WO2005087111A1 - 医用画像診断装置及び医用画像診断方法 - Google Patents

医用画像診断装置及び医用画像診断方法 Download PDF

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WO2005087111A1
WO2005087111A1 PCT/JP2005/004173 JP2005004173W WO2005087111A1 WO 2005087111 A1 WO2005087111 A1 WO 2005087111A1 JP 2005004173 W JP2005004173 W JP 2005004173W WO 2005087111 A1 WO2005087111 A1 WO 2005087111A1
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WO
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intima
reference point
luminance
blood vessel
medical image
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PCT/JP2005/004173
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English (en)
French (fr)
Inventor
Mitsuhiro Oshiki
Ryuichi Shinomura
Original Assignee
Hitachi Medical Corporation
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Publication date
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/02007—Evaluating blood vessel condition, e.g. elasticity, compliance
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0858—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving measuring tissue layers, e.g. skin, interfaces
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/467—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means
    • A61B8/469—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means for selection of a region of interest

Definitions

  • the present invention relates to a medical image diagnostic apparatus and a medical image diagnostic method for measuring IMT.
  • An ultrasonic diagnostic apparatus which is a type of medical image diagnostic apparatus, transmits and receives ultrasonic waves to and from a subject via a probe, and generates an ultrasonic image (based on a reflected echo signal generated by the force of the subject). For example, a B-mode image is reconstructed to obtain image data.
  • the intima-media thickness (IMT: Intima Media Thickness) of a blood vessel wall is measured in order to detect arteriosclerosis and vascular disease at an early stage. Is done.
  • the blood vessel wall is formed in a three-layer structure of the intima, the media, and the adventitia of the blood vessel in the order of the luminal force on which blood flows.
  • IMT is the sum of the thickness of the intima and the thickness of the media, that is, the distance from the inner wall of the intima to the inner wall of the adventitia.
  • a luminance distribution in the thickness direction of a blood vessel wall of one line of image data is acquired, and a maximum point having the maximum luminance of the luminance distribution is determined as an epicardial reference point A.
  • the second maximum point appearing on the lumen side from the adventitia reference point A is set as the intima reference point B.
  • the minimum point C that appears on the lumen side from the intima reference point B is defined as the inner wall of the intima
  • the midpoint between the point D having the minimum luminance of the luminance distribution and the adventitia reference point A is defined as the inner wall of the adventitia.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Application Laid-Open No. 11-318896
  • the minimum point C may not clearly appear on the lumen side from the intima reference point in the brightness distribution of the image data.
  • setting the midpoint between the point D having the minimum luminance and the adventitia reference point A as the inner wall position of the adventitia is based on a powerful rule of thumb such as clinical results. Due to individual differences among subjects, it may not always be possible to accurately measure IMT. Therefore, there is a demand to improve the accuracy of IMT measurement! RU
  • An object of the present invention is to provide a medical image diagnostic apparatus and a medical image diagnostic apparatus with improved IMT measurement accuracy. It is to realize a cutting method.
  • a medical image diagnostic apparatus used in the present invention acquires image data of a blood vessel of a subject and measures a composite thickness of an intima and a media of the blood vessel. And extracting means for extracting the intima and the adventitia of the blood vessel based on the luminance information of the image data, and a composite thickness of the intima and the media of the blood vessel based on the extracted two regions. Is measured.
  • imaging means for acquiring image data relating to a blood vessel
  • luminance distribution acquiring means for acquiring a luminance distribution of the image data in the thickness direction of the blood vessel wall, and a maximum point appearing in the luminance distribution
  • Setting means for setting the maximal point on the cavity side as the intima reference point and setting the maximal point having the maximum luminance as the adventitia reference point, and setting the luminance for each pixel in the set area including the intima reference point or the adventitia reference point
  • Extraction means for extracting pixels belonging to the range, a boundary on the blood vessel wall side of a region formed by pixels extracted based on the intima reference point, and pixels extracted based on the adventitia reference point It is characterized by comprising calculating means for calculating the distance between the region and the boundary on the lumen side.
  • the acoustic impedance of the intima is generally larger than the acoustic impedance of the lumen of a blood vessel, the luminance difference between the pixel of the lumen and the pixel of the intima increases.
  • the acoustic impedance of the outer membrane is generally larger than the acoustic impedance of the inner membrane, the luminance difference between the pixel of the inner membrane and the pixel of the outer membrane also increases.
  • the intima reference point can be appropriately set in the intima.
  • the maximum point near the lumen side is a maximum point located on the lumen side of the outer membrane reference point when the maximum point having the maximum luminance is set as the outer membrane reference point.
  • the region growing method is a method of setting a reference point in an area to be extracted and extracting pixels whose luminance difference from the luminance of the reference point belongs to a set range. Therefore, when measuring IMT, of the maximal points appearing in the luminance distribution in the thickness direction of the blood vessel wall in the image data, the maximal point on the lumen side is defined as the intima reference point, and the maximal point having the maximum luminance is defined as the epicardial reference point.
  • the maximal point having the maximum luminance is defined as the epicardial reference point.
  • the luminance setting range when extracting the pixel region may be a range where the luminance power of the intima reference point is also up to the average luminance of the setting area corresponding to the lumen or the luminance power of the epicardial reference point. What is necessary is just to set the range up to the average luminance of the setting area corresponding to between the film reference point and the endocardium reference point. Since the range of luminance is set for each subject in this manner, the IMT can be measured accurately even when the subjects have individual differences.
  • a signal processing means having a filter for enhancing the outline of the pixel area extracted by the extracting means.
  • the contour of the extraction region is emphasized, and for example, the boundary between the lumen and the intima (the inner wall of the intima) becomes clear, and it becomes easy to detect the inner wall of the intima. Therefore, the IMT can be accurately measured even when the boundary of the extraction region is unclear due to noise or the like.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention includes an imaging unit that obtains image data of a blood vessel by ultrasonic imaging, a Doppler imaging unit that obtains color Doppler image data of a blood vessel, and a blood vessel wall of the image data.
  • Setting means for setting the maximum point having the maximum brightness as an epicardium reference point extraction means for extracting pixels belonging to the set range for each pixel of the setting area including the epicardium reference point, and color information based on It is provided with a calculating means for calculating the distance between the boundary between the lumen of the blood vessel and the intima to be determined and the boundary on the intima side of the region formed by the pixels extracted based on the adventitia reference point. That is, in the color Doppler image, pixels corresponding to the lumen where blood flow exists are displayed in color, and pixels corresponding to the intima where blood flow does not exist are displayed in black and white.
  • the pixel coordinates corresponding to the boundary between the lumen and the intima can be detected.
  • the boundary between the lumen and the intima (the inner wall of the intima) can be detected even when no maximum point appears on the lumen side of the luminance distribution due to noise or the like.
  • FIG. 1 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment to which the present invention is applied.
  • FIG. 2 shows an ultrasonic image showing a cross-sectional view of the carotid artery in the thickness direction of the blood vessel wall, and a luminance distribution line in the thickness direction of the blood vessel wall.
  • FIG. 3 is a flowchart showing a process for obtaining an inner wall of an intima.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating the process of FIG. 3 on a display screen and a display example showing the process result of FIG. 3.
  • FIG. 5 A flowchart showing a process of obtaining an inner wall of an adventitia.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining the processing of FIG. 5 on a display screen, and a display example showing the processing results of FIG. 5
  • FIG. 7 is an explanatory diagram of a method for setting an intimal reference point according to a third embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is an explanatory diagram of a method for setting an intimal reference point according to a fourth embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a fifth embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is a display example of a tomographic image for explaining the signal processing means of FIG. 9.
  • FIG. 11 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a sixth embodiment of the present invention.
  • FIG. 12 shows an ultrasonic image showing a cross-sectional view of the carotid artery in the thickness direction of the blood vessel wall according to the sixth embodiment, and a luminance distribution line in the thickness direction of the blood vessel wall.
  • FIG. 13 is a flowchart showing a process for obtaining an inner wall of an intima according to a sixth embodiment.
  • FIG. 14 is a view showing a seventh embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus includes an imaging unit that captures an ultrasonic image of a subject (eg, a blood vessel).
  • the imaging means includes a probe 10 for transmitting / receiving ultrasonic waves to / from the subject, a transmitting / receiving unit 12 for supplying a drive signal to the probe 10 and receiving and processing a reflected echo signal output from the probe 10.
  • an AD conversion unit analog-to-digital conversion unit
  • the phasing addition unit 16 for adding, the phasing addition unit 16, an image forming unit 18 that reconstructs an ultrasonic image (for example, a tomographic image) based on the reflected echo signal that also outputs the force, and the image forming unit 18
  • the storage unit 20 (hereinafter, referred to as an image memory 20) for storing the obtained ultrasonic image as image data, and a display unit 22 for displaying the ultrasonic image read from the image memory 20 are configured.
  • a control unit 24 that outputs a control command to the transmission / reception unit 12, the AD conversion unit 14, the phasing addition unit 16, the image configuration unit 18, the image memory 20, the display unit 22, and the like is provided.
  • the control unit 24 has a function of measuring the intima-media complex thickness (IMT) of a blood vessel.
  • the control unit 24 includes a luminance distribution acquisition unit 25, a setting unit 26, an extraction unit 28, and a calculation unit 30.
  • the luminance distribution acquiring means 25 acquires the luminance distribution in the thickness direction of the blood vessel wall of the tomographic image of the blood vessel read from the image memory 20.
  • the setting unit 26 sets the maximal point on the lumen side among the maximal points appearing in the luminance distribution as the intima reference point, and sets the maximal point having the maximum luminance as the adventitia reference point.
  • the extracting means 28 extracts pixels whose luminance belongs to the set range for each pixel in the set area including the intima reference point or the epicardium reference point.
  • the calculating means 30 calculates the boundary (the inner wall of the intima) of the region formed by the pixels extracted based on the intima reference point and the region formed by the pixels extracted based on the adventitia reference point. Calculate the distance to the luminal boundary (the inner wall of the adventitia).
  • the luminance distribution acquisition means 25, the setting means 26, the extraction means 28, and the calculation means 30 are realized as a program in which a command is described, and are written in, for example, a DSP (Digital Signal Processor) of the control unit 24. .
  • An operation console 32 is connected to the control unit 24.
  • the input parameters are transferred to the control unit 24 via the console 32.
  • the basic operation of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 configured as described above will be described.
  • the probe 10 is brought into contact with the body surface of the subject.
  • a drive signal is supplied from the transmission / reception unit 12 to the probe 10 in response to a command from the control unit 24.
  • ultrasonic waves are transmitted to the probe 10 force, for example, to the carotid artery.
  • the ultrasonic wave reflected by the carotid artery is received by the probe 10 as a reflected echo signal.
  • the received reflected echo signal is subjected to amplification processing and the like by the transmission / reception unit 12.
  • the reflected echo signal output from the transmission / reception unit 12 is converted into a digital signal by the AD conversion unit 14, and then subjected to phasing addition processing by the phasing addition unit 16.
  • the reflected echo signal, to which the output of the phasing addition unit 16 is also output, is reconstructed as a tomographic image by being subjected to detection and the like by the image construction unit 18.
  • the reconstructed tomographic image is stored in the image memory 20 as image data.
  • the stored ultrasonic image is displayed on the display unit 22 by being read out according to a command from the control unit 24.
  • the IMT of a blood vessel wall is measured in order to early detect arteriosclerosis, vascular disease, and the like.
  • the blood vessel wall is formed in a three-layer structure of an intima, a media, and an adventitia of a blood vessel in order from the blood vessel lumen side where blood flows.
  • IMT is the sum of the thickness of the intima and the thickness of the media, that is, the distance between the inner wall of the intima and the inner wall of the adventitia.
  • the region growing method as a region extraction method to a tomographic image of a blood vessel, the inner wall of the intima and the inner wall of the epicardium are accurately detected to improve the IMT measurement accuracy.
  • the extracting means 28 sets one point in the set region of interest as a reference point (X, y), and sets a threshold value or a width for recognizing the width of the pixel value in the region.
  • the width “m” is set for the pixel value “n” of the reference point displayed on the display unit 22 (n and m are arbitrary integers). Therefore, the threshold width is given by “n ⁇ m”, the lower threshold is “n ⁇ m”, and the upper threshold is “n + m”.
  • the control unit 24 searches for pixels around the reference point and connects regions having pixel values within the range of the threshold value. Finally, an area including the reference point and having a pixel value within the range of the threshold is obtained. This area is displayed on the display unit 22.
  • FIG. 2 (A) is a tomographic image showing a cross-sectional view in the thickness direction of the vascular wall of the carotid artery.
  • Fig. 2 (B) 2 (A) is a luminance distribution line in the thickness direction of the blood vessel wall, where the vertical axis represents depth and the horizontal axis represents luminance values.
  • the carotid artery is formed by a blood vessel wall that annularly surrounds a lumen 40 through which blood flows.
  • the blood vessel wall is formed in a three-layer structure of the intima 42, the media 44, and the adventitia 46 of the blood vessel in order from the lumen 40 side.
  • the sum of the thickness of the intima 42 and the thickness of the media 44 is referred to as IMT48.
  • the IMT 48 is defined as the sum of the thicknesses of the intima 42 and the media 44 on a straight line perpendicular to the inner wall of the adventitia 46 of the blood vessel.
  • the blood vessel wall on the side close to the probe 10 in contact with the body surface of the subject is called a near wall, and the blood vessel wall on the side is far away from the probe 10! Is called Far Wall.
  • FIGS. 3 to 6 are diagrams for explaining the IMT measurement of the firewall.
  • FIG. 3 is a flowchart showing the processing for obtaining the inner wall of the intima 42.
  • the upper part of FIG. 4 is a diagram illustrating the processing of FIG. 3 on a display screen, and the lower part is a display example showing the processing results of FIG. The same applies when measuring the IMT of the near wall.
  • the tomographic image stored in the image memory 20 is read by the luminance distribution acquiring means 25 in response to a command from the control unit 24 (S102).
  • the tomographic image shows a sectional view of the blood vessel in the radial direction.
  • the read tomographic image is displayed on the display unit 22.
  • ROI 50 A region of interest 50 (hereinafter, referred to as ROI 50) is set in the read tomographic image (S104).
  • the ROI 50 is a fixed area set on the tomographic image displayed on the display unit 22 from the fur wall to the lumen 40 via a mouse of the console 32 or the like.
  • the luminance distribution line 51 in the thickness direction of the firewall at the determined position is obtained by the luminance distribution obtaining means 25 (S106, FIG. 2 (B)).
  • a position force corresponding to the maximum point 52 on the side of the lumen 40 is set as the intima reference point 54 (hereinafter referred to as the intima SP (Source Point) 54) 26. (S108).
  • the intima SP Source Point
  • the maximum point close to the lumen 40 side means that when the maximum point 63 having the maximum luminance is set as the epicardial reference point 64, It is a maximum point 52 located on the side of the lumen 40 from the adventitia reference point 64, and is a point corresponding to the intima 42.
  • a threshold value ⁇ 1 for extracting a pixel (pixel) corresponding to the intima 42 by the region growing method is set by the extraction means 28 (S110).
  • a rectangular area 56 is set that is 5 pixels away from the intima SP54 on the side of the lumen 40 and has a width of 3 pixels in the blood flow direction and 3 pixels in the reverse direction of the blood flow from the intima SP54.
  • an area may be set at a position corresponding to the lumen 40.
  • the average luminance B0 of the pixels in the rectangular area 56 is obtained.
  • the absolute value of the difference between the calculated average luminance B0 and the luminance B1 of the intima SP54 is set as the threshold ⁇ 1.
  • a weighted average or the like may be used instead of the average luminance ⁇ 0.
  • a region formed by pixels corresponding to the intima 42 is extracted by the extracting unit 28.
  • a region growing method is applied as a region extraction method. For example, for a pixel adjacent to the intima SP54, the absolute value of the luminance difference between the luminance ⁇ 2 of the pixel and the luminance B1 of the intima SP54 is determined. The calculated value is compared with the threshold ⁇ 1
  • the pixel having the luminance ⁇ 2 is extracted by determining that the pixel having the luminance ⁇ 2 corresponds to the intima 42.
  • the region on which the extraction processing is performed may be the entire ultrasonic image region, or the region within the ROI 50 It may be limited to the specified specific area! / ,.
  • the pixels corresponding to the intima 42 are extracted by the extracting unit 28 by the processes of S111 and S112. Therefore, as shown in the lower part of FIG. 4, an extraction region 58 is formed by the extracted pixels.
  • the boundary of the extraction region 58 on the lumen 40 side corresponds to the inner wall 60 of the intima 42.
  • the pixels corresponding to the extraction region 58 and the inner wall 60 may be displayed in color.
  • the boundary corresponding to the inner wall 60 is determined in pixel units. Therefore, the coordinate means of the boundary corresponding to the inner wall 60 is calculated by the arithmetic means 30 using a method such as a least square method or an approximate curve. Interpolation processing is performed (SI 14). The coordinate data subjected to the interpolation processing is stored as position data of the inner wall 60 of the intima 42 (S116). Note that a buffer area provided in the control unit 24 is used as a storage area for position data.
  • FIG. 5 is a flowchart showing a process for obtaining the inner wall of the adventitia 46
  • the upper part of FIG. 6 is a diagram illustrating the process of FIG. 5 on a display screen
  • the lower part is a display example showing the processing result of FIG.
  • the process shown in FIG. 5 is similar to the process shown in FIG. 3 in that pixels belonging to a set range of luminance are extracted by the region growing method, but the setting of a reference point and a threshold is different.
  • the setting means 26 is set as the coercive force of the point 63 having the maximum luminance value as the adventitia reference point 64 (hereinafter referred to as the adventitia SP (S 0 urce Point) 64). (S120, Fig. 2 (B)).
  • the threshold value ⁇ 2 for obtaining the boundary between the adventitia 46 and the media 44 is set by the extraction means 28 (S122).
  • the width between the adventitia SP64 and the adventitia SP64 is 3 pixels in the blood flow direction and 3 pixels in the blood flow reverse direction, as shown in FIG.
  • the held rectangular area 66 is set.
  • a rectangular area 66 (for example, an area including the intima SP54) ) May be set.
  • a region extending from the outer membrane 46 to the middle membrane 44 (or the inner membrane 42) may be set.
  • the average luminance CO of the pixels in the rectangular area 66 is obtained by the extracting means 28.
  • the difference between the calculated average luminance CO and the luminance C1 of the adventitia SP64 is set as the threshold ⁇ 2.
  • pixel extraction processing is performed on the pixel (i, j) of the ROI 50 including the adventitia SP64.
  • the extraction target pixel is extracted.
  • the setting range is a range from the average luminance CO to the luminance C of the outer membrane SP64.
  • An extraction area 68 formed by the extracted pixels corresponds to the outer membrane 46.
  • the coordinate data is stored as the position data of the inner wall 62 of the epicardium 46 (S124). .
  • the IMT is calculated by the calculating means 30 based on the position data obtained by the processing shown in FIGS. 3 to 6. For example, the inner wall 60 of the intima 42 stored in S116 of FIG. Based on the position data and the position data of the inner wall 62 of the outer membrane 46 stored in S124 of FIG. 5, the distance force between the inner wall 60 of the inner membrane 42 and the inner wall 62 of the outer membrane 46 is obtained by the calculating means 30.
  • the IMT is on a straight line perpendicular to the inner wall of the adventitia of the blood vessel, and is the sum of the thickness of the intima 42 and the thickness of the media 44, that is, from the inner wall 60 of the intima 42 to the inner wall 62 of the adventitia 46. Is defined as the distance of In addition to measuring the IMT at a predetermined position on the blood vessel wall, the change rate of the IMT in the blood flow direction of the blood vessel may be measured. The result of the IMT calculation is displayed on the display unit 22.
  • the acoustic impedance of the intima 42 is relatively larger than the acoustic impedance of the lumen 40 of the blood vessel, so that the difference in luminance between the pixels of the lumen 40 and the pixels of the intima 42 in the ultrasonic image is large. Also, since the acoustic impedance of the adventitia 46 is relatively larger than the acoustic impedance of the media 44 of the blood vessel, the luminance difference between the pixels of the media 44 and the adventitia 46 of the ultrasonic image becomes larger.
  • the luminance setting range of the pixel corresponding to the inner film 42 or the outer film 46 to be extracted is appropriately set, the pixel corresponding to the inner film 42 or the outer film 46 is extracted. it can.
  • the position data of the inner wall 60 of the endocardium 42 and the inner wall 62 of the epicardium 46 are accurately detected from the coordinate data of the extraction region 58 and the extraction region 68, so that the IMT is measured accurately.
  • a luminance difference between the luminance B1 of the intima SP54 and the average luminance ⁇ 0 of the rectangular area 56 corresponding to the lumen 40 is set as the threshold ⁇ 1.
  • the threshold ⁇ 2 a luminance difference between the luminance C1 of the adventitia SP64 and the average luminance CO of the rectangular area 66 corresponding to the media 44 is set.
  • the threshold ⁇ 1 and the threshold ⁇ 2 are also set for the tomographic image force relating to the blood vessel, so that the threshold ⁇ 1 and the threshold ⁇ 2 are set for each subject. Therefore, ⁇ is accurately measured even when there is an individual difference between the subjects.
  • the threshold ⁇ 1 and the threshold ⁇ 2 are automatically set by automatically setting the ROI 50 to a predetermined position. As a result, the usability of the device is improved.
  • the distinction between your wall and the far wall can be automatically determined by the luminance distribution line 51 in the setting area.
  • the one with the smaller sum of the brightness values is defined as the blood vessel lumen side, and the lumen is below the setting area.
  • the IMT can be measured by automatically recognizing the near wall if it is on the side and the far wall if it is on the upper side.
  • the IMT was measured for your wall, fur wall, and gap, but may be performed in combination with the IMT measurement of the two walls. Specifically, the measurement of IMT is performed for each of the firewall and the firewall, and the measurement values of the IMT of the firewall and the firewall are compared. Then, the larger measurement value is used as the IMT measurement value of the cross section. Also, the average value of the IMT measurement values of the wall and the fur wall may be used as the IMT measurement value of the cross section. Since the measured values of the IMT vary depending on the axial direction, the accuracy can be improved by obtaining the measured values of the two IMTs, the Your Wall and the Far Wall.
  • the measurement of the IMT is performed based on the inner wall 60 of the inner membrane 42 and the inner wall 62 of the outer membrane 46 extracted by the region extraction method. Normal IMT measurement is performed on one line perpendicular to the blood vessel axis.
  • the calculation means 30 calculates the average value, the maximum value, and the minimum value of the IMT, and the value is calculated. Displayed on display 22.
  • the maximum value and the minimum value the positions of the maximum value and the minimum value of the extraction area are marked on the display unit 22. For example, as shown in FIG. 2, the minimum value is displayed as a white arrow 61, and the maximum value is displayed as a black arrow 63.
  • the setting of the endocardium reference point 80 and the epicardium reference point 64 may be arbitrarily performed on the console 32.
  • measurement is performed using an ultrasonic diagnostic apparatus.However, in a medical image diagnostic apparatus such as a CT apparatus, an MR apparatus, and an X-ray, the IMT is similarly measured using a region extraction method. be able to.
  • a second embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus to which the present invention is applied as a medical image diagnostic apparatus will be described.
  • This embodiment differs from the first embodiment in that the threshold value is varied. Therefore, the description will focus on the differences from the first embodiment. Please note that Corresponding parts will be described with the same reference numerals.
  • a luminance difference between the average luminance ⁇ 0 of the rectangular area 56 and the luminance B1 of the intima SP54 is set as the threshold ⁇ 1.
  • an error may be included in the average luminance ⁇ 0 due to noise or the like generated in the pixels of the rectangular area 56.
  • the threshold ⁇ 1 is changed stepwise (or gradually) through the console 32, so that the reliability of the extraction region 42 is improved.
  • a GUI Graphic User Interface
  • the threshold value ⁇ 1 is increased step by step interactively through the displayed GUI.
  • extraction regions for example, extraction regions Sl, S2, S3, etc Corresponding to the threshold values of each stage are obtained.
  • the calculated areas of the extracted regions Sl, S2, S3,... Are calculated by the calculating means 30.
  • the rate of change of the area at each stage is determined. Referring to the obtained rate of change, the rate of change will change relatively sharply.
  • the process of stepwise changing the threshold value ⁇ 1 there is a stage in which not only the intima 42 but also the pixels corresponding to the lumen 40 are extracted, so that the area of the extraction region suddenly increases. Therefore, the extraction region at the stage before the area suddenly increases is recognized as a region corresponding to only the intima 42. Note that an area difference may be obtained instead of the area change rate. The same applies to the outer membrane 46.
  • the present embodiment it is possible to detect the extraction region (or the threshold value) when the area of the extraction region changes abruptly while changing the threshold value ⁇ 1 stepwise (or gradually). Therefore, even when the average luminance ⁇ 0 includes an error, the credibility of the extraction region is improved. Further, by finely adjusting the detected threshold value, the accuracy of the measurement is further improved.
  • a third embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus to which the present invention is applied as a medical image diagnostic apparatus will be described with reference to FIG.
  • This embodiment is different from the first embodiment in that the risk of erroneous setting of the intima SP54 is reduced. Therefore, the following description focuses on the differences from the first embodiment.
  • the parts corresponding to each other will be described with the same reference numerals.
  • the luminance distribution line 51 shown in Fig. 2 (B) has a maximum point on the lumen 40 side due to, for example, noise. If more than one appears, the intima SP54 may be incorrectly set to something other than the intima 42. Therefore, in the present embodiment, a plurality of luminance distribution lines in the blood vessel diameter direction (depth direction) are acquired along the blood flow direction (lateral direction), and the intima SP54 is determined based on the average luminance distribution line of each acquired luminance distribution line. Set.
  • Luminance distribution lines 70a, 71a, 72a in the set directions 70, 71, 72 are acquired by the luminance distribution acquiring means 25.
  • An average luminance distribution line 74 of the acquired luminance distribution lines 70a, 71a, 72a is obtained.
  • the first point 54 having the maximum luminance gradient which is the maximum point close to the lumen 40 side, is set as the intima SP54.
  • the intima SP54 is set from the average luminance distribution line 74 based on the three luminance distribution lines. . Therefore, the influence of noise on the setting of the intima SP54 can be reduced. In short, it is possible to reduce the possibility that the intima SP54 is incorrectly set other than the intima 42.
  • the possibility of erroneous setting can be reduced as the number of luminance distribution lines to be acquired is not limited. Also, an example of calculating the average luminance has been described, but other statistical processing may be used. The point is that it is only necessary to be able to judge the tendency of luminance information taking into account several points in the horizontal direction.
  • the present embodiment can be similarly applied to the outer membrane SP64.
  • a fourth embodiment of a sound wave diagnostic apparatus to which the present invention is applied as a medical image diagnostic apparatus will be described with reference to FIG.
  • This embodiment differs from the first embodiment in that when an intima SP54 is set incorrectly, the intima SP54 is corrected. Therefore, the following description focuses on the differences from the first embodiment. The parts corresponding to each other will be described with the same reference numerals.
  • the maximum point 80 may be erroneously set as the intima SP54.
  • a region extraction method such as a region growing method is performed based on the set intima SP54, thereby The region is extracted.
  • the extracted area exceeds a predetermined range. In other words, the extraction area deviates from the expected result.
  • the next maximum point 82 on the intima 42 side is obtained as the intima SP54 via the console 32, for example, or automatically. It will be reset.
  • the extraction area is determined based on the reset intima SP54. Such processing power is repeated until the extraction area falls within a predetermined range.
  • the intima SP54 is set more appropriately.
  • the resetting of the intima SP54 may be performed after the region is extracted, or may be performed before the region is extracted.
  • the maximum point 80 determined as the intima SP54 is clearly deviated from the intima 42, the maximum point 80 is changed to the maximum point 82 via the console 32.
  • the intima SP54 may be modified by automatic resetting. The same applies to the modification of the adventitia SP64.
  • FIGS. 1-10 A fifth embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus to which the present invention is applied as a medical image diagnostic apparatus will be described with reference to FIGS.
  • This embodiment differs from the first embodiment in that the outline of the extraction region is emphasized. Therefore, the description will focus on the differences from the first embodiment. Note that the parts corresponding to each other will be described with the same reference numerals.
  • FIG. 9 is a block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus 2 according to the present embodiment.
  • a signal processing unit 88 for emphasizing the outline of the extraction region extracted by the extraction unit 28 is mounted on the control unit 24.
  • the signal processing means 88 comprises a signal processing filter such as unsharp masking.
  • the signal processing filter is software and is mounted on a DSP (Digital Signal Processor) of the control unit 24. Note that any form of signal processing filter may be used as long as it produces an edge effect (sharpness effect) that enhances the contour of the tomographic image extraction region.
  • DSP Digital Signal Processor
  • FIG. 10 is a display example of a tomographic image for explaining the operation of the signal processing means 88.
  • FIG. 10 (A) is a display example of an ultrasonic image in which an extraction area (for example, an area corresponding to the intima 42) is extracted by the extraction means 28.
  • FIG. 10 (B) is a display example of an ultrasonic image subjected to the contour emphasis processing.
  • the boundary between the intima 42 and the lumen 40 of the blood vessel, that is, the inner wall of the intima 42 may become unclear due to noise or the like. In such a case, the coordinate data of the inner wall of the intima 42 may not be accurately detected, and the IMT may not be measured.
  • the region extracted by the extraction unit 28 is subjected to the outline enhancement processing by the signal processing unit 88.
  • the boundary 89 between the intima 42 of the blood vessel and the lumen 40 that is, the inner wall of the intima 42 is emphasized by the signal processing means 88. Therefore, since the boundary 89 between the intima 42 and the lumen 40 becomes clear, the risk of erroneous detection of the boundary 89 can be reduced, and the coordinate data of the boundary 89 between the intima 42 and the lumen 40 can be accurately obtained.
  • the coordinate data of the boundary 90 between the epicardium 46 and the media 44, that is, the inner wall of the epicardium 46 is also accurately acquired. Therefore, the coordinate data of the inner wall of the endocardium 42 and the inner wall of the epicardium 46 are accurately measured by the IMT.
  • a command for enabling or disabling the contour enhancement function of the signal processing means 88 is input to the control unit 24 via the console 32 according to the operator's intention.
  • a plurality of filters having different contour enhancement processes may be mounted on the signal processing unit 88. Thereby, a plurality of filter powers can also select a desired filter as needed.
  • FIGS. 1-10 A sixth embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus to which the present invention is applied as a medical image diagnostic apparatus will be described with reference to FIGS.
  • This embodiment is different from the first embodiment in that the inner wall of the intima 42 is accurately obtained based on the Doppler signal of the reflected echo signal generated by the subject force. Therefore, only the differences from the first embodiment will be described. The parts corresponding to each other will be described with the same reference numerals.
  • FIG. 11 is a block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus 3 of the present embodiment.
  • the ultrasound diagnostic apparatus 3 includes Doppler imaging means for capturing a color Doppler image of a subject (for example, a blood vessel).
  • the Doppler imaging means also includes a Doppler operation unit 91 and a Doppler image forming unit 92.
  • the Doppler operation unit 91 detects the phase difference between the reflected echo signals of the same part output from the phasing addition unit 16 with a time lag, and calculates the average frequency and variance of the detected phase difference force and blood flow.
  • the Doppler image forming unit 92 reconstructs a color Doppler image by performing color mapping according to the Doppler signal obtained by the Doppler calculating unit 91, and reconstructs the color Doppler image.
  • the obtained color Doppler image is stored in the image memory 20.
  • control unit 24 includes a color information acquisition unit 93 that acquires color information of each pixel in the thickness direction of the blood vessel wall of the color Doppler image read from the image memory 20, and a color information acquisition unit 93.
  • a detecting means 94 is provided for detecting the inner wall 60 of the intima 42, that is, the boundary between the lumen 40 and the intima 42, based on the output color information, and outputting the detected boundary to the calculating means 30.
  • the color information acquisition unit 93 and the detection unit 94 are implemented in the control unit 24 as a program in which a command is described.
  • FIG. 12 shows an ultrasonic image showing a cross-sectional view in the thickness direction of the carotid artery wall in the present embodiment, and a luminance distribution line in the thickness direction of the blood vessel wall.
  • FIG. 12A shows a tomographic image subjected to the processing of S102 and S104 in FIG. 3 and a luminance distribution line 100 obtained by performing the processing of S106 on the tomographic image.
  • the luminance distribution line 100 indicates the luminance distribution in the thickness direction of the firewall. According to the luminance distribution line 100 in FIG. 12A, the maximum point 100a having the maximum luminance and the maximum point 100b located on the side of the lumen 40 from the maximum point 100a clearly appear as in FIG. ing.
  • FIG. 12 (B) shows a tomographic image subjected to the same processing as in FIG. 12 (A), and a luminance distribution line.
  • the maximum point 101a having the maximum luminance appears clearly as in FIG. 12A.
  • the coordinates of the boundary between the lumen 40 and the intima 42 based on the Doppler signal of the reflected echo signal generated by the subject force Data is accurately detected.
  • FIG. 12 (C) is a diagram for explaining the processing of the present embodiment.
  • FIG. 13 is a flowchart showing the processing of the present embodiment. Note that the processing of this embodiment may be executed when an execution command is input via the console 32, or automatically when the maximum point appearing on the lumen 40 side is smaller than the set value. May be performed.
  • a color Doppler image is captured (S200).
  • the reflected echo signal from which the phasing and adding unit 16 is also output is input to the image forming unit 18 and also to the Doppler calculating unit 91.
  • the Doppler operation section 91 Based on the input reflected echo signal, the Doppler operation section 91 detects a Doppler signal related to blood flow. Detected Doppler signal strength For example, an average frequency and a variance are obtained.
  • the color Doppler image is reconstructed by color mapping by the Doppler image forming unit 92 according to the obtained average frequency and variance.
  • the reconstructed color Doppler image is stored in the image memory 20.
  • the stored color Doppler image is read out from the image memory 20 in response to a command from the control unit 24, and then displayed on the display unit 22.
  • the blood flow approaching the probe 10 is displayed in, for example, a red system color
  • the blood flow moving away from the probe 10 is displayed in, for example, a blue system color.
  • the image area corresponding to the lumen 40 where blood flow exists is displayed in color
  • the area where blood flow does not exist is displayed in black and white.
  • the color distribution 102 in the thickness direction of the blood vessel is obtained (S202).
  • a color distribution 102 in the thickness direction of the blood vessel is acquired by the color information acquiring means 93 for the color Doppler image read out from the image memory 20.
  • the acquired color distribution line 102 is a binary graph showing a color pixel coordinate of “10” and a black and white pixel coordinate of “1”. is there.
  • a boundary between the lumen 40 and the intima 42 is detected (S204).
  • the color distribution 102 obtained in the process of S202 is output to the detection means 94.
  • the detection means 94 detects a point 103 at which the value of the color distribution 102 transitions as a boundary between the lumen 40 and the intima 42 (the inner wall of the intima 42). By repeating such a process in the blood flow direction (lateral direction), the boundary between the lumen 40 and the intima 42 is obtained.
  • interpolation processing is performed on the boundary between the intima 42 and the lumen 40 (S206).
  • the boundary detected by the processing in S204 is obtained in pixel units. Therefore, the coordinate data of each pixel corresponding to the boundary is subjected to interpolation processing such as the least squares method or the approximate curve, as in S114 of FIG. 3, so that the coordinate data of the boundary is smoothed.
  • the coordinate data subjected to the interpolation processing is stored as position data of the intima 42 and the lumen 40 (S208). Note that a buffer area provided in the control unit 24 is used as a storage area for position data.
  • the boundary between the lumen 40 and the intima 42 based on the Doppler signal of the reflected echo signal that also generates the subject force Membrane 42 The position data of the inner wall 60) can be detected accurately.
  • the maximum point 101a of the brightness distribution line 101 is set as the outer film SP64.
  • the position data of the inner wall 62 of the outer membrane 46 is detected.
  • the IMT is measured by calculating the distance between the inner wall 60 of the inner membrane 42 and the inner wall 62 of the outer membrane 46 thus detected by the calculating means 30.
  • a composite line 103 is generated by synthesizing the luminance distribution line 101 and the color distribution 102 in FIG. 12C, and based on the generated composite line 103, the inner wall 60 of the inner membrane 42 and the inner wall of the outer membrane 46 are formed. 62 position data may be obtained. If the composite line 103 is displayed on the display unit 22, the inner wall 60 of the inner membrane 42 and the outer membrane SP64 can be visually grasped.
  • each pixel is displayed in color based on RGB information.
  • an integrated value of the RGB information of each pixel is obtained, and when the obtained integrated value exceeds a threshold value (for example, “5”), for example, “ When “10” is set and the integrated value is equal to or smaller than the threshold value, for example, “1” can be set in the color distribution 102.
  • a threshold value for example, “5”
  • the binary threshold graph shown in FIG. 12C is generated has been described, but it is also possible to simply generate a binary threshold table without generating a graph.
  • a phasing adder 16 calculates the Doppler spectrum based on the reflected echo signal output and outputs a color Doppler image corresponding to the integrated value of the calculated Doppler spectrum. May be composed.
  • a seventh embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus to which the present invention is applied as a medical image diagnostic apparatus will be described with reference to FIG.
  • a two-dimensional array probe (not shown).
  • ultrasound diagnostic equipment real-time
  • multi-slice CT and MRI The three-dimensional region of the three-dimensional image acquired by the above-mentioned ultrasonic diagnostic equipment, multi-slice CT, and MRI is extracted, and the IMT is measured in three dimensions.
  • a three-dimensional image is acquired, and a two-dimensional slice plane as shown in FIG. 2 in the three-dimensional image is displayed.
  • the inner membrane SP54 and the outer membrane SP64 are set for this two-dimensional slice surface.
  • a three-dimensional area is extracted on the three-dimensional image using each SP as a reference point.
  • the extraction means 28 sets one point in the region of interest of the three-dimensional image as a reference point (X, y, z), and sets a threshold or a width for recognizing the width of the pixel value in the region.
  • the width “m ′” is set for the pixel value “” of the reference point displayed on the display unit 22 (n ′ and m ′ are arbitrary integers). Therefore, the threshold width is given by “n m '", the lower threshold is “n'-m'”, and the upper threshold is "n '+ m'”.
  • the control unit 24 searches for pixels around the reference point, and connects an area having a pixel value within the range of the threshold value in the three-dimensional image. Finally, a three-dimensional region containing the reference point and having a pixel value within the range of the threshold is obtained.
  • the obtained three-dimensional region is a region 100 which is a lumen region (blood flow region), a region 101 is an adventitia region, and a region 102 is an intima + media region. .
  • the IMT is measured using the three-dimensional region 102. Specifically, the position of the inner wall of the intima on the three-dimensional region and the position of the inner wall of the adventitia of the blood vessel are extracted, and the normal line of the inner wall 60 of the intima 42 intersects with the intersection of the inner wall 62 of the adventitia 46. The IMT is measured based on the distance between the point of the inner wall 60 of the intima 42 and the point.
  • the center line of the blood vessel cross-section may be radiated to measure the distance 104 at the intersection of the inner wall 60 of the intima 42 and the inner wall 62 of the adventitia 46.
  • IMT is measured for all three-dimensional areas, and the average, maximum, and minimum values of IMT in this area and the three-dimensional position information of those measured values are output on the screen. .
  • the present invention has been described based on the first to seventh embodiments, the present invention is not limited to this.
  • the region extraction method As described in the example of using the region growing method, it is possible to detect the boundary between the lumen and the intima and the boundary between the media and the adventitia using various techniques such as the block matching method, the SAD method, and the edge extraction method. it can.

Abstract

　内膜と中膜の複合厚みを計測するＩＭＴ計測の精度を向上させるため、被検体の血管の画像データを取得し、血管の内膜４２と中膜４４の複合厚みを計測する医用画像診断装置において、画像データの輝度情報に基づいて内膜４２と血管の外膜４６とを抽出する抽出手段を備え、該抽出された２つの領域に基づいて前記血管の内膜と中膜の複合厚みを計測する。 　　                                                                                 

Description

明 細 書
医用画像診断装置及び医用画像診断方法
技術分野
[0001] IMTを計測する医用画像診断装置と医用画像診断方法に関する。
背景技術
[0002] 医用画像診断装置の 1種である超音波診断装置は、探触子を介し被検体との間で 超音波を送受波し、被検体力 発生する反射エコー信号に基づき超音波像 (例えば 、 Bモード像)を再構成して画像データを取得する。
[0003] このような超音波診断装置において、動脈硬化や血管性疾患などを早期に発見す るために、血管壁の内膜中膜複合体厚 (以下、 IMT: Intima Media Thickness)を計測 することが行われる。血管壁は、血液が流れる内腔側力 順に血管の内膜、中膜、外 膜の三層構造に形成されている。 IMTとは、内膜の厚みと中膜の厚みの和、つまり内 膜の内壁から外膜の内壁までの距離である。
[0004] IMTを計測する超音波診断装置では、例えば、 1ラインの画像データの血管壁の厚 み方向の輝度分布を取得し、その輝度分布の最大輝度を有する極大点を外膜基準 点 Aと設定する。また、外膜基準点 Aから内腔側に現れる第 2の極大点を内膜基準点 Bと設定する。そして、内膜基準点 Bから内腔側に現れる極小点 Cを内膜の内壁とす ると共に、輝度分布の最小輝度を有する点 Dと外膜基準点 Aとの中間点を外膜の内 壁とすることにより、 IMTを計測することが行われる (例えば、特許文献 1参照)。
特許文献 1：特開平 11 - 318896号公報
[0005] し力しながら、特許文献 1の技術では、画像データの輝度分布において内膜基準 点から内腔側に極小点 Cが明瞭に現れない場合がある。また、最小輝度を有する点 Dと外膜基準点 Aの中間点を外膜の内壁位置と設定することは、臨床結果など力 得 られた経験則に基づくものである。被検体にはそれぞれ個体差があるため、必ずしも 的確に IMTを計測することができない場合がある。これらのことから、 IMT計測の精度 を向上させることが要望されて！、る。
[0006] 本発明の課題は、 IMT計測の精度を向上させた医用画像診断装置と医用画像診 断方法を実現することにある。
発明の開示
[0007] 上記課題を解決するため、本発明に用いる医用画像診断装置は、被検体の血管 の画像データを取得し、前記血管の内膜と中膜の複合厚みを計測する医用画像診 断装置において、前記画像データの輝度情報に基づいて前記内膜と前記血管の外 膜とを抽出する抽出手段を備え、該抽出された 2つの領域に基づいて前記血管の内 膜と中膜の複合厚みを計測する。
[0008] 具体的には、血管に係る画像データを取得する撮像手段と、画像データの血管壁 の厚み方向の輝度分布を取得する輝度分布取得手段と、輝度分布に現れる極大点 のうち、内腔側の極大点を内膜基準点とし、最大輝度を有する極大点を外膜基準点 として設定する設定手段と、内膜基準点又は外膜基準点を含む設定領域の各画素 について輝度が設定範囲に属する画素を抽出する抽出手段と、内膜基準点に基づ き抽出された画素で形成される領域の血管壁側の境界と、外膜基準点に基づき抽出 された画素で形成される領域の内腔側の境界との距離を演算する演算手段を備え てなることを特徴とする。
[0009] すなわち、血管の内腔の音響インピーダンスよりも内膜の音響インピーダンスの方 が比較的大きいのが一般的であるから、内腔の画素と内膜の画素との輝度差が大き くなる。また、中膜の音響インピーダンスよりも外膜の音響インピーダンスの方が比較 的大きいのが一般的であるから、中膜の画素と外膜の画素の輝度差も大きくなる。
[0010] したがって、抽出すべき画素の輝度の設定範囲を適切に設定することにより、内膜 や外膜に対応する画素を抽出することができる。抽出された画素領域から内膜の内 壁 (内膜と内腔の境界)や外膜の内壁 (外膜と内膜の境界)を的確に検出できる。その 結果、検出された境界間の距離を演算することにより、 IMTを精度よく計測できる。
[0011] この場合、ノイズなどに起因して輝度分布の内腔側に複数の極大点が現れるとき、 内腔側に近い極大点であって輝度勾配が最も大きな点を内膜基準点とするのが望ま しい。これにより、内膜基準点を内膜に適切に設定することができる。ここで、内腔側 に近い極大点とは、最大輝度を有する極大点を外膜基準点と設定したとき、その外 膜基準点よりも内腔側に位置する極大点である。 [0012] このような IMT計測における領域抽出法として、リージヨングローイング (Region
Growing)法を用いることができる。リージヨングローイング法とは、抽出すべき領域内 に基準点を設定し、その基準点の輝度との輝度差が設定範囲に属する画素を抽出 する方法である。したがって、 IMTを計測する場合、画像データの血管壁の厚み方向 の輝度分布に現れる極大点のうち、内腔側の極大点を内膜基準点とし、最大輝度を 有する極大点を外膜基準点として設定する。そして、各基準点の輝度との輝度差が 設定範囲に属する画素を抽出することにより、内膜に対応する画素で形成される領 域や、外膜に対応する画素で形成される領域を抽出できる。
[0013] また、画素領域を抽出する際の輝度の設定範囲は、内膜基準点の輝度力も内腔に 相当する設定領域の平均輝度までの範囲、又は外膜基準点の輝度力ゝら外膜基準点 と内膜基準点との間に相当する設定領域の平均輝度までの範囲と設定すればよい。 このように被検体ごとに輝度の範囲が設定されるので、被検体に個体差があるときで も、 IMTを精度よく計測できる。
[0014] さらに、抽出手段により抽出された画素領域の輪郭を強調するフィルタを有する信 号処理手段を備えることができる。これにより、抽出領域の輪郭が強調されるため、例 えば内腔と内膜との境界 (内膜の内壁)が明確になり、内膜の内壁を検出することが容 易になる。したがって、ノイズなどに起因して抽出領域の境界が不鮮明のときでも、 IMTを的確に計測できる。
[0015] また、ノイズなどに起因して輝度分布の内腔側に極大点が現れない場合がある。そ こで、本発明の超音波診断装置は、超音波撮像により血管に係る画像データを取得 する撮像手段と、血管のカラードプラ像データを取得するドプラ撮像手段と、画像デ ータの血管壁の厚み方向の輝度分布を取得する輝度分布取得手段と、カラードプラ 像データの血管壁の厚み方向の各画素のカラー情報を取得するカラー情報取得手 段と、輝度分布に現れる極大点のうち、最大輝度を有する極大点を外膜基準点とし て設定する設定手段と、外膜基準点を含む設定領域の各画素について輝度が設定 範囲に属する画素を抽出する抽出手段と、カラー情報に基づいて求められる血管の 内腔と内膜との境界と、外膜基準点に基づき抽出された画素で形成される領域の内 膜側の境界との距離を演算する演算手段を備えて構成する。 [0016] すなわち、カラードプラ像は、血流が存在する内腔に相当する画素がカラー表示さ れ、血流が存在しない内膜に相当する画素が白黒表示される。したがって、カラード ブラ像のカラー情報を画素ごとに判別することにより、内腔と内膜の境界に相当する 画素座標を検出できる。その結果、ノイズなどに起因して輝度分布の内腔側に極大 点が現れないときでも、内腔と内膜の境界 (内膜の内壁)を検出できる。
図面の簡単な説明
[0017] [図 1]本発明を適用した実施形態の超音波診断装置のブロック図である。
[図 2]頸動脈の血管壁の厚み方向の断面図を示す超音波像と、血管壁の厚み方向 の輝度分布線である。
[図 3]内膜の内壁を求める処理を示すフローチャートである。
[図 4]図 3の処理を表示画面上で説明する図と、図 3の処理結果を示す表示例である [図 5]外膜の内壁を求める処理を示すフローチャートである。
[図 6]図 5の処理を表示画面上で説明する図と、図 5の処理結果を示す表示例である
[図 7]本発明の第 3の実施形態の内膜基準点の設定方法の説明図である。
[図 8]本発明の第 4の実施形態の内膜基準点の設定方法の説明図である。
[図 9]本発明の第 5の実施形態の超音波診断装置のブロック図である。
[図 10]図 9の信号処理手段を説明するための断層像の表示例である。
[図 11]本発明の第 6の実施形態の超音波診断装置のブロック図である。
[図 12]第 6の実施形態の頸動脈の血管壁の厚み方向の断面図を示す超音波像と、 血管壁の厚み方向の輝度分布線である。
[図 13]第 6の実施形態の内膜の内壁を求める処理を示すフローチャートである。
[図 14]本発明の第 7の実施形態を示す図である。
発明を実施するための最良の形態
[0018] (第 1の実施形態）
医用画像診断装置として本発明を適用した超音波診断装置の第 1の実施形態につ いて図 1ないし図 6を参照して説明する。本実施形態は、超音波像に対し領域抽出法 としてリージヨングローイング法を適用することにより IMT (内膜中膜複合体厚)を計測 する一例である。図 1は、本実施形態の超音波診断装置のブロック図である。
[0019] 図 1に示すように、超音波診断装置は、被検体 (例えば、血管)に係る超音波像を撮 像する撮像手段を備えている。撮像手段は、被検体との間で超音波を送受する探触 子 10と、探触子 10に駆動信号を供給すると共に探触子 10力 出力される反射エコー 信号を受信処理する送受信部 12と、送受信部 12から出力される反射エコー信号をデ イジタル信号に変換するアナログディジタル変換部 14(以下、 AD変換部 14という。）と、 AD変換部 14力 出力される反射エコー信号を整相加算する整相加算部 16と、整相 加算部 16力も出力される反射エコー信号に基づき超音波像 (例えば、断層像)を再構 成する画像構成部 18と、画像構成部 18により再構成された超音波像を画像データと して記憶する記憶手段 20(以下、画像メモリ 20という。）と、画像メモリ 20から読み出した 超音波像を表示させる表示部 22など力 構成される。また、送受信部 12、 AD変換部 14、整相加算部 16、画像構成部 18、画像メモリ 20、表示部 22などに制御指令を出力 する制御部 24が設けられて 、る。
[0020] 制御部 24は、血管の内膜中膜複合体厚 (IMT)を計測する機能を有する。例えば、 図 1に示すように、制御部 24は、輝度分布取得手段 25と、設定手段 26と、抽出手段 28 と、演算手段 30を備えている。輝度分布取得手段 25は、画像メモリ 20から読み出され た血管に係る断層像の血管壁の厚み方向の輝度分布を取得する。設定手段 26は、 輝度分布に現れる極大点のうち、内腔側の極大点を内膜基準点と設定すると共に、 最大輝度を有する極大点を外膜基準点として設定する。抽出手段 28は、内膜基準 点又は外膜基準点を含む設定領域の各画素について輝度が設定範囲に属する画 素を抽出する。演算手段 30は、内膜基準点に基づき抽出された画素で形成される領 域の血管壁側の境界 (内膜の内壁)と、外膜基準点に基づき抽出された画素で形成さ れる領域の内腔側の境界 (外膜の内壁)との距離を演算する。なお、輝度分布取得手 段 25、設定手段 26、抽出手段 28、および演算手段 30は、指令が記述されたプロダラ ムとして実現され、制御部 24の例えば DSP(Digital Signal Processor)に書き込まれて いる。また、制御部 24に操作卓 32が接続されている。操作卓 32を介して入力パラメ一 タが制御部 24に転送される。 [0021] このように構成される超音波診断装置 1の基本動作について説明する。被検体の体 表に探触子 10を接触させる。次いで、制御部 24の指令に応じて、送受信部 12から探 触子 10に駆動信号が供給される。これによつて、探触子 10力 例えば頸動脈に超音 波が送波される。頸動脈により反射された超音波は、探触子 10に反射エコー信号とし て受波される。受波された反射エコー信号は、送受信部 12により増幅処理などが施さ れる。送受信部 12から出力される反射エコー信号は、 AD変換部 14によりディジタル 信号に変換された後、整相加算部 16により整相加算処理が施される。整相加算部 16 力も出力された反射エコー信号は、画像構成部 18により検波などが施されることによ つて断層像として再構成される。再構成された断層像は、画像データとして画像メモ リ 20に記憶される。記憶された超音波像は、制御部 24の指令に応じて読み出されるこ とによって表示部 22に表示される。
[0022] このような超音波診断装置においては、動脈硬化や血管性疾患などを早期に発見 するために、血管壁の IMTが計測される。血管壁は、後述するように、血液が流れる 血管内腔側から順に血管の内膜、中膜、外膜の三層構造に形成されている。 IMTと は、内膜の厚みと中膜の厚みの和、つまり内膜の内壁と外膜の内壁との距離である。 本実施形態では、血管の断層像に対し領域抽出法としてリージヨングローイング法を 適用することにより、内膜の内壁と外膜の内壁を的確に検出して IMTの計測精度を向 上させる。
[0023] このリージヨングローイング法について説明する。抽出手段 28は、設定された関心 領域内の 1点を基準点 (X, y)として設定し、領域内の画素値の幅を認識させるため閾 値、或いはその幅の設定を行う。例えば、表示部 22に表示される基準点の画素値「n 」に対し幅「m」と設定する (n、 mは任意の整数)。したがって閾値幅は「n±m」で与えら れ、下限閾値は「n-m」、上限閾値は「n+m」となる。制御部 24は基準点の周囲の画 素を検索し、閾値の範囲内の画素値をもつ領域をつないでいく。最終的に基準点を 含み閾値の範囲内の画素値をもつ領域が得られる。この領域は、表示部 22に表示さ れる。
[0024] 本発明の特徴である IMTの計測処理について図 2ないし図 6を参照して説明する。
図 2(A)は、頸動脈の血管壁の厚み方向の断面図を示す断層像である。図 2(B)は、図 2(A)の血管壁の厚み方向の輝度分布線であり、縦軸は深度、横軸は輝度値を示して いる。
[0025] 図 2(A)に示すように、頸動脈は、血液が流れる内腔 40を環状に取り囲む血管壁によ り形成される。血管壁は、内腔 40側カゝら順に血管の内膜 42、中膜 44、外膜 46の 3層構 造に形成されている。ここで、内膜 42の厚みと中膜 44の厚みを足したものを IMT48と 称している。換言すれば、 IMT48は、血管の外膜 46の内壁に対し垂直となる直線上 の内膜 42と中膜 44の厚みの和と定義されている。また、説明の便宜のため、被検体 の体表に接触させた探触子 10に近 、側の血管壁を-ァウォール (Near Wall)と称し、 探触子 10に遠!、側の血管壁をファーウォール (Far Wall)と称する。
[0026] 図 3ないし図 6は、ファーウォールの IMT計測を説明するための図である。図 3は、内 膜 42の内壁を求める処理を示すフローチャート、図 4の上段は図 3の処理を表示画面 で説明する図、下段は図 3の処理結果を示す表示例である。なお、ニァウォールの IMTを計測する場合も基本的に同様である。
[0027] 図 3及び図 4に示すように、制御部 24の指令に応じ、輝度分布取得手段 25により画 像メモリ 20に記憶されている断層像が読み出される (S102)。断層像は、血管の径方向 の断面図を示すものである。なお、読み出された断層像は、表示部 22に表示されるよ うになつている。
[0028] 読み出された断層像に関心領域 50(以下、 ROI50という。）が設定される (S104)。
ROI50は、図 4に示すように、表示部 22に表示された断層像上に操作卓 32のマウスな どを介して、ファーウォールから内腔 40にわたつて設定された一定領域である。
ROI50内の任意の位置が操作卓 32を介して指定、または自動的に決定される。決定 された位置におけるファーウォールの厚み方向の輝度分布線 51が、輝度分布取得 手段 25により取得される (S106、図 2(B))。取得された輝度分布線 51に現れる極大点の うち、内腔 40側の極大点 52に相当する位置力 内膜基準点 54(以下、内膜 SP(Source Point)54という。）として設定手段 26により設定される (S108)。ここで、例えばノイズなど に起因して輝度分布線 51の内腔 40側に複数の極大点が現れるとき、内腔側 40に近 い極大点であって輝度勾配が最も大きな点を内膜 SP54とすればよい。なお、内腔 40 側に近い極大点とは、最大輝度を有する極大点 63を外膜基準点 64と設定したとき、 その外膜基準点 64よりも内腔 40側に位置する極大点 52であり、内膜 42に相当する点 である。
[0029] 次に、リージヨングローイング法により内膜 42に対応する画素 (ピクセル)を抽出する ための閾値 σ 1が抽出手段 28により設定される (S110)。例えば、内膜 SP54よりも内腔 40側に 5ピクセル離れ、かつ内膜 SP54から血流の流れ方向に 3ピクセル、血流の流れ 逆方向に 3ピクセルの幅を有した矩形領域 56が設定される。なお、矩形のほかさまざ まな形態の領域を設定してもよい。要は、内腔 40に相当する位置に領域を設定すれ ばよい。次いで、矩形領域 56における画素の平均輝度 B0が求められる。求められた 平均輝度 B0と内膜 SP54の輝度 B1の輝度差の絶対値が閾値 σ 1として設定される。ま た、平均輝度 Β0に代えて、加重平均などを用いてもよい。
[0030] 閾値 σ 1に基づき、内膜 42に相当する画素で形成される領域が、抽出手段 28により 抽出される。本実施形態では、領域抽出法としてリージヨングローイング法が適用さ れる。例えば、内膜 SP54に隣接する画素について、その画素の輝度 Β2と内膜 SP54の 輝度 B1との輝度差の絶対値が求められる。求められた値と閾値 σ 1が比較される
(5111) o輝度差の絶対値が閾値 σはりも小さいとき、輝度 Β2を有する画素は内膜 42 に相当するものであると判断されることによって、輝度 Β2を有する画素が抽出される
(5112) 0なお、輝度差が閾値 σはりも大きいとき、画素は抽出されない。要するに、 閾値 σ 1を基準にすることにより、平均輝度 Β0から内膜 SP54の輝度 Βほでの設定範 囲に属する画素が抽出される。このような処理が、内膜 SP54を含む ROI50の各画素 (i
, j)に対し順次行われる。なお、「i」は超音波像の横軸のピクセル値、「 は縦軸のピク セル値である。また、抽出処理を施す領域を超音波像全体の領域としてもよいし、 ROI50内に更に設定した特定領域に限定してもよ!/、。
[0031] このような S111と S112の処理によって、内膜 42に対応する画素が抽出手段 28により 抽出される。したがって、図 4の下段に示すように、抽出された画素により抽出領域 58 が形成される。抽出領域 58の内腔 40側の境界が内膜 42の内壁 60に対応する。なお、 抽出領域 58や内壁 60に対応する画素をカラー表示してもよい。
[0032] 内壁 60に対応する境界は、画素単位で求められている。したがって、内壁 60に対 応する境界の座標データに対し、演算手段 30により最小 2乗法や近似曲線化などの 補間処理が施される (SI 14)。補間処理が施された座標データは、内膜 42の内壁 60の 位置データとして記憶される (S116)。なお、位置データの記憶領域として、制御部 24 に備えたバッファ領域が使用される。
[0033] 図 5は、外膜 46の内壁を求める処理を示すフローチャート、図 6の上段は図 5の処理 を表示画面で説明する図、下段は図 5の処理結果を示す表示例である。
図 5に示す処理は、リージヨングローイング法により輝度が設定範囲に属する画素を 抽出する点で図 3に示す処理と同様であるが、基準点や閾値の設定が異なる。例え ば、ファーウォールの厚み方向の輝度分布線 51について輝度値が最大の点 63の座 標力 外膜基準点 64(以下、外膜 SP(S0urce Point)64という。）として設定手段 26により 設定される (S120、図 2(B))。
[0034] 次に、外膜 46と中膜 44との境界を求めるための閾値 σ 2が、抽出手段 28により設定 される (S122)。例えば、図 6に示すように、外膜 SP64と内膜 SP54との間に位置し、かつ 外膜 SP64力 血流の流れ方向に 3ピクセル、および血流の流れ逆方向に 3ピクセルの 幅を有した矩形領域 66が設定される。なお、断層像では、内膜 42に対応する画素と 中膜 44に対応する画素の輝度はほとんど同じであるため、内膜 42に相当する位置に 矩形領域 66(例えば、内膜 SP54を含む領域)を設定してもよい。要は、外膜 46から中 膜 44(又は内膜 42)にわたる領域を設定すればよい。
[0035] 次に、矩形領域 66における画素の平均輝度 COが抽出手段 28により求められる。求 められた平均輝度 COと外膜 SP64の輝度 C1の輝度差が閾値 σ 2として設定される。そ して、図 3に示す処理と同様に、外膜 SP64を含む ROI50の画素 (i, j)に対し画素の抽 出処理が行われる。例えば、抽出対象の画素の輝度と外膜 SP64の輝度 C1との輝度 差が設定範囲に属するとき、抽出対象の画素が抽出される。ここで、設定範囲は、平 均輝度 COから外膜 SP64の輝度 Cほでの範囲である。抽出された画素で形成される 抽出領域 68は、外膜 46に相当する。したがって、抽出領域 68の内腔 40側の境界の座 標データに対し、演算手段 30により補間処理を施した後、その座標データは外膜 46 の内壁 62の位置データとして記憶される (S124)。
[0036] このような図 3ないし図 6に示した処理によって得られた位置データに基づき、演算 手段 30により IMTが演算される。例えば、図 3の S116で記憶された内膜 42の内壁 60の 位置データと、図 5の S124で記憶された外膜 46の内壁 62の位置データとに基づき、 内膜 42の内壁 60と外膜 46の内壁 62との距離力 演算手段 30により求められる。なお 、 IMTは、血管の外膜内壁に対し垂直となる直線上であって、内膜 42の厚みと中膜 44の厚みの和、つまり内膜 42の内壁 60から外膜 46の内壁 62までの距離として定義さ れている。また、血管壁の所定位置の IMTを計測するほか、血管の血流の流れ方向 における IMTの変化率などを計測してもよい。この IMTの演算結果は表示部 22に表 示される。
[0037] 一般に、血管の内腔 40の音響インピーダンスよりも内膜 42の音響インピーダンスは 比較的大きいから、超音波像の内腔 40の画素と内膜 42の画素の輝度差が大きくなる 。また、血管の中膜 44の音響インピーダンスよりも外膜 46の音響インピーダンスは比 較的大き!/、から、超音波像の中膜 44の画素と外膜 46の画素の輝度差も大きくなる。 したがって、本実施形態によれば、抽出すべき内膜 42や外膜 46に対応する画素の 輝度の設定範囲が適切に設定されているため、内膜 42や外膜 46に対応する画素を 抽出できる。その結果、抽出領域 58や抽出領域 68の座標データから、内膜 42の内壁 60や外膜 46の内壁 62の位置データが的確に検出されるため、 IMTが精度よく計測さ れる。
[0038] また、本実施形態では、閾値 σ 1として、内膜 SP54の輝度 B1と内腔 40に相当する矩 形領域 56の平均輝度 Β0との輝度差が設定される。閾値 σ 2として、外膜 SP64の輝度 C1と中膜 44に相当する矩形領域 66の平均輝度 COとの輝度差が設定される。換言す れば、血管に係る断層像力も閾値 σ 1や閾値 σ 2を設定するため、被検体ごとに閾値 σ 1と閾値 σ 2が設定されることになる。したがって、被検体に個体差があるときでも、 ΙΜΤが精度よく計測される。
[0039] また、矩形領域 56、 66を断層像上で設定することに代えて、 ROI50に対して予め決 めた位置に自動設定することにより、閾値 σ 1や閾値 σ 2が自動的に設定されることに なり、装置の使い勝手が向上する。
[0040] また、ユアウォール、ファーウォールの識別は設定領域内の輝度分布線 51により自 動的に決定することができる。例えば、設定領域を上下二等分したそれぞれの領域 において、輝度値の総和が小さい方を血管内腔側と定義し、内腔が設定領域の下 側にあればニァウォール、上側にある場合はファーウォールと自動認識することによ り、上述の IMTの計測を行うことができる。
[0041] 上述では、ユアウォール、ファーウォール 、ずれかにつ 、て IMTの計測を行ったが 、 2つのウォールの IMTの計測を組み合わせて行ってもよい。具体的には、 -ァウォー ル、ファーウォールをそれぞれ個別に IMTの計測を行い、 -ァウォール及びファーゥ オールの IMTの計測値を比較する。そして、どちらか大きい計測値をその断面の IMT の計測値とする。また、 -ァウォール及びファーウォールの IMTの計測値の平均値を その断面の IMTの計測値としてもよ 、。 IMTの計測値は軸方向によって様々な値にな るため、ユアウォール及びファーウォール 2つの IMTの計測値で求めることにより、精 度を高めることができる。
[0042] IMTの計測は、領域抽出法で抽出された内膜 42の内壁 60、外膜 46の内壁 62に基 づいて行われる。通常の IMTの計測は、血管軸方向に対し垂直方向の 1ラインで行 われる。本実施形態では、内膜 42の内壁 60、外膜 46の内壁 62を抽出した領域内に おいて、演算手段 30は IMTの平均値や、最大値、最小値の演算を行い、その値が表 示部 22に表示される。そして、最大値、最小値においては、抽出領域の最大値、最 小値の箇所が表示部 22上にマークされる。例えば、図 2に示すように、最小値は白矢 印 61、最大値は黒矢印 63として表示される。
[0043] このように IMTの最大値を計測することにより、抽出領域内において、悪性部位を診 断することができる。また、 IMTの平均値を計測することにより、抽出領域の一部の画 像にノイズ信号が載ったとしても、ノイズ信号の影響を最小限に抑えることができる。
[0044] また、内膜基準点 80、外膜基準点 64の設定は、操作卓 32で任意に行ってもょ ヽ。ま た上述では、超音波診断装置で計測することを示したが、例えば CT装置、 MR装置、 レントゲン等の医用画像診断装置においても同様に、領域抽出法を用 ヽて IMTの計 測を行うことができる。
[0045] (第 2の実施形態）
医用画像診断装置として本発明を適用した超音波診断装置の第 2の実施形態につ いて説明する。本実施形態が、第 1の実施形態と異なる点は、閾値を可変することに ある。したがって、第 1の実施形態と相違する点を中心に説明する。なお、相互に対 応する箇所については同一の符号を付して説明する。
[0046] 第 1の実施形態で説明したように、例えば、閾値 σ 1として、矩形領域 56の平均輝度 Β0と内膜 SP54の輝度 B1の輝度差が設定される。しかし、矩形領域 56の画素に生じた ノイズなどに起因して、平均輝度 Β0に誤差が含まれる場合がある。
[0047] この点、本実施形態では、操作卓 32を介して閾値 σ 1を段階的に (又は徐々に)に変 ィ匕させること〖こより、抽出領域 42の信ぴよう性が高められる。なお、閾値 σ 2の場合も 同様である。例えば、閾値 σ 1を変化させる GUI(Graphical User Interface)が表示部 22に表示される。表示された GUIを介して対話的に閾値 σ 1が段階的に増大される。 閾値 σ 1が増大する度に、図 3の Slll、 SI 12の処理が実行される。これによつて、各段 階の閾値に対応した抽出領域 (例えば、抽出領域 Sl、 S2、 S3…；)が求められる。求めら れた抽出領域 Sl、 S2、 S3…の各面積が、演算手段 30により演算される。さらに各段階 の面積の変化率が求められる。求められた変化率を参照すると、その変化率が比較 的急激に変化することになる。換言すると、閾値 σ 1を段階的に変化させる過程で、 内膜 42だけでなく内腔 40に対応する画素も抽出されることにより、抽出領域の面積が 急に増大する段階がある。したがって、面積が急に増大する前の段階の抽出領域が 、内膜 42だけに相当する領域と認定される。なお、面積の変化率に代えて、面積差を 求めるようにしてもよい。また、外膜 46についても同様である。
[0048] 本実施形態によれば、閾値 σ 1を段階的に (又は徐々に)変化させながら、抽出領域 の面積が急激に変化するときの抽出領域 (又は閾値)を検出できる。したがって、平均 輝度 Β0に誤差が含まれるときでも、抽出領域の信びよう性が高まる。また、その検出 した閾値を微調整することにより、 ΙΜΤ計測の精度がさらに向上する。
[0049] (第 3の実施形態）
医用画像診断装置として本発明を適用した超音波診断装置の第 3の実施形態につ いて図 7を参照して説明する。本実施形態が第 1の実施形態と異なる点は、内膜 SP54 が誤って設定されるおそれを低減することにある。したがって、第 1の実施形態との相 違する点を中心に説明する。なお、相互に対応する箇所については同一の符号を付 して説明する。
[0050] 図 2(B)に示す輝度分布線 51は、例えばノイズなどに起因して極大点が内腔 40側に 複数現れると、内膜 SP54が内膜 42以外に誤って設定される場合がある。そこで、本実 施形態では、血管径方向 (深度方向)の輝度分布線を血流方向 (横方向)にわたつて 複数取得し、取得した各輝度分布線の平均輝度分布線に基づき内膜 SP54を設定す る。
[0051] 例えば、図 7に示すように、 ROI50内の血管径方向と平行な任意の 3方向 70、 71、 72 が設定される。設定された各方向 70、 71、 72における輝度分布線 70a、 71a, 72aが、 輝度分布取得手段 25により取得される。取得された各輝度分布線 70a、 71a, 72aの平 均輝度分布線 74が求められる。求められた平均輝度分布線 74に現れる極大点のうち 、内腔 40側に近い極大点であって輝度勾配が最も大きな最初の点 54が内膜 SP54と 設定される。
[0052] 本実施形態によれば、 1つの輝度分布線 70aがノイズ等の影響を受けたときでも、 3 つの輝度分布線に基づ 、た平均輝度分布線 74から内膜 SP54が設定される。したが つて、内膜 SP54の設定にノイズが影響することを低減できる。要するに、内膜 SP54が 内膜 42以外に誤って設定されるおそれを低減できる。
[0053] なお、 3方向の輝度分布線を取得する例を説明したが、取得する輝度分布線の数 に制限はなぐ線数が増大するほど誤設定のおそれを低減できる。また、平均輝度を 求める例を説明したが、その他の統計処理を用いてもよい。要は、横方向の数点を 加味した輝度情報の傾向を判断できればよい。また、外膜 SP64についても同様に本 実施形態を適用できる。
[0054] (第 4の実施形態）
医用画像診断装置として本発明を適用した音波診断装置の第 4の実施形態につい て図 8を参照して説明する。本実施形態が第 1の実施形態と異なる点は、内膜 SP54が 誤設定されたとき、その内膜 SP54を修正することにある。したがって、第 1の実施形態 との相違する点を中心に説明する。なお、相互に対応する箇所については同一の符 号を付して説明する。
[0055] 図 8に示すように、輝度分布線の内腔 40側に複数の極大点 80、 82が現れると、極大 点 80が内膜 SP54として誤って設定されることがある。設定された内膜 SP54に基づきリ 一ジョングロ一イング法などの領域抽出法が行われることにより、内膜 42に対応する 領域が抽出される。抽出された領域が予め定めた範囲を超える。換言すれば、抽出 領域が期待結果から外れることになる。
この点、本実施形態では、内膜 SP54として現在設定されている極大点 80から、内膜 42側の次の極大点 82が、内膜 SP54として例えば操作卓 32を介して、あるいは自動的 に再設定される。再設定された内膜 SP54に基づき抽出領域が求められる。このような 処理力 抽出領域が予め定めた範囲に収まるまで繰り返される。
[0056] 本実施形態によれば、内膜 SP54がより適切に設定される。なお、内膜 SP54の再設 定については、領域抽出後に行ってもよいし、領域抽出前に行うこともできる。領域 抽出前に行う一例としては、内膜 SP54として決定された極大点 80が明らかに内膜 42 カゝら外れていると認められるとき、極大点 80を極大点 82に操作卓 32を介して、あるい は自動的に再設定することにより内膜 SP54を修正すればよい。なお、外膜 SP64の修 正についても基本的に同様である。
[0057] (第 5の実施形態）
医用画像診断装置として本発明を適用した超音波診断装置の第 5の実施形態につ いて図 9及び図 10を参照して説明する。本実施形態が第 1の実施形態と異なる点は、 抽出領域の輪郭を強調することにある。したがって、第 1の実施形態との相違を中心 に説明する。なお、相互に対応する箇所については同一の符号を付して説明する。
[0058] 図 9は、本実施形態における超音波診断装置 2のブロック図である。図 9に示すよう に、超音波診断装置 2は、抽出手段 28により抽出された抽出領域の輪郭を強調する 信号処理手段 88が制御部 24に実装されている。信号処理手段 88は、アンシャープマ スキングなどの信号処理フィルタ力 構成される。信号処理フィルタはソフトウェアで あり、制御部 24の DSP(Digital Signal Processor)に実装される。なお、信号処理フィル タとしては、断層像の抽出領域の輪郭を強調するエッジ効果 (シャープネス効果)を発 揮するものであれば、いずれの形態でもよい。
[0059] 図 10は、信号処理手段 88の動作を説明するための断層像の表示例である。図
10(A)は、抽出手段 28により抽出領域 (例えば、内膜 42に対応する領域)が抽出された 超音波像の表示例である。図 10(B)は、輪郭強調処理が施された超音波像の表示例 である。 図 10(A)においては、血管の内膜 42と内腔 40との境界、つまり内膜 42の内壁がノィ ズなどに起因して不鮮明になる場合がある。そのような場合、内膜 42の内壁の座標デ ータが的確に検出できず、 IMTを計測できな 、おそれがある。
この点、本実施形態によれば、抽出手段 28により抽出された領域に対し、信号処理 手段 88により輪郭強調処理が施される。その結果、図 10(B)に示すように、血管の内 膜 42と内腔 40との境界 89、つまり内膜 42の内壁が、信号処理手段 88により強調される 。したがって、内膜 42と内腔 40との境界 89が鮮明になるため、境界 89の誤検出 のおそれを低減でき、内膜 42と内腔 40との境界 89の座標データが的確に取得される
[0060] 同様に、外膜 46と中膜 44との境界 90、つまり外膜 46の内壁の座標データも的確に 取得される。したがって、内膜 42の内壁と外膜 46の内壁の各座標データカゝら IMTが的 確に計測される。また、信号処理手段 88の輪郭強調機能を有効又は無効にする指 令は、操作者の意思に従って操作卓 32を介して制御部 24に入力されるようになって いる。また、輪郭強調処理が異なる複数のフィルタを信号処理手段 88に実装してもよ い。これにより、複数のフィルタ力も所望のフィルタを必要に応じて選択できる。
[0061] (第 6の実施形態）
医用画像診断装置として本発明を適用した超音波診断装置の第 6の実施形態につ いて図 11ないし図 13を参照して説明する。本実施形態が、第 1の実施形態と異なる点 は、被検体力 発生する反射エコー信号のドプラ信号に基づき内膜 42の内壁を的確 に求めることにある。したがって、第 1の実施形態との相違点について説明する。なお 、相互に対応する箇所については同一の符号を付して説明する。
[0062] 図 11は、本実施形態の超音波診断装置 3のブロック図である。図 11に示すように、 超音波診断装置 3は、被検体 (例えば、血管)に係るカラードプラ像を撮像するドプラ 撮像手段を備えている。ドプラ撮像手段は、ドプラ演算部 91とドプラ像構成部 92など 力も構成される。ドプラ演算部 91は、整相加算部 16から時間的にずれて出力される 同一部位の反射エコー信号の位相差を検出し、検出した位相差力 血流に関する 平均周波数や分散を求める。ドプラ像構成部 92は、ドプラ演算部 91により求められた ドプラ信号に従ってカラーマッピングを施すことでカラードプラ像を再構成し、再構成 したカラードプラ像を画像メモリ 20に記憶させる。
[0063] さらに、制御部 24に、画像メモリ 20から読み出されたカラードプラ像の血管壁の厚み 方向の各画素のカラー情報を取得するカラー情報取得手段 93と、カラー情報取得手 段 93から出力されるカラー情報に基づき内膜 42の内壁 60、つまり内腔 40と内膜 42の 境界を検出し、検出した境界を演算手段 30に出力する検出手段 94を備えている。な お、カラー情報取得手段 93および検出手段 94は、指令が記述されたプログラムとして 制御部 24に実装される。
[0064] 図 12は、本実施形態における頸動脈の血管壁の厚み方向の断面図を示す超音波 像と、血管壁の厚み方向の輝度分布線を示している。図 12(A)は、図 3の S102及び S104の処理が施された断層像と、その断層像に対し S106の処理を施すことにより取 得した輝度分布線 100である。輝度分布線 100は、ファーウォールの厚み方向の輝度 分布を示す。図 12(A)の輝度分布線 100によれば、図 2の場合と同様に、最大輝度を 有する極大点 100aと、極大点 100aから内腔 40側に位置する極大点 100bが明瞭に現 れている。
[0065] 一方、図 12(B)は、図 12(A)と同様な処理が施された断層像と、輝度分布線を示して いる。図 12(B)の輝度分布線 101によれば、最大輝度を有する極大点 101aは、図 12(A)と同様に明瞭に現れている。しかし、図 12(B)に示すように、極大点 100aから内 腔 40側に位置する極大点力 ノイズなどに起因して不明瞭になっている。したがって 、図 12(B)の場合、内腔 40と内壁 42との境界の座標データを求めることができないこと がある。この点、本実施形態によれば、内腔 40側に現れる極大点が不明瞭であるとき でも、被検体力 発生する反射エコー信号のドプラ信号に基づき内腔 40と内膜 42の 境界の座標データが的確に検出される。
[0066] 図 12(C)は、本実施形態の処理を説明するための図である。図 13は、本実施形態の 処理を示すフローチャートである。なお、本実施形態の処理については、操作卓 32を 介して実行指令が入力されたときに実行してもよいし、内腔 40側に現れる極大点が 設定値よりも小さいときに自動的に実行してもよい。
[0067] まず、カラードプラ像が撮像される (S200)。例えば、整相加算部 16力も出力される反 射エコー信号は、画像構成部 18に入力されると共に、ドプラ演算部 91に入力される。 入力された反射エコー信号に基づいて、ドプラ演算部 91により血流に関するドプラ信 号が検出される。検出されたドプラ信号力 例えば、平均周波数や分散が求められる 。求められた平均周波数や分散に従って、ドプラ像構成部 92によりカラーマッピング されること〖こより、カラードプラ像が再構成される。再構成されたカラードプラ像は、画 像メモリ 20に格納される。格納されたカラードプラ像は、制御部 24の指令に応じ、画 像メモリ 20から読み出された後、表示部 22に表示される。表示されたカラードプラ像 は、探触子 10に近づく血流を例えば赤系統のカラーで表示し、探触子 10から遠ざか る血流を例えば青系統のカラーで表示する。要するに、血流が存在する内腔 40に相 当する画像領域だけがカラー表示され、血流が存在しない領域 (例えば、内膜 42)が 白黒表示される。
[0068] 次に、血管の厚み方向のカラー分布 102が取得される (S202)。例えば、画像メモリ 20 力 読み出されたカラードプラ像に対し、カラー情報取得手段 93により、血管の厚み 方向のカラー分布 102が取得される。取得されたカラー分布線 102は、図 12(C)に示す ように、カラー画素の座標に対して「10」を示し、白黒画素の座標に対して「1」を示す 二値ィ匕グラフである。
[0069] 次に、内腔 40と内膜 42の境界が検出される (S204)。例えば、 S202の処理で取得され たカラー分布 102は、検出手段 94に出力される。検出手段 94は、内腔 40と内膜 42の 境界 (内膜 42の内壁)として、カラー分布 102の値が遷移する点 103を検出する。このよ うな処理が、血流方向 (横方向)にわたつて繰り返し行われることにより、内腔 40と内膜 42の境界が求められる。
[0070] 次に、内膜 42と内腔 40の境界に対し補間処理が施される (S206)。例えば、 S204の処 理により検出された境界は、画素単位で求められる。したがって、その境界に対応す る各画素の座標データに対し、図 3の S114と同様に、最小 2乗法や近似曲線などの補 間処理が施されことにより、境界の座標データが滑らかになる。補間処理された座標 データは、内膜 42と内腔 40の位置データとして記憶される (S208)。なお、位置データ の記憶領域として、制御部 24に備えたバッファ領域が使用される。
[0071] 本実施形態によれば、内腔 40側に現れる極大点が不明瞭であるときでも、被検体 力も発生する反射エコー信号のドプラ信号に基づき内腔 40と内膜 42の境界 (内膜 42 の内壁 60)の位置データが的確に検出できる。そして、第 1の実施形態と同様に、輝 度分布線 101の極大点 101aが外膜 SP64として設定される。外膜 SP64に基づき図 5と 同様な処理が実行されることにより、外膜 46の内壁 62の位置データが検出される。こ のようにして検出された内膜 42の内壁 60と外膜 46の内壁 62の距離を演算手段 30によ り算出することによよって、 IMTが計測される。
[0072] また、図 12(C)の輝度分布線 101とカラー分布 102を合成することにより合成線 103を 生成し、生成した合成線 103に基づき内膜 42の内壁 60と外膜 46の内壁 62の各位置デ ータを求めてもよい。合成線 103を表示部 22に表示させれば、内膜 42の内壁 60と外 膜 SP64を視覚的に把握できる。
[0073] S204の処理にっ 、て補足する。カラードプラ像は、各画素が RGB情報に基づきカラ 一表示されたものである。このようなカラードプラ像のカラー表示領域のうち 1つの画 素は、 RGB情報の輝度比が例えば R: G: B = 130 : 30 : 10(= 13 : 3 : 1)にばらつくため、 RGB情報の積算値が「39」となる。一方、カラードプラ像の白黒表示領域の画素は、 RGB情報の輝度比が例えば R: G： B = l : l : 1であり、 RGB情報の積算値が「1」となる。 したがって、各画素の RGB積算値が「1」のときカラー分布 102に例えば「10」を設定し 、積算値が「1以外」のときカラー分布 102に例えば「1」を設定することにより、図 12Cに 示す二値ィ匕グラフを生成できる。
[0074] このような二値ィ匕処理に代えて、各画素の RGB情報の積算値を求め、求めた積算 値が閾値 (例えば、「5」)を越えたときにカラー分布 102に例えば「10」を設定し、積算 値が閾値以下のときにカラー分布 102に例えば「1」を設定することもできる。また、説 明の便宜上、図 12(C)に示す二値ィ匕グラフを生成する例を説明したが、グラフを生成 せず、二値ィ匕テーブルを作成するだけでもよ ヽ。
[0075] なお、カラードプラ像に代えて、整相加算部 16力 出力される反射エコー信号に基 づきドプラスペクトルを演算し、演算したドプラスペクトルの積分値に対応してカラー 表示するパワードプラ像を構成してもよ 、。
[0076] (第 7の実施形態）
医用画像診断装置として本発明を適用した超音波診断装置の第 7の実施形態につ いて図 14を参照して説明する。この実施形態では、 2次元アレイ探触子 (図示しない。 )を用いた超音波診断装置 (リアルタイム)や、マルチスライス CT、 MRIを適用する。上 記の超音波診断装置や、マルチスライス CT、 MRIで取得した 3次元画像の 3次元領域 を抽出し、 3次元上で IMTの計測を行う。
[0077] 具体的には、 3次元画像を取得し、その 3次元画像における図 2で示されるような 2次 元スライス面を表示させる。そして、第 1の実施形態と同様の方式で、この 2次元スライ ス面に対し内膜 SP54と外膜 SP64を設定する。そして、それぞれの SPを基準点として 3 次元画像上において 3次元領域を抽出する。具体的に、抽出手段 28は、 3次元画像 の関心領域内の 1点を基準点 (X, y, z)として設定し、領域内の画素値の幅を認識さ せるため閾値、或いはその幅の設定を行う。例えば、表示部 22に表示される基準点 の画素値「 」に対し幅「m'」と設定する (n'、 m'は任意の整数)。したがって閾値幅は「 n士 m'」で与えられ、下限閾値は「n'-m'」、上限閾値は「n'+m'」となる。制御部 24は基 準点の周囲の画素を検索し、閾値の範囲内の画素値をもつ領域を 3次元画像内で つないでいく。最終的に基準点を含み閾値の範囲内の画素値をもつ 3次元領域が得 られる。
[0078] そして、得られた 3次元領域は、図 12に示すように、領域 100は内腔領域 (血流領域） 、領域 101は外膜領域、領域 102は内膜 +中膜領域である。この 3次元領域の領域 102 を用いて、 IMTの計測を行う。具体的には、 3次元領域上の内膜の内壁位置及び前 記血管の外膜の内壁位置を抽出し、内膜 42の内壁 60の法線が外膜 46の内壁 62の交 わる点と、内膜 42の内壁 60の点との距離に基づいて IMTを計測する。また、血管断面 の中心点力 線を放射させ、内膜 42の内壁 60と外膜 46の内壁 62の交点における距 離 104を計測してもよい。このように全ての 3次元領域に対して IMTの計測を行い、こ の領域内における、 IMTの平均値や最大値及び最小値と、それらの計測値における 3次元位置情報を画面上に出力する。
よって、ある血管断面において、内膜 +中膜の厚さが変化する場合においても対応 することができる。また、局所的に血管の IMT値が異常だった場合も容易に発見する ことができる。
[0079] 以上、第 1乃至第 7の実施形態に基づいて本発明を説明したが、これに限られるも のではない。例えば、第 1乃至第 3の実施形態と、第 7の実施形態では、領域抽出法 としてリージヨングローイング法を用いた例を説明した力 ブロックマッチング法、 SAD 法、エッジ抽出法など様々な技術を用いて内腔と内膜の境界、中膜と外膜の境界を 検出することができる。

Claims

請求の範囲
[1] 被検体の血管の画像データを取得し、前記血管の内膜と中膜の複合厚みを計測す る医用画像診断装置において、前記画像データの輝度情報に基づいて前記内膜と 前記血管の外膜とを抽出する抽出手段を備え、該抽出された 2つの領域に基づいて 前記血管の内膜と中膜の複合厚みを計測することを特徴とする医用画像診断装置。
[2] 前記抽出手段は、前記血管厚み方向の輝度分布情報に基づいて基準点及び閾値 を設定し、該基準点から前記閾値範囲内の画素値をもつ領域を抽出することを特徴 とする請求項 1記載の医用画像診断装置。
[3] 前記閾値を可変させる手段を備えることを特徴とする請求項 2記載の医用画像診断 装置。
[4] 前記血管の内腔、内膜、中膜及び外膜を含む領域を設定し、該領域内において前 記内膜と前記外膜とを抽出することを特徴とする請求項 2記載の医用画像診断装置
[5] 前記内腔側に近い輝度の極大点であって輝度勾配が最も大きな点を内膜基準点と する設定手段を備えることを特徴とする請求項 2記載の医用画像診断装置。
[6] 前記設定手段は、前記内腔に相当する位置に第 1の関心領域を設定し、前記第 1の 関心領域内の平均輝度と前記内膜基準点の輝度の輝度差を前記閾値として設定し 、前記抽出手段は、該設定された閾値に基づいて前記内膜を抽出することを特徴と する請求項 5記載の医用画像診断装置。
[7] 前記抽出手段は、前記輝度差の絶対値が前記閾値よりも小さいとき、輝度を有する 画素は内膜に相当するものとすることを特徴とする請求項 6記載の医用画像診断装 置。
[8] 血管径方向（深度方向）の輝度分布線を血流方向にわたって複数取得し、取得した 各輝度分布線の平均輝度分布線に基づき前記内膜基準点を設定することを特徴と する請求項 5記載の医用画像診断装置。
[9] 前記内膜基準点として設定されている輝度の極大点から、前記内膜側から次の極大 点が、内膜基準点として再設定されることを特徴とする請求項 5記載の医用画像診断 装置。
[10] 前記内膜は、前記反射エコー信号のドプラ信号のカラー分布基づいて求められるこ とを特徴とする請求項 1記載の医用画像診断装置。
[11] 前記カラー分布の二値化処理を行 、、前記二値化処理結果に基づ!、て前記内膜を 求められることを特徴とする請求項 10記載の医用画像診断装置。
[12] 前記設定手段は、厚み方向の輝度分布について輝度値が最大の点の座標を外膜 基準点として設定することを特徴とする請求項 2記載の医用画像診断装置。
[13] 前記設定手段は、前記内膜基準点と前記外膜基準点の間に第 2の関心領域を設定 し、前記第 2の関心領域内の平均輝度と前記外膜基準点の輝度の輝度差を前記閾 値として設定し、前記抽出手段は、前記抽出手段は該設定された閾値に基づいて前 記外膜を抽出することを特徴とする請求項 12記載の医用画像診断装置。
[14] 前記抽出手段により抽出された画素領域の輪郭を強調するフィルタを有する信号処 理手段を備えたことを特徴とする請求項 1記載の医用画像診断装置。
[15] 前記画像データは、 3次元画像データであり、前記抽出手段は、 3次元領域上の前記 内膜と前記外膜とを抽出し、前記内膜と中膜の複合厚みを計測することを特徴とする 請求項 1記載の医用画像診断装置。
[16] 被検体に超音波を送受信する探触子と、前記探触子に駆動信号を供給し反射ェコ 一信号を受信する送受信部と、前記反射エコー信号に基づき超音波像を再構成す る画像構成部と、前記超音波像を表示する表示部とを備え、前記画像データは、前 記被検体に超音波を送受信して得られる超音波画像データであることを特徴とする 請求項 1記載の医用画像診断装置。
[17] 前記被検体に接触させた前記探触子に近!、側の血管壁をニァウォール、前記探触 子に遠 、側の血管壁をファーウォールとし、前記-ァウォール及びファーウォールの 前記計測値を比較し、大き!、計測値をその断面の計測値をとすることを特徴とする請 求項 16記載の医用画像診断装置。
[18] 該抽出領域に基づいて抽出した領域の前記計測値の平均値を演算する演算手段を 備えることを特徴とする請求項 1記載の医用画像診断装置。
[19] 該抽出領域における最大値或いは最小値を演算する演算手段と、該演算値を表示 する表示部を備え、該抽出領域の最大値或いは最小値の箇所が前記表示部上にマ ークされることを特徴とする請求項 1記載の医用画像診断装置。
[20] 抽出された領域力 前記内膜の内壁や外膜の内壁の境界間の距離を演算する演算 手段と、前記距離に基づいて前記血管の内膜と中膜の複合厚みを表示する表示部 を備えることを特徴とする請求項 1記載の医用画像診断装置。
[21] 被検体の血管に係る画像データを取得する撮像手段と、前記画像データの血管壁 の厚み方向の輝度分布を取得する輝度分布取得手段と、前記輝度分布に現れる極 大点のうち、内腔側の極大点を内膜基準点とし、最大輝度を有する極大点を外膜基 準点として設定する設定手段と、前記内膜基準点又は前記外膜基準点を含む設定 領域の各画素について輝度が設定範囲に属する画素を抽出する抽出手段と、前記 内膜基準点に基づき抽出された画素で形成される領域の前記血管壁側の境界と、 前記外膜基準点に基づき抽出された画素で形成される領域の前記内腔側の境界と の距離を演算する演算手段と、演算結果を表示する表示手段とを備えてなることを 特徴とする医用画像診断装置。
[22] 前記抽出手段の前記設定範囲は、前記内膜基準点の輝度から前記内腔に相当す る設定領域の平均輝度までの範囲、又は前記外膜基準点の輝度から前記外膜基準 点と前記内膜基準点との間に相当する設定領域の平均輝度までの範囲とすることを 特徴とする請求項 21記載の医用画像診断装置。
[23] 被検体の血管に係る画像データを取得する撮像手段と、前記血管に係るカラードプ ラ像データを取得するドプラ撮像手段と、前記画像データの血管壁の厚み方向の輝 度分布を取得する輝度分布取得手段と、前記カラードプラ像データの前記血管壁の 厚み方向の各画素のカラー情報を取得するカラー情報取得手段と、前記輝度分布 に現れる極大点のうち、最大輝度を有する極大点を外膜基準点として設定する設定 手段と、前記外膜基準点を含む設定領域の各画素について輝度が設定範囲に属す る画素を抽出する抽出手段と、前記カラー情報に基づいて求められる前記血管の内 腔と内膜との境界と、前記外膜基準点に基づき抽出された画素で形成される領域の 前記内膜側の境界との距離を演算する演算手段を備えてなることを特徴とする医用 画像診断装置。
[24] 被検体の血管に係る画像データを取得するステップと、前記画像データの血管壁の 厚み方向の輝度分布を取得するステップと、前記輝度分布に現れる極大点のうち、 内腔側の極大点を内膜基準点とし、最大輝度を有する極大点を外膜基準点として設 定するステップと、前記内膜基準点又は前記外膜基準点を含む設定領域の各画素 について輝度が設定範囲に属する画素を抽出するステップと、前記内膜基準点に基 づき抽出された画素で形成される領域の前記血管壁側の境界と、前記外膜基準点 に基づき抽出された画素で形成される領域の前記内腔側の境界との距離を演算す るステップと、演算結果を表示するステップとを有することを特徴とする医用画像診断 方法。
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