WO2006126684A1 - 超音波診断装置及び超音波画像表示方法 - Google Patents

超音波診断装置及び超音波画像表示方法 Download PDF

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WO2006126684A1
WO2006126684A1 PCT/JP2006/310580 JP2006310580W WO2006126684A1 WO 2006126684 A1 WO2006126684 A1 WO 2006126684A1 JP 2006310580 W JP2006310580 W JP 2006310580W WO 2006126684 A1 WO2006126684 A1 WO 2006126684A1
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ultrasonic
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Katsunori Asafusa
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Hitachi Medical Corporation
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    • G01S7/52039—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation involving non-linear properties of the propagation medium or of the reflective target exploiting the non-linear response of a contrast enhancer, e.g. a contrast agent
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    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
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    • A61B8/481—Diagnostic techniques involving the use of contrast agent, e.g. microbubbles introduced into the bloodstream
    • G—PHYSICS
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    • G01S7/52038—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation involving non-linear properties of the propagation medium or of the reflective target

Definitions

  • the present invention relates to an apparatus that captures an ultrasonic image as a diagnostic image of a subject and a display method.
  • An ultrasound diagnostic apparatus that captures an ultrasound image as a diagnostic image of a subject sends and receives ultrasound to and from the subject via an ultrasound probe and is output from the ultrasound probe The ultrasound image is reconstructed based on the received signal.
  • a so-called harmonic imaging method in which the effect of staining of an ultrasonic contrast agent (hereinafter referred to as a contrast agent) is imaged.
  • a contrast agent is administered to the subject and diffused to the diagnostic site.
  • harmonics derived from the nonlinearity of the contrast agent are generated.
  • vascular shape diagnosis and tissue differentiation are performed (for example, Patent Document 1).
  • Patent Document 1 JP-A-11-76231
  • An object of the present invention is to provide a clearer image of a signal derived from a contrast medium and a signal derived from a living body.
  • an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to and from a subject, a transmission unit that supplies a drive signal to the ultrasonic probe, and the ultrasonic probe
  • a reception means for receiving the reception signal output from the signal processing means, a signal processing means for processing the reception signal output from the reception means, and an ultrasonic image based on the signal output from the signal processing means Image processing means and display means for displaying the ultrasonic image, wherein the signal processing means has means for detecting the signal intensity and time variation of the received signal output from the receiving means for each frequency band.
  • the image processing means includes means for discriminating between a signal derived from a contrast agent and a signal derived from a living body in the ultrasonic image based on the signal intensity and the amount of change over time.
  • the signal intensity and time variation of the received signal obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves to and from the subject are detected for each frequency band, and based on the signal intensity and time variation for each frequency band.
  • the signal from the contrast agent and the signal from the living body in the ultrasonic image are discriminated and the ultrasonic image is displayed.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment to which the present invention is applied.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the operation of the frequency band separation means of FIG. 1.
  • FIG. 3 is a first diagram for explaining the operation of the multiplication means in FIG. 1.
  • FIG. 4 is a second diagram for explaining the operation of the multiplication means of FIG.
  • FIG. 5 is a diagram showing a shaded state with respect to an elapsed time after contrast medium administration.
  • FIG. 6 is a diagram showing a display range after contrast medium administration.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining frequency characteristics of the probe shown in FIG. 1.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus includes a broadband probe 10 (hereinafter referred to as a probe 10) as an ultrasonic probe for transmitting and receiving ultrasonic waves to and from a subject, a probe, and a probe.
  • a broadband probe 10 hereinafter referred to as a probe 10
  • Transmitting means 12 for supplying a drive signal to 10 via transmission / reception separating means 11, receiving means 14 for receiving a signal output via probe 10 force transmitting / receiving separation means 11, and output from receiving means 14
  • a signal processing means 16 for processing the signal to be processed, an image processing means 18 for reconstructing an ultrasound image based on a received signal output from the signal processing means 16, and an ultrasound image output from the image processing means 18
  • Display means 20 for displaying and control means 21 for outputting a control command to each part are provided. For convenience of illustration, a diagram showing the flow of the control command output from the control means 21 is omitted.
  • the signal processing means 16 applied to the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment includes a plurality of signal intensity detection means 36-l to 36-m for detecting the signal intensity of the received signal for each frequency band,
  • the signal strength detection means 36-l to 36-m have temporal change detection means 22-l to 22-m that detect the amount of time change based on the signal intensity output from the signal and the received signal.
  • the image processing means 18 is an ultrasonic image based on the signal intensity output from the signal intensity detection means 36-l to 36-m and the temporal change detection means 22-1 to 22-m force.
  • highlighting calculation means 24 that emphasizes a signal derived from the contrast medium and a signal derived from a living body.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus will be described in more detail.
  • the probe 10 includes a plurality of transducers that transmit and receive ultrasonic waves to and from the subject.
  • a transducer with multiple cMUT Capacitive Micromachined Ultrasonic Transducer: IEEE Trans. Ultrason. Ferroelect. Freq. Contr. Vol45 pp. 678-690 May 1998) that can control the sensitivity of ultrasonic transmission and reception is applied.
  • the vibrator may have a composite piezoelectric structure in which a plurality of piezoelectric bodies are arranged, or may have a laminated structure in which piezoelectric bodies having different resonance frequencies are stacked.
  • the receiving means 14 includes an amplification amplifier 26 that amplifies the reception signal output from the probe 10 via the transmission / reception separating means 11, and an analog digital signal that converts the reception signal output from the amplification amplifier 26 into a digital signal.
  • Converter 28 hereinafter referred to as ADC28
  • ADC28 analog digital signal that converts the reception signal output from the amplification amplifier 26 into a digital signal.
  • ADC28 analog digital signal that converts the reception signal output from the amplification amplifier 26 into a digital signal.
  • phasing and adding means 30 for performing phasing and adding processing to focus the acoustic beam.
  • the signal processing means 16 includes a plurality of frequency band separation means 32-l to 32-m for extracting the reception signal output by the reception means 14 for each frequency band, and each frequency band separation means 32-l ⁇ 32-m force Multiplier 34_l ⁇ 34_m that multiplies the output signal by a predetermined coefficient and performs correction according to the ultrasonic propagation time, and each multiplier 34-l ⁇ 34-m Time variation of signals output from multiple signal strength detection means 36_l to 36_m for detecting the signal strength, multiplication means 34-1 to 34-m, and signal strength detection means 36-l to 36-m A plurality of time-change detecting means 22-l to 22-m for detecting the quantity are provided.
  • Multiplication coefficient setting means 40 for setting is provided.
  • the natural number m corresponds to the number of frequency bands to be extracted.
  • Each of the frequency band separation means 32-l to 32-m has a band pass filter (BPF).
  • the signal intensity detection means 36-l to 36-m have absolute value calculation means, carrier wave removal processing means, and the like.
  • the temporal change detection means 22-l to 22-m have high-pass filters and integration means.
  • the frequency band separating means 32-1 is connected to both the signal intensity detecting means 36-1 and the temporal change detecting means 22-1 through a multiplying means 34-1.
  • the frequency band separation means 32-1 has been described as a representative example, the other frequency band separation means 32-2 to 32-m are similarly connected to the signal intensity detection means 36 through the multiplication means 34-2 to 34-m. It is connected to -2 to 36_m and time change detection means 22_2 to 22_m.
  • the temporal change detection means 22-1 detects the temporal change parameter based on the received signal output from the multiplication means 34-1 and the signal strength input from the signal strength detection means 36-1.
  • the time-varying parameters here are a unit time change amount at the ultrasonic repetition interval, a predetermined time change sum amount at the ultrasonic repetition interval, and a predetermined time change sum amount at the frame interval.
  • the repetitive ultrasonic repetition interval corresponds to a period (PRF) in which ultrasonic pulses are repeatedly transmitted from the probe 10 to the same scanning line, and may be referred to as a scanning line repetition interval. Les.
  • the frame interval corresponds to the interval from the start of transmission of an ultrasonic pulse corresponding to one frame of an ultrasonic image to the start of transmission of an ultrasonic pulse corresponding to the next frame.
  • Time change detection means 22-1 was explained as a representative, but other time change detection The same applies to the means 22_2 to 22_m.
  • the image processing means 18 uses the signal intensity detected by the signal intensity detecting means 36-l to 36-m and the time change parameter detected by the time change detecting means 22-l to 22-m for each frequency band.
  • a plurality of buffer memories 42-l to 42-m for storing are provided.
  • the buffer memory 42-1 here passes the signal strength and the temporal change parameter to the highlighting calculation means 24 in accordance with the control command. For example, depending on the desired state, such as the ultrasonic measurement state such as scan conversion and zoom, diagnostic details, and image reconstruction after pause, the signal strength information and time-varying parameters can be measured for continuous frames in real time or pause state. The information for several frames at intervals of several hundred frames is output from the buffer memory 42-1 to the calculation means 24 for highlight display.
  • the description has been given on the case of the buffer memory 42-1 the same applies to the other buffer memories 42-2 to 42-m.
  • the number of buffer memories 42_l to 42_m installed an example in which only the number corresponding to the number of frequency bands for separating received signals is shown is illustrated, but the number may be increased as appropriate.
  • the highlighting calculation means 24 includes a processor having four arithmetic calculation means and comparison means. This processor emphasizes ultrasound contrast agent and biological tissue information against three types of information output from the buffer memory 42-1: signal intensity, unit time variation, and predetermined time variation total amount.
  • the control unit 21 outputs a control command to the transmission unit 12, the reception unit 14, the signal processing unit 16, the image processing unit 18, and the like according to, for example, an imaging start command output from the input unit 52.
  • the input means 52 includes a keyboard, a mouse, a switch, a knob, and the like. For example, the knob is used for color map switching and hue adjustment of the table setting means 48.
  • the switch is used for switching the diagnosis type.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the operation of the frequency band separation means 32-l to 32-m.
  • 3 and 4 are diagrams for explaining the operation of the multiplication means 34-l to 34-m.
  • an ultrasound contrast agent (hereinafter referred to as a contrast agent) is administered to a subject and diffused to a diagnostic site.
  • the probe 10 is brought into contact with the body surface of the subject.
  • the transmission means 12 In response to the imaging start command, the transmission means 12 generates a drive signal.
  • the generated drive signal is supplied to the probe 10 via the transmission / reception separating means 11, an ultrasonic wave is transmitted from the probe 10 to the subject.
  • an ultrasonic wave is transmitted from the probe 10 at the lowest frequency (CF0) at the division point (inner point) obtained by dividing the bandwidth of the probe 10 by approximately n.
  • one or a plurality of (for example, two) pulse waves are transmitted at an ultrasonic repetition interval (PRF) with respect to the same scanning line.
  • PRF ultrasonic repetition interval
  • a pulse wave is transmitted for each scan line.
  • the number of scanning lines is set corresponding to the size of the field of view of the ultrasonic image and the resolution in the azimuth direction.
  • the ultrasonic wave transmitted from the probe 10 is reflected as a reflection echo in the process of propagating in the subject.
  • the reflected echo includes harmonics derived from the nonlinearity of the contrast agent and harmonics derived from living tissue.
  • Such a reflected echo is received by the probe 10.
  • the received reflected echo is converted into an electrical signal and then output as a received signal from the probe 10 to the receiving means 14.
  • the received signal input to the receiving means 14 is amplified by the amplification amplifier 26.
  • the amplified received signal is converted into a digital signal by the ADC 28.
  • the digitized received signal is subjected to phasing addition by the phasing addition means 30 and then output from the reception means 14 to the signal processing means 16.
  • the received signal input to the signal processing means 16 is input to each of the frequency band separation means 32-l to 32-m, where the received signals are separated and extracted for each of m types of set frequency bands.
  • Signal For example, as shown in FIG. 2, the signal corresponding to the fundamental wave (F0) included in the received signal is extracted by the frequency band separation means 32-1.
  • the second harmonic contained in the received signal (the signal corresponding to 2F0 is extracted by the frequency band separating means 32-2.
  • the third harmonic contained in the received signal (the signal corresponding to 3F0 is the frequency band separating means 32).
  • this is not limited to this form, and intermediate frequencies (for example, Sub Harmonic, 1.5 Harmonic, 3rd Harmonic) may be emitted. .
  • the signal strengths of the signals output from the frequency band separation means 32-l to 32-m are corrected by the multiplication means 34-l to 34-m.
  • the reception signal output from the frequency band separation means 32-1 is input to the multiplication means 34-1 where the signal strength is corrected by multiplying by a predetermined multiplication coefficient.
  • the reception signal output from the frequency band separation unit 32-2 is corrected by the multiplication unit 34-2
  • the reception signal output from the frequency band separation unit 32-3 is corrected by the multiplication unit 34-3.
  • the multiplication coefficient setting means 40 is used for each frequency band, that is, for each of the multiplication means 34-1 to 34 -m with respect to the ultrasonic propagation time.
  • Variable control More specifically, for the received signal (F0), the multiplication coefficient is increased almost in proportion to the increase of the ultrasonic propagation time.
  • the multiplication coefficient is gradually increased until the predetermined ultrasonic propagation time, and when the time is exceeded, the multiplication coefficient is gradually decreased.
  • the multiplication coefficient is basically changed in the same way as for the received signal (2F0), but the ultrasonic propagation time at which the multiplication coefficient is maximum is greater than that for the received signal (2F0). small.
  • time-varying parameters are detected for each of the m set frequency bands.
  • the time-varying parameters are a unit time change amount at the ultrasonic repetition interval, a predetermined time change sum amount at the ultrasonic repetition interval, and a predetermined time change sum amount at the frame interval.
  • the signal strength is I (t)
  • the time-varying parameters of each frequency band are obtained as shown in Table 1 by the time-varying detection means 22_l to 22_m.
  • the obtained time-varying parameters are stored in the buffer memories 42-l to 42-m for each of m frequency bands.
  • the amount of change per unit time increases when the signal strength is large and abrupt changes, but decreases when the signal strength is small and the change is slow.
  • the predetermined time change total amount is the sum of the unit time change amounts in the predetermined time, and increases when the unit time change of the predetermined time is large and continues, but decreases when the unit time change is small and single. More specifically, for contrast agents, static biological tissues (for example, kidneys), dynamic biological tissues (for example, heart and blood vessels), and blood cells, the ultrasonic frequency band and temporal variation are as shown in Table 2. There are features.
  • the contrast agent is characterized mainly by the fact that the signal intensity increases due to the large difference in acoustic impedance from the living body, and because the volume change due to ultrasonic irradiation vibrates nonlinearly.
  • Waves, second harmonics, and third harmonics are large, and because they are relatively easy to move, both the unit time variation and the predetermined time variation total amount are large.
  • the feature of biological tissue is that the third harmonic is relatively small because the volume does not change compared to the contrast agent.
  • the characteristic of static biological tissue is that both the unit time change amount and the predetermined time change amount are small because the force movement that increases the signal intensity is small.
  • Dynamic biological tissue is characterized by high signal intensity but ultrasound
  • the amount of change in the unit time of the repetition interval is relatively small, but the total amount of change in the predetermined time of the frame interval is large.
  • the characteristic of blood cells is that the signal intensity is smaller than that of living tissue, but the amount of change per unit time and the total amount of change over time is larger than that of static living tissue because it moves freely within the body.
  • the signal strength and time-varying parameters held in the buffer memories 42-l to 42-m are read by the emphasis display computing means 24.
  • scan conversion, zoom, or ultrasonic measurement state is read according to a desired state such as image reconstruction after a pause.
  • the highlighting calculation means 24 determines whether the information of each pixel of the ultrasonic image is derived from a living body or a contrast agent.
  • the saturation, brightness, and hue are assigned to the information of each pixel of the ultrasonic image by the color encoding table 44.
  • an ultrasonic image is formed by the frame synthesizing means 46.
  • the constructed ultrasonic image is displayed on the display means 20.
  • Equation (1) is given as an arithmetic expression for emphasizing the contrast agent-derived signal and the living body-derived signal by the highlight display computing means 24.
  • A, B, and C are weighting factors that are multiplied by each signal.
  • the contrast agent has a resonance frequency based on the result of hardness and inertia according to the original radius of the contrast agent in addition to the nonlinear phenomenon in which ultrasonic waves propagate through the elastic body (for example, IEEE Ultra sonics Symposium 1996 P1451). For this reason, a signal derived from a contrast medium has a certain level of signal strength even for a relatively high-order harmonic, whereas a signal derived from a living body has a small signal strength for a relatively high-order harmonic.
  • formula (1) is calculated with the weighting factor as “C l A ⁇ B ⁇ O”.
  • Equation (1) is calculated by setting the weight coefficient to “A 0 ⁇ 5 1 ⁇ 0 ⁇ 0.5 1 ⁇ 0 C 0 1.0”.
  • the sum of ABC is set to a constant value (for example, “1”).
  • formula (1) is calculated with the weighting factor set to “1/3”.
  • the calculation result (sum) of Expression (1) is used to determine a contrast medium-derived signal and a living body-derived signal in combination with the temporal change parameter in the highlighting calculation means 24.
  • the calculation means 24 for highlighting for example, the signal intensity of the signal Sig (FO), the unit time change amount, and the predetermined time change total amount of each of the three types of information, A total of nine signals are generated by executing the origin enhancement calculation, the contrast agent-derived enhancement calculation using the contrast agent-derived signal enhancement coefficient, and the non-enhancement calculation based on Equation (1). Further, the signal intensity ratio between the living body and the contrast medium is calculated. Such arithmetic processing is executed in units of image pixels.
  • the color encoding table 44 assigns saturation, lightness, or hue in units of image pixels. For example, in the case of retinal time cardiac diagnosis, a signal that has not been subjected to enhancement processing of the unit time variation at the ultrasonic repetition interval is used for saturation, and the contrast agent is determined based on the signal strength ratio of the living body and the contrast agent relative to the signal intensity. Red is used for emphasis and blue is used for living tissue. As a result, the image derived from the contrast medium is shaded bright red. Images derived from static biological tissue are dyed light dim blue. The image derived from the dynamic living tissue is shaded light blue. Such color mapping is also effective when diagnosing a blood vessel shape such as a tumor as a real-time diagnosis of the vascular phase.
  • the signal obtained by simply emphasizing the origin of the contrast agent with respect to the signal intensity is red, and the origin of the living body is emphasized.
  • the area stained with the contrast agent may be emphasized.
  • By displaying an ultrasonic image to which saturation or the like is assigned from the color encoding table 44 it is easy to distinguish between an image derived from a cosmetic agent and an image derived from a living body.
  • FIG. 5 is an example of a tissue differential diagnosis, and is a diagram showing a dyed state with respect to an elapsed time after administration of a contrast medium.
  • the horizontal axis in Fig. 5 represents the elapsed time after contrast medium administration, and the vertical axis represents the signal intensity.
  • blood vessels are shaded in the early phase, and the rise and fall of the shade are steep.
  • the staining starts from a time later than the blood vessels in the early phase, the rising of the staining is steep, and the falling is slow.
  • the liver begins to shade from the middle phase, and the rise and fall of the shadow are both slow.
  • a tumor with many new blood vessels begins to stain early, and the fall of the shadow is slow. Tumors with necrosis do not stain. Such a shadowing action enables differential diagnosis of pathological tissues.
  • Table 3 shows the elapsed time after injection of contrast medium in the liver and the contrast medium staining status of intravascular, hepatocyte, and liver cancer.
  • the contrast medium injected into the living body gradually spreads from the inside of the blood vessel to the whole body and is eventually discharged out of the body by the action of the lungs and kidneys. What is engulfed by phagocytic cells stays relatively long.
  • the contrast medium is divided into early, middle, and late periods according to the elapsed time from the injection start time, for example, the contrast medium concentration in the blood vessel increases rapidly from the injection start time, and then gradually increases after a certain time.
  • the signal derived from the blood vessel becomes large early in the unit time variation, the predetermined time variation sum, and the signal strength sum.
  • the contrast medium concentration in the blood vessels decreases, so the unit time variation, the predetermined time variation sum, and the signal intensity sum are small.
  • the signal derived from hepatocytes has a small unit time variation, a predetermined time variation sum, and a signal strength sum in an early stage. It gradually increases in the middle period and becomes the maximum in the latter period.
  • the concentration of contrast medium in liver cancer increases rapidly from the injection start time in the early stage due to the abundance of new blood vessels, and decreases rapidly after a certain time. To do. Therefore, the signal derived from liver cancer has a large amount of unit time variation, predetermined time variation sum, and signal intensity sum in an early stage.
  • the unit time variation amount, the predetermined time variation sum amount, and the signal intensity sum amount have certain values, unlike in the blood vessel in the middle period.
  • the amount of change in unit time, the total amount of change over time, and the total amount of signal intensity are small in the late period.
  • the elapsed time after contrast medium injection differs from the contrast medium staining status of intravascular, hepatocyte, and liver cancer.
  • liver tissue differentiation has been described, it can also be applied to tissue differentiation of other organs.
  • the staining time differs between a blood vessel that flows directly from the heart to a living tissue and a portal vein that passes through the small intestine.
  • necrotic cells may not be shaded on areas where blood flow is not flowing, such as abscesses.
  • a coefficient for emphasizing a contrast agent is set, and saturation is set for a unit time change amount at an ultrasonic repetition interval, and a time change at a frame interval is set.
  • the contrast state of the contrast medium can be determined. For example, it can be determined whether or not the rising and falling of the shadow are steep. It can also be determined whether or not the dyeing continues.
  • it is possible to determine whether the early phase, the mid-term phase, or the late phase is shaded or not shaded. Tissue characteristics can be differentiated based on such contrast agent staining state.
  • the color mapping in this example can be applied to still images, videos that have been saved, or abdominal diagnosis on the fly.
  • the liver is colored red in the early phase, and if it is colored green in the middle phase, the colored region is the liver. It turns out that it is cancer. Especially in the first half of the middle phase, only liver cancer is colored in the liver, so just observing that phase can reveal the location of liver cancer.
  • the frame synthesis means 46 superimposes the image created from the signal derived from the living body and the image colored only for liver cancer. By creating an ultrasound image in this way, it is possible to determine which part of the living body has liver cancer.
  • the contrast agent-derived signal is displayed in the lower part of the bar 100 display means 20 for selectively displaying, and the contrast agent-derived signal is selectively displayed using the input means 52.
  • Time phase is divided into 100 early phase, mid-term phase and long-term phase. These boundaries are shown with dashed lines.
  • the time bar 100 is displayed with a start point 101 indicating start and an end point 102 indicating end.
  • the input means 52 start point 101 end point 102 is generated, and the operated information is transmitted to the control unit 21, and the control unit 21 controls the color encoding table 44. Coloring is performed using a signal derived from the contrast medium between the color encoding table 44, the start point 101 and the end point 102.
  • Coloring starts from the time phase at which the start point 101 is displayed, and coloring ends at the time phase at which the end point 102 is displayed.
  • the start point 101 and the end point 102 are set in the first half of the middle phase so that only the colored area in the first half of the middle phase is displayed, only the liver cancer site can be displayed. it can. If only hepatocytes are to be observed, a start point 101 and an end point 102 are set in the latter half of the late phase.
  • the time change amount of the reception signal output from the reception unit 14 is extracted for each frequency band, and the intensity and time change amount of each signal are detected.
  • the contrast medium-derived signal and the living body-derived signal are highlighted and displayed in color based on the determination result, so that the contrast medium-derived signal and the living body-derived signal are each clearly imaged. Can do.
  • a black and white tomographic image may be captured before administering the contrast agent to the subject, and the captured black and white tomographic image may be displayed side by side or superimposed on the color ultrasound image of the present embodiment.
  • the black and white tomographic image becomes a background image with respect to the color ultrasonic image, so that it is easy to proceed with the procedure while viewing the organ to be diagnosed on the image.
  • FIG. 7A is a diagram showing the frequency band characteristics of the probe 10 of the present embodiment by dotted lines.
  • FIG. 7B is a diagram showing a frequency band of ultrasonic waves transmitted from the probe 10.
  • FIG. 7C is a diagram showing the frequency band of the ultrasonic wave received by the probe 10.
  • the horizontal axis represents frequency
  • the vertical axis represents signal strength.
  • the frequency band is low range F0, center 2F0, high range 3F0.
  • the transmission frequency is a low frequency of 2 MHz, for example, there is a method of receiving harmonics within the frequency band with 4 MHz for the second harmonic and 6 MHz for the third harmonic, but the transmission frequency is outside the frequency band. Therefore, the efficiency may deteriorate.
  • the probe 10 of the present embodiment has a specific band power of 00% or more, for example, when the center frequency is 5 MHz, the frequency band is changed from the low frequency 2.5 MHz to the high frequency 7.5 MHz.
  • the transmission frequency (F0) of the probe 10 is 2.5 MHz as shown in FIG. 7B
  • the second harmonic (2F0) is 5 MHz
  • the third harmonic (3F0) is Harmonics can be received within the frequency band at 7.5 MHz.
  • signals in the fundamental band derived from a contrast medium or a living body and high frequency bands derived from a contrast medium or derived from a living body can be received with high sensitivity.
  • signals in the fundamental band derived from a contrast medium or a living body and high frequency bands derived from a contrast medium or derived from a living body can be received with high sensitivity.
  • even relatively high-order harmonics can be received with high sensitivity, so that signals derived from contrast agents or organisms can be imaged more clearly.

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Abstract

　造影剤由来の信号と生体由来の信号をより鮮明に画像化するのに好適な超音波診断装置及び超音波画像表示方法を実現するため、被検体との間で超音波を送受する超音波探触子10と、該超音波探触子10に駆動信号を供給する送信手段12と、超音波探触子10から出力される受信信号を受信処理する受信手段14と、該受信手段14から出力される受信信号に処理を施す信号処理手段16と、該信号処理手段16から出力される信号に基づき超音波像を構成する画像処理手段18と、超音波像を表示する表示手段20とを備え、信号処理手段16は、受信手段14から出力される受信信号の信号強度及び時間変化量を周波数帯域ごとに検出する手段を有し、画像処理手段18は、周波数帯域ごとの信号強度及び時間変化量に基づき、超音波像の造影剤由来の信号と生体由来の信号を判別する手段を有した。また、被検体との間で超音波を送受して得られる受信信号の信号強度及び時間変化量を周波数帯域ごとに検出し、周波数帯域ごとの信号強度及び時間変化量に基づき、超音波像の造影剤由来の信号と生体由来の信号を判別し、超音波像を表示する。

Description

明 細 書
超音波診断装置及び超音波画像表示方法
技術分野
[0001] 本発明は、被検体の診断画像として超音波像を撮像する装置及び表示する方法 に関する。
背景技術
[0002] 被検体の診断画像として超音波像を撮像する超音波診断装置は、超音波探触子 を介して被検体との間で超音波を送受し、超音波探触子から出力される受信信号に 基づき超音波像を再構成するものである。
[0003] このような超音波診断装置においては、超音波造影剤 (以下、造影剤という)の染影 効果を画像化するいわゆるハーモニックイメージング法が知られている。例えば、被 検体に造影剤を投与して診断部位に拡散させる。拡散した造影剤に超音波を照射 すると、造影剤の非線形性に由来する高調波が発生する。発生した高調波を検出し て画像化することにより、血管形状の診断や、組織を鑑別することが行われる (例えば 、特許文献 1)。
特許文献 1 :特開平 11-76231号公報
[0004] ところで、造影剤を投与した被検体に超音波を照射すると、造影剤由来の高調波 のほか、臓器などの生体組織力 も高調波が拡散する。それら高調波を検出して画 像化すると、造影剤由来の高調波に生体由来の高調波がブラインドノイズとして重畳 して表示される。したがって、例えば造影剤由来の信号を超音波像上で的確に視認 することが困難になり、造影剤の染影状態を把握できない場合がある。特許文献 1の ような方式は、このような点について配慮していない。また、 2次高調波成分を除去す る局所フィルタを用いているため、必要になるコントラストエコー信号も削除されてしま レ、、コントラストエコー信号の信号強度が落ちてしまう。したがって、その分、画質が悪 くなつてしまう恐れがある。
[0005] そこで、造影剤由来の信号と生体由来の信号をより鮮明に画像化することが求めら れている。本発明の課題は、造影剤由来の信号と生体由来の信号をより鮮明に画像 化するのに好適な超音波診断装置及び超音波画像表示方法を実現することにある 発明の開示
[0006] 上記課題を解決するため、被検体との間で超音波を送受する超音波探触子と、該 超音波探触子に駆動信号を供給する送信手段と、前記超音波探触子から出力され る受信信号を受信処理する受信手段と、該受信手段から出力される受信信号に処 理を施す信号処理手段と、該信号処理手段から出力される信号に基づき超音波像 を構成する画像処理手段と、前記超音波像を表示する表示手段とを備え、前記信号 処理手段は、前記受信手段から出力される受信信号の信号強度及び時間変化量を 周波数帯域ごとに検出する手段を有し、
前記画像処理手段は、前記信号強度及び時間変化量に基づき、前記超音波像の 造影剤由来の信号と生体由来の信号とを判別する手段を有した。
[0007] また、被検体との間で超音波を送受して得られる受信信号の信号強度及び時間変 化量を周波数帯域ごとに検出し、周波数帯域ごとの信号強度及び時間変化量に基 づき、超音波像の造影剤由来の信号と生体由来の信号を判別し、超音波像を表示 する。
図面の簡単な説明
[0008] [図 1]本発明を適用した一実施形態の超音波診断装置の構成を示すブロック図であ る。
[図 2]図 1の周波数帯域分離手段の動作を説明する図である。
[図 3]図 1の乗算手段の動作を説明する第一図である。
[図 4]図 1の乗算手段の動作を説明する第二図である。
[図 5]造影剤投与後の経過時間に対する染影状態を示す図である。
[図 6]造影剤投与後の表示範囲を示す図である。
[図 7]図 1の探触子の周波数特性を説明するための図である。
発明を実施するための最良の形態
[0009] 本発明を適用した超音波診断装置の一実施形態について図面を参照して説明す る。図 1は、本実施形態の超音波診断装置の構成を示すブロック図である。 図 1に示すように、超音波診断装置は、被検体との間で超音波を送受する超音波 探触子としての広帯域探触子 10(以下、探触子 10という)と、探触子 10に駆動信号を 送受分離手段 11を介して供給する送信手段 12と、探触子 10力 送受分離手段 11を 介して出力される受信信号を受信処理する受信手段 14と、受信手段 14から出力され る信号に処理を施す信号処理手段 16と、信号処理手段 16から出力される受信信号 に基づき超音波像を再構成する画像処理手段 18と、画像処理手段 18から出力され る超音波像を表示する表示手段 20と、各部に制御指令を出力する制御手段 21を備 えている。なお、図示の便宜上、制御手段 21から出力する制御指令の流れを示す線 図を省略する。
[0010] ここで本実施形態の超音波診断装置に適用する信号処理手段 16は、受信信号の 信号強度を周波数帯域ごとに検出する複数の信号強度検出手段 36-l〜36-mと、信 号強度検出手段 36-l〜36-mから出力される信号強度と受信信号に基づき時間変化 量を検出する経時変化検出手段 22-l〜22-mを有する。そして、画像処理手段 18は 、信号強度検出手段 36-l〜36-mから出力される信号強度と経時変化検出手段 22-1 〜22-m力 出力される時間変化量に基づき、超音波像の造影剤由来の信号と生体 由来の信号とを強調する強調表示用演算手段 24を備えている。
[0011] より詳細に超音波診断装置について説明する。探触子 10は、被検体との間で超音 波を送受する振動子が複数配列されている。振動子として、例えば、超音波送受信 感度を制御可能な cMUT(Capacitive Micromachined Ultrasonic Transducer: IEEE T rans. Ultrason. Ferroelect. Freq. Contr. Vol45 pp. 678-690 May 1998)を複数配設 したものを適用する。なお、振動子としては、複数の圧電体を配列した複合圧電体構 造のものでもよレ、し、共振周波数が異なる圧電体を重ねた積層構造のものでもよい。 要は、本実施形態の探触子 10として、比帯域が例えば 100%以上のものを適用する のが望ましい。ここでレ、う比帯域 (FBW)は、探触子 10の中心周波数を Fc、帯域幅を B Wとすると、 FBW = BW/Fcと表される。
[0012] 受信手段 14は、探触子 10から送受分離手段 11を介して出力される受信信号を増幅 する増幅アンプ 26と、増幅アンプ 26から出力される受信信号をディジタル信号に変換 するアナログディジタル変換器 28(以下、 ADC28)と、 ADC28から出力される受信信号 に対し整相加算処理を施して音響的ビーム集束をする整相加算手段 30とを有する。
[0013] 信号処理手段 16は、受信手段 14力 出力される受信信号を周波数帯域ごとに分け て抽出する複数の周波数帯域分離手段 32-l〜32-mと、各周波数帯域分離手段 32- l〜32-m力 出力される信号に所定の係数を乗算して超音波伝播時間に応じた補 正を施す複数の乗算手段 34_l〜34_mと、各乗算手段 34-l〜34-mから出力される信 号の強度を検出する複数の信号強度検出手段 36_l〜36_mと、各乗算手段 34-1〜3 4-m及び信号強度検出手段 36-l〜36-mから出力される信号の時間変化量を検出す る複数の経時変化検出手段 22-l〜22-mとを備えている。また、各周波数帯域分離 手段 32-l〜32-mに付与する抽出帯域の制御係数を設定する帯域制御係数設定手 段 38と、各乗算手段 34-l〜34-mに付与する乗算係数を設定する乗算係数設定手段 40を有する。なお、自然数 mは、抽出すべき周波数帯域の数に対応している。
[0014] 周波数帯域分離手段 32-l〜32-mは、それぞれが帯域通過フィルタ (BPF)を有する 。信号強度検出手段 36-l〜36-mは、絶対値演算手段や搬送波の除去処理手段な どを有する。経時変化検出手段 22-l〜22-mは、高域通過フィルタや積算手段を有 する。接続形態としては、例えば、周波数帯域分離手段 32-1は、乗算手段 34-1を介 して、信号強度検出手段 36-1と経時変化検出手段 22-1との双方に接続されている。 周波数帯域分離手段 32-1を代表して説明したが、他の周波数帯域分離手段 32-2〜 32-mも同様に、乗算手段 34-2〜34-mを介して、信号強度検出手段 36-2〜36_mと経 時変化検出手段 22_2〜22_mに接続されている。
[0015] 経時変化検出手段 22-1は、乗算手段 34-1から出力される受信信号と信号強度検 出手段 36-1から入力される信号強度に基づき、経時変化パラメータを検出する。ここ での経時変化パラメータとは、超音波繰り返し間隔での単位時間変化量と、超音波 繰り返し間隔での所定時間変化総和量と、フレーム間隔での所定時間変化総和量 である。ここでレ、う超音波繰り返し間隔とは、探触子 10から同一走查ラインに対して超 音波パルスを繰り返して送波する周期 (PRF)に対応し、走査線繰り返し間隔と称して もよレ、。フレーム間隔とは、超音波像の 1フレーム分に対応する超音波パルスの送波 を開始してから、次のフレームに対応する超音波パルスの送波を開始するまでの間 隔に対応する。経時変化検出手段 22-1を代表して説明したが、他の経時変化検出 手段 22_2〜22_mも同様である。
[0016] 画像処理手段 18は、信号強度検出手段 36-l〜36-mにより検出された信号強度と 経時変化検出手段 22-l〜22-mにより検出された経時変化パラメータを周波数帯域 ごとに記憶する複数のバッファメモリ 42-l〜42-mを備えている。また、各バッファメモ リ 42-l〜42-mから読み出された信号強度や経時変化パラメータに基づいて、超音波 像の各ピクセルの情報が生体由来のもの力 \造影剤由来のものかを判別する判定手 段としての強調表示用演算手段 24と、強調表示用演算手段 24の判定結果に基づき 、超音波像の各ピクセルの情報に彩度、明度、色相を割り当てるカラーエンコードテ 一ブル 44と、カラーエンコードテーブル 44から出力される信号を合成して超音波像を 構成するフレーム合成手段 46とが設けられている。また、カラーエンコードテーブル 4 4のカラーマップの切替えや、カラーマップの色相を調整するテーブル設定手段 48が 配設されている。
[0017] ここでのバッファメモリ 42-1は、制御指令に応じて、信号強度や経時変化パラメータ を強調表示用演算手段 24に渡す。例えば、スキャンコンバートやズームなどの超音 波計測状態、診断内容、休止後の画像再構成など所望の状態に応じて、信号強度 情報、経時変化パラメータをリアルタイムまたは休止状態で連続フレーム分、あるい は数百フレーム間隔の数フレーム分の情報は、バッファメモリ 42-1から強調表示用演 算手段 24に出力される。ノ ッファメモリ 42-1を代表して説明したが、他のバッファメモ リ 42-2〜42-mも同様である。なお、バッファメモリ 42_l〜42_mの設置数については、 受信信号を分離する周波数帯域の数に対応した数だけを設けた例を図示したが、適 宜増やしてもよい。
[0018] 強調表示用演算手段 24は、四則演算手段や比較手段などを有するプロセッサを備 えて構成されている。このプロセッサは、バッファメモリ 42-1から出力された経時変化 パラメータである信号強度、単位時間変化量、所定時間変化総和量の 3種の情報に 対して、超音波造影剤や生体組織情報を強調表示するため又は強調表示しないた めの積和演算と、超音波造影剤由来と生体組織由来の信号強度レシオを求める演 算とを診断内容に応じて行う機能と、後段のカラーエンコードテーブル 44に対する彩 度、明度、色調などのカラー表示パラメータを割り付ける機能を有する。 [0019] 制御手段 21は、入力手段 52から出力される例えば撮像開始指令に応じ、送信手段 12、受信手段 14、信号処理手段 16、画像処理手段 18などに制御指令を出力する。 入力手段 52は、キーボード、マウス、スィッチ、つまみなどから構成されている。例え ば、つまみは、テーブル設定手段 48のカラーマップの切替えや色相調整に使用され る。スィッチは、診断種類の切替えに使用される。
[0020] このように構成される超音波診断装置の動作について図 2ないし図 4を参照して説 明する。図 2は、周波数帯域分離手段 32-l〜32-mの動作を説明する図である。図 3 及び図 4は、乗算手段 34-l〜34-mの動作を説明する図である。
[0021] まず、被検体に超音波造影剤 (以下、造影剤という)を投与して診断部位に拡散させ る。また被検体の体表に探触子 10を接触させる。撮像開始指令に応じ、送信手段 12 により駆動信号が生成される。生成された駆動信号が送受分離手段 11を介して探触 子 10に供給されると、探触子 10から超音波が被検体に送波される。この送波におい て、探触子 10からは探触子 10の帯域幅をほぼ n分割した分割点 (内部点)の最も低い 周波数 (CF0)で超音波を送波する。なお、同一走査ラインに対して単数又は複数 (例 えば 2個)のパルス波が超音波繰り返し間隔 (PRF)で送波される。各走査ラインについ ても同様にパルス波が送波される。なお、走査ライン数については、超音波像の撮像 視野の大きさと方位方向分解能に対応して設定されている。
[0022] 探触子 10から送波された超音波は、被検体内を伝播する過程で反射エコーとして 反射する。反射エコーは、基本波のほか、造影剤の非線形性に由来する高調波や、 生体組織に由来する高調波を含んでいる。このような反射エコーは、探触子 10により 受波される。受波された反射エコーは、電気信号に変換された後、受信信号として探 触子 10から受信手段 14に出力される。
[0023] 受信手段 14に入力した受信信号は、増幅アンプ 26により増幅される。増幅された受 信信号は、 ADC28によりディジタル信号に変換される。ディジタル化された受信信号 は、整相加算手段 30により整相加算された後、受信手段 14から信号処理手段 16に 出力される。
[0024] 信号処理手段 16に入力した受信信号は、周波数帯域分離手段 32-l〜32-mのそ れぞれに入力され、ここにおいて m種類の設定周波数帯域ごとに分離抽出された受 信信号になる。例えば、図 2に示すように、受信信号に含まれる基本波 (F0)に対応す る信号は、周波数帯域分離手段 32-1により抽出される。受信信号に含まれる二次高 調波 (2F0に対応する信号は、周波数帯域分離手段 32-2により抽出される。受信信号 に含まれる三次高調波 (3F0対応する信号は、周波数帯域分離手段 32-3により抽出 される。なお、この形態に限らず、高次高調波成分を抽出することに加えて、中間周 波 (例えば、 Sub Harmonic, 1.5 Harmonic, 3rd Harmonic)を由出してもよレヽ。
[0025] 各周波数帯域分離手段 32-l〜32-mから出力される信号は、図 3に示すように、乗 算手段 34-l〜34-mにより信号強度が補正される。例えば、周波数帯域分離手段 32- 1から出力された受信信号は、乗算手段 34-1に入力され、ここで所定の乗算係数が 乗算されて信号強度が補正される。同様に、周波数帯域分離手段 32-2から出力され た受信信号は乗算手段 34-2により、また周波数帯域分離手段 32-3から出力された 受信信号は乗算手段 34-3によりそれぞれ補正される。
[0026] ここでの乗算係数については、例えば、図 4に示すように、乗算係数設定手段 40に より周波数帯域ごと、つまり乗算手段 34-l〜34-mごとに超音波伝播時間に対して可 変制御する。より具体的には、受信信号 (F0)については、超音波伝播時間の増大に ほぼ比例して乗算係数を増大させる。受信信号 (2F0)については、所定の超音波伝 播時間までは乗算係数を徐々に増大させ、その時間を超えると乗算係数を徐々に減 少させる。受信信号 (3F0)については、受信信号 (2F0)の場合と基本的に同じように乗 算係数を可変するが、乗算係数が最大になる超音波伝播時間は受信信号 (2F0)の 場合よりも小さい。このように乗算係数を超音波伝播時間に対して可変制御すること により、超音波が被検体内を伝播する過程で生じる減衰や散乱に起因する信号強度 の低下が補正される。
[0027] 乗算手段 34-l〜34-mにより補正された各受信信号は、信号強度検出手段 36_1〜
36-mと経時変化検出手段 22-l〜22-mの双方に入力される。信号強度検出手段 36- l〜36_mに入力された受信信号は、ここで例えば絶対値演算や搬送波の除去処理 などが施される。これによつて、 m種類の設定周波数帯域ごとに信号強度が検出され る。検出された各信号強度は、経時変化検出手段 22-1〜経時変化検出手段 22-mに 出力されるとともに、バッファメモリ 42-l〜42-mに周波数帯域ごとに保持される。 [0028] 一方、経時変化検出手段 22-l〜22-mにおいては、乗算手段 34_l〜34_mを介して 入力された受信信号と信号強度検出手段 36-l〜36-mから入力された信号強度に基 づき、 m種類の設定周波数帯域ごとに経時変化パラメータが検出される。ここでの経 時変化パラメータは、超音波繰り返し間隔での単位時間変化量と、超音波繰り返し間 隔での所定時間変化総和量と、フレーム間隔での所定時間変化総和量である。例え ば、信号強度を I(t)とした場合、各周波数帯域の経時変化パラメータは、経時変化検 出手段 22_l〜22_mにより表 1のように求められる。求められた経時変化パラメータは 、バッファメモリ 42-l〜42-mに m種類の周波数帯域ごとに保持される。
1]
Figure imgf000010_0001
[0029] ここでの経時変化パラメータについて補足する。単位時間変化量については、信号 強度が大きくかつ急激な変化のときに大きくなるが、信号強度が小さくかつ変化が緩 やかなときに小さくなる。所定時間変化総和量は、所定時間における単位時間変化 量の総和であり、所定時間の単位時間変化が大きくかつ継続するときに大きくなるが 、単位時間変化が小さくかつ単発なときに小さくなる。より具体的に言えば、造影剤、 静的生体組織 (例えば腎臓)、動的生体組織 (例えば心臓や血管)、血球に関しては、 超音波周波数帯域および時間変化量には表 2に示すような特徴がある。表 2に示す ように、造影剤の特徴は、生体との音響インピダンスの差が大きいために信号強度が 大きなものになる点や、超音波の照射による体積変化が非線形に振動するために基 本波、二次高調波、三次高調波ともに大きなものになる点や、比較的移動しやすい ために単位時間変化量、所定時間変化総和量ともに大きなものになる点にある。生 体組織の特徴は、造影剤よりも体積が変化しないために比較的三次高調波が小さい 点にある。例えば、静的生体組織の特徴は、信号強度は大きいものとなる力 動きが 少ないために単位時間変化量及び所定時間変化量がともに小さなものになる。動的 生体組織の特徴は、信号強度は大きいものになるが、ゆっくり移動するために超音波 繰り返し間隔の単位時間変化量は比較的小さなものに、フレーム間隔の所定時間変 化総和量は大きいものになる。血球の特徴は、生体組織よりも信号強度が小さなもの になるが、体内を自由に移動するために単位時間変化量および所定時間変化総和 量は静的生体組織よりも大きいものになる。
[表 2]
Figure imgf000011_0001
[0030] バッファメモリ 42-l〜42-mに保持された信号強度や経時変化パラメータは、強調表 示用演算手段 24により読み出される。この際、スキャンコンバートやズーム、あるいは 超音波計測状態を休止後の画像再構成など所望の状態に応じて読み出される。読 み出された信号強度や経時変化パラメータに基づき、超音波像の各ピクセルの情報 が生体由来のものか、造影剤由来のものかが強調表示用演算手段 24により判別され る。強調表示用演算手段 24の判定結果に基づき、超音波像の各ピクセルの情報に 彩度、明度、色相がカラーエンコードテーブル 44により割り当てられる。カラーェンコ ードテーブル 44から出力される信号に基づき、フレーム合成手段 46により超音波像 が構成される。構成された超音波像は、表示手段 20に表示される。
[0031] より詳細に強調表示用演算手段 24の処理内容を説明する。まず、信号処理手段 16 により各周波数帯域に分離された信号のそれぞれは、造影剤由来の信号と生体由 来の信号が重畳している。このことは基本波 (F0)の信号 Sig(F0)、二次高調波 (2F0)の 信号 Sig(2F0)、三次高調波 (3F0)の信号 Sig(3F0)についても同様である。
[0032] そして強調表示用演算手段 24により造影剤由来の信号と生体由来の信号とを強調 するための演算式として数式 (1)が与えられている。数式 (1)の A、 B、 Cは各信号に乗 算される重み係数である。
A · Sig(FO) + B · Sig(2F0) + C · Sig(3F0) (1)
数式 (1)に基づき、造影剤由来信号強調係数による演算や、生体由来信号強調係 数による演算や、強調処理しない演算が強調表示用演算手段 24により実行される。 より具体的には、造影剤は、弾性体を超音波が伝播する非線形現象に加え、造影剤 の元の半径に応じて、硬さと慣性の結果から共振周波数を有する (例えば IEEE Ultra sonics Symposium 1996 P1451)。このため造影剤由来の信号は比較的高次の高調波 もある程度の信号強度を有するが、生体由来の信号は比較的高次の高調波の信号 強度は小さなものになる。したがって、造影剤由来の信号を強調したいときは、重み 係数を "C l A^ B ^ O"として数式 (1)を演算する。生体由来の信号を強調したいと きは、重み係数を" A 0·5 1·0 Β 0.5 1·0 C 0 1.0"として数式 (1)を演算す る。ここでの A B Cの総和は一定値 (例えば、「1」）に設定される。また強調処理をし ない場合は、重み係数を" 1/3"として数式 (1)を演算する。
[0033] 数式 (1)の演算結果 (総和)は、強調表示用演算手段 24おいて経時変化パラメータと 併用することにより、造影剤由来の信号と生体由来の信号とを判定するのに利用され ることになる。より具体的には、強調表示用演算手段 24、例えば信号 Sig(FO)の信号 強度、単位時間変化量、所定時間変化総和量の 3種の情報のそれぞれに対し、生体 由来信号強調係数による生体由来強調演算と、造影剤由来信号強調係数による造 影剤由来強調演算と、強調しない演算を数式 (1)に基づいて実行することによって、 計 9信号を生成する。また、生体由来と造影剤の信号強度レシオを算出する。このよう な演算処理が画像ピクセル単位で実行される。
[0034] そして、前記 9信号と信号強度レシオに基づき、カラーエンコードテーブル 44により 彩度または明度あるいは色相が画像ピクセル単位で割り当てられる。例えば、リアノレ タイム心臓診断の場合は、超音波繰り返し間隔での単位時間変化量の強調処理をし ていない信号を彩度に用い、信号強度に対する生体由来と造影剤の信号強度レシ ォにより造影剤強調に赤、生体組織に青の色相を用いる。これによつて、造影剤由 来の画像は、鮮明な赤色に染影される。静的生体組織由来の画像は、薄暗青色に 染影される。動的生体組織由来の画像は、薄青色に染影される。このようなカラーマ ッピングは、血管相のリアルタイム診断として腫瘍などの血管形状を診断する場合に も有効である。
[0035] また、単純に信号強度に対して造影剤由来を強調した信号を赤、生体由来を強調 した信号を青に割り付け、それぞれを重ねて色素表示することで、造影剤で染影され た部位を強調してもよい。要するに、強調表示用演算手段 24ラーエンコードテーブル 44対し、前記 9信号と信号強度レシオを割り付ける組合せを選択すればよい。カラー エンコードテーブル 44より彩度等が割り当てられた超音波像を表示することにより、造 影剤由来の画像と生体由来の画像との判別が容易になる。
[0036] このような超音波診断装置は、造影剤の染影状態に基づいた組織性状の鑑別に適 用できる。ここでレ、う組織性状とは、組織の状態や性質あるいは良悪性のことである。 図 5は、組織鑑別診断の一例であり、造影剤投与後の経過時間に対する染影状態を 示す図である。図 5の横軸は造影剤投与後の経過時間を示し、縦軸は信号強度を示 す。図 5に示すように、血管は、早期相で染影し、染影の立ち上がり及び立ち下がり が急峻である。門脈は、早期相の血管よりも遅れた時間から染影が開始し、染影の立 ち上がりが急峻であり、立ち下がりが緩やかである。肝臓は、中期相から染影が開始 し、染影の立ち上がり、立ち下がりがともに緩やかである。そして、新生血管の多い腫 瘍は、早期相に染影が開始し、染影の立ち下がりが緩やかである。懐死を伴う腫瘍 は染まらない。このような染影作用により、病理組織の鑑別診断をすることが可能に なる。
[0037] 造影剤の染影状態に基づいた組織性状の鑑別診断について図 5及び表 3を参照し て更に説明する。表 3は、肝臓における造影剤注入後経過時間と血管内、肝細胞、 肝癌の造影剤染影状態を示す。生体へ注入された造影剤は、血管内から次第に全 身に行き渡り、やがて肺や、腎臓の働きにより体外へ排出される。呑食細胞などに捕 食されたものは比較的長く滞留する。ここで造影剤を注入開始時刻からの経過時間 により早期、中期、晩期と区分した場合、例えば、血管内における造影剤濃度は、注 入開始時刻から急激に増加し、ある時間を境に緩やかに減少する。したがって、血 管内に由来する信号は、早期において単位時間変化量、所定時間変化総和量、信 号強度総和量ともに大きいものになる。また中期及び晩期においては血管中の造影 剤濃度が低下するために単位時間変化量、所定時間変化総和量、信号強度総和量 ともに小さレ、ものになる。
[0038] 肝細胞における造影剤濃度は、中期から緩やかに増加し、呑食細胞の捕食により 非常に長く滞留する。よって、肝細胞に由来する信号は、単位時間変化量、所定時 間変化総和量、信号強度総和量は早期において小さいものになる。また中期におい て次第に大きくなり、晩期においては最大になる。
[0039] 肝癌における造影剤濃度は、新生血管が豊富に存在することに起因して早期にお レ、て血管内と同様に注入開始時刻から急激に増加し、ある時間を境に急激に減少 する。よって、肝癌に由来する信号は、早期において単位時間変化量、所定時間変 化総和量、信号強度総和量ともに大きいものになる。また、新生血管に存在する不 正な穴に造影剤が詰まりやすいことから、中期において血管内と異なり、単位時間変 化量、所定時間変化総和量、信号強度総和量ともにある程度の値を有する。また、 呑食細胞がないために晩期において単位時間変化量、所定時間変化総和量、信号 強度総和量ともに小さくなる。このように肝臓において造影剤注入後経過時間と血管 内、肝細胞、肝癌の造影剤染影状態が異なる。なお、肝臓の組織鑑別の例を説明し たが、他の臓器の組織鑑別にも適用できる。例えば、循環器系では心臓から直接に 生体組織へ流れる血管と、小腸を経由する門脈では染影時間が異なる。また壊死の 細胞で血流が流れていない部位、膿胞などへは染影されないことがある。このように 明瞭な染影画像を視認することにより、肝細胞の組織性状を的確に鑑別できる。
[表 3]
Figure imgf000014_0001
[0040] すなわち、組織性状鑑別用のカラーマッピングの例として、造影剤を強調する係数 を設定し、かつ超音波繰り返し間隔で単位時間変化量に彩度を設定し、フレーム間 隔での時間変化量に明度を設定する。そして造影剤投与後の経過時間における早 期相に赤の色相、中期相に緑の色相、晩期相に青の色相を割り当てる。これによつ て、造影剤の染影状態を判別できる。例えば、染影の立ち上がり、立ち下がりが急峻 であるか否かについて判別できる。また、染影が継続するか否かについて判定できる 。さらに、早期相、中期相、晩期相のいずれの相が染影されるか、あるいは染影され ないかについて判定できる。このような造影剤染影状態に基づき、組織性状を鑑別 できる。なお、本例のカラーマッピングは、静止画像、または一旦保存した動画、ある いはオンザフライによる腹部診断の場合に適用すればょレ、。
[0041] 具体的には、図 5によると、肝臓内に注目していれば、早期相において肝臓内が赤 で色付けられ、中期相において緑で色付けられたなら、その色付けられた部位が肝 癌であることが分かる。特に中期相前半部は肝臓内において肝癌しか色付けされて いないため、その相を観察するだけで肝癌の所在が分かる。カラーエンコードテープ ル 44おいて、中期相前半部に色付けられた部位のみを表示するよう設定することに より、肝癌の部位のみを表示することができる。そして、フレーム合成手段 46、生体由 来の信号から作成された画像と肝癌のみ色付けられた画像とを重ね合わせる。この ように超音波像を作成することにより、生体中のどの部位に肝癌があるのかが分かる
[0042] 図 6に示すように、造影剤由来の信号を選択的に表示するバー 100示手段 20下段 に表示させ、入力手段 52を用いて、造影剤由来の信号を選択的に表示する。時相バ 一 100早期相と中期相と晚期相に分けられている。これらの境界は破線で示されてい る。時相バー 100は、開始を示す開始ポイント 101了を示す終了ポイント 102表示され ている。入力手段 52開始ポイント 101了ポイント 102作し、操作された情報が制御部 21 送信され、制御部 21カラーエンコードテーブル 44制御する。カラーエンコードテープ ル 44、開始ポイント 101了ポイント 102間の造影剤由来の信号を用いて色付けを行う。
[0043] 開始ポイント 101が表示された時相から色付けが始まり、終了ポイント 102が表示され た時相で色付けが終わる。図 6の例では、中期相前半部に色付けられた部位のみを 表示するよう、開始ポイント 101と終了ポイント 102とを中期相の前半部に設定すること により、肝癌の部位のみを表示することができる。なお、肝細胞のみを観察したい場 合、晩期相の後半部に開始ポイント 101と終了ポイント 102とを設定する。 [0044] 上述のとおり、本実施形態によれば、受信手段 14から出力される受信信号の時間 変化量を周波数帯域ごとに抽出し、各信号の強度及び時間変化量を検出することに より、超音波像の各ピクセルの情報が造影剤由来のものなの力 \あるいは生体由来 のものなのかについて判定できる。その結果、判定結果に基づいて造影剤由来の信 号と生体由来の信号とを強調してカラー表示することにより、造影剤由来の信号と生 体由来の信号とをそれぞれ鮮明に画像化することができる。
これにより、造影剤の染影状態に基づいた組織性状の鑑別をするときでも、より正 確な染影画像を得ることができるため、組織鑑別を的確に行うことができる。
[0045] また、被検体に造影剤を投与する前に白黒断層像を撮像し、撮像した白黒断層像 を本実施形態のカラー超音波像に並べて、あるいは重ねて表示してもよい。これによ り、カラー超音波像に対して白黒断層像がバッググランドイメージとなるので、診断す べき臓器を画像上で視認しながら手技を進めることが容易になる。
[0046] ここで本実施形態の探触子 10について詳細に説明する。本実施形態の探触子 10と して、比帯域が例えば 100%以上のものを適用しているため、比較的高次の高調波 でも高感度で受信できる。この点について図 7を参照して説明する。図 7Aは、本実施 形態の探触子 10の周波数帯域特性を点線で示す図である。図 7Bは、探触子 10から 送波する超音波の周波数帯域を示す図である。図 7Cは、探触子 10により受波した超 音波の周波数帯域を示す図である。なお、図 7の横軸は周波数を示し、縦軸は信号 強度を示す。周波数帯域は低域 F0、中心 2F0、高域 3F0とする。
[0047] まず、本実施形態との比較として、 PZT (ジリコン酸チタン酸鉛)により形成される振動 子を配列した探触子の場合を説明する。この探触子は、比帯域が 60%〜80%程度 であるため、例えば中心周波数が 5MHzの場合、周波数帯域は低域周波数 3MHzか ら高域周波数 7MHzである。ここで、探触子の超音波送信周波数を 3MHzとすると、二 次高調波は 6MHz、三次高調波は 9MHzとなる。しかし、三次高調波 9MHzは、探触子 の高域周波数 7MHz以上、つまり周波数帯域外となるため、感度が著しく低下する場 合がある。また、送信周波数を例えば 2MHzという低周波数に設定することにより、二 次高調波を 4MHz、三次高調波は 6MHzとして周波数帯域内で高調波を受信する方 式もあるが、送信周波数が周波数帯域外であるため効率が悪くなる場合がある。 この点、本実施形態の探触子 10は、比帯域力 00%以上であるため、例えば中心 周波数が 5MHzの場合、周波数帯域は低域周波数 2.5MHzから高域周波数 7.5MHz となる。ここで、図 7Bに示すように探触子 10の送信周波数 (F0)を 2.5MHzとすると、図 7 Cに示すように、二次高調波 (2F0)は 5MHz、三次高調波 (3F0)は 7.5MHzとして周波数 帯域内で高調波を受信できる。換言すると、造影剤由来又は生体由来の基本波帯 域、および造影剤由来又は生体由来の高周波帯域の信号を高感度で受信できる。 要するに、比較的高次の高調波でも高感度で受信できるため、造影剤由来又は生 体由来の信号をより鮮明に画像化できる。

Claims

請求の範囲
[1] 造影剤が投与された被検体との間で超音波を所定時間にわたって送受する超音 波探触子と、該超音波探触子に駆動信号を供給する送信手段と、前記超音波探触 子から出力される受信信号を受信処理する受信手段と、該受信手段から出力される 受信信号に処理を施す信号処理手段と、該信号処理手段から出力される信号に基 づき超音波像を構成する画像処理手段と、前記超音波像を表示する表示手段とを 備え、
前記信号処理手段は、前記受信手段から出力される受信信号の信号強度及び時 間変化量を周波数帯域ごとに検出する手段を有し、
前記画像処理手段は、前記受信信号の信号強度及び時間変化量に基づき、前記 受信信号が造影剤由来の信号であるか生体由来の信号であるかを判別する手段を 有してレ、ることを特徴とする超音波診断装置。
[2] 前記画像処理手段は、造影剤投与後の経過時間に基づいて、前記造影剤由来の 信号の前記超音波像に生体由来の信号の超音波像とは異なる色相を割り当てて前 記表示手段へ表示させることを特徴とする請求項 1記載の超音波診断装置。
[3] 前記画像処理手段は、前記造影剤由来の信号の前記超音波像に対し、造影剤投 与後の経過時間における早期相に第 1の色相、中期相に第 2の色相、晩期相に第 3 の色相を割り当てて前記表示手段へ表示させることを特徴とする請求項 7記載の超 音波診断装置。
[4] 前記画像処理手段は、前記受信信号の信号強度及び時間変化量に基づき、周波 数帯域ごとに前記超音波像の画素単位で造影剤由来の信号と生体由来の信号とを 判定する強調表示用演算手段を備えることを特徴とする請求項 1記載の超音波診断 装置。
[5] 前記画像処理手段は、該強調表示用演算手段の判定結果に基づき彩度、明度、 色相の少なくとも 1つを前記超音波像の各画素情報に割り当てるカラーエンコードテ 一ブルを有する請求項 4記載の超音波診断装置。
[6] 前記強調表示用演算手段は、前記造影剤の投与時間から設定時相ごとに前記造 影剤の染影状態を判定し、前記カラーエンコードテーブルは、前記強調表示用演算 手段の判定処理が実行される度に、前記彩度、明度、色相の少なくとも 1つを更新す る請求項 4記載の超音波診断装置。
[7] 前記画像処理手段は、前記信号処理手段により検出された信号強度及び時間変 化量を周波数帯域ごとに記憶する複数のバッファメモリを備えていることを特徴とする 請求項 1記載の超音波診断装置。
[8] 前記複数のバッファメモリから読み出した信号強度や経時変化パラメータに基づい て、超音波像の各ピクセルの情報が生体由来のものカ 造影剤由来のものかを判別 する判定手段を備えることを特徴とする請求項 7記載の超音波診断装置。
[9] 前記画像処理手段は、前記被検体に造影剤を投与する前に白黒断層像を撮像し
、前記白黒断層像をカラー超音波像に並べて、あるいは重ねることを特徴とする請求 項 8記載の超音波診断装置。
[10] 前記信号処理手段は、超音波繰り返し間隔での単位時間変化量と、超音波繰り返 し間隔での所定時間変化総和量と、フレーム間隔での所定時間変化総和量である 経時変化パラメータを検出する経時変化検出手段を有することを特徴とする請求項 1 記載の超音波診断装置。
[11] 前記信号処理手段は、前記時間変化量として、前記単位時間変化量と、該単位時 間よりも長い所定時間の時間変化量の少なくとも 1つを検出することを特徴とする請 求項 1記載の超音波診断装置。
[12] 前記信号処理手段は、前記時間変化量として、超音波繰り返し間隔での時間変化 量と、フレーム間隔での時間変化量の少なくとも 1つを検出する請求項 1記載の超音 波診断装置。
[13] 前記信号処理手段は、前記受信手段から出力される受信信号を周波数帯域ごとに 分けて抽出する複数の周波数帯域分離手段と、該各周波数帯域分離手段から出力 される信号を超音波伝播時間に応じて補正する複数の乗算手段と、該各乗算手段 から出力された信号の強度を検出する信号強度検出手段と、前記乗算手段から出 力された信号及び前記信号強度検出手段から出力された信号強度に基づき前記時 間変化量を求める経時変化検出手段とを有することを特徴とする請求項 1記載の超 音波診断装置。
[14] 前記乗算手段は、周波数帯域ごとに可変制御することを特徴とする請求項 13記載 の超音波診断装置。
[15] 前記乗算手段は、生体由来の信号又は造影剤由来の信号を強調したい場合、重 み関数を変更することを特徴とする請求項 13記載の超音波診断装置。
[16] 前記超音波探触子は、比帯域が 100%よりも大きい請求項 1記載の超音波診断装 置。
[17] 前記超音波探触子は、 cMUTによる振動子で構成されていることを特徴とする請求 項 1記載の超音波診断装置。
[18] 前記受信信号を周波数帯域ごとに分けて抽出する複数の周波数帯域分離手段を 備え、それぞれが帯域通過フィルタを有することを特徴とする請求項 1記載の超音波 診断装置。
[19] 前記画像処理手段は、前記表示手段に表示させる造影剤由来の信号を前記経過 時間で選択する選択手段を有することを特徴とする請求項 2記載の超音波診断装置
[20] 被検体との間で超音波を送受して得られる受信信号の信号強度及び時間変化量 を周波数帯域ごとに検出し、
周波数帯域ごとの信号強度及び時間変化量に基づき、超音波像の造影剤由来の 信号と生体由来の信号を判別し、
超音波像を表示することを特徴とする超音波画像表示方法。
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US11/915,642 US8055036B2 (en) 2005-05-27 2006-05-26 Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic image display method
CN2006800148267A CN101170947B (zh) 2005-05-27 2006-05-26 超声波诊断装置及超声波图像显示方法
EP06746909A EP1884195A4 (en) 2005-05-27 2006-05-26 ULTRASONIC UNIT AND METHOD FOR DISPLAYING AN ULTRASOUND IMAGE
JP2007517923A JP4772788B2 (ja) 2005-05-27 2006-05-26 超音波診断装置及び超音波画像表示方法

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Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009136626A (ja) * 2007-12-10 2009-06-25 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
JP2009279033A (ja) * 2008-05-19 2009-12-03 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 超音波診断装置
US20110230766A1 (en) * 2008-10-09 2011-09-22 Signostics Limited Ultrasound imaging modality improvement
WO2012020758A1 (ja) * 2010-08-11 2012-02-16 株式会社東芝 医用画像診断装置、画像処理装置及び方法
WO2012043312A1 (ja) * 2010-09-28 2012-04-05 株式会社 日立メディコ 超音波診断装置、画像処理装置および染影画像生成方法
JP2016059582A (ja) * 2014-09-17 2016-04-25 株式会社ジェイマックシステム 診断支援装置、診断支援方法および診断支援プログラム
JP2016087161A (ja) * 2014-11-06 2016-05-23 株式会社ジェイマックシステム 診断支援装置、診断支援方法および診断支援プログラム
JP2017108978A (ja) * 2015-12-17 2017-06-22 オリンパス株式会社 超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法および超音波観測装置の作動プログラム

Families Citing this family (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101969857B (zh) 2008-01-23 2014-08-20 M·阿韦基乌 使用超声造影剂的治疗评估
EP2255731B1 (en) * 2008-03-07 2017-06-07 Hitachi, Ltd. Ultrasonic imaging apparatus
JP5395396B2 (ja) * 2008-10-15 2014-01-22 株式会社東芝 超音波診断装置、医用画像処理装置、及び医用画像処理プログラム
KR20110059920A (ko) 2009-11-30 2011-06-08 삼성메디슨 주식회사 변화 추이 영상을 제공하는 초음파 시스템 및 방법
JP5632203B2 (ja) * 2010-06-08 2014-11-26 株式会社東芝 超音波診断装置、超音波画像処理装置及び超音波画像処理プログラム
EP2599440B1 (en) * 2010-11-11 2018-08-22 Olympus Corporation Ultrasonic observation device, method for operating ultrasonic observation device, and operation program for ultrasonic observation device
KR101969305B1 (ko) 2012-01-04 2019-08-13 삼성전자주식회사 초음파 영상 생성 장치 및 방법
CN104720850B (zh) * 2013-12-23 2017-10-03 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种超声造影成像方法及造影图像的区域检测、显像方法
US10376240B2 (en) * 2015-05-15 2019-08-13 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Contrast agent sensitive medical ultrasound imaging
US10675004B2 (en) * 2016-07-20 2020-06-09 Fujifilm Sonosite, Inc. Ultrasound imaging apparatus with image selector
JP6780447B2 (ja) * 2016-11-02 2020-11-04 コニカミノルタ株式会社 超音波診断装置及び画像形成方法
CN113194837B (zh) * 2018-12-17 2024-10-18 皇家飞利浦有限公司 用于帧索引和图像复查的系统和方法
CN111381227B (zh) * 2018-12-28 2024-04-26 松下知识产权经营株式会社 推测方法以及推测装置
JP6769511B2 (ja) * 2019-03-28 2020-10-14 コニカミノルタ株式会社 超音波診断装置
US11883241B2 (en) * 2019-09-30 2024-01-30 Canon Medical Systems Corporation Medical image diagnostic apparatus, ultrasonic diagnostic apparatus, medical imaging system, and imaging control method
CN114881924B (zh) * 2022-03-30 2024-07-23 什维新智医疗科技(上海)有限公司 一种基于超声图像弹性信号的量化分析装置
CN117115284A (zh) * 2023-08-23 2023-11-24 郑州大学 一种基于自编码器的超声图像重建方法及系统

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH1176231A (ja) * 1997-09-11 1999-03-23 Toshiba Corp 超音波診断装置
JP2002238900A (ja) * 2001-02-22 2002-08-27 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
JP2002360569A (ja) * 2001-06-06 2002-12-17 Toshiba Corp 超音波画像診断装置
JP2004208918A (ja) * 2002-12-27 2004-07-29 Hitachi Medical Corp 超音波診断装置
JP2005095376A (ja) * 2003-09-25 2005-04-14 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波診断装置

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2635984B2 (ja) 1987-12-29 1997-07-30 川崎製鉄株式会社 着色顔料用ゲーサイトの製造に用いるゲーサイトシードの多段階生成法
US6213951B1 (en) * 1999-02-19 2001-04-10 Acuson Corporation Medical diagnostic ultrasound method and system for contrast specific frequency imaging
US6132377A (en) * 1999-03-31 2000-10-17 Acuson Corporation Medical diagnostic ultrasonic imaging system and method using differential sub-band detection techniques
JP4567842B2 (ja) * 2000-04-10 2010-10-20 株式会社東芝 超音波診断装置
JP2002176618A (ja) 2000-09-27 2002-06-21 Victor Co Of Japan Ltd 記録再生装置
JP2002176613A (ja) 2000-12-06 2002-06-21 Minolta Co Ltd 動画像編集装置、動画像編集方法および記録媒体
US7198601B2 (en) * 2001-02-01 2007-04-03 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic contrast medium imaging apparatus and method
US6626836B2 (en) * 2001-04-04 2003-09-30 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Adaptive signal processing scheme for contrast agent imaging
JP3959257B2 (ja) * 2001-11-08 2007-08-15 株式会社東芝 超音波診断装置
JP3908555B2 (ja) * 2002-02-08 2007-04-25 株式会社東芝 超音波診断装置
JP4422421B2 (ja) * 2003-03-17 2010-02-24 株式会社日立メディコ 超音波撮像装置
JP2005318180A (ja) 2004-04-28 2005-11-10 Funai Electric Co Ltd ハードディスクレコーダ、映像記録装置

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH1176231A (ja) * 1997-09-11 1999-03-23 Toshiba Corp 超音波診断装置
JP2002238900A (ja) * 2001-02-22 2002-08-27 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
JP2002360569A (ja) * 2001-06-06 2002-12-17 Toshiba Corp 超音波画像診断装置
JP2004208918A (ja) * 2002-12-27 2004-07-29 Hitachi Medical Corp 超音波診断装置
JP2005095376A (ja) * 2003-09-25 2005-04-14 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波診断装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP1884195A4 *

Cited By (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009136626A (ja) * 2007-12-10 2009-06-25 Aloka Co Ltd 超音波診断装置
JP2009279033A (ja) * 2008-05-19 2009-12-03 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 超音波診断装置
US20110230766A1 (en) * 2008-10-09 2011-09-22 Signostics Limited Ultrasound imaging modality improvement
WO2012020758A1 (ja) * 2010-08-11 2012-02-16 株式会社東芝 医用画像診断装置、画像処理装置及び方法
US8634619B2 (en) 2010-08-11 2014-01-21 Kabushiki Kaisha Toshiba Medical image diagnosis apparatus and image processing apparatus and method
WO2012043312A1 (ja) * 2010-09-28 2012-04-05 株式会社 日立メディコ 超音波診断装置、画像処理装置および染影画像生成方法
JPWO2012043312A1 (ja) * 2010-09-28 2014-02-06 株式会社日立メディコ 超音波診断装置、画像処理装置および染影画像生成方法
JP5865251B2 (ja) * 2010-09-28 2016-02-17 株式会社日立メディコ 超音波診断装置および画像処理装置
US9307956B2 (en) 2010-09-28 2016-04-12 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic diagnostic apparatus, image processing device, and stain image generating method
JP2016059582A (ja) * 2014-09-17 2016-04-25 株式会社ジェイマックシステム 診断支援装置、診断支援方法および診断支援プログラム
JP2016087161A (ja) * 2014-11-06 2016-05-23 株式会社ジェイマックシステム 診断支援装置、診断支援方法および診断支援プログラム
JP2017108978A (ja) * 2015-12-17 2017-06-22 オリンパス株式会社 超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法および超音波観測装置の作動プログラム

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