, the position and the reference region size of the reference image, by manual operation through the input device 13 can be set to any value. また、参照画像の位置については、超音波断層面の奥行き方向に揺動もしくは走査する速度を制御することによっても、決定することができる。 Also, the position of the reference image, by controlling the speed of swinging or scanning in the depth direction of the ultrasonic tomographic plane can be determined. 本実施形態においては、説明を具体的にするため、対象画像と参照画像との間の間隔及び参照領域サイズは、共に数ミリ程度であるとする。 In the present embodiment, in order to give a specific description, spacing and the reference region size between the reference image and the target image, and it is both several millimeters.

参照画像の位置は、以下のような手法により、自動的に決定することも可能である。 Position of the reference image, by the following method, it is possible to automatically determine. すなわち、まず、画像生成ユニット25は、参照画像としてフレームFi-1を選択し、これを対象画像Fiとを用いて差分処理を行う。 That is, first, the image generating unit 25 selects the frame Fi-1 as a reference image, performs the difference processing using the target image Fi this. 次に、結果として得られた差分画像上の輝度値(画素値)の総和S1を演算する。 Next, the luminance value on the difference image obtained as a result of the sum S1 of (pixel values) computed. 他のフレームFi-2、Fi-3、・・・を参照画像として同様の処理を実行し、各総和S2、 S3、・・・を同様に演算する。 Other frame Fi-2, Fi-3, executes the same processing as the reference image.., It calculates the sum S2, S3, a ... similarly. 一般に、診断画像内の微小構造物は大量に存在しない。 In general, the microstructure of the diagnostic image is not present in large quantities. 従って、各総和Siの多くは組織構造の微小な変化による残差であり、これはフレーム距離が離れるに従い増大していく。 Thus, many of each sum Si is the residual by small changes in tissue structure, which continue to increase in accordance with the frame with distance. この点に着目し、予め定めた閾値より大きくなった総和Siに対応するフレームを、差分演算に好適な参照画像として選択することができる。 Focusing on this point, a frame corresponding to the sum Si became larger than a predetermined threshold value, it may be selected as a suitable reference image to the difference calculation.

ところで、ある画素の輝度値の変化が図5(b)に示す形態であれば、参照画像は対象画像に対し一枚で問題あっても、微小構造物と、連続構造物及びランダムなスペックルパタンとを好適に区別することができる。 Meanwhile, if the form changes of the luminance values ​​of a pixel is shown in FIG. 5 (b), the reference image is also a problem in one piece to the target image, the minute structure, a continuous structure and random speckle a pattern can be suitably distinguished. しかしながら、ある画素の輝度値の変化が図5(c)に示す形態である場合には、参照画像32が一枚だけでは、微小構造物と、連続構造物及びランダムなスペックルパタンとを好適に区別することができない。 However, if the change of the luminance value of a pixel is in the form shown in FIG. 5 (c), the reference image 32 is just a piece, preferably a micro-structure, and a continuous structure and random speckle pattern It can not be distinguished. なぜなら、輝度値変化が図5(c)に示す形態である場合には、微小構造物では内にも関わらず、対象画像Fiと参照画像Fi+mとの差分はゼロにはならないからである。 This is because, when the luminance value change is in the form shown in FIG. 5 (c), even though within the microstructure, the difference between the reference image Fi + m between the target image Fi is because not zero .

この様な問題を解決するため、本超音波診断装置1では、参照画像32を二枚以上設定することができる。 To solve such a problem, the ultrasonic diagnostic apparatus 1, the reference image 32 can be set two or more. 例えば、図6に示すように対象画像から前後に±mフレーム離れた二つの参照画像を用いて、対象画像Fiと参照画像Fi+mとの差分値及び対象画像Fiと参照画像Fi-mとの差分値を計算する。 For example, using two reference images away ± m frames before and after the target image, as shown in FIG. 6, the difference value and the target image Fi the reference image Fi + m between the target image Fi and reference image Fi-m to calculate the difference value. その結果、双方の差分値の間で大小関係がある場合には、輝度値変化が図5(c)に示す形態であると推定できるため、差分画像の当該画素についての値として小さい方の差分値を採用する。 As a result, when the magnitude relationship exists between both of the difference values, it is possible to estimate the luminance value change is in the form shown in FIG. 5 (c), the smaller the difference between the value of the pixel of the difference image to adopt a value. なお、参照画像32を二枚以上設定する場合であっても、各参照画像の選択基準は既述の通りである。 Incidentally, the reference image 32 even when setting two or more selection criteria for each reference picture is as described above. また、より好適な微小構造物抽出を可能とするため、参照画像は対象画像に対して対称に選択されることが好ましい。 Further, in order to enable a more preferable microstructure extraction, the reference image is preferably selected symmetrically with respect to the target image.

(差分画像の表示形態) (Display form of the difference image)
次に、微小構造物抽出処理によって得られる微小構造物抽出画像の表示形態について説明する。 Next, a description will be given of a display form of the microstructure extraction image obtained by the microstructure extraction process. なお、以下に述べる各実施例に係る表示形態は、単独で、或いは複数を組み合わせて用いることが可能である。 Incidentally, the display form according to the embodiments described below, alone or it is possible to use in combination.

(実施例1) (Example 1)
本実施例に係る表示形態は、微小構造物抽出画像としての差分画像を、当該差分画像の生成に用いた対象画像の取得時の超音波プローブ位置を示す情報と共に表示するものである。 Display form according to the present embodiment is for displaying the differential image as a microstructure extraction image, together with information indicating the ultrasound probe position during acquisition of the target image used for generation of the differential image. 超音波プローブ位置を示す情報は、その目的を果たすものであればどの様なものであってもよいが、典型例としては、図7Aに示すような、ボディマーク上に設定される超音波プローブ12の模式図を挙げることができる。 Information indicating the ultrasound probe position may be any kind of long as it serves its purpose, as a typical example, as shown in FIG. 7A, the ultrasound probe set on the body mark it can be exemplified schematic diagram of 12. この様な超音波プローブ位置を示す情報は、例えば図2に示した位置検出装置16により検出さるプローブ位置情報に基づいて生成することができる。 Such information indicating the position of the ultrasonic probe can be generated based on the detected monkey probe position information, for example by the position detecting device 16 shown in FIG. 図7Aのボディマークの場合、画像合成部27は、制御プロセッサ28の制御に従って、プローブ位置が示されたボディマークを生成し、差分画像と合成してモニター14に送り出す。 For body mark in FIG. 7A, the image synthesizing unit 27, under the control of control processor 28 generates a body mark probe position is indicated, it sends the monitor 14 by combining the difference image. これにより、図7Aに示した形態で、超音波プローブ位置を示す情報と共に差分画像を表示することができる。 Thus, in the configuration shown in FIG. 7A, it is possible to display the difference image together with information indicating the position of the ultrasonic probe. なお、必要に応じて、画像群データを構成する二次元画像の全てのプローブ位置情報に基づいて、超音波プローブ12の走査範囲或いは既に表示済みの領域を「軌跡」として、ボディマーク上に色別表示するようにしてもよい。 If necessary, based on all of the probe position information of the two-dimensional images constituting the image group data, the scanning range or already displayed already area of ​​the ultrasonic probe 12 as a "trajectory", the color on the body mark it may be another display.

(実施例2) (Example 2)
本実施例に係る表示形態は、微小構造物抽出処理によって得られる複数の差分画像(例えば、画像群データに対応する差分画像)を用いて図7Bに示すようなMIP処理(Maximan Intensity Projection:最大値投影処理)を実行し、その結果得られるMIP画像を微小構造物抽出画像として表示するものである。 Display form according to the present embodiment, a plurality of differential images obtained by the microstructure extraction process (e.g., a difference image corresponding to the image group data) MIP processing as shown in FIG. 7B using (Maximan Intensity Projection: Up run value projection processing), and displays an MIP image obtained as a result of a microstructure extraction image. これにより、複数の差分画像に含まれる微小構造物の情報を、1枚のMIP画像に凝縮することができる。 Thus, the information of the minute structure included in the plurality of difference images can be condensed into one MIP image. このMIP画像を電子カルテ等の添付データとして利用することで、管理データサイズの縮減を図ることができる。 By using this MIP image as attached data such as electronic medical records, it is possible to reduction of management data size.

(実施例3) (Example 3)
本実施例に係る表示形態は、定量的解析を用いて画像群データから一定の信頼性を持つ差分画像を抽出し、これを用いて上記実施例2に係るMIP処理を実行するものである。 Display form according to the present embodiment extracts a difference image having a certain reliability from image group data using quantitative analysis, and executes the MIP process of Example 2 using this. すなわち、画像群データに対応する差分画像の各画素について輝度曲線を生成し、これを用いてある期間(例えばフレーム間隔)での時間的変化量及びその標準偏差を算出する。 That is, for each pixel of the difference image corresponding to the image group data to generate a luminance curve, calculates a temporal change amount and the standard deviation of the period (e.g., frame interval) that is using the same. 得られた結果のうち著しく異なる値を示す標準偏差(例えば、所定の閾値以上を持つ標準偏差)に対応する画素は、微小構造物である可能性が高いということができる。 And the standard deviation showing a remarkably different value among the obtained results (e.g., the standard deviation with a predetermined threshold or more) pixels corresponding to the can that is likely to be very small structures. 従って、当該画像を有する差分画像を抽出し、これらを用いたMIP処理を行うことで、微小構造物の抽出精度を向上させることができる。 Therefore, extracting a difference image having the image, by performing MIP processing using these, it is possible to improve the extraction accuracy of the microstructure.

(実施例4) (Example 4)
本実施例に係る表示形態は、微小構造物抽出処理前のBモード画像、微小構造物抽出画像、差分画像を用いたMIP処理によって得られるMIP画像を、重畳表示、Dual表示、Triplex表示のいずれかの形態で表示することができる。 Display form according to the present embodiment, the microstructure extraction process before the B-mode image, the microstructure extraction image, the MIP image obtained by the MIP process using a differential image, superimposed display, Dual display, either Triplex display it can be displayed in Kano form. 重畳表示の場合、スペックルパタン除去前のBモード画像と、除去後の新たな画像は、基本色をそれぞれ変えて重畳することで、両者の識別が可能となる。 For superposed display, the speckle pattern removal prior to B-mode image, a new image after the removal by superimposing by changing the basic colors, respectively, it is possible to identify them. また、Dual表示のような並列表示において、異なる種類の画像が同時に表示される各表示形態においては、各画像において同一の位置に対応するようにカーソルが配置される。 Further, in parallel display such as Dual display, in each display form different types of images are displayed simultaneously, the cursor is positioned to correspond to the same positions in each image. 従って、医師等の観察者は、目的に応じて所望の表示形態、所望のタイミングにて微小構造物抽出画像を表示できると共に、複数種類の画像によって微小構造物を迅速且つ簡単に特定し観察することができる。 Therefore, an observer such as a doctor, a desired display form according to the purpose, it is possible to display the microstructure extraction image at a desired timing, identify and observe fast and easy microstructure by a plurality of types of images be able to.

(動作) (Operation)
図8は、本実施形態に係る微小構造物抽出処理の流れを示したフローチャートである。 Figure 8 is a flowchart showing the flow of the microstructure extraction process according to the present embodiment. なお、説明を具体的にするため、図8の例では、上記実施例1に係る表示形態を採用するものとする。 In order to give a specific description, in the example of FIG. 8, it is assumed to adopt a display form according to the first embodiment. 同図に示すように、まず、ボリューム走査開始に伴って微小構造物抽出処理へ遷移する指令を受けて、必要なパラメータ群が読み込まれる(ステップS1、S2)。 As shown in the figure, first, in response to a command to transition to the microstructure extraction process with the volume scan start, the required parameter group is read (Step S1, S2). ここで、微小構造物抽出処理に必要なパラメータ群とは、参照画像の数、対象画像との距離、平滑処理(最大値演算)の領域等である。 Here, the parameter group required for the microstructure extraction process, the number of reference images, the distance between the target image, an area for the smoothing process (maximum value operation).

次に、所定の手法を用いたボリュームスキャンによって乳房に関する画像群データが取得され、メモリに格納される(ステップS3)。 Then, image group data is acquired for the breast by volume scanning using a predetermined method, it is stored in the memory (step S3). その後、画像生成ユニット25は、参照画像毎の参照領域の代表値を算出し(ステップS4)、これを用いて既述の微小構造物抽出処理を実行することで、画像群データに対応する複数の差分画像を生成する(ステップS5)。 Thereafter, the image generation unit 25 calculates a representative value of a reference area for each reference image (step S4), and by executing the microstructure extraction process described above using this multiple corresponding to the image group data generating a difference image (step S5). 得られた差分画像は、モニター14に例えばプローブ位置情報を有するボディマークと共に表示され、自動的に保存される(ステップS6)。 The resulting difference image is displayed together with the body mark with probe position information for example on the monitor 14, it is automatically saved (step S6).

その後、画像フリーズもしくは本発明の映像モードを終了する指令が行われるまで、診断装置は本微小構造物抽出処理を繰り返し実行する。 Thereafter, until an instruction to end the image mode of the image freezes or the present invention is carried out, the diagnostic apparatus repeatedly executes the microstructure extraction process.

(効果) (effect)
以上述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。 According to the above arrangement, it is possible to obtain the following effects.

本超音波診断装置によれば、例えば乳房、肝臓、膵臓等の診断において、不連続に存在する微小構造物を、当該画像と実質的に直交する方向(奥行き方向)関する情報をも用いて、抽出している。 According to the ultrasonic diagnostic apparatus, for example breast, liver, the diagnosis of pancreas, etc., the microstructure present discontinuously, the image substantially perpendicular to the direction (depth direction) is also used regarding information, It is extracted. 特に、微小構造物抽出処理における最大値平滑化は、対象画像と参照画像との単なる差分では除去しきれない、スペックルパタンの変動や、構造物の断面方向の位置ずれによる残存をも効果的に除去することが可能となる。 In particular, the maximum value smoothing in the microstructure extraction process is not completely removed just the difference between the reference image and the target image, also effective change and the speckle pattern, the residual by positional deviation of the cross-sectional direction of the structure it is possible to remove the.

図7C(a)は、通常のBモード画像を示した図であり、図7C(b)は、微小構造物抽出画像を示した図である。 Figure 7C (a) is a diagram showing a conventional B-mode image, FIG. 7C (b) is a diagram showing a microstructure extraction image. 双方を比較した場合、図7C(a)に示す通常のBモード画像では、微小石灰化部位に加えて、組織の一部をも映像化されてしまっており、点状の高輝度部位が多く散在している。 When comparing both in normal B-mode image shown in FIG. 7C (a), in addition to microcalcifications site, a portion of the tissue is too long and visualized also many punctate high luminance region They are scattered. 従って、どの点が微小石灰化部位に対応するのかを、肉眼で識別することはできない。 Therefore, what points to correspond to the microcalcifications site can not be identified with the naked eye. 一方、図7C(b)に示す微小構造物抽出画像では、微小石灰化部位のみが抽出され、点状の高輝度部位として映像化されている。 On the other hand, the microstructure extraction image shown in FIG. 7C (b), only the small calcified sites are extracted, and is visualized as a high luminance portion of the point.

従って、3次元的に連続して分布する連続構造物と局在する微小構造物とを弁別し、微小構造物が抽出された微小構造物抽出画像をリアルタイムで生成し表示することができる。 Therefore, it is possible to three-dimensionally continuously discriminates the microstructure localized continuous structures distributed, generating and displaying microstructure extraction image microstructure is extracted in real time. 医師等は、この微小構造物抽出画像を観察することで、目視ではスペックルパタンとの分別が難しく、且つある特定の断面像にのみ現れるような微小構造物を、短時間で発見することが可能となる。 Doctor or the like, by observing this microstructure extraction image, it is difficult to separation of the speckle pattern by eye, and there a certain cross-sectional microstructure as it appears only in image, be found in a short time It can become.

また、本超音波診断装置では、微小構造物抽出処理に用いる参照画像とするフレーム及び参照領域のサイズを任意に選択することができる。 Further, the ultrasonic diagnostic apparatus can be arbitrarily selected size of the frame and the reference region of the reference image to be used for the microstructure extraction process. 従って、検査目的や個体差に応じた参照画像とするフレーム及び参照領域のサイズを設定することで、個々の状況に対応させた微小構造物の好適な映像化が可能である。 Therefore, by setting the size of the frame and the reference region of the reference image corresponding to the inspection purpose and individual differences, it is possible to suitable imaging of fine structures made to correspond to the individual circumstances.

また、本超音波診断装置では、対象画像取得時のプローブ位置及び走査範囲が設定されたボディマークと共に微小構造物抽出画像を表示する、微小構造物抽出処理で得られた差分画像を用いて生成されるMIP画像を所定の形態で表示する、微小構造物抽出前後の画像を所定の形態で表示する等、種々の表示形態を採用することができる。 Further, generated in the ultrasonic diagnostic apparatus displays the microstructure extraction image with body mark probe position and scanning range during target image acquisition is set, using the difference image obtained by the microstructure extraction process the MIP image that is displayed in a predetermined form, etc. displays images before and after extraction microstructure in a predetermined form, it is possible to employ various display forms. 従って、医師等は、所望の表示形態で微小構造物抽出画像を観察、又は種々の表示形態による微小構造物抽出画像を比較することで、目視ではスペックルパタンとの分別が難しく、かつある特定の断面像にのみ現れるような微小構造物を、短時間で発見することが可能となる。 Therefore, doctors and the like, observing the microstructure extraction image in a desired display form, or various display forms by comparing the microstructure extraction image by, difficult separation of the speckle pattern by eye, and certain the only appears like microstructure in the cross-sectional image, it is possible to find in a short time.

(第2の実施形態) (Second Embodiment)
本実施形態に係る超音波診断装置1は、画像群データに対し所定のスペックルリダクション処理(前段スペックルリダクション処理)を施した後、第1の実施形態で述べた微小構造物抽出処理を実行するものである。 Ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to this embodiment, after performing the image group data predetermined speckle reduction process (preceding speckle reduction processing), executes the microstructure extraction process described in the first embodiment it is intended to. 前段スペックルリダクション処理は、連続構造物及びスペックルパタン(ランダムなものも含む)の少なくとも一方の除去を目的とするものであれば、どの様なものであってもよい。 Preceding speckle reduction process, as long as an object of at least one of the removal of the continuous structure and speckle pattern (including random things), it may be any kind of thing. 具体例としては、画像群データを用いた3次元CFAR(Contrast False Alarm Rate)処理、画像群データを構成する各二次元画像に対する二次元CFAR処理、異なる方向からの送受信信号を重畳させてスペックルパタンを平滑化させる空間コンパウンド法、統計的性質を利用してスペックルパタンを除去する類似度フィルタ法等を挙げることができる。 Specific examples include 3-dimensional CFAR using image group data (Contrast False Alarm Rate) processing, two-dimensional CFAR processing for each two-dimensional images constituting the image group data, superimposes the receiving signals from different directions speckle spatial compound technique to smooth the patterns include a similarity filter method for removing the speckle pattern by utilizing the statistical properties.

図9は、本実施形態に係る微小構造物抽出処理の流れを示したフローチャートである。 Figure 9 is a flowchart showing the flow of the microstructure extraction process according to the present embodiment. 同図に示すように、ボリューム走査開始に伴って微小構造物抽出処理へ遷移する指令を受けて、必要なパラメータ群が読み込まれ、スキャンによって乳房に関する画像群データが取得され、メモリに格納される(ステップS1、S2、S3)。 As shown in the figure, receives a command for transition to the microstructure extraction process with the volume scan start, the required parameters sets have been read, image group data is acquired for the breast by a scan, it is stored in the memory (step S1, S2, S3). 次に、画像生成ユニット25は、画像群データに対して前段スペックルリダクション処理が施した後(ステップS3')、参照画像毎の参照領域の代表値を算出し(ステップS4)、これを用いて既述の微小構造物抽出処理を実行することで、画像群データに対応する複数の差分画像を生成する(ステップS5)。 Next, the image generating unit 25, subjected the preceding speckle reduction processing on the image group data (Step S3 '), and calculates a representative value of each reference image reference area (step S4), and using the same Te by executing the microstructure extraction process described above, to produce a plurality of difference images corresponding to the image group data (step S5). 得られた差分画像は、モニター14に例えばプローブ位置情報を有するボディマークと共に表示され、自動的に保存される(ステップS6)。 The resulting difference image is displayed together with the body mark with probe position information for example on the monitor 14, it is automatically saved (step S6).

以上述べた構成によっても、第1の実施形態と同様の効果を得ることができる。 By the above arrangement, it is possible to obtain the same effect as the first embodiment.

(第3の実施形態) (Third Embodiment)
次に、第3実施形態に係る超音波診断装置1は、3次元画像用の揺動プローブもしくは3次元画像用二次元振動子プローブではなく、1次元配列素子からなる二次元画像用プローブを用いて第1の実施形態に係る微小構造物抽出処理又は第2の実施形態に係る微小構造物抽出処理を実行するものである。 Next, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the third embodiment, instead of the two-dimensional transducer probe oscillating probe or 3-dimensional image for three-dimensional image, using a two-dimensional image probe consisting of a one-dimensional array element Te is to perform the microstructure extraction process according to the first micro structure according to the embodiment of the extraction process or the second embodiment. 本実施形態に係る超音波診断装置の構成は、超音波プローブ12が二次元画像用プローブである点以外は、図1に示したものと略同一である。 Configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment, except the ultrasonic probe 12 is a probe for two-dimensional image, is substantially the same as that shown in FIG. なお、以下説明を具体的にするため、第1の実施形態に係る微小構造物抽出処理を行う場合を例とする。 In the following description to give a specific and as an example the case of performing a microstructure extraction process according to the first embodiment.

図10は、本実施形態に係る微小構造物抽出処理の流れを示したフローチャートである。 Figure 10 is a flowchart showing the flow of the microstructure extraction process according to the present embodiment. 同図に示すように、まず、被検体の走査が行われる(ステップS11)。 As shown in the drawing, first, the scanning of the object is performed (step S11). この際、操作者は走査断層面を少しずつ変えながら、異なる断層像を取得することが前提となる。 In this case, the operator while changing the scanning tomographic plane little by little, it is assumed to obtain a different tomographic images. これらの画像は装置内メモリ(あるいは装置内ハードディスクなど)に逐次記録されていく(ステップ12)。 These images will be sequentially recorded in the apparatus memory (or like device a hard disk) (step 12).

画像取得が終了すると、入力装置13からの指示に従って微小構造物抽出処理へ遷移し、この時、記録された複数の画像が呼び出され、既述の(第1の実施形態で述べた)各処理が実行され、その結果が微小構造物抽出画像としてモニター14に表示される(ステップS13、S14)。 When the image acquisition is completed, a transition to the microstructure extraction process in accordance with an instruction from the input device 13, this time, a plurality of images recorded is called, the previously described (described in the first embodiment) each processing There is executed, and the result is displayed on the monitor 14 as a microstructure extraction image (step S13, S14). 操作者はこの新たな画像を見て読影を行い、好適な診断が行われれば、本フローを終了する(ステップS15)。 The operator performs the interpretation by seeing this new image, if a suitable diagnosis performed, the flow ends (step S15). 一方、適当な診断情報が得られなかった場合は、微小構造物抽出処理のためのパラメータを変更するなどを行い(ステップS15、16)、新しいパラメータの基いて再度ステップS13、S14の各処理を繰り返す。 On the other hand, if the appropriate diagnostic information is not obtained, make or changing the parameters for the microstructure extraction process (step S15 and S16), the re-processes of steps S13, S14 on the basis of new parameters repeat.

本実施形態に係る超音波診断装置では、二次元画像用プローブを用いて少しずつ走査位置を変更しながら超音波画像を取得し、これを一旦メモリに格納する。 In the ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment obtains an ultrasound image while changing the scanning position little by little using a probe for two-dimensional image, and stores it temporarily in the memory. その後、格納された超音波画像を読み出し、これを用いて微小構造物抽出処理を実行するという構成となっている。 Then, read the ultrasound images stored, and has a configuration that executes a microstructure extraction process using the same. 従って、超音波プローブ12が電子的制御又は機械的制御によって3次元領域を走査可能なものでない場合であっても、微小構造物抽出機能を実現することができる。 Therefore, even when the ultrasonic probe 12 is not one capable of scanning a three-dimensional region by an electronic control or mechanical control, it is possible to realize a microstructure extraction function. また、微小構造物抽出画像はリアルタイムでは得られないものの、対象画像フレームを挟んだ両側の参照画像の情報が使用できるなど、利点は大きい。 Although microstructure extraction image can not be obtained in real time, including information on both sides of the reference image across the target image frame can be used, benefits greater.

(第4の実施形態) (Fourth Embodiment)
本実施形態では、事前に取得された画像群データを用いて、第1の実施形態に係る微小構造物抽出処理又は第2の実施形態に係る微小構造物抽出処理を実行する画像処理装置に付いて説明する。 In the present embodiment, by using a pre-acquired image group data, with the image processing apparatus for performing a microstructure extraction process according to the first microstructure extraction process according to the embodiment or the second embodiment It described Te. この様な画像処理装置は、微小構造物抽出機能に係る各処理を実行するプログラム(微小構造物抽出プログラム)をワークステーション等のコンピュータにインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。 Such image processing apparatus, a program for executing each processing according to the microstructure extraction function (microstructure extraction program) installed in a computer such as a workstation, also realized by deploying them in a memory be able to. このとき、微小構造物抽出プログラムは、磁気ディスク、光ディスク、半導体メモリなどの記録媒体に格納して頒布することも可能である。 In this case, the microstructure extraction program, can be distributed by storing magnetic disk, an optical disk, a recording medium such as a semiconductor memory.

図11は、第4の実施形態に係る画像処理装置5の構成を示したブロック図である。 Figure 11 is a block diagram showing a configuration of an image processing apparatus 5 according to the fourth embodiment. 同図に示すように、本画像処理装置5は、操作部51、微小構造物抽出処理専用デバイス52、表示部53、制御部55、記憶部57、画像処理部58、送受信部59を具備している。 As shown in the figure, the image processor 5 includes the operation section 51, the microstructure extraction process only device 52, a display unit 53, the control unit 55, storage unit 57, the image processing unit 58, transceiver 59 ing.

操作部51は、操作者からの各種指示、条件、等を当該装置1に取り込むためのトラックボール、各種スイッチ、マウス、キーボード等を有している。 Operation unit 51 includes a trackball for taking various instructions from the operator, conditions, etc. to the device 1, various switches, a mouse, a keyboard or the like.

表示部53は、超音波画像(Bモード画像、微小構造物抽出画像等)、所定の操作を行うための入力画面等を所定の形態にて表示する。 Display unit 53, an ultrasonic image (B-mode image, the microstructure extraction image, etc.), and displays an input screen or the like for performing a predetermined operation in a predetermined form.

制御部55は、当該画像処理装置5を構成する各ユニットを動的又は静的に制御する。 Control unit 55 controls each unit constituting the image processing apparatus 5 dynamically or statically. 特に、制御部5は、記憶部57に格納される微小構造物抽出プログラムを自身のメモリ上に展開し、これに従って表示に53、画像処理部58等を統括的に制御する。 In particular, the control unit 5, to expand the microstructure extraction program stored in the storage unit 57 on its memory, the display accordingly 53 comprehensively controls the image processing unit 58 or the like.

記憶部57は、微小構造物抽出プログラムを格納する。 Storage unit 57 stores the microstructure extraction program. また、記憶部57は、ネットワークを介して送受信部59が取得した画像群データ、或いは脱着可能な記憶媒体を介して取得した画像データ等を格納する。 The storage unit 57, image group data transceiver 59 is acquired via the network, or via a removable storage medium and stores the acquired image data and the like.

画像処理部58は、制御部55の制御のもと、既述の微小構造物抽出処理を実行する。 The image processing unit 58, under the control of the control unit 55 executes the above-described microstructure extraction process.

送受信部59は、ネットワークを介して超音波診断装置やPACS(Picture Archiving and Communication System)サーバと画像データを含む情報の送受信を行う。 Transceiver 59 transmits and receives information including the ultrasonic diagnostic apparatus and a PACS (Picture Archiving and Communication System) server and the image data via the network.

また、本画像処理装置5は、微小構造物抽出処理専用デバイス52を具備している。 Further, the image processing apparatus 5 is provided with a microstructure extraction process only device 52. このデバイスは、当該画像処理装置5において微小構造物処理を行う際に必須とされるものではないが、事後的に微小構造物処理を行う場合により良好な操作性を実現するためのものである。 The device, but is not essential when carrying out the image processing apparatus minute structure in 5 treatment is intended to realize good operability optionally performing ex post microstructure processing . 具体例としては、以下の構成を持つものを挙げることができる。 Specific examples can include those having the following structure.

図12は、微小構造物抽出処理専用デバイス52の一例を示した図である。 Figure 12 is a diagram showing an example of a microstructure extraction process only device 52. 同図に示すように、微小構造物抽出処理専用デバイス52は、一般のパソコンに付属されるキーボード520の他に、超音波プローブ型ジョイスティック521、読影用専用ボタン522、及びトラックボール523からなる。 As shown in the figure, the microstructure extraction process only device 52, in addition to the keyboard 520 to be included with a general personal computer, consisting of an ultrasonic probe-type joystick 521, the image interpretation dedicated button 522, and a track ball 523. ジョイスティック521は、少なくとも前後に移動可能なレバー型の操作具であり、診断対象の画像データに対し、表示させるフレーム位置を制御することが可能となっている。 Joystick 521 is a lever-type operating member movable in at least back and forth, the image data of the diagnostic object, it is possible to control the frame position to be displayed. 具体的には、動画像の再生、逆再生、コマ送り、早送り再生などが、操作者が移動させたジョイスティック521の位置等と連動するようになっている。 Specifically, the reproduction of the moving image, reverse playback, frame advance, fast-forward reproduction and the like, the operator is adapted to work with positions of the joystick 521 is moved. このジョイスティック521は、好適には超音波プローブと同様な形状を有する。 The joystick 521 preferably have the same shape as the ultrasonic probe. これによって操作者は、動画フレームを再生し、診断に必要な微小構造物を発見した時(普通、人間は認識に時間がかかるので、発見と同時にフレームを停止できない)、数フレーム戻って再確認する動作を、コンピュータによる事後読影診断であっても、実際に被検体を走査するのと同様な感覚で、プローブの移動を停止したり、走査方向を変えたりできることができる。 This allows the operator, to play the video frame, when you find a small structures necessary for diagnosis (usually, because the man is time to recognize it takes, can not stop the frame at the same time as the discovery), re-check back a few frames the operation of, even post-image diagnosis by a computer, actually in the same sense as to scan the object, can be changing or stopping the movement of the probe, the scanning direction.

また読影用専用ボタン522は、微小構造物抽出処理を組み合わせた読影を効率的に行うための種々の機能が割り付けられている。 The image interpretation dedicated button 522, various functions for interpretation that combines microstructure extraction process efficiently have been allocated. 例えば、モニターに表示する画像は、微小構造物抽出処理前後の画像をボタン入力により切り替えが可能となっている。 For example, an image to be displayed on the monitor, and can be switched by button input images before and after the microstructure extraction process. その他、所望の画像フレームを静止画として別途保存するボタン、画像中に注釈文字や矢印の入力など、診断装置上と同様の操作を指示する。 Other buttons separately stored as a still image a desired image frame, such as entering a comment character or an arrow in the image, and instructs an operation similar to the diagnostic device. またトラックボール523は、モニター上のポインターである。 The track ball 523 is a pointer on the monitor. 言うまでも無く、マウスで代用してもよい。 Needless to say, it may be substituted with the mouse.

なお、本画像処理装置5によって第1の微小構造物抽出処理を実行する場合には、記憶部57に格納された画像群データに対して図8に示すステップS4〜S6までの処理が、また、第2の微小構造物抽出処理を実行する場合には、同じく記憶部57に格納された画像群データに対して図に示すステップS3'〜S6までの処理が、それぞれ実行されることになる。 In the case of executing the first microstructure extraction process by the image processing apparatus 5, the processing in steps S4~S6 shown in FIG. 8 with respect to the stored image group data in the storage unit 57, also in executing the second microstructure extraction process, processes of steps S3'~S6 shown in figure relative to similarly stored image group data in the storage unit 57, so that the respective runs .

本実施形態に係る画像処理装置によれば、第1又は第2の微小構造物抽出処理を事後的に、例えば医用ワークステーション等の端末において実行することができる。 According to the image processing apparatus according to the present embodiment, the first or the second microstructure extraction process after the fact, it can be performed, for example, in a terminal, such as a medical workstation. また、その際、微小構造物抽出処理専用デバイスを用いることで、撮影事後での画像観察であるにも関わらず、実際に被検体を走査中にプローブの移動を停止したり、走査方向を変えたりする状況と同様な感覚で、微小構造物抽出画像を表示することができる。 At that time, the use of the microstructure extraction process only device, in spite of the image observation in the shooting post, actually or stop the movement of the probe during scanning the object, changes the scanning direction in a similar sense to the situation or may display a microstructure extraction image. その結果、好適な微小構造物抽出画像を、高い操作性にて効率よく観察することができ、医師等の作業負担を軽減させることができる。 As a result, a suitable microstructure extraction image can be observed efficiently with high operability, it is possible to reduce the work burden on a doctor.

なお、本発明は上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 is not limited to the above embodiments and may be embodied with the components modified without departing from the scope of the invention.

また、上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わせにより、種々の発明を形成できる。 Also, by properly combining the structural elements disclosed in the above embodiments, various inventions can be formed. 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、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。 It may be appropriately combined components in different embodiments.

以上本発明によれば、例えば乳腺等の連続構造物と微小石灰化部分等の微小構造物とを正確に区別し、微小構造物を抽出することができる超音波診断装置等を実現することができる。 According to the present invention above, for example, a micro-structure such as a continuous structure and the microcalcifications portion of the mammary gland such as accurately distinguished, able to realize the ultrasonic diagnostic apparatus that can extract microstructure it can.

1…超音波診断装置、5…画像処理装置、12…超音波プローブ、11…装置本体、13…入力装置、14…モニター、15…位置検出装置、16…外部記憶装置、21…超音波送信ユニット、22…超音波受信ユニット、23…Bモード処理ユニット、24…ドプラ処理ユニット、25…画像生成ユニット、26…画像メモリ、27…画像合成部、28…制御プロセッサ(CPU)、29…内部記憶部、30…インターフェース部、51…操作部、52…微小構造物抽出処理専用デバイス、53…表示部、55…制御部、57…記憶部、58…画像処理部、59…送受信部、520…キーボード、521…超音波プローブ型ジョイスティック、522…読影用専用ボタン、523…トラックボール 1 ... ultrasonic diagnostic apparatus, 5 ... image processing device, 12 ... ultrasonic probe, 11 ... apparatus body 13 ... input device, 14 ... monitor, 15 ... position detector, 16 ... external storage device, 21 ... ultrasonic transmission unit, 22 ... ultrasonic receiving unit, 23 ... B-mode processing unit, 24 ... Doppler processing unit, 25 ... image generating unit, 26 ... image memory, 27 ... image combining unit, 28 ... control processor (CPU), 29 ... internal storage unit, 30 ... interface, 51 ... operation unit, 52 ... microstructure extraction process only device, 53 ... display unit, 55 ... control unit, 57 ... storage unit, 58 ... image processing unit, 59 ... transceiver unit, 520 ... keyboard, 521 ... ultrasonic probe-type joystick, 522 ... dedicated buttons for interpretation, 523 ... trackball

Claims (16)

  1. 被検体に超音波を送信し、前記被検体内において反射された超音波を受信する超音波プローブと、 An ultrasonic probe which transmits ultrasound to a subject and receives the ultrasonic waves reflected in the inside of the subject,
    前記超音波プローブによって受信された超音波を用いて、少なくとも第1の超音波画像および前記第1の超音波画像と断面位置が異なる第2の超音波画像を生成し、前記第1の超音波画像における所定の画素と画像上の位置が対応する画素を含む参照領域を前記第2の超音波画像に対して設定し、前記第1の超音波画像の画素値と、前記第2の超音波画像の参照領域における画素値に基づく代表画素値と、の差に基づいて、前記第1の超音波画像に含まれる微小構造物が抽出された処理画像を生成する画像処理手段と、 Using the ultrasonic waves received by said ultrasonic probe to generate at least a first ultrasound image and the first ultrasonic image and a second ultrasonic image sectional positions are different, the first ultrasonic the reference area location on the predetermined pixel and an image in an image includes a corresponding pixel is set to the second ultrasound image, and the pixel value of the first ultrasound images, wherein the second ultrasonic a representative pixel value based on pixel values in the reference region of the image, based on the difference, image processing means for generating processed image said first minute structure included in the ultrasound image is extracted,
    前記処理画像を表示する表示手段と、 Display means for displaying the processed image,
    を具備することを特徴とする超音波診断装置。 Ultrasonic diagnostic apparatus characterized by comprising a.
  2. 前記第1及び第2の超音波画像は、奥行き方向に離間していることを特徴とする請求項1記載の超音波診断装置。 It said first and second ultrasound images, ultrasound diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the spaced apart in the depth direction.
  3. 複数の超音波画像を記憶する記憶手段を更に備え、 Further comprising a storage means for storing a plurality of ultrasound images,
    前記画像処理手段は、前記複数の超音波画像の中から、前記第1の超音波画像の撮像位置に基づいて前記第2の超音波画像を選択すること、 Wherein the image processing means, from among the plurality of ultrasound images, selecting the second ultrasound image based on the imaging position of said first ultrasonic image,
    を特徴とする請求項1又は2記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1 or 2 wherein.
  4. 前記画像処理手段は、前記参照領域内の画素値の最大値、平均値、あるいは中央値のうちいずれかを前記代表画素値として決定することを特徴とする請求項1乃至3のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。 Wherein the image processing means, the maximum value of the pixel values ​​of the reference area, the average value, or single one of claims 1 to 3 any one of the median value and determines as the representative pixel value the ultrasonic diagnostic apparatus of claim wherein.
  5. 前記画像処理手段は、前記所定の画素と前記代表画素値との比較に基づいて前記処理画像の画素値を決定することを特徴とする請求項1乃至4のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。 Wherein the image processing means, ultrasound of any one of claims 1 to 4, characterized in that to determine the pixel value of the processed image based on a comparison between the representative pixel value and the predetermined pixel diagnostic equipment.
  6. 前記画像処理手段は、前記所定の画素と画像上で空間的に対応する画素を含む領域を前記参照領域として設定することを特徴とする請求項1乃至5のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。 Wherein the image processing means, ultrasound of any one of claims 1 to 5, characterized in that sets a region including pixels spatially corresponding on said predetermined pixel and image as the reference region diagnostic equipment.
  7. 複数の超音波画像の中から、前記第2の超音波画像を指定するための指定手段をさらに具備することを特徴とする請求項1乃至6のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。 More from the ultrasonic image, the ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 6, characterized in that it comprises further designating means for designating the second ultrasound image.
  8. 複数の超音波画像のそれぞれと前記第1の超音波画像とを用いた差分処理を実行することで、前記複数の超音波画像のそれぞれに対応する差分画像を取得し、前記各差分画像の輝度値の総和に基づいて前記第2の超音波画像を指定する指定手段をさらに具備することを特徴とする請求項1乃至6のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。 By executing a differential process using a respective said first ultrasound images of a plurality of ultrasound images to obtain a difference image corresponding to each of the plurality of ultrasound images, the brightness of each difference image ultrasonic diagnostic apparatus as claimed in any one of claims 1 to 6, characterized by further comprising a specifying means for specifying the second ultrasound image based on the sum of values.
  9. 前記参照領域のサイズを指定するための指定手段をさらに具備することを特徴とする請求項1乃至8のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 8, further comprising a specifying means for specifying the size of the reference region.
  10. 前記第2の超音波画像は、前記第1の超音波画像に関して対称に位置する二つの超音波画像であって、 The second ultrasonic image is a two ultrasonic images located symmetrically with respect to the first ultrasound image,
    前記画像処理手段は、前記第2の超音波画像のそれぞれについて前記画像処理を実行した結果に基づいて、前記画像処理を実行すること、 It said image processing means on the basis of the result of executing the image processing for each of the second ultrasound image, performing the image processing,
    を特徴とする請求項1乃至9のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 9, wherein.
  11. 前記画像処理手段は、複数の前記第1の超音波画像について前記画像処理を実行することで、複数の処理画像を生成し、前記複数の処理画像を用いた最大値投影処理を実行することで、前記処理画像を生成し、 The image processing means, by executing the image processing for a plurality of the first ultrasound image, by generating a plurality of processed images, to perform a maximum intensity projection processing using the plurality of processing images , generates the processed image,
    前記表示手段は、前記最大値投影画像を所定の形態にて表示すること、 It said display means to display the maximum intensity projection image in a predetermined form,
    を特徴とする請求項1乃至10のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。 Ultrasonic diagnostic apparatus as claimed in any one of claims 1 to 10, characterized in.
  12. 前記画像処理手段は、 Wherein the image processing means,
    前記第1の超音波画像について、スペックルパタン成分を除去するための所定の処理を実行し、 For the first ultrasound images, it performs a predetermined process for removing speckle pattern component,
    前記所定の処理後の前記第1の超音波画像を用いて、前記画像処理を実行すること、 Using said first ultrasonic image after the predetermined processing, performing the image processing,
    を特徴とする請求項1乃至11のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 11, wherein the.
  13. 前記表示手段は、前記第1の超音波画像に付加された超音波プローブの位置に関する情報に基づいて、超音波プローブの位置が示されたボディマークを表示することを特徴とする請求項1乃至12のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。 The display means, the first based on information about the position of the added ultrasonic probe in an ultrasonic image, 1 to claim and displaying the body mark the position of the ultrasonic probe is shown ultrasonic diagnostic apparatus as claimed in any one of 12.
  14. 前記画像処理を実行する場合に、その空間的な動きに連動して前記第1の超音波画像の位置を指定する指定手段をさらに具備することを特徴とする請求項1乃至13のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。 When executing the image processing, any one of claims 1 to 13, further comprising a designating means for designating the position of the spatial association with the movement of the first ultrasound image the ultrasonic diagnostic apparatus according one paragraph.
  15. 超音波プローブによって受信された超音波を用いて、少なくとも第1の超音波画像および前記第1の超音波画像と断面位置が異なる第2の超音波画像を生成し、前記第1の超音波画像における所定の画素と画像上の位置が対応する画素を含む参照領域を前記第2の超音波画像に対して設定し、前記第1の超音波画像の画素値と、前記第2の超音波画像の参照領域における画素値に基づく代表画素値と、の差に基づいて、前記第1の超音波画像に含まれる微小構造物が抽出された処理画像を生成する画像処理手段と、 Using the ultrasonic wave received by the ultrasonic probe, at least a first ultrasound image and the first ultrasonic image and a cross-sectional position generates a different second ultrasound images, wherein the first ultrasound image and the pixel value of a predetermined position on the pixel and the image sets the reference region including the corresponding pixels for the second ultrasound image, the first ultrasound image in the second ultrasonic image and a representative pixel value based on pixel values in the reference area, based on the difference, the image processing means for generating processed image fine structures have been extracted to be included in the first ultrasonic image,
    前記処理画像を表示する表示手段と、 Display means for displaying the processed image,
    を具備することを特徴とする超音波画像処理装置。 Ultrasonic image processing apparatus characterized by comprising a.
  16. コンピュータに 超音波プローブによって受信された超音波を用いて、少なくとも第1の超音波画像および前記第1の超音波画像と断面位置が異なる第2の超音波画像を生成させ、前記第1の超音波画像における所定の画素と画像上の位置が対応する画素を含む参照領域を前記第2の超音波画像に対して設定させ、前記第1の超音波画像の画素値と、前記第2の超音波画像の参照領域における画素値に基づく代表画素値と、の差に基づいて、前記第1の超音波画像に含まれる微小構造物が抽出された処理画像を生成させる画像処理機能と、 Using the ultrasonic wave received by the ultrasonic probe to the computer, to generate at least a first ultrasound image and the first ultrasonic image and a second ultrasonic image sectional positions are different, the first super position on a given pixel and image in ultrasound images to set a reference region including the corresponding pixels for the second ultrasound image, and the pixel value of the first ultrasound images, wherein the second super a representative pixel value based on pixel values in the reference region of the ultrasonic image, based on the difference, and the image processing function to generate a processed image wherein the first of the minute structure included in the ultrasound image is extracted,
    前記処理画像を表示させる表示機能と、 A display function for displaying the processed image,
    を実現させることを特徴とする超音波画像処理プログラム。 Ultrasonic image processing program for causing realize.
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US6117080A (en) * 1997-06-04 2000-09-12 Atl Ultrasound Ultrasonic imaging apparatus and method for breast cancer diagnosis with the use of volume rendering
US6155978A (en) * 1998-12-09 2000-12-05 General Electric Company Three-dimensional imaging by projecting morphologically filtered pixel data
JP2001212144A (en) * 2000-01-31 2001-08-07 Toshiba Corp Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic imaging method
US6312385B1 (en) * 2000-05-01 2001-11-06 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and apparatus for automatic detection and sizing of cystic objects
JP2001340340A (en) * 2000-06-02 2001-12-11 Toshiba Corp Ultrasonic diagnosing device
JP4907798B2 (en) * 2001-08-24 2012-04-04 株式会社東芝 The ultrasonic diagnostic apparatus
JP2005224428A (en) * 2004-02-13 2005-08-25 Fuji Photo Film Co Ltd Method, apparatus and program for calcified shadow judgement
US7717849B2 (en) * 2004-07-06 2010-05-18 Gerneral Electric Company Method and apparatus for controlling ultrasound system display

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