WO2014098086A1 - 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法 - Google Patents

超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法 Download PDF

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哲也 川岸
嶺　喜隆
寛樹 吉新
慎太朗 丹羽
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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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    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/30—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for calculating health indices; for individual health risk assessment

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to an ultrasonic diagnostic apparatus, an image processing apparatus, and an image processing method.
  • the ultrasound contrast agent may be omitted and referred to as a contrast agent.
  • the contrast echo method is intended to evaluate blood flow dynamics by, for example, injecting a contrast medium from a vein to enhance a blood flow signal in an examination of the heart or liver.
  • microbubbles function as a reflection source.
  • Sonazoid registered trademark
  • a microbubble encapsulating perfluorobutane gas with phospholipid is a second-generation ultrasound contrast agent called Sonazoid (registered trademark) recently released in Japan.
  • Sonazoid registered trademark
  • the state of reflux of the contrast agent can be stably observed by using transmission ultrasonic waves having a low and medium sound pressure that does not destroy microbubbles.
  • an operator such as a doctor increases and decreases the signal intensity from the inflow to the outflow of the contrast agent refluxed by the bloodstream. Can be observed.
  • researches are being conducted to perform benign / malignant differential diagnosis of mass lesions or diagnosis of “diffuse” diseases, etc., based on the difference in signal intensity over time.
  • the change with time in the signal intensity indicating the reflux kinetics of the contrast agent usually differs from simple morphological information, and usually needs to be interpreted in real time or after recording a moving image. Accordingly, the time required for interpretation of the reflux kinetics of the contrast agent is generally longer.
  • a method has been proposed in which the inflow time information of a contrast medium that is normally observed in a moving image is mapped onto a single still image. This method generates and displays a still image in which the difference in peak time of a contrast medium signal is expressed in different hues. By referring to this still image, the radiogram interpreter can easily grasp the inflow time at various points in the tomographic plane of the diagnostic site.
  • anti-angiogenic agents which are anticancer agents that have been studied in recent years, may destroy the blood vessels that feed the tumor, causing fragmentation and narrowing of the tumor blood vessels. Confirmed by observation. If contrast ultrasound observation can be visualized or quantified in a blood vessel that has been fragmented by an angiogenesis inhibitor in contrast-enhanced ultrasound imaging, the contrast-enhanced echo method can also be expected to be applied to determine therapeutic effects.
  • the change in signal intensity that is, the change in luminance of the ultrasonic image changes depending on the imaging conditions and the observation region.
  • the change in luminance varies depending on the type of contrast agent, the nature of the blood vessel in the observation region, and the nature of the tissue surrounding the blood vessel.
  • the contrast agent inflow time is determined based on the observed absolute feature quantity (for example, absolute time and absolute luminance) regardless of the imaging conditions and the observation region, and the contrast agent inflow time is determined for the above-described still image. Based on the above, the analysis of the change in the signal intensity with time is performed, thereby generating and displaying.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus, an image processing apparatus and an image processing method capable of analyzing the reflux kinetics of a contrast medium according to an objective standard.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus includes a luminance change information generation unit, an analysis unit, and a control unit.
  • the luminance change information generation unit is a luminance change information indicating a temporal change in luminance in the analysis region set in the ultrasonic scanning region from time-series data collected by ultrasonic scanning the subject to which the contrast agent is administered. Is generated.
  • the analysis unit obtains a parameter obtained by normalizing the reflux kinetics of the contrast agent in the analysis region with respect to time based on the luminance change information.
  • the control unit displays the parameter on the display unit in at least one of an image and a character.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram (1) illustrating an example of the analysis region.
  • FIG. 3 is a diagram (2) illustrating an example of the analysis region.
  • FIG. 4 is a diagram (3) illustrating an example of the analysis region.
  • FIG. 5 is a diagram (1) for explaining the analysis unit.
  • FIG. 6 is a diagram (2) for explaining the analysis unit.
  • FIG. 7 is a diagram (3) for explaining the analysis unit.
  • FIG. 8 is a diagram (4) for explaining the analysis unit.
  • FIG. 9 is a diagram (1) for explaining the change image generation unit.
  • FIG. 10 is a diagram (2) for explaining the change image generation unit.
  • FIG. 11 is a diagram (3) for explaining the change image generation unit.
  • FIG. 10 is a diagram (2) for explaining the change image generation unit.
  • FIG. 11 is a diagram (3) for explaining the change image generation unit.
  • FIG. 10 is a diagram (2) for explaining the change image
  • FIG. 12 is a flowchart illustrating an example of processing performed by the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 13 is a diagram (1) for explaining a modification according to the present embodiment.
  • FIG. 14 is a diagram (2) for explaining a modification according to the present embodiment.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment includes an ultrasonic probe 1, a monitor 2, an input device 3, and an apparatus main body 10.
  • the ultrasonic probe 1 includes a plurality of piezoelectric vibrators, and the plurality of piezoelectric vibrators generate ultrasonic waves based on a drive signal supplied from a transmission / reception unit 11 included in the apparatus main body 10 described later.
  • the ultrasonic probe 1 receives a reflected wave from the subject P and converts it into an electrical signal.
  • the ultrasonic probe 1 includes a matching layer provided in the piezoelectric vibrator, a backing material that prevents propagation of ultrasonic waves from the piezoelectric vibrator to the rear, and the like.
  • the ultrasonic probe 1 is detachably connected to the apparatus main body 10.
  • the transmitted ultrasonic waves are transmitted from the ultrasonic probe 1 to the subject P
  • the transmitted ultrasonic waves are reflected one after another at the discontinuous surface of the acoustic impedance in the body tissue of the subject P
  • the ultrasonic probe is used as a reflected wave signal. 1 is received by a plurality of piezoelectric vibrators.
  • the amplitude of the received reflected wave signal depends on the difference in acoustic impedance at the discontinuous surface where the ultrasonic wave is reflected.
  • the reflected wave signal when the transmitted ultrasonic pulse is reflected by the moving blood flow or the surface of the heart wall depends on the velocity component of the moving object in the ultrasonic transmission direction due to the Doppler effect. And undergoes a frequency shift.
  • the apparatus main body 10 is connected as an ultrasonic probe 1 for two-dimensional scanning to a 1D array probe in which a plurality of piezoelectric vibrators are arranged in a row.
  • the apparatus main body 10 is connected to a mechanical 4D probe or a 2D array probe as the ultrasonic probe 1 for three-dimensional scanning.
  • the mechanical 4D probe is capable of two-dimensional scanning using a plurality of piezoelectric vibrators arranged in a line like a 1D array probe, and swings the plurality of piezoelectric vibrators at a predetermined angle (swing angle). By doing so, three-dimensional scanning is possible.
  • the 2D array probe can be three-dimensionally scanned by a plurality of piezoelectric vibrators arranged in a matrix and can be two-dimensionally scanned by focusing and transmitting ultrasonic waves.
  • This embodiment can be applied to the case where the subject P is two-dimensionally scanned by the ultrasonic probe 1 or three-dimensionally scanned.
  • the input device 3 includes a mouse, a keyboard, a button, a panel switch, a touch command screen, a foot switch, a trackball, a joystick, etc., receives various setting requests from an operator of the ultrasonic diagnostic apparatus, The various setting requests received are transferred.
  • the input device 3 receives the setting of the analysis region for analyzing the reflux dynamics of the ultrasound contrast agent from the operator.
  • the analysis region set in the present embodiment will be described in detail later.
  • the monitor 2 displays a GUI (Graphical User Interface) for an operator of the ultrasonic diagnostic apparatus to input various setting requests using the input device 3, and displays an ultrasonic image generated in the apparatus main body 10. To do.
  • GUI Graphic User Interface
  • the apparatus main body 10 is an apparatus that generates ultrasonic image data based on a reflected wave signal received by the ultrasonic probe 1.
  • the apparatus main body 10 shown in FIG. 1 is an apparatus that can generate two-dimensional ultrasonic image data based on two-dimensional reflected wave data received by the ultrasonic probe 1.
  • the apparatus main body 10 shown in FIG. 1 is an apparatus that can generate three-dimensional ultrasonic image data based on three-dimensional reflected wave data received by the ultrasonic probe 1.
  • the three-dimensional ultrasound image data may be referred to as “volume data”.
  • the apparatus main body 10 includes a transmission / reception unit 11, a B-mode processing unit 12, a Doppler processing unit 13, an image generation unit 14, an image processing unit 15, an image memory 16, and an internal storage unit. 17 and a control unit 18.
  • the transmission / reception unit 11 includes a pulse generator, a transmission delay unit, a pulser, and the like, and supplies a drive signal to the ultrasonic probe 1.
  • the pulse generator repeatedly generates rate pulses for forming transmission ultrasonic waves at a predetermined rate frequency.
  • the transmission delay unit generates a delay time for each piezoelectric vibrator necessary for focusing the ultrasonic wave generated from the ultrasonic probe 1 into a beam and determining transmission directivity. Give for each rate pulse.
  • the pulser applies a drive signal (drive pulse) to the ultrasonic probe 1 at a timing based on the rate pulse. That is, the transmission delay unit arbitrarily adjusts the transmission direction of the ultrasonic wave transmitted from the piezoelectric vibrator surface by changing the delay time given to each rate pulse.
  • the transmission / reception unit 11 has a function capable of instantaneously changing a transmission frequency, a transmission drive voltage, and the like in order to execute a predetermined scan sequence based on an instruction from the control unit 18 described later.
  • the change of the transmission drive voltage is realized by a linear amplifier type transmission circuit capable of instantaneously switching the value or a mechanism for electrically switching a plurality of power supply units.
  • the transmission / reception unit 11 includes a preamplifier, an A / D (Analog / Digital) converter, a reception delay unit, an adder, and the like.
  • the transmission / reception unit 11 performs various processing on the reflected wave signal received by the ultrasonic probe 1 and reflects it. Generate wave data.
  • the preamplifier amplifies the reflected wave signal for each channel.
  • the A / D converter A / D converts the amplified reflected wave signal.
  • the reception delay unit gives a delay time necessary for determining the reception directivity.
  • the adder performs an addition process on the reflected wave signal processed by the reception delay unit to generate reflected wave data. By the addition processing of the adder, the reflection component from the direction corresponding to the reception directivity of the reflected wave signal is emphasized, and a comprehensive beam for ultrasonic transmission / reception is formed by the reception directivity and the transmission directivity.
  • the transmission / reception unit 11 transmits a two-dimensional ultrasonic beam from the ultrasonic probe 1 when the subject P is two-dimensionally scanned. Then, the transmission / reception unit 11 generates two-dimensional reflected wave data from the two-dimensional reflected wave signal received by the ultrasonic probe 1. In addition, when the subject P is three-dimensionally scanned, the transmission / reception unit 11 transmits a three-dimensional ultrasonic beam from the ultrasonic probe 1. Then, the transmission / reception unit 11 generates three-dimensional reflected wave data from the three-dimensional reflected wave signal received by the ultrasonic probe 1.
  • the form of the output signal from the transmitter / receiver 11 can be selected from various forms such as a signal including phase information called an RF (Radio Frequency) signal or amplitude information after envelope detection processing. Is possible.
  • RF Radio Frequency
  • the B-mode processing unit 12 receives the reflected wave data from the transmission / reception unit 11, performs logarithmic amplification, envelope detection processing, and the like, and generates data (B-mode data) in which the signal intensity is expressed by brightness. .
  • the B-mode processing unit 12 can change the frequency band to be visualized by changing the detection frequency by the filter process.
  • a contrast echo method for example, contrast harmonic imaging (CHI) can be executed. That is, the B-mode processing unit 12 generates reflected wave data (harmonic data or frequency-divided data) using a microbubble as a reflection source from the reflected wave data of the subject P into which the ultrasound contrast agent has been injected. The reflected wave data (fundamental wave data) using the tissue in the subject P as a reflection source can be separated. Thereby, the B-mode processing unit 12 can extract harmonic data or frequency-divided data from the reflected wave data of the subject P, and generate B-mode data for generating contrast image data.
  • CHI contrast harmonic imaging
  • the B mode data for generating the contrast image data is data representing the signal intensity of the reflected wave using the contrast agent as a reflection source in luminance.
  • the B mode processing unit 12 can extract the fundamental wave data from the reflected wave data of the subject P and generate B mode data for generating tissue image data.
  • the B mode process part 12 can extract a harmonic component (harmonic component) by the method different from the method using the filter process mentioned above.
  • harmonic imaging an imaging method called an AMPM method that combines an amplitude modulation (AM) method, a phase modulation (PM) method, an AM method, and a PM method is performed.
  • AM amplitude modulation
  • PM phase modulation
  • PM ultrasonic transmissions having different amplitudes and phases are performed a plurality of times (multiple rates) on the same scanning line.
  • the transmission / reception unit 11 generates and outputs a plurality of reflected wave data in each scanning line.
  • the B-mode processing unit 12 extracts harmonic components by performing addition / subtraction processing on the plurality of reflected wave data of each scanning line according to the modulation method. Then, the B mode processing unit 12 performs an envelope detection process or the like on the reflected wave data of the harmonic component to generate B mode data.
  • the transmission / reception unit 11 performs, for each scan, an ultrasonic wave having the same amplitude with the phase polarity inverted, for example ( ⁇ 1, 1), according to the scan sequence set by the control unit 18. Send twice on the line. Then, the transmission / reception unit 11 generates reflected wave data by transmission of “ ⁇ 1” and reflected wave data by transmission of “1”, and the B-mode processing unit 12 adds these two reflected wave data. Thereby, the fundamental wave component is removed, and a signal in which the second harmonic component mainly remains is generated. The B-mode processing unit 12 then performs envelope detection processing or the like on this signal to generate CHI B-mode data (B-mode data for generating contrast image data).
  • CHI B-mode data B-mode data for generating contrast image data
  • the CHI B-mode data is data representing the signal intensity of a reflected wave using a contrast agent as a reflection source in terms of luminance. Further, when the PM method is performed with CHI, the B-mode processing unit 12 generates B-mode data for generating tissue image data, for example, by filtering reflected wave data by transmission of “1”. be able to.
  • the Doppler processing unit 13 performs frequency analysis on velocity information from the reflected wave data received from the transmission / reception unit 11, extracts blood flow, tissue, and contrast agent echo components due to the Doppler effect, and obtains moving body information such as velocity, dispersion, and power. Data extracted for multiple points (Doppler data) is generated.
  • the B-mode processing unit 12 and the Doppler processing unit 13 can process both two-dimensional reflected wave data and three-dimensional reflected wave data. That is, the B-mode processing unit 12 generates two-dimensional B-mode data from the two-dimensional reflected wave data, and generates three-dimensional B-mode data from the three-dimensional reflected wave data.
  • the Doppler processing unit 13 generates two-dimensional Doppler data from the two-dimensional reflected wave data, and generates three-dimensional Doppler data from the three-dimensional reflected wave data.
  • the image generation unit 14 generates ultrasonic image data from the data generated by the B mode processing unit 12 and the Doppler processing unit 13. That is, the image generation unit 14 generates two-dimensional B-mode image data in which the intensity of the reflected wave is expressed by luminance from the two-dimensional B-mode data generated by the B-mode processing unit 12. Further, the image generation unit 14 generates two-dimensional Doppler image data representing moving body information from the two-dimensional Doppler data generated by the Doppler processing unit 13.
  • the two-dimensional Doppler image data is a velocity image, a dispersion image, a power image, or an image obtained by combining these.
  • the image generation unit 14 generally converts (scan converts) a scanning line signal sequence of ultrasonic scanning into a scanning line signal sequence of a video format represented by a television or the like, and displays ultrasonic waves for display. Generate image data. Specifically, the image generation unit 14 generates ultrasonic image data for display by performing coordinate conversion in accordance with the ultrasonic scanning mode of the ultrasonic probe 1. In addition to the scan conversion, the image generation unit 14 performs various image processing, such as image processing (smoothing processing) for regenerating an average luminance image using a plurality of image frames after scan conversion, Image processing (edge enhancement processing) using a differential filter is performed in the image. In addition, the image generation unit 14 synthesizes character information, scales, body marks, and the like of various parameters with the ultrasound image data.
  • image processing smoothing processing
  • Image processing edge enhancement processing
  • the B-mode data and the Doppler data are ultrasonic image data before the scan conversion process, and the data generated by the image generation unit 14 is ultrasonic image data for display after the scan conversion process.
  • the B-mode data and Doppler data are also called raw data.
  • the image generation unit 14 generates three-dimensional B-mode image data by performing coordinate conversion on the three-dimensional B-mode data generated by the B-mode processing unit 12. Further, the image generation unit 14 generates three-dimensional Doppler image data by performing coordinate conversion on the three-dimensional Doppler data generated by the Doppler processing unit 13. In other words, the image generation unit 14 generates “three-dimensional B-mode image data or three-dimensional Doppler image data” as “three-dimensional ultrasound image data (volume data)”.
  • the image generation unit 14 performs a rendering process on the volume data in order to generate various two-dimensional image data for displaying the volume data on the monitor 2.
  • the rendering processing performed by the image generation unit 14 includes processing for generating MPR image data from volume data by performing a cross-section reconstruction method (MPR: Multi Planer Reconstruction).
  • MPR Multi Planer Reconstruction
  • the rendering process performed by the image generation unit 14 includes a process of performing “Curved MPR” on volume data and a process of performing “Maximum Intensity Projection” on volume data.
  • the rendering processing performed by the image generation unit 14 includes volume rendering (VR) processing that generates two-dimensional image data reflecting three-dimensional information.
  • the image memory 16 is a memory that stores image data for display generated by the image generation unit 14.
  • the image memory 16 can also store data generated by the B-mode processing unit 12 and the Doppler processing unit 13.
  • the image data for display stored in the image memory 16 can be called by an operator after diagnosis, for example.
  • the B-mode data and Doppler data stored in the image memory 16 can also be called by an operator after diagnosis, for example, and become ultrasonic image data for display via the image generation unit 14. .
  • the image memory 16 can also store data output from the transmission / reception unit 11.
  • the image processing unit 15 is installed in the apparatus main body 10 in order to perform computer-aided diagnosis (CAD).
  • CAD computer-aided diagnosis
  • the image processing unit 15 acquires data stored in the image memory 16 and performs image processing for diagnosis support. Then, the image processing unit 15 stores the image processing result in the image memory 16 or an internal storage unit 17 described later. The processing performed by the image processing unit 15 will be described in detail later.
  • the internal storage unit 17 stores various data such as a control program for performing ultrasonic transmission / reception, image processing and display processing, diagnostic information (for example, patient ID, doctor's findings, etc.), diagnostic protocol, and various body marks. To do.
  • the internal storage unit 17 is also used for storing image data stored in the image memory 16 as necessary.
  • the data stored in the internal storage unit 17 can be transferred to an external device via an interface (not shown).
  • the external device is, for example, various medical image diagnostic apparatuses, a PC (Personal Computer) used by a doctor who performs image diagnosis, a storage medium such as a CD or a DVD, a printer, or the like.
  • the control unit 18 controls the entire processing of the ultrasonic diagnostic apparatus. Specifically, the control unit 18 is based on various setting requests input from the operator via the input device 3 and various control programs and various data read from the internal storage unit 17. The processing of the processing unit 12, the Doppler processing unit 13, the image generation unit 14, and the image processing unit 15 is controlled. Further, the control unit 18 controls the monitor 2 to display the image data stored in the image memory 16 or the internal storage unit 17.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment performs a contrast echo method for the purpose of analyzing the reflux kinetics of a contrast agent. Then, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment, in the analysis region set in the ultrasonic scanning region, from the time-series data collected by ultrasonic scanning the subject P to which the ultrasonic contrast agent is administered. Image data that can analyze the reflux kinetics of the contrast agent according to objective criteria is generated and displayed.
  • the image processing unit 15 includes a luminance change information generation unit 151, an analysis unit 152, and a change image generation unit 153, as shown in FIG.
  • the luminance change information generation unit 151 illustrated in FIG. 1 uses a time series of luminance in the analysis region set in the ultrasonic scanning region from time-series data collected by ultrasonic scanning the subject P to which the contrast agent is administered. Luminance change information indicating the change is generated. Specifically, the luminance change information generation unit 151 generates a luminance change curve that is a curve indicating a temporal change in luminance in the analysis region as the luminance change information. Note that the luminance change information generation unit 151 can generate the luminance change information in any form as long as the information can reproduce the luminance change curve.
  • the time-series data is a plurality of two-dimensional or three-dimensional contrast image data generated along the time series by the image generation unit 14 during the contrast period.
  • the time series data is a plurality of two-dimensional or three-dimensional high-frequency data (harmonic components) extracted by the B-mode processing unit 12 along the time series during the contrast period.
  • the time-series data is a plurality of two-dimensional or three-dimensional B-mode data generated for the contrast image data along the time series by the B-mode processing unit 12 during the contrast period.
  • the luminance change information generation unit 151 is set in the two-dimensional scanning region from time-series data collected by two-dimensionally scanning the subject P. A luminance change curve in the two-dimensional analysis region is generated.
  • the luminance change information generation unit 151 is set in the three-dimensional scanning region from time-series data collected by three-dimensionally scanning the subject P. A luminance change curve in the three-dimensional analysis region or the two-dimensional analysis region is generated.
  • the luminance change information generation unit 151 performs scanning in the two-dimensional analysis region set in the two-dimensional scanning region from a plurality of contrast image data collected in time series by two-dimensionally scanning the subject P. A case where a luminance change curve is generated will be described.
  • the luminance change information generation unit 151 generates a plurality of luminance change curves.
  • the luminance change information generation unit 151 generates a plurality of luminance change curves in each of the plurality of analysis regions set in the ultrasonic scanning region.
  • the luminance change information generation unit 151 includes at least one identical set in the region from each of a plurality of time-series data collected by ultrasonic scanning performed in the same ultrasonic scanning region at a plurality of different times.
  • a plurality of luminance change curves in each analysis region are generated. 2, 3 and 4 are diagrams showing an example of the analysis region.
  • the position of the ultrasonic probe 1 is fixed at the same position before and after setting the analysis region.
  • the operator sets an analysis region 100 in the tumor site of the liver depicted in B-mode image data (tissue image data) before contrast, and sets the analysis region 101 in the portal vein of the liver.
  • the analysis region 101 is set in order to compare the dynamics of the blood flow that circulates through the tumor site with the dynamics of the blood flow that circulates through the entire liver.
  • the liver is stained after the kidney is stained with the contrast medium.
  • the analysis region 102 is set in order to compare the dynamics of the blood flow that recirculates the entire liver with the dynamics of the blood flow that recirculates the entire kidney.
  • the luminance change information generation unit 151 sets the average luminance in the analysis region 100, the average luminance in the analysis region 101, and the analysis from each of a plurality of contrast image data collected in time series after setting the analysis regions 100 to 102. The average luminance in the area 102 is calculated. As a result, the luminance change information generation unit 151 generates three luminance change curves.
  • the operator sets the analysis region 100 in the B-mode image data before contrasting before the treatment using the angiogenesis inhibitor.
  • the luminance change information generation unit 151 calculates the average luminance in the analysis region 100 from each of the plurality of contrast image data collected in time series after the analysis region 100 is set, and the luminance change curve of the analysis region 100 Is generated.
  • the operator sets the analysis region 100 ′ at the same position as the analysis region 100 in the B-mode image data before contrasting after the treatment using the angiogenesis inhibitor.
  • the luminance change information generation unit 151 calculates the average luminance in the analysis region 100 ′ from each of the plurality of contrast image data collected in time series after the analysis region 100 ′ is set, and A brightness change curve is generated.
  • the luminance change curve in the analysis region 100 becomes a luminance change curve before treatment, and the luminance change curve in the analysis region 100 'becomes a luminance change curve after treatment.
  • the luminance change information generation unit 151 generates two luminance change curves.
  • the operator sets an analysis region 100 in B-mode image data (tissue image data) before contrast enhancement, and first, contrast imaging using the contrast agent A is performed.
  • the luminance change information generation unit 151 calculates the average luminance in the analysis region 100 from each of the plurality of contrast image data collected along the time series after the analysis region 100 is set, and the contrast agent A in the analysis region 100 is calculated. A luminance change curve is generated.
  • the luminance change information generation unit 151 calculates the average luminance in the analysis region 100 from each of a plurality of contrast image data collected in time series after the administration of the contrast agent B, and the contrast agent B in the analysis region 100 is calculated. A luminance change curve is generated. As a result, the luminance change information generation unit 151 generates two luminance change curves.
  • the present embodiment may be a case where a luminance change curve for each of a plurality of identical analysis regions is generated from each of two time-series data having different collection times. Moreover, this embodiment may be a case where there are three or more time-series data having different collection times.
  • the analysis unit 152 shown in FIG. 1 acquires parameters obtained by normalizing the reflux kinetics of the contrast agent in the analysis region with respect to time based on the luminance change information.
  • the analysis unit 152 can acquire a parameter obtained by normalizing the reflux kinetics of the contrast agent in the analysis region with respect to luminance or luminance and time.
  • the analysis unit 152 acquires parameters obtained by normalizing the reflux kinetics of the contrast agent in the analysis region with respect to luminance and time based on the luminance change information.
  • the analysis unit 152 analyzes the shape of the luminance change curve and acquires a parameter in which the reflux kinetics of the contrast agent in the analysis region is normalized.
  • the analysis unit 152 normalizes the time axis, the luminance axis, and the time axis to generate a normalization curve from the luminance change curve.
  • the analysis unit 152 normalizes the luminance axis and the time axis, and generates a normalized curve from the luminance change curve.
  • the analysis unit 152 includes a maximum point where the luminance is the maximum value in the luminance change curve, and a first multiplication value obtained by multiplying the maximum value before the maximum point by a first ratio. And the second point that becomes the second multiplication value obtained by multiplying the maximum value by the second ratio after reaching the maximum point.
  • the first ratio and the second ratio are set initially or set in advance by the operator. The first ratio and the second ratio can be arbitrarily changed by the operator.
  • FIGS. 5 to 8 are diagrams for explaining the analysis unit.
  • the luminance change curve in the analysis region 100 is a curve C0 (one-dot chain line)
  • the luminance change curve in the analysis region 101 is a curve C1 (two-dot chain line)
  • the luminance change curve in the analysis region 102 is a curve C2 (solid line).
  • the luminance change curve illustrated in FIG. 5 is an approximate curve generated by the luminance change information generation unit 151 from time series data of average luminance in the analysis region using a mathematical model.
  • the first ratio and the second ratio may be set as different ratios (for example, 20% and 30%).
  • the analysis unit 152 analyzes the curve C0 and obtains the maximum point “time: t0max, luminance: I0max”. Then, the analysis unit 152 calculates a value “I0max / 2” which is half of the maximum luminance. Then, as illustrated in FIG. 5, the analysis unit 152 acquires a first point “time: t0s, luminance: I0max / 2” that is “I0max / 2” before the maximum time in the curve C0. Then, as illustrated in FIG. 5, the analysis unit 152 acquires a second point “time: t0e, luminance: I0max / 2” that becomes “I0max / 2” after the maximum time in the curve C0.
  • the analysis unit 152 analyzes the curve C1 as shown in FIG. 5, and the maximum point “time: t1max, luminance: I1max”, the first point “time: t1s, luminance: I1max / 2”. The second point “time: t1e, luminance: I1max / 2” is acquired. Further, by the same processing, the analysis unit 152 analyzes the curve C2 as shown in FIG. 5, and the maximum point “time: t2max, luminance: I2max”, the first point “time: t2s, luminance: I2max / 2 ”, the second point“ time: t2e, luminance: I2max / 2 ”is acquired.
  • the analysis unit 152 sets the “maximum point time” as the “maximum time” when the contrast agent flows into the analysis region at the maximum. Further, the analysis unit 152 regards the “first point time” as the time when the contrast agent inflow starts in the analysis region, and sets this time as the time “start time” for starting the analysis of blood flow dynamics. That is, the analysis unit 152 sets the start time from the time required to decrease from the maximum value of luminance to a certain ratio (first ratio) in the reverse direction of the time axis of the luminance change curve. In other words, the analysis unit 152 calculates the threshold value (first multiplication value) according to the shape of the luminance change curve to be analyzed by using the objective same reference (first ratio), and the start time Set. The start time is a time set retroactively after the maximum time is determined, that is, a time set in “Retrospective”.
  • the analysis unit 152 regards the “second point time” as the time when the outflow of the contrast agent from the analysis region ends, and sets this time as the time “end time” when the hemodynamic analysis is ended. That is, the analysis unit 152 sets the end time from the time required to decrease from the maximum value of luminance to a certain ratio (second ratio) in the forward direction of the time axis of the luminance change curve. In other words, the analysis unit 152 calculates the threshold value (second multiplication value) according to the shape of the luminance change curve to be analyzed by using the objective same reference (second ratio), and the end time Set.
  • the end time is a time that is expected when the maximum time is determined, that is, a time set in “Prospective”.
  • the analysis unit 152 generates a normalized curve obtained by normalizing the luminance change curve using at least two points selected from these three points. And in this embodiment, the analysis part 152 acquires the parameter normalized from the produced
  • analysis part 152 when acquiring the parameter regarding contrast agent inflow, analysis part 152 generates a normalization curve using the 1st point and the maximum point.
  • the analysis part 152 when acquiring the parameter regarding a contrast agent outflow, the analysis part 152 produces
  • the analysis unit 152 When acquiring parameters relating to contrast agent inflow and contrast agent outflow, the analysis unit 152 generates a normalization curve using the first point, the maximum point, and the second point.
  • the analysis unit 152 since a plurality of luminance change curves are generated, the analysis unit 152 generates a normalization curve from each of the plurality of luminance change curves. In the present embodiment, the analysis unit 152 acquires parameters from each of the generated multiple normalization curves.
  • a method for generating a normalization curve from each of a plurality of luminance change curves by normalizing the luminance axis and the time axis will be described.
  • the analysis unit 152 normalizes a time axis in which the first point is plotted on the same normalized first point in each luminance change curve, and the maximum point is plotted on the same normalized maximum point in each luminance change curve.
  • a plurality of normalized curves are generated from each of the plurality of luminance change curves.
  • the analysis unit 152 acquires the luminance width and time axis between the first point and the maximum point of each luminance change curve. Then, the analysis unit 152 changes the scale of the luminance axis of each luminance change curve so that each acquired luminance width becomes a constant value. Further, the analysis unit 152 changes the scale of the time axis of each luminance change curve so that each acquired time width becomes a constant value. Then, the analysis unit 152 sets the first point of each luminance change curve to the normalized first point of the same coordinate on the luminance axis and time axis after the scale change, and sets the maximum point of each luminance change curve to the same coordinate. Set to the maximum normalized point.
  • the analysis unit 152 sets the normalized time axis and the normalized luminance axis. Then, the analysis unit 152 re-plots each point constituting the curve from the first point to the maximum point in each luminance change curve on the normalized time axis and the normalized luminance axis, thereby obtaining each of the plurality of luminance change curves. Generate multiple normalization curves.
  • the analysis unit 152 sets the first point of the curves C0 to C2 to the normalized first point “normalized time: ⁇ 100, normalized luminance: 50”, and the maximum points of the curves C0 to C2 are The coordinates of the normalized time axis and the normalized luminance axis are determined so that the normalized maximum point “normalized time: 0, normalized luminance: 100”. Thereby, the analysis unit 152 completes the setting of the normalized time axis and the normalized luminance axis. Then, the analysis unit 152 re-plots each point constituting the curve from the first point to the maximum point of the curve C0 on the normalized time axis and the normalized luminance axis, thereby the normalized curve NC0 ( in). Similarly, the analysis unit 152 generates a normalized curve NC1 (in) shown in FIG. 6 from the curve C1. Similarly, the analysis unit 152 generates a normalized curve NC2 (in) shown in FIG. 6 from the curve C2.
  • the analysis unit 152 normalizes a time axis in which the maximum point is plotted at the same normalized maximum point in each luminance change curve, and the second point is plotted at the same normalized second point in each luminance change curve.
  • a plurality of normalized curves are generated from each of the plurality of luminance change curves.
  • the analysis unit 152 acquires the luminance width and time axis between the maximum point and the second point of each luminance change curve. Then, the analysis unit 152 changes the scale of the luminance axis of each luminance change curve so that each acquired luminance width becomes a constant value. Further, the analysis unit 152 changes the scale of the time axis of each luminance change curve so that each acquired time width becomes a constant value. Then, the analysis unit 152 sets the maximum point of each luminance change curve to the normalized maximum point of the same coordinate on the luminance axis and time axis after the scale change, and sets the second point of each luminance change curve to the normal value of the same coordinate Set to the second point.
  • the analysis unit 152 sets the normalized time axis and the normalized luminance axis. Then, the analysis unit 152 re-plots each point constituting the curve from the maximum point to the second point in each luminance change curve on the normalized time axis and the normalized luminance axis, thereby obtaining each of the plurality of luminance change curves. Generate multiple normalization curves.
  • the analysis unit 152 acquires “I0max / 2”, “I1max / 2”, and “I2max / 2” from the curves C0, C1, and C2 shown in FIG.
  • the luminance width between the maximum point and the second point is the luminance width between the maximum point and the first point for each luminance change curve. It becomes the same value.
  • the analysis unit 152 sets the maximum points of the curves C0 to C2 to the normalized maximum point “normalization time: 0, normalized luminance: 100”, and the second point of the curves C0 to C2 is the normal point.
  • the coordinates of the normalized time axis and the normalized luminance axis are determined so that the normalized second point “normalized time: 100, normalized luminance: 50” is obtained.
  • the analysis unit 152 completes the setting of the normalized time axis and the normalized luminance axis.
  • the analysis unit 152 re-plots each point constituting the curve from the maximum point of the curve C0 to the second point on the normalized time axis and the normalized luminance axis, so that the normalized curve NC0 ( out). Similarly, the analysis unit 152 generates a normalized curve NC1 (out) shown in FIG. 7 from the curve C1. Similarly, the analysis unit 152 generates a normalized curve NC2 (out) shown in FIG. 6 from the curve C7.
  • the analysis unit 152 calculates a normalized time axis in which the first point, the maximum point, and the second point are plotted at the normalized first point, the normalized maximum point, and the normalized second point, respectively, in each luminance change curve.
  • a normalized luminance axis By setting the normalized luminance axis, a plurality of normalized curves are generated from each of the plurality of luminance change curves.
  • the analysis unit 152 also sets the time of each luminance change curve so that the first time width of each luminance change curve becomes a constant value (dT1) and the second time width of each luminance change curve becomes a constant value (dT2). Change the axis scale.
  • the analysis unit 152 sets the first point of each luminance change curve to the normalized first point of the same coordinate on the luminance axis and time axis after the scale change, and sets the maximum point of each luminance change curve to the same coordinate.
  • the normalization maximum point is set, and the second point of each luminance change curve is set as the normalization second point of the same coordinate.
  • the coordinates of the normalized first point are set to “normalized time: ⁇ 100, normalized luminance: 20”.
  • the coordinates of the normalized maximum point are set to “normalized time: 0, normalized luminance: 100”, and the coordinates of the normalized second point are set to “normalized time: 150, normalized luminance: 30”. Is set.
  • the analysis unit 152 sets the normalized time axis and the normalized luminance axis. Then, the analysis unit 152 re-plots each point constituting the curve from the first point to the second point through the maximum point in each luminance change curve on the normalized time axis and the normalized luminance axis. A plurality of normalization curves are generated from each of the plurality of luminance change curves.
  • the analysis unit 152 matches the normalized curve NC0 (in) generated from the curve C0 with the normalized curve NC0 (out).
  • the normalization curve NC0 shown in FIG. 8 is generated.
  • the analysis unit 152 generates a normalized curve NC1 shown in FIG. 8 by combining the normalized curve NC1 (in) generated from the curve C1 and the normalized curve NC1 (out).
  • the analysis unit 152 generates the normalized curve NC2 illustrated in FIG. 8 by combining the normalized curve NC2 (in) generated from the curve C2 and the normalized curve NC2 (out).
  • the analysis unit 152 acquires normalized parameters from the above-described normalization curve. For example, the analysis unit 152 acquires, as a normalization parameter, a normalization time at which the normalization luminance is “80” and a normalization luminance at which the normalization time is “50” in the normalization curve.
  • the control unit 18 displays the parameter (normalized parameter) on the monitor 2 in either one of an image format and a text format.
  • Various forms of parameter display can be executed. In the present embodiment, a case where the display of parameters is performed in the form of an image will be described. Specifically, hereinafter, a case where parametric imaging using parameters obtained from a normalization curve is executed as one of display forms by an image (image format) will be described. The display form in the form of parameter characters and the display form in the form of parameter images other than parametric imaging will be described in detail later.
  • the change image generation unit 153 illustrated in FIG. 1 performs the following processing according to instructions from the control unit 18. That is, the change image generation unit 153 generates change image data in which the color tone is changed according to the parameter value. And the control part 18 displays the change image data on the monitor 2 as one of the display forms by an image.
  • the generation and display of change image data is set as one of the display modes using images. Accordingly, the change image generation unit 153 generates change image data using parameters acquired from each of the plurality of normalization curves.
  • FIGS. 9 to 11. 9 to 11 are diagrams for explaining the change image generation unit.
  • the change image generation unit 153 When the change image generation unit 153 images a parameter related to contrast agent inflow or contrast agent outflow, the change image generation unit 153 generates a correspondence map (temporal color map) in which different tones are associated with the normalized time on the normalized time axis. To generate change image data.
  • the time color map is stored in advance in the internal storage unit 17, for example.
  • FIG. 9 is an example in which the normalized time is imaged as a parameter related to the contrast agent outflow using the normalized curves NC0 (out), NC1 (out), and NC2 (out) shown in FIG.
  • control unit 18 causes the monitor 2 to display normalized curves NC0 (out), NC1 (out), and NC2 (out) as shown in the upper diagram of FIG. Further, the control unit 18 further displays a slide bar B1 that allows the operator to set an arbitrary normalized luminance. As shown in the upper diagram of FIG. 9, the slide bar B1 is a line parallel to the normalized time axis and orthogonal to the normalized luminance axis. Further, as shown in the upper diagram of FIG. 9, the control unit 18 displays a time color map on the normalized time axis on the same scale as the scale of the normalized time axis. The position and scale at which the time color map is displayed can be arbitrarily changed.
  • the analysis unit 152 acquires the normalized time for the normalized luminance “80” from each of NC0 (out), NC1 (out), and NC2 (out). Then, the analysis unit 152 uses the normalized time acquired at NC0 (out) as a parameter of the analysis region 100 and the normalized time acquired at NC1 (out) as a parameter of the analysis region 101, and acquires it at NC2 (out).
  • the change time generation unit 153 is notified of the normalization time as a parameter of the analysis region 102.
  • the change image generation unit 153 acquires a color tone corresponding to the normalized time acquired at NC0 (out) from the temporal color map, and analyzes the ultrasonic image data based on the acquired color tone.
  • the region 100 is colored.
  • the change image generation unit 153 acquires a color tone corresponding to the normalized time acquired at NC1 (out) from the temporal color map, and uses the acquired color tone to obtain ultrasonic image data.
  • the analysis region 101 is colored. Further, as shown in the lower diagram of FIG.
  • the change image generation unit 153 acquires a color tone corresponding to the normalized time acquired at NC2 (out) from the temporal color map, and uses the acquired color tone to obtain ultrasonic image data.
  • the analysis region 102 is colored.
  • the ultrasonic image data colored by the color tone acquired from the temporal color map is, for example, ultrasonic image data in which the analysis regions 100 to 102 are set.
  • the control part 18 displays the change image data shown in the lower figure of FIG.
  • the change image data is data obtained by normalizing the outflow time during which the amount of the contrast medium is reduced from the maximum amount to “a predetermined ratio of the maximum amount in each analysis region in the contrast agent outflow process.
  • the analysis unit 152 updates and acquires parameters of each analysis region
  • the change image generation unit 153 updates and generates change image data.
  • the normalization brightness may be set by an arbitrary method such as when the operator inputs a numerical value.
  • the present embodiment may be a case where the changed image data is generated and displayed as a moving image by automatically changing the value of the normalized luminance, for example.
  • normalization curves NC0 (in), NC1 (in), and NC2 (in) shown in FIG. 6 are used in the same manner.
  • the change image data generated and displayed in such a case is the data obtained by normalizing the inflow time during which the amount of the contrast agent increases from a predetermined ratio of the maximum amount to the maximum amount in each analysis region in the process of the contrast agent outflow and imaging. Become.
  • the change image generation unit 153 when imaging a parameter related to contrast agent inflow or contrast agent outflow, corresponds to a correspondence map (luminance color map) in which different tones are associated with the normalized luminance on the normalized luminance axis. ) Is used to generate change image data.
  • the luminance color map is stored in advance in the internal storage unit 17.
  • FIG. 10 is an example of imaging normalized luminance as a parameter relating to contrast agent outflow using the normalization curves NC0 (out), NC1 (out), and NC2 (out) shown in FIG.
  • control unit 18 causes the monitor 2 to display normalized curves NC0 (out), NC1 (out), and NC2 (out) as shown in the upper diagram of FIG. Further, the control unit 18 further displays a slide bar B2 that allows the operator to set an arbitrary normalized time. As shown in the upper diagram of FIG. 10, the slide bar B2 is a line parallel to the normalized luminance axis and orthogonal to the normalized time axis. Further, as shown in the upper diagram of FIG. 10, the control unit 18 displays the luminance color map on the normalized luminance axis on the same scale as the scale of the normalized luminance axis. Note that the position and scale at which the luminance color map is displayed can be arbitrarily changed.
  • the operator moves the slide bar B2 to the position of the normalization time “60”.
  • the analysis unit 152 acquires the normalized luminance at the normalized time “60” from each of NC0 (out), NC1 (out), and NC2 (out). Then, the analysis unit 152 uses the normalized luminance acquired at NC0 (out) as a parameter of the analysis region 100 and the normalized luminance acquired at NC1 (out) as a parameter of the analysis region 101, and acquires it at NC2 (out).
  • the normalized luminance is notified to the change image generation unit 153 as a parameter of the analysis region 102.
  • the change image generation unit 153 acquires a color tone corresponding to the normalized luminance acquired at NC0 (out) from the luminance color map, and analyzes the ultrasonic image data based on the acquired color tone.
  • the region 100 is colored.
  • the change image generation unit 153 acquires a color tone corresponding to the normalized luminance acquired at NC1 (out) from the luminance color map, and uses the acquired color tone to obtain ultrasonic image data.
  • the analysis region 101 is colored. Further, as illustrated in the lower diagram of FIG.
  • the change image generation unit 153 acquires a color tone corresponding to the normalized luminance acquired in NC2 (out) from the luminance color map, and uses the acquired color tone to obtain ultrasonic image data.
  • the analysis region 102 is colored. Note that the ultrasonic image data colored by the color tone acquired from the luminance color map is, for example, ultrasonic image data in which the analysis regions 100 to 102 are set.
  • This change image data is data obtained by normalizing and imaging the amount of contrast medium flowing out from each analysis region at the same time point on the time axis where the contrast medium outflow process is normalized.
  • the normalization time may be set by an arbitrary method such as when the operator inputs a numerical value. Further, the present embodiment may be a case where, for example, the change image data is generated and displayed as a moving image by automatically changing the value of the normalization time.
  • the change image data generated and displayed in this case is data obtained by normalizing the inflow amount of the contrast agent flowing into each analysis region at the same time point on the time axis obtained by normalizing the contrast agent inflow process.
  • the change image generation unit 153 confuses the first correspondence map (first time color map) and the second correspondence map (second time color map) when imaging parameters relating to contrast agent inflow and contrast agent outflow.
  • Change image data is generated using the third correspondence map.
  • the first time color map is a map in which different tones are associated with the first hue according to the normalization time before the normalization maximum time of the normalization maximum point on the normalization time axis.
  • the second time color map is a map in which different tones are associated with the second hue according to the normalized time after the normalized maximum time on the normalized time axis.
  • the first time color map is a blue color map
  • the second time color map is a red color map.
  • FIG. 11 shows an example in which the normalization time is imaged as parameters relating to contrast agent inflow and contrast agent outflow using the normalization curves NC0, NC1, and NC2 shown in FIG.
  • control unit 18 causes the monitor 2 to display normalized curves NC0, NC1, and NC2 as shown in FIG. Further, the control unit 18 further displays a slide bar B3 that allows the operator to set an arbitrary normalized luminance. As shown in FIG. 11, the slide bar B3 is a line parallel to the normalized time axis and orthogonal to the normalized luminance axis. Further, as shown in FIG. 11, the control unit 18 causes the first time color map and the second time color map to be displayed on the normalized time axis on the same scale as the scale of the normalized time axis. In FIG.
  • the maximum normalized time is “0”
  • the first time color map is displayed scaled on the normalized time axis of “ ⁇ 100 to 0”
  • the second time color map is “0 to Scaled on the normalized time axis of “100”. Note that the position and scale at which the first time color map and the second time color map are displayed can be arbitrarily changed.
  • the operator moves the slide bar B3 to the position of the normalized luminance “65”.
  • the analysis unit 152 obtains two normalization times (a negative normalization time and a positive normalization time) at which the normalized luminance is “65” from NC0, NC1, and NC2. Then, the analysis unit 152 uses the two normalized times acquired at NC0 as parameters of the analysis region 100, the two normalized times acquired at NC1 as parameters of the analysis region 101, and the two normalized times acquired at NC2. To the change image generation unit 153 as a parameter of the analysis region 102.
  • the change image generation unit 153 acquires the color tone corresponding to the negative normalized luminance acquired at NC0 from the first time color map, and corresponds to the positive normalized luminance acquired at NC0.
  • the color tone to be obtained is acquired from the second time color map.
  • the change image generation unit 153 colors the analysis region 100 of the ultrasonic image data with a color tone obtained by mixing the two acquired color tones.
  • the change image generation unit 153 performs the same color tone acquisition process on the two normalized luminances acquired at NC1, and, as shown in FIG. 11, an ultrasonic image is obtained with a color tone obtained by mixing the two acquired color tones.
  • the data analysis area 101 is colored.
  • the change image generation unit 153 performs the same color tone acquisition process on the two normalized luminances acquired at NC2, and as shown in FIG.
  • the analysis area 102 of the sonic image data is colored.
  • FIG. 11 This change image data includes "the outflow time when the existing amount of contrast medium decreases from the maximum amount to a predetermined ratio of the maximum amount” and “the inflow time when the existing amount of contrast medium increases from the predetermined ratio of the maximum amount to the maximum amount” Is normalized in each analysis region, and the normalized time is imaged simultaneously.
  • the normalization time may be set by an arbitrary method such as when the operator inputs a numerical value.
  • the present embodiment may be a case where, for example, the change image data is generated and displayed as a moving image by automatically changing the value of the normalization time.
  • the present embodiment may be a case where a two-dimensional temporal color map obtained by mixing the first temporal color map and the second temporal color map is used.
  • the present embodiment may be a case where the time color map corresponding to the value of the normalized time width is used instead of mixing the two time color maps.
  • the change image generation unit 153 may generate change image data by the following processing when imaging parameters relating to contrast agent inflow and contrast agent outflow. That is, the change image generation unit 153 generates change image data using the first luminance color map and the second luminance color map.
  • the first luminance color map is a first correspondence map in which different tones in the first hue are associated with the normalized luminance before the maximum normalization time of the maximum normalization point on the normalized luminance axis.
  • the second luminance color map is a second correspondence map in which different tones are associated with the second hue according to the normalized luminance after the maximum normalization time on the normalized luminance axis.
  • the analysis unit 152 acquires two normalized luminances corresponding to the two specified normalized times “ ⁇ T, + T” from each normalized curve. Then, the change image generation unit 153 acquires the color tone corresponding to the normalized luminance of “ ⁇ T” from the first luminance color map, and acquires the color tone corresponding to the normalized luminance of “+ T” from the second luminance color map. Then, the obtained two colors are mixed. As a result, the change image generation unit 153 generates change image data.
  • the above process may be performed using a two-dimensional luminance color map obtained by mixing the first luminance color map and the second luminance color map. Further, in the present embodiment, the luminance color map corresponding to the value of the normalized luminance width may be used instead of mixing the two luminance color maps.
  • the change image generation unit 153 arranges two identical ultrasonic image data in parallel, and colors the analysis area of each ultrasonic image data with a color tone according to the normalization parameter acquired from each normalization curve. To do.
  • the change image generation unit 153 parallels three pieces of the same ultrasonic image data, and colors the analysis region of each ultrasonic image data with a color tone according to the normalization parameter acquired from each normalization curve. .
  • the change image generation unit 153 parallels two pieces of the same ultrasonic image data, and each of the two analysis regions of each ultrasonic image data is divided into two normalization times acquired from the respective normalization curves. It colors with the corresponding color tone.
  • the change image generation unit 153 compares the normalization parameters obtained in each normalization curve.
  • One change image data may be generated by changing the color tone according to.
  • the operator who refers to the change image data designates the analysis region colored according to the value of the normalization parameter, and therefore, in the analysis region or in the vicinity of the analysis region.
  • the value of the normalization parameter may be displayed.
  • the analysis region is colored according to the value of the normalization parameter, and the ultrasonic image data in which the value of the normalization parameter is drawn in characters in the analysis region or in the vicinity of the analysis region. May be generated and displayed as change image data.
  • the present embodiment generates and displays ultrasonic image data in which the value of the normalization parameter is drawn as characters in or near the analysis region without coloring the analysis region as change image data. It may be the case.
  • FIG. 12 is a flowchart illustrating an example of processing performed by the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 12 is a flowchart showing the processing after the analysis region setting and the collection of the contrast image data group are completed and the generation of the luminance change curve is started, and the change image data is set as the parameter display form.
  • FIG. 12 is a flowchart showing the processing after the analysis region setting and the collection of the contrast image data group are completed and the generation of the luminance change curve is started, and the change image data is set as the parameter display form.
  • the analysis unit 152 of the ultrasonic diagnostic apparatus determines whether or not a plurality of luminance change curves are stored in the image memory 16 (step S101).
  • the analysis unit 152 waits until a plurality of luminance change curves are stored.
  • the analysis unit 152 analyzes the shape feature and generates a normalized curve from each of the plurality of luminance change curves (Step S102). And the analysis part 152 acquires a normalization parameter from each of several normalization curve (step S103).
  • the change image generation unit 153 acquires a color tone according to the acquired parameter value from the correspondence map, and generates change image data (step S104). Then, under the control of the control unit 18, the monitor 2 displays the changed image data (step S105) and ends the process.
  • the shape characteristic of the luminance change curve to be analyzed is analyzed to generate a normalized curve. That is, in the present embodiment, the same objective reference (maximum) is used regardless of the conditions (for example, the shooting conditions of time series data and the position of the analysis region).
  • a normalization curve is generated from the luminance change curve using the luminance, the first ratio, and the second ratio.
  • a parameter in which the inflow amount and outflow amount of the contrast agent are normalized and a parameter in which the inflow time and outflow time of the contrast agent are normalized are acquired from the normalization curve.
  • parametric imaging related to blood flow dynamics is performed using normalized parameters.
  • parametric imaging using a relative value obtained from a normalized curve as a parameter is performed instead of conventional parametric imaging using an absolute value obtained from a luminance change curve as a parameter. Therefore, in this embodiment, the reflux kinetics of the contrast agent can be analyzed based on an objective criterion.
  • the inflow process of the contrast agent not only the inflow process of the contrast agent but also the outflow process of the contrast agent can be imaged with the normalized parameters.
  • the doctor refers to the change image data described with reference to FIGS. 9 to 10 and the like, and the perfusion kinetics of the contrast medium in the reference tissue (portal vein or kidney) and the tumor site.
  • the differential diagnosis of the tumor site and the degree of abnormality of the tumor blood vessel can be determined.
  • the doctor can determine the therapeutic effect of the angiogenesis inhibitor with reference to the change image data generated by setting the analysis region illustrated in FIG.
  • the doctor refers to the change image data generated by setting the analysis region illustrated in FIG. 4, and the reflux kinetics of the contrast agent A that is easily taken into the Kupffer cell, By comparing the reflux kinetics of contrast agent B, which is difficult to be taken in, the differential diagnosis of the tumor site and the degree of abnormality of the tumor blood vessel can be determined.
  • the analysis unit 152 may acquire parameters obtained by normalizing the reflux kinetics of the contrast agent in the analysis region with respect to time. That is, in the present embodiment, even when the normalization curve is generated by performing the normalization process on the time axis and setting the normalization time axis without performing the normalization process on the luminance axis. good.
  • the analysis unit 152 generates the normalized curve from the luminance change curve by keeping the luminance as actual data and scaling the time axis to the normalized curve. Then, the analysis unit 152 acquires luminance (absolute luminance) corresponding to the specified normalization time, and the change image generation unit 153 generates change image data in which the color tone is changed according to the acquired luminance. .
  • the analysis unit 152 may acquire parameters obtained by normalizing the reflux kinetics of the contrast agent in the analysis region with respect to the luminance when designated by the operator. That is, in the present embodiment, even when the normalization curve is generated by performing the normalization process on the luminance axis and setting the normalized luminance axis without performing the normalization process on the time axis. good. In such a case, the analysis unit 152 generates the normalized curve from the luminance change curve by scaling the luminance axis to the normalized curve while keeping the actual data for the time. Then, the analysis unit 152 acquires time (absolute time) corresponding to the specified normalized luminance, and the change image generation unit 153 generates change image data whose color tone is changed according to the acquired time. .
  • the analysis unit 152 acquires the normalization curve itself as a parameter, and the control unit 18 displays the normalization curve on the monitor 2 as one of the display forms in the image.
  • the normalization curve is a curve in which the reflux kinetics of the contrast agent is normalized
  • the operator can analyze the reflux kinetics of the contrast agent according to an objective criterion even if referring to the normalization curve itself. it can. Therefore, for example, when generating a plurality of normalized curves, the analysis unit 152 outputs the plurality of normalized curves to the control unit 18 as parameters. Then, the control unit 18 causes the monitor 2 to display a plurality of normalization curves.
  • the graphs illustrated in FIGS. 6 to 8 are displayed on the monitor 2.
  • the normalization curve displayed as a parameter may be a curve in which only one axis is normalized as described in the above modification.
  • the analysis unit 152 may acquire a normalized curve as a parameter and acquire a parameter from the normalized curve.
  • the normalization curve and the change image data described in the above embodiment may be displayed simultaneously as parameters.
  • the analysis unit 152 outputs at least one value acquired from the normalization curve to the control unit 18 as a parameter, and the control unit 18 uses the at least one value as a table. Or you may display on the monitor 2 as a graph.
  • the analysis unit 152 obtains a parameter corresponding to a parameter obtained from a luminance change curve (approximate curve) from the normalized curve.
  • the normalized curve used in this modification may be a curve with two axes normalized or a curve with only one axis normalized.
  • the conventional parameters include, for example, the maximum value of luminance (maximum luminance), the time required for the luminance to reach the maximum value (maximum luminance time), and the average transit time (MTT: Mean Transit Time).
  • MTT Mean Transit Time
  • the luminance of the luminance change curve is “area value“ Area Wash in ”obtained by integrating the integration period from the contrast agent inflow time to the maximum luminance time”, and the luminance of the luminance change curve is “maximum luminance.
  • “Area Wash in” is a value indicating the total amount of contrast agent present in the analysis region during the inflow period of the contrast agent. “Area Wash out” is a value indicating the total amount of contrast agent present in the analysis region within the contrast agent outflow period. “Area Under Curve” is a value indicating the total amount of contrast agent present in the analysis region from the inflow point to the outflow point of the contrast agent.
  • the analysis unit 152 uses the three normalization curves shown in FIG. 11 to “representative normalization parameters that can objectively evaluate the reflux kinetics of the contrast agent in each of the analysis regions 100, 200, and 300”. ”Will be described.
  • 13 and 14 are diagrams for explaining a modification.
  • the analysis unit 152 starts the normalization brightness value from the time when the normalization brightness value rises to 65% of the normalization maximum brightness “100”. The time (normalization time) until the point when 65 falls to 65% of the normalized maximum luminance “100” is acquired.
  • the analysis unit 152 acquires this time as a normalized average passage time (nMTT @ 65%) at “65%”.
  • the analysis unit 152 acquires “nMTT @ 65%” for each of the analysis regions 100, 200, and 300.
  • the ratio used for calculation of a normalization average passage time can be changed into arbitrary values other than 65%.
  • the analysis unit 152 performs normalization maximum luminance “100” during contrast agent inflow. Is obtained as “nSlope @ 65%”. The analysis unit 152 acquires “nSlope @ 65%” of each of the analysis regions 100, 200, and 300.
  • the analysis unit 152 calculates an area value obtained by integrating the normalized luminance of the normalization curve from the normalization time “ ⁇ 100 to 100”. , “NArea”.
  • the analysis unit 152 acquires “nArea” for each of the analysis regions 100, 200, and 300.
  • the analysis unit 152 may acquire a value obtained by integrating the normalized luminance of the normalization curve from the normalization time “ ⁇ 100 to 0” as a normalization parameter corresponding to “Area Wash in”. .
  • the analysis unit 152 may acquire a value obtained by integrating the normalized luminance of the normalization curve from the normalization time “0 to 100” as a normalization parameter corresponding to “Area Wash out”.
  • the control unit 18 performs “nMTT @ 65%” in each of the analysis regions 100, 200, and 300, and “nSlope” in each of the analysis regions 100, 200, and 300.
  • “@ 65%” and “nArea” in each of the analysis areas 100, 200, and 300 are converted into tables and displayed on the monitor 2.
  • the display form in the table format is an example of the display form in the character format.
  • the control unit 18 converts “nMTT @ 65%” in each of the analysis regions 100, 200, and 300 into a bar graph and displays it on the monitor 2.
  • control unit 18 also converts other normalization parameters of the analysis regions 100, 200, and 300 into bar graphs and displays them on the monitor 2.
  • the display form in the bar graph format is an example of the display form in the image format.
  • the analysis unit 152 acquires the slope at one time point on the time axis of the normalization curve as the normalization parameter.
  • the analysis unit 152 may acquire a slope at a plurality of points on the time axis of the normalization curve as a normalization parameter. That is, in the above modification, the analysis unit 152 may calculate a differential value at each normalization time of the normalization curve as the normalization curve.
  • the control unit 18 displays the differential value at each normalization time as a table. Or the control part 18 produces
  • one luminance change curve may be generated.
  • the analysis unit 152 generates the normalization curve described above from one luminance change curve.
  • the control part 18 displays a parameter in various formats.
  • the control unit 18 causes the monitor 2 to display change image data generated from one normalization curve. This also makes it possible to analyze the reflux kinetics of the contrast medium according to an objective criterion.
  • the above-described image processing method can analyze the reflux kinetics of the contrast agent according to an objective standard, it can be applied even when analysis regions are set for different subjects.
  • the analysis unit 152 generates a normalization curve A from the luminance change curve of the analysis region set in the tumor site of the patient A's liver.
  • the normalization curve B is generated from the luminance change curve of the analysis region set in the tumor site of the patient B's liver. Both tumor sites are preferably anatomically substantially the same site.
  • the change image generation unit 153 generates change image data A of the normalization curve A and generates change image data B of the normalization curve B.
  • the analysis unit 152 calculates nMTT (A) of the normalization curve A and calculates nMTT (B) of the normalization curve B.
  • the value of the normalization parameter is likely to be different. That is, when the progression of liver cancer is different between patient A and patient B, the color patterns of change image data A and change image data B are different, and nMTT (A) and nMTT (B) The value is different.
  • the doctor can determine the difference in the degree of progression of liver cancer by comparing the change image data A and the change image data B.
  • the luminance change curve generated after the time series data during the contrast period is collected has been described.
  • the luminance change curve may be generated in real time during the collection of time-series data during the contrast period. That is, this embodiment may be a case where at least imaging of a normalization parameter related to contrast agent inflow is performed in real time from the time when the maximum point is acquired in the luminance change curve.
  • the image processing method described in this embodiment and the modification may be performed by an image processing apparatus installed independently of the ultrasonic diagnostic apparatus.
  • Such an image processing apparatus can perform the image processing method described in the present embodiment by acquiring time-series data collected by ultrasonic scanning of a subject P to which a contrast agent has been administered.
  • the image processing apparatus may perform the image processing method described in the present embodiment by acquiring a luminance change curve.
  • each component of each illustrated apparatus is functionally conceptual and does not necessarily need to be physically configured as illustrated.
  • the specific form of distribution / integration of each device is not limited to the one shown in the figure, and all or a part of the distribution / integration is functionally or physically distributed in arbitrary units according to various loads or usage conditions. Can be integrated and configured.
  • all or a part of each processing function performed in each device may be realized by a CPU and a program analyzed and executed by the CPU, or may be realized as hardware by wired logic.
  • the image processing method described in the present embodiment and the modification can be realized by executing an image processing program prepared in advance on a computer such as a personal computer or a workstation.
  • This image processing program can be distributed via a network such as the Internet.
  • the control program is recorded on a computer-readable non-transitory recording medium such as a flash memory such as a hard disk, a flexible disk (FD), a CD-ROM, an MO, a DVD, a USB memory, and an SD card memory. It can also be executed by being read from a non-transitory recording medium by a computer.
  • the reflux kinetics of the contrast agent can be analyzed based on an objective standard.

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Abstract

　実施形態の超音波診断装置は、輝度変化情報生成部（１５１）と、解析部（１５２）と、制御部（１８）とを備える。輝度変化情報生成部（１５１）は、造影剤が投与された被検体を超音波走査して収集された時系列データから、超音波走査領域内に設定された解析領域における輝度の時間変化を示す輝度変化情報を生成する。解析部（１５２）は、前記輝度変化情報に基づいて、前記解析領域における造影剤の還流動態を時間について正規化したパラメータを取得する。制御部（１８）は、前記パラメータを画像又は文字のうち少なくともいずれか一方の形式で表示部（２）に表示させる。

Description

超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法
　本発明の実施形態は、超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法に関する。
　近年、静脈投与型の超音波造影剤が製品化され、「造影エコー法」が行なわれている。以下、超音波造影剤を省略して造影剤と記載する場合がある。造影エコー法は、例えば、心臓や肝臓等の検査において、静脈から造影剤を注入して血流信号を増強し、血流動態の評価を行うことを目的としている。造影剤の多くは、微小気泡（マイクロバブル）が反射源として機能する。例えば、近年、日本で発売されたソナゾイド（登録商標）と呼ばれる第二世代の超音波造影剤は、リン脂質によりフッ化炭素（perfluorobutane）ガスを内包した微小気泡である。造影エコー法では、微小気泡を破壊させない程度の中低音圧の送信超音波を用いることで、造影剤の還流の様子を安定して観察することができる。
　上記造影剤の投与後の診断部位（例えば、肝臓がん）を超音波走査すると、医師等の操作者は、血流により還流する造影剤の流入から流出までの信号強度の上昇と減少とを観察することができる。また、かかる信号強度の経時変化の違いから、腫瘤性病変の良性／悪性の鑑別診断、或いは、「びまん性」の疾患等の診断を行なう研究も行なわれている。
　造影剤の還流動態を示す信号強度の経時変化は、単なる形態情報とは異なり、通常、動画像をリアルタイムで、或いは、記録後に、読影される必要がある。従って、造影剤の還流動態の読影のための所要時間は、一般的に長くなる。そこで、通常は動画で観察される造影剤の流入時刻情報を、一枚の静止画像上にマッピングする手法が提案されている。かかる手法は、造影剤の信号のピーク時間の違いを、異なる色相で表現した静止画像を生成表示するものである。この静止画像を参照することで、読影者は、診断部位の断層面内の各所での流入時刻を容易に把握することができる。また、特定領域で造影剤が停滞する時間（流入開始から流出終了までの時間）の違いを、異なる色相で表現した静止画像を生成表示する手法も提案されている。
　ところで、腫瘍血管の走行は、正常な血管に比べて複雑であるため、行き場を失ったマイクロバブルが腫瘍に停滞したり、更に、停滞したマイクロバブルが逆流したりする現象が観察されている。このような腫瘍血管内でのマイクロバブルの挙動は、造影超音波撮影を行った腫瘍マウスで実際に観察されている。すなわち、生体イメージングが可能な造影超音波撮影でマイクロバブルの挙動を評価できれば、造影エコー法は、腫瘍血管の異常の評価にも応用できる可能性がある。
　また、近年、治験が行なわれている抗がん剤である血管新生阻害剤は、腫瘍を栄養する血管を破壊して、腫瘍血管の断片化や狭小化を起こすことが、病理組織学的な観察で確認されている。造影超音波撮影で血管新生阻害剤により断片化された血管内で造影超音波観察が停滞する様子を映像化したり定量化したりできれば、造影エコー法は、治療効果判定に応用することも期待できる。
　しかし、信号強度の変化、すなわち、超音波画像の輝度の変化は、撮影条件や、観測領域よって変化する。例えば、輝度の変化は、造影剤の種類や、観察領域内の血管の性質及び血管周囲の組織の性質により変化する。一方、上記の静止画像は、撮影条件や観測領域に関わらず、観察される絶対的な特徴量（例えば、絶対時間や絶対輝度）に基づいて、造影剤流入時刻が決定され、造影剤流入時刻に基づいて信号強度の経時変化の解析が行なわれることで、生成表示される。
特開２００１－２６９３４１号公報 特開２００２－２３８９０１号公報 特開２０１１－２５４９６３号公報
　本発明が解決しようとする課題は、造影剤の還流動態を客観的な基準により解析することができる超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法を提供することである。
　実施形態の超音波診断装置は、輝度変化情報生成部と、解析部と、制御部とを備える。輝度変化情報生成部は、造影剤が投与された被検体を超音波走査して収集された時系列データから、超音波走査領域内に設定された解析領域における輝度の時間変化を示す輝度変化情報を生成する。解析部は、前記輝度変化情報に基づいて、前記解析領域における造影剤の還流動態を時間について正規化したパラメータを取得する。制御部は、前記パラメータを画像又は文字のうち少なくともいずれか一方の形式で表示部に表示させる。
図１は、本実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。 図２は、解析領域の一例を示す図（１）である。 図３は、解析領域の一例を示す図（２）である。 図４は、解析領域の一例を示す図（３）である。 図５は、解析部を説明するための図（１）である。 図６は、解析部を説明するための図（２）である。 図７は、解析部を説明するための図（３）である。 図８は、解析部を説明するための図（４）である。 図９は、変化画像生成部を説明するための図（１）である。 図１０は、変化画像生成部を説明するための図（２）である。 図１１は、変化画像生成部を説明するための図（３）である。 図１２は、本実施形態に係る超音波診断装置が処理の一例を示すフローチャートである。 図１３は、本実施形態に係る変形例を説明するための図（１）である。 図１４は、本実施形態に係る変形例を説明するための図（２）である。
　以下、添付図面を参照して、超音波診断装置の実施形態を詳細に説明する。
（実施形態）
　まず、本実施形態に係る超音波診断装置の構成について説明する。図１は、本実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。図１に例示するように、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブ１と、モニタ２と、入力装置３と、装置本体１０とを有する。
　超音波プローブ１は、複数の圧電振動子を有し、これら複数の圧電振動子は、後述する装置本体１０が有する送受信部１１から供給される駆動信号に基づき超音波を発生する。また、超音波プローブ１は、被検体Ｐからの反射波を受信して電気信号に変換する。また、超音波プローブ１は、圧電振動子に設けられる整合層と、圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材等を有する。なお、超音波プローブ１は、装置本体１０と着脱自在に接続される。
　超音波プローブ１から被検体Ｐに超音波が送信されると、送信された超音波は、被検体Ｐの体内組織における音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、反射波信号として超音波プローブ１が有する複数の圧電振動子にて受信される。受信される反射波信号の振幅は、超音波が反射される不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。なお、送信された超音波パルスが、移動している血流や心臓壁等の表面で反射された場合の反射波信号は、ドプラ効果により、移動体の超音波送信方向に対する速度成分に依存して、周波数偏移を受ける。
　例えば、装置本体１０は、２次元走査用の超音波プローブ１として、複数の圧電振動子が一列で配置された１Ｄアレイプローブと接続される。或いは、例えば、装置本体１０は、３次元走査用の超音波プローブ１として、メカニカル４Ｄプローブや２Ｄアレイプローブと接続される。メカニカル４Ｄプローブは、１Ｄアレイプローブのように一列で配列された複数の圧電振動子を用いて２次元走査が可能であるとともに、複数の圧電振動子を所定の角度（揺動角度）で揺動させることで３次元走査が可能である。また、２Ｄアレイプローブは、マトリックス状に配置された複数の圧電振動子により３次元走査が可能であるとともに、超音波を集束して送信することで２次元走査が可能である。
　本実施形態は、超音波プローブ１により、被検体Ｐが２次元走査される場合であっても、３次元走査される場合であっても適用可能である。
　入力装置３は、マウス、キーボード、ボタン、パネルスイッチ、タッチコマンドスクリーン、フットスイッチ、トラックボール、ジョイスティック等を有し、超音波診断装置の操作者からの各種設定要求を受け付け、装置本体１０に対して受け付けた各種設定要求を転送する。例えば、入力装置３は、操作者から超音波造影剤の還流動態を解析するための解析領域の設定を受け付ける。なお、本実施形態で設定される解析領域については、後に詳述する。
　モニタ２は、超音波診断装置の操作者が入力装置３を用いて各種設定要求を入力するためのＧＵＩ（Graphical　User　Interface）を表示したり、装置本体１０において生成された超音波画像等を表示したりする。
　装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した反射波信号に基づいて超音波画像データを生成する装置である。図１に示す装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した２次元の反射波データに基づいて２次元の超音波画像データを生成可能な装置である。また、図１に示す装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した３次元の反射波データに基づいて３次元の超音波画像データを生成可能な装置である。以下、３次元の超音波画像データを「ボリュームデータ」と記載する場合がある。
　装置本体１０は、図１に示すように、送受信部１１と、Ｂモード処理部１２と、ドプラ処理部１３と、画像生成部１４と、画像処理部１５と、画像メモリ１６と、内部記憶部１７と、制御部１８とを有する。
　送受信部１１は、パルス発生器、送信遅延部、パルサ等を有し、超音波プローブ１に駆動信号を供給する。パルス発生器は、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。また、送信遅延部は、超音波プローブ１から発生される超音波をビーム状に集束し、かつ送信指向性を決定するために必要な圧電振動子ごとの遅延時間を、パルス発生器が発生する各レートパルスに対し与える。また、パルサは、レートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１に駆動信号（駆動パルス）を印加する。すなわち、送信遅延部は、各レートパルスに対し与える遅延時間を変化させることで、圧電振動子面から送信される超音波の送信方向を任意に調整する。
　なお、送受信部１１は、後述する制御部１８の指示に基づいて、所定のスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更可能な機能を有している。特に、送信駆動電圧の変更は、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信回路、又は、複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。
　また、送受信部１１は、プリアンプ、Ａ／Ｄ（Analog／Digital）変換器、受信遅延部、加算器等を有し、超音波プローブ１が受信した反射波信号に対して各種処理を行って反射波データを生成する。プリアンプは、反射波信号をチャネルごとに増幅する。Ａ／Ｄ変換器は、増幅された反射波信号をＡ／Ｄ変換する。受信遅延部は、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、受信遅延部によって処理された反射波信号の加算処理を行なって反射波データを生成する。加算器の加算処理により、反射波信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的なビームが形成される。
　送受信部１１は、被検体Ｐを２次元走査する場合、超音波プローブ１から２次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部１１は、超音波プローブ１が受信した２次元の反射波信号から２次元の反射波データを生成する。また、送受信部１１は、被検体Ｐを３次元走査する場合、超音波プローブ１から３次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部１１は、超音波プローブ１が受信した３次元の反射波信号から３次元の反射波データを生成する。
　なお、送受信部１１からの出力信号の形態は、ＲＦ（Radio　Frequency）信号と呼ばれる位相情報が含まれる信号である場合や、包絡線検波処理後の振幅情報である場合等、種々の形態が選択可能である。
　Ｂモード処理部１２は、送受信部１１から反射波データを受信し、対数増幅、包絡線検波処理等を行なって、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータ（Ｂモードデータ）を生成する。
　また、Ｂモード処理部１２は、フィルタ処理により、検波周波数を変化させることで、映像化する周波数帯域を変えることができる。このＢモード処理部１２の機能を用いることにより、造影エコー法、例えば、コントラストハーモニックイメージング（ＣＨＩ：Contrast　Harmonic　Imaging）を実行可能である。すなわち、Ｂモード処理部１２は、超音波造影剤が注入された被検体Ｐの反射波データから、微小気泡（マイクロバブル）を反射源とする反射波データ（高調波データ又は分周波データ）と、被検体Ｐ内の組織を反射源とする反射波データ（基本波データ）とを分離することができる。これにより、Ｂモード処理部１２は、被検体Ｐの反射波データから高調波データ又は分周波データを抽出して、造影画像データを生成するためのＢモードデータを生成することができる。造影画像データを生成するためのＢモードデータは、造影剤を反射源とする反射波の信号強度を輝度で表わしたデータとなる。また、Ｂモード処理部１２は、被検体Ｐの反射波データから基本波データを抽出して、組織画像データを生成するためのＢモードデータを生成することができる。
　なお、ＣＨＩを行なう際、Ｂモード処理部１２は、上述したフィルタ処理を用いた方法とは異なる方法により、ハーモニック成分（高調波成分）を抽出することができる。ハーモニックイメージングでは、振幅変調（ＡＭ：Amplitude　Modulation）法や位相変調（ＰＭ：Phase　Modulation）法、ＡＭ法及びＰＭ法を組み合わせたＡＭＰＭ法と呼ばれる映像法が行なわれる。ＡＭ法、ＰＭ法及びＡＭＰＭ法では、同一の走査線に対して振幅や位相が異なる超音波送信を複数回（複数レート）行なう。これにより、送受信部１１は、各走査線で複数の反射波データを生成し出力する。そして、Ｂモード処理部１２は、各走査線の複数の反射波データを、変調法に応じた加減算処理することで、高調波成分を抽出する。そして、Ｂモード処理部１２は、高調波成分の反射波データに対して包絡線検波処理等を行なって、Ｂモードデータを生成する。
　例えば、ＰＭ法が行なわれる場合、送受信部１１は、制御部１８が設定したスキャンシーケンスにより、例えば（－１，１）のように、位相極性を反転させた同一振幅の超音波を、各走査線で２回送信させる。そして、送受信部１１は、「－１」の送信による反射波データと、「１」の送信による反射波データとを生成し、Ｂモード処理部１２は、これら２つの反射波データを加算する。これにより、基本波成分が除去され、２次高調波成分が主に残存した信号が生成される。そして、Ｂモード処理部１２は、この信号に対して包絡線検波処理等を行なって、ＣＨＩのＢモードデータ（造影画像データを生成するためのＢモードデータ）を生成する。ＣＨＩのＢモードデータは、造影剤を反射源とする反射波の信号強度を輝度で表わしたデータとなる。また、ＣＨＩでＰＭ法が行なわれる場合、Ｂモード処理部１２は、例えば、「１」の送信による反射波データをフィルタ処理することで、組織画像データを生成するためのＢモードデータを生成することができる。
　ドプラ処理部１３は、送受信部１１から受信した反射波データから速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、速度、分散、パワー等の移動体情報を多点について抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。
　なお、本実施形態に係るＢモード処理部１２及びドプラ処理部１３は、２次元の反射波データ及び３次元の反射波データの両方について処理可能である。すなわち、Ｂモード処理部１２は、２次元の反射波データから２次元のＢモードデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のＢモードデータを生成する。また、ドプラ処理部１３は、２次元の反射波データから２次元のドプラデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のドプラデータを生成する。
　画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２及びドプラ処理部１３が生成したデータから超音波画像データを生成する。すなわち、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成した２次元のＢモードデータから反射波の強度を輝度で表した２次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成した２次元のドプラデータから移動体情報を表す２次元ドプラ画像データを生成する。２次元ドプラ画像データは、速度画像、分散画像、パワー画像、又は、これらを組み合わせた画像である。
　ここで、画像生成部１４は、一般的には、超音波走査の走査線信号列を、テレビ等に代表されるビデオフォーマットの走査線信号列に変換（スキャンコンバート）し、表示用の超音波画像データを生成する。具体的には、画像生成部１４は、超音波プローブ１による超音波の走査形態に応じて座標変換を行なうことで、表示用の超音波画像データを生成する。また、画像生成部１４は、スキャンコンバート以外に種々の画像処理として、例えば、スキャンコンバート後の複数の画像フレームを用いて、輝度の平均値画像を再生成する画像処理（平滑化処理）や、画像内で微分フィルタを用いる画像処理（エッジ強調処理）等を行なう。また、画像生成部１４は、超音波画像データに、種々のパラメータの文字情報、目盛り、ボディーマーク等を合成する。
　すなわち、Ｂモードデータ及びドプラデータは、スキャンコンバート処理前の超音波画像データであり、画像生成部１４が生成するデータは、スキャンコンバート処理後の表示用の超音波画像データである。なお、Ｂモードデータ及びドプラデータは、生データ（Raw　Data）とも呼ばれる。
　更に、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成した３次元のＢモードデータに対して座標変換を行なうことで、３次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成した３次元のドプラデータに対して座標変換を行なうことで、３次元ドプラ画像データを生成する。すなわち、画像生成部１４は、「３次元のＢモード画像データや３次元ドプラ画像データ」を「３次元超音波画像データ（ボリュームデータ）」として生成する。
　更に、画像生成部１４は、ボリュームデータをモニタ２にて表示するための各種の２次元画像データを生成するために、ボリュームデータに対してレンダリング処理を行なう。画像生成部１４が行なうレンダリング処理としては、断面再構成法（ＭＰＲ：Multi　Planer　Reconstruction）を行なってボリュームデータからＭＰＲ画像データを生成する処理がある。また、画像生成部１４が行なうレンダリング処理としては、ボリュームデータに対して「Curved　MPR」を行なう処理や、ボリュームデータに対して「Maximum　Intensity　Projection」を行なう処理がある。また、画像生成部１４が行なうレンダリング処理としては、３次元の情報を反映した２次元画像データを生成するボリュームレンダリング（ＶＲ：Volume　Rendering）処理がある。
　画像メモリ１６は、画像生成部１４が生成した表示用の画像データを記憶するメモリである。また、画像メモリ１６は、Ｂモード処理部１２やドプラ処理部１３が生成したデータを記憶することも可能である。画像メモリ１６が記憶する表示用の画像データは、例えば、診断の後に操作者が呼び出すことが可能である。また、画像メモリ１６が記憶するＢモードデータやドプラデータも、例えば、診断の後に操作者が呼び出すことが可能となっており、画像生成部１４を経由して表示用の超音波画像データとなる。また、画像メモリ１６は、送受信部１１から出力されたデータを記憶することも可能である。
　画像処理部１５は、コンピュータ支援診断（Computer-Aided　Diagnosis：ＣＡＤ）を行なうために、装置本体１０に設置される。画像処理部１５は、画像メモリ１６に格納されたデータを取得して、診断支援のための画像処理を行なう。そして、画像処理部１５は、画像処理結果を、画像メモリ１６や後述する内部記憶部１７に格納する。なお、画像処理部１５が行なう処理については、後に詳述する。
　内部記憶部１７は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行なうための制御プログラムや、診断情報（例えば、患者ＩＤ、医師の所見等）や、診断プロトコルや各種ボディーマーク等の各種データを記憶する。また、内部記憶部１７は、必要に応じて、画像メモリ１６が記憶する画像データの保管等にも使用される。また、内部記憶部１７が記憶するデータは、図示しないインターフェースを経由して、外部装置へ転送することができる。なお、外部装置は、例えば、各種医用画像診断装置、画像診断を行なう医師が使用するＰＣ（Personal　Computer）や、ＣＤやＤＶＤ等の記憶媒体、プリンター等である。
　制御部１８は、超音波診断装置の処理全体を制御する。具体的には、制御部１８は、入力装置３を介して操作者から入力された各種設定要求や、内部記憶部１７から読込んだ各種制御プログラム及び各種データに基づき、送受信部１１、Ｂモード処理部１２、ドプラ処理部１３、画像生成部１４及び画像処理部１５の処理を制御する。また、制御部１８は、画像メモリ１６や内部記憶部１７が記憶する画像データをモニタ２にて表示するように制御する。
　以上、本実施形態に係る超音波診断装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、本実施形態に係る超音波診断装置は、造影剤の還流動態の解析を目的とする造影エコー法を行なう。そして、本実施形態に係る超音波診断装置は、超音波造影剤が投与された被検体Ｐを超音波走査して収集された時系列データから、超音波走査領域内に設定された解析領域における造影剤の還流動態を客観的な基準により解析することができる画像データを生成し表示する。
　かかる画像データを生成するために、本実施形態に係る画像処理部１５は、図１に示すように、輝度変化情報生成部１５１と、解析部１５２と、変化画像生成部１５３とを有する。
　図１に示す輝度変化情報生成部１５１は、造影剤が投与された被検体Ｐを超音波走査して収集された時系列データから、超音波走査領域内に設定された解析領域における輝度の時間変化を示す輝度変化情報を生成する。具体的には、輝度変化情報生成部１５１は、輝度変化情報として、解析領域における輝度の時間変化を示す曲線である輝度変化曲線を生成する。なお、輝度変化情報生成部１５１は、輝度変化曲線を再現可能な情報であるならば、任意の形態で、輝度変化情報を生成可能である。上記の時系列データは、造影期間中に画像生成部１４が時系列に沿って生成した複数の２次元又は３次元の造影画像データである。或いは、上記の時系列データは、造影期間中にＢモード処理部１２が時系列に沿って抽出した複数の２次元又は３次元の高周波データ（高調波成分）である。或いは、上記の時系列データは、造影期間中にＢモード処理部１２が時系列に沿って造影画像データ用に生成した複数の２次元又は３次元のＢモードデータである。
　すなわち、造影撮影が２次元の超音波走査領域で行なわれる場合、輝度変化情報生成部１５１は、被検体Ｐを２次元走査して収集された時系列データから、２次元走査領域内に設定された２次元の解析領域における輝度変化曲線を生成する。また、造影撮影が３次元の超音波走査領域で行なわれる場合、輝度変化情報生成部１５１は、被検体Ｐを３次元走査して収集された時系列データから、３次元走査領域内に設定された３次元の解析領域、又は、２次元の解析領域における輝度変化曲線を生成する。
　以下では、輝度変化情報生成部１５１が、被検体Ｐを２次元走査して時系列に沿って収集された複数の造影画像データから、２次元走査領域内に設定された２次元の解析領域における輝度変化曲線を生成する場合について説明する。
　ここで、本実施形態に係る輝度変化情報生成部１５１は、複数の輝度変化曲線を生成する。例えば、輝度変化情報生成部１５１は、超音波走査領域内に設定された複数の解析領域それぞれにおける複数の輝度変化曲線を生成する。或いは、輝度変化情報生成部１５１は、異なる複数の時期に同一の超音波走査領域で行なわれた超音波走査により収集された複数の時系列データそれぞれから該領域内に設定された少なくとも１つの同一の解析領域それぞれにおける複数の輝度変化曲線を生成する。図２、図３及び図４は、解析領域の一例を示す図である。なお、以下の説明において、超音波プローブ１の位置は、解析領域の設定前後で、同一の位置に固定される。
　例えば、操作者は、図２に示すように、造影前のＢモード画像データ（組織画像データ）に描出された肝臓の腫瘍部位に解析領域１００を設定し、肝臓の門脈に解析領域１０１を設定し、腎臓内に解析領域１０２を設定する。解析領域１０１は、腫瘍部位を還流する血流の動態を、肝臓全体を還流する血流の動態と比較するために設定される。また、通常、腎臓が造影剤により染影された後に肝臓は、染影される。このため、解析領域１０２は、肝臓全体を還流する血流の動態を、腎臓全体を還流する血流の動態と比較するために設定される。
　輝度変化情報生成部１５１は、解析領域１００～１０２の設定後、時系列に沿って収集された複数の造影画像データそれぞれから、解析領域１００内の平均輝度、解析領域１０１内の平均輝度及び解析領域１０２内の平均輝度を算出する。これにより、輝度変化情報生成部１５１は、３つの輝度変化曲線を生成する。
　或いは、例えば、操作者は、図３の左図に示すように、血管新生阻害剤を用いた治療前に、造影前のＢモード画像データに解析領域１００を設定する。輝度変化情報生成部１５１は、解析領域１００の設定後、時系列に沿って収集された複数の造影画像データそれぞれから、解析領域１００内の平均輝度を算出して、解析領域１００の輝度変化曲線を生成する。
　更に、例えば、操作者は、図３の右図に示すように、血管新生阻害剤を用いた治療後に、造影前のＢモード画像データに解析領域１００と同一の位置に解析領域１００’を設定する。輝度変化情報生成部１５１は、解析領域１００’の設定後、時系列に沿って収集された複数の造影画像データそれぞれから、解析領域１００’内の平均輝度を算出して、解析領域１００’の輝度変化曲線を生成する。解析領域１００の輝度変化曲線は、治療前の輝度変化曲線となり、解析領域１００’の輝度変化曲線は、治療後の輝度変化曲線となる。これにより、輝度変化情報生成部１５１は、２つの輝度変化曲線を生成する。
　或いは、例えば、操作者は、図４の左図に示すように、造影前のＢモード画像データ（組織画像データ）に解析領域１００を設定して、最初に、造影剤Ａを用いた造影撮影を行なう。輝度変化情報生成部１５１は、解析領域１００の設定後、時系列に沿って収集された複数の造影画像データそれぞれから、解析領域１００内の平均輝度を算出して、解析領域１００における造影剤Ａの輝度変化曲線を生成する。
　更に、例えば、所定期間（例えば、１０分）が経過した後、操作者は、図４の右図に示すように、造影剤Ａとは異なる種類の造影剤Ｂを用いた造影撮影を行なう。輝度変化情報生成部１５１は、造影剤Ｂの投与後、時系列に沿って収集された複数の造影画像データそれぞれから、解析領域１００内の平均輝度を算出して、解析領域１００における造影剤Ｂの輝度変化曲線を生成する。これにより、輝度変化情報生成部１５１は、２つの輝度変化曲線を生成する。
　なお、図３及び図４では、収集時期が異なる２つの時系列データそれぞれから、１つの同一解析領域の輝度変化曲線が生成される場合について説明した。ただし、本実施形態は、収集時期が異なる２つの時系列データそれぞれから、複数の同一解析領域それぞれの輝度変化曲線が生成される場合であっても良い。また、本実施形態は、収集時期が異なる時系列データが３つ以上である場合であっても良い。
　図１に示す解析部１５２は、輝度変化情報に基づいて、解析領域における造影剤の還流動態を時間について正規化したパラメータを取得する。ここで、解析部１５２は、解析領域における造影剤の還流動態を、輝度、又は、輝度及び時間について正規化したパラメータを取得可能である。本実施形態では、解析部１５２が、輝度変化情報に基づいて、解析領域における造影剤の還流動態を輝度及び時間について正規化したパラメータを取得する場合について説明する。換言すると、解析部１５２は、輝度変化曲線の形状を解析して、解析領域における造影剤の還流動態が正規化されたパラメータを取得する。具体的には、解析部１５２は、時間軸、又は、輝度軸及び時間軸の正規化を行なって輝度変化曲線から正規化曲線を生成する。本実施形態では、解析部１５２は、輝度軸及び時間軸の正規化を行なって輝度変化曲線から正規化曲線を生成する。例えば、正規化曲線を生成するために、解析部１５２は、輝度変化曲線において、輝度が最大値となる最大点と、最大点となる前に最大値に第１割合を乗算した第１乗算値となる第１点と、最大点となった後に最大値に第２割合を乗算した第２乗算値となる第２点とを取得する。第１割合及び第２割合は、初期的に設定されたり、操作者により事前に予め設定されたりする。また、第１割合及び第２割合は、操作者により任意に変更可能である。
　以下、図２に例示した解析領域１００～１０２の輝度変化曲線を用いて解析部１５２が行なう処理について、図５～図８を用いて説明する。図５～図８は、解析部を説明するための図である。
　図５では、解析領域１００の輝度変化曲線を曲線Ｃ０（一点鎖線）とし、解析領域１０１の輝度変化曲線を曲線Ｃ１（二点鎖線）とし、解析領域１０２の輝度変化曲線を曲線Ｃ２（実線）として示している。なお、図５に例示する輝度変化曲線は、輝度変化情報生成部１５１が、数理モデルを用いて、解析領域内の平均輝度の時系列データから生成した近似曲線である。ここで、以下では、第１割合及び第２割合が共に「５０％」として設定されている場合について説明する。なお、本実施形態は、第１割合及び第２割合が異なる割合（例えば、２０％及び３０％）として設定される場合であっても良い。
　解析部１５２は、図５に示すように、曲線Ｃ０を解析して、最大点「時間：ｔ０ｍａｘ、輝度：Ｉ０ｍａｘ」を取得する。そして、解析部１５２は、最大輝度の半分の値「Ｉ０ｍａｘ／２」を算出する。そして、解析部１５２は、図５に示すように、曲線Ｃ０において、最大時間以前に「Ｉ０ｍａｘ／２」となる第１点「時間：ｔ０ｓ、輝度：Ｉ０ｍａｘ／２」を取得する。そして、解析部１５２は、図５に示すように、曲線Ｃ０において、最大時間以後に「Ｉ０ｍａｘ／２」となる第２点「時間：ｔ０ｅ、輝度：Ｉ０ｍａｘ／２」を取得する。
　同様の処理により、解析部１５２は、図５に示すように、曲線Ｃ１を解析して、最大点「時間：ｔ１ｍａｘ、輝度：Ｉ１ｍａｘ」、第１点「時間：ｔ１ｓ、輝度：Ｉ１ｍａｘ／２」、第２点「時間：ｔ１ｅ、輝度：Ｉ１ｍａｘ／２」を取得する。また、同様の処理により、解析部１５２は、図５に示すように、曲線Ｃ２を解析して、最大点「時間：ｔ２ｍａｘ、輝度：Ｉ２ｍａｘ」、第１点「時間：ｔ２ｓ、輝度：Ｉ２ｍａｘ／２」、第２点「時間：ｔ２ｅ、輝度：Ｉ２ｍａｘ／２」を取得する。
　ここで、解析部１５２は、「最大点の時間」を、解析領域において造影剤が最大に流入した時間「最大時間」とする。また、解析部１５２は、「第１点の時間」を、解析領域において造影剤流入が開始した時間とみなし、この時間を血流動態の解析を開始する時間「開始時間」とする。すなわち、解析部１５２は、輝度変化曲線の時間軸の逆方向で、輝度の最大値から一定の割合（第１割合）まで減少するのに要する時間から、開始時間を設定する。換言すると、解析部１５２は、客観的な同一の基準（第１割合）を用いることで、解析対象となる輝度変化曲線の形状に応じた閾値（第１乗算値）を算出して、開始時間を設定する。かかる開始時間は、最大時間が決定された後、過去に遡って設定される時間、すなわち、「Retrospective」に設定される時間である。
　また、解析部１５２は、「第２点の時間」を、解析領域から造影剤の流出が終了した時間とみなし、この時間を血流動態の解析を終了する時間「終了時間」とする。すなわち、解析部１５２は、輝度変化曲線の時間軸の順方向で、輝度の最大値から一定の割合（第２割合）まで減少するのに要する時間から、終了時間を設定する。換言すると、解析部１５２は、客観的な同一の基準（第２割合）を用いることで、解析対象となる輝度変化曲線の形状に応じた閾値（第２乗算値）を算出して、終了時間を設定する。かかる終了時間は、最大時間が決定された時点で予想される時間、すなわち、「Prospective」に設定される時間である。
　そして、解析部１５２は、これら３つの点から選択された少なくとも２点を用いて、輝度変化曲線を正規化した正規化曲線を生成する。そして、本実施形態では、解析部１５２は、生成した正規化曲線から正規化されたパラメータを取得する。ここで、造影剤流入に関するパラメータを取得する場合、解析部１５２は、第１点及び最大点を用いて、正規化曲線を生成する。また、造影剤流出に関するパラメータを取得する場合、解析部１５２は、最大点及び第２点を用いて、正規化曲線を生成する。また、造影剤流入及び造影剤流出に関するパラメータを取得する場合、解析部１５２は、第１点、最大点及び第２点を用いて、正規化曲線を生成する。
　本実施形態では、複数の輝度変化曲線が生成されることから、解析部１５２は、複数の輝度変化曲線それぞれから正規化曲線を生成する。そして、本実施形態では、解析部１５２は、生成した複数の正規化曲線それぞれからパラメータを取得する。以下、輝度軸及び時間軸の正規化により複数の輝度変化曲線それぞれから正規化曲線を生成する方法の一例について説明する。
　まず、造影剤流入に関するパラメータを取得する場合について説明する。かかる場合、解析部１５２は、第１点が各輝度変化曲線で同一の正規化第１点にプロットされ、最大点が各輝度変化曲線で同一の正規化最大点にプロットされる正規化時間軸及び正規化輝度軸を設定することで、複数の輝度変化曲線それぞれから複数の正規化曲線を生成する。
　具体的には、解析部１５２は、各輝度変化曲線の第１点と最大点との輝度幅及び時間軸を取得する。そして、解析部１５２は、取得した各輝度幅が一定値となるように、各輝度変化曲線の輝度軸のスケールを変更する。また、解析部１５２は、取得した各時間幅が一定値となるように、各輝度変化曲線の時間軸のスケールを変更する。そして、解析部１５２は、スケール変更後の輝度軸及び時間軸において、各輝度変化曲線の第１点を同一座標の正規化第１点に設定し、各輝度変化曲線の最大点を同一座標の正規化最大点に設定する。これにより、解析部１５２は、正規化時間軸及び正規化輝度軸を設定する。そして、解析部１５２は、各輝度変化曲線における第１点から最大点までの曲線を構成する各点を正規化時間軸及び正規化輝度軸において再プロットすることで、複数の輝度変化曲線それぞれから複数の正規化曲線を生成する。
　例えば、解析部１５２は、図５に示す曲線Ｃ０、Ｃ１及びＣ２それぞれから、「Ｉ０ｍａｘ／２」、「Ｉ１ｍａｘ／２」及び「Ｉ２ｍａｘ／２」を取得する。また、例えば、解析部１５２は、図５に示す曲線Ｃ０、Ｃ１及びＣ２それぞれから、「ｔ０ｍａｘ－ｔ０ｓ＝ｔ０ｒ」、「ｔ１ｍａｘ－ｔ１ｓ＝ｔ１ｒ」及び「ｔ２ｍａｘ－ｔ２ｓ＝ｔ２ｒ」を取得する。そして、例えば、解析部１５２は、図６に示すように、「Ｉ０ｍａｘ／２、Ｉ１ｍａｘ／２、Ｉ２ｍａｘ／２」を「５０」とする。そして、例えば、解析部１５２は、図６に示すように、「ｔ０ｍａｘ－ｔ０ｓ＝ｔ０ｒ、ｔ１ｍａｘ－ｔ１ｓ＝ｔ１ｒ、ｔ２ｍａｘ－ｔ２ｓ＝ｔ２ｒ」を「１００」とする。これにより、解析部１５２は、正規化時間軸及び正規化輝度軸のスケールを決定する。
　そして、解析部１５２は、例えば、曲線Ｃ０～曲線Ｃ２の第１点が、正規化第１点「正規化時間：－１００、正規化輝度：５０」となり、曲線Ｃ０～曲線Ｃ２の最大点が、正規化最大点「正規化時間：０、正規化輝度：１００」となるように、正規化時間軸及び正規化輝度軸の座標を決定する。これにより、解析部１５２は、正規化時間軸及び正規化輝度軸の設定を完了する。そして、解析部１５２は、曲線Ｃ０の第１点から最大点までの曲線を構成する各点を正規化時間軸及び正規化輝度軸において再プロットすることで、図６に示す正規化曲線ＮＣ０（ｉｎ）を生成する。同様に、解析部１５２は、曲線Ｃ１から、図６に示す正規化曲線ＮＣ１（ｉｎ）を生成する。同様に、解析部１５２は、曲線Ｃ２から、図６に示す正規化曲線ＮＣ２（ｉｎ）を生成する。
　次に、造影剤流出に関するパラメータを取得する場合について説明する。かかる場合、解析部１５２は、最大点が各輝度変化曲線で同一の正規化最大点にプロットされ、第２点が各輝度変化曲線で同一の正規化第２点にプロットされる正規化時間軸及び正規化輝度軸を設定することで、複数の輝度変化曲線それぞれから複数の正規化曲線を生成する。
　具体的には、解析部１５２は、各輝度変化曲線の最大点と第２点との輝度幅及び時間軸を取得する。そして、解析部１５２は、取得した各輝度幅が一定値となるように、各輝度変化曲線の輝度軸のスケールを変更する。また、解析部１５２は、取得した各時間幅が一定値となるように、各輝度変化曲線の時間軸のスケールを変更する。そして、解析部１５２は、スケール変更後の輝度軸及び時間軸において、各輝度変化曲線の最大点を同一座標の正規化最大点に設定し、各輝度変化曲線の第２点を同一座標の正規化第２点に設定する。これにより、解析部１５２は、正規化時間軸及び正規化輝度軸を設定する。そして、解析部１５２は、各輝度変化曲線における最大点から第２点までの曲線を構成する各点を正規化時間軸及び正規化輝度軸において再プロットすることで、複数の輝度変化曲線それぞれから複数の正規化曲線を生成する。
　例えば、解析部１５２は、図５に示す曲線Ｃ０、Ｃ１及びＣ２それぞれから、「Ｉ０ｍａｘ／２」、「Ｉ１ｍａｘ／２」及び「Ｉ２ｍａｘ／２」を取得する。本実施形態では、第１割合及び第２割合が同一の割合であることから、輝度変化曲線ごとに、最大点と第２点との輝度幅は、最大点と第１点との輝度幅と同じ値となる。また、例えば、解析部１５２は、図５に示す曲線Ｃ０、Ｃ１及びＣ２それぞれから、「ｔ０ｅ－ｔ０ｍａｘ＝ｔ０ｐ」、「ｔ１ｅ－ｔ１ｍａｘ＝ｔ１ｐ」及び「ｔ２ｅ－ｔ２ｍａｘ＝ｔ２ｐ」を取得する。そして、例えば、解析部１５２は、図７に示すように、「Ｉ０ｍａｘ／２、Ｉ１ｍａｘ／２、Ｉ２ｍａｘ／２」を「５０」とする。そして、例えば、解析部１５２は、図７に示すように、「ｔ０ｅ－ｔ０ｍａｘ＝ｔ０ｐ、ｔ１ｅ－ｔ１ｍａｘ＝ｔ１ｐ、ｔ２ｅ－ｔ２ｍａｘ＝ｔ２ｐ」を「１００」とする。これにより、解析部１５２は、正規化時間軸及び正規化輝度軸のスケールを決定する。
　そして、解析部１５２は、例えば、曲線Ｃ０～曲線Ｃ２の最大点が、正規化最大点「正規化時間：０、正規化輝度：１００」となり、曲線Ｃ０～曲線Ｃ２の第２点が、正規化第２点「正規化時間：１００、正規化輝度：５０」となるように、正規化時間軸及び正規化輝度軸の座標を決定する。これにより、解析部１５２は、正規化時間軸及び正規化輝度軸の設定を完了する。そして、解析部１５２は、曲線Ｃ０の最大点から第２点までの曲線を構成する各点を正規化時間軸及び正規化輝度軸において再プロットすることで、図７に示す正規化曲線ＮＣ０（ｏｕｔ）を生成する。同様に、解析部１５２は、曲線Ｃ１から、図７に示す正規化曲線ＮＣ１（ｏｕｔ）を生成する。同様に、解析部１５２は、曲線Ｃ７から、図６に示す正規化曲線ＮＣ２（ｏｕｔ）を生成する。
　次に、造影剤流入及び造影剤流出に関するパラメータを取得する場合について説明する。かかる場合、解析部１５２は、第１点、最大点及び第２点それぞれが各輝度変化曲線で正規化第１点、正規化最大点及び正規化第２点それぞれにプロットされる正規化時間軸及び正規化輝度軸を設定することで、複数の輝度変化曲線それぞれから複数の正規化曲線を生成する。
　具体的には、解析部１５２は、各輝度変化曲線の第１点と最大点との輝度幅（第１輝度幅）及び時間幅（第１時間軸）を取得する。また、解析部１５２は、各輝度変化曲線の最大点と第２点との輝度幅（第２輝度幅）及び時間幅（第２時間軸）を取得する。そして、解析部１５２は、各輝度変化曲線の第１輝度幅が一定値（ｄＩ１）となり、各輝度変化曲線の第２輝度幅が一定値（ｄＩ２）となるように、各輝度変化曲線の輝度軸のスケールを変更する。ここで、解析部１５２は、「ｄＩ１：ｄＩ２＝第１割合：第２割合」とする。また、解析部１５２は、各輝度変化曲線の第１時間幅が一定値（ｄＴ１）となり、各輝度変化曲線の第２時間幅が一定値（ｄＴ２）となるように、各輝度変化曲線の時間軸のスケールを変更する。ここで、解析部１５２は、「ｄＴ１：ｄＴ２＝第１割合：第２割合」とする。
　そして、解析部１５２は、スケール変更後の輝度軸及び時間軸において、各輝度変化曲線の第１点を同一座標の正規化第１点に設定し、各輝度変化曲線の最大点を同一座標の正規化最大点に設定し、各輝度変化曲線の第２点を同一座標の正規化第２点に設定する。例えば、第１割合が「２０％」であり、第２割合が「３０％」である場合、正規化第１点の座標は、「正規化時間：－１００、正規化輝度：２０」に設定され、正規化最大点の座標は、「正規化時間：０、正規化輝度：１００」に設定され、正規化第２点の座標は、「正規化時間：１５０、正規化輝度：３０」に設定される。
　これにより、解析部１５２は、正規化時間軸及び正規化輝度軸を設定する。そして、解析部１５２は、各輝度変化曲線における第１点から最大点を経由して第２点までに至る曲線を構成する各点を正規化時間軸及び正規化輝度軸において再プロットすることで、複数の輝度変化曲線それぞれから複数の正規化曲線を生成する。
　本実施形態では第１割合及び第２割合が同じ「５０％」であるので、解析部１５２は、曲線Ｃ０から生成した正規化曲線ＮＣ０（ｉｎ）と正規化曲線ＮＣ０（ｏｕｔ）とを合わせることで、図８に示す正規化曲線ＮＣ０を生成する。同様に、解析部１５２は、曲線Ｃ１から生成した正規化曲線ＮＣ１（ｉｎ）と正規化曲線ＮＣ１（ｏｕｔ）とを合わせることで、図８に示す正規化曲線ＮＣ１を生成する。同様に、解析部１５２は、曲線Ｃ２から生成した正規化曲線ＮＣ２（ｉｎ）と正規化曲線ＮＣ２（ｏｕｔ）とを合わせることで、図８に示す正規化曲線ＮＣ２を生成する。
　解析部１５２は、上述した正規化曲線から、正規化されたパラメータを取得する。例えば、解析部１５２は、正規化曲線において、正規化輝度が「８０」となる正規化時間や、正規化時間が「５０」となる正規化輝度を、正規化パラメータとして取得する。
　そして、制御部１８は、パラメータ（正規化パラメータ）を画像又は文字のうちいずれか一方の形式でモニタ２に表示させる。パラメータの表示形態については、様々な形態を実行可能であるが、本実施形態では、パラメータの表示が画像の形式で行われる場合について説明する。具体的には、以下では、画像（画像形式）による表示形態の１つとして、正規化曲線から得られるパラメータを用いたパラメトリックイメージングが実行される場合について説明する。なお、パラメータの文字の形式での表示形態、並びに、パラメトリックイメージング以外のパラメータの画像の形式での表示形態については、後に詳述する。
　画像による表示形態の１つとしてパラメトリックイメージングが設定されている場合、図１に示す変化画像生成部１５３は、制御部１８の指示により、以下の処理を行なう。すなわち、変化画像生成部１５３は、パラメータの値に応じて色調を変化させた変化画像データを生成する。そして、制御部１８は、画像による表示形態の１つとして、変化画像データをモニタ２に表示させる。本実施形態では、画像による表示形態の１つとして変化画像データの生成表示が設定されている。このことから、変化画像生成部１５３は、複数の正規化曲線それぞれで取得されたパラメータを用いて、変化画像データを生成する。以下、図９～図１１を用いて、変化画像生成部１５３が生成する変化画像データについて説明する。図９～図１１は、変化画像生成部を説明するための図である。
　変化画像生成部１５３は、造影剤流入、又は、造影剤流出に関するパラメータを画像化する場合、正規化時間軸における正規化時間に応じて異なる色調が対応付けられた対応マップ（時間カラーマップ）を用いて、変化画像データを生成する。時間カラーマップは、例えば、内部記憶部１７に予め記憶されている。図９は、図７に示す正規化曲線ＮＣ０（ｏｕｔ）、ＮＣ１（ｏｕｔ）及びＮＣ２（ｏｕｔ）を用いて、造影剤流出に関するパラメータとして、正規化時間を画像化する場合の一例である。
　例えば、制御部１８は、図９の上図に示すように、正規化曲線ＮＣ０（ｏｕｔ）、ＮＣ１（ｏｕｔ）及びＮＣ２（ｏｕｔ）をモニタ２に表示させる。また、制御部１８は、更に、任意の正規化輝度を操作者が設定可能なスライドバーＢ１を表示させる。スライドバーＢ１は、図９の上図に示すように、正規化時間軸に平行し、正規化輝度軸に直交した線となる。また、制御部１８は、図９の上図に示すように、正規化時間軸上に、正規化時間軸のスケールと同じスケールで時間カラーマップを表示させる。なお、時間カラーマップが表示される位置及びスケールは、任意に変更可能である。
　そして、操作者は、例えば、図９の上図に示すように、正規化輝度「８０」の位置にスライドバーＢ１を移動する。解析部１５２は、正規化輝度「８０」となる正規化時間を、ＮＣ０（ｏｕｔ）、ＮＣ１（ｏｕｔ）及びＮＣ２（ｏｕｔ）それぞれから取得する。そして、解析部１５２は、ＮＣ０（ｏｕｔ）で取得した正規化時間を解析領域１００のパラメータとし、ＮＣ１（ｏｕｔ）で取得した正規化時間を解析領域１０１のパラメータとし、ＮＣ２（ｏｕｔ）で取得した正規化時間を解析領域１０２のパラメータとして変化画像生成部１５３に通知する。
　変化画像生成部１５３は、図９の下図に示すように、ＮＣ０（ｏｕｔ）で取得された正規化時間に対応する色調を時間カラーマップから取得し、取得した色調により、超音波画像データの解析領域１００を着色する。また、変化画像生成部１５３は、図９の下図に示すように、ＮＣ１（ｏｕｔ）で取得された正規化時間に対応する色調を時間カラーマップから取得し、取得した色調により、超音波画像データの解析領域１０１を着色する。また、変化画像生成部１５３は、図９の下図に示すように、ＮＣ２（ｏｕｔ）で取得された正規化時間に対応する色調を時間カラーマップから取得し、取得した色調により、超音波画像データの解析領域１０２を着色する。なお、時間カラーマップから取得した色調により着色される超音波画像データは、例えば、解析領域１００～１０２が設定された超音波画像データである。
　そして、制御部１８は、図９の下図に示す変化画像データをモニタ２に表示させる。この変化画像データは、造影剤流出過程で、造影剤の存在量が最大量から「最大量の所定割合まで減少する流出時間を各解析領域で正規化して画像化したデータとなる。
　なお、操作者がスライドバーＢ１を移動するに応じて、解析部１５２は、各解析領域のパラメータを更新して取得し、変化画像生成部１５３は、変化画像データを更新して生成する。なお、正規化輝度の設定は、操作者が数値を入力する場合等、任意の方法により行なっても良い。また、本実施形態は、例えば、自動的に、正規化輝度の値が変更されることで、変化画像データが動画として生成表示される場合であっても良い。
　なお、造影剤流入に関するパラメータ（正規化時間）を画像化する場合は、例えば、図６に示す正規化曲線ＮＣ０（ｉｎ）、ＮＣ１（ｉｎ）及びＮＣ２（ｉｎ）を用いて、同様に行なわれる。かかる場合に生成表示される変化画像データは、造影剤流出過程で、造影剤の存在量が最大量の所定割合から最大量まで増加する流入時間を各解析領域で正規化して画像化したデータとなる。
　また、変化画像生成部１５３は、造影剤流入、又は、造影剤流出に関するパラメータを画像化する場合、正規化輝度軸における正規化輝度に応じて異なる色調が対応付けられた対応マップ（輝度カラーマップ）を用いて、変化画像データを生成する。輝度カラーマップは、例えば、内部記憶部１７に予め記憶されている。図１０は、図７に示す正規化曲線ＮＣ０（ｏｕｔ）、ＮＣ１（ｏｕｔ）及びＮＣ２（ｏｕｔ）を用いて、造影剤流出に関するパラメータとして、正規化輝度を画像化する場合の一例である。
　例えば、制御部１８は、図１０の上図に示すように、正規化曲線ＮＣ０（ｏｕｔ）、ＮＣ１（ｏｕｔ）及びＮＣ２（ｏｕｔ）をモニタ２に表示させる。また、制御部１８は、更に、任意の正規化時間を操作者が設定可能なスライドバーＢ２を表示させる。スライドバーＢ２は、図１０の上図に示すように、正規化輝度軸に平行し、正規化時間軸に直交した線となる。また、制御部１８は、図１０の上図に示すように、正規化輝度軸上に、正規化輝度軸のスケールと同じスケールで輝度カラーマップを表示させる。なお、輝度カラーマップが表示される位置及びスケールは、任意に変更可能である。
　そして、操作者は、例えば、図１０の上図に示すように、正規化時間「６０」の位置にスライドバーＢ２を移動する。解析部１５２は、正規化時間「６０」となる正規化輝度を、ＮＣ０（ｏｕｔ）、ＮＣ１（ｏｕｔ）及びＮＣ２（ｏｕｔ）それぞれから取得する。そして、解析部１５２は、ＮＣ０（ｏｕｔ）で取得した正規化輝度を解析領域１００のパラメータとし、ＮＣ１（ｏｕｔ）で取得した正規化輝度を解析領域１０１のパラメータとし、ＮＣ２（ｏｕｔ）で取得した正規化輝度を解析領域１０２のパラメータとして変化画像生成部１５３に通知する。
　変化画像生成部１５３は、図１０の下図に示すように、ＮＣ０（ｏｕｔ）で取得された正規化輝度に対応する色調を輝度カラーマップから取得し、取得した色調により、超音波画像データの解析領域１００を着色する。また、変化画像生成部１５３は、図１０の下図に示すように、ＮＣ１（ｏｕｔ）で取得された正規化輝度に対応する色調を輝度カラーマップから取得し、取得した色調により、超音波画像データの解析領域１０１を着色する。また、変化画像生成部１５３は、図１０の下図に示すように、ＮＣ２（ｏｕｔ）で取得された正規化輝度に対応する色調を輝度カラーマップから取得し、取得した色調により、超音波画像データの解析領域１０２を着色する。なお、輝度カラーマップから取得した色調により着色される超音波画像データは、例えば、解析領域１００～１０２が設定された超音波画像データである。
　そして、制御部１８は、図１０の下図に示す変化画像データをモニタ２に表示させる。この変化画像データは、造影剤流出過程を正規化した時間軸上の同一時点で、各解析領域から流出した造影剤の流出量を正規化して画像化したデータとなる。
　なお、操作者がスライドバーＢ２を移動するに応じて、解析部１５２は、各解析領域のパラメータを更新して取得し、変化画像生成部１５３は、変化画像データを更新して生成する。なお、正規化時間の設定は、操作者が数値を入力する場合等、任意の方法により行なっても良い。また、本実施形態は、例えば、自動的に、正規化時間の値が変更されることで、変化画像データが動画として生成表示される場合であっても良い。
　なお、造影剤流入に関するパラメータ（正規化輝度）を画像化する場合は、例えば、図６に示す正規化曲線ＮＣ０（ｉｎ）、ＮＣ１（ｉｎ）及びＮＣ２（ｉｎ）を用いて、同様に行なわれる。かかる場合に生成表示される変化画像データは、造影剤流入過程を正規化した時間軸上の同一時点で、各解析領域へ流入した造影剤の流入量を正規化して画像化したデータとなる。
　また、変化画像生成部１５３は、造影剤流入及び造影剤流出に関するパラメータを画像化する場合、第１対応マップ（第１時間カラーマップ）と第２対応マップ（第２時間カラーマップ）とを混同した第３対応マップを用いて、変化画像データを生成する。ここで、第１時間カラーマップは、正規化時間軸において、正規化最大点の正規化最大時間以前の正規化時間に応じて第１色相で異なる色調が対応付けられたマップである。また、第２時間カラーマップは、正規化時間軸において、正規化最大時間以後の正規化時間に応じて第２色相で異なる色調が対応付けられたマップである。例えば、第１時間カラーマップは、青色系のカラーマップであり、第２時間カラーマップは、赤色系のカラーマップである。第１時間カラーマップ及び第２時間カラーマップは、例えば、内部記憶部１７に予め記憶されている。図１１は、図８に示す正規化曲線ＮＣ０、ＮＣ１及びＮＣ２を用いて、造影剤流入及び造影剤流出に関するパラメータとして、正規化時間を画像化する場合の一例である。
　例えば、制御部１８は、図１１に示すように、正規化曲線ＮＣ０、ＮＣ１及びＮＣ２をモニタ２に表示させる。また、制御部１８は、更に、任意の正規化輝度を操作者が設定可能なスライドバーＢ３を表示させる。スライドバーＢ３は、図１１に示すように、正規化時間軸に平行し、正規化輝度軸に直交した線となる。また、制御部１８は、図１１に示すように、正規化時間軸上に、正規化時間軸のスケールと同じスケールで第１時間カラーマップ及び第２時間カラーマップを表示させる。図１１では、正規化最大時間は「０」であり、第１時間カラーマップは「－１００～０」の正規化時間軸上にスケーリングされて表示され、第２時間カラーマップは、「０～１００」の正規化時間軸上にスケーリングされて表示されている。なお、第１時間カラーマップ及び第２時間カラーマップが表示される位置及びスケールは、任意に変更可能である。
　そして、操作者は、例えば、図１１に示すように、正規化輝度「６５」の位置にスライドバーＢ３を移動する。解析部１５２は、正規化輝度「６５」となる２つの正規化時間（マイナスの正規化時間及びプラスの正規化時間）を、ＮＣ０、ＮＣ１及びＮＣ２それぞれから取得する。そして、解析部１５２は、ＮＣ０で取得した２つ正規化時間を解析領域１００のパラメータとし、ＮＣ１で取得した２つ正規化時間を解析領域１０１のパラメータとし、ＮＣ２で取得した２つ正規化時間を解析領域１０２のパラメータとして変化画像生成部１５３に通知する。
　変化画像生成部１５３は、図１１に示すように、ＮＣ０で取得されたマイナスの正規化輝度に対応する色調を第１時間カラーマップから取得し、ＮＣ０で取得されたプラスの正規化輝度に対応する色調を第２時間カラーマップから取得する。そして、変化画像生成部１５３は、図１１に示すように、取得した２つの色調を混合した色調により、超音波画像データの解析領域１００を着色する。
　変化画像生成部１５３は、ＮＣ１で取得された２つの正規化輝度に対して、同様の色調取得処理を行ない、図１１に示すように、取得した２つの色調を混合した色調により、超音波画像データの解析領域１０１を着色する。また、変化画像生成部１５３は、ＮＣ２で取得された２つの正規化輝度に対して、同様の色調取得処理を行ない、図１１に示すように、取得した２つの色調を混合した色調により、超音波画像データの解析領域１０２を着色する。
　そして、制御部１８は、図１１を用いて生成された変化画像データをモニタ２に表示させる。この変化画像データは、「造影剤の存在量が最大量から最大量の所定割合まで減少する流出時間」と「造影剤の存在量が最大量の所定割合から最大量まで増加する流入時間」とを各解析領域で正規化して、これらの正規化時間を同時に画像化したデータとなる。
　なお、操作者がスライドバーＢ３を移動するに応じて、解析部１５２は、各解析領域のパラメータを更新して取得し、変化画像生成部１５３は、変化画像データを更新して生成する。なお、正規化時間の設定は、操作者が数値を入力する場合等、任意の方法により行なっても良い。また、本実施形態は、例えば、自動的に、正規化時間の値が変更されることで、変化画像データが動画として生成表示される場合であっても良い。また、本実施形態は、第１時間カラーマップ及び第２時間カラーマップを混合した２次元の時間カラーマップを用いる場合であっても良い。また、本実施形態は、２つの時間カラーマップを混合するのではなく、単に、正規化時間幅の値に応じた時間カラーマップを用いる場合であっても良い。
　また、変化画像生成部１５３は、造影剤流入及び造影剤流出に関するパラメータを画像化する場合、以下の処理により変化画像データを生成しても良い。すなわち、変化画像生成部１５３は、第１輝度カラーマップと第２輝度カラーマップとを用いて、変化画像データを生成する。第１輝度カラーマップは、正規化輝度軸において、正規化最大点の正規化最大時間以前の正規化輝度に応じて第１色相で異なる色調が対応付けられた第１対応マップである。また、第２輝度カラーマップは、正規化輝度軸において、正規化最大時間以後の正規化輝度に応じて第２色相で異なる色調が対応付けられた第２対応マップである。
　かかる場合、解析部１５２は、指定された２つの正規化時間「－Ｔ、＋Ｔ」に対応する２つの正規化輝度を各正規化曲線から取得する。そして、変化画像生成部１５３は、「－Ｔ」の正規化輝度に対応する色調を第１輝度カラーマップから取得し、「＋Ｔ」の正規化輝度に対応する色調を第２輝度カラーマップから取得し、取得した２つの色調を混合する。これにより、変化画像生成部１５３は、変化画像データを生成する。なお、上記の処理は、第１輝度カラーマップ及び第２輝度カラーマップを混合した２次元の輝度カラーマップを用いる場合であっても良い。また、本実施形態は、２つの輝度カラーマップを混合するのではなく、単に、正規化輝度幅の値に応じた輝度カラーマップを用いる場合であっても良い。
　なお、図３や図４の設定が行なわれる場合は、異なる２つの時期の時系列データそれぞれから同一の解析領域における１つの輝度変化曲線が生成され、２つの正規化曲線が生成される。かかる場合は、変化画像生成部１５３は、同一の超音波画像データを２つ並列し、各超音波画像データの解析領域を、各正規化曲線から取得された正規化パラメータに応じた色調により着色する。
　また、異なる３つの時期の時系列データそれぞれから同一の解析領域における１つの輝度変化曲線が生成され、３つの正規化曲線が生成される場合がある。かかる場合、変化画像生成部１５３は、同一の超音波画像データを３つ並列し、各超音波画像データの解析領域を、各正規化曲線から取得された正規化パラメータに応じた色調により着色する。
　また、異なる２つの時期の時系列データそれぞれから２つの同一の解析領域それぞれで輝度変化曲線が生成され、２つの時期それぞれで２つの正規化曲線が生成される場合がある。かかる場合、変化画像生成部１５３は、同一の超音波画像データを２つ並列し、各超音波画像データの２つの解析領域それぞれを、各正規化曲線から取得された２つの正規化時間それぞれに応じた色調により着色する。
　また、異なる２つの時期の時系列データそれぞれから１つ又は複数の同一の解析領域で輝度変化曲線が生成される場合、変化画像生成部１５３は各正規化曲線で得られた正規化パラメータの比に応じて色調を変化させることで、１つの変化画像データを生成しても良い。
　なお、本実施形態は、変化画像データを参照した操作者が、正規化パラメータの値に応じて着色された解析領域を指定したことにともない、当該当該解析領域内、又は、当該解析領域近傍に、正規化パラメータの値を表示させても良い。また、本実施形態は、正規化パラメータの値に応じて解析領域を着色するとともに、当該解析領域内、又は、当該解析領域近傍に、正規化パラメータの値が文字で描画された超音波画像データを、変化画像データとして生成表示する場合であっても良い。また、本実施形態は、解析領域の着色を行なわずに、解析領域内、又は、解析領域近傍に、正規化パラメータの値が文字で描画された超音波画像データを、変化画像データとして生成表示する場合であっても良い。
　次に、図１２を用いて、本実施形態に係る超音波診断装置が行なう処理の一例について説明する。図１２は、本実施形態に係る超音波診断装置が処理の一例を示すフローチャートである。なお、図１２は、解析領域の設定及び造影画像データ群の収集が完了し、輝度変化曲線の生成が開始された後の処理を示すフローチャートであり、パラメータの表示形態として変化画像データが設定されている場合の処理を示すフローチャートである。
　図１２に例示するように、本実施形態に係る超音波診断装置の解析部１５２は、画像メモリ１６に、複数の輝度変化曲線が格納されたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、複数の輝度変化曲線が格納されていない場合（ステップＳ１０１否定）、解析部１５２は、複数の輝度変化曲線が格納されるまで待機する。
　一方、複数の輝度変化曲線が格納された場合（ステップＳ１０１肯定）、解析部１５２は、形状特徴の解析を行なって、複数の輝度変化曲線それぞれから正規化曲線を生成する（ステップＳ１０２）。そして、解析部１５２は、複数の正規化曲線それぞれから、正規化パラメータを取得する（ステップＳ１０３）。
　そして、変化画像生成部１５３は、取得されたパラメータの値に応じた色調を対応マップから取得して、変化画像データを生成する（ステップＳ１０４）。そして、制御部１８の制御により、モニタ２は、変化画像データを表示し（ステップＳ１０５）、処理を終了する。
　上述したように、本実施形態では、解析対象となる輝度変化曲線の形状特徴を解析して、正規化曲線を生成する。すなわち、本実施形態では、解析対象となる輝度変化曲線が如何なる条件（例えば、時系列データの撮影条件や解析領域の位置）で生成される場合であっても、客観的な同一の基準（最大輝度、第１割合及び第２割合）を用いて輝度変化曲線から正規化曲線を生成する。そして、本実施形態では、正規化曲線から、造影剤の流入量や流出量が正規化されたパラメータ、造影剤の流入時間や流出時間が正規化されたパラメータを取得する。
　そして、本実施形態では、正規化されたパラメータにより、血流動態に関するパラメトリックイメージングを行なう。すなわち、本実施形態は、輝度変化曲線から得られる絶対値をパラメータとして用いた従来のパラメトリックイメージングではなく、正規化曲線から得られる相対値をパラメータとして用いたパラメトリックイメージングを行なう。従って、本実施形態では、造影剤の還流動態を客観的な基準により解析することができる。また、本実施形態では、造影剤の流入過程だけでなく、造影剤の流出過程も、正規化されたパラメータにより画像化することができる。
　また、本実施形態では、正規化曲線を用いたパラメトリックイメージングを行なうことで、異なる解析領域の造影剤の還流動態を相対的に比較できる。例えば、本実施形態では、医師は、図９～図１０等を用いて説明した変化画像データを参照して、基準となる組織（門脈や腎臓）の造影剤の還流動態と、腫瘍部位の造影剤の還流動態とを比較して、腫瘍部位の鑑別診断や腫瘍血管の異常の程度を判定することができる。
　また、本実施形態では、正規化曲線を用いたパラメトリックイメージングを行なうことで、治療前後の同一解析領域における造影剤の還流動態を相対的に比較できる。例えば、本実施形態では、医師は、図３に例示する解析領域を設定することで生成された変化画像データを参照して、血管新生阻害剤による治療効果を判定することができる。
　また、本実施形態では、正規化曲線を用いたパラメトリックイメージングを行なうことで、同一解析領域において異なる特性を有する複数の造影剤それぞれの還流動態を相対的に比較できる。例えば、本実施形態では、医師は、図４に例示する解析領域を設定することで生成された変化画像データを参照して、クッパー細胞に取り込まれやすい造影剤Ａの還流動態と、クッパー細胞に取り込まれにくい造影剤Ｂの還流動態とを比較して、腫瘍部位の鑑別診断や腫瘍血管の異常の程度を判定することができる。
（変形例）
　上記の実施形態に係る超音波診断は、上述した処理以外にも、様々な変形例により行なうことが可能である。以下では、上記の実施形態の様々な変形例ついて説明する。なお、以下に説明する様々な変形例の処理は、上記の実施形態で説明した処理と、任意の形態で組み合わせることも可能である。
　例えば、上記では、解析領域における造影剤の還流動態を輝度及び時間について正規化したパラメータを取得する場合について説明した。すなわち、上記では、輝度変化曲線の正規化を、時間軸及び輝度軸双方に対して行なう場合について説明した。しかし、解析部１５２は、解析領域における造影剤の還流動態を時間について正規化したパラメータを取得する場合であっても良い。すなわち、本実施形態は、輝度軸については正規化処理を行なわず、時間軸に対して正規化処理を行なって正規化時間軸を設定することで、正規化曲線を生成する場合であっても良い。かかる場合、解析部１５２は、輝度については実データのままとし、時間軸を正規化曲線にスケーリングすることで、輝度変化曲線から正規化曲線を生成する。そして、解析部１５２は、指定された正規化時間に対応する輝度（絶対輝度）を取得し、変化画像生成部１５３は、取得された輝度に応じて色調を変化させた変化画像データを生成する。
　また、解析部１５２は、操作者が指定した場合、解析領域における造影剤の還流動態を輝度について正規化したパラメータを取得する場合であっても良い。すなわち、本実施形態は、時間軸については正規化処理を行なわず、輝度軸に対して正規化処理を行なって正規化輝度軸を設定することで、正規化曲線を生成する場合であっても良い。かかる場合、解析部１５２は、時間については実データのままとし、輝度軸を正規化曲線にスケーリングすることで、輝度変化曲線から正規化曲線を生成する。そして、解析部１５２は、指定された正規化輝度に対応する時間（絶対時間）を取得し、変化画像生成部１５３は、取得された時間に応じて色調を変化させた変化画像データを生成する。
　また、上記実施形態の変形例として、解析部１５２が正規化曲線そのものをパラメータとして取得し、制御部１８が、画像での表示形態の１つとして、正規化曲線をモニタ２に表示させる場合であっても良い。正規化曲線は、造影剤の還流動態が正規化された曲線であることから、操作者は、正規化曲線そのものを参照しても、造影剤の還流動態を客観的な基準により解析することができる。そこで、例えば、解析部１５２は、複数の正規化曲線を生成した場合、これら複数の正規化曲線をパラメータとして制御部１８に出力する。そして、制御部１８は、複数の正規化曲線をモニタ２に表示させる。
　この変形例では、図６～図８それぞれに例示したグラフが、モニタ２に表示される。或いは、パラメータとして表示される正規化曲線は、上記の変形例で説明したように、一方の軸のみが正規化された曲線であっても良い。なお、上記実施形態の変形例として、解析部１５２は、正規化曲線をパラメータとして取得するとともに、正規化曲線からパラメータを取得する場合であっても良い。例えば、正規化曲線と、上記の実施形態で説明した変化画像データとは、同時にパラメータとして表示される場合であっても良い。
　また、上記実施形態の変形例として、解析部１５２が、正規化曲線から取得した少なくとも１つの値をパラメータとして制御部１８に出力し、制御部１８が、上記の少なくとも１つの値をテーブルとして、又は、グラフとしてモニタ２に表示させても良い。この変形例では、解析部１５２は、従来、輝度変化曲線（近似曲線）から得ていたパラメータに対応するパラメータを正規化曲線から取得する。なお、この変形例で用いられる正規化曲線は、２軸が正規化された曲線でも、一方の軸のみが正規化された曲線であっても良い。
　以下、従来、解析領域の輝度変化曲線から得られる代表的なパラメータについて説明する。従来のパラメータとしては、例えば、輝度の最大値（最大輝度）、輝度が最大値となるまでに要する時間（最大輝度時間）、平均通過時間（ＭＴＴ：Mean　Transit　Time）がある。ＭＴＴは、造影剤が流入して輝度が「最大輝度の５０％」となった時点から、最大輝度となった後に、造影剤が流出して輝度が「最大輝度の５０％」となる時点までの時間である。
　また、従来のパラメータとしては、例えば、造影剤流入中に、輝度が「最大輝度の５０％」となった時点での輝度変化曲線の微分値、すなわち、傾き（Slope）がある。また、従来のパラメータとしては、例えば、輝度変化曲線の輝度を『造影剤流入時点から最大輝度時間までの積分期間で積分した面積値「Area　Wash　in」』、輝度変化曲線の輝度を『最大輝度時間から造影剤流出時点までの積分期間で積分した面積値「Area　Wash　out」』、輝度変化曲線の輝度を『造影剤流入時点から造影剤流出時点までの積分期間で積分した面積値「Area　Under　Curve」』がある。「Area　Wash　in」は、造影剤の流入期間内に解析領域に存在した造影剤の総量を示す値となる。「Area　Wash　out」は、造影剤の流出期間内に解析領域に存在した造影剤の総量を示す値となる。「Area　Under　Curve」は、造影剤の流入時点から流出時点までに解析領域に存在した造影剤の総量を示す値となる。
　以下、解析部１５２が、図１１に示す３つの正規化曲線を用いて解析領域１００、２００及び３００ぞれぞれでの「造影剤の還流動態を客観的に評価できる代表的な正規化パラメータ」を取得する場合について説明する。図１３及び図１４は、変形例を説明するための図である。例えば、従来のＭＴＴに対応する正規化パラメータを得るために、解析部１５２は、正規化輝度の値が立ち上がって正規化最大輝度「１００」の６５％となった時点から、正規化輝度の値が立ち下がって正規化最大輝度「１００」の６５％となった時点までの時間（正規化時間）を取得する。この時間を、解析部１５２は、「６５％」での正規化平均通過時間（ｎＭＴＴ＠６５％）として取得する。解析部１５２は、解析領域１００、２００及び３００ぞれぞれの「ｎＭＴＴ＠６５％」を取得する。なお、正規化平均通過時間の算出に用いる割合は、６５％以外、任意の値に変更可能である。
　また、例えば、従来の「最大輝度の５０％」となった時点での「Slope」に対応する正規化パラメータを得るために、解析部１５２は、造影剤流入中に正規化最大輝度「１００」の６５％となった時間での正規化曲線の傾きを、「ｎＳｌｏｐｅ＠６５％」として取得する。解析部１５２は、解析領域１００、２００及び３００ぞれぞれの「ｎＳｌｏｐｅ＠６５％」を取得する。
　また、例えば、従来の「Area　Under　Curve」に対応する正規化パラメータを得るために、解析部１５２は、正規化曲線の正規化輝度を正規化時間「－１００～１００」まで積分した面積値を、「ｎＡｒｅａ」として取得する。解析部１５２は、解析領域１００、２００及び３００ぞれぞれの「ｎＡｒｅａ」を取得する。なお、解析部１５２は、正規化曲線の正規化輝度を正規化時間「－１００～０」まで積分した面積値した値を、「Area　Wash　in」に対応する正規化パラメータとして取得しても良い。また、解析部１５２は、正規化曲線の正規化輝度を正規化時間「０～１００」まで積分した面積値した値を、「Area　Wash　out」に対応する正規化パラメータとして取得しても良い。
　そして、例えば、制御部１８は、図１３に示すように、解析領域１００、２００及び３００ぞれぞれの「ｎＭＴＴ＠６５％」と、解析領域１００、２００及び３００ぞれぞれの「ｎＳｌｏｐｅ＠６５％」と、解析領域１００、２００及び３００ぞれぞれの「ｎＡｒｅａ」とを、テーブルに変換し、モニタ２に表示させる。テーブル形式の表示形態は、文字形式での表示形態の一例である。或いは、例えば、制御部１８は、図１４に示すように、解析領域１００、２００及び３００ぞれぞれの「ｎＭＴＴ＠６５％」を、棒グラフに変換し、モニタ２に表示させる。また、図示していないが、制御部１８は、解析領域１００、２００及び３００ぞれぞれの他の正規化パラメータも、棒グラフに変換し、モニタ２に表示させる。棒グラフ形式の表示形態は、画像形式での表示形態の一例である。上記の変形例を行なうことでも、造影剤の還流動態を客観的な基準により解析することができる。
　なお、上記の変形例では、解析部１５２が、正規化曲線の時間軸上で１時点での傾きを正規化パラメータとして取得する場合について説明した。しかし、解析部１５２は、正規化曲線の時間軸上で複数時点での傾きを正規化パラメータとして取得する場合であっても良い。すなわち、上記の変形例は、解析部１５２が、正規化曲線の各正規化時間での微分値を、正規化曲線として算出しても良い。かかる場合、制御部１８は、各正規化時間での微分値をテーブルとして表示させる。或いは、制御部１８は、各正規化時間での微分値をプロットしたグラフを生成し、このグラフを表示させる。
　また、本実施形態の変形例として、輝度変化曲線が１つ生成される場合であっても良い。かかる場合、解析部１５２は、１つの輝度変化曲線から上述した正規化曲線を生成する。そして、上記の実施形態や変形例で説明したように、制御部１８は、様々な形式でパラメータを表示させる。例えば、制御部１８は、１つの正規化曲線から生成された変化画像データをモニタ２に表示させる。これによっても、造影剤の還流動態を客観的な基準により解析することができる。また、上記の画像処理方法は、造影剤の還流動態を客観的な基準により解析可能とすることから、異なる被検体それぞれで解析領域が設定される場合でも適用可能である。
　例えば、解析部１５２は、患者Ａの肝臓の腫瘍部位に設定された解析領域の輝度変化曲線から正規化曲線Ａを生成する。また、例えば、患者Ｂの肝臓の腫瘍部位に設定された解析領域の輝度変化曲線から正規化曲線Ｂを生成する。なお、両者の腫瘍部位は、解剖学的に略同じ部位であることが好適である。そして、例えば、変化画像生成部１５３は、正規化曲線Ａの変化画像データＡを生成し、正規化曲線Ｂの変化画像データＢを生成する。或いは、例えば、解析部１５２は、正規化曲線ＡのｎＭＴＴ（Ａ）を算出し、正規化曲線ＢのｎＭＴＴ（Ｂ）を算出する。仮に、患者Ａと患者Ｂとで肝臓がんの進行度が異なる場合、正規化パラメータの値が異なる可能性が高い。すなわち、患者Ａと患者Ｂとで、肝臓がんの進行度が異なる場合、変化画像データＡと変化画像データＢとでは、色調のパターンが異なり、ｎＭＴＴ（Ａ）とｎＭＴＴ（Ｂ）とでは、値が異なる。このようなことから、医師は、例えば、変化画像データＡと変化画像データＢとを比較することで、肝臓がんの進行度の違いを判断することができる。
　また、上記の方法により、例えば、肝臓がんの進行度の異なる複数の患者それぞれの正規化パラメータを収集してデータベース化することが可能となる。かかる場合、医師は、新たな肝臓がんの患者Ｃの正規化パラメータが得られた際には、データベースを参照して、患者Ｃの進行度を鑑別することができる。
　また、上記では、造影期間中の時系列データが収集後に生成された輝度変化曲線を用いる場合について説明した。しかし、上記の実施形態の変形例として、造影期間中の時系列データの収集中に、輝度変化曲線をリアルタイムで生成する場合であっても良い。すなわち、本実施形態は、輝度変化曲線にて最大点が取得された時点から、少なくとも、造影剤流入に関する正規化パラメータの画像化等が、リアルタイムで行なわれる場合であっても良い。
　なお、本実施形態及び変形例で説明した画像処理方法は、超音波診断装置とは独立に設置された画像処理装置により行なわれる場合であっても良い。かかる画像処理装置は、造影剤が投与された被検体Ｐを超音波走査して収集された時系列データを取得することで、本実施形態で説明した画像処理方法を行なうことができる。或いは、かかる画像処理装置は、輝度変化曲線を取得することで、本実施形態で説明した画像処理方法を行なう場合であっても良い。
　また、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。更に、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部又は任意の一部が、ＣＰＵ及び当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。
　また、本実施形態及び変形例で説明した画像処理方法は、あらかじめ用意された画像処理プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって実現することができる。この画像処理プログラムは、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、この制御プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ－ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ、ＵＳＢメモリ及びＳＤカードメモリ等のＦｌａｓｈメモリ等のコンピュータで読み取り可能な非一時的な記録媒体に記録され、コンピュータによって非一時的な記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。
　以上、説明したとおり、本実施形態及び変形例によれば、造影剤の還流動態を客観的な基準により解析することができる。
　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同様に、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ものである。

Claims (14)

  1. 　造影剤が投与された被検体を超音波走査して収集された時系列データから、超音波走査領域内に設定された解析領域における輝度の時間変化を示す輝度変化情報を生成する輝度変化情報生成部と、
    　前記輝度変化情報に基づいて、前記解析領域における造影剤の還流動態を時間について正規化したパラメータを取得する解析部と、
    　前記パラメータを画像又は文字のうち少なくともいずれか一方の形式で表示部に表示させる制御部と、
    　を備える、超音波診断装置。
  2. 　前記解析部は、前記解析領域における造影剤の還流動態を、輝度、又は、輝度及び時間について正規化したパラメータを取得する、請求項１に記載の超音波診断装置。
  3. 　前記パラメータの値に応じて色調を変化させた変化画像データを生成する変化画像生成部、
    　を更に備え、
    　前記制御部は、前記画像による表示形態の１つとして、前記変化画像データを表示部に表示させる、請求項２に記載の超音波診断装置。
  4. 　前記輝度変化情報生成部は、前記輝度変化情報として、前記解析領域における輝度の時間変化を示す曲線である輝度変化曲線を生成し、
    　前記解析部は、時間軸、又は、輝度軸及び時間軸の正規化を行なって前記輝度変化曲線から正規化曲線を生成し、当該正規化曲線を前記パラメータとして取得する処理、及び、当該正規化曲線から前記パラメータを取得する処理の少なくとも１つの処理を行なう、請求項３に記載の超音波診断装置。
  5. 　前記解析部は、前記輝度変化曲線において、輝度が最大値となる最大点と、前記最大点となる前に前記最大値に第１割合を乗算した第１乗算値となる第１点と、前記最大点となった後に前記最大値に第２割合を乗算した第２乗算値となる第２点とから選択された少なくとも２点を用いて、前記正規化曲線を生成する、請求項４に記載の超音波診断装置。
  6. 　前記輝度変化情報生成部は、超音波走査領域内に設定された複数の解析領域それぞれにおける複数の輝度変化曲線、又は、異なる複数の時期に同一の超音波走査領域で行なわれた超音波走査により収集された複数の時系列データそれぞれから該領域内に設定された少なくとも１つの同一の解析領域それぞれにおける複数の輝度変化曲線を生成し、
    　前記解析部は、前記複数の輝度変化曲線それぞれから前記正規化曲線を生成し、生成した複数の正規化曲線それぞれを前記パラメータとして取得する処理、及び、当該複数の正規化曲線それぞれから前記パラメータを取得する処理の少なくとも１つの処理を行ない、
    　前記変化画像生成部は、前記画像による表示形態の１つとして設定されている場合、前記複数の正規化曲線それぞれで取得された前記パラメータを用いて、前記変化画像データを生成する、請求項５に記載の超音波診断装置。
  7. 　前記解析部は、
    　造影剤流入に関するパラメータを取得する場合、前記第１点が各輝度変化曲線で同一の正規化第１点にプロットされ、前記最大点が各輝度変化曲線で同一の正規化最大点にプロットされる正規化時間軸及び正規化輝度軸を設定することで、前記複数の輝度変化曲線それぞれから複数の正規化曲線を生成し、
    　造影剤流出に関するパラメータを取得する場合、前記最大点が各輝度変化曲線で同一の正規化最大点にプロットされ、前記第２点が各輝度変化曲線で同一の正規化第２点にプロットされる正規化時間軸及び正規化輝度軸を設定することで、前記複数の輝度変化曲線それぞれから複数の正規化曲線を生成し、
    　造影剤流入及び造影剤流出に関するパラメータを取得する場合、前記第１点、前記最大点及び前記第２点それぞれが各輝度変化曲線で前記正規化第１点、前記正規化最大点及び前記正規化第２点それぞれにプロットされる正規化時間軸及び正規化輝度軸を設定することで、前記複数の輝度変化曲線それぞれから複数の正規化曲線を生成する、請求項６に記載の超音波診断装置。
  8. 　前記変化画像生成部は、造影剤流入、又は、造影剤流出に関するパラメータを画像化する場合、前記正規化時間軸における正規化時間に応じて異なる色調が対応付けられた対応マップを用いて、前記変化画像データを生成する、請求項７に記載の超音波診断装置。
  9. 　前記変化画像生成部は、造影剤流入、又は、造影剤流出に関するパラメータを画像化する場合、前記正規化輝度軸における正規化輝度に応じて異なる色調が対応付けられた対応マップを用いて、前記変化画像データを生成する、請求項７に記載の超音波診断装置。
  10. 　前記変化画像生成部は、造影剤流入及び造影剤流出に関するパラメータを画像化する場合、前記正規化時間軸において、前記正規化最大点の正規化最大時間以前の正規化時間に応じて第１色相で異なる色調が対応付けられた第１対応マップと、前記正規化最大時間以後の正規化時間に応じて第２色相で異なる色調が対応付けられた第２対応マップとを用いて、前記変化画像データを生成する、請求項７に記載の超音波診断装置。
  11. 　前記解析部は、前記正規化曲線から取得した少なくとも１つの値を前記パラメータとして前記制御部に出力し、
    　前記制御部は、前記少なくとも１つの値をテーブルとして、又は、グラフとして前記表示部に表示させる、請求項４に記載の超音波診断装置。
  12. 　前記解析部は、前記正規化曲線の時間軸上での傾きを前記パラメータとして取得する、請求項１１に記載の超音波診断装置。
  13. 　造影剤が投与された被検体を超音波走査して収集された時系列データから、超音波走査領域内に設定された解析領域における輝度の時間変化を示す輝度変化情報を生成する輝度変化情報生成部と、
    　前記輝度変化情報に基づいて、前記解析領域における造影剤の還流動態を時間について正規化したパラメータを取得する解析部と、
    　前記パラメータを画像又は文字のうち少なくともいずれか一方の形式で表示部に表示させる制御部と、
    　を備える、画像処理装置。
  14. 　輝度変化情報生成部が、造影剤が投与された被検体を超音波走査して収集された時系列データから、超音波走査領域内に設定された解析領域における輝度の時間変化を示す輝度変化情報を生成し、
    　解析部が、前記輝度変化情報に基づいて、前記解析領域における造影剤の還流動態を時間について正規化したパラメータを取得し、
    　制御部が、前記パラメータを画像又は文字のうち少なくともいずれか一方の形式で表示部に表示させる、
    　ことを含む、画像処理方法。
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