JP6731369B2 - Ultrasonic diagnostic device and program - Google Patents
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Description
本発明は超音波診断装置に関し、特に、胎児の計測に関する技術である。 The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and particularly to a technique related to measurement of a fetus.
超音波診断装置を用いて胎児の頭部や腹部等が計測される場合がある。その計測においては、計測精度を高めるために、計測対象の部位(例えば頭部や腹部)の位置や領域を正確に検出できることが望ましい。 The head and abdomen of the fetus may be measured using an ultrasonic diagnostic apparatus. In the measurement, in order to improve the measurement accuracy, it is desirable to be able to accurately detect the position or region of the measurement target part (for example, the head or the abdomen).
胎児頭部の計測においては、断層画像を極座標変換し、極座標変換後の画像に対して動的計画法を適用することで胎児頭部に近似する楕円を演算し、その楕円を用いて計測を行う場合がある(例えば特許文献1)。 In measuring the fetal head, the tomographic image is transformed into polar coordinates, and the dynamic programming is applied to the image after polar transformation to calculate an ellipse approximating the fetal head, and the ellipse is used for measurement. It may be performed (for example, Patent Document 1).
上記のように、胎児頭部に対応する楕円を演算し、その楕円を用いて胎児頭部を計測する場合がある。その楕円を用いた計測の精度を高めるために、胎児頭部の傾きに楕円の傾きを一致させることが望ましい。このことは、胎児腹部を計測する場合についても言えることであり、胎児腹部の計測精度を高めるために、胎児腹部に対応する楕円の傾きを胎児腹部の傾きに一致させることが望ましい。 As described above, the ellipse corresponding to the fetus head may be calculated and the fetus head may be measured using the ellipse. In order to improve the accuracy of measurement using the ellipse, it is desirable to match the inclination of the ellipse with the inclination of the fetal head. This also applies to the case of measuring the fetal abdomen, and in order to improve the measurement accuracy of the fetal abdomen, it is desirable to match the inclination of the ellipse corresponding to the fetal abdomen with the inclination of the fetal abdomen.
本発明の目的は、胎児の環状部位に対応する楕円の傾きがその環状部位の傾きに近くなるように、楕円の傾きを補正することにある。 An object of the present invention is to correct the inclination of the ellipse so that the inclination of the ellipse corresponding to the annular portion of the fetus is close to the inclination of the annular portion.
本発明は、母体内の胎児に対して超音波を送受波することで得られた断層画像に基づいて、前記胎児の環状部位に対応する楕円を演算する楕円演算手段と、前記楕円演算手段によって演算された前記楕円の中心を前記楕円の一方軸方向に移動させながら、かつ、前記楕円の他方軸方向に延びる参照エリアを移動後の中心で回転させながら、前記一方軸方向の各位置及び各回転角度において、前記参照エリア内の評価値を演算し、前記評価値を用いて、前記環状部位に対する前記楕円の角度を補正する角度補正手段と、を含むことを特徴とする超音波診断装置である。 According to the present invention, an ellipse calculation means for calculating an ellipse corresponding to an annular part of the fetus based on a tomographic image obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves to and from a fetus in a mother, and the ellipse calculation means. While moving the calculated center of the ellipse in one axis direction of the ellipse, and rotating the reference area extending in the other axis direction of the ellipse at the center after the movement, each position and each position in the one axis direction. At the rotation angle, an evaluation value in the reference area is calculated, and using the evaluation value, an angle correction unit that corrects the angle of the ellipse with respect to the annular portion, and an ultrasonic diagnostic apparatus comprising: is there.
前記角度補正手段は、前記各位置及び前記各回転角度において得られた前記評価値と前記評価値の分散とに基づいて、前記楕円の角度を補正してもよい。 The angle correction means may correct the angle of the ellipse based on the evaluation values obtained at the positions and the rotation angles and the variance of the evaluation values.
前記角度補正手段は、前記一方軸方向に前記楕円の中心を移動させ、その移動先の位置にて、前記参照エリアを回転させ、前記各回転角度における前記参照エリア内の輝度値の総和を前記評価値として演算し、前記一方軸方向の位置毎に、前記各回転角度における前記参照エリア内の前記輝度値の総和を演算し、前記一方軸方向の位置毎に、前記各回転角度における前記輝度値の総和の分散を演算し、分散が最も大きい前記一方軸方向の位置を決定し、その位置において最も輝度値の総和が大きい回転角度を決定し、その回転角度に前記楕円の角度を補正してもよい。 The angle correction means moves the center of the ellipse in the one-axis direction, rotates the reference area at the position of the movement destination, and sums the sum of the brightness values in the reference area at each rotation angle. Calculated as an evaluation value, for each position in the one axis direction, the sum of the brightness values in the reference area at each rotation angle is calculated, and for each position in the one axis direction, the brightness at each rotation angle. The variance of the sum of the values is calculated, the position in the one-axis direction having the largest variance is determined, the rotation angle having the largest sum of the brightness values at that position is determined, and the angle of the ellipse is corrected to that rotation angle. May be.
前記角度補正手段は、前記一方軸方向への前記楕円の中心の移動量に応じた重み付け処理を、前記輝度値の総和の分散に適用してもよい。 The angle correction means may apply a weighting process according to the amount of movement of the center of the ellipse in the one-axis direction to the variance of the sum of the brightness values.
前記角度補正手段は、前記一方軸方向の各位置における分散が予め定められた閾値以下となる場合、前記楕円の中心を移動させなかった場合に輝度値の総和が最も大きくなる回転角度に前記楕円の角度を補正してもよい。 When the variance at each position in the one-axis direction is less than or equal to a predetermined threshold value, the angle correction means sets the ellipse to the rotation angle at which the sum of the brightness values becomes the largest when the center of the ellipse is not moved. The angle may be corrected.
前記環状部位は前記胎児の頭部であり、前記一方軸方向は前記楕円の短軸方向であり、前記他方軸方向は前記楕円の長軸方向であり、前記角度補正手段は、前記評価値に基づいて、前記胎児の頭部の正中線が延在する方向を演算することで、前記楕円の角度を補正してもよい。 The annular portion is the head of the fetus, the one axis direction is the minor axis direction of the ellipse, the other axis direction is the major axis direction of the ellipse, the angle correction means, the evaluation value to the Based on this, the angle of the ellipse may be corrected by calculating the direction in which the midline of the head of the fetus extends.
前記断層画像に対してテンプレートマッチングを適用することで、前記胎児の環状部位の中心位置の候補を演算する位置演算手段と、前記中心位置の候補を極座標系の原点として用いて前記断層画像を極座標変換する変換手段と、前記極座標変換後の画像から経路を探索する探索手段と、前記経路を逆変換する逆変換手段と、を更に含み、前記楕円演算手段は、逆変換後の経路に対応する楕円を、前記環状部位に対応する楕円として演算してもよい。 By applying template matching to the tomographic image, position calculating means for calculating a candidate for the central position of the annular portion of the fetus, and the candidate for the central position as an origin of a polar coordinate system, the tomographic image is a polar coordinate. The ellipse calculating means further includes a converting means for converting, a searching means for searching a route from the image after the polar coordinate conversion, and an inverse transforming means for inversely transforming the route, wherein the ellipse calculating means corresponds to the route after the inverse transform. The ellipse may be calculated as an ellipse corresponding to the annular portion.
また、本発明は、コンピュータを、母体内の胎児に対して超音波を送受波することで得られた断層画像に基づいて、前記胎児の環状部位に対応する楕円を演算する楕円演算手段、前記楕円演算手段によって演算された前記楕円の中心を前記楕円の一方軸方向に移動させながら、かつ、前記楕円の他方軸方向に延びる参照エリアを移動後の中心で回転させながら、前記一方軸方向の各位置及び各回転角度において、前記参照エリア内の評価値を演算し、前記評価値を用いて、前記環状部位に対する前記楕円の角度を補正する角度補正手段、として機能させることを特徴とするプログラムである。 Further, the present invention provides a computer, an ellipse calculation means for calculating an ellipse corresponding to an annular part of the fetus based on a tomographic image obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves to and from the fetus in the mother's body. While moving the center of the ellipse calculated by the ellipse calculation means in one axis direction of the ellipse, and rotating the reference area extending in the other axis direction of the ellipse at the center after the movement, A program that operates as an angle correction unit that calculates an evaluation value in the reference area at each position and each rotation angle, and uses the evaluation value to correct the angle of the ellipse with respect to the annular portion. Is.
本発明によれば、胎児の環状部位に対応する楕円の傾きを、その環状部位の傾きに近づけることが可能となる。 According to the present invention, the inclination of the ellipse corresponding to the annular part of the fetus can be made closer to the inclination of the annular part.
<第1実施形態>
以下、図1を参照して、本発明の第1実施形態に係る超音波診断装置について説明する。図1には、第1実施形態に係る超音波診断装置が示されている。図1は、その全体構成を示すブロック図である。この超音波診断装置は医療分野において用いられ、超音波の送受波により生体内の組織の画像を形成する機能を備えている。一例として、画像化の対象となる組織は胎児である。もちろん、他の組織が画像化されてもよい。
<First Embodiment>
Hereinafter, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 1 shows an ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment. FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration. This ultrasonic diagnostic apparatus is used in the medical field and has a function of forming an image of a tissue in a living body by transmitting and receiving ultrasonic waves. As an example, the tissue to be imaged is the fetus. Of course, other tissues may be imaged.
プローブ10は超音波を送受波する送受波器である。プローブ10は、例えば1Dアレイ振動子を有している。1Dアレイ振動子は、複数の振動素子が一次元的に配列されて形成されたものである。1Dアレイ振動子によって超音波ビームが形成され、それが繰り返し電子走査される。これにより、電子走査毎に生体内に走査面が形成される。走査面は、二次元エコーデータ取込空間に相当する。プローブ10は、1Dアレイ振動子の替りに、複数の振動素子が二次元的に配列されて形成された2Dアレイ振動子を有していてもよい。2Dアレイ振動子によって超音波ビームが形成され、それが繰り返し電子走査されると、電子走査毎に二次元エコーデータ取込空間としての走査面が形成され、超音波ビームが二次元的に走査されると、三次元エコーデータ取込空間としての三次元空間が形成される。走査方式として、セクタ走査、リニア走査、コンベックス走査等が用いられる。胎児の超音波診断を行う場合には、プローブ10が母体の腹部表面上に当接され、その状態において超音波の送受波が行われる。 The probe 10 is a transducer that transmits and receives ultrasonic waves. The probe 10 has, for example, a 1D array transducer. The 1D array oscillator is formed by arranging a plurality of vibrating elements one-dimensionally. An ultrasonic beam is formed by the 1D array transducer and repeatedly electronically scanned. As a result, a scanning surface is formed in the living body for each electronic scanning. The scanning plane corresponds to the two-dimensional echo data acquisition space. The probe 10 may have a 2D array transducer formed by arranging a plurality of vibrating elements two-dimensionally instead of the 1D array transducer. When the ultrasonic beam is formed by the 2D array transducer and electronically scanned repeatedly, a scanning surface as a two-dimensional echo data acquisition space is formed for each electronic scanning, and the ultrasonic beam is two-dimensionally scanned. Then, a three-dimensional space as a three-dimensional echo data acquisition space is formed. As the scanning method, sector scanning, linear scanning, convex scanning or the like is used. When performing ultrasonic diagnosis of the fetus, the probe 10 is brought into contact with the surface of the abdomen of the mother, and ultrasonic waves are transmitted and received in that state.
送受信部12は、送信ビームフォーマ及び受信ビームフォーマとして機能する。送信時において、送受信部12は、プローブ10に含まれる複数の振動素子に対して一定の遅延関係をもった複数の送信信号を供給する。これにより、超音波の送信ビームが形成される。受信時において、生体内からの反射波がプローブ10により受波され、これによりプローブ10から送受信部12へ複数の受信信号が出力される。送受信部12は、複数の受信信号に対して整相加算処理を適用することで、受信ビームを形成する。そのビームデータが信号処理部14に出力される。すなわち、送受信部12は、各振動素子から得られる受信信号に対して、各振動素子に対する遅延処理条件に従って遅延処理を施し、複数の振動素子から得られる複数の受信信号を加算処理することで受信ビームを形成する。遅延処理条件は、受信遅延データ(遅延時間)によって規定される。複数の振動素子に対応する受信遅延データセット(遅延時間のセット)は制御部30から供給される。なお、超音波の送受波において、送信開口合成等の技術が利用されてもよい。また、送受信部12は、パラレル受信処理を実行してもよい。 The transceiver 12 functions as a transmission beamformer and a reception beamformer. At the time of transmission, the transmission/reception unit 12 supplies a plurality of transmission signals having a constant delay relationship to a plurality of vibrating elements included in the probe 10. As a result, an ultrasonic transmission beam is formed. At the time of reception, the reflected wave from the inside of the living body is received by the probe 10, whereby a plurality of received signals are output from the probe 10 to the transmission/reception unit 12. The transmission/reception unit 12 forms a reception beam by applying a phasing addition process to a plurality of reception signals. The beam data is output to the signal processing unit 14. That is, the transmission/reception unit 12 performs delay processing on the reception signal obtained from each vibrating element according to the delay processing condition for each vibrating element, and performs addition processing on a plurality of reception signals obtained from a plurality of vibrating elements to receive. Form a beam. The delay processing condition is defined by the reception delay data (delay time). A reception delay data set (a set of delay times) corresponding to the plurality of vibrating elements is supplied from the control unit 30. A technique such as transmission aperture synthesis may be used in transmitting and receiving ultrasonic waves. The transmission/reception unit 12 may also execute parallel reception processing.
送受信部12の作用により、超音波ビーム(送信ビーム及び受信ビーム)が電子的に走査され、これにより、走査面が形成される。走査面は複数のビームデータに相当し、それらは受信フレームデータ(RF信号フレームデータ)を構成する。なお、各ビームデータは深さ方向に並ぶ複数のエコーデータにより構成される。超音波ビームの電子走査を繰り返すことにより、時間軸上に並ぶ複数の受信フレームデータが送受信部12から出力される。それらが受信フレーム列を構成する。 The ultrasonic beam (transmission beam and reception beam) is electronically scanned by the action of the transmission/reception unit 12, thereby forming a scanning surface. The scanning plane corresponds to a plurality of beam data, which form reception frame data (RF signal frame data). Each beam data is composed of a plurality of echo data arranged in the depth direction. By repeating the electronic scanning of the ultrasonic beam, a plurality of reception frame data arranged on the time axis are output from the transmission/reception unit 12. They form the received frame sequence.
なお、送受信部12の作用により超音波ビームが二次元的に電子走査されると、三次元エコーデータ取込空間が形成され、その三次元エコーデータ取込空間からエコーデータ集合体としてのボリュームデータが取得される。超音波ビームの電子走査を繰り返すことにより、時間軸上に並ぶ複数のボリュームデータが送受信部12から出力される。それらがボリュームデータ列を構成する。 When the ultrasonic beam is electronically scanned two-dimensionally by the operation of the transmitting/receiving unit 12, a three-dimensional echo data acquisition space is formed, and volume data as an echo data aggregate is formed from the three-dimensional echo data acquisition space. Is obtained. By repeating the electronic scanning of the ultrasonic beam, a plurality of volume data arranged on the time axis is output from the transmitting/receiving unit 12. They form a volume data string.
信号処理部14は、送受信部12から出力されるビームデータに対して、検波、対数圧縮等の信号処理を適用するモジュールである。信号処理後のビームデータはメモリに格納されてもよい。もちろん、そのような信号処理が適用されていないビームデータがメモリに格納され、ビームデータの読み出し時に、上記の処理が適用されてもよい。 The signal processing unit 14 is a module that applies signal processing such as detection and logarithmic compression to the beam data output from the transmission/reception unit 12. The beam data after signal processing may be stored in the memory. Of course, beam data to which such signal processing has not been applied may be stored in the memory, and the above processing may be applied when reading the beam data.
DSC(デジタルスキャンコンバータ)16は、コンバート機能(座標変換機能及び補間処理機能等)を備えたモジュールであり、信号処理部14から出力された受信フレーム列に基づいて組織表示フレーム列を生成する。個々の組織表示フレーム列はBモード断層画像のデータである。組織表示フレーム列は、表示処理部18を介してモニタ等の表示部20に表示される。これにより、リアルタイムでBモード断層画像が動画像として表示される。 The DSC (digital scan converter) 16 is a module having a conversion function (coordinate conversion function, interpolation processing function, etc.), and generates a tissue display frame sequence based on the reception frame sequence output from the signal processing unit 14. Each tissue display frame sequence is B-mode tomographic image data. The organization display frame sequence is displayed on the display unit 20 such as a monitor via the display processing unit 18. As a result, the B-mode tomographic image is displayed as a moving image in real time.
表示処理部18は、断層画像等に対して必要なグラフィックデータをオーバーレイ処理し、これにより表示画像を生成する。この画像データは表示部20に出力され、表示モードに従った表示態様で1又は複数の画像が並べて表示される。 The display processing unit 18 performs overlay processing of necessary graphic data on the tomographic image and the like to generate a display image. This image data is output to the display unit 20, and one or a plurality of images are displayed side by side in a display mode according to the display mode.
表示部20は例えば液晶ディスプレイ等の表示デバイスにより構成されている。表示部20は複数の表示デバイスにより構成されてもよい。 The display unit 20 is composed of a display device such as a liquid crystal display. The display unit 20 may be composed of a plurality of display devices.
画像処理部22は、Bモード断層画像(組織表示フレーム)に基づいて胎児の環状部位の位置や領域を検出し、その検出結果に基づいて環状部位を計測する機能を備えている。環状部位は、エッジ部分を有する環状の組織であり、例えば頭部や腹部である。なお、画像処理部22は、二次元の走査面から得られたBモード断層画像を対象として処理を行ってもよいし、三次元空間から得られたボリュームデータにおける任意の断面に対応するデータに基づいて生成された二次元のBモード断層画像を対象にして処理を行ってもよい。 The image processing unit 22 has a function of detecting the position and area of the annular portion of the fetus based on the B-mode tomographic image (tissue display frame) and measuring the annular portion based on the detection result. The annular portion is an annular tissue having an edge portion, and is, for example, the head or the abdomen. The image processing unit 22 may perform processing on a B-mode tomographic image obtained from a two-dimensional scanning plane, or may process data corresponding to an arbitrary cross section in volume data obtained from a three-dimensional space. The processing may be performed on the two-dimensional B-mode tomographic image generated based on the above.
画像処理部22は、例えば、位置演算部24と領域演算部26と計測部28とを含む。 The image processing unit 22 includes, for example, a position calculation unit 24, a region calculation unit 26, and a measurement unit 28.
位置演算部24は、Bモード断層画像に対してテンプレートマッチングを適用することで、胎児の環状部位(例えば胎児頭部や腹部)の位置の候補を演算する。例えば、位置演算部24は、胎児の環状部位の中心位置の候補を演算する。その中心位置の候補は、後述する領域演算部26にて用いられる。 The position calculation unit 24 applies template matching to the B-mode tomographic image to calculate the candidates for the position of the annular part of the fetus (for example, the head of the fetus or the abdomen). For example, the position calculation unit 24 calculates a candidate for the center position of the ring portion of the fetus. The candidate of the center position is used in the area calculation unit 26 described later.
領域演算部26は、位置演算部24によって演算された中心位置の候補を用いてBモード断層画像を座標変換し、座標変換後の画像に基づいて胎児の環状部位の領域を演算する。領域演算部26は、例えば、その環状部位に近似する楕円を演算する。 The area calculation unit 26 performs coordinate conversion of the B-mode tomographic image using the candidate for the center position calculated by the position calculation unit 24, and calculates the area of the annular portion of the fetus based on the image after the coordinate conversion. The area calculation unit 26 calculates, for example, an ellipse approximating the annular part.
計測部28は、領域演算部26によって演算された環状部位の領域(例えば、環状部位に近似する楕円)と、Bモード断層画像と、を用いて胎児の環状部位を計測する。例えば、胎児の頭部が環状部位として撮影されて胎児の頭部を表わすBモード断層画像が生成されると、計測部28は、Bモード断層画像に基づいて胎児の頭部を計測する。胎児の腹部が環状部位として撮影されて胎児の腹部を表わすBモード断層画像が生成されると、計測部28は、Bモード断層画像に基づいて胎児の腹部を計測する。 The measuring unit 28 measures the ring-shaped region of the fetus using the region (for example, an ellipse approximated to the ring-shaped region) of the ring-shaped region calculated by the region calculation unit 26 and the B-mode tomographic image. For example, when the head of the fetus is photographed as an annular portion and a B-mode tomographic image representing the head of the fetus is generated, the measuring unit 28 measures the head of the fetus based on the B-mode tomographic image. When the abdomen of the fetus is imaged as an annular portion and a B-mode tomographic image representing the abdomen of the fetus is generated, the measuring unit 28 measures the abdomen of the fetus based on the B-mode tomographic image.
制御部30は、図1に示す各構成の動作制御を行う機能を備えている。制御部30は、Bモード断層画像上に関心領域(ROI)を設定する関心領域設定部を含んでいてもよい。 The control unit 30 has a function of controlling the operation of each component shown in FIG. The control unit 30 may include a region of interest setting unit that sets a region of interest (ROI) on the B-mode tomographic image.
制御部30には入力部32が接続されている。入力部32は、一例として、トラックボール、キーボード、各種のボタン、各種のツマミ、等の入力デバイスを含む操作パネルにより構成されている。ユーザは入力部32を用いて、走査面の位置、断面の位置、関心領域に関する情報、等を指定又は入力することができる。 An input unit 32 is connected to the control unit 30. The input unit 32 is configured by an operation panel including input devices such as a trackball, a keyboard, various buttons, and various knobs, for example. The user can use the input unit 32 to specify or input the position of the scanning plane, the position of the cross section, the information on the region of interest, and the like.
上述した超音波診断装置においてプローブ10以外の構成は、例えばプロセッサや電子回路等のハードウェア資源を利用して実現することができ、その実現において必要に応じてメモリ等のデバイスが利用されてもよい。また、プローブ10以外の構成は、例えばコンピュータによって実現されてもよい。つまり、コンピュータが備えるCPUやメモリやハードディスク等のハードウェア資源と、CPU等の動作を規定するソフトウェア(プログラム)との協働により、プローブ10以外の構成の全部又は一部が実現されてもよい。当該プログラムは、CDやDVD等の記録媒体を経由して、又は、ネットワーク等の通信経路を経由して、図示しない記憶装置に記憶される。別の例として、プローブ10以外の構成は、DSP(Digital Signal Processor)やFPGA(Field Programmable Gate Array)等により実現されてもよい。もちろん、GPU(Graphics Processing Unit)等が用いられてもよい。 In the ultrasonic diagnostic apparatus described above, the configuration other than the probe 10 can be realized by using hardware resources such as a processor and an electronic circuit, and a device such as a memory can be used as necessary in the realization. Good. Further, the configuration other than the probe 10 may be realized by, for example, a computer. That is, all or part of the configuration other than the probe 10 may be realized by the cooperation of the hardware resources such as the CPU, the memory, and the hard disk included in the computer, and the software (program) that defines the operation of the CPU and the like. .. The program is stored in a storage device (not shown) via a recording medium such as a CD or a DVD, or via a communication path such as a network. As another example, the configuration other than the probe 10 may be realized by a DSP (Digital Signal Processor), an FPGA (Field Programmable Gate Array), or the like. Of course, a GPU (Graphics Processing Unit) or the like may be used.
以下、第1実施形態に係る超音波診断装置について詳しく説明する。第1実施形態では、胎児の環状部位は胎児頭部であり、胎児頭部に対して超音波が送受波されることで、胎児頭部を表わすBモード断層画像が生成されるものとする。 Hereinafter, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment will be described in detail. In the first embodiment, the ring-shaped part of the fetus is the fetal head, and ultrasonic waves are transmitted/received to/from the fetal head to generate a B-mode tomographic image representing the fetal head.
以下、図2を参照して位置演算部24について詳しく説明する。図2には、位置演算部24の構成が示されている。位置演算部24は、テンプレート生成部34と、エッジ強調画像生成部36と、マッチング処理部38と、を含む。 Hereinafter, the position calculator 24 will be described in detail with reference to FIG. FIG. 2 shows the configuration of the position calculation unit 24. The position calculation unit 24 includes a template generation unit 34, an edge emphasized image generation unit 36, and a matching processing unit 38.
テンプレート生成部34は、マッチング処理部38によるマッチング処理に用いられるテンプレートを生成する。テンプレートは、例えば円環状(リング状)の形状を有する。テンプレート生成部34は、例えば、胎児の妊娠日数GDに基づく大きさ(つまり直径及び幅)を有する円環状のテンプレートを生成する。具体的には、テンプレート生成部34は、妊娠日数GDに基づいて児頭大横径(BPD:Biparietal Diameter)の平均値(統計値)と、そのばらつき(例えば標準偏差SD)と、を演算し、BPD平均値(統計値)を直径として有し、標準偏差SDを幅として有する円環状のテンプレートを生成する。BPD平均値(統計値)と標準偏差SDは、統計的に以下の式によって演算される。
BPD平均値(統計値)=−18.3+3.85×10−1GD+1.06×10−3GD2−3.70×10−6GD3
SD=1.73+7.96×10−3GD
The template generation unit 34 generates a template used for the matching processing by the matching processing unit 38. The template has, for example, a circular ring shape. The template generation unit 34 generates, for example, an annular template having a size (that is, a diameter and a width) based on the number of pregnancy days GD of the fetus. Specifically, the template generation unit 34 calculates an average value (statistical value) of a large head diameter (BPD: Biparietal Diameter) based on the number of pregnancy days GD and its variation (for example, standard deviation SD). , BPD average value (statistical value) as a diameter and a standard deviation SD as a width, an annular template is generated. The BPD average value (statistical value) and standard deviation SD are statistically calculated by the following formula.
BPD average value (statistical value) = -18.3 + 3.85 x 10 -1 GD + 1.06 x 10 -3 GD 2 -3.70 x 10 -6 GD 3
SD=1.73+7.96×10 −3 GD
上記のBPD平均値及び標準偏差SDを求めるための式は、統計的に求められた式であり、例えば、母体の国籍等によって変わり得る。 The equations for obtaining the BPD average value and standard deviation SD are statistically obtained equations, and may change depending on, for example, the nationality of the mother.
妊娠日数を示す情報は、医師等のユーザによって超音波診断装置に入力されてもよいし、他の装置から超音波診断装置に入力されてもよい。 The information indicating the number of pregnancy days may be input to the ultrasonic diagnostic apparatus by a user such as a doctor, or may be input to the ultrasonic diagnostic apparatus from another apparatus.
エッジ強調画像生成部36は、Bモード断層画像に対してフィルタを適用することで、環状部位としての胎児頭部のエッジ部分(頭蓋骨に相当する部分)が強調されたエッジ強調画像を生成する。フィルタとしては、例えば、DoGフィルタ(Difference Of Gaussianフィルタ)が用いられる。DoGフィルタを用いることで、互いに異なる「ぼけ」を有する画像の差分が演算され、これにより、周囲に対して高輝度又は低輝度な部分が抽出される。例えば、頭蓋骨のような周囲に対して高輝度な部分を抽出することが可能となる。 The edge-enhanced image generator 36 applies a filter to the B-mode tomographic image to generate an edge-enhanced image in which an edge portion (a portion corresponding to the skull) of the fetal head as an annular portion is emphasized. As the filter, for example, a DoG filter (Difference Of Gaussian filter) is used. By using the DoG filter, the difference between the images having different "blurring" is calculated, and as a result, a portion having high brightness or low brightness with respect to the surroundings is extracted. For example, it is possible to extract a high-luminance portion such as a skull.
なお、DoGフィルタを適用すると、値として正の値と負の値が得られるが、正の値のみを使用するために、負の値をゼロ(0)にする。また、DoGフィルタを適用すると、Bモード断層画像自体のエッジ部分(画像の縁の部分)も強調されてしまうため、その部分をマスク処理(例えば、輝度値を0にする処理)してもよい。別の例として、Dogフィルタを適用することで得られた値の絶対値を採用してもよいし、得られた値に−1を乗算し、負の値をゼロにしてもよい(つまり、実質的に元の負の値を用いてもよい)。 When the DoG filter is applied, a positive value and a negative value are obtained, but the negative value is set to zero (0) because only the positive value is used. Further, when the DoG filter is applied, the edge portion (edge portion of the image) of the B-mode tomographic image itself is also emphasized, so that portion may be subjected to mask processing (for example, processing for setting the brightness value to 0). .. As another example, the absolute value of the value obtained by applying the Dog filter may be adopted, or the obtained value may be multiplied by −1 to set the negative value to zero (that is, Substantially the original negative value may be used).
エッジ強調画像生成部36は、後述するマッチング処理部38による処理の効率化のために、処理対象のBモード断層画像のサイズを縮小した上でDoGフィルタを適用することで、エッジ強調画像を生成してもよい。 The edge-enhanced image generation unit 36 generates an edge-enhanced image by reducing the size of the B-mode tomographic image to be processed and then applying the DoG filter in order to improve the efficiency of the processing by the matching processing unit 38 described below. You may.
具体的には、エッジ強調画像生成部36は、係数が1:4:6:4:1となる5tapのバイノミアルフィルタをBモード断層画像に二次元的に適用し、その適用後の画像に対して、2階ダウンサンプリングした第1画像と、その画像を1段階ダウンサンプリングした後、1段階アップサンプリングした第2画像を生成し、第1画像と第2画像との差分を演算する。これにより、DoGフィルタが適用された画像、つまり、エッジ強調画像が生成される。なお、上記の例は一例であり、フィルタの種類や係数、各種サンプリング処理の手順や回数は、上記の例に限定されるものではない。 Specifically, the edge-enhanced image generation unit 36 two-dimensionally applies a 5 tap binomial filter having a coefficient of 1:4:6:4:1 to the B-mode tomographic image, and the image after the application. On the other hand, the first image down-sampled on the second floor and the second image down-sampled by one step are generated and the second image is up-sampled by one step, and the difference between the first image and the second image is calculated. As a result, an image to which the DoG filter is applied, that is, an edge emphasized image is generated. Note that the above example is an example, and the types and coefficients of filters, the procedure and the number of times of various sampling processes are not limited to the above example.
マッチング処理部38は、エッジ強調画像生成部36によって生成されたエッジ強調画像に対して、テンプレート生成部34によって生成されたテンプレートを用いたマッチング処理を適用することで、胎児頭部の位置の候補、具体的には、胎児頭部(頭蓋骨)の中心位置の候補を演算する。マッチング処理部38は、エッジ強調画像上においてテンプレートの位置を変えながら、各位置におけるテンプレートと胎児頭部像(頭蓋骨像)との相似度を演算する。マッチング処理部38は、その相似度が最大となるテンプレートの位置を特定し、その位置におけるテンプレートの中心位置を、胎児頭部(頭蓋骨)の中心位置の候補として特定する。なお、マッチング処理部38は、エッジ強調画像を用いずに、元々のBモード断層画像に対してテンプレートをマッチングさせることで、胎児頭部の中心位置を演算してもよい。この場合、エッジ強調画像生成部36は、位置演算部24に含まれていなくてもよい。 The matching processing unit 38 applies a matching process using the template generated by the template generation unit 34 to the edge-emphasized image generated by the edge-emphasized image generation unit 36, and thereby the fetal head position candidate is obtained. Specifically, a candidate for the central position of the fetal head (skull bone) is calculated. The matching processing unit 38 calculates the similarity between the template and the fetal head image (skull bone image) at each position while changing the position of the template on the edge-enhanced image. The matching processing unit 38 identifies the position of the template having the highest degree of similarity, and identifies the center position of the template at that position as a candidate for the center position of the fetal head (skull bone). The matching processing unit 38 may calculate the center position of the fetal head by matching the template with the original B-mode tomographic image without using the edge-enhanced image. In this case, the edge emphasized image generation unit 36 may not be included in the position calculation unit 24.
以上のようにして、胎児頭部(頭蓋骨)の中心位置の候補が演算される。このようにして演算された中心位置の候補は、領域演算部26にて行われる座標変換に用いられる。 As described above, the candidates for the central position of the fetal head (skull) are calculated. The candidates for the center position calculated in this way are used for the coordinate conversion performed by the area calculation unit 26.
以下、図3を参照して領域演算部26について詳しく説明する。図3には、領域演算部26の構成が示されている。領域演算部26は、変換部40、マスク設定部42、探索部44、逆変換部46、楕円演算部48、妥当性判定部50、中心部マスク部52、終了判定部54及び中心更新部56を含む。 Hereinafter, the area calculation unit 26 will be described in detail with reference to FIG. FIG. 3 shows the configuration of the area calculation unit 26. The area calculation unit 26 includes a conversion unit 40, a mask setting unit 42, a search unit 44, an inverse conversion unit 46, an ellipse calculation unit 48, a validity determination unit 50, a central mask unit 52, an end determination unit 54, and a central updating unit 56. including.
変換部40は、位置演算部24によって演算された胎児頭部(頭蓋骨)の中心位置の候補を極座標系の原点として用いて、Bモード断層画像を極座標変換する。極座標変換は、その中心位置の候補を原点として、例えば縦軸をその中心位置の候補からの距離(動径r)、横軸を角度(偏角θ)として座標を変換する処理である。つまり、座標変換後の極座標系は、胎児頭部の中心位置の候補を原点して有する極座標系である。この変換処理によって、Bモード断層画像は、中心位置の候補を原点として展開され、これにより、展開画像(極座標系で表された画像)が生成される。第1実施形態では、位置演算部24によって演算された中心位置の候補(テンプレートマッチングによって得られた中心位置の候補)を用いることで、胎児頭部の中心位置により近い位置を用いて極座標変換を行うことが可能となり、後述する経路探索処理及び楕円演算の精度が向上する。以下では、極座標変換後の画像を「展開画像」と称することとする。 The conversion unit 40 performs polar coordinate conversion of the B-mode tomographic image by using the candidate for the center position of the fetal head (cranial bone) calculated by the position calculation unit 24 as the origin of the polar coordinate system. The polar coordinate conversion is a process for converting coordinates with the center position candidate as the origin, the vertical axis as the distance (radial r) from the center position candidate, and the horizontal axis as the angle (declination θ). That is, the polar coordinate system after the coordinate conversion is a polar coordinate system having the candidate of the central position of the fetus head as the origin. By this conversion processing, the B-mode tomographic image is developed with the candidate of the center position as the origin, and thereby a developed image (image represented by the polar coordinate system) is generated. In the first embodiment, by using the candidates for the center position calculated by the position calculator 24 (the candidates for the center position obtained by the template matching), the polar coordinate conversion is performed using the position closer to the center position of the fetus head. It becomes possible to improve the accuracy of the route search process and the elliptic calculation which will be described later. Hereinafter, the image after the polar coordinate conversion will be referred to as a “developed image”.
マスク設定部42は、展開画像(極座標変換後の画像)に対して、極座標系の偏角θ方向の特定領域において動径r方向に延在するマスクを設定する。そのマスクが設定された領域は、後述する動的計画法を用いた経路探索処理が行われない領域である。別の例として、マスクが設定された領域内の輝度値が0(ゼロ)に設定され、動的計画法を用いた探索処理によって、マスクが設定された領域の情報から経路が探索されないようにしてもよい。特定領域は、例えば、胎児頭部(頭蓋骨)に対して超音波ビームが平行に送受波される部分を含む領域である。超音波ビームが平行に送受波される部分の輝度値は、他の部分の輝度値よりも低くなり易く、ノイズが発生し易い。そのノイズの影響によって、後述する経路探索処理にて誤探索が発生する可能性がある。特定領域にマスクを設定することで、ノイズの影響を除去して、誤探索の発生を抑制又は防止することが可能となる。例えば、通常、胎児頭部の前面及び後面に相当する部分にてノイズが発生し易いため、その部分にマスクが設定される。 The mask setting unit 42 sets, for the developed image (image after polar coordinate conversion), a mask extending in the radial direction r in a specific region in the direction of the declination θ of the polar coordinate system. The area where the mask is set is an area where the route search processing using the dynamic programming method described later is not performed. As another example, the luminance value in the masked area is set to 0 (zero), and the search process using dynamic programming prevents the route from being searched from the information of the masked area. May be. The specific region is, for example, a region including a portion in which an ultrasonic beam is transmitted/received in parallel with the head of the fetus (skull bone). The luminance value of the portion where the ultrasonic beam is transmitted and received in parallel is likely to be lower than the luminance values of the other portions, and noise is likely to occur. Due to the influence of the noise, an erroneous search may occur in the route search processing described later. By setting the mask in the specific area, it is possible to remove the influence of noise and suppress or prevent the occurrence of false search. For example, normally, noise is likely to occur in the portions corresponding to the front and back of the head of the fetus, so a mask is set in those portions.
探索部44は、展開画像(極座標変換後の画像)に対して経路探索処理を適用することで、展開画像から経路を探索する。この経路が、胎児頭部のエッジ部分(頭蓋骨に相当する部分)の候補に相当する。探索部44は、例えば、展開画像に対して動的計画法を適用することで経路を探索する。このとき、探索部44は、展開画像において、マスクが設定された領域を探索領域から除外し、マスクが設定されていない領域を対象として動的計画法を適用することで経路を探索する。また、探索部44は、展開画像においてマスクが設定された領域内の経路(例えば直線状の経路)を推定する。例えば、マスクが設定されていない複数の領域の間にマスクが設定されている領域が存在する場合、探索部44は、マスクが設定されていない複数の領域内の複数の経路同士を、マスクが設定されている領域にて推定された直線状の経路によって結ぶことで、展開画像から全体の経路を演算する。 The search unit 44 searches for a route from the developed image by applying the route search process to the developed image (image after polar coordinate conversion). This path corresponds to a candidate for the edge portion (the portion corresponding to the skull) of the fetus head. The search unit 44 searches for a route, for example, by applying dynamic programming to the developed image. At this time, the search unit 44 searches the route by excluding the area where the mask is set from the search area in the developed image and applying the dynamic programming to the area where the mask is not set. Further, the search unit 44 estimates a route (for example, a straight route) in the area where the mask is set in the developed image. For example, when there is a mask-set area between a plurality of mask-unset areas, the search unit 44 sets the masks to a plurality of routes in the plurality of mask-unset areas. The entire route is calculated from the developed image by connecting the estimated regions in the set area with the linear route.
逆変換部46は、探索部44によって探索された経路を元の画像空間(座標変換前の画像空間)に逆変換する。 The inverse transform unit 46 inversely transforms the route searched by the search unit 44 into the original image space (image space before coordinate conversion).
楕円演算部48は、逆変換部46によって得られた逆変換後の経路と、Bモード断層画像と、を用いて、胎児頭部を近似した楕円を演算する。これにより、その楕円の中心位置、短軸の長さ、長軸の長さ及び傾きが、近似楕円のパラメータとして得られる。以下、楕円演算部48によって演算された楕円(胎児頭部に近似した楕円)を「近似楕円」と称することとする。 The ellipse calculation unit 48 calculates an ellipse approximating the head of the fetus using the path after the inverse transformation obtained by the inverse transformation unit 46 and the B-mode tomographic image. As a result, the center position of the ellipse, the length of the short axis, the length of the long axis, and the inclination are obtained as the parameters of the approximate ellipse. Hereinafter, the ellipse calculated by the ellipse calculation unit 48 (ellipse approximated to the fetus head) will be referred to as “approximate ellipse”.
妥当性判定部50は、楕円演算部48によって求められた近似楕円の妥当性を判定する。妥当性の判定には、楕円の長軸の長さと短軸の長さとの比が利用される。妥当性判定部50は、楕円演算部48によって求められた近似楕円の長軸の長さと短軸の長さとの比が、予め定められた許容範囲内に含まれる場合、妥当性があると判定し、その比が許容範囲に含まれない場合、妥当性がないと判定する。なお、楕円の妥当性判定には、楕円の大きさ、位置、角度等の中の少なくとも1つが用いられてもよいし、それらの中の複数の組み合わせが用いられてもよい。 The validity determination unit 50 determines the validity of the approximate ellipse obtained by the ellipse calculation unit 48. The ratio between the length of the major axis and the length of the minor axis of the ellipse is used for determining the validity. The validity determining unit 50 determines that the ratio is valid when the ratio of the length of the major axis and the length of the minor axis of the approximate ellipse calculated by the ellipse calculating unit 48 is within a predetermined allowable range. However, if the ratio is not within the allowable range, it is determined to be invalid. It should be noted that at least one of the size, position, angle, etc. of the ellipse may be used for the validity determination of the ellipse, or a plurality of combinations thereof may be used.
中心部マスク部52は、妥当性判定部50によって妥当性がないと判定された場合に、展開画像に対し、原点から予め定められた範囲内にマスクを設定する。探索部44は、そのマスクが設定された展開画像を対象として再度探索を行う。胎児頭部が表されたBモード断層画像には、正中線と呼ばれる高輝度領域が存在し、経路探索処理にて、その高輝度領域が経路として誤探索される可能性がある。つまり、経路探索処理では、胎児の頭蓋骨に相当する経路を探索することを目的としているところ、正中線を通る経路を誤探索する可能性がある。正中線は、Bモード断層画像の中心部分に表されていると想定されるため、その中心部分に対応する範囲にマスクを設定して経路探索処理からその範囲を除外することで、正中線の影響に起因する誤探索を抑制又は防止することが可能となる。なお、中心部マスク部52が設けられずに、マスク設定部42が、展開画像において原点から予め定められた範囲内にマスクを設定してもよい。この場合、マスク設定部42は、妥当性判定部50による判定結果によらずに、マスクを設定してもよい。 When the validity determination unit 50 determines that the validity is not valid, the central mask unit 52 sets a mask within a predetermined range from the origin for the developed image. The search unit 44 searches again for the developed image for which the mask is set. The B-mode tomographic image showing the fetal head has a high-intensity region called the median line, and the high-intensity region may be erroneously searched as a route in the route search process. In other words, in the route search processing, the purpose is to search for a route corresponding to the skull of the fetus, but there is a possibility that a route passing through the median line may be erroneously searched. Since the median line is assumed to be represented in the central part of the B-mode tomographic image, a mask is set in a range corresponding to the central part and the range is excluded from the route search processing. It is possible to suppress or prevent an erroneous search due to the influence. The mask setting unit 42 may set the mask within a predetermined range from the origin in the developed image without providing the central mask unit 52. In this case, the mask setting unit 42 may set the mask regardless of the determination result by the validity determining unit 50.
終了判定部54は、領域演算部26の各部の処理の終了を判定する。例えば、変換部40から中心更新部56までの一連の処理が予め定められた回数(例えば3回)行われた場合、終了判定部54は、処理が終了したと判定する。予め定められた回数の処理が実行されていない場合、変換部40から中心更新部56までの一連の処理が実行される。また、楕円演算部48によって求められた近似楕円の位置、大きさ、角度等のパラメータの変動が小さくなった場合(例えば、予め定められた許容範囲内に含まれる場合)、終了判定部54は、処理が終了したと判定してもよい。 The end determination unit 54 determines the end of the processing of each unit of the area calculation unit 26. For example, when the series of processes from the conversion unit 40 to the central updating unit 56 has been performed a predetermined number of times (for example, 3 times), the end determination unit 54 determines that the process has ended. If the predetermined number of processes has not been executed, a series of processes from the conversion unit 40 to the central updating unit 56 is executed. Further, when the fluctuations of the parameters such as the position, size, and angle of the approximate ellipse calculated by the ellipse calculation unit 48 become small (for example, when the approximation ellipse is included within a predetermined allowable range), the end determination unit 54 Alternatively, it may be determined that the processing is completed.
上記の処理をまとめると以下のようになる。変換部40から妥当性判定部50までの処理が実行され、妥当性判定部50によって妥当性があると判定された場合、終了判定部54による判定が行われる。妥当性判定部50によって妥当性がないと判定された場合、中心部マスク部52による処理を経て、探索部44から楕円演算部48までの処理が実行され、妥当性判定部50の処理を飛ばして、終了判定部54による判定が行われる。上記一連の処理が予め定められた回数実行されていない場合、中心更新部56による処理が行われる。上記の一連の処理を1セットとして、そのセットを予め定められた回数実行する。 The above processing is summarized as follows. The processing from the conversion unit 40 to the validity determination unit 50 is executed, and when the validity determination unit 50 determines that there is validity, the end determination unit 54 determines. When the validity determining unit 50 determines that the validity is not valid, the processing from the searching unit 44 to the ellipse calculating unit 48 is executed through the processing by the central mask unit 52, and the processing of the validity determining unit 50 is skipped. Then, the end determination unit 54 makes a determination. When the series of processes is not executed a predetermined number of times, the process by the central updating unit 56 is performed. The above-mentioned series of processing is set as one set and the set is executed a predetermined number of times.
中心更新部56は、終了判定部54によって終了判定がなされなかった場合、楕円演算部48によって求められた近似楕円の中心位置を、変換部40による極座標変換における極座標系の新たな原点として更新する。以降、変換部40から終了判定部54までの一連の処理が実行される。このとき、変換部40は、楕円演算部48によって求められた近似楕円の中心位置(更新された中心位置)を極座標系の新たな原点として用いて、Bモード断層画像を極座標変換する。これにより、胎児頭部の中心位置により近い位置を用いて極座標変換を行うことが可能となり、経路探索処理及び楕円演算の精度が向上する。 When the end determination unit 54 does not determine the end, the center updating unit 56 updates the center position of the approximate ellipse obtained by the ellipse calculation unit 48 as a new origin of the polar coordinate system in the polar coordinate conversion performed by the conversion unit 40. .. After that, a series of processes from the conversion unit 40 to the end determination unit 54 is executed. At this time, the conversion unit 40 uses the center position (updated center position) of the approximate ellipse obtained by the ellipse calculation unit 48 as a new origin of the polar coordinate system to convert the B-mode tomographic image into polar coordinates. As a result, polar coordinate conversion can be performed using a position closer to the center position of the fetus head, and the accuracy of route search processing and elliptic calculation is improved.
終了判定部54によって終了判定がなされた場合、計測部28は、その終了判定の時点で得られた近似楕円とBモード断層画像とを用いて、胎児頭部を計測する。 When the end determination unit 54 makes the end determination, the measurement unit 28 measures the fetus head using the approximate ellipse and the B-mode tomographic image obtained at the time of the end determination.
以下、図4を参照して、第1実施形態に係る超音波診断装置によって生成されたBモード断層画像について詳しく説明する。図4には、そのBモード断層画像が示されている。Bモード断層画像58には、胎児頭部像60が表されている。例えば、胎児頭部がBモード断層画像に表されるように、プローブ10の位置や角度等がユーザによって調整される。図4において、ハッチングが施された領域は高輝度(エコー)領域を示している。測定に適したBモード断層画像58では、超音波ビームが反射し易い像の上部62、下部64及び正中線66が描出され易く、それらの部分の輝度が高くなり易い。それら以外の組織68においても輝度が高くなる場合がある。一方、超音波ビームが反射し難い像の側面70,72(通常の超音波診断では、胎児頭部の前面及び後面に相当する面)(例えば、超音波ビームが平行に送受波される部分を含む領域)は描出され難く、それらの部分の輝度は低くなり易い。計測部28は、このようなBモード断層画像58から、例えば、正中線66に直交方向の長さに相当する児頭大横径(BPD:Biparietal Diameter)、児頭前後径(OFD:Occipital-Frontal Diameter)、児頭周囲長(HC:Head Circumference)、等を計測することができる。もちろん、これら以外のパラメータが計測されてもよい。 Hereinafter, the B-mode tomographic image generated by the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment will be described in detail with reference to FIG. 4. FIG. 4 shows the B-mode tomographic image. A fetal head image 60 is shown in the B-mode tomographic image 58. For example, the position and angle of the probe 10 are adjusted by the user so that the fetal head is represented in the B-mode tomographic image. In FIG. 4, the hatched area indicates a high brightness (echo) area. In the B-mode tomographic image 58 suitable for measurement, the upper part 62, the lower part 64, and the median line 66 of the image in which the ultrasonic beam is easily reflected are easily drawn, and the brightness of these parts is likely to be high. The brightness may increase in the tissues 68 other than those. On the other hand, the side surfaces 70, 72 of the image where the ultrasonic beam is difficult to be reflected (the surfaces corresponding to the front surface and the rear surface of the fetal head in normal ultrasonic diagnosis) (for example, the portions where the ultrasonic beam is transmitted and received in parallel are It is difficult to depict areas including), and the brightness of those parts tends to be low. From such a B-mode tomographic image 58, the measurement unit 28, for example, has a large transverse head diameter (BPD: Biparietal Diameter) and an anterior-posterior diameter (OFD: Occipital-) corresponding to the length in the direction orthogonal to the midline 66. Frontal Diameter), fetal head circumference (HC: Head Circumference), etc. can be measured. Of course, parameters other than these may be measured.
以下、図5を参照して、テンプレート生成部34によって生成されるテンプレートについて詳しく説明する。図5には、テンプレートの一例が示されている。 Hereinafter, the template generated by the template generation unit 34 will be described in detail with reference to FIG. FIG. 5 shows an example of the template.
テンプレート74は、テンプレート生成部34によって生成された円環状の形状を有するテンプレート(ドーナツ型のテンプレート)である。テンプレート74の形状は、胎児頭部(頭蓋骨)を仮定した形状であり、円環の内部76は、頭蓋骨の内部を仮定した領域である。頭蓋骨は円に近い楕円の形状を有していると仮定できるため、テンプレートマッチングでは、全体形状が円形のテンプレート74が用いられる。テンプレートマッチングを行う段階においては、胎児頭部の向き(回転角度)が判明していない。それ故、楕円のような方向性を持ったテンプレートを用いるよりも、方向性を有さない円形のテンプレート74を用いた方が、胎児頭部の中心位置の検出精度が向上し得る。 The template 74 is a template (donut-shaped template) having an annular shape generated by the template generation unit 34. The shape of the template 74 is a shape assuming a fetal head (skull bone), and the inside 76 of the ring is a region assuming the inside of the skull. Since it can be assumed that the skull has an elliptical shape close to a circle, template matching uses a template 74 having a circular overall shape. At the stage of performing template matching, the orientation (rotation angle) of the fetal head is not known. Therefore, the accuracy of detecting the central position of the fetal head can be improved by using the circular template 74 having no directionality rather than using the template having directionality such as an ellipse.
例えば、テンプレート74の中心位置Oからテンプレート74の環状部分の中心位置までの長さが、テンプレート74の半径に相当し、その半径の2倍の長さがテンプレート74の直径Aに相当する。直径Aは、妊娠日数を用いて演算されたBPD平均値(統計値)である。テンプレート74の幅B、つまり、環状部分の幅Bは、妊娠日数を用いて演算されたBPD平均値の標準偏差SDである。このように、テンプレート74は、妊娠日数から推定された大きさが反映されたテンプレートである。このような特徴を有するテンプレート74は、実際の頭蓋骨の大きさや形状を反映したテンプレートであるため、テンプレート74を用いてテンプレートマッチングを行うことで、頭蓋骨の中心位置により近い位置がその中心位置の候補として検出され易くなる。 For example, the length from the central position O of the template 74 to the central position of the annular portion of the template 74 corresponds to the radius of the template 74, and the length twice the radius corresponds to the diameter A of the template 74. The diameter A is a BPD average value (statistical value) calculated using the number of pregnancy days. The width B of the template 74, that is, the width B of the annular portion is the standard deviation SD of the BPD average value calculated using the number of pregnancy days. As described above, the template 74 is a template in which the size estimated from the number of pregnancy days is reflected. Since the template 74 having such characteristics is a template that reflects the actual size and shape of the skull, by performing template matching using the template 74, a position closer to the center position of the skull is a candidate for the center position. Is easily detected.
以下、図6を参照して、マッチング処理部38によるマッチング処理について詳しく説明する。図6には、エッジ強調画像の一例が示されている。 Hereinafter, the matching processing by the matching processing unit 38 will be described in detail with reference to FIG. FIG. 6 shows an example of the edge emphasized image.
エッジ強調画像78はエッジ強調画像生成部36によって生成された画像である。つまり、エッジ強調画像78は、図4に示されているBモード断層画像58に対してDoGフィルタを適用することで生成された画像である。エッジ強調画像78においては、胎児の頭蓋骨に相当する部分等が強調されている。 The edge emphasized image 78 is an image generated by the edge emphasized image generating unit 36. That is, the edge-enhanced image 78 is an image generated by applying the DoG filter to the B-mode tomographic image 58 shown in FIG. In the edge-enhanced image 78, a part corresponding to the skull of the fetus and the like are emphasized.
マッチング処理部38は、このエッジ強調画像78に対して、テンプレート74を用いたマッチング処理を適用することで、胎児頭部(頭蓋骨)の中心位置の候補を演算する。具体的には、マッチング処理部38は、エッジ強調画像78上で、矢印80で示すように、テンプレート74の位置を変えながら、各位置におけるテンプレート74と胎児頭部像(頭蓋骨像)との相似度を演算する。これにより、相似度の二次元マップ(相似度マップ)が生成される。相似度は、以下に示す式(1)によって演算される。
ここで、I(i,j)は、エッジ強調画像78(DoG画像)の輝度(0〜255)である。T(x,y)は、テンプレート74の輝度(0又は1)である。 Here, I(i,j) is the brightness (0 to 255) of the edge emphasized image 78 (DoG image). T(x,y) is the brightness (0 or 1) of the template 74.
マッチング処理部38は、上記の相似度マップに対してフィルタ処理を適用してもよい。例えば、2種類のフィルタが用いられる。第1フィルタは、例えば、(5×5)、σ=2.0のガウシアンフィルタであり、第2フィルタは、例えば、画像の横×縦サイズの半分の大きさを有するガウシアンフィルタである。第1フィルタは、局所的な高輝度値を取り除き、周辺領域も高輝度値を有する領域から候補が検出されるように、周辺領域を平滑化するためのフィルタである。第2フィルタは、Bモード断層画像の特性として観察対象がBモード断層画像の中心に近い位置に配置されていると仮定した場合に、Bモード断層画像の端部から候補が検出され難いように、Bモード断層画像の中心部分に若干の重み付けを行うフィルタである。もちろん、これらのフィルタが適用されなくてもよい。 The matching processing unit 38 may apply filter processing to the similarity map described above. For example, two types of filters are used. The first filter is, for example, a Gaussian filter of (5×5), σ=2.0, and the second filter is, for example, a Gaussian filter having a size half the horizontal size×the vertical size of the image. The first filter is a filter for removing the local high brightness value and smoothing the peripheral area so that the candidate is detected also in the peripheral area having the high brightness value. Assuming that the observation target is located near the center of the B-mode tomographic image as a characteristic of the B-mode tomographic image, the second filter makes it difficult for candidates to be detected from the end of the B-mode tomographic image. , A filter that slightly weights the central portion of the B-mode tomographic image. Of course, these filters may not be applied.
マッチング処理部38は、上記の相似度マップにおいて、相似度が最大となる位置を、胎児頭部(頭蓋骨)の中心位置の候補として検出する。この中心位置の候補が、後述する極座標変換にて用いられる。 The matching processing unit 38 detects the position where the degree of similarity is maximum in the above similarity map as a candidate for the central position of the fetal head (skull bone). This candidate for the center position is used in polar coordinate conversion described later.
以下、図7から図15を参照して、領域演算部26による処理について詳しく説明する。 Hereinafter, the processing by the area calculation unit 26 will be described in detail with reference to FIGS. 7 to 15.
図7には、極座標変換によって生成された展開画像の一例が示されている。展開画像82は、変換部40による極座標変換よって生成された画像である。具体的には、展開画像82は、マッチング処理部38によって得られた胎児頭部(頭蓋骨)の中心位置の候補を用いて、図4に示されているBモード断層画像58を極座標変換することで生成された画像である。横軸は、極座標系の角度θ(偏角θ)を示しており、縦軸は、極座標系の距離r(動径r)を示している。展開画像82の原点(θ=0、r=0)は、マッチング処理部38によって得られた胎児頭部(頭蓋骨)の中心位置の候補に対応する位置である。展開画像82中の像84は、Bモード断層画像58に表された上部62、下部64及び正中線66に対応する像であり、像86は、Bモード断層画像58に表された組織68に対応する像である。 FIG. 7 shows an example of a developed image generated by polar coordinate conversion. The developed image 82 is an image generated by the polar coordinate conversion performed by the conversion unit 40. Specifically, the expanded image 82 is obtained by polar-transforming the B-mode tomographic image 58 shown in FIG. 4 using the candidate for the center position of the fetal head (skull bone) obtained by the matching processing unit 38. It is an image generated in. The horizontal axis represents the angle θ (declination θ) of the polar coordinate system, and the vertical axis represents the distance r (radius r) of the polar coordinate system. The origin (θ=0, r=0) of the developed image 82 is a position corresponding to the candidate of the central position of the fetal head (skull bone) obtained by the matching processing unit 38. An image 84 in the developed image 82 is an image corresponding to the upper portion 62, the lower portion 64, and the median line 66 shown in the B-mode tomographic image 58, and the image 86 corresponds to the tissue 68 shown in the B-mode tomographic image 58. The corresponding image.
図8には、マスクが適用された展開画像の一例が示されている。展開画像82には、マスク設定部42によってマスク88が設定されている。例えば、展開画像82において、角度θが90°の位置と−90°の位置に、角度θ方向へ±45°の幅を持ったマスク88が設定されている。もちろん、その角度の幅は一例に過ぎず、他の値が用いられてもよいし、ユーザによってその幅を変更できるようにしてもよい。マスク88は、距離r=0の位置から距離r方向に延在する形状を有している。角度θが±90°の位置は、通常、胎児頭部の前面及び後面に対応する位置であり、その部分には超音波ビームが平行に送受波され易いため、その部分が描出され難い。その部分が経路探索の対象領域に含まれていると、経路探索処理にて誤探索が発生する可能性がある。また、頭蓋骨が描出され難い部分の付近に、輝度が高い他の組織が描出されていると、経路探索処理にて誤探索が発生する可能性がある。これに対処するために、頭蓋骨が描出され難い部分(角度θが±90°の位置)に、角度θ方向に幅を持ったマスク88を設定する。これにより、その部分が経路探索の領域から除外されるので、誤探索の発生を抑制又は防止することができる。例えば、角度θが±90°の付近に、図7に示されている像86が存在すると、その像86の部分が経路として抽出され、頭蓋骨以外の部分が経路として抽出される可能性がある。マスクを設定することで、そのような誤探索を防止できる。 FIG. 8 shows an example of the developed image to which the mask is applied. A mask 88 is set by the mask setting unit 42 on the developed image 82. For example, in the developed image 82, masks 88 having a width of ±45° in the angle θ direction are set at positions where the angle θ is 90° and −90°. Of course, the width of the angle is merely an example, other values may be used, and the width may be changed by the user. The mask 88 has a shape extending from the position at the distance r=0 in the direction of the distance r. The position where the angle θ is ±90° is usually a position corresponding to the anterior surface and posterior surface of the fetal head, and the ultrasonic beam is easily transmitted and received in parallel to that portion, so that portion is difficult to visualize. If the portion is included in the route search target area, an erroneous search may occur in the route search processing. Further, if another tissue with high brightness is drawn near the part where the skull is hard to be drawn, an erroneous search may occur in the route search process. In order to cope with this, a mask 88 having a width in the direction of the angle θ is set in a portion where the skull is difficult to be drawn (position where the angle θ is ±90°). As a result, that portion is excluded from the route search area, so that the occurrence of false search can be suppressed or prevented. For example, when the image 86 shown in FIG. 7 exists near the angle θ of ±90°, there is a possibility that a part of the image 86 is extracted as a path and a part other than the skull is extracted as a path. .. By setting the mask, such an erroneous search can be prevented.
以下、探索部44による経路探索処理について詳しく説明する。図9には、展開画像82が示されている。探索部44は、展開画像82から経路上の輝度値の総和が最大となるような経路を探索する。輝度値の総和が最大となるような経路の探索にはどのような手法を用いてもよいが、探索部44は、一例として動的計画法を用いて経路を探索する。このとき、探索部44は、マスク88が設定されている領域を経路探索領域から除外して経路を探索する。図9において実線で表示された経路90が、動的計画法を適用することで探索された経路である。経路90は像84に沿っている。また、探索部44は、マスク88が設定されている領域における経路92を推定する。探索部44は、例えば、動的計画法によって探索された複数の経路90の端部同士を、直線状の経路92(破線で示す経路)によって結ぶことで、全体の経路を演算する。経路92は、マスク88が設定された領域内の直線状の経路である。なお、探索された経路が元の画像空間(座標変換前の画像空間)において閉曲線となるように、探索部44は、展開画像82の左右端部においてr座標が近接するような経路を探索してもよい。 Hereinafter, the route search process by the search unit 44 will be described in detail. A developed image 82 is shown in FIG. 9. The search unit 44 searches the developed image 82 for a route such that the sum of the brightness values on the route is maximum. Any method may be used to search for a route that maximizes the sum of brightness values, but the search unit 44 searches for a route using dynamic programming as an example. At this time, the search unit 44 excludes the area in which the mask 88 is set from the path search area and searches for the path. The route 90 shown by the solid line in FIG. 9 is the route searched by applying the dynamic programming. Path 90 is along image 84. The search unit 44 also estimates the route 92 in the area where the mask 88 is set. The search unit 44 calculates the entire route by, for example, connecting the ends of the plurality of routes 90 searched by the dynamic programming method with a linear route 92 (a route indicated by a broken line). The path 92 is a linear path in the area where the mask 88 is set. Note that the search unit 44 searches for a route having r coordinates close to each other at the left and right ends of the developed image 82 so that the searched route becomes a closed curve in the original image space (image space before coordinate conversion). May be.
以下、図10から図12を参照して、動的計画法について説明する。図10,12には、経路探索処理を説明するための画像が示されている。図11には、探索マップの一例が示されている。 The dynamic programming will be described below with reference to FIGS. 10 to 12. 10 and 12 show images for explaining the route search process. FIG. 11 shows an example of the search map.
まず、図10に示すように、探索部44は、注目画素94の左側に配置された3個の画素96の中で、最大の輝度値を有する画素のその輝度値を注目画素94に加算する。探索部44は、この工程を画像の上端から下端に向けて行い、次に、画像の左端から右端に向けて行うことで、二次元の探索マップを生成する。探索マップにおいて、輝度が高い部分ほど輝度値の総和が大きい領域に対応している。 First, as shown in FIG. 10, the searching unit 44 adds the brightness value of the pixel having the maximum brightness value to the target pixel 94 among the three pixels 96 arranged on the left side of the target pixel 94. .. The search unit 44 performs this process from the upper end to the lower end of the image, and then from the left end to the right end of the image to generate a two-dimensional search map. In the search map, a higher brightness portion corresponds to an area having a larger total brightness value.
図11には、上記のようにして得られた探索マップの一例が示されている。探索部44は、探索マップの右端から最大輝度の画素98を検出する。 FIG. 11 shows an example of the search map obtained as described above. The search unit 44 detects the pixel 98 having the maximum brightness from the right end of the search map.
次に、図12に示すように、探索部44は、現在の画素100(上記の画素98)の左側に配置された3個の画素102の中で最大の輝度値を有する画素を選択し、この工程を画像の左端まで行う。探索部44は、経路が画像の左端に到達した後、探索開始点のr座標と探索終了点のr座標とを比較し、その差が大きい場合(例えば差が閾値以上の場合)、探索マップの右端から2番目に高い輝度値を有する画素を探索開始点として選択し、再度探索を行う。探索部44は、探索開始点と探索終了点との差が予め定められた許容範囲内に含まれるまで、この処理を繰り返す。 Next, as shown in FIG. 12, the search unit 44 selects a pixel having the maximum luminance value among the three pixels 102 arranged on the left side of the current pixel 100 (the above pixel 98), This process is repeated up to the left edge of the image. After the route reaches the left end of the image, the search unit 44 compares the r coordinate of the search start point with the r coordinate of the search end point, and when the difference is large (for example, when the difference is equal to or larger than the threshold), the search map. The pixel having the second highest luminance value from the right end of is selected as the search start point, and the search is performed again. The search unit 44 repeats this process until the difference between the search start point and the search end point falls within a predetermined allowable range.
探索部44は、上記の処理によって、輝度値の総和が最大となる経路を探索する。なお、探索部44は、輝度値以外のパラメータとして、輝度の勾配情報、エッジ量、エントロピー、尤度、Hog、SaliencyMap、L1,L2ノルム等のパラメータ群の中から選択された少なくとも1つのパラメータや、選択された複数のパラメータの組み合わせを用いて、経路を探索してもよい。また、使用されるパラメータによっては、最大化ではなく最小化又は最適化が行われる場合がある。また、探索マップの生成方向は、上述した例とは逆の方向であってもよい。 The search unit 44 searches for the route having the maximum sum of the brightness values by the above process. The search unit 44 uses, as parameters other than the brightness value, at least one parameter selected from a parameter group such as brightness gradient information, edge amount, entropy, likelihood, Hog, SaliencyMap, L1, L2 norm, and the like. Alternatively, the route may be searched using a combination of a plurality of selected parameters. Further, depending on the parameters used, minimization or optimization may be performed instead of maximization. Further, the search map generation direction may be the opposite direction to the example described above.
上記のように探索部44によって経路が探索されると、逆変換部46は、その経路を元の画像空間(座標変換前の画像空間)に逆変換する。図13には、逆変換によって生成された経路線104が示されている。なお、図13には、図4に示されている座標変換前のBモード断層画像58も示されており、経路線104は、そのBモード断層画像58上に重畳して示されている。 When the route is searched by the search unit 44 as described above, the inverse transformation unit 46 inversely transforms the route into the original image space (image space before coordinate transformation). FIG. 13 shows the path line 104 generated by the inverse transformation. Note that FIG. 13 also shows the B-mode tomographic image 58 before the coordinate conversion shown in FIG. 4, and the path line 104 is shown superimposed on the B-mode tomographic image 58.
逆変換によって経路線104が生成されると、楕円演算部48は、その経路線104とBモード断層画像58とを用いて、胎児頭部を近似した楕円(近似楕円)を演算する。以下、この処理について詳しく説明する。まず、楕円演算部48は、経路線104上の全画素の中で、より高輝度な一定割合の画素(例えば50%の画素)を抽出する。この抽出処理は、経路上に存在する画素の中で頭蓋骨上に存在する画素を抽出して使用することで、楕円近似の精度を高めるためである。次に、楕円演算部48は、抽出された画素群の中から5点以上の候補点を無作為に選択し、これらの候補点群に楕円を当てはめる。楕円の当てはめ方法として、例えば、ハフ変換、最小二乗法、多項式を用いた最適化法、等を用いることができる。図14には、候補点群に当てはめられた楕円106が示されている。次に、楕円演算部48は、その当てはめによって演算された楕円と、抽出された画素群(経路線104上の全画素から抽出された画素群)と、の距離を演算し、その距離が予め定められた閾値以内の画素の数(例えば、その距離が5画素以内の画素の数)を、楕円上画素数として演算する。楕円演算部48は、これらの処理を予め定められた回数(例えば100回)行い、楕円上画素数が最大となった楕円を、胎児頭部を近似した楕円(近似楕円)として採用する。これにより、その近似楕円の中心位置、短軸の長さ、長軸の長さ、及び、角度が特定される。 When the path line 104 is generated by the inverse transformation, the ellipse calculator 48 uses the path line 104 and the B-mode tomographic image 58 to calculate an ellipse approximating the fetal head (approximate ellipse). Hereinafter, this process will be described in detail. First, the ellipse calculation unit 48 extracts, from all the pixels on the path line 104, a certain proportion of pixels having higher brightness (for example, 50% of pixels). This extraction processing is to improve the accuracy of the ellipse approximation by extracting and using the pixels existing on the skull among the pixels existing on the path. Next, the ellipse calculation unit 48 randomly selects five or more candidate points from the extracted pixel group and applies an ellipse to these candidate point groups. As an ellipse fitting method, for example, a Hough transform, a least squares method, an optimization method using a polynomial, or the like can be used. In FIG. 14, an ellipse 106 fitted to the candidate point group is shown. Next, the ellipse calculation unit 48 calculates the distance between the ellipse calculated by the fitting and the extracted pixel group (pixel group extracted from all the pixels on the path line 104), and the distance is calculated in advance. The number of pixels within a predetermined threshold (for example, the number of pixels whose distance is within 5 pixels) is calculated as the number of pixels on the ellipse. The ellipse calculation unit 48 performs these processes a predetermined number of times (for example, 100 times) and employs the ellipse having the largest number of pixels on the ellipse as an ellipse approximating the head of the fetus (approximate ellipse). As a result, the center position of the approximate ellipse, the length of the minor axis, the length of the major axis, and the angle are specified.
妥当性判定部50は、上記のようにして楕円演算部48によって採用された近似楕円の妥当性を判定する。妥当性判定部50は、その近似楕円の長軸の長さと短軸の長さとの比が、予め定められた許容範囲内に含まれる場合、妥当性があると判定し、その比が許容範囲内に含まれない場合、妥当性がないと判定する。妥当性がないと判定された場合、探索部44は、再度探索を行う。 The validity determination unit 50 determines the validity of the approximate ellipse adopted by the ellipse calculation unit 48 as described above. When the ratio between the length of the major axis and the length of the minor axis of the approximate ellipse is within the predetermined allowable range, the validity determining unit 50 determines that the ratio is valid and the ratio is within the allowable range. If not included, it is determined to be invalid. When it is determined that there is no validity, the search unit 44 performs the search again.
終了判定部54によって、処理が終了したと判定されていない場合、つまり、予め定められた回数の処理が実行されていない場合、中心更新部56は、楕円演算部48によって採用された近似楕円の中心位置を、変換部40による極座標変換における極座標系の新たな原点として更新する。予め定められた回数の処理が実行された場合、例えば、最後の処理で得られた近似楕円を、計測部28による計測用の楕円として採用してもよいし、楕円の位置、大きさ、角度等のパラメータの変動が最小になった楕円を、計測用の楕円として採用してもよい。 If the end determination unit 54 has not determined that the process has ended, that is, if the process has not been performed a predetermined number of times, the center updating unit 56 determines the approximate ellipse adopted by the ellipse calculation unit 48. The center position is updated as a new origin of the polar coordinate system in the polar coordinate conversion by the conversion unit 40. When the processing is performed a predetermined number of times, for example, the approximate ellipse obtained in the last processing may be adopted as the ellipse for measurement by the measuring unit 28, or the position, size, and angle of the ellipse. An ellipse with the smallest variation in parameters such as may be adopted as the ellipse for measurement.
以下、図15及び図16を参照して、計測部28による処理について詳しく説明する。図15及び図16には、Bモード断層画像58の一部と楕円の軸が示されている。図15に示すように、上記の処理によって、胎児頭部に近似した楕円(近似楕円)(計測用の楕円)の短軸108と長軸110が求められる。計測部28は、近似楕円の短軸108と、胎児の頭蓋骨像(上部62と下部64)の外側及び内側と、の交点112,114,116,118を検出する。胎児頭部の計測方法として、上部外側と下部内側との間の長さを計測する場合と、上部外側と下部外側との間の長さを計測する場合と、があるためである。例えば勾配を用いることで交点が検出される。勾配の算出として、例えば、差分値やSobelフィルタ、ラプラシアンフィルタ、ブリューイットフィルタ等を用いることができる。 Hereinafter, the processing performed by the measuring unit 28 will be described in detail with reference to FIGS. 15 and 16. 15 and 16, a part of the B-mode tomographic image 58 and the axis of the ellipse are shown. As shown in FIG. 15, the minor axis 108 and major axis 110 of the ellipse (approximate ellipse) (measurement ellipse) approximated to the head of the fetus are obtained by the above processing. The measurement unit 28 detects intersections 112, 114, 116, 118 of the short axis 108 of the approximate ellipse and the outer and inner sides of the fetal skull image (the upper portion 62 and the lower portion 64). This is because there are two methods for measuring the head of the fetus: one is to measure the length between the upper outer side and the lower inner side, and the other is to measure the length between the upper outer side and the lower outer side. For example, the intersection is detected by using a gradient. For the calculation of the gradient, for example, a difference value, a Sobel filter, a Laplacian filter, or a Brewett filter can be used.
以下、図16を参照して、一例として、Sobelフィルタを用いた場合について説明する。計測部28は、近似楕円(計測用の楕円)の短軸108を延長した直線120上に探索範囲を設定する。その探索範囲は、上部外側の探索範囲122、上部内側の探索範囲124、下部内側の探索範囲126、及び、下部外側の探索範囲128を含む。次に、計測部28は、図16において黒丸にて示す各点での勾配強度を演算し、各探索範囲内において勾配強度が最大となる点を上記の交点として検出する。これにより、探索範囲122内にて交点112が検出され、探索範囲124内にて交点114が検出され、探索範囲126内にて交点116が検出され、探索範囲128内にて交点118が検出される。 Hereinafter, with reference to FIG. 16, a case where the Sobel filter is used will be described as an example. The measuring unit 28 sets a search range on a straight line 120 that is an extension of the short axis 108 of the approximate ellipse (measurement ellipse). The search range includes an upper outer search range 122, an upper inner search range 124, a lower inner search range 126, and a lower outer search range 128. Next, the measurement unit 28 calculates the gradient strength at each point indicated by a black circle in FIG. 16, and detects the point where the gradient strength is the maximum in each search range as the intersection point. As a result, the intersection 112 is detected within the search range 122, the intersection 114 is detected within the search range 124, the intersection 116 is detected within the search range 126, and the intersection 118 is detected within the search range 128. It
また、計測部28は、複数方向について上記の処理を行うことで、図15に示されている胎児頭部(頭蓋骨)の外周楕円130を演算してもよい。この場合、計測部28は、外周楕円130の周囲長を頭部周囲長HCとして演算し、長軸110の長さを児頭前後径OFDとして演算してもよい。 In addition, the measuring unit 28 may calculate the outer peripheral ellipse 130 of the fetal head (skull bone) shown in FIG. 15 by performing the above processing in a plurality of directions. In this case, the measuring unit 28 may calculate the perimeter of the outer peripheral ellipse 130 as the head perimeter HC and the length of the major axis 110 as the fetal head front-back diameter OFD.
計測部28によって胎児頭部が計測された場合、例えば、表示部20に計測結果が表示される。 When the fetal head is measured by the measuring unit 28, the measurement result is displayed on the display unit 20, for example.
以上のように、第1実施形態においては、胎児頭部(頭蓋骨)の形状に近似するテンプレートを用いたマッチング処理を行うことで、胎児頭部の中心位置の候補が得られる。その中心位置の候補を用いて極座標変換を行うことで、より正確な中心位置が反映された極座標変換が可能となるので、極座標変換によって生成された展開画像を用いた経路探索処理の精度、つまり、楕円近似の精度が向上する。胎児頭部(頭蓋骨)により近似した楕円が得られるため、その楕円を用いた胎児頭部の計測精度が向上する。このように、第1実施形態では、極座標変換後の画像に対する経路探索処理の精度を高めるために、その経路探索処理を前提とした極座標変換の前処理として、テンプレートマッチングによって胎児頭部の中心位置の候補を演算する。 As described above, in the first embodiment, the candidate for the central position of the fetal head is obtained by performing the matching process using the template that approximates the shape of the fetal head (cranial bone). By performing polar coordinate conversion using the candidate of the center position, it is possible to perform polar coordinate conversion that reflects a more accurate center position, so the accuracy of the route search process using the expanded image generated by polar coordinate conversion, that is, , The accuracy of elliptic approximation is improved. Since an ellipse that is closer to the fetal head (skull) is obtained, the measurement accuracy of the fetal head using the ellipse is improved. As described above, in the first embodiment, in order to improve the accuracy of the route search process on the image after the polar coordinate conversion, the center position of the fetal head is subjected to template matching as a preprocess of the polar coordinate conversion based on the route search process. Calculate the candidate of.
(変形例1)
以下、図17を参照して変形例1について説明する。図17には、展開画像の一例が示
されている。図17に示されている展開画像82は、図8に示されている展開画像82と同じ画像である。
(Modification 1)
Modification 1 will be described below with reference to FIG. FIG. 17 shows an example of the developed image. The developed image 82 shown in FIG. 17 is the same image as the developed image 82 shown in FIG.
変形例1では、マスク設定部42は、展開画像82にマスクを設定する替わりに、展開画像82に対して重み付け処理を適用する。例えば、展開画像82において、角度θが90°の位置と−90°の位置に、角度θ方向へ±45°の幅を持った重み付け領域132が設定されている。重み付け領域132は、距離r=0の位置から距離r方向に延在する形状を有する。重み付け領域132内においては、±90°の位置における重み係数が最も小さく設定されており、±90°の位置から角度θ方向に離れた位置ほど、大きい重み係数が割り当てられている。マスク設定部42は、展開画像82の各画素の輝度値に重み係数を乗算し、探索部44は、その重み係数が乗算された輝度値を用いて経路探索処理を行う。これにより、頭蓋骨が検出され難い部分の輝度値は、経路探索処理にて用いられ難くなるため、その部分のノイズの影響を抑制又は防止することが可能となる。なお、マスク設定部42は、展開画像82の全体に対して重み付け処理を行ってもよい。この場合も、±90°の位置における重み係数が最も小さく設定されており、±90°の位置から角度θ方向に離れる位置ほど、大きい重み係数が割り当てられる。 In the first modification, the mask setting unit 42 applies weighting processing to the developed image 82 instead of setting the mask on the developed image 82. For example, in the developed image 82, weighting regions 132 having a width of ±45° in the angle θ direction are set at positions where the angle θ is 90° and −90°. The weighting region 132 has a shape extending in the distance r direction from the position of the distance r=0. In the weighting region 132, the weighting coefficient at the position of ±90° is set to be the smallest, and the larger the weighting coefficient is assigned to the position further away from the position of ±90° in the angle θ direction. The mask setting unit 42 multiplies the brightness value of each pixel of the developed image 82 by a weighting coefficient, and the search unit 44 performs the route search process using the brightness value multiplied by the weighting coefficient. As a result, the luminance value of the portion where the skull is difficult to detect becomes difficult to use in the route search process, so that it is possible to suppress or prevent the influence of noise in that portion. The mask setting unit 42 may perform weighting processing on the entire developed image 82. Also in this case, the weighting factor is set to the smallest at the position of ±90°, and a larger weighting factor is assigned to the position further away from the position of ±90° in the angle θ direction.
(変形例2)
以下、図18を参照して変形例2について説明する。図18には、Bモード断層画像の一例が示されている。図18に示されているBモード断層画像58は、図4に示されているBモード断層画像58と同じ画像である。
(Modification 2)
Modification 2 will be described below with reference to FIG. FIG. 18 shows an example of the B-mode tomographic image. The B-mode tomographic image 58 shown in FIG. 18 is the same image as the B-mode tomographic image 58 shown in FIG.
変形例2にでは、マスク設定部42は、プローブ10の種類に応じたマスクを展開画像に設定する。プローブ10の種類によって超音波ビームの送受波方向が変わるため、マスク設定部42は、その送受波方向に応じたマスクを展開画像に設定する。マスク設定部42は、例えば、位置演算部24によって演算された楕円中心位置の候補を基準位置として、矢印134で示す超音波ビームの送受波方向に直交する方向を含み、予め定められた幅を有する領域136に、マスクを設定する。実際には、極座標変換によって生成された展開画像において、その領域136に対応する領域にマスクが設定される。そのような領域136においては、胎児の頭蓋骨に対して超音波ビームが平行に送受波され易いため、頭蓋骨が描出され難い。この領域136にマスクを設定することで、その領域136におけるノイズに起因する経路の誤探索を抑制又は防止することが可能となる。プローブ10の種類によって領域136の位置及び大きさが変わるため、マスク設定部42は、プローブ10の種類に応じて領域136の位置及び大きさを変える。 In the second modification, the mask setting unit 42 sets a mask corresponding to the type of the probe 10 in the developed image. Since the transmission/reception direction of the ultrasonic beam changes depending on the type of the probe 10, the mask setting unit 42 sets the mask corresponding to the transmission/reception direction in the developed image. The mask setting unit 42 includes, for example, a direction orthogonal to the transmission/reception direction of the ultrasonic beam indicated by the arrow 134 with the candidate of the ellipse center position calculated by the position calculation unit 24 as a reference position, and has a predetermined width. A mask is set in the region 136 which is included. In practice, a mask is set in the area corresponding to the area 136 in the developed image generated by the polar coordinate conversion. In such a region 136, since the ultrasonic beam is easily transmitted and received in parallel with the fetal skull, it is difficult to visualize the skull. By setting a mask in this area 136, it is possible to suppress or prevent an erroneous search for a route due to noise in the area 136. Since the position and size of the region 136 change depending on the type of the probe 10, the mask setting unit 42 changes the position and size of the region 136 according to the type of the probe 10.
例えば、各プローブ10の種類に対応する領域136の位置及び大きさを示すマスク情報が、超音波診断装置に予め記録されている。プローブ10が超音波診断装置本体に接続されると、マスク設定部42は、プローブ10からプローブの種類を示す情報を取得し、その種類に関連付けられたマスク情報を取得し、マスク情報に従って展開画像にマスクを設定する。 For example, mask information indicating the position and size of the region 136 corresponding to the type of each probe 10 is recorded in advance in the ultrasonic diagnostic apparatus. When the probe 10 is connected to the ultrasonic diagnostic apparatus body, the mask setting unit 42 acquires information indicating the probe type from the probe 10, acquires mask information associated with the type, and a developed image according to the mask information. Set the mask to.
<第2実施形態>
以下、図19を参照して、本発明の第2実施形態に係る超音波診断装置について説明する。図19には、第2実施形態に係る超音波診断装置が示されている。図19は、その全体構成を示すブロック図である。
<Second Embodiment>
Hereinafter, an ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 19 shows an ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment. FIG. 19 is a block diagram showing the overall structure.
第2実施形態に係る超音波診断装置は、第1実施形態に係る超音波診断装置の画像処理部22の替わりに画像処理部22Aを含む。画像処理部22Aは、画像処理部22に含まれる構成に加えて、更に角度補正部138を含む。角度補正部138以外の構成は、第1実施形態に係る超音波診断装置の構成と同じであるため、以下では、角度補正部138について説明し、それ以外の構成の説明は省略する。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment includes an image processing unit 22A instead of the image processing unit 22 of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment. The image processing unit 22A further includes an angle correction unit 138 in addition to the configuration included in the image processing unit 22. Since the configuration other than the angle correction unit 138 is the same as the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment, the angle correction unit 138 will be described below, and the description of the other configurations will be omitted.
角度補正部138は、領域演算部26によって演算された胎児頭部(頭蓋骨)に近似する楕円(近似楕円)の角度を補正する。図4に示すように、胎児頭部が表されたBモード断層画像には、胎児頭部の前後方向に延在する正中線66と呼ばれる高輝度領域が描出される。胎児頭部の計測精度を高めるためには、胎児頭部に近似する楕円(近似楕円)の長軸と正中線が同一方向になることが望ましい。そこで、角度補正部138は、胎児頭部に近似する楕円(近似楕円)の長軸方向と正中線の方向とが一致するように、近似楕円の角度を補正する。以下、角度補正部138による角度補正処理について詳しく説明する。 The angle correction unit 138 corrects the angle of an ellipse (approximate ellipse) that is approximated to the fetal head (skull bone) calculated by the region calculation unit 26. As shown in FIG. 4, in the B-mode tomographic image showing the fetal head, a high-intensity region called a midline 66 extending in the front-back direction of the fetal head is drawn. In order to improve the measurement accuracy of the fetal head, it is desirable that the long axis of the ellipse (approximate ellipse) that approximates the fetal head be in the same direction as the median line. Therefore, the angle correction unit 138 corrects the angle of the approximate ellipse so that the major axis direction of the ellipse approximating the head of the fetus (approximate ellipse) matches the direction of the median line. Hereinafter, the angle correction processing by the angle correction unit 138 will be described in detail.
図20には、胎児頭部の正中線と胎児頭部に近似する楕円(近似楕円)の一例が示されている。高輝度領域140は、胎児頭部の正中線を表わす像(図4中の正中線66)に相当する。近似楕円142は、上述した第1実施形態の処理によって演算された胎児頭部に近似する楕円である。短軸直線144は、近似楕円142の短軸を延長した直線であり、長軸直線146は、近似楕円142の長軸を延長した直線である。中心位置148は、近似楕円142の中心位置である。 FIG. 20 shows an example of a midline of the fetal head and an ellipse (approximate ellipse) that approximates the fetal head. The high-intensity region 140 corresponds to the image representing the midline of the head of the fetus (the midline 66 in FIG. 4). The approximate ellipse 142 is an ellipse approximating the fetal head calculated by the processing of the first embodiment described above. The minor axis straight line 144 is a straight line extending the minor axis of the approximate ellipse 142, and the major axis straight line 146 is a straight line extending the major axis of the approximate ellipse 142. The center position 148 is the center position of the approximate ellipse 142.
まず、角度補正部138は、短軸直線144上に中心位置148の移動範囲150を設定する。移動範囲150は、短軸方向に中心位置148が移動可能な範囲である。移動範囲150の短軸方向の長さは、例えば予め定められた長さ2Lであり、移動範囲150は、移動前の中心位置148を基準として、短軸方向に±Lの範囲に設定されている。長さLは、例えば近似楕円142の短軸の長さのa%(例えば2.5%)である。処理の効率化のために、移動範囲150の長さが規定されている。もちろん、移動範囲150は、近似楕円142の短軸の全範囲に設定されてもよい。 First, the angle correction unit 138 sets the movement range 150 of the center position 148 on the short-axis straight line 144. The movement range 150 is a range in which the center position 148 can move in the minor axis direction. The length of the movement range 150 in the short axis direction is, for example, a predetermined length of 2 L, and the movement range 150 is set within a range of ±L in the short axis direction with reference to the center position 148 before the movement. There is. The length L is, for example, a% (for example, 2.5%) of the length of the short axis of the approximate ellipse 142. The length of the moving range 150 is specified for the efficiency of processing. Of course, the moving range 150 may be set to the entire range of the short axis of the approximate ellipse 142.
次に、角度補正部138は、長軸直線146上に参照エリア152を設定する。参照エリア152は、長軸方向に延在して長さMを有すると共に、短軸方向に幅Wを有する長方形状の形状を有する。長さMは、例えば近似楕円142の長軸の長さのb%(例えば80%)である。もちろん、長さMは、近似楕円142の長軸の長さ自体であってもよい。幅Wは、例えばc個の画素分の長さ(例えば5個の画素分の長さ)である。もちろん、幅Wは、1画素分の長さであってもよい。 Next, the angle correction unit 138 sets the reference area 152 on the long-axis straight line 146. The reference area 152 has a rectangular shape having a length M extending in the major axis direction and a width W in the minor axis direction. The length M is, for example, b% (for example, 80%) of the length of the long axis of the approximate ellipse 142. Of course, the length M may be the length of the major axis of the approximate ellipse 142 itself. The width W is, for example, a length of c pixels (for example, a length of 5 pixels). Of course, the width W may be the length of one pixel.
次に、角度補正部138は、移動範囲150内において中心位置148を移動させながら、かつ、長軸方向に延びる参照エリア152を、移動後の中心位置148にて移動後の中心位置148を回転中心として、移動後の長軸直線146を基準として回転角度±αの範囲内で回転させながら、移動範囲150内の各位置及び各回転角度において、参照エリア152内の評価値を演算する。評価値は、例えば、参照エリア152内の輝度値の総和である。回転角度αは、例えば20°である。もちろん、この回転角度αの値は一例に過ぎず、別の値が用いられてもよいし、角度補正部138は、回転角度±90°の範囲(つまり、全回転角度の範囲)にわたって参照エリア152を回転させてもよい。角度補正部138は、移動範囲150内において、予め定められた画素数分ずつ(例えば1画素分ずつ)中心位置148を移動させながら、かつ、回転角度±αの範囲内にて、予め定められた各度ずつ(例えば1°ずつ)参照エリア152を回転させながら、参照エリア152内の評価値を演算する。もちろん、その移動量(画素数)は一例に過ぎず、他の移動量が用いられてもよい。また、その角度は一例に過ぎず、他の角度が用いられてもよい。 Next, the angle correction unit 138 moves the center position 148 in the movement range 150 and rotates the reference area 152 extending in the long-axis direction at the center position 148 after movement and the center position 148 after movement. The evaluation value in the reference area 152 is calculated at each position and each rotation angle in the movement range 150 while rotating the center of the long axis straight line 146 as a reference within the rotation angle ±α. The evaluation value is, for example, the sum of the brightness values in the reference area 152. The rotation angle α is, for example, 20°. Of course, the value of the rotation angle α is merely an example, and another value may be used, and the angle correction unit 138 determines that the reference area covers the range of the rotation angle ±90° (that is, the range of all the rotation angles). The 152 may be rotated. The angle correction unit 138 moves the center position 148 by a predetermined number of pixels (for example, one pixel at a time) within the movement range 150, and within a range of the rotation angle ±α, the angle correction unit 138 is predetermined. The evaluation value in the reference area 152 is calculated while rotating the reference area 152 each time (for example, 1° each). Of course, the amount of movement (number of pixels) is only an example, and other amounts of movement may be used. Moreover, the angle is only an example, and another angle may be used.
角度補正部138は、各位置及び各回転角度において得られた輝度値総和と、その輝度値総和の分散と、を用いて、胎児頭部(頭蓋骨)に対する近似楕円142の角度を補正する。具体的には、角度補正部138は、移動範囲150内の位置毎に、各回転角度における参照エリア152内の輝度値総和を演算し、移動範囲150内の位置毎に、各回転角度における輝度値総和の分散を演算する。次に、角度補正部138は、分散が最も大きい位置を決定し、その位置において最も輝度値総和が大きい回転角度を決定し、その回転角度に近似楕円142の角度を補正する。 The angle correction unit 138 corrects the angle of the approximate ellipse 142 with respect to the fetal head (skull bone) using the sum of the brightness values obtained at each position and each rotation angle and the variance of the sum of the brightness values. Specifically, the angle correction unit 138 calculates the sum of the brightness values in the reference area 152 at each rotation angle for each position in the movement range 150, and the brightness at each rotation angle for each position in the movement range 150. Calculates the variance of value sums. Next, the angle correction unit 138 determines the position with the largest variance, determines the rotation angle with the largest sum of luminance values at that position, and corrects the angle of the approximate ellipse 142 to that rotation angle.
以下、具体例を挙げつつ、角度補正部138による角度補正処理について更に詳しく説明する。 Hereinafter, the angle correction processing by the angle correction unit 138 will be described in more detail with reference to specific examples.
図20には、中心位置148が移動する前の状態の近似楕円142が示されている。このときの中心位置148は、移動範囲150内の初期位置(位置A1)に配置されている。角度補正部138は、中心位置148が位置A1に配置されている状態で、参照エリア152を、長軸直線146を基準として回転角度±αの範囲内(例えば回転角度φ1〜φnの範囲内)で回転させながら、各回転角度において、参照エリア152内の輝度値総和を演算する。これにより、位置A1において、回転角度φ1〜φnのそれぞれについての輝度値総和T1〜Tnが得られる。角度補正部138は、位置A1で得られた輝度値総和T1〜Tnの分散S1を演算する。 FIG. 20 shows the approximate ellipse 142 before the center position 148 moves. The center position 148 at this time is arranged at the initial position (position A1) within the movement range 150. The angle correction unit 138, in the state where the center position 148 is located at the position A1, sets the reference area 152 within the range of the rotation angle ±α with respect to the long axis straight line 146 (for example, within the range of the rotation angles φ1 to φn). While rotating with, the total brightness value in the reference area 152 is calculated at each rotation angle. As a result, at the position A1, the brightness value sums T1 to Tn for the respective rotation angles φ1 to φn are obtained. The angle correction unit 138 calculates the variance S1 of the brightness value sums T1 to Tn obtained at the position A1.
次に、角度補正部138は、移動範囲150内において中心位置148を短軸直線144に沿って移動させる。図21には、中心位置148が移動した後の状態の近似楕円142が示されている。このとき、中心位置148は、移動範囲150内の位置A2に配置されているものとする。角度補正部138は、中心位置148が位置A2に配置されている状態で、参照エリア152を、長軸直線146を基準として回転角度±αの範囲内(回転角度φ1〜φnの範囲内)で回転させながら、各回転角度において、参照エリア152内の輝度値総和を演算する。これにより、位置A2において、回転角度φ1〜φnのそれぞれについての輝度値総和T1〜Tnが得られる。角度補正部138は、位置A2で得られた輝度値総和T1〜Tnの分散S2を演算する。 Next, the angle correction unit 138 moves the center position 148 along the minor axis straight line 144 within the movement range 150. FIG. 21 shows the approximate ellipse 142 after the center position 148 has moved. At this time, the center position 148 is assumed to be located at the position A2 within the movement range 150. The angle correction unit 138, in the state where the central position 148 is located at the position A2, sets the reference area 152 within the range of the rotation angle ±α (within the range of the rotation angles φ1 to φn) with respect to the long axis straight line 146. While rotating, the sum of the brightness values in the reference area 152 is calculated at each rotation angle. As a result, at the position A2, the brightness value sums T1 to Tn for the respective rotation angles φ1 to φn are obtained. The angle correction unit 138 calculates the variance S2 of the brightness value sums T1 to Tn obtained at the position A2.
例えば、移動範囲150内に位置A1〜Anが設定されている場合、角度補正部138は、中心位置148を位置A1〜Anのそれぞれに移動させ、位置A1〜Anのそれぞれにおいて上記の処理を行うことで、位置A1〜Anのそれぞれにおいて輝度値総和T1〜Tnと分散とを演算する。これにより、位置A1〜Anにおける分散S1〜Snが得られる。 For example, when the positions A1 to An are set within the movement range 150, the angle correction unit 138 moves the center position 148 to each of the positions A1 to An, and performs the above processing at each of the positions A1 to An. Thus, the brightness value sums T1 to Tn and the variance are calculated at the positions A1 to An, respectively. Thereby, the variances S1 to Sn at the positions A1 to An are obtained.
角度補正部138は、位置A1〜Anで得られた分散S1〜Snの中で最も大きい分散を特定する。例えば、分散Scが、分散S1〜Snの中で最も大きい分散であるとする。次に、角度補正部138は、その分散Scが得られた移動範囲150内の位置(位置Acと称する)を特定する。次に、角度補正部138は、その位置Acにて得られた輝度値総和T1〜Tnの中で最も大きい輝度値総和(輝度値総和Tcと称する)を特定する。角度補正部138は、その輝度値総和Tcが得られた回転角度(回転角度φcと称する)を特定する。これにより、分散Scが得られた位置Ac、そのAcにて輝度値総和Tcが得られた回転角度φcが特定される。 The angle correction unit 138 identifies the largest variance among the variances S1 to Sn obtained at the positions A1 to An. For example, the variance Sc is the largest variance among the variances S1 to Sn. Next, the angle correction unit 138 identifies the position (referred to as position Ac) within the movement range 150 where the variance Sc is obtained. Next, the angle correction unit 138 specifies the largest sum of the brightness values (referred to as the sum of brightness values Tc) among the brightness value sums T1 to Tn obtained at the position Ac. The angle correction unit 138 identifies the rotation angle (referred to as the rotation angle φc) at which the total brightness value Tc is obtained. As a result, the position Ac at which the variance Sc is obtained and the rotation angle φc at which the luminance value sum Tc is obtained at that Ac are specified.
角度補正部138は、上記の回転角度φcに近似楕円142の長軸の角度を合わせる。つまり、角度補正部138は、近似楕円142を回転させることで、近似楕円142の長軸の傾きを、回転角度φcを有する直線の傾きに一致させる。これにより、近似楕円142の角度が補正される。図22には、角度が補正された状態の近似楕円142が示されている。短軸直線153は、角度補正された状態の近似楕円142の短軸を延長した直線であり、長軸直線154は、角度補正された状態の近似楕円142の長軸を延長した直線である。長軸直線154の傾きは、回転角度φcを有する直線の傾きに一致している。図22に示すように、角度補正された近似楕円142の長軸(長軸直線154)は、正中線を表わす高輝度領域140に平行又はほぼ平行(角度差が僅か)に配置されている。 The angle correction unit 138 matches the angle of the major axis of the approximate ellipse 142 with the rotation angle φc. That is, the angle correction unit 138 rotates the approximate ellipse 142 to match the inclination of the major axis of the approximate ellipse 142 with the inclination of the straight line having the rotation angle φc. Thereby, the angle of the approximate ellipse 142 is corrected. FIG. 22 shows the approximate ellipse 142 with the angle corrected. The short-axis straight line 153 is a straight line that extends the short axis of the approximate ellipse 142 in the angle-corrected state, and the long-axis straight line 154 is a straight line that extends the long axis of the approximate ellipse 142 in the angle-corrected state. The inclination of the long-axis straight line 154 matches the inclination of the straight line having the rotation angle φc. As shown in FIG. 22, the major axis (major axis straight line 154) of the angle-corrected approximate ellipse 142 is arranged in parallel or substantially parallel (with a slight angular difference) to the high-intensity region 140 representing the median line.
輝度値総和T1〜Tnの分散が大きいということは、輝度値総和T1〜Tnのばらつきが大きいことを示している。参照エリア152が正中線と一致するほど輝度値総和が大きくなり、参照エリア152が正中線に一致しないほど輝度値総和は小さくなる。ある位置Axにおける輝度値総和の分散が小さい(ばらつきが小さい)ということは、その位置Axでの回転角度φ1〜φnの範囲内において、輝度値総和T1〜Tnのばらつきが小さいということを示している。仮に、位置Axでの回転角度φ1〜φnの範囲内に正中線の一部又は全部が含まれている場合、参照エリア152が正中線と交差する回転角度においては輝度値総和が大きくなり(交差する領域が広いほど輝度値総和は大きくなる)、参照エリア152が正中線と交差しない回転角度では輝度値総和が小さくなると推測されるため、輝度値総和の分散が大きくなると推測される。一方、回転角度φ1〜φnの範囲内に正中線が存在していない場合、各回転角度での輝度値総和が小さくなると推測されるため、輝度値総和T1〜Tnのばらつき、つまり分散が小さくなると推測される。このように、ある位置Axにおける回転角度φ1〜φnの範囲内に正中線の一部又は全部が含まれている場合、その範囲内で得られた輝度値総和T1〜Tnの分散は大きくなると推測される。このことから、輝度値総和T1〜Tnの分散が大きくなる位置Axにおける回転角度φ1〜φnの範囲内に、正中線が存在する可能性が高いと推測できる。 The large dispersion of the brightness value sums T1 to Tn indicates that the brightness value sums T1 to Tn have large variations. The brightness value sum increases as the reference area 152 matches the midline, and the brightness value sum decreases as the reference area 152 does not match the midline. The small variance (small variation) of the luminance value sum total at a position Ax indicates that the luminance value sum totals T1 to Tn have a small variation within the rotation angle range of φ1 to φn at the position Ax. There is. If a part or all of the median line is included in the range of the rotation angles φ1 to φn at the position Ax, the total brightness value becomes large at the rotation angle at which the reference area 152 intersects the median line (intersection). It is assumed that the larger the area is, the larger the total brightness value becomes, and the smaller the total brightness value is at the rotation angle where the reference area 152 does not intersect the midline, the larger the dispersion of the total brightness value is. On the other hand, when the median line does not exist in the range of the rotation angles φ1 to φn, it is estimated that the sum of the brightness values at each rotation angle becomes small. Therefore, when the variation of the sum of brightness values T1 to Tn, that is, the dispersion becomes small. Guessed. As described above, when some or all of the median lines are included in the range of the rotation angles φ1 to φn at a certain position Ax, it is estimated that the variance of the brightness value sums T1 to Tn obtained in the range becomes large. To be done. From this, it can be inferred that the median line is highly likely to exist within the range of the rotation angles φ1 to φn at the position Ax where the dispersion of the brightness value sums T1 to Tn is large.
また、参照エリア152が正中線と一致するほど、輝度値総和が大きくなるため、輝度値総和T1〜Tnの分散が大きくなる位置Axにおける回転角度φ1〜φnの範囲内において輝度値総和が最大となる回転角度が、正中線が延在する方向の角度により近い角度であると推測できる。 Further, the more the reference area 152 coincides with the midline, the larger the total brightness value becomes. Therefore, the total brightness value becomes maximum within the range of the rotation angles φ1 to φn at the position Ax where the dispersion of the total brightness values T1 to Tn becomes large. It can be inferred that the rotation angle is closer to the angle in the direction in which the midline extends.
上記のことをまとめると、輝度値総和T1〜Tnの分散が最大となる位置Acにおいて輝度値総和が最大となる回転角度φcが、正中線が延在する方向であると推測され、角度補正部138は、近似楕円の角度を、その回転角度に一致させる。これにより、近似楕円の角度が補正され、近似楕円の傾きが胎児頭部(頭蓋骨)の傾きに近くなる。 To summarize the above, it is estimated that the rotation angle φc at which the brightness value sum is maximum at the position Ac where the variance of the brightness value sums T1 to Tn is maximum is the direction in which the median line extends, and the angle correction unit 138 matches the angle of the approximate ellipse with its rotation angle. As a result, the angle of the approximate ellipse is corrected, and the inclination of the approximate ellipse becomes close to the inclination of the fetal head (skull bone).
図23には、各位置における輝度値総和T1〜Tnの分散が示されている。横軸は、短軸方向の位置(+L〜−Lの範囲内の位置)を示しており、縦軸は、短軸方向の各位置における輝度値総和T1〜Tnの分散を示している。例えば分散曲線156が得られた場合、その分散曲線156において分散が最大となる位置Acが特定される。 FIG. 23 shows the variance of the brightness value sums T1 to Tn at each position. The horizontal axis represents the position in the short axis direction (the position within the range of +L to −L), and the vertical axis represents the variance of the luminance value sums T1 to Tn at each position in the short axis direction. For example, when the dispersion curve 156 is obtained, the position Ac at which the dispersion is maximum in the dispersion curve 156 is specified.
図24には、位置Acにおける輝度値総和T1〜Tnが示されている。横軸は、回転角度(+α〜−αの範囲)を示しており、縦軸は、輝度値総和を示している。例えば、位置Acにて輝度値総和曲線160が得られた場合、その輝度値総和曲線160において輝度値総和が最大となる回転角度φcが特定される。この回転角度φcが、正中線が延在する方向の角度であると推測され、角度補正部138は、近似楕円の角度を回転角度φcに補正する。 FIG. 24 shows the luminance value sums T1 to Tn at the position Ac. The horizontal axis represents the rotation angle (range from +α to −α), and the vertical axis represents the total brightness value. For example, when the brightness value total curve 160 is obtained at the position Ac, the rotation angle φc at which the brightness value total curve 160 is maximum is specified in the brightness value total curve 160. This rotation angle φc is estimated to be the angle in the direction in which the midline extends, and the angle correction unit 138 corrects the angle of the approximate ellipse to the rotation angle φc.
以上のように、第2実施形態によれば、胎児頭部の正中線が延在する方向が検出され、近似楕円の長軸の方向がその正中線が延在する方向と一致するように、近似楕円の角度が補正される。そのため、近似楕円の傾きが胎児頭部(頭蓋骨)の傾きに近くなるので、胎児頭部の計測精度が更に向上する。 As described above, according to the second embodiment, the direction in which the median line of the fetal head extends is detected, and the direction of the major axis of the approximate ellipse matches the direction in which the median line extends. The angle of the approximate ellipse is corrected. Therefore, the inclination of the approximate ellipse is close to the inclination of the fetal head (skull bone), and the measurement accuracy of the fetal head is further improved.
なお、角度補正部138は、分散曲線156に対して、短軸方向の位置に応じた重み付けを行ってもよい。角度補正部138は、例えば、移動前の元々の中心位置148(位置A1)から離れた位置ほど重み係数を小さくして、重み係数を分散曲線156に乗算し、重み付け処理された分散曲線において分散が最大となる位置Acを特定してもよい。つまり、角度補正部138は、中心位置148の移動量に応じた重み付け処理を分散曲線に適用する。移動前の中心位置148は、胎児頭部の中心位置に近い位置であると評価されているため、移動前の中心位置148に近い位置ほど、正中線の方向がより精度高く検出される可能性がある。そこで、移動前の中心位置148に近い位置ほど重み係数を大きくすることで、正中線の方向がより精度高く検出され得る。 The angle correction unit 138 may weight the dispersion curve 156 according to the position in the short axis direction. For example, the angle correction unit 138 reduces the weighting coefficient as it moves away from the original center position 148 (position A1) before the movement, multiplies the weighting coefficient by the dispersion curve 156, and distributes the weighted dispersion curve. You may specify the position Ac which becomes maximum. That is, the angle correction unit 138 applies weighting processing to the dispersion curve according to the amount of movement of the center position 148. Since the central position 148 before the movement is evaluated to be a position closer to the central position of the fetus head, the closer to the central position 148 before the movement, the more likely the midline direction is detected. There is. Therefore, the direction of the median line can be detected with higher accuracy by increasing the weighting factor for the position closer to the center position 148 before the movement.
また、図23に示されている分散曲線158のように、分散の最大値が予め定められた閾値Sth以下となる場合、角度補正部138は、その最大値が得られた位置Acにて得られた輝度値総和T1〜Tnを用いずに、初期の位置A1(移動していない中心位置148)において得られた輝度値総和T1〜Tnの中で最大の輝度値総和が得られた回転角度に、近似楕円の角度を補正してもよい。 Further, when the maximum value of the dispersion is equal to or smaller than the predetermined threshold value Sth as in the dispersion curve 158 shown in FIG. 23, the angle correction unit 138 obtains the maximum value at the position Ac. The rotation angle at which the maximum brightness value sum is obtained from the brightness value sums T1 to Tn obtained at the initial position A1 (the center position 148 that is not moving) without using the obtained brightness value sums T1 to Tn. Alternatively, the angle of the approximate ellipse may be corrected.
また、図24に示されている輝度値総和曲線162のように、分散が最大となる位置Acにて得られた輝度値総和T1〜Tnを示す輝度値総和曲線において、輝度値総和の最大値が予め定められた閾値Tth以下となる場合、角度補正部138は、近似楕円の角度を補正しなくてもよい。有意な回転角度が検出されなかったためである。 Further, as in the brightness value sum curve 162 shown in FIG. 24, in the brightness value sum curve showing the brightness value sums T1 to Tn obtained at the position Ac where the variance is maximum, the maximum value of the brightness value sums If is less than or equal to a predetermined threshold Tth, the angle correction unit 138 does not have to correct the angle of the approximate ellipse. This is because no significant rotation angle was detected.
なお、領域演算部26によって演算された近似楕円の中心位置が、胎児頭部の中心位置に近い位置であると推測されるため、角度補正部138は、近似楕円142の中心位置148を補正しない。図22に示す例では、近似楕円142の中心位置148は補正されておらず、角度補正された状態の近似楕円142の中心位置148は、角度補正される前の状態の近似楕円142の中心位置148と同じ位置である。これにより、胎児頭部の中心位置又はそこに近い位置に近似楕円142の中心位置148が配置された状態で、近似楕円142の傾きを胎児頭部の傾きに近づけることが可能となる。もちろん、角度補正部138は、中心位置148を補正してもよい。例えば、上記の位置Acを中心位置148として採用してもよい。 Since the center position of the approximate ellipse calculated by the area calculation unit 26 is estimated to be a position close to the center position of the fetus head, the angle correction unit 138 does not correct the center position 148 of the approximate ellipse 142. .. In the example shown in FIG. 22, the center position 148 of the approximate ellipse 142 is not corrected, and the center position 148 of the approximate ellipse 142 in the angle-corrected state is the center position of the approximate ellipse 142 in the state before the angle is corrected. It is the same position as 148. This makes it possible to make the inclination of the approximate ellipse 142 close to the inclination of the fetal head with the center position 148 of the approximate ellipse 142 being arranged at or near the center position of the fetal head. Of course, the angle correction unit 138 may correct the center position 148. For example, the above position Ac may be adopted as the center position 148.
上記の例では、輝度値総和が用いられているが、補正手法として、パターンマッチング、主成分分析による角度推定等が用いられてもよい。また、輝度値総和の分散が用いられているが、ばらつきを表わす指標として別の値(例えば標準偏差等)が用いられてもよい。また、分散を用いずに、輝度値総和の最大値を用いて角度補正を行ってもよい。 In the above example, the sum of luminance values is used, but as a correction method, pattern matching, angle estimation by principal component analysis, or the like may be used. Further, although the variance of the total luminance value is used, another value (for example, standard deviation or the like) may be used as an index indicating the variation. Further, the angle correction may be performed by using the maximum value of the total brightness values without using the variance.
なお、第2実施形態においては、第1実施形態に係る処理によって演算された近似楕円を対象としているが、角度補正部138による角度補正処理の対象となる楕円は、第1実施形態に係る処理以外の処理によって演算された楕円であってもよい。例えば、公知技術を適用することで胎児頭部に近似する楕円が演算された場合、その楕円を対象として角度補正処理を適用してもよい。この場合、画像処理部22Aは、位置演算部24及び領域演算部26を含んでいなくてもよく、角度補正部138は、これら以外の処理によって演算された楕円に角度補正処理を適用する。例えば、公知技術に係る楕円近似技術を適用することで近似楕円が得られた場合、角度補正部138は、その近似楕円に対して角度補正処理を適用することで、その近似楕円の角度を補正してもよい。 In the second embodiment, the approximate ellipse calculated by the processing according to the first embodiment is targeted, but the ellipse that is the target of the angle correction processing by the angle correction unit 138 is the processing according to the first embodiment. It may be an ellipse calculated by processing other than. For example, when an ellipse approximating the head of the fetus is calculated by applying a known technique, the angle correction process may be applied to the ellipse. In this case, the image processing unit 22A does not have to include the position calculation unit 24 and the region calculation unit 26, and the angle correction unit 138 applies the angle correction processing to the ellipse calculated by processing other than these. For example, when the approximate ellipse is obtained by applying the elliptic approximation technique according to the known technique, the angle correction unit 138 corrects the angle of the approximate ellipse by applying the angle correction process to the approximate ellipse. You may.
<第3実施形態>
以下、本発明の第3実施形態に係る超音波診断装置について説明する。第3実施形態では、胎児の環状部位は胎児の腹部であり、胎児腹部に対して超音波が送受波されることで、胎児腹部を表わすBモード断層画像が生成されるものとする。第3実施形態に係る超音波診断装置は、第1実施形態に係る超音波診断装と同じ構成を有する。
<Third Embodiment>
Hereinafter, an ultrasonic diagnostic apparatus according to the third embodiment of the present invention will be described. In the third embodiment, it is assumed that the ring-shaped region of the fetus is the abdomen of the fetus, and ultrasonic waves are transmitted and received to and from the abdomen of the fetus to generate a B-mode tomographic image representing the abdomen of the fetus. The ultrasonic diagnostic apparatus according to the third embodiment has the same configuration as the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
第3実施形態においても、第1実施形態と同様に、位置演算部24は、Bモード断層画像に対してテンプレートマッチングを適用することで、胎児腹部の位置の候補(例えば中心位置の候補)を演算する。領域演算部26は、位置演算部24によって演算された中心位置の候補を用いてBモード断層画像を極座標変換し、極座標変換後の画像(展開画像)に基づいて胎児腹部に近似する楕円(近似楕円)を演算する。計測部28は、その近似楕円を用いてBモード断層画像に基づいて胎児腹部を計測する。計測部28は、例えば、躯幹前後径(APTD:Antero Posterior Trunk Diameter)、躯幹横径(TTD:Transverse Trunk Diameter)、腹部周囲長(AC:Abdominal Circumference)、胎児躯幹面積(FTA:Fetal Trunk cross-sectional Area)、等のパラメータを計測することができる。もちろん、これら以外のパラメータが計測されてもよい。 In the third embodiment as well, as in the first embodiment, the position calculation unit 24 applies template matching to the B-mode tomographic image to obtain a candidate for the position of the fetal abdomen (for example, a candidate for the central position). Calculate The area calculation unit 26 performs polar coordinate conversion of the B-mode tomographic image using the candidate for the center position calculated by the position calculation unit 24, and an ellipse (approximation approximated to the fetal abdomen based on the image (developed image) after the polar coordinate conversion. Calculate an ellipse). The measuring unit 28 measures the fetal abdomen based on the B-mode tomographic image using the approximate ellipse. The measurement unit 28 includes, for example, an anterior trunk diameter (APTD: Antero Posterior Trunk Diameter), a lateral trunk diameter (TTD: Transverse Trunk Diameter), an abdominal circumference (AC: Abdominal Circumference), and a fetal trunk area (FTA: Fetal Trunk cross-). sectional area), etc. can be measured. Of course, parameters other than these may be measured.
以下、第3実施形態に係る超音波診断装置について詳しく説明する。 Hereinafter, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the third embodiment will be described in detail.
テンプレート生成部34は、例えば、胎児の妊娠日数GDに基づく直径及び幅を有する円環状のテンプレートを生成する。具体的には、テンプレート生成部34は、妊娠日数GDに基づいて胎児腹部の直径Rの平均値(統計値)と、そのばらつき(例えば標準偏差SD)と、を演算し、直径Rの平均値(統計値)を直径Aとして有し、標準偏差SDを幅Bとして有する円環状のテンプレート(例えば図5に示されているテンプレート74)を生成する。胎児腹部の直径Rの平均値(統計値)として、例えば、躯幹横径(TTD:Transverse Trunk Diameter)の平均値(統計値)が用いられ、直径Rの平均値のばらつき(例えば標準偏差SD)として、TTD平均値(統計値)のばらつき(例えば標準偏差SD)が用いられてもよい。 The template generation unit 34 generates, for example, an annular template having a diameter and a width based on the number of pregnancy days GD of the fetus. Specifically, the template generation unit 34 calculates an average value (statistical value) of the diameter R of the fetal abdomen and its variation (for example, standard deviation SD) based on the number of pregnancy days GD, and calculates the average value of the diameter R. An annular template (for example, the template 74 shown in FIG. 5) having (statistical value) as the diameter A and having the standard deviation SD as the width B is generated. As the average value (statistical value) of the diameter R of the abdomen of the fetus, for example, the average value (statistical value) of the transverse trunk diameter (TTD) is used, and the variation in the average value of the diameter R (for example, standard deviation SD) For example, a variation in the TTD average value (statistical value) (for example, standard deviation SD) may be used.
エッジ強調画像生成部36は、第1実施形態と同様に、例えばDoGフィルタをBモード断層画像に適用することで、胎児腹部のエッジが強調されたエッジ強調画像を生成する。 Similar to the first embodiment, the edge-enhanced image generation unit 36 applies the DoG filter to the B-mode tomographic image, for example, to generate the edge-enhanced image in which the edge of the fetal abdomen is emphasized.
なお、上記のDoGフィルタを用いた処理では、正の値を用いているが、胎児腹部は胎児頭部と比べて骨が少なく、エッジ部分の情報が極端には描出され難い。そのため、一部のエッジ部分が強い場合や、弱いエッジ部分が非常に多く存在すると、それらの部分の影響を受けて胎児腹部のエッジ部分が適切に描出され難くなる。そこで、エッジ強調画像生成部36は、DoGフィルタを適用することで得られた正の値の平均値を演算し、その平均値以上の輝度値を有する画素の値を「1」に設定し、その平均値未満の輝度値を有する画素の値を「0」に設定する。このように、エッジ強調画像生成部36は、DoGフィルタが適用された後の画像を2値化する。これにより、弱いエッジ部分が除去される。次に、エッジ強調画像生成部36は、2値化された画像に対して横方向にメディアンフィルタ(1×3)を適用することで、2値化処理にて生じた空洞部分を埋める。次に、エッジ強調画像生成部36は、メディアンフィルタが適用された画像の中心部分に重み付け処理を適用する。その重み付け関数は、例えば、画像中心の重み係数が1.0であり、画像端部に向かうに従って値が減少する関数(正規分布)である。これにより、画像のより中心付近に存在する円になりそうな部位を強調することが可能となる。 Although a positive value is used in the processing using the DoG filter described above, the abdomen of the fetus has less bone than the head of the fetus, and the information of the edge portion is extremely difficult to be drawn. Therefore, when some edge portions are strong or when there are a large number of weak edge portions, the edge portions of the fetal abdomen are difficult to be properly rendered due to the influence of those portions. Therefore, the edge-enhanced image generation unit 36 calculates the average value of the positive values obtained by applying the DoG filter, and sets the value of the pixel having the brightness value equal to or higher than the average value to “1”, The value of a pixel having a brightness value less than the average value is set to "0". In this way, the edge-enhanced image generation unit 36 binarizes the image to which the DoG filter has been applied. As a result, the weak edge portion is removed. Next, the edge-enhanced image generation unit 36 applies a median filter (1×3) to the binarized image in the horizontal direction to fill the void portion generated by the binarization process. Next, the edge-enhanced image generation unit 36 applies weighting processing to the central portion of the image to which the median filter has been applied. The weighting function is, for example, a function (normal distribution) in which the weighting coefficient at the center of the image is 1.0 and the value decreases toward the edge of the image. As a result, it is possible to emphasize the portion that is likely to become a circle that exists near the center of the image.
マッチング処理部38は、第1実施形態と同様に、エッジ強調画像に対して、上記のテンプレートを用いたマッチング処理を適用することで、胎児腹部の位置の候補、具体的には、胎児腹部の中心位置の候補を演算する。 Similar to the first embodiment, the matching processing unit 38 applies the matching process using the above template to the edge-enhanced image, so that the fetal abdominal position candidate, specifically, the fetal abdominal position is detected. Calculate the candidates for the center position.
第3実施形態においても第1実施形態と同様に、変換部40による極座標変換、マスク設定部42によるマスク処理、探索部44による経路探索処理、逆変換部46による逆変換、及び、楕円演算部48による楕円演算処理が行われる。変換部40は、上記の胎児腹部の中心位置の候補を用いて、Bモード断層画像を極座標変換する。なお、妥当性判定部50による処理、及び、中心部マスク部52による処理が実行されてもよい。 Also in the third embodiment, as in the first embodiment, polar coordinate conversion by the conversion unit 40, mask processing by the mask setting unit 42, route search processing by the search unit 44, inverse conversion by the inverse conversion unit 46, and ellipse calculation unit. Ellipse calculation processing by 48 is performed. The conversion unit 40 performs polar coordinate conversion of the B-mode tomographic image using the candidate for the center position of the fetal abdomen. The processing by the validity determining unit 50 and the processing by the central mask unit 52 may be executed.
計測部28は、上記の処理によって得られた近似楕円とBモード断層画像とを用いて、胎児腹部を計測する。 The measurement unit 28 measures the fetal abdomen using the approximate ellipse and the B-mode tomographic image obtained by the above processing.
上記の例では、円環状のテンプレート74(図5参照)を用いてマッチング処理が行われているが、別の形状を有するテンプレートが用いられてもよい。胎児腹部は胎児頭部に比べて骨が少なく、エッジ部分の情報が極端には描出され難い。それに加えて、第1実施形態でも説明したように、Bモード断層画像にはエッジ部分が描出され難い部分が存在する(例えば、極座標系において偏角θ方向が±90°の領域)。その部分からの情報はノイズの可能性がある。 In the above example, the matching process is performed using the annular template 74 (see FIG. 5), but a template having another shape may be used. The abdomen of the fetus has less bone than the head of the fetus, and it is extremely difficult to visualize the information of the edge part. In addition to that, as described in the first embodiment, the B-mode tomographic image has a portion where the edge portion is difficult to be drawn (for example, an area in which the deviation angle θ direction is ±90° in the polar coordinate system). Information from that part may be noise.
そこで、第3実施形態では、円環の一部が欠けた形状(円環の一部が切断された状態の形状)を有するテンプレートが用いられてもよい。図25には、そのテンプレートの一例が示されている。テンプレート164は、テンプレート生成部34によって生成されたテンプレートである。テンプレート164の形状は、胎児腹部を仮定した形状である。テンプレート164は、弧状の形状を有する上側アーチ部166と下側アーチ部168とを含む。上側アーチ部166と下側アーチ部168は、互いに逆向きに配置されている。上側アーチ部166の両端部と下側アーチ部168の両端部との間には、空間170,172が形成されている。空間170,172の位置は、Bモード断層画像においてエッジ部分が描出され難い部分、つまり、極座標系において偏角θ方向が±90°の領域に相当する。上側アーチ部166と下側アーチ部168とで囲まれた領域174は、胎児腹部の内部を仮定した領域である。胎児腹部は円に近い楕円の形状を有していると仮定できるため、テンプレートマッチングでは、その形状を模したテンプレート164が用いられる。テンプレート164を、空間170,172を含めて円環状の形状とみなした場合、その円環の直径Aは、妊娠日数を用いて演算された直径Rの平均値(統計値)(例えばTTD平均値(統計値))であり、円環の幅B、つまり、上側アーチ部166と下側アーチ部168の幅Bは、妊娠日数を用いて演算された直径R平均値(統計値)の標準偏差SDである。このように、テンプレート164は、妊娠日数から推定された大きさと、その大きさのばらつきと、が反映されたテンプレートである。また、テンプレート164においては、Bモード断層画像においてエッジ部分が描出され難い部分に空間170,172が形成されているため、マッチング処理においてノイズが検出され難くなる。このような特徴を有するテンプレート164は、実際の胎児腹部の大きさや形状を反映しつつ、ノイズが検出され難い形状を有するテンプレートであるため、テンプレート164を用いてテンプレートマッチングを行うことで、胎児腹部の中心位置により近い位置がその中心位置の候補として検出され易くなる。 Therefore, in the third embodiment, a template having a shape in which a part of the ring is cut off (a shape in which a part of the ring is cut) may be used. FIG. 25 shows an example of the template. The template 164 is a template generated by the template generation unit 34. The shape of the template 164 is a shape assuming a fetal abdomen. The template 164 includes an upper arch portion 166 and a lower arch portion 168 having an arc shape. The upper arch portion 166 and the lower arch portion 168 are arranged in directions opposite to each other. Spaces 170 and 172 are formed between both end portions of the upper arch portion 166 and both end portions of the lower arch portion 168. The positions of the spaces 170 and 172 correspond to the portion where the edge portion is difficult to be drawn in the B-mode tomographic image, that is, the area where the deviation angle θ direction is ±90° in the polar coordinate system. A region 174 surrounded by the upper arch portion 166 and the lower arch portion 168 is a region assuming the inside of the fetal abdomen. Since it can be assumed that the fetal abdomen has an elliptical shape close to a circle, template matching uses a template 164 simulating that shape. When the template 164 is regarded as an annular shape including the spaces 170 and 172, the diameter A of the annular shape is the average value (statistical value) of the diameter R calculated using the number of pregnancy days (for example, the TTD average value). (Statistical value)), and the width B of the ring, that is, the width B of the upper arch portion 166 and the lower arch portion 168 is the standard deviation of the diameter R average value (statistical value) calculated using the number of pregnancy days. It is SD. As described above, the template 164 is a template in which the size estimated from the number of pregnancy days and the variation in the size are reflected. Further, in the template 164, since the spaces 170 and 172 are formed in the portion where the edge portion is difficult to be drawn in the B-mode tomographic image, noise is difficult to be detected in the matching process. The template 164 having such characteristics reflects the actual size and shape of the fetal abdomen, and has a shape in which noise is difficult to be detected. Therefore, template matching is performed using the template 164 to detect the fetal abdomen. A position closer to the center position of is easily detected as a candidate for the center position.
以下、図26を参照して、テンプレート164を用いたマッチング処理について詳しく説明する。図26には、エッジ強調画像の一例が示されている。 Hereinafter, the matching process using the template 164 will be described in detail with reference to FIG. FIG. 26 shows an example of the edge emphasized image.
例えば、胎児腹部がBモード断層画像に表されるように、プローブ10の位置や角度等がユーザによって調整されて、胎児腹部を表わすBモード断層画像が生成される。そのBモード断層画像からエッジ強調画像生成部36によってエッジ強調画像176が生成される。図26において、ハッチングが施された領域は高輝度領域を示している。胎児腹部は胎児頭部と比べて骨が少なく、エッジ強調画像176(Bモード断層画像)には、胎児腹部のエッジ部分が描出され難い。図26に示す例では、胎児腹部の一部(上部と下部)を表わす像178がエッジ強調画像176に表されているが、他の多くの組織も描出されているため、胎児頭部と比べて、胎児腹部の判別が困難となっている。また、上述したように、胎児腹部の側面(極座標系において偏角θ方向が±90°の領域)には超音波ビームが平行に送受波されるため、その部分が描出され難い。これに対処するために、Bモード断層画像に対してDoGフィルタ処理の他、メディアンフィルタ処理や重み付け処理が行われており、円に近い形状を有する領域が描出され易いようになっている。また、マッチング処理にてノイズが検出され難いように、テンプレート164が用いられる。 For example, the position and angle of the probe 10 are adjusted by the user so that the fetal abdomen is represented in the B-mode tomographic image, and a B-mode tomographic image representing the fetal abdomen is generated. From the B-mode tomographic image, the edge emphasized image generation unit 36 generates the edge emphasized image 176. In FIG. 26, the hatched area indicates a high brightness area. The abdomen of the fetus has less bones than the head of the fetus, and the edge portion of the abdomen of the fetus is difficult to be depicted in the edge-enhanced image 176 (B-mode tomographic image). In the example shown in FIG. 26, an image 178 representing a part of the abdomen of the fetus (upper part and lower part) is shown in the edge-enhanced image 176, but since many other tissues are also drawn, compared with the fetal head. Therefore, it is difficult to identify the abdomen of the fetus. Further, as described above, the ultrasonic beam is transmitted/received in parallel to the side surface of the fetal abdomen (the region where the deviation angle θ direction is ±90° in the polar coordinate system), so that part thereof is difficult to visualize. In order to deal with this, in addition to DoG filter processing, median filter processing and weighting processing are performed on the B-mode tomographic image so that a region having a shape close to a circle can be easily drawn. Further, the template 164 is used so that noise is hardly detected in the matching process.
マッチング処理部38は、第1実施形態と同様に、エッジ強調画像176に対して、テンプレート164を用いたマッチング処理を適用することで、胎児腹部の中心位置の候補を演算する。具体的には、マッチング処理部38は、エッジ強調画像176上で、矢印180で示すように、テンプレート164の位置を変えながら、各位置におけるテンプレート164と胎児腹部像との相似度を演算する。これにより、相似度の二次元マップ(相似度マップ)が生成される。相似度は、上記の式(1)によって演算される。マッチング処理部38は、第1実施形態と同様に、2種類のフィルタを用いたフィルタ処理を行ってもよい。マッチング処理部38は、相似度マップにおいて、相似度が最大となる位置を、胎児腹部の中心位置の候補として検出する。この中心位置の候補が、極座標変換にて用いられる。 Similar to the first embodiment, the matching processing unit 38 applies the matching processing using the template 164 to the edge-emphasized image 176 to calculate the candidate for the central position of the fetal abdomen. Specifically, the matching processing unit 38 calculates the similarity between the template 164 and the fetal abdominal image at each position while changing the position of the template 164 on the edge-enhanced image 176, as indicated by the arrow 180. As a result, a two-dimensional map of similarity (similarity map) is generated. The similarity is calculated by the above equation (1). The matching processing unit 38 may perform filter processing using two types of filters, as in the first embodiment. The matching processing unit 38 detects a position where the degree of similarity is maximum in the similarity map as a candidate for the center position of the fetal abdomen. This candidate for the center position is used in polar coordinate conversion.
領域演算部26は、上記の中心位置の候補を用いた極座標変換、マスク処理、経路探索処理、逆変換、及び、楕円演算処理を行うことで、胎児腹部に近似する楕円(近似楕円)を演算する。計測部28は、近似楕円とBモード断層画像とを用いて胎児腹部を計測する。 The area calculation unit 26 calculates the ellipse (approximate ellipse) that approximates the abdomen of the fetus by performing polar coordinate conversion, mask processing, route search processing, inverse conversion, and ellipse calculation processing using the above-described candidates for the center position. To do. The measuring unit 28 measures the fetal abdomen using the approximate ellipse and the B-mode tomographic image.
以上のように、第3実施形態によれば、胎児腹部の形状に近似するテンプレートを用いたマッチング処理を行うことで、胎児腹部の中心位置の候補が得られる。その中心位置の候補を用いて極座標変換を行うことで、より正確な中心位置が反映された極座標変換が可能となるので、楕円近似の精度が向上する。これにより、胎児腹部により近似した楕円が得られるため、その楕円を用いた胎児腹部の計測精度が向上する。 As described above, according to the third embodiment, the candidate for the central position of the fetal abdomen is obtained by performing the matching process using the template that approximates the shape of the fetal abdomen. By performing the polar coordinate conversion using the candidate of the center position, the polar coordinate conversion in which the more accurate center position is reflected can be performed, so that the accuracy of the ellipse approximation is improved. As a result, an ellipse that is closer to the fetal abdomen is obtained, and the measurement accuracy of the fetal abdomen using the ellipse is improved.
上記のように、胎児腹部は胎児頭部に比べて骨が少なく、エッジ部分が描出され難い。そこで、マスク処理によって、展開画像において経路探索処理が適用される領域をより狭めてもよい。図27には、そのマスクが適用された展開画像の一例が示されている。展開画像182は、変換部40による極座標変換によって生成された画像である。具体的には、展開画像182は、マッチング処理部38によって得られた胎児腹部の中心位置の候補を用いて、Bモード断層画像を極座標変換することで生成された画像である。展開画像182の原点(θ=0、r=0)は、マッチング処理部38によって得られた胎児腹部の中心位置の候補に対応する位置である。展開画像182中の像184は、Bモード断層画像に表された像178に対応する像である。 As described above, the abdomen of the fetus has less bone than the head of the fetus, and it is difficult to visualize the edge portion. Therefore, the region to which the route search process is applied may be narrowed in the expanded image by the mask process. FIG. 27 shows an example of a developed image to which the mask is applied. The expanded image 182 is an image generated by the polar coordinate conversion by the conversion unit 40. Specifically, the developed image 182 is an image generated by performing polar coordinate conversion of the B-mode tomographic image using the candidate for the center position of the fetal abdomen obtained by the matching processing unit 38. The origin (θ=0, r=0) of the developed image 182 is a position corresponding to the candidate of the central position of the abdomen of the fetus obtained by the matching processing unit 38. The image 184 in the developed image 182 is an image corresponding to the image 178 shown in the B-mode tomographic image.
展開画像182には、マスク設定部42によってマスク186,188,190が設定されている。第1実施形態と同様に、展開画像182において、角度θが90°の位置と−90°の位置に、角度θ方向へ±45°の幅を持ったマスク186が設定されている。マスク186は、距離r=0の位置から距離r方向に延在する形状を有している。角度θが±90°の位置は、胎児腹部の側面に対応する位置であり、その部分には超音波ビームが平行に送受波され易いため、その部分が描出され難い。その部分が経路探索の対象領域に含まれていると、経路探索処理にて誤探索が発生する可能性がある。また、胎児腹部が描出され難い部分に、輝度が高い他の組織が描出されていると、経路探索処理にて誤探索が発生する可能性がある。これに対処するために、胎児腹部が描出され難い部分(角度θが±90°の位置)に、角度θ方向に幅を持ったマスク186を設定する。これにより、その部分が経路探索の領域から除外されるので、誤探索の発生を抑制又は防止することができる。 Masks 186, 188, and 190 are set in the developed image 182 by the mask setting unit 42. Similar to the first embodiment, in the developed image 182, the mask 186 having a width of ±45° in the angle θ direction is set at the position where the angle θ is 90° and the position where it is −90°. The mask 186 has a shape extending in the distance r direction from the position of the distance r=0. The position where the angle θ is ±90° is a position corresponding to the side surface of the abdominal part of the fetus, and the ultrasonic beam is easily transmitted and received in parallel to that part, so that part is difficult to visualize. If the portion is included in the route search target area, an erroneous search may occur in the route search processing. Further, if another tissue having high brightness is drawn in a portion where the abdomen of the fetus is hard to be drawn, an erroneous search may occur in the route search processing. In order to cope with this, a mask 186 having a width in the angle θ direction is set in a portion where the fetal abdomen is difficult to be drawn (position where the angle θ is ±90°). As a result, that portion is excluded from the route search area, so that the occurrence of false search can be suppressed or prevented.
また、マスク設定部42は、妊娠日数から推定される胎児腹部の直径R平均値(統計値)に基づいて、胎児腹部のエッジ部分(境界)が存在しない可能性が高い範囲を推定し、その範囲にマスク188,190を設定する。マスク188は、距離r=0の位置から予め定められた範囲(距離a)内に設定されたマスク(0〜aの範囲に設定されたマスク)であり、マスク190は、胎児腹部のエッジ部分の外側と想定される範囲に設定されたマスク(R−aの範囲に設定されたマスク)である。このようにマスクを設定することで、胎児腹部のエッジ部分が存在しないと想定される領域からのノイズを除去して、誤探索の発生を抑制又は防止することができる。 Further, the mask setting unit 42 estimates a range in which there is a high possibility that the edge portion (boundary) of the fetal abdomen does not exist based on the diameter R average value (statistical value) of the fetal abdomen estimated from the number of pregnancy days, and Masks 188 and 190 are set in the range. The mask 188 is a mask (mask set in a range of 0 to a) set within a predetermined range (distance a) from the position of the distance r=0, and the mask 190 is an edge part of the fetal abdomen. It is a mask set in a range assumed to be outside (a mask set in a range of Ra). By setting the mask in this way, it is possible to suppress or prevent the occurrence of erroneous search by removing noise from a region where the edge portion of the fetal abdomen is not supposed to exist.
なお、マスク設定部42は、第1実施形態の変形例1と同様に、マスクを設定する替わりに、展開画像に対して重み付け処理を適用してもよいし、第1実施形態に係る変形例2と同様に、プローブ10の種類に応じたマスクを展開画像に設定してもよい。 Note that the mask setting unit 42 may apply weighting processing to the developed image instead of setting the mask, as in the first modification of the first embodiment, or the modification of the first embodiment. Similar to 2, the mask corresponding to the type of the probe 10 may be set in the developed image.
第3実施形態に係る超音波診断装置は、第2実施形態に係る超音波診断装置と同じ構成を有してもよい。この場合、角度補正部138は、胎児腹部に近似する楕円の角度を補正する。例えば、胎児の背骨を基準として角度補正してもよい。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to the third embodiment may have the same configuration as the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment. In this case, the angle correction unit 138 corrects the angle of the ellipse approximated to the fetal abdomen. For example, the angle may be corrected with the spine of the fetus as a reference.
第3実施形態にて用いられるテンプレート164は、第1実施形態にて用いられてもよい。上述したように、Bモード断層画像においては、胎児頭部の側面が描出され難く、胎児頭部の中心位置の候補の演算処理において、その部分に起因するノイズの影響を受ける場合がある。円環の一部が欠けたテンプレート164を用いることで、胎児頭部の側面におけるノイズの影響を低減することができるので、胎児頭部の中心位置の候補の検出精度が高くなる。また、図27に示されているマスク188,190が、第1実施形態に係る展開画像に設定されてもよい。 The template 164 used in the third embodiment may be used in the first embodiment. As described above, in the B-mode tomographic image, the side surface of the fetal head is difficult to be drawn, and in the calculation processing of the candidate for the central position of the fetal head, there is a case where it is affected by noise caused by that part. By using the template 164 in which a part of the circular ring is missing, it is possible to reduce the influence of noise on the side surface of the fetal head, so that the detection accuracy of the candidate for the central position of the fetal head is increased. Further, the masks 188 and 190 shown in FIG. 27 may be set in the developed image according to the first embodiment.
22 画像処理部、24 位置演算部、26 領域演算部、28 計測部、34 テンプレート生成部、36 エッジ強調画像生成部、38 マッチング処理部、40 変換部、42 マスク設定部、44 探索部、46 逆変換部、48 楕円演算部、50 妥当性判定部、52 中心部マスク部、54 終了判定部、56 中心更新部、138 角度補正部。
22 image processing unit, 24 position calculation unit, 26 region calculation unit, 28 measurement unit, 34 template generation unit, 36 edge enhanced image generation unit, 38 matching processing unit, 40 conversion unit, 42 mask setting unit, 44 search unit, 46 Inverse transforming unit, 48 Ellipse calculating unit, 50 Validity determining unit, 52 Central masking unit, 54 End determining unit, 56 Center updating unit, 138 Angle correcting unit.
Claims (8)
前記楕円演算手段によって演算された前記楕円の中心を前記楕円の一方軸方向に移動させながら、かつ、前記楕円の他方軸方向に延びる参照エリアを移動後の中心で回転させながら、前記一方軸方向の各位置及び各回転角度において、前記参照エリア内の評価値を演算し、前記評価値を用いて、前記環状部位に対する前記楕円の角度を補正する角度補正手段と、
を含むことを特徴とする超音波診断装置。 Based on the tomographic image obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves to and from the fetus in the mother's body, an ellipse calculating means for calculating an ellipse corresponding to the annular portion of the fetus,
While moving the center of the ellipse calculated by the ellipse calculating means in one axis direction of the ellipse, and rotating the reference area extending in the other axis direction of the ellipse at the center after the movement, the one axis direction At each position and each rotation angle, an evaluation value in the reference area is calculated, and using the evaluation value, an angle correction unit that corrects the angle of the ellipse with respect to the annular portion,
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:
前記角度補正手段は、前記各位置及び前記各回転角度において得られた前記評価値と前記評価値の分散とに基づいて、前記楕円の角度を補正する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1,
The angle correction means corrects the angle of the ellipse based on the evaluation value obtained at each of the positions and the rotation angles and the variance of the evaluation value,
An ultrasonic diagnostic apparatus characterized by the above.
前記角度補正手段は、前記一方軸方向に前記楕円の中心を移動させ、その移動先の位置にて、前記参照エリアを回転させ、前記各回転角度における前記参照エリア内の輝度値の総和を前記評価値として演算し、前記一方軸方向の位置毎に、前記各回転角度における前記参照エリア内の前記輝度値の総和を演算し、前記一方軸方向の位置毎に、前記各回転角度における前記輝度値の総和の分散を演算し、分散が最も大きい前記一方軸方向の位置を決定し、その位置において最も輝度値の総和が大きい回転角度を決定し、その回転角度に前記楕円の角度を補正する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 2,
The angle correction means moves the center of the ellipse in the one-axis direction, rotates the reference area at the position of the movement destination, and sums the sum of the brightness values in the reference area at each rotation angle. Calculated as an evaluation value, for each position in the one axis direction, the sum of the brightness values in the reference area at each rotation angle is calculated, and for each position in the one axis direction, the brightness at each rotation angle. The variance of the sum of the values is calculated, the position in the one-axis direction having the largest variance is determined, the rotation angle having the largest sum of the luminance values at that position is determined, and the angle of the ellipse is corrected to the rotation angle. ,
An ultrasonic diagnostic apparatus characterized by the above.
前記角度補正手段は、前記一方軸方向への前記楕円の中心の移動量に応じた重み付け処理を、前記輝度値の総和の分散に適用する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3,
The angle correction means applies weighting processing according to the amount of movement of the center of the ellipse in the one-axis direction to the variance of the sum of the luminance values,
An ultrasonic diagnostic apparatus characterized by the above.
前記角度補正手段は、前記一方軸方向の各位置における分散が予め定められた閾値以下となる場合、前記楕円の中心を移動させなかった場合に輝度値の総和が最も大きくなる回転角度に前記楕円の角度を補正する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3 or 4,
When the variance at each position in the one-axis direction is less than or equal to a predetermined threshold value, the angle correction means sets the ellipse to the rotation angle at which the sum of the luminance values becomes maximum when the center of the ellipse is not moved. Correct the angle of
An ultrasonic diagnostic apparatus characterized by the above.
前記環状部位は前記胎児の頭部であり、
前記一方軸方向は前記楕円の短軸方向であり、
前記他方軸方向は前記楕円の長軸方向であり、
前記角度補正手段は、前記評価値に基づいて、前記胎児の頭部の正中線が延在する方向を演算することで、前記楕円の角度を補正する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1,
The annular portion is the head of the fetus,
The one-axis direction is the minor axis direction of the ellipse,
The other axis direction is the major axis direction of the ellipse,
The angle correction means corrects the angle of the ellipse by calculating the direction in which the midline of the head of the fetus extends based on the evaluation value.
An ultrasonic diagnostic apparatus characterized by the above.
前記断層画像に対してテンプレートマッチングを適用することで、前記胎児の環状部位の中心位置の候補を演算する位置演算手段と、
前記中心位置の候補を極座標系の原点として用いて前記断層画像を極座標変換する変換手段と、
前記極座標変換後の画像から経路を探索する探索手段と、
前記経路を逆変換する逆変換手段と、
を更に含み、
前記楕円演算手段は、逆変換後の経路に対応する楕円を、前記環状部位に対応する楕円として演算する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 6,
By applying template matching to the tomographic image, a position calculation means for calculating a candidate for the central position of the annular portion of the fetus,
Transform means for polar coordinate transforming the tomographic image by using the candidate of the center position as the origin of the polar coordinate system,
Search means for searching a route from the image after the polar coordinate conversion,
Inverse conversion means for inversely converting the path,
Further including,
The ellipse calculation means calculates an ellipse corresponding to the path after the inverse transformation as an ellipse corresponding to the annular portion,
An ultrasonic diagnostic apparatus characterized by the above.
母体内の胎児に対して超音波を送受波することで得られた断層画像に基づいて、前記胎児の環状部位に対応する楕円を演算する楕円演算手段、
前記楕円演算手段によって演算された前記楕円の中心を前記楕円の一方軸方向に移動させながら、かつ、前記楕円の他方軸方向に延びる参照エリアを移動後の中心で回転させながら、前記一方軸方向の各位置及び各回転角度において、前記参照エリア内の評価値を演算し、前記評価値を用いて、前記環状部位に対する前記楕円の角度を補正する角度補正手段、
として機能させることを特徴とするプログラム。
Computer,
Ellipse calculation means for calculating an ellipse corresponding to the annular portion of the fetus, based on a tomographic image obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves to and from the fetus in the mother's body,
While moving the center of the ellipse calculated by the ellipse calculating means in one axis direction of the ellipse, and rotating the reference area extending in the other axis direction of the ellipse at the center after the movement, the one axis direction At each position and each rotation angle, an evaluation value in the reference area is calculated, and the evaluation value is used to correct the angle of the ellipse with respect to the annular portion.
A program characterized by making it function as.
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