WO2010117025A1 - 超音波診断装置、および、血流動態の分布像の構成方法 - Google Patents

超音波診断装置、および、血流動態の分布像の構成方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2010117025A1
WO2010117025A1 PCT/JP2010/056329 JP2010056329W WO2010117025A1 WO 2010117025 A1 WO2010117025 A1 WO 2010117025A1 JP 2010056329 W JP2010056329 W JP 2010056329W WO 2010117025 A1 WO2010117025 A1 WO 2010117025A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
image
tic
value
blood flow
parameter
Prior art date
Application number
PCT/JP2010/056329
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
吉川　秀樹
東　隆
Original Assignee
株式会社 日立メディコ
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社 日立メディコ filed Critical 株式会社 日立メディコ
Priority to US13/263,184 priority Critical patent/US8971600B2/en
Priority to CN2010800143768A priority patent/CN102387747A/zh
Priority to JP2011508381A priority patent/JP5753489B2/ja
Priority to EP10761724.3A priority patent/EP2417912B1/en
Publication of WO2010117025A1 publication Critical patent/WO2010117025A1/ja

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/06—Measuring blood flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/13—Tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/461—Displaying means of special interest
    • A61B8/463—Displaying means of special interest characterised by displaying multiple images or images and diagnostic data on one display
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/467—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means
    • A61B8/469—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means for selection of a region of interest
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/481—Diagnostic techniques involving the use of contrast agents, e.g. microbubbles introduced into the bloodstream
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/483—Diagnostic techniques involving the acquisition of a 3D volume of data
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8993—Three dimensional imaging systems
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52053—Display arrangements
    • G01S7/52057—Cathode ray tube displays
    • G01S7/52071—Multicolour displays; using colour coding; Optimising colour or information content in displays, e.g. parametric imaging

Definitions

  • the present invention relates to a technique for transmitting ultrasonic waves into a living body and imaging information inside the living body based on the received signal.
  • the present invention calculates information related to blood flow from a captured image using a contrast agent.
  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that displays images in an integrated manner.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus is one of imaging apparatuses that are widely used in the medical field together with MRI and CT, and is characterized by being a small apparatus and high spatial resolution and temporal resolution.
  • ultrasound contrast agents In recent years, with the widespread use of ultrasound contrast agents, angiographic techniques and tumor imaging techniques have been developed, and improvement in diagnostic ability is expected.
  • CTA CT-Angiography
  • X-rays intravenously injected, and a plurality of X-ray images acquired at the stage where the contrast agent passes through the blood vessel can be reconstructed to visualize the blood vessel structure in three dimensions.
  • the patient may be burdened by X-ray exposure or contrast medium administration.
  • diagnostic imaging using ultrasound does not involve invasion such as exposure during imaging.
  • the contrast agent since the microbubbles having a diameter of several ⁇ m are used as the contrast agent, the contrast agent itself is not toxic.
  • the microbubbles are discharged from the body by the natural metabolic function of the body over time. For this reason, image diagnosis using ultrasound has a feature that the burden on the patient is small. Since microbubbles (contrast agent for ultrasound) resonate with ultrasonic waves of several MHz used in the medical field and emit strong nonlinear signals, the nonlinear signals are specifically detected and imaged. Can depict a clear blood vessel structure with high contrast.
  • Ultrasonic contrast agents are roughly classified into high sound pressure type and low sound pressure type due to the difference in behavior with respect to ultrasonic irradiation.
  • the high sound pressure type bubbles are crushed by irradiating ultrasonic waves with high sound pressure (mechanical index: MI1.0 to 1.9), and an image is formed by a non-linear signal generated at that time. Since the contrast medium (microbubbles) disappears with each irradiation, it is necessary to appropriately change the imaging surface in order to observe the contrast in the same region.
  • the low sound pressure type performs image composition with nonlinear signals obtained by resonating without damaging bubbles by ultrasonic irradiation of (MI 0.1 to 0.9), so that it exhibits a continuous contrast effect and continues the same region.
  • contrast agents microbubbles
  • Kupffer cells present in the sinusoids connecting arteries and portal veins to central veins. Therefore, when ultrasound is irradiated while the contrast medium is filled in the liver tissue, the region where Kupffer cells are functioning normally is stained with high brightness, so that the lesion area such as a tumor is defective in brightness. Can be identified. Furthermore, since the brightness and the duration of the staining are one index for evaluating the function of the Kupffer cell, it is considered to be effective for the liver function diagnosis.
  • contrast-enhanced images by ultrasound are effective not only for observing a fine blood vessel structure but also for judging the function of the tissue, and have become widespread mainly in the abdominal region.
  • the low sound pressure type contrast agent described above has an advantage that a contrast effect is sustained because a nonlinear signal is generated by resonance by ultrasonic irradiation, and the progress of the shadow can be observed on the same imaging surface.
  • the blood vessels of arteries, portal veins, and veins are stained at different phases depending on the path, and then the tissue is stained. Is done.
  • the tissue when there is a tumor, it exhibits a different shadowing process depending on the degree of vascular proliferation and activity, so that the nature of the tumor can be known by closely observing the dynamics of the shadowing.
  • Such a difference in the staining process depending on the tissue indicates a change in blood flow such as a flow path, flow rate, and velocity of the blood flow starting from the heart, that is, blood flow dynamics.
  • TIC Time-Intensity Curve
  • Patent Document 1 is a technique for calculating an index value such as a luminance average value from a TIC measured by a transmission sequence in which high and low sound pressures are combined, and presenting an image color-coded according to the value. is there.
  • TIC measurement is triggered by high-sound pressure ultrasound irradiation on a tissue filled with contrast agent, and is performed by measuring the process of contrast agent recirculation in the imaging plane under low sound pressure irradiation. Yes.
  • An object of the present invention is to calculate an evaluation index indicating the blood flow dynamics starting from the heart using a TIC indicating a temporal change in the staining from administration of a contrast agent to tissue staining, and color according to the value.
  • An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus constituting a map.
  • the following ultrasonic diagnostic apparatus That is, a probe that transmits / receives ultrasonic waves to / from an imaging target, an image data configuration unit that configures image data based on a signal received by the probe, and a temporal luminance change curve from the luminance value of the image data
  • A supervise that has a luminance change curve calculation unit, a distribution image component that forms a distribution image of blood flow dynamics from the value of a predetermined parameter obtained from a time luminance change curve, and a display unit that displays the distribution image of blood flow dynamics
  • An ultrasound diagnostic apparatus is provided.
  • blood flow dynamics starting from the heart can be evaluated by a luminance change curve (TIC), and images showing differences in blood vessel and tissue properties can be displayed in color, which makes it easy to compare differences in blood flow dynamics.
  • TIC luminance change curve
  • An image display device that can be provided can be provided.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment.
  • the flowchart which shows the process process from the contrast agent administration of Example 1 to the display of a color map.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining a storage trigger for image data according to the first embodiment.
  • (A) Explanatory drawing which shows the process which acquires the luminance value of the same pixel of the image data in the process 102 of Example 1,
  • Graph showing TIC smoothed 1 is a block diagram illustrating a configuration example in which a position correction vector calculation unit is provided in the apparatus configuration of the first embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining changing a color range by redistributing colors in a range of a region of interest on a color map according to the first embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining changing a color range by redistributing colors with reference to a reference area on a color map according to the first embodiment.
  • Explanatory drawing which shows the image which superimposed and displayed the information which remove
  • FIG. Explanatory drawing which shows the image which superimposed the background image on the color map of Example 1.
  • FIG. 3 is a block diagram illustrating a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a second embodiment. Explanatory drawing which shows the positional relationship of the different imaging surface of Example 2.
  • FIG. Explanatory drawing which shows the structure of 3D color map by the image data of each imaging surface of Example 2.
  • FIG. The block diagram which shows the structural example provided with the position correction vector calculating part in the apparatus structure of Example 2.
  • FIG. FIG. 6 is a diagram illustrating position correction processing according to the second embodiment.
  • FIG. 1 shows a block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus (image display apparatus) of the first embodiment.
  • This apparatus includes a probe 2 that transmits / receives an ultrasonic signal to / from an imaging target 1, a transmission beamformer 3 that gives a predetermined time delay to form a desired transmission / reception beam on a piezoelectric element constituting the probe 2, and It is generated in the process in which the ultrasonic signal propagates inside the living body, the D / A converter 4 that performs digital / analog conversion on the transmission signal, the A / D converter 6 that performs analog / digital conversion on the reception signal.
  • a TGC (time gain controller) 5 that corrects amplitude attenuation, an envelope detector 8 that detects a received RF (radio frequency) signal and converts it into an image signal, and an SC that forms two-dimensional image data from the image signal (Scan converter) 9, an image memory 10 for storing image data at a predetermined sampling interval configured by SC 9, a sampling interval of image data and a time luminance change curve (
  • the TIC calculation control unit 11 that performs control related to the generation of the TIC, such as the setting of the region of interest to be generated), and the TIC that generates the TIC based on the control content set by the TIC calculation control unit 11
  • the value of the parameter specified by the drawing information input unit 13 is calculated from the calculation unit 12, the drawing information input unit 13 for designating an evaluation index (parameter) calculated from the TIC, and the TIC generated by the TIC calculation unit 12.
  • a parameter calculation unit 14 that performs the calculation, a distribution image configuration unit 16 that configures a color map based on the calculated parameter value, a display unit 17 that displays an image formed by the distribution image configuration unit 16, and a display on the display unit 17. And a display information input unit 15 for receiving a change in the display mode of the color map and TIC.
  • the system from the signal received by the probe 2 to the construction of image data is referred to as an image data construction unit.
  • the image composed of the image data configuration unit is a monochrome image (B mode) of a general-purpose ultrasonic diagnostic machine or a contrast agent image (a signal from the contrast agent is enhanced by a transmission / reception sequence, filter processing, etc.) Since the image construction method is generally known, only a brief description will be given here.
  • the ultrasonic irradiation surface of the probe 2 has a one-dimensional array 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.
  • 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). ).
  • a technique for enhancing and imaging a signal from a contrast agent for example, a method of transmitting two signals whose phases are reversed and adding the received signals is well known.
  • the addition of the received signal suppresses the fundamental frequency component, which is mainly the tissue component, while enhancing the harmonic component, which is mainly the signal from the contrast agent.
  • the two-dimensional reflected echo distribution of the imaging target 1 can be obtained by performing ultrasonic transmission / reception with all the scanning lines along the piezoelectric element array.
  • 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 at SC9 to reconstruct it into two-dimensional image data, which is then displayed on the display unit 17.
  • the operator confirms the image data displayed on the display unit 17 while operating the probe 2 by a general usage method, and determines the imaging surface in the region of interest.
  • image data is stored in the image memory 10 at the same time as the contrast medium is administered (steps 100 and 101).
  • the operator operates a switch installed on the operation panel of the ultrasonic diagnostic apparatus, and thereby a trigger for starting the storage of image data is sent to the TIC calculation unit 12.
  • the configuration is input.
  • the trigger signal is sent to the SC 9 and storage in the image memory 10 is started.
  • a TIC switch is provided on the probe 2, its operability is further improved.
  • the acquired image data and the image data acquired immediately before are compared, and the storage is automatically started from the time when the luminance change becomes large.
  • the operability is further improved.
  • a difference value for each pixel is calculated between the acquired image and the image acquired immediately before it, and the sum is calculated.
  • the image data is automatically saved from the time when this value continues to increase for 0.5 seconds (corresponding to 10 frames when the frame rate is 20).
  • the increase in brightness at the start of the inflow of the contrast agent lasts for several seconds, and the time difference for the contrast agent to flow into the artery, portal vein, and other blood vessels also takes 1 second or more.
  • image data Even if image data is acquired, data reflecting the blood flow dynamics of each blood vessel can be obtained.
  • the acquired image data is stored in advance, and the time after the time that is set back by a preset number of seconds (1 to several seconds) from when the image data storage start trigger is entered manually or automatically by the operator.
  • the operator sets the sampling interval of the image data stored in the image memory 10 in the TIC calculation control unit 11 in advance.
  • TIC temporary luminance curve
  • the frame from which image data is acquired is stored. It is necessary to set the sampling interval in consideration of the rate and reduce the load on the memory. Since the increase in luminance on the image data due to the inflow of the contrast agent reaches an equilibrium state in a few seconds, sampling of at least about 4 Hz is necessary. Therefore, for example, when the frame rate is 20 Hz, image data is stored every five frames.
  • the initial value f1 (x, y) is subtracted from each luminance value, and the luminance value 0 is set as the starting point. However, since the initial value information is retained, the original TIC can be restored and confirmed by the operator.
  • TIC generation may be performed for all pixels of image data stored in the image memory 10.
  • a pixel range may be set in advance, and a TIC of the average luminance value of the pixel range may be generated.
  • the pixel range for generating the TIC may be limited to the range of the region of interest set on the image data by the operator.
  • the region of interest can be set by the operator in advance on the image data displayed on the display unit 17 before the image data is saved, or the saving of the image data is finished. Later, appropriate image data from the stored image data may be displayed on the display unit 17 and set by the operator on the image data.
  • the image data itself stored in the image memory 10 can be limited to the range of the region of interest. In this case, the load on the memory can be reduced. .
  • Information on the region of interest that limits the pixel range for generating the TIC is input to the TIC calculation control unit 11 by the operator.
  • the TIC generation process in step 102 is executed simultaneously with the saving of the image data, except when a region of interest is set for the image data saved in the image memory 10.
  • a position correction vector calculation unit 18 is provided as shown in FIG. 5 and a position correction process is performed before the TIC generation process if necessary. is there.
  • a generally known pattern matching process is used as the position correction process.
  • a reference area 62 that serves as a reference for position correction is set on the acquired first image data 61.
  • a search area 63 is set on the image data to be subjected to position correction.
  • the center position of the search area 63 is the same as that of the reference area 62, and the size of the search area 63 is arbitrarily determined by the operator according to the size of the positional deviation to be corrected.
  • a matching area 64 that can be regarded as the same as the reference area 62 is searched from the search area 63, and a vector connecting the center position of the matching area 64 and the center position of the search area 63 is generated as a position correction vector 65 (FIG. 6B).
  • a search method for the matching area 64 for example, the sum of absolute difference values is calculated while shifting the reference area 62 pixel by pixel within the search area 63, and the area is determined to have the minimum value.
  • FIG. 7A shows the reference image data f t0 , the images (f t1 , f t2 , f t3 , f t4 , f t5 ) to be corrected, the positions of the structures 211 in these images,
  • the TIC acquisition position (pixel) 212 and the position coordinates of the structure 211 on each image data are shown.
  • position correction is not performed as shown in FIG. 7A, the TIC acquisition position 212 is fixed regardless of the position change of the structure 211 (FIG. 7C). For this reason, since the luminance value of the same pixel (x 0 , y 0 ) is acquired, an error due to misalignment occurs.
  • the TIC acquisition position 212 is moved based on the position correction vector 65 (FIG. 6B) generated by the position correction vector calculation unit 18 as shown in FIG.
  • the coordinates of the TIC acquisition position 212 can be matched (FIG. 7C). This enables accurate TIC generation.
  • FIG. 8 shows the luminance change of the correction target pixel (x 0 , y 0 ) and two adjacent pixels (x 1 , y 1 ) and (x 2 , y 2 ) from time t 0 to t 8. Each is indicated by a circle mark, a triangle mark, and a square mark.
  • Smoothing processing is performed on the TIC of this pixel (x 0 , y 0 ) as follows. First, the average value of the luminance value at the time t 0 and the luminance value at the time t 2 of the pixel (x 0 , y 0 ) is obtained, and the luminance value closest to this is calculated for each pixel (x 0 , y 0 ) at the time t 1 . , (X 1 , y 1 ), (x 2 , y 2 ) are selected from the luminance values, determined as the time t 1 of the pixel (x 0 , y 0 ), and used for TLC.
  • Luminance value at t 2 in the same manner selects the value closest to the average value of the luminance at time t 1 and time t 3 from the luminance value of each pixel at time t 2.
  • the TIC shown by the solid line in FIG. 8 is generated.
  • correction processing is assumed with two adjacent pixels, but the number of pixels is not limited, and for example, correction may be performed with all eight adjacent pixels. However, there is a trade-off relationship between the correction accuracy and the processing load, and the pixels used for correction are determined in consideration of the processing time.
  • step 103 the drawing information input unit 13 is activated in response to the operation of a predetermined switch on the operation panel or the display screen by the operator, and the construction process of the color map indicating the blood flow dynamics is started. Simultaneously with the activation of the drawing information input unit 13, the image data stored in the image memory 10 is reproduced on the display unit 17 as a moving image (contrast image) 90 in chronological order.
  • the moving image displayed on the display unit 17 may be an image that is stored by the SC 9 through compression processing and directly transferred to the display unit 17.
  • the TIC of the region of interest is displayed side by side with the contrast image 90 on the display screen 41.
  • a plurality of regions of interest 91 can be set at arbitrary positions.
  • the operator can freely select the parallel display 93 and the superimposed display 92. Further, the operator can freely edit the display form, such as displaying the region of interest 91 or the TIC designated by the operator in the superimposed display 92 and displaying the other TICs in the parallel display 93.
  • step 104 the operator selects drawing information that should form the color map from the drawing information list.
  • Each drawing information corresponds to an evaluation index (parameter) representing the characteristics of the TIC.
  • Drawing information is selected on a navigation screen 51 displayed on the display unit 17 as shown in FIG. An example of the navigation screen 51 is shown in FIG.
  • the navigation screen 51 shows an appropriate TIC (schematic diagram of TIC or any TIC shown in FIG. 9) 52 and a list 53 of representative drawing information, and values or ranges corresponding to each drawing information are shown. It is shown on TIC52.
  • the “inflow start time” is the time when the contrast medium administered from the vein flows into the region of interest and the shadowing starts ((1) shown on the TIC 52 in FIG. 10), and the “balanced luminance arrival time” is the contrast medium Is sufficiently recirculated to reach an equilibrium state ((2) in FIG. 10), and “disappearance start time” is the time (contrast (3 in FIG. 10) when the contrast agent disappears from the equilibrium state and the TIC begins to decrease. )), “Duration” is the time to reach the threshold again due to the disappearance of the contrast agent after reaching the threshold brightness ((4) in FIG. 10), and “threshold brightness arrival time” is the threshold. The time to reach the brightness ((5) in FIG.
  • TIC increase rate is an index reflecting the blood flow rate, and the time change rate of TIC from the start of staining to the equilibrium state (same as in FIG. 10).
  • TIC drop rate is an index reflecting the disappearance rate of the contrast agent, and the time change rate of TIC when the TIC drops from the equilibrium state ((7) in FIG. 10)
  • Equilibrium brightness is an index reflecting blood flow, and the brightness value when the contrast agent is sufficiently circulated to reach an equilibrium state ((8) in FIG. 10). It is an index that suggests the total flow rate of TIC and is the time integral value of TIC (the hatched area in FIG. 10 (9)).
  • the operator selects drawing information from the drawing information list 53 by operating the pointer displayed on the display unit 17 and selecting a desired number.
  • the selected drawing information and the corresponding number on the TIC 52 are highlighted with underline or bold as shown in FIG. 10, and the selected item can be easily identified.
  • the order of the drawing information in the drawing information list 53 displayed on the navigation screen 51 is ranked according to, for example, the frequency selected by the operator in the past or the importance in tumor diagnosis, and the drawing information with a higher rank comes up. It is possible to make it the structure which displays as follows. It is also possible to configure so that the operator can freely change the order of the drawing information.
  • the threshold necessary for calculating the threshold luminance arrival time and duration is set by the operator moving an arrow (an arrow indicating (5) or (4) in FIG. 10) installed on the TIC 52 in FIG. It is configured to be. At that time, the brightness value corresponding to the position designated by the arrow is also displayed on the navigation screen 51.
  • drawing information in the drawing information list 53 in FIG. 10 is an example.
  • drawing information that can be acquired based on the TIC is newly defined. It is configured so that the operator can freely edit.
  • the parameter calculation unit 14 calculates a parameter (evaluation index) value corresponding to the drawing information selected in step 104.
  • the TIC generated by the TIC calculation unit 12 is simplified to a function having a typical TIC characteristic set in advance, and a parameter value is calculated for the simplified TIC.
  • FIG. 11 shows a TIC (dashed line) generated by the TIC calculation unit 12 and a TIC (straight line) simplified by a predetermined function.
  • the predetermined function starts at a luminance value of 0, increases linearly at the first time point, reaches an equilibrium luminance value at the second time point, and then reaches a constant time equilibrium state and then linearly at the third time point. It is assumed to descend.
  • an inclination indicating a luminance increase from the first time point to the second time point is calculated.
  • the average luminance value (I avg ) and the time (number 1 and number 2) that become 1/2 of the average luminance value (I avg / 2) are obtained from the time-averaged TIC for each of the rising time and falling time, and these Is used to determine the luminance change per unit time from Equations 3 and 4, and these are used as parameter values corresponding to the “TIC increase rate” and “TIC decrease rate” of the drawing information.
  • the straight line connecting two measurement points (Equation 5 and Equation 6) determined from the value used when calculating the rate of increase is extended, and the time when the straight line reaches the luminance value 0 is defined as the first time point.
  • the time at the first time point is a parameter value corresponding to the “inflow start time” of the drawing information.
  • the time point when the extension line of the straight line connecting the two measurement points (Equation 5 and Equation 6) when calculating the “TIC increase rate” reaches the equilibrium luminance value is obtained.
  • the second time is assumed.
  • the time at the second time point is a parameter value corresponding to the “balanced luminance arrival time”.
  • the time when the extension line of the straight line connecting the two measurement points (Equation 8 and Equation 9) determined from the value obtained when calculating the “TIC decrease rate” reaches the “balanced luminance” value is obtained.
  • the time at the third time point is a parameter value corresponding to the “disappearance start time”.
  • the equilibrium time from the second time point is assumed and the third time is measured (data acquisition) end time.
  • the luminance at the third time point is the equilibrium luminance value.
  • the operator inputs the threshold value directly. Although not necessarily required, it is possible to immediately reflect the change of the drawing information in the color map by calculating the value indicating the characteristic of the TIC in advance.
  • the information stored in each pixel constituting the image data includes the initial value of the TIC calculated by the TIC simplification process, the first time point, the second time point, the third time point, and the TIC lowering rate. You may restrict to. With these five pieces of information, the outline of the TIC of each pixel can be reproduced, and a color map can be constructed.
  • the contrast agent inflow start time is introduced as a parameter t 0
  • step 106 based on the parameter values calculated in step 105, a color map in which pixels are color-coded according to the magnitude of each value is constructed.
  • FIG. 1 An example of the display form of the color map is shown in FIG.
  • the contrast image 90 that is the stored image data
  • the TIC superimposed display 92 corresponding to the selected region of interest
  • the selected drawing information and the corresponding value are displayed on the TIC superimposed display 92.
  • An arrow 94 is displayed, and a color map 95 representing the values corresponding to the drawing information in pixel colors is displayed.
  • a color bar 96 is attached to the color map 95 to show the correspondence between the parameter value and the color.
  • the correspondence between the parameter value and the color is configured so that the operator can freely change it. For example, it is possible to change the association between the color gradation and the color density and the parameter value.
  • the color bar 96 can be configured to display quantitative values by displaying actually calculated parameter values.
  • the operator can freely change the drawing information selection.
  • a plurality of color maps 95 corresponding to the selected drawing information are displayed in parallel on the display screen 41 of the display unit 17 as shown in FIG. Yes.
  • the blood vessel that is the origin of the tumor blood vessel, the blood flow volume of the tumor tissue, etc. are important information for diagnosis, but the color based on the drawing information such as “inflow start time”, “equilibrium luminance”, or “integral value”
  • the operator can freely select one or more of the TIC superimposed display 92, the drawing information list 53, the contrast image 90, and the color map 95, and the arrangement and size can be selected. Is configured so that the operator can freely edit it.
  • the display mode of the color map 95 can be changed based on either the color bar 96 or the color map 95.
  • step 107 two arrows 97 are displayed on the color bar 96 as shown in FIG.
  • the operator performs an operation of moving the arrow 97 on the display screen 41 to limit the color area of interest on the color map, that is, the parameter value range, and perform color optimization within the area.
  • the display range is limited to 5 to 15 seconds for the color bar 96 of the color map 95 of the “threshold luminance arrival time”
  • the color redistribution is performed within the limited range of 5 to 15 seconds.
  • an area indicating a limited range is displayed on the superimposed display 92 of the TIC as shown in FIG.
  • the processing for limiting the range of the parameter value can be performed based on the value on the TIC. For example, it can be changed by the operator specifying the time or luminance range to be evaluated on the superimposed display 92 of the TIC.
  • the configuration is as follows. By appropriately narrowing the parameter value range, it is possible to highlight and display a region showing similar blood flow dynamics.
  • a luminance 98 as a threshold is set on the superimposed display 92 of the TIC as shown in FIG. 14, and the area not exceeding this is set to 0 on the color map 95.
  • a median filter can be appropriately applied to remove a mosaic generated in the color map 95, thereby improving visibility.
  • the region of interest 81 can be set in the color map 95, and the color can be redistributed within the set region of interest 81.
  • the color range of the region of interest can be expanded, so that slight differences in parameters can be clearly distinguished by color differences.
  • a reference area 99 when a reference area 99 is set on the color map 95, it is possible to redistribute colors based on the parameter values of the reference area 99. is there.
  • the color bar 96 displays the position of the corresponding color as an arrow 160.
  • a color bar range in which the parameter value is 0 second to 20 seconds is displayed, and an arrow 160 is displayed at the position of 8 seconds that is the parameter value in the reference area 99.
  • the color bar 96 is reset to the standard range of 8 to 20 seconds.
  • the conversion value 161 when the parameter value of the reference area 99 is set to 0 seconds is also written together with the original parameter value (for example, in the color bar 96a in FIG. 16, the conversion value 161 is written together as parentheses. ing).
  • the limited parameter value range is displayed on the superimposed display 92 of the TIC as shown in FIG.
  • the operator can change the range so that the parameter value range can be adjusted. By this processing, it is possible to evaluate in detail the difference in the start timing of the inflow of the contrast medium to the reference blood vessel.
  • a color for displaying the missing information can be set in the color bar, and the color map can be superimposed to compensate.
  • the color map of the inflow start time shown in FIG. 16 by limiting the parameter to 8 seconds or later, information from 0 seconds to 7 seconds is lost. Therefore, as shown in FIG. 17, an image of a color map 95b outside the range of 0 to 7 seconds is prepared together with an image of the color map 95a within the range constituted by parameters of 8 to 20 seconds, and both are superimposed.
  • the superimposed image 171 can be configured.
  • the above-described change in the color map display mode is performed based on the color bar or the color map, but each change is also reflected in the superimposed display 92 of the TIC. Therefore, it is possible to change the display form based on the superimposed display 92 of the TIC. As shown in FIG. 14 or FIG. 16, the operator sets a region 141 for limiting the parameter range on the TIC, and this is the color map. 95 and the color bar 96 can be reflected.
  • a specific contrast image 90 is selected from the reproduced image, and a superimposed image 182 superimposed on the color map 95 is generated and displayed using the contrast image 90 as the background image 181.
  • the background image 181 an image obtained by performing image processing such as blood vessel enhancement on the stored image can be used.
  • a maximum luminance image 183 or an average luminance image 184 that has been processed to emphasize the blood vessel structure by calculating the maximum luminance or the average luminance of the TIC from the TIC generated for each pixel.
  • the background image 181 is not limited to a contrast image, and an image showing tissue elasticity, a CT image, an MRI image, a PET image, or the like can also be used.
  • various medical images such as generally known ultrasonic images such as Doppler and contrast images, CT images, and MRI images can be displayed in parallel or superimposed, so that the operator can It is possible to display an image specialized for the required information.
  • the major tumor blood vessels, tumor tissue blood flow, and the spread direction of the tumor tissue staining, which are important in distinguishing liver tumors, can be easily compared by displaying multiple color maps in parallel.
  • comparing the color maps before and after treatment is considered effective in determining the effect of treatment.
  • the configuration of this embodiment such as the parallel display of color maps is effective in all the treatment steps such as confirmation of the situation, confirmation of the treatment result, and determination of the treatment effect.
  • Information input to the TIC calculation control unit 11, the drawing information input unit 13, and the display information input unit 15 can be configured to be input by the operator in advance as an initial setting, and the operator's input work is omitted. It is also possible to adopt a configuration in which initial setting is automatically performed. At that time, the initial setting can be simplified by packaging the contents of the initial setting for each clinical use. For example, in the application of liver tumor diagnosis, it is important to know the properties of tumor blood vessels and tumor tissue. In other words, the timing of the start of staining of tumor blood vessels and tumor tissues starting from the heart, the amount of contrast medium taken up by the liver Kupffer cells, and the like are important indicators. Therefore, from the drawing information list 53 shown in FIG.
  • information that is considered to be at least necessary such as “inflow start time”, “duration”, “integral value” can be selected as drawing information for tumor diagnosis in advance as a package.
  • the configuration Thereby, the operator can omit necessary fine settings and automatically display necessary information by selecting an item (package) for drawing information for tumor diagnosis.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus (image display apparatus) of Example 2 is a three-dimensional extension of the technique described in Example 1.
  • the apparatus configuration is shown in FIG.
  • a driving device such as a motor is attached to the probe of the one-dimensional array described in the first embodiment. Any probe that has a two-dimensional array or a mechanically movable probe may be used.
  • the transmission beamformer 3 is provided with a transmission control unit 19 and controls a transmission sequence for acquiring image data of a plurality of different cross sections.
  • the transmission sequence is determined by the size (azimuth direction, depth direction, slice direction) of the region from which the three-dimensional information is acquired, the frame rate of the image data, and the sampling interval of the image data when generating the TIC.
  • the sampling interval of the image data when generating the TIC needs about 4 Hz. Therefore, when the frame rate of the image data is 20 Hz, it is possible to capture a maximum of five sections at different positions in the slice direction.
  • the interval between the imaging sections is 1 mm, and this value is set as the interval in which the probe moves in the slice direction during imaging.
  • the region of interest is included, such as narrowing the region width in the azimuth direction or depth direction. Adjust according to the usage of the operator.
  • the TIC generation based on the acquired image data, the input of drawing information, the calculation of parameter values, and the various display forms displayed on the display unit 17 are the same as those in the first embodiment, and thus the description thereof is omitted. Next, processing in the distribution image forming unit 16 will be described.
  • the probe of the one-dimensional array is moved in the slice direction as shown in FIG. 20 and images are taken at five different positions from the first imaging surface to the fifth imaging surface.
  • the transmission sequence sequentially captures images from the first imaging surface to the fifth imaging surface, repeats this as one scan until the operator finishes the measurement.
  • the acquired image data 210 is distributed for each imaging section as shown in FIG. 21, and after the TIC generation and parameter calculation are performed for each imaging section, a two-dimensional color map 95 is configured for each imaging section. .
  • a noise removal filter such as a median filter is applied to each color map 95.
  • the configured two-dimensional color map 95 is three-dimensionally arranged at the position interval of each imaging surface at the time of imaging.
  • the space generated between the imaging sections is complemented with pixels by linear interpolation processing or the like, and a 3D color map 211 is configured.
  • the three-dimensional color map enables three-dimensional observation of differences in blood flow dynamics between tissues.
  • FIG. 22 shows a configuration in which the position correction vector calculation unit 18 is added to the apparatus configuration shown in FIG. 19 in order to reduce the influence of the positional deviation of the imaging target that occurs during TIC generation.
  • the position correction method by the position correction vector calculation unit 18 is the same as the method described in the first embodiment, but the search range is extended to three dimensions. Focusing on the third imaging surface shown in FIG. 20 or FIG. 21, a case where an absolute difference value is used as a search index will be described. First, as shown in FIG. 23, a search is made for an area in which the absolute difference between the search area 63 and the reference area 62 of the image data 61 in the same imaging plane, that is, the position correction target on the third imaging plane, is minimum. To do.
  • image data 66 and 68 acquired at the same time phase (scan) as the image data previously searched is selected from the image data of the adjacent second imaging surface and fourth imaging surface, and a search area 67, 69 is set to calculate the minimum value of the search index.
  • the minimum values calculated on the respective imaging planes are compared, and the minimum area becomes the matching area, and the position correction vector is determined.
  • the method of smoothing the TIC of the pixel of interest by comparing it with the TIC of surrounding pixels can also be applied in the same manner as in the first embodiment.
  • the pixels used for correction may be selected from the same imaging surface, or may be selected from other adjacent imaging surfaces.
  • the method of selecting the luminance for each time is the same as the method described in the first embodiment.
  • the configured 3D color map can be displayed in parallel or superimposed with CT images, MRI images, and PET images.
  • the above-described image display device is a technique for acquiring a luminance change in image data in units of pixels as a TIC and converting a parameter calculated from the TIC into a color map. Therefore, the scope of application of the present technology is not limited to ultrasound images, but covers all digital image data such as MRI images, CT images, and PET images.
  • a probe for transmitting and receiving ultrasonic waves to and from an imaging target an image data configuration unit for configuring image data based on signals acquired by the probe, an image memory for storing image data, and an image TIC calculation control unit for controlling data acquisition and TIC generation, TIC calculation unit for generating TIC from luminance values on image data, and evaluation index (parameter) values required for image configuration from TIC
  • a display information input unit for changing the display form of the displayed image.
  • An image display device further comprising a TIC calculation control unit for setting a region of interest and a sampling interval for image data to be stored, and performing control related to processing steps of image data storage and TIC generation is there.
  • the TIC generated by the TIC calculation unit is an image display device that is smoothed by an averaging process in the time direction while maintaining the number of measurement points (sampling points).
  • the TIC generation process in the TIC calculation unit is an image display device that is executed for every pixel of the stored image data or for each preset region.
  • the image display device is characterized in that the TIC calculation unit simplifies a change in luminance due to the reflux of the contrast agent with a predetermined function set in advance and calculates characteristic measurement points of the TIC.
  • the function set in the TIC calculation unit is a constant value from the start of measurement to the first time point, increases linearly from the first time point to the second time point, becomes a constant value from the second time point to the third time point, and from the third time point.
  • An image display device characterized by further comprising a drawing information input unit for inputting drawing information required by an operator, wherein the parameter calculated from the TIC in the parameter calculation unit reflects the drawing information is there.
  • the drawing information input unit is an image display device in which an operator inputs based on a TIC reflecting drawing information displayed on a navigation screen displayed on the display unit and information indicating the drawing information.
  • the input of drawing information in the drawing information input unit is an image display device that is omitted by setting drawing information in advance.
  • the navigation screen or drawing information displayed in the image information control unit is an image display device characterized in that an operator can freely edit items such as addition, deletion, and change of text.
  • the display unit displays a still image or a moving image of the acquired image data, and displays the TIC of the region of interest set by the operator on the still image or the moving image in parallel or superimposed.
  • TIC is an image display device in which an operator designates a region of interest or TIC.
  • the information input to the drawing information input unit includes the contrast agent inflow start time, the equilibrium luminance arrival time, the contrast agent disappearance start time, the contrast agent duration, the time to reach a preset threshold, the luminance increase rate or the decrease
  • This is an image display device characterized by information relating to blood flow dynamics, such as rate, equilibrium brightness, and total diversion.
  • the parameter calculated by the parameter calculation unit reflects information input to the drawing information input unit, and is a value calculated from TIC indicating a luminance change accompanying the reflux of the contrast agent. Device.
  • the image configured by the distribution image configuration unit is an image display device that is a color map color-coded according to the value calculated by the parameter calculation unit.
  • the display form of the color map on the display unit includes the combination, arrangement, and size of the information to be displayed among drawing information, the still image or moving image of the acquired image data, the TIC of the region of interest specified by the operator, and the color map.
  • the image display device is characterized in that an operator can freely edit the image.
  • the color map configured by the distribution image forming unit is an image display device characterized in that the color range can be optimized within the range of the region of interest set on the color map by the operator.
  • the distribution image configuration unit specify on the color map by specifying the color range of interest with the arrow displayed on the color bar indicating the relationship between the parameters attached to the color map and the color
  • the image display apparatus is characterized in that a color map can be reconstructed in an area included in the range and the color range can be optimized.
  • An image display device characterized in that a color map based on a reference region is reconstructed by designating a reference region on the color map in a color map configured by a distribution image forming unit.
  • An image display device characterized in that a range of parameters displayed on a color map can be limited on a TIC of a region of interest in a color map configured by a distribution image configuration unit.
  • the display information input unit is a combination of information to be displayed and a display size, a background image, and a reconstructed information from information on general display forms input by an operator, for example, information such as generated TIC, stored image data, and configured color map.
  • the image display apparatus is characterized in that a combination of images that have been processed is received and reflected on the distribution image forming unit or the display unit.
  • the color map included in the range of the parameter of interest and the color map not included are configured, and the region of interest or the region not included in the region of interest
  • the image display device is characterized in that both images are superimposed after being distinguished by the distribution of the image.
  • color map composed of the distribution image component color map composed of different drawing information, ultrasound image, MRI image, CT image, PET image, and other images showing the same imaging target are displayed in combination as a background image
  • the information input by the operator can be set in advance before the operation, and the setting contents can be saved and reflected next time.
  • Device In the drawing information input section and the display information input section, the information input by the operator can be set in advance before the operation, and the setting contents can be saved and reflected next time.
  • the drawing information displayed on the navigation screen in the drawing information input section can be ranked according to what has been frequently selected by the operator in the past or importance in tumor diagnosis, etc.
  • An image memory for storing image data, a TIC calculation control unit for controlling the generation of TICs, a TIC calculation unit for generating TICs from luminance values on the image data, and drawing required by the operator
  • a drawing information input unit for inputting information
  • a parameter calculating unit for calculating parameters corresponding to the drawing information from the TIC and a distribution image for constructing a three-dimensional color map reflecting blood flow dynamics from the parameters
  • An image display device having a configuration unit, a display unit for displaying a 3D color map configured by the distribution image configuration unit, and a display information input unit for changing the display form of the displayed image.
  • the probe is a one-dimensional array type probe provided with a drive unit such as a motor, or a two-dimensional array type probe, and can acquire image data on a plurality of different imaging planes.
  • a drive unit such as a motor
  • a two-dimensional array type probe can acquire image data on a plurality of different imaging planes.
  • An image display device characterized by the above.
  • the 3D color map configured in the distribution image configuration unit is an image display device configured by three-dimensionally combining two-dimensional color maps configured on different imaging planes.
  • the generation of the TIC in the TIC calculation unit is an image display device characterized in that a position shift in the space to be imaged is corrected by the position correction vector calculation unit.
  • the 3D color map configured by the distribution image configuration unit combines a 3D color map composed of different drawing information, an ultrasound image, an MRI image, a CT image, a PET image, and other images that show the same imaging target as a background image. It is an image display apparatus characterized by displaying.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Remote Sensing (AREA)
  • Radar, Positioning & Navigation (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)

Abstract

　血流動態の違いを反映したカラーマップを表示する超音波診断装置を提供する。　造影剤が投与された被検者を撮像対象として、その造影対象に探触子により超音波を送受信する。探触子に受信された信号を元に画像データを構成し、画像データの輝度値から時間輝度変化曲線を生成する。時間輝度変化曲線から、血流動態の分布像の構成のための所定のパラメータの値を算出する。パラメータの値から血流動態の分布像（カラーマップ）を構成する。カラーマップは、パラメータの値に応じて色分けされた二次元又は三次元の画像である。パラメータとしては、造影剤の流入開始時間、平衡輝度到達時間、造影剤の消失開始時間、造影剤の持続時間、予め設定する閾値に到達する時間、輝度上昇率、輝度下降率、平衡状態の輝度、総流量の少なくとも一つを用いることができる。　

Description

超音波診断装置、および、血流動態の分布像の構成方法
　本発明は、生体内に向けて超音波を送信し、その受信信号により生体内部の情報を画像化する技術に関するもので、特に造影剤を用いた撮像画像から血流に関する情報を算出し、画像化して表示する超音波診断装置に関する。
　超音波診断装置は、MRIやCT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り、小型な装置である、空間分解能と時間分解能が高い等の特徴がある。近年では超音波造影剤の普及に伴い血管造影技術や腫瘍造影技術が発達し、診断能の向上が期待されている。
　腫瘍周辺や内部の血流は、病変の有無だけでなくその組織の性状を示し、鑑別診断に重要な情報を与える。血管の画像を取得する手段として、これまではＸ線によるCTA（CT-Angiography）が主流であった。CTAではヨード造影剤を静注し、血管内を造影剤が通過している段階で取得した複数のＸ線画像を再構成することにより血管構造を立体的に可視化できる。その一方で、Ｘ線の被爆や造影剤投与により、患者に負担がかかることもある。
　これに対し、超音波による画像診断は、撮像の際に被爆等の侵襲を伴わない。また、造影剤としては、直径数μmの微小気泡が使用されるため、造影剤自体に毒性がない。微小気泡は、時間の経過と共に体の自然な代謝機能により体外に排出される。このため超音波による画像診断は、患者への負担が少ないという特徴がある。微小気泡（超音波用造影剤）は、医用分野で利用される数MHzの超音波に共振して強い非線形信号を発するため、この非線形信号を特異的に検出して画像化することで、微細な血管構造を高いコントラストで描出できる。
　超音波用造影剤は超音波照射に対する挙動の違いから高音圧型と低音圧型に大別される。高音圧型は高音圧（メカニカル・インデックス：MI1.0～1.9）の超音波照射により気泡を圧壊させ、その際に発せられる非線形信号により画像を構成する。照射毎に造影剤（微小気泡）が消失するため、同一領域の造影を観察するには撮像面を適宜変える必要がある。一方、低音圧型は（MI0.1～0.9）の超音波照射により気泡を圧壊させずに共振させて得られる非線形信号で画像構成を行なうため、持続的な造影効果を発揮し同一領域を継続して観察できる。また、一部の造影剤（微小気泡）は、動脈および門脈と中心静脈を結ぶ類洞に存在するクッパー細胞の貪食作用を受ける。そのため造影剤が肝臓組織に充満した状態で超音波照射を行なうとクッパー細胞が正常に機能している領域が高輝度に染影されるため、腫瘍等の病変領域を輝度の欠損（defect）で識別できる。さらに輝度の高さや染影の持続時間はクッパー細胞の機能を評価する一つの指標となるため、肝臓の機能診断にも有効と考えられている。
　このように超音波による造影画像は、微細な血管構造を観察するだけでなく、組織の機能を判断する上でも有効であり、腹部領域を中心に広く普及してきている。
　また、上述の低音圧型の造影剤は、超音波照射による共振により非線形信号を発するため造影効果が持続し、染影の経過を同一撮像面で観察できるという利点もある。
　超音波用造影剤による染影過程は組織によって異なり、例えば正常な肝臓の場合、動脈、門脈、静脈の各血管がその経路の違いにより異なる時相で染影され、その後で組織が染影される。しかし腫瘍がある場合では、血管増生や活性の程度に応じて異なる染影過程を呈するため、その染影の動態を詳細に観察することにより腫瘍の性状を知ることができる。このような組織による染影過程の違いは、心臓を起点とした血流の流路、流量、速度といった血流の変動、つまり血流動態を示している。
　染影過程の違いを定量化する上で重要な指標となるのが、造影剤の流入に伴う輝度の時間変化をプロットした輝度変化曲線（Time-Intensity　Curve:TIC）である。例えば肝臓腫瘍の場合、腫瘍血管が動脈と門脈のどちらを起点にして形成されているかが鑑別上で重要であるが、動脈は門脈に沿って走行しているため、門脈の染影が始まると両者の判別は単一の造影画像では困難である。しかし各血管のTICを比較することで染影過程の違いを評価でき、腫瘍血管の起点となる血管を客観的に判断できる。
　特許文献１に記載の技術は、高低の各音圧を組み合わせた送波シーケンスで計測したTICから輝度平均値等の指標値を算出し、その値に応じて色分けされた画像を提示する技術である。TIC計測は、造影剤が充満した組織に対する高音圧の超音波照射をトリガに開始され、撮像面内に再環流する造影剤の染影過程を低音圧照射の元で計測することにより行われている。
特開2005-81073号公報
　しかし、上述の従来技術では、領域毎の血流動態を比較するためには動画を繰り返し再生しながら目視で観察することが必要である。このため、情報の客観性に欠ける、複数の領域を同時に観察できない、操作者の負担が大きい等の問題がある。また組織の性状を評価するには心臓を起点とする血流動態の観察が重要であり、投与した造影剤が本来の血流の環流に沿って流れ、組織に到達した時点からの染影経過を観察する必要がある。
　本発明の目的は、造影剤の投与から組織染影に至る染影の時間変化を示すTICを用いて、心臓を起点とする血流動態を示す評価指標を算出し、その値に応じてカラーマップを構成する超音波診断装置を提供することにある。
　本発明によれば、以下のような超音波診断装置が提供される。すなわち、撮像対象に超音波を送受信する探触子と、探触子に受信された信号を元に画像データを構成する画像データ構成部と、画像データの輝度値から時間輝度変化曲線を生成する輝度変化曲線演算部と、時間輝度変化曲線から求めた所定のパラメータの値から血流動態の分布像を構成する分布像構成部と、血流動態の分布像を表示する表示部とを有する超音波診断装置が提供される。
　本発明によれば、心臓を起点とする血流動態を輝度変化曲線（TIC）により評価し、血管および組織性状の違いを示す画像をカラー表示でき、これより血流動態の違いを容易に比較できる画像表示装置を提供できる。
実施例１の超音波診断装置の構成例を示すブロック図 実施例１の造影剤投与からカラーマップの表示に至る処理工程を示すフローチャート 実施例１の画像データの保存トリガを説明する図 （ａ）実施例１の工程１０２における画像データの同じ画素の輝度値を取得する処理を示す説明図、（ｂ）工程１０２において生成されたTICを示すグラフ、（ｃ）工程１０２において生成したTICを平滑化処理したTICを示すグラフ 実施例１の装置構成に位置補正ベクトル演算部を備えた構成例を示すブロック図 （ａ）実施例１において位置補正処理のために画像データに基準領域を設定することを説明する図、（ｂ）画像データに探索領域を設定し、位置補正ベクトルを生成することを説明する図 （ａ）実施例１において位置補正処理なしでTICを生成をする場合の、構造物２１１の座標とTIC取得位置（画素）２１２の座標を説明する図、（ｂ）位置補正処理を行ってTICを生成を説明する場合の、構造物２１１の座標とTIC取得位置２１２の座標を説明する図、（ｃ）位置補正処理を行う場合と行わない場合についてTIC取得位置（画素）の座標を説明する図 実施例１のTICの平滑化による位置補正手法を説明する図 実施例１の表示形態（画面）の一例を示す説明図 実施例１の描画情報の選択用のナビゲーション画面の一例を示す説明図 実施例１のTICの簡略化処理を説明する図 実施例１のカラーマップの表示形態（画面）の一例を示す説明図 実施例１のカラーマップを並列表示させた場合の表示形態（画面）の一例を示す説明図 実施例１のカラーレンジの変更を説明する図 実施例１のカラーマップ上の関心領域の範囲で色を再配分することによりカラーレンジを変更することを説明する図 実施例１のカラーマップ上の基準領域を基準として色を再配分することによりカラーレンジを変更することを説明する図 実施例１のカラーレンジから外れる情報を重畳表示させた画像を示す説明図 実施例１のカラーマップに背景画像を重畳させた画像を示す説明図 実施例２の超音波診断装置の構成例を示すブロック図 実施例２の異なる撮像面の位置関係を示す説明図 実施例２の各撮像面の画像データによる３Dカラーマップの構成を示す説明図 実施例２の装置構成に位置補正ベクトル演算部を備えた構成例を示すブロック図 実施例２の位置補正処理を説明する図
　以下、本発明の実施例について図を用いて説明する。
　実施例１の超音波診断装置（画像表示装置）のブロック図を図１に示す。
　本装置は、撮像対象１に対して超音波信号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および受信ビームフォーマ７と、送信信号をデジタル・アナログ変換するＤ／Ａ変換器４と、受信信号をアナログ・デジタル変換するＡ／Ｄ変換器６と、超音波信号が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（時間ゲイン制御器）５と、受信したＲＦ（radio frequency）信号を検波し画像信号に変換する包絡線検波部８と、画像信号から二次元の画像データを構成するＳＣ（スキャンコンバータ）９と、ＳＣ９で構成された所定のサンプリング間隔で画像データを保存する画像メモリ１０と、画像データのサンプリング間隔や時間輝度変化曲線（以下、TICと称す）生成を行なう関心領域の設定等、TICの生成に関係する制御を行うTIC演算制御部１１と、TIC演算制御部１１で設定される制御内容に基づいてTICを生成するTIC演算部１２と、TICから算出する評価指標（パラメータ）を指定するための描画情報入力部１３と、TIC演算部１２で生成したTICから、描画情報入力部１３で指定されたパラメータの値を算出するパラメータ算出部１４と、算出されたパラメータの値に基づいてカラーマップを構成する分布像構成部１６と、分布像構成部１６が構成した画像を表示する表示部１７と、表示部１７に表示されるカラーマップやTICの表示態様の変更を受け付ける表示情報入力部１５とを有する。
　図１に示すように、探触子２により受信した信号から画像データを構成するまでのシステムを画像データ構成部と称する。画像データ構成部で構成される画像は、汎用的に使用されている超音波診断機の白黒画像（Ｂモード）や造影剤画像（送受信のシーケンスやフィルタ処理等により造影剤からの信号を強調した画像）であり、画像構成手法は一般的に既知であるため、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１次元アレイの構成になっており、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）。
　造影剤からの信号を強調して画像化する手法としては、例えば互いの位相が反転した２つの信号を送信し、その受信信号を加算する方法が良く知られている。受波信号の加算により組織成分が主な基本周波数成分が抑圧される一方で、造影剤からの信号が主となる高調波成分は増強される。
　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、二次元の画像データに再構成された後、表示部１７に表示される。
　次に、ＳＣ９で構成した画像データを用いたTICの生成、および、血流動態を反映したカラーマップの作成の処理工程を図２に示すフローチャートに従って説明する。
　まず操作者は一般的な使用方法で探触子２を操作しながら表示部１７に表示される画像データを確認し、着目する領域に撮像面を確定する。次に、造影剤を投与すると同時に画像データを画像メモリ１０に保存する（工程１００，１０１）。保存の開始及び終了を手動で行う場合は、例えば、超音波診断装置の操作パネル上に設置されているスイッチを操作者が操作し、これにより画像データの保存開始のトリガがTIC演算部１２に入力される構成とする。前記トリガ信号はＳＣ９に送られ、画像メモリ１０への保存が開始される。TICスイッチを探触子２に設けるとその操作性は更に向上する。また、保存開始を自動で行う場合は、例えば、取得した画像データとその直前に取得した画像データとを比較処理し、輝度変化が大きくなった時点から自動的に保存を開始する構成とする。この場合、操作性は更に向上する。具体的には例えば、取得した画像とその直前に取得した画像とで画素毎の差分値を計算し、その総和を算出する。この値が例えば0.5秒（フレームレート２０の時、１０フレームに相当）に渡り増大を続けた時点から自動的に画像データが保存されるように構成する。造影剤の流入開始時の輝度上昇は数秒に及び、動脈と門脈、及びその他の血管に造影剤が流入する時間差も１秒以上を要するため、前述のように流入開始から0.5秒の時点から画像データを取得しても各血管の血流動態を反映したデータが得られる。また、取得した画像データを予め保存しておき、操作者による手動または自動による画像データの保存開始トリガが入った時点から、予め設定された秒数(1秒から数秒)だけ遡った時刻以降の画像データを残し、それ以前の画像データを廃棄するシステムを設けることにより、造影剤が流入する手前からの画像データを保存する構成にすることもできる（図３）。この場合、画像メモリ１０に保存する画像データのサンプリング間隔は、操作者が予めTIC演算制御部１１に設定する。TIC（時間輝度曲線）を高精度に生成するためにはＳＣ９で構成される全ての画像データを保存するのが好ましいが、メモリの容量等に制限がある場合には、画像データを取得するフレームレートを考慮してサンプリング間隔を設定し、メモリへの負荷を低減する必要がある。造影剤の流入に伴う画像データ上の輝度上昇は数秒で平衡状態に至るため、少なくても４Ｈｚ程度のサンプリングは必要である。従って例えばフレームレート２０Ｈｚの場合、５フレーム毎に画像データを保存する。
　工程１０２ではTIC演算部１２において、画像メモリ１０に保存した画像データ（画像サイズ（ｘｍａｘ×ｙｍａｘ））を構成する単一画素（ｘ，ｙ）（ｘ＝１…ｘｍａｘ，ｙ＝１…ｙｍａｘ）に着目し、図４（ａ）に示すように取得した全ての時系列の画像データから同じ位置にある画素の輝度値（ｆ１（ｘ，ｙ），ｆ２（ｘ，ｙ）…ｆｎ（ｘ，ｙ））を取得する演算が行われる。横軸に時間、縦軸に輝度値を設定し、取得した輝度値をプロットする。これにより図４（ｂ）に示すように画素（ｘ，ｙ）のTICが生成できる。TICは造影前からの輝度変化が重要になるため、各輝度値から初期値ｆ１（ｘ，ｙ）を差分して輝度値０を始点とする。ただし初期値の情報は保持しているため操作者の任意で元のTICを復元して確認できる。
　TICの生成は、画像メモリ１０に保存した画像データの全ての画素に対して行なってもよい。また予め画素範囲を設定し、前記画素範囲の平均輝度値のTICを生成してもよい。
　また、TICを生成する画素範囲、つまり画像構成を行う範囲は、操作者が画像データ上に設定する関心領域の範囲に限定してもよい。関心領域の設定は、画像データの保存を開始する前に、表示部１７に表示される画像データ上で操作者が予め設定する構成とすることも可能であるし、画像データの保存を終了した後で、保存した画像データの中から適当な画像データを表示部１７に表示して、その画像データ上で操作者が設定する構成としてもよい。画像データの保存を開始する前に関心領域を設定する場合、画像メモリ１０に保存する画像データ自体を関心領域の範囲に限定することも可能であり、この場合にはメモリへの負荷を低減できる。TICを生成する画素範囲を限定する関心領域の情報は、TIC演算制御部１１に操作者により入力される。
　次に生成したTIC（図４（ｂ））に対する平滑化処理がなされる。平滑化処理は、TICの時間軸方向への平均化処理であり、画素の位置ずれやノイズの影響で生じる輝度の起伏が低減される。生成したTICのサンプリングの点数を維持するため、TICの各時間ti(i=1,2,…)に対する輝度値をItiとして５点で平均化を実行した場合、処理後の各時間における輝度値はIt1=(It1+It2+It3+It4+It5)/5、It2=(It2+It3+It4+It5+It6)/5と計算される。平滑化処理後のTICを図４（ｃ）に示す。
　工程１０２のTIC生成処理は、画像メモリ１０に保存した画像データに対して関心領域を設定する場合を除き、画像データの保存と同時に実行される。
　TIC演算部１２におけるTIC生成処理の際に、体動や操作者の手振れが大きいと画像データ内で撮像対象の位置ずれが生じ、TICの誤生成が起こる。この位置ずれを補正するため、図５に示すように位置補正ベクトル演算部１８を備えた装置構成にし、必要に応じてTIC生成処理の前段階で位置補正処理を行なう構成とすることも可能である。位置補正処理としては、一般的に知られるパタンマッチング処理を用いる。まず、図６（ａ）のように、取得した最初の画像データ６１上に位置補正の基準となる基準領域６２を設置する。次に図６（ｂ）のように、位置補正の対象となる画像データ上に探索領域６３を設定する。探索領域６３の中心位置は基準領域６２と同じで、その大きさは補正すべき位置ずれの大きさに応じて操作者が任意に決める。探索領域６３から基準領域６２と同一と見なせるマッチング領域６４を探索し、マッチング領域６４の中心位置と探索領域６３の中心位置とを結ぶベクトルを位置補正ベクトル６５として生成する（図６（ｂ））。マッチング領域６４の探索方法は、例えば探索領域６３内で基準領域６２を一画素ずつずらしながら差分絶対値の総和を計算し、その値が最小となる領域とする。探索の指標とする値は、前述した差分絶対値の総和の他に、最小二乗和や相互相関演算による相関値などがある。次にTIC演算部１２において、保存した各画像データから輝度値を読み取る際に、生成した位置補正ベクトル６５に応じて読み取る画素位置を調整することで、撮像対象の位置ずれの影響を抑制したTIC生成が実現する。図７（ａ）は、基準の画像データft0と、位置補正の対象となる画像（ft1、ft2、ft3、ft4、ft5）と、これらの画像における構造物２１１の位置、TIC取得位置（画素）２１２、ならびに、各画像データ上における構造物２１１の位置座標を示している。図７（ａ）のように位置補正をしない場合、構造物２１１の位置変化に関わらず、TIC取得位置２１２は固定である（図７（ｃ））。このため、同じ画素（x0,y0）の輝度値を取得するため、位置ずれによる誤差が生じる。一方、図７（ｂ）のように、位置補正ベクトル演算部１８で生成した位置補正ベクトル６５（図６（ｂ））に基づいてTIC取得位置２１２を移動させた場合、構造物２１１の座標とTIC取得位置２１２の座標を一致させることができる（図７（ｃ））。これにより、正確なTIC生成が可能となる。
　また、TICの起伏が位置ずれによって生じることを前提にし、隣接するTICから平滑化に近づく輝度を選択することにより位置ずれの影響を補正する方法もある。具体的な処理内容を図８を用いて以下に説明する。図８には補正対象の画素（x0,y0）およびそれに隣接する二つの画素（x1,y1）、（x2,y2）の、時刻t0からt8に至る輝度変化を各々丸印、三角印、四角印で示してある。画素（x0,y0）の補正前のTICは、図８に破線で示したように、時刻t3からt8にかけて起伏が大きい。この画素（x0,y0）のTICについて以下のように平滑化処理を行う。まず画素（x0,y0）の時刻t0の輝度値と時刻t2の輝度値の平均値を求め、これに最も近い輝度値を、時刻t1における各画素（x0,y0）、（x1,y1）、（x2,y2）の輝度値から選択し、これを画素（x0,y0）の時刻t1として決定し、TLCに用いる。同様にしてt2での輝度値は、時刻t1と時刻t3の輝度の平均値に最も近い値を時刻t2での各画素の輝度値から選択する。この処理を繰り返し、着目する画素のTICの起伏を周囲の画素の輝度値で補正して平滑化することにより、図８の実線に示すTICが生成される。ここでは隣接する二つの画素で補正処理を仮定したが、画素の個数に制限はなく、例えば隣接する８個全ての画素で補正してもよい。但し補正精度と処理負荷との間にはトレードオフの関係があり、補正に用いる画素は処理時間との兼ね合いで決定する。
　工程１０３では、操作者による操作パネル上、または、表示画面上の所定のスイッチの操作に対応して描画情報入力部１３が起動し、血流動態を示すカラーマップの構成処理が開始される。描画情報入力部１３の起動と同時に、画像メモリ１０に保存した画像データが時系列順に動画像（造影画像）９０として図９のように表示部１７に再生される。表示部17が表示する動画像は、ＳＣ９が圧縮処理によって保持し、表示部１７に直接受け渡した画像であってもよい。
　図９に示すように、再生された造影画像９０上に、操作者が関心領域９１を設定すると、前記関心領域のTICが表示画面４１に造影画像９０と並べて表示される。関心領域９１は、任意の位置に複数個設定できる。複数のTICを表示する場合には、並列表示９３と重畳表示９２を操作者が自由に選択できる。また操作者が指定した関心領域９１またはTICを重畳表示９２で表示し、それ以外のTICを並列表示９３で表示するなど、表示の形態は操作者が自由に編集できる。
　工程１０４では、操作者が、カラーマップを構成すべき描画情報を描画情報リストの中から選択する。各描画情報には、TICの特徴を表す評価指標（パラメータ）がそれぞれ対応している。描画情報の選択は、図１０のように、表示部１７に表示されるナビゲーション画面５１で行う。ナビゲーション画面５１の一例を図１０に示す。ナビゲーション画面５１には適当なTIC（TICの模式図または図９に示すいずれかのTIC）５２と、代表的な描画情報のリスト５３が示されており、各描画情報に対応する値または範囲がTIC５２上に示されている。
　描画情報リスト５３の各描画情報について説明する。「流入開始時間」は、静脈から投与した造影剤が着目する領域に流入して染影が開始する時間（図１０のTIC５２上に示した(1)）、「平衡輝度到達時間」は造影剤が充分に環流して平衡状態に至った時間（図１０の同(2)）、「消失開始時間」は平衡状態から造影剤が消失してTICが低下し始める時間（図１０の同(3)）、「持続時間」は閾値とする輝度に到達してから造影剤の消失によって再度前記閾値に到達する時間（図１０の同(4)）、「閾値輝度到達時間」は、閾値とする輝度に到達する時間（図１０の同(5)）、「TIC上昇率」は、血流速を反映した指標で染影開始から平衡状態に至るまでのTICの時間変化率（図１０の同(6)）、「TIC下降率」は、造影剤の消失速を反映した指標で平衡状態からTICが下降する際のTICの時間変化率（図１０の同(7)）、「平衡輝度」は、血流量を反映した指標で造影剤が充分に環流して平衡状態に至った際の輝度値（図１０の同(8)）、「積分値」は、TICを取得する間の総流量を示唆する指標でTICの時間積分値（図１０の同(9)の斜線領域）である。
　操作者は、表示部１７に表示されるポインタを操作して所望の番号を選択することにより、描画情報リスト５３から描画情報を選択する。選択している描画情報および対応するTIC５２上の番号は図１０に示すように下線または太字等で強調され、選択している項目を容易に識別できる。
　ナビゲーション画面５１に表示される描画情報リスト５３の描画情報の順番は、例えば、操作者が過去に選択した頻度や腫瘍診断における重要性などによりランク付けして、ランクの高い描画情報が上にくるように表示する構成にすることが可能である。また、描画情報の順番を操作者が自由に変更できるように構成することも可能である。
　閾値輝度到達時間や持続時間を算出する際に必要な閾値は、図１０のTIC５２上に設置される矢印（図１０の(5)または(4)を示す矢印）を操作者が動かすことにより設定されるように構成されている。その際には、矢印で指定した位置に対応する輝度値もナビゲーション画面５１に表示されるように構成されている。
　なお、図１０の描画情報リスト５３の描画情報は一例であり、項目の追加・削除、表示される文面の変更の他、TICに基づいて取得できる描画情報を新たに定義するなど、描画情報は操作者が自由に編集できるように構成されている。
　工程１０５では工程１０４で選択された描画情報に対応するパラメータ（評価指標）の値がパラメータ算出部１４において算出される。まず、TIC演算部１２が生成したTICを、予め定めておいた典型的なTICの特徴を持つ関数の形に簡略化し、簡略化したTICについてパラメータの値の算出する。図１１に、TIC演算部１２が生成したTIC（破線）と既定の関数で簡略化したTIC（直線）を示す。既定する関数は、輝度値０から始まり、第１時点で線形的に上昇し、第２時点で平衡状態の輝度値に達し、その後一定の時間平衡状態となった後に第３時点で線形的に下降する形とする。以下、既定関数で簡略化したTICの生成方法と、簡略化したTICについて求めるパラメータについて説明する。まず第１時点から第２時点の輝度上昇を示す傾きを算出する。時間平均化処理したTICから平均輝度値（Iavg）および平均輝度値の１/２（Iavg/2）となる時間（数１及び数２）を上昇時および下降時のそれぞれについて求め、これらを用いて、単位時間当たりの輝度変化を数３および数４より求め、これらを、描画情報の「TIC上昇率」および「TIC下降率」に対応するパラメータ値とする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　上昇率を算出した際に用いた値から定められる２つの計測点（数５、数６）を結ぶ直線を延長し、直線が輝度値０に到達する時間を第１時点とする。この第１時点の時間が、描画情報の「流入開始時間」に対応するパラメータの値である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　次に数７の範囲でTICの輝度平均値を再度算出する。この値を、描画情報の「平衡輝度」に対応するパラメータの値とする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　第１時点を算出した時と同様に、「TIC上昇率」を算出した際の２つの計測点（数５、数６）を結ぶ直線の延長線が平衡輝度値に達する時点を求め、これを第２時点とする。この第２時点の時間が、「平衡輝度到達時間」に対応するパラメータ値である。同様にして、「TIC下降率」を算出した際に求めた値から定まる２つの計測点（数８、数９）を結ぶ直線の延長線が「平衡輝度」値に達する時点を求め、これを第３時点とする。この第３時点の時間が、「消失開始時間」に対応するパラメータ値である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　TICの下降がIavg/2に達しない場合は、第２時点から平衡状態が持続すると仮定して第３時点の時間を計測（データ取得）の終了時間、第３時点の輝度は平衡輝度値とする。
　「持続時間」、「閾値輝度到達時間」、「積分値」は、操作者が閾値を直接入力し、上述のような特別な処理を必要とせずにTICから算出できるため、簡略化の処理は必ずしも必要ではないが、予めTICの特徴を示す値を算出することにより、描画情報の変更を即座にカラーマップに反映させることができる。
　画像メモリ１０の負荷低減のため、画像データを構成する各画素において保存する情報を、TICの簡略化処理で算出したTICの初期値、第１時点、第２時点、第３時点、TIC下降率に制限してもよい。これら５つの情報があれば各画素のTICの概略は再現でき、カラーマップの構成が可能である。
　また既定する関数に関して、第１時点以降を平衡輝度A、時間t、造影剤の流入に伴う輝度変化をβとして関数y=A(1-e-βt)とし、一般的に知られるフィッティング処理でTICの特徴となる値、A、βを保持してもよい。また、造影剤の流入開始時間をパラメータt0として導入し、関数をy=A(1-e-β(t+t0))とし、0<t<t0でy=Aとすることで、造影剤が流入する前段階からのデータに対してフィッティング処理が可能である。
　工程１０６では、工程１０５で算出されたパラメータの値に基づき、各値の大きさに応じて画素を色分けしたカラーマップが構成される。
　カラーマップの表示形態の一例を図１２に示す。表示部１７の表示画面４１には、保存した画像データである造影画像９０、選択した関心領域に対応するTICの重畳表示９２、選択した描画情報とそれに対応する値をTICの重畳表示９２上で示す矢印９４、および描画情報に対応する値を画素の色で表すカラーマップ９５が表示される。カラーマップ９５にはカラーバー９６が付随しており、パラメータの値と色との対応関係を示している。パラメータの値と色の対応関係は、操作者が自由に変更できるように構成されている。例えば、色の階調や色の濃淡等と、パラメータ値の大小との対応付けを変更できる。カラーバー９６には「遅い」、「速い」といった定性的な情報のほか、実際に算出したパラメータ値を表示して定量的な情報を示すように構成することも可能である。
　描画情報の選択は操作者が自由に変更できる。操作者が複数の描画情報を選択した場合、図１３に示すように表示部１７の表示画面４１には、選択した描画情報に対応する複数のカラーマップ９５が並列表示されるように構成されている。複数のカラーマップ９５を並列に表示させることで、血流量や流入開始時間の違いの比較が容易にできる。
　肝臓腫瘍の場合、腫瘍血管の起点となる血管、腫瘍組織の血流量等が診断上重要な情報になるが、「流入開始時間」、「平衡輝度」または「積分値」等の描画情報によるカラーマップを並列表示して比較することで、例えば動脈を起点に増生されている血管、腫瘍組織の分布や密度等を評価できる。
　表示する情報は、TICの重畳表示９２、描画情報のリスト５３、造影画像９０、および、カラーマップ９５のうち１または２以上を操作者が自由に組合せて選択することができ、配置や大きさは操作者が自由に編集できるように構成されている。
　次に、カラーマップ９５の表示形態について説明する。
　カラーマップ９５の表示形態の変更は、カラーバー９６またはカラーマップ９５のいずれかに基づいて行うことができる。
　カラーバー９６を元にカラーマップ９５の表示態様の変更を行う場合、以下のように行う。工程１０７において、カラーバー９６には図１４に示すように二つの矢印９７が表示される。操作者は、矢印９７を表示画面４１上で移動させる操作をすることによりカラーマップ上で着目する色の領域、つまりパラメータの値の範囲を限定し、その領域内で色の最適化を行うことができる。例えば、「閾値輝度到達時間」のカラーマップ９５のカラーバー９６に対して、表示のレンジを５秒から１５秒に限定すると、限定された５秒から１５秒の範囲内で色の再配分がなされる。同時に、TICの重畳表示９２には限定した範囲（５秒から１５秒）を示す領域が、図１４のように表示される。このパラメータの値の範囲を限定する処理はTIC上の値を基準に行うことも可能であり、例えば、TICの重畳表示９２上で評価する時間や輝度の範囲を操作者が指定することにより変更する構成とする。パラメータの値の範囲を適当に狭めることで、類似した血流動態を示す領域を強調して表示することも可能である。
　カラーマップ９５を元に表示態様の変更を行う場合、以下のように行う。造影剤が還流しない領域では正確なパラメータが算出されず、カラーマップ上にノイズとして表示される場合がある。造影剤が環流しない領域をカラーマップから除くために、図１４に示すようにTICの重畳表示９２上で閾値となる輝度９８を設定し、これを超えない領域をカラーマップ９５上で０にするように構成する。また、必要に応じてメディアンフィルタを適宜適用し、カラーマップ９５に生じるモザイクを除去し、視認性を向上させることができる。
　また、図１５に示すように、カラーマップ９５には関心領域８１の設定が可能であり、設定された関心領域８１の範囲において色が再配分される構成にすることもできる。この処理により、着目する領域の範囲の色のレンジを拡大できるため、パラメータの僅かな違いを色の違いで明瞭に区別できる。
　また、図１６に示すように、カラーマップ９５上に基準領域９９が設定されると、その基準領域９９のパラメータの値を基準にした色の再配分が行われるように構成することも可能である。例えば「流入開始時間」を示すカラーマップの場合、操作者が基準領域９９として特定の血管を指定すると、カラーバー９６には対応する色の位置が矢印１６０で表示される。ここではパラメータの値が０秒から２０秒のカラーバーのレンジが表示されており、基準領域９９のパラメータ値である８秒の位置に矢印１６０が表示されている。基準領域９９を確定すると８秒以降のパラメータ値で色の再配分がなされ、カラーマップ９５が再構成される。カラーバー９６は基準の８秒から２０秒の範囲に再設定される。カラーバー９６には元のパラメータ値と共に基準領域９９のパラメータ値を０秒とした時の換算値１６１も併記される（例えば、図１６のカラーバー９６ａでは、括弧書きとして換算値１６１を併記している）。限定されるパラメータ値の範囲は図１６に示すようにTICの重畳表示９２上に表示される。TLCの重畳表示９２上で、操作者がこの範囲を変更することにより、パラメータ値の範囲を調整可能な構成とすることもできる。この処理により基準となる血管に対する造影剤の流入開始のタイミングの違いを詳細に評価できる。
　カラーマップの領域やパラメータの範囲の変更により、カラーバーのレンジから外れる領域はカラーマップから消失するため、全体像の把握が困難になる場合がある。そこで欠落した情報を補足するために、欠落した情報を表示するための色をカラーバーに設定し、カラーマップに重畳させて補う構成にすることができる。例えば図１６に示す流入開始時間のカラーマップの場合、パラメータを８秒以降に限定することで、０秒から７秒の情報は欠落する。そこで図１７に示すように８秒から２０秒のパラメータで構成されるレンジ内のカラーマップ９５ａの画像と共に、０秒から７秒のレンジ外のカラーマップ９５ｂの画像を用意し、両者を重畳させた重畳画像１７１を構成することが可能である。
　上述したカラーマップの表示形態の変更は、カラーバーまたはカラーマップを元に行うが、それぞれの変更はTICの重畳表示９２にも反映される。したがって、TICの重畳表示９２を元にした表示形態の変更も可能で、図１４または図１６に示すようにTIC上にパラメータの範囲を限定する領域１４１を操作者が設定し、これをカラーマップ９５およびカラーバー９６に反映させる構成にことも可能である。
　また、図１８に示すように、再生画像から特定の造影画像９０を選択し、この造影画像９０を背景画像１８１として、カラーマップ９５に重畳した重畳画像１８２を生成し、表示させる構成にすることもできる。背景画像１８１は、保存した画像に対して血管強調等の画像処理を行った画像を用いることも可能である。一例としては、各画素について生成したTICから最大輝度またはTICの平均輝度を算出して血管構造を強調する処理をした最大輝度画像１８３や平均輝度画像１８４を用いることができる。また、複数のカラーマップ９５同士を重ねて表示することも可能である。また、背景画像１８１は、造影画像に限定されるものではなく、組織弾性を示す画像やCT画像やMRI画像やPET画像などを用いることも可能である。
　上記構成により、カラーマップに加え、ドプラや造影画像等の一般的に知られる超音波画像、CT画像、MRI画像等の様々な医療画像を並列表示又は重畳表示させることができるため、操作者が必要とする情報に特化した画像表示が可能となる。
　肝臓腫瘍の鑑別上重要となる、主要な腫瘍血管、腫瘍組織の血流量、腫瘍組織の染影の広がる方向は、複数のカラーマップを並列表示させることで容易に比較できる。また、治療前後のカラーマップを比較することにより、治療の効果判定に有効と考えられる。また、腫瘍血管をレーザーや薬剤または高音圧超音波等により閉塞させ、下流の主要組織を壊死させる治療術があるが、この術式を実施する際には、閉塞対象とする血管の確定、閉塞状況の確認、治療結果の確認、治療効果の判定といった治療の全ての工程において、カラーマップの並列表示等の本実施例の構成は有効である。
　TIC演算制御部１１、描画情報入力部１３、表示情報入力部１５へ入力する情報は、初期設定として操作者が予め入力する構成とすることも可能であるし、操作者の入力作業を省略して自動的に初期設定する構成とすることも可能である。その際、臨床上での用途別に初期設定の内容をパッケージにしておくことで、初期設定が簡略化できる。例えば肝臓の腫瘍診断の用途では、腫瘍血管および腫瘍組織の性状を知ることが重要となる。つまり心臓を起点にした腫瘍血管および腫瘍組織の染影開始のタイミングや肝臓のクッパー細胞が取り込む造影剤の量等が重要な指標となる。したがって、図１０に示す描画情報のリスト５３の中から「流入開始時間」、「持続時間」、「積分値」など最低限必要と考えられる情報を予めパッケージとして腫瘍診断用描画情報として選択可能な構成とする。これにより、操作者は細かい設定の入力を省き、腫瘍診断用描画情報の項目（パッケージ）を選択することで必要な情報を自動的に表示させることができる。
　以下、本発明の実施例２について図を用いて説明する。
　実施例２の超音波診断装置（画像表示装置）は、実施例１に記載の技術を三次元に拡張したものである。その装置構成を図１９に示す。探触子２は、三次元情報を撮像できるものであれば、形状や内部構成および動作形態について特に制限がなく、実施例１に記載の１次元アレイの探触子にモータ等の駆動装置を備えて機械的に動かすものや二次元アレイを持つ探触子であればよい。
　送信ビームフォーマ３には送波制御部１９が備えられており、複数の異なる断面の画像データを取得する送波シーケンスを制御する。送波シーケンスは、三次元情報を取得する領域の大きさ（方位方向、深さ方向、スライス方向）と画像データのフレームレート、およびTICを生成する際の画像データのサンプリング間隔によって決まる。TIC生成の際の画像データのサンプリング間隔は、実施例１でも記載したように４Hz程度必要である。そのため画像データのフレームレートが２０Hzの場合には、スライス方向の異なる位置で最大５断面の撮像が可能である。三次元情報を取得するスライス方向の領域幅を５ｍｍに設定した場合、各撮像断面の間隔は１ｍｍとなり、この値が探触子が撮像の際にスライス方向に移動する間隔として設定される。撮像断面の枚数やTICのサンプリング間隔を増大させるには、画像データを取得するフレームレートを上げればよく、そのためには方位方向または深さ方向の領域幅を狭めるなど、着目する領域が含まれるように操作者の用途に応じて調整する。
　取得した画像データによるTIC生成、描画情報の入力、パラメータの値の算出および表示部１７に表示される各種表示形態については実施例１と同じであるため説明を省略する。次に分布像構成部１６における処理について説明する。
　例として、図２０に示すように１次元アレイの探触子をスライス方向に移動させ、第１撮像面から第５撮像面の５つの異なる位置で撮像する場合を仮定する。送波シーケンスは、第１撮像面から第５撮像面まで順に撮像し、これを１スキャンとして操作者が計測を終了するまで繰り返す。取得した画像データ２１０は、図２１に示すように撮像断面毎に振り分けられ、撮像断面ごとにTIC生成とパラメータの算出が行なわれた後、二次元のカラーマップ９５が撮像断面ごとに構成される。各カラーマップ９５にはメディアンフィルタ等のノイズ除去フィルタが適用される。構成した二次元のカラーマップ９５は撮像時の各撮像面の位置間隔で立体的に配置される。撮像断面の間に生じる空間は線形補完処理等により画素の補完がなされ、３Dカラーマップ２１１が構成される。カラーマップの三次元化により、組織による血流動態の違いを立体的に観察できる。
　TIC生成の際に生じる撮像対象の位置ずれの影響を低減するため、図１９に示す装置構成に位置補正ベクトル演算部１８を備えた構成を図２２に示す。
　位置補正ベクトル演算部１８による位置補正の手法は実施例１に記載の手法と同じだが、探索の範囲は三次元に拡張される。図２０または図２１に示す第３撮像面に着目し、探索の指標として差分絶対値を用いる場合について説明する。まず、図２３に示すように、同一撮像面内、つまり第３撮像面での位置補正の対象となる画像データ６１の探索領域６３から基準領域62との差分絶対値が最小となる領域を探索する。続いて隣接する第２撮像面および第４撮像面の画像データから、先に探索を行った画像データと同一の時相（スキャン）で取得した画像データ６６、６８を選択し、探索領域６７、６９を設定して探索指標の最小値を算出する。各撮像面において算出した最小値を比較し、最小となる領域がマッチング領域となり、位置補正ベクトルが確定する。
　着目する画素のTICを周囲の画素のTICと比較して平滑化する手法も実施例１と同様にして適用することができる。補正に用いる画素は同一撮像面から選択してもよく、また隣接する他の撮像面から選択してもよい。時刻毎の輝度の選択方法は、実施例１に記載の方法と同様である。
　構成した三次元のカラーマップは、CT画像やMRI画像やPET画像と並列表示または重畳表示させることも可能である。
　なお上述した画像表示装置は、画像データ上の輝度変化をTICとして画素単位で取得し、前記TICから算出されるパラメータをカラーマップに変換する技術である。したがって本技術の適用範囲は超音波画像に限定されず、MRI画像、CT画像、PET画像など、デジタルの画像データ全般に及ぶ。
　本発明の画像表示装置の特徴は、以下の通りである。
　撮像対象に超音波を送受信するための探触子と、探触子により取得した信号を元に画像データを構成するための画像データ構成部と、画像データを保存するための画像メモリと、画像データ取得の制御とTICの生成を制御するTIC演算制御部と、画像データ上の輝度値からTICを生成するためのTIC演算部と、画像構成に必要な評価指標（パラメータ）の値をTICから算出するためのパラメータ算出部と、パラメータの値から血流動態を反映した二次元のカラーマップを構成するための分布像構成部と、分布像構成部で構成したカラーマップを表示するための表示部と、表示された画像の表示形態を変更するための表示情報入力部とを有する画像表示装置である。
　保存する画像データに対する関心領域の設定やサンプリング間隔の設定を行なうTIC演算制御部をさらに有し、画像データの保存およびTIC生成の処理工程に関係する制御を行なうことを特徴とする画像表示装置である。
　TIC演算部で生成したTICは、計測点（サンプリング点）の数を維持した時間方向の平均化処理により平滑化することを特徴とする画像表示装置である。
　TIC演算部におけるTIC生成処理は、保存した画像データの全画素または予め設定する領域毎に実行されることを特徴とする画像表示装置である。
　TIC演算部において、造影剤の環流による輝度変化を予め設定する既定の関数で簡略化し、TICの特徴的な計測点を算出することを特徴とする画像表示装置である。
　TIC演算部において設定する関数は、計測開始から第１時点まで一定値で、第１時点から第２時点まで線形的に上昇し、第２時点から第３時点まで一定値となり、第３時点から線形的に下降する形状であること、または計測開始から第１時点まで一定値で、第1時点以降は、平衡輝度A、時間t、造影剤の流入に伴う輝度変化をβとして一般的に知られるTICを表す関数y=A(1-e-βt)であることを特徴とする画像表示装置である。
　操作者が必要とする描画情報を入力するための描画情報入力部をさらに有し、パラメータ算出部においてTICから算出されるパラメータは描画情報を反映したものであることを特徴とする画像表示装置である。
　描画情報入力部は、表示部に表示されるナビゲーション画面に表示される描画情報および描画情報を示す情報を反映したTICをもとに操作者が入力することを特徴とする画像表示装置である。
　描画情報入力部における描画情報の入力は、予め描画情報を設定することにより省略されることを特徴とする画像表示装置である。
　画像情報制御部において表示されるナビゲーション画面または描画情報は、項目の追加、削除、文面の変更など、操作者が自由に編集できることを特徴とする画像表示装置である。
　表示部には、取得した画像データの静止画像または動画像が表示され、操作者が静止画像または動画像上に設定する関心領域のTICを並列表示または重畳表示することを特徴とし、重畳表示するTICは操作者が関心領域またはTICを指定する画像表示装置である。
　描画情報入力部に入力される情報は、造影剤の流入開始時間、平衡輝度到達時間、造影剤の消失開始時間、造影剤の持続時間、予め設定する閾値に到達する時間、輝度上昇率または下降率、平衡状態の輝度、総流用など、血流動態に関係する情報であることを特徴とする画像表示装置である。
　パラメータ算出部で算出されるパラメータは、描画情報入力部に入力された情報を反映したもので、造影剤の還流に伴う輝度変化を示すTICから算出される値であることを特徴とする画像表示装置である。
　分布像構成部で構成される画像は、パラメータ算出部で算出した値に応じて色分けされたカラーマップであることを特徴とする画像表示装置である。
　表示部におけるカラーマップの表示形態は、描画情報、取得した画像データの静止画像または動画像、操作者が指定する関心領域のTIC、カラーマップのうち、表示する情報の組み合わせや配置、大きさを操作者が自由に編集できることを特徴とする画像表示装置である。
　分布像構成部で構成されるカラーマップは、操作者がカラーマップ上に設定する関心領域の範囲内で色のレンジを最適化できることを特徴とする画像表示装置である。
　分布像構成部で構成されるカラーマップにおいて、カラーマップに付属するパラメータと色との関係を示すカラーバー上に表示される矢印で着目する色の範囲を指定することにより、カラーマップ上で指定の範囲に含まれる領域においてカラーマップを再構成し、色のレンジを最適化できることを特徴とする画像表示装置である。
　分布像構成部で構成されるカラーマップにおいて、カラーマップ上に基準領域を指定することにより、基準領域を基準にしたカラーマップが再構成されることを特徴とする画像表示装置である。
　分布像構成部で構成されるカラーマップにおいて、着目する領域のTIC上でカラーマップに表示するパラメータの範囲を限定できることを特徴とする画像表示装置である。
　表示情報入力部は、操作者が入力する表示形態全般の情報、例えば、生成したTIC、保存した画像データ、構成したカラーマップなどの情報から表示する組み合わせや表示する大きさ、背景画像や再構成した画像同士の組み合わせ等、を受け付け、分布像構成部または表示部に反映させることを特徴とする画像表示装置である。
　分布像構成部で構成されるカラーマップにおいて、着目するパラメータの範囲に含まれるカラーマップと含まれないカラーマップを構成し、着目する領域、または着目領域に含まれない領域を色の濃淡や色の配分で区別してから両画像を重畳させることを特徴とする画像表示装置である。
　分布像構成部で構成されるカラーマップにおいて、異なる描画情報で構成したカラーマップ、超音波画像、MRI画像、CT画像、PET画像、その他同一の撮像対象を映す画像を、背景画像として組み合わせて表示することを特徴とする画像表示装置である。
　分布像構成部で構成されるカラーマップにおいて、取得した画像データを用いて血管強調等の画像処理を行った画像を背景画像とし、その上にカラーマップを重ねて表示することを特徴とする画像表示装置である。
　描画情報入力部および表示情報入力部において、操作者が入力する情報は術前に予め設定することが可能であり、また設定内容を保存して次回に反映させることができることを特徴とする画像表示装置である。
　描画情報入力部においてナビゲーション画面に表示される描画情報は、過去に操作者が選択した頻度が高いものや、腫瘍診断における重要性などでランク付けが可能で、操作者が自由に並び替えて表示できることを特徴とする画像表示装置である。
　撮像対象に超音波を送受信するための探触子と、探触子により取得した信号を元に画像データを構成するための画像データ構成部と、送波シーケンスを制御するための送波制御部と、画像データを保存するための画像メモリと、TICの生成を制御するTIC演算制御部と、画像データ上の輝度値からTICを生成するためのTIC演算部と、操作者が必要とする描画情報を入力するための描画情報入力部と、描画情報に対応するパラメータをTICから算出するためのパラメータ算出部と、パラメータから血流動態を反映した三次元のカラーマップを構成するための分布像構成部と、分布像構成部で構成した３Dカラーマップを表示するための表示部と、表示された画像の表示形態を変更するための表示情報入力部とを有する画像表示装置である。
　探触子は、一次元アレイ型の探触子にモータ等の駆動部が備えられたもの、二次元アレイ型の探触子を指し、複数の異なる撮像面における画像データを取得できるものであることを特徴とする画像表示装置である。
　分布像構成部において構成される３Dカラーマップは、異なる撮像面で構成された二次元のカラーマップを立体的に組み合わせて構成したものであることを特徴とする画像表示装置である。
　TIC演算部におけるTICの生成は、位置補正ベクトル演算部により撮像対象の空間上の位置ずれを補正されることを特徴とする画像表示装置である。
　分布像構成部で構成される３Dカラーマップは、異なる描画情報で構成した３Dカラーマップ、超音波画像、MRI画像、CT画像、PET画像、その他同一の撮像対象を映す画像を、背景画像として組み合わせて表示することを特徴とする画像表示装置である。
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（時間利得制御器）、６…A/D変換器、７…受信ビームフォーマ、８…包絡線検波部、９…SC（スキャンコンバータ）、１０…画像メモリ、１１…TIC（輝度変化曲線）演算制御部、１２…TIC演算部、１３…描画情報入力部、１４…パラメータ値算出部、１５…表示情報入力部、１６…分布像構成部、１７…表示部、１８…位置補正ベクトル演算部、１９…送波制御部、４１…表示画面、５１…ナビゲーション画面、２１１…構造物、２１２…TIC取得位置

Claims (15)

  1. 　撮像対象に超音波を送受信する探触子と、
    　前記探触子に受信された信号を元に画像データを構成する画像データ構成部と、
    　前記画像データの輝度値から時間輝度変化曲線を生成する輝度変化曲線演算部と、
    　前記時間輝度変化曲線から求めた所定のパラメータの値から血流動態の分布像を構成する分布像構成部と、
    　前記血流動態の分布像を表示する表示部と、
    　を有する超音波診断装置。
  2. 　空間における前記撮像対象の位置補正ベクトルを演算する位置補正ベクトル演算部を更に有し、
    　前記輝度変化曲線演算部は、前記位置補正ベクトルにより前記撮像対象の空間の位置を補正し、補正された撮像対象の空間の位置での時間輝度変化曲線を生成する請求項１に記載の超音波診断装置。
  3. 　操作者による描画情報の入力を受け付ける描画情報入力部と、
    　前記描画情報入力部が受け付けた前記描画情報に対応する予め定めたパラメータの値を前記パラメータの値として前記時間輝度変化曲線から算出するパラメータ算出部とをさらに有する請求項１に記載の超音波診断装置。
  4. 　前記描画情報は、血流動態に関係する情報である、造影剤の流入開始時間、平衡輝度到達時間、造影剤の消失開始時間、造影剤の持続時間、予め設定する閾値に到達する時間、輝度上昇率、輝度下降率、平衡状態の輝度、および、総流量のうちの少なくとも一つである請求項３に記載の超音波診断装置。
  5. 　前記パラメータ算出部が算出するパラメータの値は、前記撮像対象に投与された造影剤の還流に伴う輝度変化を示す時間輝度変化曲線から算出される値である請求項３に記載の超音波診断装置。
  6. 　前記分布像構成部は、前記パラメータの値に応じて色分けされた二次元又は三次元のカラーマップ画像を構成する請求項１に記載の超音波診断装置。
  7. 　操作者による表示態様の設定を受け付ける表示情報入力部を更に有し、
    　前記分布像構成部は、前記描画情報、取得した画像データの静止画像または動画像、関心領域の時間輝度変化曲線、および、前記パラメータの値に応じて色分けされた血流動態の分布像、のうちの少なくとも一つを、前記表示情報入力部の受け付けた前記表示態様で表示する画像を構成する請求項１に記載の超音波診断装置。
  8. 　造影剤が投与された被検者を撮像対象として、その造影対象に探触子により超音波を送受信する工程と、
    　前記探触子に受信された信号を元に画像データを構成する工程と、
    　前記画像データの輝度値から時間輝度変化曲線を生成する工程と、
    　前記時間輝度変化曲線から、血流動態の分布像の構成のための所定のパラメータの値を算出する工程と、
    　前記パラメータの値から血流動態の分布像を構成する工程と、
    を含むことを特徴とする血流動態の分布像の構成方法。
  9. 　空間における前記撮像対象の位置を補正するベクトルを演算する工程をさらに有し、
    　前記時間輝度変化曲線を演算する工程は、前記位置補正ベクトルにより前記撮像対象の位置を補正し、位置が補正された前記撮像対象の画像データから前記時間輝度変化曲線を生成する請求項８記載の血流動態の分布像の構成方法。
  10. 　操作者による描画情報の入力を受け付ける工程をさらに有し、
    　前記パラメータの値を算出する工程は、受け付けた前記描画情報に対応する予め定めたパラメータの値を前記パラメータの値として前記時間輝度変化曲線から算出する請求項８に記載の血流動態の分布像の構成方法。
  11. 　前記描画情報は、血流動態に関係する情報である、造影剤の流入開始時間、平衡輝度到達時間、造影剤の消失開始時間、造影剤の持続時間、予め設定する閾値に到達する時間、輝度上昇率、輝度下降率、平衡状態の輝度、および、総流量のうちの少なくとも一つである請求項１０に記載の血流動態の分布像の構成方法。
  12. 　前記パラメータを算出する工程で算出するパラメータの値は、前記撮像対象に投与された造影剤の還流に伴う輝度変化を示す時間輝度変化曲線から算出される請求項１０に記載の血流動態の分布像の構成方法。
  13. 　前記血流動態の分布像を構成する工程は、前記パラメータの値に応じて色分けされた二次元又は三次元のカラーマップ画像を構成する請求項８に記載の血流動態の分布像の構成方法。
  14. 　前記カラーマップ画像には、色と前記パラメータの値との対応を示すカラーバーが付属し、
    　前記カラーマップ画像に表示するパラメータの値の範囲および色のレンジの少なくとも一方の設定の変更を、操作者による前記カラーバーに付属する矢印の位置変更操作により受け付ける請求項１３に記載の血流動態の分布像の構成方法。
  15. 　前記時間輝度変化曲線を演算する工程は、前記位置補正ベクトルにより位置補正された撮像対象の空間の画像データから、前記撮像対象の同一部位における前記時間輝度変化曲線を生成する請求項９に記載の血流動態の分布像の構成方法。
PCT/JP2010/056329 2009-04-10 2010-04-07 超音波診断装置、および、血流動態の分布像の構成方法 WO2010117025A1 (ja)

Priority Applications (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US13/263,184 US8971600B2 (en) 2009-04-10 2010-04-07 Ultrasonic diagnosis apparatus and method for constructing distribution image of blood flow dynamic state
CN2010800143768A CN102387747A (zh) 2009-04-10 2010-04-07 超声波诊断装置以及血流动态的分布像的构成方法
JP2011508381A JP5753489B2 (ja) 2009-04-10 2010-04-07 超音波診断装置、および、超音波診断装置の作動方法
EP10761724.3A EP2417912B1 (en) 2009-04-10 2010-04-07 Ultrasonic diagnosis apparatus and method for constructing distribution image of blood flow dynamic state

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2009095535 2009-04-10
JP2009-095535 2009-04-10

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2010117025A1 true WO2010117025A1 (ja) 2010-10-14

Family

ID=42936306

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2010/056329 WO2010117025A1 (ja) 2009-04-10 2010-04-07 超音波診断装置、および、血流動態の分布像の構成方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US8971600B2 (ja)
EP (1) EP2417912B1 (ja)
JP (1) JP5753489B2 (ja)
CN (1) CN102387747A (ja)
WO (1) WO2010117025A1 (ja)

Cited By (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2012005601A (ja) * 2010-06-23 2012-01-12 Toshiba Corp 超音波診断装置
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
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
CN103037771A (zh) * 2011-06-07 2013-04-10 松下电器产业株式会社 超声波诊断装置以及超声波诊断方法
CN103764042A (zh) * 2011-10-19 2014-04-30 株式会社日立医疗器械 图像诊断装置及图像判别方法
JP2014128651A (ja) * 2012-11-30 2014-07-10 Toshiba Corp 医用画像診断装置
CN104720851A (zh) * 2013-12-23 2015-06-24 Ge医疗系统环球技术有限公司 计算机断层扫描成像的方法和装置
KR20170042117A (ko) * 2015-10-08 2017-04-18 삼성메디슨 주식회사 조영제 초음파 진단 장치 및 방법
JP2019025187A (ja) * 2017-08-02 2019-02-21 株式会社トプコン 眼科情報処理装置及び眼科撮影装置
CN111084631A (zh) * 2019-12-03 2020-05-01 上海市胸科医院 一种timi心肌灌注帧数获取方法、介质及电子设备
WO2020121617A1 (ja) * 2018-12-13 2020-06-18 株式会社島津製作所 診断画像システムおよび診断画像管理方法

Families Citing this family (31)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101117879B1 (ko) * 2010-05-27 2012-03-07 삼성메디슨 주식회사 컬러 재구성 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
US8315812B2 (en) 2010-08-12 2012-11-20 Heartflow, Inc. Method and system for patient-specific modeling of blood flow
US10292445B2 (en) * 2011-02-24 2019-05-21 Rochester Institute Of Technology Event monitoring dosimetry apparatuses and methods thereof
KR101501515B1 (ko) * 2012-01-04 2015-03-11 삼성메디슨 주식회사 진단 영상 장치 및 그 동작 방법
US8548778B1 (en) 2012-05-14 2013-10-01 Heartflow, Inc. Method and system for providing information from a patient-specific model of blood flow
JP6354584B2 (ja) * 2012-08-07 2018-07-11 コニカミノルタ株式会社 医用データ処理装置、医用データ処理方法、及び超音波診断装置
JP6222807B2 (ja) * 2013-04-01 2017-11-01 東芝メディカルシステムズ株式会社 医用画像処理装置、ｘ線診断装置及び医用画像処理プログラム
JP6100603B2 (ja) * 2013-05-13 2017-03-22 東芝メディカルシステムズ株式会社 医用画像撮影解析装置
CN105792910A (zh) * 2013-09-16 2016-07-20 恩弗里德系统公司 用于从室内空气中过滤甲醛的方法和系统
JP6338849B2 (ja) * 2013-12-11 2018-06-06 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 画像解析装置、及び、ｘ線診断装置
EP2989986B1 (en) 2014-09-01 2019-12-18 Samsung Medison Co., Ltd. Ultrasound diagnosis apparatus and method of operating the same
US11076830B2 (en) * 2014-09-02 2021-08-03 Samsung Electronics Co., Ltd. Ultrasound imaging apparatus and method of controlling the same
JP5974200B1 (ja) * 2014-10-16 2016-08-23 オリンパス株式会社 超音波観測装置
WO2016081321A2 (en) 2014-11-18 2016-05-26 C.R. Bard, Inc. Ultrasound imaging system having automatic image presentation
EP3023059A1 (en) * 2014-11-18 2016-05-25 Samsung Medison Co., Ltd. Ultrasound imaging apparatus and method of controlling the same
WO2016081023A1 (en) 2014-11-18 2016-05-26 C.R. Bard, Inc. Ultrasound imaging system having automatic image presentation
US10406472B2 (en) * 2015-03-12 2019-09-10 3M Innovative Properties Company Collapsible air filter
FR3042888A1 (fr) 2015-10-26 2017-04-28 Continental Automotive France Procede d'adaptation automatique des conditions d'etablissement de diagnostic par un systeme de diagnostic embarque
WO2017114749A1 (en) * 2015-12-30 2017-07-06 Ventana Medical Systems, Inc. System and method for real time assay monitoring
US11123045B2 (en) * 2016-05-26 2021-09-21 Canon Medical Systems Corporation Ultrasonic diagnostic apparatus and medical image processing apparatus
US11116479B2 (en) 2017-01-04 2021-09-14 Koninklijke Philips N.V. Time-based parametric contrast enhanced ultrasound imaging system and method
WO2019053935A1 (ja) * 2017-09-14 2019-03-21 株式会社島津製作所 放射線撮影装置
CN107874780A (zh) * 2017-11-06 2018-04-06 深圳市德力凯医疗设备股份有限公司 一种脑血流数据的显示方法、装置以及存储介质
TWI648035B (zh) * 2018-03-22 2019-01-21 亞洲大學 最小割脊椎分節演算法
JP7330705B2 (ja) * 2019-01-17 2023-08-22 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 画像解析装置
CN110458834B (zh) * 2019-02-25 2021-02-09 腾讯科技（深圳）有限公司 一种乳腺肿瘤图像处理系统、方法及装置
US20200273181A1 (en) * 2019-02-26 2020-08-27 Canon Medical Systems Corporation Analysis apparatus and ultrasound diagnosis apparatus
JP2022080735A (ja) * 2020-11-18 2022-05-30 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置およびプログラム
CN114519707B (zh) * 2022-02-14 2024-06-04 逸超医疗科技(北京)有限公司 一种血流灌注参数提取方法及设备
WO2023186948A1 (en) * 2022-03-31 2023-10-05 Koninklijke Philips N.V. Systems and methods for color mapping for contrast enhanced ultrasound parametric imaging

Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0924047A (ja) * 1995-07-13 1997-01-28 Toshiba Corp 超音波診断装置
JPH10305035A (ja) * 1997-05-08 1998-11-17 Toshiba Corp 超音波診断装置
JPH11327A (ja) * 1997-06-11 1999-01-06 Toshiba Iyou Syst Eng Kk 超音波診断装置
JP2001269341A (ja) * 2000-03-24 2001-10-02 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd 超音波画像生成方法、超音波画像生成装置および超音波診断装置
JP2002165795A (ja) * 2000-11-29 2002-06-11 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 関心領域設定方法および装置並びに超音波撮影装置
JP2003061959A (ja) * 2001-08-22 2003-03-04 Toshiba Corp 超音波診断装置
JP2005081073A (ja) 2003-09-11 2005-03-31 Toshiba Corp 超音波診断装置
JP2005137574A (ja) * 2003-11-06 2005-06-02 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波画像生成装置
JP2006055672A (ja) * 2005-11-14 2006-03-02 Toshiba Corp 超音波診断装置
JP2008086767A (ja) * 2006-10-03 2008-04-17 General Electric Co <Ge> ３次元及び４次元コントラスト撮像のためのシステム及び方法

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4932415A (en) * 1988-11-14 1990-06-12 Vingmed Sound A/S Method of color coding two dimensional ulltrasonic doppler velocity images of blood flow on a display
US5170792A (en) * 1989-11-27 1992-12-15 Acoustic Imaging Technologies Corporation Adaptive tissue velocity compensation for ultrasonic Doppler imaging
US5255683A (en) * 1991-12-30 1993-10-26 Sound Science Limited Partnership Methods of and systems for examining tissue perfusion using ultrasonic contrast agents
JP3139858B2 (ja) 1992-12-24 2001-03-05 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 超音波診断装置
US5615680A (en) * 1994-07-22 1997-04-01 Kabushiki Kaisha Toshiba Method of imaging in ultrasound diagnosis and diagnostic ultrasound system
US5471990A (en) 1994-11-23 1995-12-05 Advanced Technology Laboratories, Inc. Ultrasonic doppler power measurement and display system
US5910119A (en) * 1998-05-12 1999-06-08 Diasonics, Inc. Ultrasonic color doppler velocity and direction imaging
JP4408988B2 (ja) 1999-05-31 2010-02-03 株式会社東芝 超音波診断装置
JP3495710B2 (ja) * 2001-02-01 2004-02-09 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 血流イメージング装置および超音波診断装置
US6659953B1 (en) * 2002-09-20 2003-12-09 Acuson Corporation Morphing diagnostic ultrasound images for perfusion assessment
JP3689095B2 (ja) 2003-05-19 2005-08-31 株式会社東芝 超音波診断装置
CN100446733C (zh) * 2003-07-22 2008-12-31 株式会社日立医药 超声波诊断装置
DE502007006239D1 (de) * 2007-02-15 2011-02-24 Brainlab Ag Verfahren zur Darstellung anatomischer Patientenstrukturen im interessierenden Bereich eines Bilderfassungsgeräts
JP5280020B2 (ja) 2007-06-26 2013-09-04 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 超音波撮像装置
JP2009028194A (ja) * 2007-07-26 2009-02-12 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波撮像装置
JP2009100971A (ja) * 2007-10-24 2009-05-14 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波撮像装置
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

Patent Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0924047A (ja) * 1995-07-13 1997-01-28 Toshiba Corp 超音波診断装置
JPH10305035A (ja) * 1997-05-08 1998-11-17 Toshiba Corp 超音波診断装置
JPH11327A (ja) * 1997-06-11 1999-01-06 Toshiba Iyou Syst Eng Kk 超音波診断装置
JP2001269341A (ja) * 2000-03-24 2001-10-02 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd 超音波画像生成方法、超音波画像生成装置および超音波診断装置
JP2002165795A (ja) * 2000-11-29 2002-06-11 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 関心領域設定方法および装置並びに超音波撮影装置
JP2003061959A (ja) * 2001-08-22 2003-03-04 Toshiba Corp 超音波診断装置
JP2005081073A (ja) 2003-09-11 2005-03-31 Toshiba Corp 超音波診断装置
JP2005137574A (ja) * 2003-11-06 2005-06-02 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波画像生成装置
JP2006055672A (ja) * 2005-11-14 2006-03-02 Toshiba Corp 超音波診断装置
JP2008086767A (ja) * 2006-10-03 2008-04-17 General Electric Co <Ge> ３次元及び４次元コントラスト撮像のためのシステム及び方法

Cited By (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2012005601A (ja) * 2010-06-23 2012-01-12 Toshiba Corp 超音波診断装置
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
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
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
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
US9795363B2 (en) 2011-04-05 2017-10-24 Konica Minolta, Inc. Ultrasound diagnostic apparatus and method for outputting ultrasound diagnostic image
CN103037771A (zh) * 2011-06-07 2013-04-10 松下电器产业株式会社 超声波诊断装置以及超声波诊断方法
CN103037771B (zh) * 2011-06-07 2016-05-04 柯尼卡美能达株式会社 超声波诊断装置以及超声波诊断方法
CN103764042A (zh) * 2011-10-19 2014-04-30 株式会社日立医疗器械 图像诊断装置及图像判别方法
JP2014128651A (ja) * 2012-11-30 2014-07-10 Toshiba Corp 医用画像診断装置
CN104720851B (zh) * 2013-12-23 2019-07-16 Ge医疗系统环球技术有限公司 计算机断层扫描成像的方法和装置
CN104720851A (zh) * 2013-12-23 2015-06-24 Ge医疗系统环球技术有限公司 计算机断层扫描成像的方法和装置
KR20170042117A (ko) * 2015-10-08 2017-04-18 삼성메디슨 주식회사 조영제 초음파 진단 장치 및 방법
KR102525616B1 (ko) 2015-10-08 2023-04-26 삼성메디슨 주식회사 조영제 초음파 진단 장치 및 방법
JP2019025187A (ja) * 2017-08-02 2019-02-21 株式会社トプコン 眼科情報処理装置及び眼科撮影装置
WO2020121617A1 (ja) * 2018-12-13 2020-06-18 株式会社島津製作所 診断画像システムおよび診断画像管理方法
JPWO2020121617A1 (ja) * 2018-12-13 2021-10-14 株式会社島津製作所 診断画像システムおよび診断画像管理方法
JP7160115B2 (ja) 2018-12-13 2022-10-25 株式会社島津製作所 診断画像システムおよび診断画像管理方法
CN111084631A (zh) * 2019-12-03 2020-05-01 上海市胸科医院 一种timi心肌灌注帧数获取方法、介质及电子设备
CN111084631B (zh) * 2019-12-03 2023-09-08 上海市胸科医院 一种timi心肌灌注帧数获取方法、介质及电子设备

Also Published As

Publication number Publication date
CN102387747A (zh) 2012-03-21
EP2417912A1 (en) 2012-02-15
JP5753489B2 (ja) 2015-07-22
US8971600B2 (en) 2015-03-03
EP2417912B1 (en) 2018-09-05
US20120027282A1 (en) 2012-02-02
EP2417912A4 (en) 2014-03-26
JPWO2010117025A1 (ja) 2012-10-18

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5753489B2 (ja) 超音波診断装置、および、超音波診断装置の作動方法
JP5376877B2 (ja) 超音波診断装置および画像表示プログラム
US8956296B2 (en) Systems and methods for active optimized spatio-temporal sampling
US6436049B1 (en) Three-dimensional ultrasound diagnosis based on contrast echo technique
JP5680654B2 (ja) 超音波診断装置及び超音波画像表示方法
EP1614387B1 (en) Ultrasonic diagnostic apparatus, image processing apparatus and image processing method
US9380999B2 (en) Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image processing apparatus, and medical diagnostic imaging apparatus
JP5111601B2 (ja) 超音波撮像装置
JP6288996B2 (ja) 超音波診断装置及び超音波イメージングプログラム
JP5209025B2 (ja) 超音波診断装置
US20090275834A1 (en) Ultrasonograph
JP2001212144A (ja) 超音波診断装置及び超音波画像化方法
US20120203112A1 (en) Optimization of Lines Per Second for Medical Diagnostic Ultrasound Contrast Agent Imaging
JP2011110211A (ja) 医用画像表示装置及び血流動態の分布像構成方法
JP4713862B2 (ja) 超音波診断装置
JP2009172379A (ja) 造影剤崩壊有効性を示す方法および造影剤崩壊の有効性を決定するシステム
KR101574834B1 (ko) 초음파 진단 장치
JP5331313B2 (ja) 超音波診断装置
WO2020149191A1 (ja) 画像解析装置
JP4427139B2 (ja) 超音波診断装置及び超音波送信方法
JP4764520B2 (ja) 超音波診断装置
JP3405578B2 (ja) 超音波診断装置
JP4764521B2 (ja) 超音波診断装置
US20150080734A1 (en) Ultrasound image diagnostic apparatus

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 201080014376.8

Country of ref document: CN

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 10761724

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2011508381

Country of ref document: JP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 13263184

Country of ref document: US

Ref document number: 2010761724

Country of ref document: EP

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE