WO2009110308A1 - 超音波撮像装置 - Google Patents

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吉川　秀樹
東　隆
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株式会社日立メディコ
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    • G01S7/52057—Cathode ray tube displays
    • G01S7/52074—Composite displays, e.g. split-screen displays; Combination of multiple images or of images and alphanumeric tabular information

Definitions

  • the present invention relates to a technique for transmitting and receiving ultrasonic waves to and from the inside of a living body and imaging the inside thereof, and more particularly to an ultrasonic imaging apparatus that takes an image using a change in luminance of a tissue in a living body due to a contrast agent.
  • An ultrasonic imaging apparatus that transmits pulsed ultrasonic waves into a living body and images internal information of the living body from the received signal has features such as a small apparatus and real-time image display, and medical treatment along with X-rays and MRI. This is one of the image devices that are widely used in the field.
  • Vascular system contrast technology is generally known as a technique for obtaining an image in which a vascular network including fine structures is emphasized with higher contrast than surrounding tissues, and is widely used in clinical settings in each imaging device. Yes.
  • Ultrasound contrast technology has a limited field of view and imageable area compared to other imaging devices, but the contrast agent itself is not toxic and can observe contrasted blood vessels in real time without significant invasion such as exposure
  • the normal liver contains phagocytic cells called Kupffer cells, and functions to take in the contrast medium in the bloodstream as an external enemy. Due to the phagocytosis of this Kupffer cell, the normal liver appears on the contrast image with high brightness, but abnormal areas such as tumors that do not have Kupffer cells have low brightness compared to the normal area because the contrast agent is not taken in, and this area Can be rendered with a high contrast ratio.
  • the visualization of tumorigenic blood vessels is important in distinguishing liver tumors as well as contrast images using Kupffer cell characteristics.
  • imaging a neoplastic blood vessel and observing its structure and density information necessary for detection of a tumor tissue buried in a normal tissue and differentiation of a tumor can be obtained.
  • contrast-enhanced observation of arterial blood vessels is effective in differentiating hepatocellular carcinoma, and is an indispensable examination item for diagnosis.
  • TIC Time-Intensity Curve
  • Intravenous contrast medium is contrasted in the order of hepatic artery (arterial phase) through which blood flows directly from the heart, hepatic portal vein through which blood flows through the small intestine, and tissue (tissue phase) having Kupffer cells.
  • TIC shapes are shown for each contrast phase. Therefore, it is expected that a blood vessel in the arterial phase can be determined from the measurement result of TIC, and an image presentation having information equivalent to CTA (CT-Angiography) currently used most for the same purpose is expected.
  • typical luminance change patterns of noise or biological signals which are pixels that exhibit irregular luminance fluctuations with low luminance, are prepared in advance, and the luminance of the pixels measured with these patterns is prepared. The change is compared to determine the signal origin of the general region.
  • TIC is effective for imaging blood vessels specialized for a specific contrast phase, but the emergence of new contrast agents that can be contrasted without disappearing is very consistent with high-precision measurement of TIC. ing.
  • the blood flow dynamics in each contrast phase are very complex, and the blood flow dynamics in the arterial phase and the portal vein phase tend to be similar. Therefore, it is difficult to determine an evaluation index for discriminating blood flow dynamics from a specific TIC, and it is difficult to set an optimal range from a two-dimensional image when color-coding a two-dimensional image according to the evaluation index. It is.
  • An object of the present invention is to provide an ultrasonic imaging apparatus that measures an evaluation value of blood flow dynamics based on TIC measurement for each pixel and displays a blood vessel in a contrast phase selected by an operator based on the value. is there.
  • the present invention stores a probe that transmits / receives ultrasonic waves to / from a subject, an image data generation unit that generates a plurality of image data based on a plurality of reception signals from the probe, and the image data.
  • a frame memory a time change measuring unit that measures a time change in luminance of each pixel of the image data, an image configuration unit that forms an evaluation image based on a measurement result of the time change measuring unit, and a display about the evaluation image
  • An input unit that inputs item information; and a display pixel extraction unit that extracts pixels from the evaluation image to form an extracted image.
  • a difference in blood flow dynamics can be imaged and a blood vessel in a contrast phase necessary for diagnosis can be specifically displayed.
  • FIG. 3 is a block diagram illustrating a configuration example of the first embodiment. Processing steps from storage of image data in Example 1 to construction of a blood flow dynamic image.
  • FIG. 3 is an explanatory diagram regarding TIC measurement of a specific pixel according to the first embodiment.
  • FIG. 3 is a block diagram illustrating a configuration example including a body motion correction unit according to the first embodiment. 3 is a typical example of a TIC measured by each pixel of the first embodiment.
  • FIG. 3 is an explanatory diagram relating to a method for measuring an evaluation value serving as an evaluation index by the TIC according to the first embodiment.
  • FIG. 5 is an explanatory diagram regarding a threshold luminance measurement method using TIC according to the first embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an evaluation image and an extracted image of Example 1.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a first example of a display image according to the first embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a second example of a display image according to the first embodiment. The figure which shows an example of the display form containing TIC and the frequency distribution table of Example 1.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining a technique for discriminating an arterial phase from a frequency distribution table according to the first embodiment.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the ultrasonic imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • a probe 2 that transmits / receives ultrasonic waves to / from the imaging target 1, a transmission beamformer 3 and a reception beamformer 7 that give a predetermined time delay to form a desired transmission / reception beam on a piezoelectric element constituting the probe 2;
  • the A / D converter 6 and the D / A converter 4 for analog / digital conversion of the transmitted / received signal, the TGC 5 for correcting the amplitude attenuation generated in the process of propagating through the living body, and the received RF signal are detected and converted into an image signal.
  • a display image extraction unit 15 that extracts a region corresponding to the input display image from the TIC image, a display image configuration unit 17 that configures an image of the input display form, and a display unit that displays the configured image 18.
  • the ultrasonic irradiation surface of the probe 2 has a configuration in which a plurality of piezoelectric elements are arranged in a line, and each element is responsible for transmitting and receiving ultrasonic waves.
  • a voltage pulse from the transmission beamformer 3 is input to each piezoelectric element via the D / A converter 4, and ultrasonic waves are irradiated toward the imaging target 1 by piezoelectric vibration of the element.
  • a predetermined time delay is electronically given to each piezoelectric element, and the ultrasonic wave transmitted from each piezoelectric element is focused at a predetermined position inside the imaging target 1.
  • the reflected echo from the imaging target 1 is received by each piezoelectric element, and the amplitude is corrected according to the propagation distance by the TGC 5 in order to correct the attenuation of the signal generated in the propagation process. Subsequently, the reception signal is sent to the reception beamformer 7 via the A / D converter 6, and the addition result is output with a delay time corresponding to the distance from the focal position to each piezoelectric element (phased addition). ).
  • An RF signal divided into a real part and an imaginary part is output from the reception beamformer 7 and sent to the envelope detection unit 8.
  • the signal sent to the envelope detection unit 8 is converted into a video signal, and then pixel interpolation between the scanning lines is added in SC9 to reconstruct it into two-dimensional image data, and then displayed on the display unit 18. .
  • the processing time can be shortened by reading out image data from the frame memory 10 at a constant sampling interval during the TIC measurement in the TIC measurement unit 11.
  • the outline of the TIC can be determined as a curve.
  • n (> 3) image data for the t-second arterial phase
  • the sampling interval can be n / t.
  • FIG. 2 shows the actual processing steps.
  • step 2 After storing the image data from the introduction of the contrast agent until the tissue is fully filled in the frame memory 10 (step 1), in step 2, the TIC of the pixel is measured.
  • the TIC of all the pixels may be measured, and the stored time-series image data is displayed on the display unit 18 and the operator is instructed via the input unit.
  • the processing time can be shortened by limiting the target range of subsequent processing including TIC measurement.
  • the image data from the SC 9 is displayed on the display unit 18 as needed, and the operator transmits a trigger with a button on the screen or panel as the input unit at an appropriate timing before and after the contrast agent flows in, so that the frame memory It is also possible to limit the image data to be stored in 10.
  • the measurement area is automatically limited by paying attention to the luminance change of the entire image. For example, when interested in the arterial phase, the TIC of all pixels is measured in the initial state, and the result is added for each time phase. The addition result continues to increase in the arterial phase, but the rate of increase decreases as the latter half of the arterial phase is reached.
  • this time By using this time as a threshold and extracting or continuously measuring only the pixels for which the TIC has shown an upward trend, it is possible to automatically limit the area of TIC measurement to the area of interest. According to this method, it is possible to determine the timing at which the addition result starts to rise, that is, the timing at which the contrast medium starts to flow, so that it is easy to specify the frame at which the arterial phase starts.
  • the luminance value of the pixel at the same position on each image is measured, and the TIC measurement at the position is easily performed by arranging the values in time series.
  • the image data acquired from time t 1 to time t n is time-sequentially set as f 1 , f 2 , f n, and the pixel 32 (x, y, t 1 ) on the image data f 1
  • the luminance values of the pixel 34 (x, y, t 2 ) and the pixel 36 (x, y, t n ) having the same coordinates are measured from the image data f 2 and f n .
  • a body movement correction unit 41 between the frame memory 10 and the TIC measurement unit 11 as shown in the block diagram of FIG. .
  • the evaluation value measuring unit 13 measures a value (evaluation value) that serves as an evaluation index of blood flow dynamics.
  • a value (evaluation value) that serves as an evaluation index of blood flow dynamics.
  • I I max (1 ⁇ exp ( ⁇ t)
  • I max is a saturation luminance value when the contrast agent flow rate is saturated
  • ⁇ is a value indicating the acceleration of the contrast agent inflow amount (FIG. 5).
  • I max is a saturation luminance value when the contrast agent flow rate is saturated
  • ⁇ is a value indicating the acceleration of the contrast agent inflow amount (FIG. 5).
  • At least one of the characteristic value of these TICs measured for each pixel or the specific change time (t TIC ) of the time change in which the characteristic change occurs is an evaluation value.
  • FIG. 6A shows a typical example of TIC measured at each pixel.
  • the evaluation value measuring unit 13 constitutes a TIC schematic diagram (FIG. 6B) in which the slope of the TIC is simplified by a low-pass filter or resampling process for this TIC.
  • the saturation luminance value I max and the luminance average value I base before contrast are measured.
  • the acceleration ⁇ of the flow rate of the contrast agent is measured by time differentiation ( ⁇ (luminance) / ⁇ t) of the TIC schematic diagram ((c) of FIG. 6).
  • t TIC here is a specific change time of the time change, and indicates the time to reach a characteristic value such as the saturation brightness or the preset threshold brightness.
  • the threshold luminance is, for example, a value obtained by multiplying the saturation luminance I max at which the TIC becomes flat as shown in FIG. 7A by an appropriate constant ⁇ , for example, 0.8, or as shown in FIG. 7B.
  • an average value ((I max + I base ) / 2) of the luminance average value I base before contrast and the saturation luminance I max after contrast may be used.
  • the contrast agent inflow start time (t 2 ) and the saturation time (t 3 ) are measured, and the intermediate time ((t 3 -t 2 )). / 2) can also be set to tTIC .
  • the above-described setting of the threshold luminance and the measurement of the specific change t TIC of the time change may be performed manually by the operator, or may be performed automatically by inputting the definition of the threshold luminance into the apparatus in advance.
  • it is set by selecting a region of interest from the image data via the input unit by selecting an area of interest from the operator and selecting a screen from the displayed TIC with a pointer or the like.
  • step 4 all pixels on the image data are color-coded according to the value of the measured evaluation value (that is, information based on temporal change in luminance for each pixel), and an evaluation image 81 is configured (FIG. 8).
  • FIG. 8 is an example of an evaluation image 81 when t TIC is used as an evaluation value, and blood vessels 82, blood vessels 83, and tissue regions that are color-coded according to the time difference of t TIC are shown.
  • Color bar 84 shows the correspondence between color shading on the evaluation image 81 and the value of t TIC.
  • Such pixels are displayed in a predetermined color (single color such as black) that can be automatically excluded or reliably recognized by setting in advance. By this process, the contrast area and the non-contrast area can be easily distinguished not only visually but also as signal processing.
  • step 5 information related to the display image is input. Items such as the arterial phase, portal phase, and tissue phase are displayed on the display unit 18, and the operator freely selects a desired item with a pointer on the screen.
  • display items items of abnormal blood vessels that do not belong to the arterial phase, the portal vein phase, and the tissue phase, and items that indicate blood flow dynamics specific to a specific tumor are provided.
  • step 6 necessary pixels are extracted from the evaluation image according to the items input in step 5 from the evaluation image.
  • the pixel to be extracted is determined based on one of the correspondence between the evaluation value and the color of the evaluation image and the temporal change in luminance for each pixel. For example, when the arterial phase is selected in step 5, a region showing a relatively small value of tTIC is selected from the color bar 84 in FIG. 8, all pixels corresponding to the color scheme are extracted, and only the arterial phase is extracted.
  • An extracted image 85 to be displayed is configured. By specifically extracting and imaging pixels indicating the dynamics of the arterial phase, it is possible to distinguish tumors and examine their activity.
  • step 7 an image to be displayed is constructed based on the pixels extracted in step 6.
  • An example of the display form is shown in FIG.
  • the image data 91 read from the SC 9 for grasping the whole image and the extracted image 85 in which the region corresponding to the arterial phase is emphasized are displayed in parallel.
  • the image data 91 may be a still image or a moving image display.
  • the region of interest can be easily determined by the superimposed image example 1 (92) in which the extracted image 85 is superimposed on the image data 91.
  • FIG. 101 there is a form of superimposed image example 2 (101) in which an evaluation image 81 is superimposed on image data 91 and an extracted image area is highlighted on the evaluation image 81.
  • the configured display image is displayed on the display unit 18 (step 8).
  • the operator's operation only inputs a desired display item to the display image input unit 16 in step 5. Since all the remaining processes are automatically performed, the display shown in FIG. 9 or 10 is displayed simultaneously with the input of the display item.
  • the evaluation image 81 configured in step 4 since the evaluation image 81 configured in step 4 is always held in the memory, the information to be displayed can be changed at any time. Therefore, the operation in step 5 can be omitted. In this case, the evaluation image is sent as an extracted image to the display image construction unit 17 in step 6, and the operation is performed based on the display image displayed on the display unit 18. A person edits a desired image by a method described later.
  • a method for changing or adjusting the evaluation index or threshold luminance measured in step 4 based on the display image will be described.
  • the TIC of the region and the evaluation value obtained by the evaluation value measuring unit 13 are displayed on the display unit 18 as shown in FIG.
  • the operator finely adjusts the evaluation index and the threshold luminance.
  • the adjustment contents are sent to the evaluation image construction unit 14 and redisplayed on the display unit 18 after the display image is updated.
  • the TIC of the two blood vessels is displayed, and the threshold luminance of the threshold luminance is confirmed by confirming the set threshold luminance. Appropriateness can be judged, and optimal setting is possible by finely adjusting the threshold value up and down.
  • FIG. 11 shows an example of the display form.
  • the evaluation value is tTIC, and the value increases from left to right.
  • the operator selects an arbitrary part of the frequency distribution table 112 with the pointer via the input unit, the pixel having the corresponding t TIC is extracted by the evaluation image construction unit 14 and the display image is updated. It is also possible to make the selected part a designated area.
  • the frequency distribution table 112 By using the frequency distribution table, it becomes easy to extract a specific part, for example, a hepatic artery in particular.
  • the imaging target is the liver
  • the frequency distribution table 112 has three peaks corresponding to the arterial phase, the portal vein phase, and the tissue phase.
  • the arterial phase and the portal vein phase have similar blood flow dynamics, each blood vessel The t TIC of the upper pixel has a close value. For this reason, it is difficult to optimize the display image to the arterial phase by an image color-coded by tTIC or a specific TIC. Since the frequency of t TIC of all the pixels displayed by the frequency distribution display unit can be confirmed, for example, the arterial phase can be extracted more accurately by setting a designated region at the first peak as shown in FIG. it can.
  • the frequency distribution table may be displayed as a frequency distribution table.
  • the frequency distribution table in Step 3 it is possible to display an image optimized for each contrast phase in Step 4 without requiring fine adjustment by TIC.
  • the frequency distribution is displayed on the display unit, and the operator selects a specific category such as the arterial phase.
  • t TIC is plotted on the horizontal axis, and the cumulative number of pixels is plotted on the vertical axis.
  • a specific category such as an arterial phase can be automatically determined.
  • the above-described apparatus configuration and processing method are mainly contents for identifying and extracting pixels corresponding to the arterial phase, portal vein phase, and tissue phase.
  • the arterial phase, portal vein phase, tissue phase, and t TIC are By removing a region that is not measured from the evaluation image, it is possible to extract a blood vessel or tissue exhibiting abnormal contrast dynamics and display it in a color-coded manner on the display image. Further, as described above, it is also possible to specifically extract a blood vessel showing the dynamics between the artery and the portal vein by adjusting the region designated by the frequency distribution.
  • this technology is a technology for measuring and imaging the time when the luminance change characteristic of the tissue occurs, using luminance information on the image data, and does not limit the image data to be used. That is, in the above-described apparatus configuration, the processing steps using the image data from the SC 9 are described. However, for example, an RF signal from the reception beamformer 7 may be used. The RF signal before being detected by the envelope detector 8 is obtained by directly measuring the luminance information of the tissue, and the luminance change generated in the tissue can be extracted with higher sensitivity than the image data from the SC 9. Further, the image data acquisition method is not limited.
  • Image data configured based on a reception signal in the same frequency band as the ultrasonic transmission signal may be used, and a received signal in a frequency band different from the transmission signal using the characteristics of a contrast agent that exhibits nonlinear behavior
  • the image data obtained by using may be used.

Abstract

　生体内部を伝播する過程で生じる振幅減衰を補正するＴＧＣ（Ｔｉｍｅ－Ｇａｉｎ　Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）と、画像データを構成するＳＣ（Ｓｃａｎ　Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）と、各画素のＴＩＣを計測するためのＴＩＣ計測部と、ＴＩＣに基づいて血流動態を評価するための指標を入力するための評価指標入力部と、評価指標に対応する評価値を計測するための評価値計測部と、評価値に基づいて二次元画像を構成するためのＴＩＣ画像構成部と、表示画像に対応する領域をＴＩＣ画像から抽出する表示画像抽出部とを備え、各画素で計測したＴＩＣを利用して血流動態の違いを計測する超音波撮像装置を提供する。

Description

超音波撮像装置 参照による取り込み
　本出願は、２００８年３月７日に出願された日本特許出願第２００８－０５７１６７号の優先権を主張し、その内容を参照することにより本出願に取り込む。
　本発明は、生体内に対して超音波を送受信し、その内部を画像化する技術に関するもので、特に造影剤による生体内組織の輝度変化を利用して撮像する超音波撮像装置に関する。
　生体内にパルス状超音波を送信し、その受信信号から生体の内部情報を画像化する超音波撮像装置は、小型な装置、リアルタイムでの画像表示といった特徴を有し、Ｘ線やＭＲＩと共に医療分野で汎用的に用いられている画像装置の一つである。
　また血管系の造影技術は微細な構造を含む血管網を周辺組織よりも高いコントラストで強調した画像を得る手法として一般的に知られており、各画像装置において臨床現場で汎用的に利用されている。
　超音波造影剤として用いられるのは直径数ミクロンの微小気泡（マイクロバブル）である。微小気泡が用いられる理由は、医用分野で使用される数ＭＨｚの超音波に共振し、送受信用のパルス信号と同程度の周波数帯域の散乱波を生ずることによる。超音波による造影技術は他の画像装置に比べて視野や撮像可能な領域に制限があるものの、造影剤自体に毒性がない他、被曝等の重大な侵襲がなくリアルタイムで造影血管を観察できる特徴を有する。
　従来の超音波造影剤は、気泡を高音圧照射により圧懐させて造影信号を増強させるものであった。撮像面内の気泡を消失させて画像を取得するため、同一断面を撮像できる時間が数秒に限られる問題があった。つまり、造影剤が組織に充満した状態で超音波照射を行ない、気泡が消失する数秒の間に取得した信号で画像を構成する必要があった。これに対し、近年新たに認可された造影剤は、低音圧照射により気泡を振動させて造影信号の増強を図るものである。撮像面内の気泡が消失しないため、従来の造影剤では困難であった同一断面の連続撮像が可能であり、これにより超音波造影診断の実用性が飛躍的に向上しただけでなく、造影画像に時間情報を導入した造影診断の高度化が期待されている。
　造影診断が有効な対象のひとつは肝臓である。正常な肝臓にはクッパー細胞と呼ばれる食細胞が存在し、血流中の造影剤を外敵とみなして取り込む働きをする。このクッパー細胞の貪食作用により正常な肝臓は造影画像上で高輝度に映るが、クッパー細胞を持たない腫瘍等の異常領域は造影剤が取り込まれない分正常領域に比べて低輝度となり、当該領域を高いコントラスト比で描出できる。
　クッパー細胞の特性を利用した造影画像と共に肝臓腫瘍の鑑別で重要なのは腫瘍新生性血管の描出である。腫瘍新生性の血管を造影してその構造や密度を観察することにより、正常組織に埋もれた腫瘍組織の検出や腫瘍の鑑別に必要な情報を得ることができる。特に動脈性血管の造影観察は肝細胞癌の鑑別に有効であり、診断上で必須の検査項目になっている。
　しかし、肝臓には肝動脈の他に小腸を経由した血液が流入する肝門脈があり、造影画像から両者を正確に識別することは難しい。そこで、造影剤濃度によって変化する画像上の輝度の時間変化（ＴＩＣ：Ｔｉｍｅ－Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ　Ｃｕｒｖｅ）を利用して血流動態を識別する技術が注目されている。静注投与された造影剤は、心臓から血液が直接流入する肝動脈（動脈相）、小腸を経由した血液が流入する肝門脈、クッパー細胞を有する組織（組織相）の順に造影するため、各造影相で異なるＴＩＣの形状を示す。したがってＴＩＣの計測結果から動脈相の血管を判断できることが期待され、同じ目的で現状で最も利用されているＣＴＡ（ＣＴ－Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）と同等の情報を持つ画像提示が期待される。
　例えば、特許文献１に記載の技術は、表示する情報の値と画面上の輝度や色との対応関係はカラーバーで示しており、これを参考に表示レンジを最適に設定する。
　また、特許文献２では、低輝度でかつ不規則に変動する輝度変化を示す画素であるノイズ又は生体信号の典型的な輝度変化のパタンを予め用意しておき、それらパタンと計測した画素の輝度変化を比較して概領域の信号起源を判別している。
　上述したように、血流動態の画像化は腫瘍の鑑別に重要な情報を与えるため、臨床現場でのニーズは高い。また、特定の造影相に特化した血管の画像化にはＴＩＣの利用が有効であるが、消失させずに造影が可能な新規造影剤の出現は、ＴＩＣの高精度計測に非常に合致している。
　各造影相の血流動態は非常に複雑であり、特に動脈相と門脈相の血流動態は似た傾向を示す。そのため、特定のＴＩＣから血流動態を判別するための評価指標を決定することは困難であり、また評価指標によって二次元画像を色分けする際、二次元画像から最適なレンジを設定することは困難である。
　また、画素の輝度変化を利用して信号の起源を判別しようとする際、輝度変化が生じる相対的な時間差を比較する必要がある血流動態の判別は困難である。
　本発明の目的は、ＴＩＣ計測に基づく血流動態の評価値の計測を画素毎に行ない、その値に基づいて操作者が選択する造影相の血管を表示する超音波撮像装置を提供することにある。
特開２００５－８１０７３ 特開平８－２５２２５３
　本発明は一例として、被検体に超音波を送受信する探触子と、前記探触子による複数の受信信号に基づいて複数の画像データを生成する画像データ生成部と、前記画像データを保存するフレームメモリと、前記画像データの画素毎の輝度の時間変化を計測する時間変化計測部と、時間変化計測部の計測結果に基づいて評価画像を構成する画像構成部と、前記評価画像についての表示項目情報を入力する入力部と、前記評価画像から画素を抽出し抽出画像を構成する表示画素抽出部とを有する。
　本発明によれば血流動態の違いを画像化し、診断に必要な造影相の血管を特異的に表示することができる。
　本発明の他の目的、特徴及び利点は添付図面に関する以下の本発明の実施例の記載から明らかになるであろう。
実施例１の構成例を示すブロック図。 実施例１の画像データの保存から血流動態画像の構成に至るまでの処理工程。 実施例１の特定の画素のＴＩＣ計測に関する説明図。 実施例１の体動補正部を含む構成例を示すブロック図。 実施例１の各画素で計測されるＴＩＣの典型例。 実施例１のＴＩＣによる評価指標となる評価値の計測手法に関する説明図。 実施例１のＴＩＣによる閾値輝度の計測手法に関する説明図。 実施例１の評価画像および抽出画像を示す図。 実施例１の表示画像の第一の例を示す図。 実施例１の、表示画像の第二の例を示す図。 実施例１のＴＩＣおよび度数分布表を含む表示形態の一例を示す図。 実施例１の度数分布表から動脈相を判別する手法を説明する図。
符号の説明
　１　撮像対象
　２　探触子
　３　送信ビームフォーマ
　４　Ｄ／Ａ変換器
　５　ＴＧＣ
　６　Ａ／Ｄ変換器
　７　受信ビームフォーマ
　８　包落線検波部
　９　ＳＣ
　１０　フレームメモリ
　１１　ＴＩＣ計測部
　１３　評価値計測部
　１４　評価画像構成部
　１５　表示画素抽出部
　１６　入力部
　１７　表示画像構成部
　１８　表示部
　３２　画素（ｘ、ｙ、ｔ１）
　３４　画素（ｘ、ｙ、ｔ２）
　３６　画素（ｘ、ｙ、ｔｎ）
　４１　体動補正部
　８１　評価画像
　８２　肝門脈
　８３　肝動脈
　８４　カラーバー
　８５　抽出画像
　９１　画像データ
　９２　重畳画像の例１
　１０１　重畳画像の例２
　１１１　ＴＩＣ表示
　１１２　度数分布表。
　以下、本発明の実施例について図を用いて説明する。
　図１は本発明の実施例１になる超音波撮像装置の構成を示すブロック図である。
　撮像対象１に対して超音波を送受信する探触子２と、探触子２を構成する圧電素子に所望の送受信ビームを形成する所定の時間遅延を与える送信ビームフォーマ３と受信ビームフォーマ７と、送受信信号をアナログ・デジタル変換するＡ／Ｄ変換器６及びＤ／Ａ変換器４と、生体内部を伝播する過程で生じる振幅減衰を補正するＴＧＣ５と、受信したＲＦ信号を検波し画像信号に変換する包落線検波部８と、画像信号から二次元画像を構成するＳＣ９と、取得した二次元画像を保存するフレームメモリ１０と、保存した画像データから各画素のＴＩＣを計測するＴＩＣ計測部１１（時間変化計測部）と、計測したＴＩＣに基づいて血流動態を評価するための評価指標をとなる値を計測して算出する評価値計測部（計測値算出部）１３と、各画素で計測した評価値に基づいて二次元画像を構成する評価画像構成部（画像構成部）１４と、着目対象及び表示形態などの表示項目に関する情報を入力する表示画像入力部（入力部）１６と、入力された表示画像に対応する領域をＴＩＣ画像から抽出する表示画像抽出部１５と、入力された表示形態の画像を構成する表示画像構成部１７と、構成された画像を表示する表示部１８とを有する。
　画像データの生成に関しては、ここでは簡単に説明する。探触子２の超音波照射面は、複数の圧電素子が一列に配列した構成になっており、各素子が超音波の送受信を担う。送信ビームフォーマ３からの電圧パルスがＤ／Ａ変換器４を介して各圧電素子に入力され、素子の圧電振動によって撮像対象１に向けて超音波が照射される。この時、各圧電素子には所定の時間遅延が電子的に与えられており、各圧電素子から送信された超音波は撮像対象１の内部の所定の位置で焦点を結ぶ。撮像対象１からの反射エコーは各圧電素子で受信され、伝播過程で生じた信号の減衰分を補正するためにＴＧＣ５で伝播距離に応じた振幅補正がなされる。続いて、受信信号はＡ／Ｄ変換器６を介して受信ビームフォーマ７に送られ、焦点位置から各圧電素子までの距離に応じた遅延時間を掛けて加算結果が出力される（整相加算）。この超音波送受信を、圧電素子列に沿った全ての走査線で行なうことで、撮像対象１の２次元的な反射エコー分布が得られる。受信ビームフォーマ７からは実部と虚部に分けられたＲＦ信号が出力され、包絡線検波部８に送られる。包絡線検波部８に送られた信号は、ビデオ信号に変換された後、ＳＣ９で走査線間の画素補間が加えられ、二次元画像データに再構成された後、表示部１８に表示される。
　ＴＩＣ計測部１１においてＴＩＣ計測の際にフレームメモリ１０から一定のサンプリング間隔で画像データを読み出すことで処理時間を短縮できる。原理的には動脈相の時間（数秒）内に３枚以上の画像データがあればＴＩＣの概略を曲線として判定できるため、例えばｔ秒の動脈相に対してｎ（＞３）枚の画像データを保存すると仮定した場合、サンプリング間隔をｎ／ｔにできる。
　フレームメモリ１０に保存された画像データから血流動態を示す表示画像の構成に至る処理を図１の構成に基づいて説明する。図２は実際の処理工程を示す。
　造影剤の導入から組織に充分に充満するまでの画像データをフレームメモリ１０に保存した後（工程１）、工程２では画素のＴＩＣを計測する。ここで、全ての画素のＴＩＣを計測してもよく、また、保存されている時系列の画像データを表示部１８に表示し、入力部を介して操作者が関心のある範囲を指定することにより、ＴＩＣ計測を含む後段の処理の対象範囲を限定すれば、処理時間の短縮が図れる。また、ＳＣ９からの画像データを随時表示部１８に表示し、造影剤が流入する前後の適当なタイミングで操作者が入力部である画面またはパネル上のボタンでトリガを発信することにより、フレームメモリ１０に保存する画像データを限定することも可能である。また、画像全体の輝度変化に着目することにより、自動的に計測領域を限定される。例えば動脈相に関心がある場合、初期状態では全画素のＴＩＣを計測し、その結果を時相毎に加算する。加算結果は動脈相において上昇を続けるが、動脈相の後半になるに従って上昇率が低下する。この時間を閾値とし、それまでにＴＩＣが上昇傾向を示した画素のみを抽出または継続して計測することにより、ＴＩＣ計測の領域を関心がある領域に自動的に限定することが可能である。この手法によれば加算結果の上昇開始のタイミング、つまり造影剤が流入開始するタイミングを判別できるため、動脈相が開始するフレームの特定も容易である。ＴＩＣ計測は、体動の影響が小さい場合、各画像上で同位置の画素の輝度値を計測し、その値を時系列に配列することで容易に当該位置のＴＩＣ計測がなされる。例えば図３に示すように時刻ｔ１から時刻ｔｎにかけて取得した画像データを時系列にｆ１、ｆ２、ｆｎとし、画像データｆ１上の画素３２（ｘ、ｙ、ｔ１）のＴＩＣ計測を行う場合、画像データｆ２、ｆｎから各々同じ座標を有する画素３４（ｘ、ｙ、ｔ２）、画素３６（ｘ、ｙ、ｔｎ）の輝度値を計測する。
　体動の影響が大きい場合、図４に示すブロック図のようにフレームメモリ１０とＴＩＣ計測部１１の間に体動補正部４１を設置し、フレーム間に生じた体動を補正する必要がある。体動の補正手法は様々考えられるが、最も容易な方法としてはＴＩＣ計測に用いる時系列の画像群から補正処理の基準となる画像を選択し、最小二乗フィッティングや相互相関演算といった一般的なパタンマッチング処理を用いる。また前記画像群から等間隔にサンプリングした画像データに対して補正処理を行ない、その結果から全体の動きを推定することにより処理時間の短縮を図れる。
　工程３では評価値計測部１３にて血流動態の評価指標となる値（評価値）の計測を行なう。造影剤による輝度（Ｉ）の時間変化（ｔ）つまりＴＩＣを式で表すと、Ｉ＝Ｉｍａｘ（１－ｅｘｐ（－βｔ））となる。ここでＩｍａｘは造影剤の流量が飽和したときの飽和輝度値、βは造影剤流入量の加速度を示す値である（図５）。画素毎に計測する、これらのＴＩＣの特徴的な値または特徴的な変化が生じる時間変化の特定変化時間（ｔＴＩＣ）の少なくともいずれかが評価値となる。
　図６の（ａ）は各画素で計測されるＴＩＣの典型的な例である。評価値計測部１３ではこのＴＩＣに対し、Ｌｏｗ－Ｐａｓｓ　Ｆｉｌｔｅｒやリサンプリング処理によりＴＩＣの傾きを単純化したＴＩＣ概略図（図６の（ｂ））を構成する。この段階で飽和輝度値Ｉｍａｘと造影前の輝度平均値Ｉｂａｓｅが計測される。さらに前記ＴＩＣ概略図の時間微分（δ（輝度）／δｔ）により、造影剤の流量の加速度βが計測される（図６の（ｃ））。
　また、ここでのｔＴＩＣは時間変化の特定変化時間であり、前述した飽和輝度や予め設定する閾値輝度等の特徴的な値に達する時間を示す。閾値輝度は、例えば図７の（ａ）に示すようにＴＩＣが平坦になる飽和輝度Ｉｍａｘに適当な定数α、例えば０．８を乗じた値、または、図７の（ｂ）に示すように造影前の輝度平均値Ｉｂａｓｅと造影後の飽和輝度Ｉｍａｘとの平均値（（Ｉｍａｘ＋Ｉｂａｓｅ）／２）を用いてもよい。また、図６の（ｃ）に示す微分結果をもとに、造影剤の流入開始時間（ｔ２）と飽和時間（ｔ３）を計測し、その中間の時間（（ｔ３－ｔ２）／２）をｔＴＩＣにすることもできる。
　上述した閾値輝度の設定および時間変化の特定変化ｔＴＩＣの計測は操作者が手動で行なってもよいが、閾値輝度の定義を予め装置に入力することによって自動的に行なってもよい。手動の場合には、画像データから操作者が着目する領域を入力部を介して選択することにより、表示されるＴＩＣから画面をポインタ等で選択することにより設定される。術者が着目する領域のＴＩＣの全体像に基づいて閾値輝度を設定することにより、所望の領域に対して最適な設定が可能になる。
　工程４では、計測した評価値の値（すなわち、画素毎の輝度の時間変化に基づく情報）に応じて画像データ上の全画素の色分けがなされ、評価画像８１が構成される（図８）。図８はｔＴＩＣを評価値とした場合の評価画像８１の一例であり、ｔＴＩＣの時間差によって色分けされた血管８２、血管８３、および組織領域が示されている。カラーバー８４はｔＴＩＣの値と評価画像８１上の色の濃淡との対応を示すものである。造影剤が流入しない領域のＴＩＣは閾値輝度に達せず、概領域画素のｔＴＩＣは計測されない。そのような画素は予め設定することにより、自動的に排除もしくは確実に認識できる所定の色(黒などの単一の色)で表示される。この処理により造影領域と非造影領域の区別が、視覚的にだけでなく信号処理としても容易に可能になる。
　工程５では表示画像に関する情報が入力される。表示部１８には、動脈相、門脈相、組織相等の項目が表示され、操作者は画面上のポインタで所望の項目を自由に選択する。他にも表示項目の例として、動脈相、門脈相、組織相に属さない異常血管の項目や、特定の腫瘍に特異的な血流動態を示す項目を設ける。
　工程６では評価画像から工程５で入力された項目に応じて必要な画素を評価画像から抽出する。評価値と評価画像の色との対応、及び画素毎の輝度の時間変化のいずれかによって抽出する画素を判断する。例えば工程５で動脈相が選択された場合には、図８のカラーバー８４から比較的ｔＴＩＣが小さい値を示す領域が選択され、その配色に該当する画素が全て抽出され、動脈相のみが表示される抽出画像８５が構成される。動脈相の動態を示す画素を特異的に抽出し画像化することにより、腫瘍の鑑別や活性度の診察が可能である。
　工程７では、工程６で抽出した画素を元に表示する画像を構成する。表示形態の一例を図９に示す。図９の（ａ）の表示形態では、全体像を把握するためにＳＣ９から読み出される画像データ９１と動脈相に相当する領域を強調した抽出画像８５が並列表示される。画像データ９１は静止画像でもよく、また動画表示でもよい。また、画像データ９１に抽出画像８５を重畳した重畳画像の例１（９２）により、着目している領域を容易に判別できる。また、図１０に示すように、画像データ９１に評価画像８１を重畳させ、その上で抽出画像の領域を強調させて表示する重畳画像の例２（１０１）の形態もある。
　構成された表示画像は、表示部１８に表示される（工程８）。
　基本的な構成では、操作者の操作は工程５にて表示画像入力部１６に所望の表示項目を入力するのみである。残りの処理は全て自動的になされるため表示項目の入力と同時に、図９または図１０に示す形態の表示がなされる。但し、本超音波撮像装置の構成では工程４で構成した評価画像８１は常にメモリに保持されているため、表示する情報はいつでも変更できる。そのため、工程５の操作は省略することも可能であり、その場合には工程６において評価画像が抽出画像として表示画像構成部１７に送り、表示部１８に表示される表示画像をもとに操作者が後述する手法により所望の画像に編集する。
　表示画像をもとに工程４で計測した評価指標や閾値輝度の変更や調整をする手法について説明する。表示画像の着目領域を入力部を介してポインタ等で選択することにより、当該領域のＴＩＣ及び評価値計測部１３で求めた評価値が図１１に示すように表示部１８に表示され、それを元に操作者は評価指標や閾値輝度の微調整をする。調整内容は評価画像構成部１４に送られ、表示画像が更新された後に表示部１８に再表示される。表示画像および着目領域のＴＩＣに基づく評価指標や閾値輝度の微調整を適宜行なうことにより、術者の関心に即した表示画像の最適化が図れる。例えば本来異なる血流動態を示す二つの血管が、表示画像上で同程度の評価値と判断された場合、その二つの血管のＴＩＣを表示し、設定した閾値輝度を確認することにより閾値輝度の妥当性が判断でき、閾値を上下させて微調整することにより最適な設定が可能である。
　さらに、表示部１８に設けられた度数分布表示部をポインタで選択することにより横軸に評価値、縦軸に各評価値を有する画素数を示す度数分布表が表示される。図１１はその表示形態の一例である。度数分布表１１２では評価値をｔＴＩＣとし、左から右にかけて値が大きくなる。例えば操作者が度数分布表１１２の任意の部分を入力部を介してポインタで選択すると、該当するｔＴＩＣを持つ画素が評価画像構成部１４で抽出され、表示画像が更新される。また選択する部分を指定領域にすることも可能である。
　度数分布表を利用することにより、特定の部位、例えば特に肝動脈の抽出が容易になる。撮像対象が肝臓の場合、度数分布表１１２は動脈相、門脈相、組織相に応じた三つのピークを持つが、動脈相と門脈相は血流動態が類似しているため、各血管上の画素のｔＴＩＣは近い値を持つ。そのためｔＴＩＣにより色分けした画像や特定のＴＩＣにより、表示画像を動脈相に最適化させることは難しい。度数分布表示部により表示されている全画素のｔＴＩＣの頻度が確認できるため、例えば図１１に示すように最初のピークに指定領域を設置することにより、動脈相をより正確に抽出することができる。なお、度数分布表は度数分布のテーブルとして表示してもよい。
　また、度数分布表の構成を工程３に予め含めることで、ＴＩＣによる微調整を必要とせずに、工程４の段階で各造影相に最適化した画像表示が可能になる。この場合、度数分布を表示部に表示して操作者が動脈相など特定のカテゴリーを選択する。また図１２に示すように横軸にｔＴＩＣ、縦軸に累積画素数をプロットし、その時間微分値の高さから、輝度上昇が顕著な時間範囲、つまり造影剤の流入が顕著な時間範囲の特定が可能で、工程４において動脈相など特定のカテゴリーを自動的に判別することもできる。
　また、上述した装置構成および処理手法は主に動脈相、門脈相、組織相に対応する画素を識別して抽出する内容であったが、動脈相、門脈相、組織相およびｔＴＩＣが計測されない領域を評価画像から除することにより、異常な造影動態を示す血管ないし組織を抽出し表示画像上で色分けして表示することも可能である。また上述したように度数分布で指定する領域を調整することによっても動脈と門脈の間の動態を示す血管を特異的に抽出することも可能である。
　また、本技術は組織に特徴的な輝度変化が生じる時間を、画像データ上の輝度情報を利用して計測、画像化する技術であり、用いる画像データを限定しない。つまり、上述の装置構成ではＳＣ９からの画像データを用いた処理工程を記載したが、例えば受信ビームフォーマ７からのＲＦ信号を利用してもよい。包絡線検波部８により検波される前のＲＦ信号は組織の輝度情報を直接計測したものであり、ＳＣ９からの画像データに比べて組織に生じた輝度変化をより高い感度で抽出できる。また、画像データの取得方法も限定しない。超音波の送信信号と同じ周波数帯域の受信信号に基づいて構成された画像データを用いてもよく、また、非線形の挙動を示す造影剤の特徴を利用し、送信信号と異なる周波数帯域の受信信号を利用して得た画像データを利用してもよい。
　以上記載の構成により、一回の造影剤の使用によっても、動脈相、門脈相、組織相を各々特定するなど、被検体の造影相の違いを判別することができる。
　上記記載は実施例についてなされたが、本発明はそれに限らず、本発明の精神と添付の請求の範囲の範囲内で種々の変更および修正をすることができることは当業者に明らかである。

Claims (15)

  1. 　被検体に超音波を送受信する探触子と、
    　前記探触子による複数の受信信号に基づいて複数の画像データを生成する画像データ生成部と、
    　前記画像データを保存するフレームメモリと、
    　前記画像データの画素毎の輝度の時間変化を計測する時間変化計測部と、
    　時間変化計測部の計測結果に基づいて評価画像を構成する画像構成部と、
    　前記評価画像についての表示項目情報を入力する入力部と、
    　前記評価画像から画素を抽出し抽出画像を構成する表示画素抽出部とを有する超音波撮像装置。
  2. 　計測した時間変化に基づいて評価値を算出する評価値算出部をさらに有し、前記画像構成部は前記評価値に基づいて前記評価画像を構成する請求項１に記載の超音波撮像装置。
  3. 　前記抽出画像と前記画像データを用いて表示画像を構成する表示画像構成部と、前記表示画像を表示する表示部をさらに有する請求項１に記載の超音波撮像装置。
  4. 　前記フレームメモリに保存された画像データについて体動影響を補正する体動補正部をさらに有する請求項１に記載の超音波撮像装置。
  5. 　前記表示部は、前記時間変化の特定変化時間に対する対応画素の数を表示する度数分布表示部を有する請求項３に記載の超音波撮像装置。
  6. 　前記時間変化の特定変化時間を、前記画素の輝度に基づいて計測する請求項１に記載の超音波撮像装置。
  7. 　前記画像構成部は、前記画素毎の輝度の時間変化を色で識別する画像を前記評価画像とする請求項１に記載の超音波撮像装置。
  8. 　前記画素毎の輝度の時間変化の微分値から、前記被検体の造影相の違いを判別する請求項１に記載の超音波撮像装置。
  9. 　前記入力部は表示項目を表示し、操作者の前記表示項目の選択を入力として受ける請求項１に記載の超音波撮像装置。
  10. 　前記画素抽出部は、前記評価値と前記評価画像の色との対応、及び前記画素毎の輝度の時間変化のいずれかによって抽出する画素を判断する請求項１に記載の超音波撮像装置。
  11. 　前記評価値は、前記画素毎の輝度の時間変化を表す式をＩ＝Ｉｍａｘ（１－ｅｘｐ（－βｔ））とするときに、造影剤の流量が飽和するときの飽和輝度値（Ｉｍａｘ）、造影剤流入量の加速度を示す値（β）、特定の輝度値に達する時間の少なくともいずれかである請求項１に記載の超音波撮像装置。
  12. 　前記表示部は、操作者が選択する領域の前記時間変化の特定変化時間および評価値を表示する請求項３に記載の超音波撮像装置。
  13. 　前記表示画像構成部は、前記画像データ、前記評価画像、前記抽出画像を任意に組み合わせた画像を前記表示画像とする請求項３に記載の超音波撮像装置。
  14. 　前記表示画像構成部は、動画像で表示される画像データ上に色分けした前記評価画像を半透明で重畳した画像、動画像で表示される画像データ上に色分けした前記抽出画像を半透明で重畳させた画像、及び特定の領域を強調した画像のいずれかを前記表示画像とする請求項３に記載の超音波撮像装置。
  15. 　計測した時間変化に基づいて評価値を算出する評価値算出部をさらに有し、前記入力部は、表示画像の領域の選択入力を受け、前記表示部は、前記選択入力に基づいて選択される領域の前記画素毎の輝度の時間変化および評価値を表示する請求項３に記載の超音波撮像装置。
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Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2011254963A (ja) * 2010-06-08 2011-12-22 Toshiba Corp 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
JP2012024132A (ja) * 2010-07-20 2012-02-09 Toshiba Corp 超音波診断装置、画像管理装置及びプログラム
WO2012029459A1 (ja) * 2010-08-31 2012-03-08 株式会社日立メディコ 超音波診断装置及び超音波画像表示方法
JP2012055687A (ja) * 2010-08-11 2012-03-22 Toshiba Corp 医用画像診断装置、画像処理装置及び方法
JP2012143473A (ja) * 2011-01-14 2012-08-02 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 超音波診断装置
WO2012137431A1 (ja) * 2011-04-05 2012-10-11 パナソニック株式会社 超音波診断装置、及び、超音波診断画像の出力方法
WO2013057982A1 (ja) * 2011-10-19 2013-04-25 株式会社日立メディコ 画像診断装置、および画像判別方法
JP2013526975A (ja) * 2010-05-27 2013-06-27 三星メディソン株式会社 カラー再構成映像を提供する超音波システムおよび方法
WO2013118191A1 (ja) * 2012-02-10 2013-08-15 三菱電機株式会社 運転支援装置及び運転支援方法
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

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6078943B2 (ja) 2011-02-28 2017-02-15 ソニー株式会社 画像処理装置および方法、並びに、プログラム
CN106170254B (zh) * 2014-10-16 2019-03-26 奥林巴斯株式会社 超声波观测装置
JP6707320B2 (ja) * 2015-06-01 2020-06-10 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 画像処理装置およびｘ線診断装置
KR102525616B1 (ko) * 2015-10-08 2023-04-26 삼성메디슨 주식회사 조영제 초음파 진단 장치 및 방법
CN108464845A (zh) * 2018-01-22 2018-08-31 苏州佳世达电通有限公司 一种超声波探头的异常侦测方法和超声波诊断系统
EP4051125A1 (en) * 2019-11-01 2022-09-07 Koninklijke Philips N.V. Systems and methods for color mappings of contrast images
JP7424003B2 (ja) 2019-11-20 2024-01-30 コニカミノルタ株式会社 医用画像表示装置、領域表示方法及び領域表示プログラム

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08252253A (ja) 1995-03-17 1996-10-01 Hitachi Medical Corp 超音波診断装置
JP2001054520A (ja) * 1999-08-19 2001-02-27 Toshiba Corp 超音波診断装置および医用画像診断装置
JP2005081073A (ja) 2003-09-11 2005-03-31 Toshiba Corp 超音波診断装置

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2748667B2 (ja) * 1990-07-20 1998-05-13 三菱マテリアル株式会社 Ｎｉ合金粉末およびその製造法
JPH05305089A (ja) * 1992-05-07 1993-11-19 Toshiba Corp 超音波診断装置
JP3685551B2 (ja) * 1996-06-11 2005-08-17 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 差分像撮像方法およびｘ線ｃｔ装置
US6760486B1 (en) * 2000-03-28 2004-07-06 General Electric Company Flash artifact suppression in two-dimensional ultrasound imaging
US7024024B1 (en) * 2000-11-14 2006-04-04 Axle International System for contrast echo analysis
US6659953B1 (en) * 2002-09-20 2003-12-09 Acuson Corporation Morphing diagnostic ultrasound images for perfusion assessment
WO2004080302A1 (ja) * 2003-03-14 2004-09-23 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴イメージング装置
US8460191B2 (en) 2005-05-20 2013-06-11 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic medical diagnostic device for imaging changes with time
EP1884195A4 (en) * 2005-05-27 2011-03-30 Hitachi Medical Corp ULTRASONIC UNIT AND METHOD FOR DISPLAYING AN ULTRASOUND IMAGE

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08252253A (ja) 1995-03-17 1996-10-01 Hitachi Medical Corp 超音波診断装置
JP2001054520A (ja) * 1999-08-19 2001-02-27 Toshiba Corp 超音波診断装置および医用画像診断装置
JP2005081073A (ja) 2003-09-11 2005-03-31 Toshiba Corp 超音波診断装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP2255731A4 *

Cited By (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2013526975A (ja) * 2010-05-27 2013-06-27 三星メディソン株式会社 カラー再構成映像を提供する超音波システムおよび方法
JP2011254963A (ja) * 2010-06-08 2011-12-22 Toshiba Corp 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
US9201139B2 (en) 2010-06-08 2015-12-01 Kabushiki Kaisha Toshiba Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image processing apparatus, and medical image diagnostic apparatus
JP2012024132A (ja) * 2010-07-20 2012-02-09 Toshiba Corp 超音波診断装置、画像管理装置及びプログラム
JP2012055687A (ja) * 2010-08-11 2012-03-22 Toshiba Corp 医用画像診断装置、画像処理装置及び方法
JPWO2012029459A1 (ja) * 2010-08-31 2013-10-28 株式会社日立メディコ 超音波診断装置及び超音波画像表示方法
WO2012029459A1 (ja) * 2010-08-31 2012-03-08 株式会社日立メディコ 超音波診断装置及び超音波画像表示方法
CN103025247A (zh) * 2010-08-31 2013-04-03 株式会社日立医疗器械 超声波诊断装置以及超声波图像显示方法
US9131923B2 (en) 2010-08-31 2015-09-15 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic diagnostic device and ultrasonic image display method
JP5680654B2 (ja) * 2010-08-31 2015-03-04 株式会社日立メディコ 超音波診断装置及び超音波画像表示方法
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
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
JP2012143473A (ja) * 2011-01-14 2012-08-02 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 超音波診断装置
JPWO2012137431A1 (ja) * 2011-04-05 2014-07-28 コニカミノルタ株式会社 超音波診断装置、及び、超音波診断画像の出力方法
US9795363B2 (en) 2011-04-05 2017-10-24 Konica Minolta, Inc. Ultrasound diagnostic apparatus and method for outputting ultrasound diagnostic image
JP5867401B2 (ja) * 2011-04-05 2016-02-24 コニカミノルタ株式会社 超音波診断装置、及び、超音波診断画像の出力方法
WO2012137431A1 (ja) * 2011-04-05 2012-10-11 パナソニック株式会社 超音波診断装置、及び、超音波診断画像の出力方法
US9280817B2 (en) 2011-10-19 2016-03-08 Hitachi Medical Corporation Image diagnostic device and an image diagnostic method for automatic assessment of the start and end of the inflow of a contrast medium
WO2013057982A1 (ja) * 2011-10-19 2013-04-25 株式会社日立メディコ 画像診断装置、および画像判別方法
JP5676007B2 (ja) * 2011-10-19 2015-02-25 株式会社日立メディコ 画像診断装置、および画像判別方法
JPWO2013118191A1 (ja) * 2012-02-10 2015-05-11 三菱電機株式会社 運転支援装置及び運転支援方法
WO2013118191A1 (ja) * 2012-02-10 2013-08-15 三菱電機株式会社 運転支援装置及び運転支援方法
US9852632B2 (en) 2012-02-10 2017-12-26 Mitsubishi Electric Corporation Driving assistance device and driving assistance method

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