WO2012169434A1 - 超音波診断装置、および医用画像処理装置 - Google Patents

超音波診断装置、および医用画像処理装置 Download PDF

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WO2012169434A1
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harmonic
image
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篤司 鷲見
千尋 柴田
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株式会社 東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to an ultrasonic diagnostic apparatus and a medical image processing apparatus having a function of generating an ultrasonic image based on a nonlinear characteristic of an echo signal.
  • THI tissue Harmonic Imaging
  • tissue Harmonic tissue Harmonic
  • the second harmonic component is proportional to the square of the sound pressure. Therefore, THI can generate an ultrasound image with reduced artifacts such as side lobes.
  • a weak reflected echo such as blood flow (hereinafter referred to as “spontaneous echo”) may be displayed in an ultrasonic image by THI.
  • the display of this spontaneous echo has a problem that it is difficult for an operator to observe an ultrasonic image.
  • the Spontaneous echo is a reflected echo from blood and has high intensity, there is a problem that the above-mentioned part is determined as the living tissue of the subject and the color image is not displayed in the original blood flow portion.
  • An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus and a medical image processing apparatus having a function of generating an ultrasonic image in which the influence of a continuous echo is reduced.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus includes an ultrasonic probe having a plurality of transducers, a transmission / reception unit that supplies a drive signal to each transducer and generates a reception signal based on an echo signal, and the reception signal
  • the reception signal To calculate a feature amount based on a signal extraction unit that extracts a harmonic signal and a fundamental signal, and a value corresponding to the amplitude of the harmonic signal and a value corresponding to the amplitude of the fundamental signal
  • a region determining unit that determines a predetermined region in the scanned region based on the feature amount and a predetermined threshold; and a changing unit that changes a value corresponding to the amplitude of the harmonic signal in the predetermined region;
  • An image generation unit that generates a corrected harmonic image based on a harmonic signal in the scanned region including a predetermined region having a value corresponding to the amplitude of the changed harmonic signal.
  • FIG. 1 is a configuration diagram showing the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a flowchart illustrating a flow of processing for generating a corrected harmonic image based on difference value frame data and a predetermined threshold according to the first embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating an example of a harmonic image (second harmonic image) generated based on the harmonic frame data according to the first embodiment.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a fundamental wave image (fundamental wave image) generated based on fundamental wave frame data according to the first embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an example of a difference value image generated based on the difference value frame data according to the first embodiment.
  • FIG. 1 is a configuration diagram showing the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a flowchart illustrating a flow of processing for generating a corrected harmonic image based on difference value frame data and a predetermined threshold according to the first embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an example of a corrected harmonic image generated based on the harmonic correction frame data according to the first embodiment.
  • FIG. 7 is a configuration diagram showing the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating an example of a positive / negative correspondence table of difference values for structure echoes and spontaneous echoes according to the second embodiment.
  • FIG. 9 is a flowchart illustrating a flow of processing for generating a corrected harmonic image based on difference value frame data and a predetermined threshold according to the second embodiment.
  • FIG. 1 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 1 is connected to the ultrasonic probe 11, the apparatus main body 12, the display unit 13, and the apparatus main body 12 to capture various instructions / commands / information from the operator into the apparatus main body 12.
  • Input unit 14 the ultrasonic diagnostic apparatus 1 may be connected to an unillustrated biological signal measurement unit and network represented by an electrocardiograph, a heart sound meter, a pulse wave meter, and a respiration sensor via an interface unit 43. Good.
  • the ultrasonic probe 11 has a piezoelectric vibrator as an acoustic / electric reversible conversion element such as piezoelectric ceramics.
  • the plurality of piezoelectric vibrators are arranged in parallel and are provided at the tip of the ultrasonic probe 11. In the following description, it is assumed that one piezoelectric vibrator constitutes one channel.
  • the piezoelectric vibrator generates an ultrasonic wave in response to a drive signal supplied from a transmission / reception unit described later.
  • the piezoelectric vibrator generates an echo signal in response to reception of an ultrasonic wave (hereinafter referred to as a reflected wave) reflected by the living tissue of the subject.
  • a reflected wave an ultrasonic wave
  • the apparatus main body 12 includes a transmission / reception unit 21, a B-mode processing unit 23, a storage unit 31, a calculation unit 33, a region determination unit 35, a change unit 37, an image generation unit 39, a control processor (central processing unit: Central Processing Unit: hereinafter CPU 41) and an interface unit 43.
  • the apparatus main body 12 may include a Doppler processing unit (not shown) that generates a Doppler signal.
  • the transmission / reception unit 21 includes a trigger generation circuit, a transmission delay circuit, a pulsar circuit, a preamplifier circuit, an analog-to-digital (hereinafter referred to as A / D) converter, a reception delay circuit, an adder, and the like (not shown).
  • the pulsar circuit repeatedly generates rate pulses for forming transmission ultrasonic waves at a predetermined rate frequency.
  • the pulse generator repeatedly generates rate pulses at a rate frequency of 5 kHz, for example. This rate pulse is distributed to the number of channels and sent to the transmission delay circuit.
  • the transmission delay circuit provides each rate pulse with a delay time necessary for converging the ultrasonic wave into a beam and determining the transmission directivity for each channel.
  • the trigger generation circuit applies a voltage pulse to each transducer of the ultrasonic probe 11 at a timing based on this rate pulse. Thereby, an ultrasonic beam is transmitted to the subject.
  • the preamplifier circuit amplifies the echo signal from the subject taken in via the ultrasonic probe 11 for each channel.
  • the A / D converter converts the amplified echo signal into a digital signal.
  • the reception delay circuit gives a delay time necessary for determining the reception directivity to the echo signal converted into the digital signal.
  • the adder adds a plurality of echo signals given delay times.
  • the transmission / reception unit 21 generates a reception signal in which the reflection component from the direction corresponding to the reception directivity is emphasized.
  • the transmission directivity and the reception directivity determine the overall directivity of ultrasonic transmission / reception (the so-called “ultrasonic scanning line” is determined by this directivity).
  • the transmitter / receiver 21 may have a parallel reception function of simultaneously receiving echo signals generated on a plurality of scanning lines by one ultrasonic transmission.
  • the B-mode processing unit 23 includes a signal extraction unit 231, an envelope detector 233, a logarithmic converter 235, and the like.
  • the signal extraction unit 231 extracts a fundamental wave signal and a harmonic signal from the received signal.
  • the fundamental wave signal is a received signal having a frequency equal to the center frequency (hereinafter referred to as a fundamental frequency) of transmission ultrasonic waves.
  • a harmonic signal is a received signal having a frequency equal to any integer multiple of the fundamental frequency.
  • the extracted harmonic signal is a received signal having a frequency twice the fundamental frequency (hereinafter referred to as a second harmonic signal).
  • the signal extraction unit 231 cuts the fundamental wave signal and the third-order or higher harmonic signal using, for example, a band limiting filter, and extracts the second-order harmonic signal from the received signal.
  • the signal extraction unit 231 cuts the harmonic signal, for example, with a band limiting filter, and extracts the fundamental signal from the received signal.
  • the signal extraction unit 231 outputs the extracted fundamental wave signal and second harmonic signal to the envelope detector 233, respectively.
  • the envelope detector 233 performs envelope detection on the fundamental wave signal and the second harmonic signal output from the signal extraction unit 231.
  • the envelope detector 233 outputs the envelope-detected signal to a logarithmic converter 235 described later.
  • the envelope detector 233 may output the envelope-detected signal to the storage unit 31 described later.
  • the logarithmic converter 235 relatively emphasizes weak signals by logarithmically converting the envelope-detected signals.
  • the logarithmically converted signal is output to a storage unit 31 and an image generation unit 39 which will be described later.
  • the storage unit 31 includes a plurality of reception delay patterns having different focus depths, various data groups such as a control program of the ultrasonic diagnostic apparatus 1, a diagnostic protocol, transmission / reception conditions, and logarithmically converted data (hereinafter referred to as a fundamental wave).
  • logarithmically converted data hereinafter referred to as harmonic data
  • harmonic data logarithmically converted data relating to the second harmonic signal
  • an ultrasonic image generated by an image generator 39 described later and a calculation program used by a calculator 33 described later
  • a predetermined threshold value used in a region determination unit 35 described later a predetermined value used in a change unit 37 described later
  • an image processing program for controlling the calculation unit 33, the region determination unit 35, and the change unit 37, etc. To do.
  • the storage unit 31 stores the fundamental wave data for each frame.
  • a set of fundamental wave data in one frame is referred to as fundamental wave frame data.
  • the storage unit 31 stores harmonic data for each frame.
  • a set of harmonic data in one frame is referred to as harmonic frame data.
  • storage part 31 may memorize
  • the calculation unit 33 calculates the feature amount over the scanned region (frame) based on the value corresponding to the amplitude of the harmonic data and the value corresponding to the amplitude of the fundamental data.
  • the feature amount is an amount related to the amplitude.
  • the feature value related to the amplitude is a difference value (Diff (x, y)) between a value corresponding to the amplitude of the harmonic data and a value corresponding to the amplitude of the fundamental data.
  • x in the above sentence indicates the coordinate in the depth direction in the scanning line signal sequence of the ultrasonic scan
  • y indicates the coordinate in the scanning direction. Note that the coordinate x and the coordinate y may be coordinates on an ultrasonic image generated by the image generation unit 39 described later.
  • the value corresponding to the amplitude of the harmonic data is associated with the coordinates in the harmonic image generated by the image generator 39 based on the harmonic data.
  • the value corresponding to the amplitude of the fundamental wave data is associated with the coordinates in the fundamental wave image generated based on the fundamental wave data by the image generation unit 39.
  • the value corresponding to the amplitude is, for example, an amplitude value.
  • a pixel value or a luminance value may be used instead of the amplitude value.
  • the scanned region is the heart of the subject.
  • the calculation unit 33 may calculate the feature amount determined based on the pixel value in the fundamental image and the pixel value in the harmonic image generated by the image generation unit 39, which will be described later, over the entire image.
  • the calculation unit 33 reads out the fundamental wave frame data stored in the storage unit 31.
  • the calculator 33 reads the harmonic frame data stored in the storage unit 31.
  • the calculator 33 may subtract the harmonic amplitude value from the basic amplitude value.
  • the calculation unit 33 may calculate the absolute value of the difference value. Based on the difference, the calculation unit 33 sets a set of difference values (hereinafter referred to as difference value frame data) at each position on the scanned region defined by the coordinate (x) in the depth direction and the coordinate (y) in the scanning direction. For each frame. When reception signals are collected over a plurality of frames, the above calculation is performed for each of the plurality of frames.
  • difference value frame data a set of difference values
  • the region determination unit 35 determines a predetermined region in the scanned region based on the difference value at each position on the scanned region and a predetermined threshold value. Specifically, the area determination unit 35 reads a predetermined threshold value stored in the storage unit 31. The area determination unit 35 compares each difference value in the difference value frame data with a predetermined threshold value. The area determination unit 35 specifies a position (x, y) on the scanned area regarding a difference value that is equal to or greater than a predetermined threshold. The predetermined threshold can be appropriately changed by the operator via the input unit 14 described later. The area determination unit 35 determines an area configured from the specified position. In other words, the predetermined area is an area configured from the specified position.
  • a structure echo the reflected echo from the blood flow in the heart chamber (hereinafter referred to as a spontaneous echo).
  • Amplitude value is relatively low.
  • the difference between the amplitude value of the structural echo and the amplitude value of the spontaneous echo is relatively large in the case of the basic amplitude value, but may be relatively small in the case of the harmonic amplitude value.
  • a predetermined area constituted by a position on the scanned area where the difference value is equal to or larger than a predetermined threshold corresponds to an area where a continuous echo exists.
  • the area where the spontaneous echo exists corresponds to an area where the difference value is equal to or less than a predetermined threshold value.
  • the changing unit 37 changes the value corresponding to the amplitude of the harmonic frame data in the predetermined region determined by the region determining unit 35 to a predetermined value.
  • the value corresponding to the amplitude is, for example, an amplitude value, a pixel value, a luminance value, or the like.
  • a description will be given using a harmonic amplitude value as a value corresponding to the amplitude. The calculation using the pixel value and the luminance value will be described in detail in a later modification.
  • the predetermined value is, for example, zero.
  • the changing unit 37 can also change the harmonic amplitude value in the predetermined region to a value corresponding to the magnitude of the difference value. Specifically, the changing unit 37 changes the harmonic amplitude value included in the predetermined area of the harmonic frame data to zero.
  • harmonic correction frame data in which the harmonic amplitude value in the predetermined region is changed to zero.
  • the changing unit 37 may change the value corresponding to the amplitude of the fundamental wave signal in the predetermined region to a predetermined value.
  • the fundamental wave frame data in which the fundamental amplitude value in the predetermined region is changed to zero is referred to as fundamental wave correction frame data.
  • the changing unit 37 may change the gradation, brightness, luminance value, pixel value, or the like of a predetermined region to a predetermined value with respect to an ultrasonic image generated by the image generation unit 39 described later.
  • the image generation unit 39 converts the scanning line signal sequence of the ultrasonic scan into a scanning line signal sequence of a general video format represented by a television or the like, and generates an ultrasonic diagnostic image as a display image.
  • the image generator 39 generates a corrected harmonic image based on the harmonic correction frame data.
  • the image generation unit 39 may generate a harmonic image based on the harmonic data.
  • the image generation unit 39 may generate a corrected harmonic image based on the harmonic correction frame data.
  • the image generator 39 may generate a fundamental wave image based on the fundamental wave data.
  • the image generation unit 39 may generate a superimposed harmonic image obtained by superimposing a harmonic image on the corrected harmonic image.
  • the image generation unit 39 may generate a superimposed fundamental wave image obtained by superimposing a fundamental wave image on the corrected fundamental wave image. For example, the image generation unit 39 superimposes a harmonic image in which blue (Blue) is assigned to a pixel value on a correction harmonic image in which red (Red) and green (Green) are assigned to pixel values outside a predetermined region. A superimposed harmonic image may be generated. At this time, the outside of the predetermined region of the superimposed harmonic image is displayed in white, and the predetermined region is displayed in blue.
  • the image generation unit 39 may generate a color Doppler image based on a color Doppler signal output from a Doppler processing unit (not shown).
  • the image generation unit 39 can also generate a Doppler superimposed image in which a color Doppler image is superimposed on a predetermined region of the harmonic image or the corrected harmonic image.
  • the CPU 41 reads out the transmission / reception conditions and the device control program stored in the storage unit 31 based on the mode selection input from the input unit 14 by the operator, the selection of the reception delay pattern list, and the transmission start / end, and the device control program is read accordingly.
  • the main body 12 is controlled.
  • the CPU 41 may control the calculation unit 33, the region determination unit 35, and the change unit 37 according to the image processing program read from the storage unit 31.
  • the interface unit 43 is an interface related to the input unit 14, the network, an external storage device (not shown), and a biological signal measurement unit. Data such as an ultrasonic image and analysis results obtained by the apparatus main body 12 can be transferred to another apparatus via the interface unit 43 and the network.
  • the display unit 13 displays an ultrasonic image such as a corrected harmonic image, a harmonic image, a corrected fundamental wave image, a fundamental wave image, a superimposed harmonic image, and a superimposed fundamental wave image based on the output from the image generating unit 39. To do.
  • the input unit 14 is connected to the interface unit 43 and takes various instructions, commands, information, selections, and settings from the operator into the apparatus main body 12.
  • the input unit 14 includes input devices such as a trackball, a switch button, a mouse, and a keyboard (not shown).
  • the input device detects the coordinates of the cursor displayed on the display screen, and outputs the detected coordinates to the CPU 41.
  • the input device may be a touch panel provided to cover the display screen. In this case, the input unit 14 detects coordinates instructed by a touch reading principle such as an electromagnetic induction type, an electromagnetic distortion type, and a pressure sensitive type, and outputs the detected coordinates to the CPU 41.
  • the input unit 14 may input a predetermined threshold value to the apparatus main body 12 in accordance with an instruction from the operator.
  • the input unit 14 may have a dial for adjusting the gradation of the predetermined area in accordance with an instruction from the operator.
  • the predetermined area determination function is a function for determining an area related to a spontaneous echo in the scanned area based on the harmonic signal and the fundamental wave signal extracted from the received signal.
  • a process related to the predetermined area determination function hereinafter referred to as a predetermined area determination process
  • FIG. 2 is a flowchart illustrating the flow of the predetermined area determination process.
  • input of patient information, transmission / reception conditions, setting and updating of various ultrasonic data collection conditions, and the like are executed according to instructions from the operator via the input unit 14. These settings and updates are stored in the storage unit 31.
  • the operator contacts the ultrasonic probe 11 at a predetermined position on the surface of the subject body.
  • the transmission / reception unit 21 supplies a drive signal for generating ultrasonic waves to the ultrasonic transducer. With this drive signal, ultrasonic waves are transmitted to the subject.
  • An echo signal is generated based on reception of a reflected wave corresponding to the ultrasonic wave transmitted to the subject (that is, an ultrasonic scan).
  • a received signal is generated based on the generated echo signal (step Sa1).
  • a harmonic signal and a fundamental wave signal are extracted from the received signal (step Sa2). Based on the harmonic signal, harmonic frame data is generated (step Sa3).
  • FIG. 3 is a diagram illustrating an example of a harmonic image (second harmonic image) generated based on the harmonic frame data.
  • fundamental wave frame data is generated (step Sa4).
  • FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a fundamental wave image (fundamental wave image) generated based on the fundamental wave frame data. 3 and 4 are gain-corrected so that the myocardium has the same luminance. In FIG. 3 and FIG. 4, the regions with different luminances mainly show images by the spon- tial echo.
  • Difference value frame data is generated by subtracting the fundamental frame data from the harmonic frame data (step Sa5).
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an example of a difference value image generated based on the difference value frame data.
  • the difference value image in FIG. 5 is gain-corrected so that the image by the spon- tial echo can be easily visually recognized.
  • a predetermined area in the scanned area is determined (step Sa6).
  • the predetermined threshold is, for example, zero. This predetermined area indicates an area where a continuous echo exists.
  • Harmonic correction frame data in which the amplitude value of the harmonic frame data in the predetermined region is changed to a predetermined value is generated (step Sa7).
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an example of a corrected harmonic image generated based on the harmonic correction frame data. Comparing FIG. 3 and FIG. 6, it is clear that the image due to the continuous echo is reduced.
  • the difference from the first embodiment is that the brightness of the pixel value in the predetermined area in the harmonic image is changed to the predetermined brightness based on the determined predetermined area.
  • the brightness is, for example, a gradation.
  • a luminance value, a pixel value, or the like may be used instead of the brightness of the pixel value.
  • the changing unit 37 changes the brightness of the pixel value in the predetermined area in the harmonic image to a predetermined value.
  • the predetermined value is, for example, zero.
  • the changing unit 37 may change the brightness of the pixel value in the predetermined area in the fundamental wave image to a predetermined value.
  • the changing unit 37 may change the luminance value in a predetermined region in the harmonic image to a predetermined luminance value.
  • the predetermined luminance value is, for example, the minimum value or the maximum value of luminance.
  • the changing unit 37 may change the luminance value in a predetermined area in the fundamental wave image to a predetermined luminance value.
  • the changing unit 37 may change the pixel value in a predetermined region in the displayed harmonic image to a predetermined pixel value.
  • the changing unit 37 may change the value corresponding to the amplitude of the harmonic signal in the predetermined region to a predetermined value displayed with a lightness lower than the lightness of the scanned region excluding the predetermined region.
  • the display unit 13 displays a harmonic image in which the brightness of the pixel value in the predetermined area is changed.
  • the display unit 13 displays a fundamental image in which the brightness of the pixel values in the predetermined area is changed.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 1 it is possible to determine a region where a spontaneous echo exists by using a harmonic signal and a fundamental wave signal. By changing the amplitude value or lightness in the determined region, an ultrasonic image in which the influence of the continuous echo is reduced can be generated. Thereby, according to this ultrasonic diagnostic apparatus 1, in a B-mode image such as a harmonic image, for example, the visibility of the movement of the heart valve and the visibility of a structure such as the intima of the heart are improved. In addition, it is also possible to generate a Doppler superimposed image in which a color Doppler image is superimposed on a predetermined region of the harmonic image or the corrected harmonic image. This makes it possible to superimpose a color Doppler image on the original blood flow portion. This makes it possible to display a color Doppler image on the original blood flow portion.
  • each process in determining the predetermined area is the same as that in the first embodiment and the modified example, except that the process in step Sa1 is changed to reading the received signal from the storage unit 31.
  • each function according to each embodiment can also be realized by installing a program for executing the processing in a computer such as a workstation and developing the program on a memory.
  • a program capable of causing the computer to execute the technique is stored in a storage medium such as a magnetic disk (floppy (registered trademark) disk, hard disk, etc.), an optical disk (CD-ROM, DVD, etc.), or a semiconductor memory. It can also be distributed.
  • a storage medium such as a magnetic disk (floppy (registered trademark) disk, hard disk, etc.), an optical disk (CD-ROM, DVD, etc.), or a semiconductor memory. It can also be distributed.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the second embodiment.
  • the difference of the component of 2nd Embodiment and 1st Embodiment is having the filter part 25.
  • FIG. 7 components that perform different operations in the components of the second embodiment and the first embodiment will be described.
  • the filter unit 25 generates first frame data obtained by subjecting the harmonic frame data stored in the storage unit 31 to a spatial filter.
  • the filter unit 25 generates second frame data obtained by applying the fundamental wave frame data stored in the storage unit 31 to a spatial filter.
  • the spatial filter is, for example, a low-pass filter (Low Pass Filter: hereinafter referred to as LPF).
  • LPF Low Pass Filter
  • the LPF spatially smoothes the fundamental wave frame data and the harmonic frame data. For example, LPF suppresses myocardial speckle noise.
  • the calculation unit 33 calculates an average value (hereinafter referred to as a first average value) using a plurality of amplitude values (HarmA (x, y)) included in the first frame data.
  • the first average value is calculated by dividing the sum ( ⁇ x, y (HarmA (x, y))) of the plurality of amplitude values in the first frame data by the number of samples of the first frame data.
  • the calculation unit 33 calculates an average value (hereinafter referred to as a second average value) using a plurality of amplitude values (FundA (x, y)) included in the second frame data.
  • the second average value is calculated by dividing the sum ( ⁇ x, y (FundA (x, y))) of the plurality of amplitude values in the second frame data by the number of samples of the second frame data.
  • the calculation unit 33 normalizes each of a plurality of amplitude values (HarmA (x, y)) included in the first frame data with the first average value.
  • first normalized frame data the first frame data normalized by the first average value
  • second normalized frame data the second frame data normalized by the second average value
  • the average value of the amplitude (HarmN (x, y)) in the first standardized frame data becomes almost the same as the average value of the amplitude (FundN (x, y)) in the second standardized frame data.
  • the amplitude value (HarmN (x, y)) in the first standardized frame data for a structure such as a myocardium is the amplitude value (in the second standardized frame data with respect to the same position in the scanned region ( FundN (x, y)).
  • the calculation unit 33 calculates a feature amount determined based on the amplitude value (HarmN (x, y)) in the first normalized frame data and the amplitude value (FundN (x, y)) in the second normalized frame data. .
  • the feature amount is, for example, a first difference value obtained by subtracting the amplitude value (FundN (x, y)) in the second normalized frame data from the amplitude value (HarmN (x, y)) in the first normalized frame data. Diff (x, y)).
  • the calculation unit 33 is a set of first difference values (hereinafter referred to as third frame data) at each position on the scanned region defined by the coordinate (x) in the depth direction and the coordinate (y) in the scanning direction.
  • the calculation unit 33 calculates the difference between the amplitude values in the standardized first and second frame data, the amplitude value related to the structure such as the myocardium is almost zero.
  • An amplitude value that is not zero in the third frame data is an amplitude value caused by a spontaneous echo.
  • the region determination unit 35 determines a predetermined region in the scanned region based on the first difference value (Diff (x, y)) in the third frame data and a predetermined threshold value. Specifically, the area determination unit 35 reads a predetermined threshold value stored in the storage unit 31. The region determination unit 35 compares each first difference value in the third frame data with a predetermined threshold value. The area determination unit 35 specifies a position (x, y) on the scanned area regarding the first difference value that is equal to or greater than a predetermined threshold. The area determination unit 35 determines an area configured from the specified position. In other words, the predetermined area is an area configured from the specified position.
  • the predetermined threshold can be set to zero. Due to the standardization, the amplitude value resulting from the structure echo is approximately equal between the first standardized frame data and the second standardized frame data. On the other hand, the amplitude value in the first normalized frame data due to the spontaneous echo is larger than the amplitude value in the second normalized frame data. Therefore, the predetermined area constituted by the position on the scanned area where the first difference value is positive corresponds to the area where the spontaneous echo exists. Note that when the order of the differences is reversed, the region where the spontaneous echo exists corresponds to the region where the first difference value is negative.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating an example of a positive / negative correspondence table of the first difference value with respect to the structure echo and the spontaneous echo due to the difference in the difference order.
  • the changing unit 37 changes the value corresponding to the amplitude of the harmonic frame data corresponding to the predetermined region to a predetermined value.
  • the value corresponding to the amplitude is, for example, an amplitude value.
  • the value corresponding to the amplitude may be a pixel value, a luminance value, or the like.
  • description will be made using an amplitude value in the harmonic frame data (hereinafter referred to as a harmonic amplitude value (Harm (x, y))) as a value corresponding to the amplitude.
  • the predetermined value is, for example, a second difference value obtained by subtracting the first difference value in the third frame data from the harmonic amplitude value in the predetermined region.
  • the second difference value may be calculated by the calculation unit 33.
  • the harmonic frame data in which the harmonic amplitude value in the predetermined region is changed to the second difference value is referred to as harmonic correction frame data.
  • the image generator 39 generates a corrected harmonic image based on the harmonic correction frame data.
  • the image generating unit 39 can also generate a harmonic image in which the gradation of the predetermined region is changed to a predetermined value based on the harmonic frame data and the predetermined region.
  • the image generation unit 39 may generate a color Doppler image based on a color Doppler signal output from a Doppler processing unit (not shown).
  • the image generation unit 39 can also generate a Doppler superimposed image in which a color Doppler image is superimposed on a predetermined region of the harmonic image or the corrected harmonic image.
  • the predetermined area determination function is a function for determining an area related to a spontaneous echo in the scanned area based on the harmonic signal and the fundamental wave signal extracted from the received signal.
  • a process related to the predetermined area determination function hereinafter referred to as a predetermined area determination process
  • FIG. 9 is a flowchart illustrating the flow of the predetermined area determination process.
  • a harmonic signal and a fundamental wave signal are extracted from the reception signal generated by the transmission / reception unit 21.
  • Harmonic frame data is generated based on the harmonic signal.
  • fundamental frame data is generated.
  • Filter processing is performed on the harmonic frame data and the fundamental frame data, respectively, and first and second frame data are generated (step Sb1).
  • the first average value is calculated using a plurality of amplitude values in the first frame data (step Sb2).
  • a second average value is calculated using a plurality of amplitude values in the second frame data (step Sb3).
  • First normalized frame data obtained by normalizing the first frame data by the first average value and second normalized frame data obtained by normalizing the second frame data by the second average value are generated (step Sb4).
  • Third frame data composed of a first difference value obtained by subtracting the amplitude value in the second normalized frame data from the amplitude value in the first normalized frame data is generated (step Sb5). Based on each first difference value in the third frame data and a predetermined threshold value, a predetermined area in the scanned area is determined (step Sb6).
  • a second difference value obtained by subtracting the first difference value of the third frame data from the amplitude value in the harmonic frame data is calculated (step Sb7).
  • Corrected harmonic frame data in which the amplitude value in the harmonic frame data within the predetermined region is changed to the second difference value is generated (step Sb8).
  • a corrected harmonic image is derived based on the corrected harmonic frame data (step Sb9).
  • the harmonic signal and the fundamental wave signal are filtered to remove noise such as speckle noise.
  • the filtered harmonic signal and the fundamental signal are normalized with an average value of their respective amplitudes in order to reduce the amplitude difference regarding the structure between the harmonic signal and the fundamental signal. .
  • the standardized harmonic signal and the standardized fundamental wave signal it is possible to derive the amplitude value increment due to the spontaneous echo. As a result, it is possible to determine a region where a spontaneous echo exists.
  • by subtracting the increment of the amplitude value due to the continuous echo from the harmonic signal in the determined region it is possible to generate an ultrasonic image with reduced influence due to the continuous echo.
  • this ultrasonic diagnostic apparatus in a B-mode image such as a harmonic image, for example, the visibility of the movement of the heart valve and the visibility of a structure such as the intima of the heart are improved.
  • a Doppler superimposed image in which a color Doppler image is superimposed on a predetermined region of the harmonic image or the corrected harmonic image. This makes it possible to superimpose a color Doppler image on the original blood flow portion. This makes it possible to display a color Doppler image on the original blood flow portion.
  • each process in determining the predetermined area is the same as that in the second embodiment except that the process in step Sb1 is changed to reading the first and second frame data from the storage unit 31.
  • each function according to each embodiment can also be realized by installing a program for executing the processing in a computer such as a workstation and developing the program on a memory.
  • a program capable of causing the computer to execute the technique is stored in a storage medium such as a magnetic disk (floppy (registered trademark) disk, hard disk, etc.), an optical disk (CD-ROM, DVD, etc.), or a semiconductor memory. It can also be distributed.
  • a storage medium such as a magnetic disk (floppy (registered trademark) disk, hard disk, etc.), an optical disk (CD-ROM, DVD, etc.), or a semiconductor memory. It can also be distributed.

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Abstract

　複数の振動子を有する超音波プローブと、振動子各々に駆動信号を供給しエコー信号に基づいて受信信号を発生する送受信部と、受信信号から高調波信号と基本波信号とを抽出する信号抽出部と、高調波信号の振幅に対応する値と基本波信号の振幅に対応する値とに基づいて特徴量を計算する計算部と、特徴量と所定の閾値とに基づいて被走査領域における所定領域を決定する領域決定部と、所定領域における高調波信号の振幅に対応する値を変更する変更部と、変更された高調波信号の振幅に対応する値を有する所定領域を含む被走査領域における高調波信号に基づいて、補正高調波画像を発生する画像発生部と、を具備することを特徴とする。

Description

超音波診断装置、および医用画像処理装置
　本発明の実施形態は、エコー信号の非線形特性に基づいて超音波画像を発生する機能を有する超音波診断装置、および医用画像処理装置に関する。
　従来、被検体の生体組織からのエコー信号に含まれる２次高調波成分（Ｔｉｓｓｕｅ　Ｈａｒｍｏｎｉｃ）を画像化する技術（Ｔｉｓｓｕｅ　Ｈａｒｍｏｎｉｃ　Ｉｍａｇｉｎｇ：以下ＴＨＩと呼ぶ）がある。２次高調波成分は、音圧の２乗に比例する。そのため、ＴＨＩは、サイドローブなどのアーティファクトが低減された超音波画像を発生させることができる。
　超音波の減衰が少ない部位をスキャンした場合に、血流のような微弱な反射エコー（以下、スポンティニュアスエコーと呼ぶ）もＴＨＩによる超音波画像に表示されることがある。このスポンティニュアスエコーの表示は、操作者による超音波画像の観察を困難にする問題がある。例えばスポンティニュアスエコーが血液からの反射エコーであって強度が大きい場合、上記部位が被検体の生体組織と判定され、本来の血流部分にカラー像が表示されなくなる問題がある。
特開２００９－１８１６１号公報 特開２０１０－１７４０６号公報
阿比留巌、鎌倉友男共著「超音波パルスの非線形伝搬」信学技法、ＵＳ８９－２３、ｐ５３、１９８９．
　目的は、スポンティニュアスエコーによる影響を低減した超音波画像を発生する機能を有する超音波診断装置、および医用画像処理装置を提供することにある。
　本実施形態に係る超音波診断装置は、複数の振動子を有する超音波プローブと、前記振動子各々に駆動信号を供給し、エコー信号に基づいて受信信号を発生する送受信部と、前記受信信号から、高調波信号と基本波信号とを抽出する信号抽出部と、前記高調波信号の振幅に対応する値と前記基本波信号の振幅に対応する値とに基づいて、特徴量を計算する計算部と、前記特徴量と所定の閾値とに基づいて、被走査領域における所定領域を決定する領域決定部と、前記所定領域における前記高調波信号の振幅に対応する値を変更する変更部と、前記変更された高調波信号の振幅に対応する値を有する所定領域を含む前記被走査領域における高調波信号に基づいて、補正高調波画像を発生する画像発生部と、を具備することを特徴とする。
　本実施形態によれば、スポンティニュアスエコーによる影響を低減した超音波画像を発生することができる。
図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す構成図である。 図２は、第１の実施形態に係り、差分値フレームデータと所定の閾値とに基づいて、補正高調波画像を発生させる処理の流れを示すフローチャートを示す図である。 図３は、第１の実施形態に係り、高調波フレームデータに基づいて発生された高調波画像（２次高調波像）の一例を示す図である 図４は、第１の実施形態に係り、基本波フレームデータに基づいて発生された基本波画像（基本波像）の一例を示す図である。 図５は、第１の実施形態に係り、差分値フレームデータに基づいて発生された差分値像の一例を示す図である。 図６は、第１の実施形態に係り、高調波補正フレームデータに基づいて発生された補正高調波画像の一例を示す図である。 図７は、第２の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す構成図である。 図８は、第２の実施形態に係り、構造物エコーおよびスポンティニュアスエコーに対する差分値の正負の対応表の一例を示す図である。 図９は、第２の実施形態に係り、差分値フレームデータと所定の閾値とに基づいて、補正高調波画像を発生させる処理の流れを示すフローチャートを示す図である。
　以下、図面を参照しながら本実施形態に係わる超音波診断装置を説明する。なお、以下の説明において、略同一の構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
　（第１の実施形態）　
　図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１のブロック構成図を示している。同図に示すように、超音波診断装置１は、超音波プローブ１１、装置本体１２、表示部１３、装置本体１２に接続され操作者からの各種指示・命令・情報を装置本体１２に取り込むための入力部１４を有する。加えて本超音波診断装置１には、心電計、心音計、脈波計、呼吸センサに代表される図示していない生体信号計測部およびネットワークが、インターフェース部４３を介して接続されてもよい。
　超音波プローブ１１は、圧電セラミックス等の音響／電気可逆的変換素子としての圧電振動子を有する。複数の圧電振動子は並列され、超音波プローブ１１の先端に装備される。なお、一つの圧電振動子が一チャンネルを構成するものとして説明する。圧電振動子は、後述する送受信部から供給される駆動信号に応答して超音波を発生する。圧電振動子は、被検体の生体組織で反射された超音波（以下、反射波と呼ぶ）の受信に応答して、エコー信号を発生する。
　装置本体１２は、送受信部２１、Ｂモード処理部２３、記憶部３１、計算部３３、領域決定部３５、変更部３７、画像発生部３９、制御プロセッサ（中央演算処理装置：Ｃｅｎｔｒａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ：以下ＣＰＵと呼ぶ）４１、インターフェース部４３を有する。なお、装置本体１２は、ドプラ信号を発生するドプラ処理部（図示していない）を有していてもよい。
　送受信部２１は、図示していないトリガ発生回路、送信遅延回路、パルサ回路、プリアンプ回路、アナログディジタル（Ａｎａｌｏｇ　ｔｏ　Ｄｉｇｉｔａｌ：以下Ａ／Ｄと呼ぶ）変換器、受信遅延回路、加算器等を有する。パルサ回路は、所定のレート周波数で送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。パルス発生器は、例えば５ｋＨｚのレート周波数でレートパルスを繰り返し発生する。このレートパルスは、チャンネル数に分配され、送信遅延回路に送られる。送信遅延回路は、チャンネル毎に超音波をビーム状に収束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間を、各レートパルスに与える。トリガ発生回路は、このレートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１１の振動子ごとに電圧パルスを印加する。これにより、超音波ビームが被検体に送信される。
　プリアンプ回路は、超音波プローブ１１を介して取り込まれた被検体からのエコー信号をチャンネル毎に増幅する。Ａ／Ｄ変換器は、増幅されたエコー信号をディジタル信号に変換する。受信遅延回路は、ディジタル信号に変換されたエコー信号に、受信指向性を決定するために必要な遅延時間を与える。加算器は、遅延時間が与えられた複数のエコー信号を加算する。この加算により、送受信部２１は、受信指向性に応じた方向からの反射成分を強調した受信信号を発生する。この送信指向性と受信指向性とにより超音波送受信の総合的な指向性が決定される（この指向性により、いわゆる「超音波走査線」が決まる）。なお、送受信部２１は、１回の超音波送信で複数の走査線上に生じたエコー信号を同時に受信する並列受信機能を有していてもよい。
　Ｂモード処理部２３は、信号抽出部２３１、包絡線検波器２３３、対数変換器２３５などを有する。信号抽出部２３１は、受信信号から基本波信号と高調波信号とを抽出する。基本波信号とは、送信超音波の中心周波数（以下、基本周波数と呼ぶ）と等しい周波数を有する受信信号である。高調波信号とは、基本周波数の任意の整数倍と等しい周波数を有する受信信号である。以下、説明を簡単にするために、抽出される高調波信号は、基本周波数の２倍の周波数を有する受信信号（以下、２次高調波信号と呼ぶ）とする。
　具体的には、信号抽出部２３１は、例えば帯域制限フィルタにより基本波信号と３次以上の高調波信号をカットし、受信信号から２次高調波信号を抽出する。信号抽出部２３１は、例えば帯域制限フィルタにより高調波信号をカットし、受信信号から基本波信号を抽出する。信号抽出部２３１は、抽出した基本波信号と２次高調波信号とをそれぞれ包絡線検波器２３３に出力する。
　包絡線検波器２３３は、信号抽出部２３１から出力された基本波信号および２次高調波信号に対して包絡線検波を実行する。包絡線検波器２３３は、包絡線検波された信号を、後述する対数変換器２３５に出力する。なお、包絡線検波器２３３は、包絡線検波された信号を、後述する記憶部３１に出力してもよい。
　対数変換器２３５は、包絡線検波された信号に対して対数変換して弱い信号を相対的に強調する。対数変換された信号は、後述する記憶部３１と、画像発生部３９とに出力される。
　記憶部３１は、フォーカス深度の異なる複数の受信遅延パターン、本超音波診断装置１の制御プログラム、診断プロトコル、送受信条件等の各種データ群、基本波信号に関する対数変換されたデータ（以下、基本波データと呼ぶ）、２次高調波信号に関する対数変換されたデータ（以下、高調波データと呼ぶ）、後述する画像発生部３９で発生された超音波画像、後述する計算部３３で用いられる計算プログラム、後述する領域決定部３５で用いられる所定の閾値、後述する変更部３７で用いられる所定の値、計算部３３と領域決定部３５と変更部３７とを制御するための画像処理プログラムなどを記憶する。記憶部３１は、基本波データをフレームごとに記憶する。以下、１フレームにおける基本波データの集合を基本波フレームデータ呼ぶ。記憶部３１は、高調波データをフレームごとに記憶する。以下、１フレームにおける高調波データの集合を高調波フレームデータ呼ぶ。なお、記憶部３１は、基本波信号に関して包絡線検波された信号と２次高調波信号に関して包絡線検波された信号とを、フレームごとに記憶してもよい。
　計算部３３は、高調波データの振幅に対応する値と基本波データの振幅に対応する値とに基づいて、特徴量を被走査領域（フレーム）に亘って計算する。特徴量とは振幅に関する量である。例えば、振幅に関する特徴量とは、高調波データの振幅に対応する値と基本波データの振幅に対応する値との差分値（Ｄｉｆｆ（ｘ、ｙ））である。上記文章におけるｘは、例えば、超音波スキャンの走査線信号列における深さ方向の座標を示し、ｙは、走査方向の座標を示す。なお、座標ｘと座標ｙとは、後述する画像発生部３９で発生される超音波画像上における座標であってもよい。この時、高調波データの振幅に対応する値は、画像発生部３９により高調波データに基づいて発生された高調波画像における座標と関連付けられている。また、基本波データの振幅に対応する値は、画像発生部３９により基本波データに基づいて発生された基本波画像における座標と関連付けられている。
　振幅に対応する値とは、例えば振幅値である。なお、振幅値の代わりに画素値、輝度値であってもよい。加えて、説明を具体的にするために、被走査領域は、被検体の心臓とする。なお、計算部３３は、後述する画像発生部３９で発生された基本波画像における画素値と高調波画像における画素値とに基づいて定まる特徴量を、画像全域にわたって計算してもよい。
　具体的には、計算部３３は、記憶部３１に記憶された基本波フレームデータを読み出す。計算部３３は、記憶部３１に記憶された高調波フレームデータを読み出す。計算部３３は、高調波フレームデータにおける振幅値（以下、高調振幅値（Ｈａｒｍ（ｘ、ｙ））と呼ぶ）から基本波フレームデータにおける振幅値（以下、基本振幅値（Ｆｕｎｄ（ｘ、ｙ））と呼ぶ）を差分する。すなわち、差分値Ｄｉｆｆ（ｘ、ｙ）は、Ｄｉｆｆ（ｘ、ｙ）＝Ｈａｒｍ（ｘ、ｙ）－Ｆｕｎｄ（ｘ、ｙ）で計算される。なお、計算部３３は、基本振幅値から高調振幅値を差分してもよい。また、計算部３３は、差分値の絶対値を計算してもよい。上記差分により、計算部３３は、深さ方向の座標（ｘ）と走査方向の座標（ｙ）とで規定される被走査領域上の各位置における差分値の集合（以下、差分値フレームデータと呼ぶ）を、フレームごとに発生する。なお、複数フレームに亘って受信信号が収集される場合、上記計算は、複数フレーム各々について計算される。
　領域決定部３５は、被走査領域上の各位置における差分値と所定の閾値とに基づいて、被走査領域における所定領域を決定する。具体的には、領域決定部３５は、記憶部３１に記憶された所定の閾値を読み出す。領域決定部３５は、差分値フレームデータにおける差分値各々と所定の閾値とを比較する。領域決定部３５は、所定の閾値以上である差分値に関する被走査領域上の位置（ｘ、ｙ）を特定する。所定の閾値は、操作者により後述する入力部１４介して、適宜変更可能である。領域決定部３５は、特定された位置から構成される領域を決定する。すなわち、所定領域とは、特定された位置から構成される領域のことである。
　高調振幅値から基本振幅値を差分した場合に関する所定領域について説明する。一般的に、心筋などの構造物からの反射エコー（以下、構造物エコーと呼ぶ）の振幅値を基準とすると、心腔内の血流からの反射エコー（以下、スポンティニュアスエコーと呼ぶ）の振幅値は相対的に低い。この構造物エコーの振幅値とスポンティニュアスエコーの振幅値との差は、基本振幅値の場合には比較的大きいが、高調振幅値の場合には相対的に小さくなる場合がある。従って、高調振幅値から基本振幅値を差分すると、構造物エコーの高調波振幅値から基本波振幅値を差分した値と、スポンティニュアスエコーの高調波振幅値から基本波振幅値を差分した値には差が生じるため、差分値が所定の閾値以上となる被走査領域上の位置から構成される所定領域は、スポンティニュアスエコーが存在する領域に対応する。なお、差分の順序が逆の場合、スポンティニュアスエコーが存在する領域は、差分値が所定の閾値以下となる領域に対応する。
　変更部３７は、領域決定部３５により決定された所定領域における高調波フレームデータの振幅に対応する値を、所定の値に変更する。振幅に対応する値とは、例えば振幅値、画素値、輝度値などである。以下、振幅に対応する値として、高調振幅値を用いて説明する。画素値、輝度値を用いた計算については、後の変形例で詳述する。所定の値とは、例えばゼロである。なお、変更部３７は、所定領域における高調振幅値を、差分値の大きさに応じた値に変更することも可能である。具体的には、変更部３７は、高調波フレームデータのうち所定領域に含まれる高調振幅値を、ゼロに変更する。以下、所定領域内の高調振幅値をゼロに変更した高調波フレームデータを高調波補正フレームデータと呼ぶ。
　なお、変更部３７は、所定領域における基本波信号の振幅に対応する値を、所定の値に変更してもよい。以下、所定領域内の基本振幅値をゼロに変更した基本波フレームデータを基本波補正フレームデータと呼ぶ。また、変更部３７は、後述する画像発生部３９で発生された超音波画像に対して、所定領域の階調、明度、輝度値、または画素値などを所定の値に変更してもよい。
　画像発生部３９は、超音波スキャンの走査線信号列を、テレビなどに代表される一般的なビデオフォーマットの走査線信号列に変換し、表示画像としての超音波診断画像を発生する。画像発生部３９は、高調波補正フレームデータに基づいて、補正高調波画像を発生する。なお、画像発生部３９は、高調波データに基づいて、高調波画像を発生してもよい。また、画像発生部３９は、高調波補正フレームデータに基づいて、補正高調波画像を発生してもよい。加えて、画像発生部３９は、基本波データに基づいて基本波画像を発生してもよい。画像発生部３９は、補正高調波画像に高調波画像を重畳させた重畳高調波画像を発生させてもよい。また、画像発生部３９は、補正基本波画像に基本波画像を重畳させた重畳基本波画像を発生させてもよい。画像発生部３９は、例えば、所定領域外の画素値に赤（Ｒｅｄ）と緑（Ｇｒｅｅｎ）とを割り当てた補正高調波画像に、画素値に青（Ｂｌｕｅ）を割り当てた高調波画像を重畳させた重畳高調波画像を、発生させてもよい。この時、重畳高調波画像の所定領域外は白で表示され、所定領域は青で表示される。
　なお、画像発生部３９は、図示していないドプラ処理部から出力されたカラードプラ信号に基づいて、カラードプラ画像を発生してもよい。また、画像発生部３９は、高調波画像または補正高調波画像の所定領域にカラードプラ画像を重畳したドプラ重畳画像を発生することも可能である。
　ＣＰＵ４１は、操作者により入力部１４から入力されたモード選択、受信遅延パターンリストの選択、送信開始・終了に基づいて、記憶部３１に記憶された送受信条件と装置制御プログラムを読み出し、これらに従って装置本体１２を制御する。なお、ＣＰＵ４１は、記憶部３１から読み出した画像処理プログラムに従って、計算部３３と領域決定部３５と変更部３７とを制御してもよい。
　インターフェース部４３は、入力部１４、ネットワーク、図示していない外部記憶装置および生体信号計測部に関するインターフェースである。装置本体１２によって得られた超音波画像等のデータおよび解析結果等は、インターフェース部４３とネットワークとを介して他の装置に転送可能である。
　表示部１３は、画像発生部３９からの出力に基づいて、補正高調波画像、高調波画像、補正基本波画像、基本波画像、重畳高調波画像、重畳基本波画像などの超音波画像を表示する。
　入力部１４は、インターフェース部４３に接続され操作者からの各種指示・命令・情報・選択・設定を装置本体１２に取り込む。入力部１４は、図示していないトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等の入力デバイスを有する。入力デバイスは、表示画面上に表示されるカーソルの座標を検出し、検出した座標をＣＰＵ４１に出力する。なお、入力デバイスは、表示画面を覆うように設けられたタッチパネルでもよい。この場合、入力部１４は、電磁誘導式、電磁歪式、感圧式等の座標読み取り原理でタッチ指示された座標を検出し、検出した座標をＣＰＵ４１に出力する。また、操作者が入力部１４の終了ボタンまたはＦＲＥＥＺＥボタンを操作すると、超音波の送受信は終了し、装置本体１２は一時停止状態となる。なお、入力部１４は、操作者の指示に従って、装置本体１２に所定の閾値を入力してもよい。また、入力部１４は、所定領域の階調を操作者の指示に従って調整するためのダイアルを有していてもよい。
　　（所定領域決定機能）　
　所定領域決定機能とは、受信信号から抽出された高調波信号と基本波信号とに基づいて、被走査領域におけるスポンティニュアスエコーに関する領域を決定する機能である。以下、所定領域決定機能に関する処理（以下、所定領域決定処理と呼ぶ）を説明する。
　図２は、所定領域決定処理の流れを示すフローチャートを示す図である。　
　被検体に対する超音波送受信に先立って、入力部１４を介した操作者の指示により、患者情報の入力、送受信条件、種々の超音波データ収集条件の設定および更新などが実行される。これらの設定および更新は、記憶部３１に記憶される。これらの入力／選択／設定が終了したならば、操作者は超音波プローブ１１を被検体体表面の所定の位置に当接する。次いで送受信部２１により、超音波を発生させるための駆動信号が超音波振動子に供給される。この駆動信号により、被検体に超音波が送信される。
　被検体に送信された超音波に対応する反射波の受信（すなわち超音波スキャン）に基づいて、エコー信号が発生される。発生されたエコー信号に基づいて、受信信号が発生される（ステップＳａ１）。
　受信信号から高調波信号と基本波信号とが抽出される（ステップＳａ２）。高調波信号に基づいて、高調波フレームデータが発生される（ステップＳａ３）。図３は、高調波フレームデータに基づいて発生された高調波画像（２次高調波像）の一例を示す図である。基本波信号に基づいて、基本波フレームデータが発生される（ステップＳａ４）。図４は、基本波フレームデータに基づいて発生された基本波画像（基本波像）の一例を示す図である。なお、図３と図４とにおける超音波画像は、心筋が同じ輝度となるようにゲイン補正されている。図３と図４とにおいて、異なる輝度の領域は、主にスポンティニュアスエコーによる像を示している。
　高調波フレームデータから基本波フレームデータを減算した差分値フレームデータが発生される（ステップＳａ５）。図５は、差分値フレームデータに基づいて発生された差分値像の一例を示す図である。図５における差分値像は、スポンティニュアスエコーによる像を容易に視認できるようにゲイン補正されている。差分値フレームデータと所定の閾値とに基づいて、被走査領域における所定領域が決定される（ステップＳａ６）。所定の閾値とは、例えばゼロである。この所定領域は、スポンティニュアスエコーが存在する領域を示している。所定領域における高調波フレームデータの振幅値を所定の値に変更した高調波補正フレームデータが発生される（ステップＳａ７）。高調波補正フレームデータに基づいて、補正高調波画像が発生される（ステップＳａ８）。図６は、高調波補正フレームデータに基づいて発生された補正高調波画像の一例を示す図である。図３と図６とを比較すると、スポンティニュアスエコーによる像が低減されていることが明確となる。
　（変形例）　
　第１の実施形態との相違は、決定された所定領域に基づいて、高調波画像における所定領域内の画素値の明度を所定の明度に変更することである。明度とは、例えば階調である。なお、画素値の明度の替わりに、輝度値、画素値などであってもよい。以下、第１の実施形態と異なる動作を行う構成要素について説明する。
　変更部３７は、高調波画像における所定領域内の画素値の明度を、所定の値に変更する。所定の値とは、例えばゼロである。なお、変更部３７は、基本波画像における所定領域内の画素値の明度を、所定の値に変更してもよい。なお、変更部３７は、高調波画像における所定領域内の輝度値を、所定の輝度値に変更してもよい。所定の輝度値とは、例えば輝度の最小値または最大値である。また、変更部３７は、基本波画像における所定領域内の輝度値を、所定の輝度値に変更してもよい。なお、変更部３７は、表示された高調波画像における所定領域内の画素値を、所定の画素値に変更してもよい。また、変更部３７は、所定領域における高調波信号の振幅に対応する値を、所定領域を除いた被走査領域の明度に比べて低い明度で表示される所定の値に変更してもよい。
　表示部１３は、所定領域内の画素値の明度を変更した高調波画像を表示する。表示部１３は、所定領域内の画素値の明度を変更した基本波画像を表示する。
　以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。　
　本超音波診断装置１によれば、高調波信号と基本波信号とを用いることにより、スポンティニュアスエコーが存在する領域を決定することができる。決定された領域における振幅値または明度を変更することにより、スポンティニュアスエコーによる影響を低減した超音波画像を発生させることができる。これにより、本超音波診断装置１によれば、高調波画像などのＢモード画像において、例えば心臓の弁の動きの視認性および心臓の内膜などの構造物の視認性が向上する。加えて、高調波画像または補正高調波画像の所定領域にカラードプラ画像を重畳したドプラ重畳画像を発生することも可能である。これにより、本来の血流部分にカラードプラ画像を重畳させることが可能となる。これにより、本来の血流部分にカラードプラ画像を表示させることが可能となる。
　また、上記実施形態の変形例として、本超音波診断装置１の技術的思想を医用画像処理装置で実現する場合には、例えば図１の構成図における点線内の構成要素を有するものとなる。この時、所定領域決定における各処理は、ステップＳａ１における処理が記憶部３１から受信信号を読み出すことに変更されることを除いて、第１の実施形態および変形例と同様である。加えて、各実施形態に係る各機能は、当該処理を実行するプログラムをワークステーション等のコンピュータにインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク（フロッピー（登録商標）ディスク、ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ－ＲＯＭ、ＤＶＤなど）、半導体メモリなどの記憶媒体に格納して頒布することも可能である。
　　（第２の実施形態）　
　以下、図面を参照して、第２の実施形態を説明する。　
　図７は、第２の実施形態に係る超音波診断装置１の構成の一例を示す図である。　
　第２の実施形態と第１の実施形態との構成要素の相違は、フィルタ部２５を有することである。以下、第２の実施形態と第１の実施形態との構成要素において、異なる動作を行う構成要素について説明する。
　フィルタ部２５は、記憶部３１に記憶された高調波フレームデータを空間フィルタにかけた第１フレームデータを発生する。フィルタ部２５は、記憶部３１に記憶された基本波フレームデータを空間フィルタにかけた第２フレームデータを発生する。空間フィルタとは、例えばローパスフィルタ（Ｌｏｗ　Ｐａｓｓ　Ｆｉｌｔｅｒ：以下ＬＰＦと呼ぶ）である。ＬＰＦは、基本波フレームデータおよび高調波フレームデータを、空間的に円滑化する。例えば、ＬＰＦは心筋のスペックルノイズを抑制する。
　計算部３３は、第１フレームデータに含まれる複数の振幅値（ＨａｒｍＡ（ｘ、ｙ））を用いて、平均値（以下第１平均値と呼ぶ）を計算する。第１平均値は、第１フレームデータにおける複数の振幅値についての和（Σｘ、ｙ（ＨａｒｍＡ（ｘ、ｙ）））を、第１フレームデータの標本数で除すことで計算される。計算部３３は、第２フレームデータに含まれる複数の振幅値（ＦｕｎｄＡ（ｘ、ｙ））を用いて、平均値（以下第２平均値と呼ぶ）を計算する。第２平均値は、第２フレームデータにおける複数の振幅値についての和（Σｘ、ｙ（ＦｕｎｄＡ（ｘ、ｙ）））を、第２フレームデータの標本数で除すことで計算される。
　計算部３３は、第１フレームデータに含まれる複数の振幅値（ＨａｒｍＡ（ｘ、ｙ））各々を、第１平均値で規格化する。以下、第１平均値で規格化された第１フレームデータを第１規格化フレームデータと呼ぶ。計算部３３は、第２フレームデータに含まれる複数の振幅値各々を、第２平均値で規格化する。以下第２平均値で規格化された第２フレームデータを第２規格化フレームデータと呼ぶ。
　この規格化により、第１規格化フレームデータにおける振幅（ＨａｒｍＮ（ｘ、ｙ））の平均値は、第２規格化フレームデータにおける振幅（ＦｕｎｄＮ（ｘ、ｙ））の平均値とほぼ同一になる。このとき、例えば心筋のような構造物について第１規格化フレームデータにおける振幅値（ＨａｒｍＮ（ｘ、ｙ））は、被走査領域の同じ位置に対して、第２規格化フレームデータにおける振幅値（ＦｕｎｄＮ（ｘ、ｙ））とほぼ同じになる。例えば、第１規格化フレームデータに基づいて発生された画像と第２規格化フレームデータに基づいて発生された画像とを比較した場合、構造物は同じ輝度で表示される。すなわち、図３の２次高調波画像における構造物の輝度と図４の基本波画像における構造物の輝度とは、被走査領域の同じ位置に対してほぼ同一となる。
　計算部３３は、第１規格化フレームデータにおける振幅値（ＨａｒｍＮ（ｘ、ｙ））と第２規格化フレームデータにおける振幅値（ＦｕｎｄＮ（ｘ、ｙ））とに基づいて定まる特徴量を計算する。特徴量とは、例えば、第１規格化フレームデータにおける振幅値（ＨａｒｍＮ（ｘ、ｙ））から第２規格化フレームデータにおける振幅値（ＦｕｎｄＮ（ｘ、ｙ））を差分した第１差分値（Ｄｉｆｆ（ｘ、ｙ））である。計算部３３は、深さ方向の座標（ｘ）と走査方向の座標（ｙ）とで規定される被走査領域上の各位置における第１差分値の集合（以下、第３フレームデータと呼ぶ）を、フレームごとに発生する。計算部３３は、規格化された第１、第２フレームデータにおける振幅値の差分を計算しているため、心筋のような構造物に関する振幅値は、ほぼゼロとなる。第３フレームデータにおいてゼロでない振幅値は、スポンティニュアスエコーに起因する振幅値である。
　領域決定部３５は、第３フレームデータにおける第１差分値（Ｄｉｆｆ（ｘ、ｙ））と所定の閾値とに基づいて、被走査領域における所定領域を決定する。具体的には、領域決定部３５は、記憶部３１に記憶された所定の閾値を読み出す。領域決定部３５は、第３フレームデータにおける第１差分値各々と所定の閾値とを比較する。領域決定部３５は、所定の閾値以上である第１差分値に関する被走査領域上の位置（ｘ、ｙ）を特定する。領域決定部３５は、特定された位置から構成される領域を決定する。すなわち所定領域とは、特定された位置から構成される領域のことである。
　第２の実施形態では、所定の閾値をゼロにすることが可能である。規格化のため、構造物エコーに起因する振幅値は、第１規格化フレームデータと第２規格化フレームデータとでほぼ等しくなる。一方、スポンティニュアスエコーに起因する第１規格化フレームデータにおける振幅値は、第２規格化フレームデータにおける振幅値より大きい。従って、第１差分値が正となる被走査領域上の位置から構成される所定領域は、スポンティニュアスエコーが存在する領域に対応する。なお、差分の順序が逆の場合、スポンティニュアスエコーが存在する領域は、第１差分値が負となる領域に対応する。図８は、差分の順序の差異により、構造物エコーおよびスポンティニュアスエコーに対する第１差分値の正負の対応表の一例を示す図である。
　変更部３７は、所定領域に対応する高調波フレームデータの振幅に対応する値を、所定の値に変更する。振幅に対応する値とは、例えば振幅値である。なお、振幅に対応する値は、画素値、輝度値などでもよい。以下、振幅に対応する値として、高調波フレームデータにおける振幅値（以下、高調振幅値（Ｈａｒｍ（ｘ、ｙ））と呼ぶ）を用いて説明する。所定の値とは、例えば、所定領域内における高調振幅値から第３フレームデータにおける第１差分値を差分した第２差分値である。なお、第２差分値は、上記計算部３３で計算されてもよい。以下、所定領域内の高調振幅値を第２差分値に変更した高調波フレームデータを高調波補正フレームデータと呼ぶ。
　画像発生部３９は、高調波補正フレームデータに基づいて、補正高調波画像を発生する。なお、画像発生部３９は、高調波フレームデータと所定領域に基づいて、所定領域の階調を所定の値に変更した高調波画像を発生することも可能である。なお、画像発生部３９は、図示していないドプラ処理部から出力されたカラードプラ信号に基づいて、カラードプラ画像を発生してもよい。また、画像発生部３９は、高調波画像または補正高調波画像の所定領域にカラードプラ画像を重畳したドプラ重畳画像を発生することも可能である。
　　（所定領域決定機能）　
　所定領域決定機能とは、受信信号から抽出された高調波信号と基本波信号とに基づいて、被走査領域におけるスポンティニュアスエコーに関する領域を決定する機能である。以下、所定領域決定機能に関する処理（以下、所定領域決定処理と呼ぶ）を説明する。
　図９は、所定領域決定処理の流れを示すフローチャートを示す図である。　
　送受信部２１により発生された受信信号から、高調波信号と基本波信号とが抽出される。高調波信号に基づいて、高調波フレームデータが発生される。基本波信号に基づいて、基本波フレームデータが発生される。高調波フレームデータと基本波フレームデータとに対してそれぞれフィルタ処理が実行され、第１、第２フレームデータがそれぞれ発生される（ステップＳｂ１）。
　第１フレームデータにおける複数の振幅値を用いて第１平均値が計算される（ステップＳｂ２）。第２フレームデータにおける複数の振幅値を用いて第２平均値が計算される（ステップＳｂ３）。第１フレームデータを第１平均値で規格化した第１規格化フレームデータと、第２フレームデータを第２平均値で規格化した第２規格化フレームデータとが、発生される（ステップＳｂ４）。第１規格化フレームデータにおける振幅値から第２規格化フレームデータにおける振幅値を差分した第１差分値からなる第３フレームデータが発生される（ステップＳｂ５）。第３フレームデータにおける第１差分値各々と所定の閾値とに基づいて、被走査領域における所定領域が決定される（ステップＳｂ６）。
　所定領域において、高調波フレームデータにおける振幅値から第３フレームデータの第１差分値を差分した第２差分値が計算される（ステップＳｂ７）。所定領域内の高調波フレームデータにおける振幅値を、第２差分値に変更した補正高調波フレームデータが発生される（ステップＳｂ８）。補正高調波フレームデータに基づいて、補正高調波画像が派生される（ステップＳｂ９）。
　以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。　
　本超音波診断装置１によれば、高調波信号と基本波信号に対して、スペックルノイズなどのノイズを除去するためにフィルタがかけられる。次いで、フィルタリングが実行された高調波信号と基本波信号とに対して、高調波信号と基本波信号とにおける構造物に関する振幅差を低減させるために、それぞれの振幅の平均値で規格化される。規格化された高調波信号と規格化された基本波信号とを用いることにより、スポンティニュアスエコーによる振幅値の増分を導出することができる。これにより、スポンティニュアスエコーが存在する領域を決定することができる。加えて、決定された領域における高調波信号からスポンティニュアスエコーによる振幅値の増分を減じることにより、スポンティニュアスエコーによる影響を低減した超音波画像を発生させることができる。これにより、本超音波診断装置１によれば、高調波画像などのＢモード画像において、例えば心臓の弁の動きの視認性および心臓の内膜などの構造物の視認性が向上する。加えて、高調波画像または補正高調波画像の所定領域にカラードプラ画像を重畳したドプラ重畳画像を発生することも可能である。これにより、本来の血流部分にカラードプラ画像を重畳させることが可能となる。これにより、本来の血流部分にカラードプラ画像を表示させることが可能となる。
　また、上記実施形態の変形例として、本超音波診断装置１の技術的思想を医用画像処理装置で実現する場合には、例えば図７の構成図における点線内の構成要素を有するものとなる。この時、所定領域決定における各処理は、ステップＳｂ１における処理が記憶部３１から第１、第２フレームデータを読み出すことに変更されることを除いて、第２の実施形態と同様である。加えて、各実施形態に係る各機能は、当該処理を実行するプログラムをワークステーション等のコンピュータにインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク（フロッピー（登録商標）ディスク、ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ－ＲＯＭ、ＤＶＤなど）、半導体メモリなどの記憶媒体に格納して頒布することも可能である。
　本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。
　１…超音波診断装置、１１…超音波プローブ、１２…装置本体、１３…表示部、１４…入力部、２１…送受信部、２３…Ｂモード処理部、２５…フィルタ部、３１…記憶部、３３…計算部、３５…領域決定部、３７…変更部、３９…画像発生部、４１…制御プロセッサ（ＣＰＵ）、４３…インターフェース部

Claims (12)

  1. 　複数の振動子を有する超音波プローブと、
    　前記振動子各々に駆動信号を供給し、エコー信号に基づいて受信信号を発生する送受信部と、
    　前記受信信号から、高調波信号と基本波信号とを抽出する信号抽出部と、
    　前記高調波信号の振幅に対応する値と前記基本波信号の振幅に対応する値とに基づいて、特徴量を計算する計算部と、
    　前記特徴量と所定の閾値とに基づいて、被走査領域における所定領域を決定する領域決定部と、
    　前記所定領域における前記高調波信号の振幅に対応する値を変更する変更部と、
    　前記変更された高調波信号の振幅に対応する値を有する所定領域を含む前記被走査領域における高調波信号に基づいて、補正高調波画像を発生する画像発生部と、
    　を具備することを特徴とする超音波診断装置。
  2. 　前記特徴量は、前記高周波信号の振幅に対応する値と前記基本波信号の振幅に対応する値との差分値であること、
    　を特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
  3. 　前記変更部は、前記所定領域における前記高調波信号の振幅に対応する値を、所定の値に変更すること、
    　を特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
  4. 　前記高調波信号の振幅に対応する値と前記基本波信号の振幅に対応する値とは、前記画像発生部により発生される超音波画像に関する座標情報に関連付けられていること、
    　を特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
  5. 　前記変更部は、前記所定領域における前記高調波信号の振幅に対応する値を、前記所定領域を除いた前記被走査領域の明度に比べて低い明度で表示される所定の値に変更すること、
    　を特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
  6. 　前記変更部は、前記所定領域における前記基本波信号の振幅に対応する値を所定の値に変更し、
    　前記画像発生部は、前記変更された基本波信号と前記所定領域を除いた前記被走査領域における基本波信号とに基づいて、前記被走査領域に対応する補正基本波画像を発生すること、
    　を特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
  7. 　前記画像発生部は、
    　前記基本波信号に基づいて基本波画像を発生し、
    　前記高調波信号に基づいて高調波画像を発生し、
    　前記基本波画像と前記高調波画像とのうち少なくとも一方に、前記補正高調波画像と前記補正基本波画像とのうち少なくとも一方を重畳させた重畳画像を発生すること、
    　を特徴とする請求項６に記載の超音波診断装置。
  8. 　前記高調波信号と前記基本波信号とに対して空間フィルタ処理を実行するフィルタ部をさらに具備し、
    　前記計算部は、前記空間フィルタ処理を実行された高調波信号の振幅に対応する値と、前記空間フィルタ処理を実行された基本波信号の振幅に対応する値との差分値を、被走査領域に亘って計算すること、
    　を特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
  9. 　前記計算部は、
    　前記被走査領域に亘る前記高調波信号の振幅の平均値に基づいて、前記高調波信号の振幅に対応する値を規格化し、
    　前記被走査領域に亘る前記基本波信号の振幅の平均値に基づいて、前記基本波信号の振幅に対応する値を規格化し、
    　前記規格化された高調波信号の振幅値と前記規格された基本波信号の振幅値との差分値を、前記被走査領域に亘って計算すること、
    　を特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
  10. 　前記所定の閾値を入力する入力部をさらに具備すること、
    　を特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
  11. 　超音波診断装置により発生された受信信号を記憶する記憶部と、
    　前記受信信号から、高調波信号と基本波信号とを抽出する信号抽出部と、
    　前記高調波信号の振幅に対応する値と前記基本波信号の振幅に対応する値とに基づいて、特徴量を計算する計算部と、
    　前記特徴量と所定の閾値とに基づいて、被走査領域における所定領域を決定する領域決定部と、
    　前記所定領域における前記高調波信号の振幅に対応する値を変更する変更部と、
    　前記変更された高調波信号の振幅に対応する値を有する所定領域を含む前記被走査領域における高調波信号に基づいて、補正高調波画像を発生する画像発生部と、
    　を具備することを特徴とする医用画像処理装置。
  12. 　前記特徴量は、前記高周波信号の振幅に対応する値と前記基本波信号の振幅に対応する値との差分値であること、
    　を特徴とする請求項１１に記載の医用画像処理装置。
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