WO2022044654A1 - 超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法 - Google Patents

超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法 Download PDF

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Definitions

  • the propagation time of ultrasonic waves is calculated based on the length of the ultrasonic path and the speed of sound in the medium in the subject. It is known that the difference between the sound velocity value used in this calculation and the actual sound velocity value in the medium causes deterioration of the resolution of the ultrasonic image. In the human body, the speed of sound is about 1550 m / s for the liver and the like, whereas it is 1420 m / s for fat, and has different values depending on the tissue. Therefore, in order to improve the resolution of the ultrasonic image, for example, as disclosed in Patent Document 1, a technique for changing the sound velocity value used for calculation in the fat layer and other layers has been developed.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus comprises an ultrasonic probe, an image acquisition unit that generates an ultrasonic image by transmitting and receiving an ultrasonic beam to a subject using the ultrasonic probe, and a breast of the subject. It is equipped with an initial condition setting unit that sets the basic sound velocity value for generating an ultrasonic image of the breast based on the ratio of breast glands in the breast calculated by analyzing the captured radiographic image, and the image acquisition unit is basic. It is characterized by generating an ultrasonic image of the breast using the sound velocity value.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus may include an input device for inputting the proportion of the mammary gland calculated by analyzing the radiographic image, and in this case, the initial condition setting unit is input via the input device.
  • the basic sound velocity value can be set using the ratio of the mammary gland.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus can include an input device for inputting a radiographic image and a mammary gland ratio calculation unit that calculates the ratio of the mammary gland by analyzing the radiographic image input via the input device.
  • the initial condition setting unit can set the basic sound velocity value using the mammary gland ratio calculated by the mammary gland ratio calculation unit.
  • the ratio of the mammary gland the ratio of the volume of the mammary gland in the breast region to the volume of the breast in the breast region can be used. Further, the ratio of the mammary gland is preferably the ratio of the volume of the mammary gland in the mammary gland region to the volume of the breast in the mammary gland region.
  • the ratio of the mammary gland may be expressed by the ratio R1 of the volume of the mammary gland in the breast region to the volume of the breast in the breast region and the ratio R2 of the thickness of the mammary layer in the breast region to the breast thickness in the breast region obtained by tomosynthesis.
  • the initial condition setting unit determines the basic sound velocity value V1 (m / s) for the mammary gland as the ratio R1 (%) of the volume of the mammary gland and the ratio R2 (%) of the thickness of the mammary gland layer.
  • the control method of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention sets a basic sound velocity value for generating an ultrasonic image based on the ratio of breast glands in the breast calculated by analyzing a radiographic image obtained by photographing the breast of a subject. However, it is characterized in that an ultrasonic image of the breast is generated using the basic sound velocity value.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus is a basic sound velocity value for generating an ultrasonic image of a breast based on the ratio of breast glands in the breast calculated by analyzing a radiographic image of the breast of a subject. Since the image acquisition unit generates an ultrasonic image of the breast using the basic sound velocity value, the resolution of the ultrasonic image of the breast layer can be improved.
  • Embodiment 1 of this invention It is a block diagram which shows the structure of the ultrasonic diagnostic apparatus which concerns on Embodiment 1 of this invention. It is a block diagram which shows the structure of the transmission / reception circuit in Embodiment 1 of this invention. It is a block diagram which shows the structure of the image generation part in Embodiment 1 of this invention. It is a figure which shows typically the example of the radiographic image used for the calculation of the ratio of a mammary gland. It is a figure which shows typically the example of the ultrasonic image generated in Embodiment 1 of this invention. It is a figure which shows typically the breast examined using the method of tomosynthesis. It is a block diagram which shows the structure of the ultrasonic diagnostic apparatus which concerns on Embodiment 2 of this invention.
  • FIG. 1 shows the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment of the present invention.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 1 includes an ultrasonic probe 2 and a diagnostic apparatus main body 3.
  • the ultrasonic probe 2 and the diagnostic device main body 3 are connected to each other by wireless communication.
  • the ultrasonic probe 2 includes an oscillator array 11, and a transmission / reception circuit 12 and a probe-side wireless communication unit 13 are sequentially connected to the oscillator array 11. Further, the transmission / reception circuit 12 and the probe-side wireless communication unit 13 are connected to the probe control unit 16.
  • main body control unit 29 is connected to the main body side wireless communication unit 21, the image generation unit 22, the display control unit 23, the initial condition setting unit 25, and the extraction unit 26.
  • the input device 30 is connected to the main body control unit 29.
  • main body side processor 31 is configured by the image generation unit 22, the display control unit 23, the initial condition setting unit 25, the extraction unit 26, and the main body control unit 29.
  • the vibrator array 11 of the ultrasonic probe 2 shown in FIG. 1 has a plurality of ultrasonic vibrators arranged one-dimensionally or two-dimensionally. Each of these ultrasonic transducers transmits ultrasonic waves according to a drive signal supplied from the transmission / reception circuit 12, receives ultrasonic echoes from a subject, and outputs a signal based on the ultrasonic echoes.
  • Each ultrasonic transducer is, for example, a piezoelectric ceramic represented by PZT (Lead Zirconate Titanate), a polymer piezoelectric element represented by PVDF (Poly Vinylidene Di Fluoride), and PMN-.
  • PT Lead Magnesium Niobate-Lead Titanate: lead magnesiumidene fluoride-lead zirconate titanate
  • the transmission / reception circuit 12 transmits ultrasonic waves from the vibrator array 11 under the control of the probe control unit 16 and generates a sound line signal based on the received signal acquired by the vibrator array 11.
  • the transmission / reception circuit 12 includes a pulser 32 connected to the oscillator array 11, an amplification unit 33 sequentially connected in series from the oscillator array 11, an AD (Analog Digital) conversion unit 34, and a beam. It has a former 35.
  • the pulsar 32 includes, for example, a plurality of pulse generators, and transmits from a plurality of ultrasonic oscillators of the oscillator array 11 based on a transmission delay pattern selected according to a control signal from the probe control unit 16.
  • Each drive signal is supplied to a plurality of ultrasonic transducers by adjusting the delay amount so that the ultrasonic waves to be generated form an ultrasonic beam.
  • the piezoelectric body expands and contracts, and the pulsed or continuous wave ultrasonic waves are generated from each ultrasonic vibrator. Is generated, and an ultrasonic beam is formed from the combined waves of those ultrasonic waves.
  • the transmitted ultrasonic beam is reflected by, for example, a target such as a site of a subject, and propagates toward the vibrator array 11 of the ultrasonic probe 2.
  • the ultrasonic echo propagating toward the oscillator array 11 in this way is received by each ultrasonic oscillator constituting the oscillator array 11.
  • each ultrasonic vibrator constituting the vibrator array 11 expands and contracts by receiving the propagating ultrasonic echo, generates a received signal which is an electric signal, and amplifies these received signals. Output to 33.
  • the amplification unit 33 amplifies the signal input from each ultrasonic vibrator constituting the vibrator array 11, and transmits the amplified signal to the AD conversion unit 34.
  • the AD conversion unit 34 converts the signal transmitted from the amplification unit 33 into digital reception data.
  • the beam former 35 gives a delay to each received data received from the main body side wireless communication unit 21 according to the basic sound velocity value V1 set by the initial condition setting unit 25, and adds the so-called reception focus. Perform processing. In the process of adding the respective delays to each received data, the ultrasonic waves emitted from the ultrasonic oscillators pass through the reflection points in the subject in each ultrasonic oscillator constituting the oscillator array 11.
  • each received data converted by the AD conversion unit 34 is phase-adjusted and added, and a sound line signal in which the focus of the ultrasonic echo is narrowed down is acquired.
  • the probe-side wireless communication unit 13 is composed of a circuit or the like including an antenna for transmitting and receiving radio waves, and under the control of the probe control unit 16, the probe-side wireless communication unit 13 and the main body-side wireless communication unit 21 of the diagnostic device main body 3 Perform wireless communication. At this time, the probe-side wireless communication unit 13 generates a transmission signal representing the sound line signal by modulating the carrier based on the sound line signal generated by the transmission / reception circuit 12, and diagnoses the generated transmission signal. Wireless transmission is performed to the main body side wireless communication unit 21 of the main body 3.
  • the probe control unit 16 controls each unit of the ultrasonic probe 2 based on a program stored in advance. Further, although not shown, the ultrasonic probe 2 has a built-in battery that supplies electric power to each part of the ultrasonic probe 2.
  • the main body side wireless communication unit 21 of the diagnostic apparatus main body 3 is configured by a circuit or the like including an antenna for transmitting and receiving radio waves like the probe side wireless communication unit 13, and is under the control of the main body control unit 29. Then, wireless communication is performed with the probe-side wireless communication unit 13 of the ultrasonic probe 2. At this time, the main body side wireless communication unit 21 demodulates the transmission signal wirelessly transmitted from the probe side wireless communication unit 13 to obtain a sound line signal. The main body side wireless communication unit 21 sends the obtained sound line signal to the image generation unit 22.
  • the main body side wireless communication unit 21 generates a transmission signal representing the control information or the like by modulating the carrier based on the control information or the like for controlling the ultrasonic probe 2, and the generated transmission signal is used on the probe side. Wireless transmission is performed to the wireless communication unit 13.
  • the carrier modulation method for example, ASK, PSK, QPSK, 16QAM and the like are used in the same manner as the modulation method used by the probe-side wireless communication unit 13.
  • the image generation unit 22 has a configuration in which a signal processing unit 36, a DSC (Digital Scan Converter) 37, and an image processing unit 38 are sequentially connected in series.
  • a signal processing unit 36 a DSC (Digital Scan Converter) 37
  • an image processing unit 38 is sequentially connected in series.
  • the signal processing unit 36 attenuates the sound line signal received from the main body side wireless communication unit 21 by a distance according to the depth of the ultrasonic reflection position using the basic sound velocity value V1 set by the initial condition setting unit 25. After the correction of the above, the envelope detection process is performed to generate a B-mode image signal which is tomographic image information about the tissue in the subject.
  • the DSC 37 converts the B-mode image signal generated by the signal processing unit 36 into an image signal according to a normal television signal scanning method (raster conversion).
  • the image processing unit 38 performs various necessary image processing such as gradation processing on the B mode image signal input from the DSC 37, and then sends the B mode image signal to the display control unit 23 and the extraction unit 26.
  • the B-mode image signal that has been image-processed by the image processing unit 38 is simply referred to as an ultrasonic image.
  • the display control unit 23 Under the control of the main body control unit 29, the display control unit 23 performs predetermined processing on the ultrasonic image or the like generated by the image generation unit 22 and displays it on the monitor 24.
  • the monitor 24 performs various displays under the control of the display control unit 23.
  • the monitor 24 includes, for example, a display device such as an LCD (Liquid Crystal Display) and an organic EL display (Organic Electroluminescence Display).
  • the input device 30 inputs information on the proportion of breast glands in the breast, which is calculated by analyzing a radiographic image of the breast of the subject, to the diagnostic device main body 3 from an external device (not shown) such as a radiographic image diagnostic device. Is for.
  • the input device 30 is composed of, for example, a device for a user to perform an input operation such as a keyboard, a mouse, a trackball, a touch pad, and a touch panel, and a connection terminal for inputting data from an external device (not shown). ..
  • a radiographic image S in which the breast B of the subject is photographed by so-called mammography imaging as shown in FIG. 4 is used.
  • mammography imaging the breast B of the subject is usually placed between the detector for detecting radiation and the radiation source, and the radiation emitted from the radiation source and attenuated through the breast B is emitted by the detector.
  • a radiation image S composed of pixels corresponding to the intensity of the detected radiation is generated.
  • the breast B of the subject differs in the proportion of mammary glands and the proportion of fat depending on the location. Therefore, each pixel in the radiographic image S has different luminances corresponding to the local transmittance of the breast B due to the proportion of mammary glands present and the proportion of fat present.
  • the radiation image S is analyzed by the method disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2010-253245, and the ratio of the presence of the mammary gland in the corresponding imaging location for each pixel of the radiation image S and the imaging location thereof.
  • the thickness of the breast B calculating the volume of the mammary gland, and dividing the calculated volume of the mammary gland by the volume of the breast B, the proportion of the mammary gland in the breast B can be calculated.
  • the volume of the breast B is the volume of the breast B in the breast region A, which is the entire region of the breast B shown in the radiographic image S.
  • the initial condition setting unit 25 sets the basic sound velocity value V1 for generating an ultrasonic image of the breast B based on the information of the ratio of the mammary gland in the breast B of the subject input via the input device 30. ..
  • the initial condition setting unit 25 stores the mammary gland sound velocity value V11 (m / s) determined for the mammary gland and the fat sound velocity value V12 (m / s) determined for the fat, for example, the subject.
  • the proportion R (%) of the mammary gland in the breast B the mammary gland sound velocity value V11 (m / s) and the fat sound velocity value V12 (m / s)
  • V1 [R1 x V11 + (100-R1) x V12] / 100 ... (1) Can be set by.
  • breast B has a fat layer, a mammary gland layer, and a muscle layer.
  • the mammary gland layer is a mixture of mammary glands and fat, and the abundance ratio of mammary glands and fat in the mammary gland layer varies from subject to individual. Therefore, the speed of sound in the mammary gland layer also varies from subject to subject. Therefore, in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus, it may be difficult to generate an ultrasonic image in which the mammary gland layer is clearly depicted by using a sound velocity suitable for the mammary gland layer.
  • the image generation unit 22 According to the initial condition setting unit 25, in order to calculate the basic sound velocity value V1 in consideration of the ratio R of the mammary gland in the breast B of the subject, the image generation unit 22 generates an ultrasonic image in which the mammary gland layer is clearly shown. be able to.
  • the extraction unit 26 analyzes the ultrasonic image generated by the image generation unit 22, and as shown in FIG. 5, processes to extract the fat layer L1, the mammary gland layer L2, and the muscle layer L3 existing in the ultrasonic image U. I do.
  • the extraction unit 26 is a method for extracting the fat layer L1, the breast layer L2 and the muscle layer L3 from the ultrasonic image U, for example, a deep learning method such as so-called U-net, a so-called template matching method, SVM (Support vector).
  • machine Machine learning method using support vector machine) and adaboost, Csurka et al .: Visual Categorization with Bags of Keypoints, Proc. Of ECCV Workshop on Statistical Learning in Computer Vision, pp.59-74 (2004) ) Can be used, such as the machine learning method described in.
  • the information of the fat layer L1, the mammary gland layer L2 or the muscle layer L3 extracted by the extraction unit 26 in this way is transmitted from the main body side wireless communication unit 21 to the probe side wireless communication unit 13 via the main body control unit 29. After that, it is input from the probe side wireless communication unit 13 to the probe control unit 16, and under the control of the probe control unit 16, the transmission / reception circuit 12 focuses on the depth of the fat layer L1, the mammary gland layer L2, or the muscle layer L3. It is used when transmitting and receiving ultrasonic beams.
  • the image generation unit 22, the display control unit 23, the initial condition setting unit 25, the extraction unit 26, and the main body control unit 29 are used to cause the CPU (Central Processing Unit) and the CPU to perform various processes. It is composed of the control programs of FPGA (Field Programmable Gate Array), DSP (Digital Signal Processor: Digital Signal Processor), ASIC (Application Specific Integrated Circuit), GPU (Graphics). It may be configured by using a Processing Unit (graphics processing unit) or another IC (Integrated Circuit), or may be configured by combining them.
  • FPGA Field Programmable Gate Array
  • DSP Digital Signal Processor: Digital Signal Processor
  • ASIC Application Specific Integrated Circuit
  • GPU Graphics
  • the image generation unit 22, the display control unit 23, the initial condition setting unit 25, the extraction unit 26, and the main unit control unit 29 of the main body side processor 31 are configured to be partially or wholly integrated into one CPU or the like. You can also.
  • the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment of the present invention to generate an ultrasonic image U according to the basic sound velocity value V1 will be described.
  • information representing the ratio R of the mammary glands in the breast B of the subject is input to the diagnostic device main body 3 from an external device such as a radiographic image diagnostic device or a user.
  • Information representing the ratio R of the mammary gland is sent to the initial condition setting unit 25 via the main body control unit 29.
  • the initial condition setting unit 25 sets the basic sound velocity value V1 used for generating the ultrasonic image U by using the information representing the ratio R of the mammary glands in the breast B of the subject.
  • the initial condition setting unit 25 stores, for example, the mammary gland sound velocity value V11 (m / s) defined for the mammary gland and the fat sound velocity value V12 (m / s) defined for the fat, and is a subject.
  • the ratio R (%) of the mammary gland in the breast B the mammary gland sound velocity value V11 (m / s) and the fat sound velocity value V12 (m / s)
  • the basic sound velocity value V1 (m / s) is calculated by the equation (1). Can be set by.
  • the mammary gland layer L2 of the breast B of the subject is a layer in which mammary glands and fat are mixed, and in general, there are individual differences in the abundance ratio of mammary glands and fat. exist.
  • the initial condition setting unit 25 can accurately calculate the basic sound velocity value V1 corresponding to the sound velocity value in the mammary gland layer L2 of the breast B of the subject in consideration of the ratio R of the mammary glands in the breast B of the subject. ..
  • the information of the basic sound velocity value V1 set by the initial condition setting unit 25 is transmitted to the probe side wireless communication unit 13 via the main body side wireless communication unit 21, and further transmitted to the probe control unit 16.
  • the transmission / reception circuit 12 performs reception focus processing using the basic sound velocity value V1 set by the initial condition setting unit 25, and generates a sound line signal.
  • the sound line signal generated by the transmission / reception circuit 12 in this way is transmitted to the main body side wireless communication unit 21 via the probe side wireless communication unit 13, and further transmitted to the image generation unit 22.
  • the image generation unit 22 generates an ultrasonic image U as shown in FIG. 5 by using the basic sound velocity value V1 set by the initial condition setting unit 25 and the sound wave signal received from the main body side wireless communication unit 21.
  • a deviation between the sound velocity value used for generating the ultrasonic image U and the actual sound velocity value in the corresponding portion causes a decrease in the resolution of the ultrasonic image U. It has been known.
  • a constant sound velocity value stored in advance is often used as the sound velocity value in the mammary gland layer where individual differences are large, and this sound velocity value and the actual sound velocity value in the mammary gland layer are There was a gap between them.
  • the ratio of the mammary gland in the mammary gland layer L2 is calculated in the ultrasonic image U. Regardless of R, the entire mammary gland layer L2 is visualized with high brightness, so it is difficult to calculate the ratio R of the mammary glands based on the ultrasonic image U.
  • the basic sound velocity value V1 is calculated by using the ratio R of the mammary glands calculated based on the radiation image S, and since it accurately represents the actual sound velocity value in the mammary gland layer L2 of the subject, the image.
  • the ultrasonic image U generated by the generation unit 22 using the basic sound velocity value V1 the mammary gland layer L2 is clearly depicted.
  • the ultrasonic image U generated by the image generation unit 22 in this way is sent to the display control unit 23, subjected to various processing, and then displayed on the monitor 24. As described above, the basic operation of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment of the present invention is completed.
  • the ultrasonic image U generated by the image generation unit 22 is also sent to the extraction unit 26.
  • the extraction unit 26 analyzes the ultrasonic image U and extracts the fat layer L1, the mammary gland layer L2, and the muscle layer L3 of the breast B of the subject from the ultrasonic image U, as shown in FIG.
  • the depth information in the ultrasonic image U of the fat layer L1, the mammary gland layer L2, and the muscle layer L3 extracted in this way is transmitted to the main body control unit 29.
  • the depth information in the ultrasonic image U of the fat layer L1, the mammary gland layer L2, or the muscle layer L3 is transmitted from the main body control unit 29 to the main body side wireless communication unit 21 by a user input operation via the input device 30. It is transmitted to the probe side wireless communication unit 13 via the probe side, and further transmitted to the probe control unit 16.
  • the transmission / reception circuit 12 under the control of the probe control unit 16, based on the depth information in the ultrasonic image U of the fat layer L1, the mammary gland layer L2 or the muscle layer L3, the fat layer L1, the mammary gland layer L2 or the muscle layer L3. Sends and receives ultrasonic beams to focus on the depth of.
  • the transmission / reception circuit 12 newly generates received data, and the image generation unit 22 newly generates an ultrasonic image U focused on the depth of the fat layer L1, the mammary gland layer L2, or the muscle layer L3.
  • the depth information in the ultrasonic image U of the mammary gland layer L2 is transmitted from the main body control unit 29 to the main body side wireless communication unit. It is transmitted to the probe side wireless communication unit 13 via 21 and further transmitted to the probe control unit 16.
  • the probe control unit 16 controls the transmission / reception circuit 12 so as to focus on the mammary gland layer L2.
  • a sound line signal is newly generated in the transmission / reception circuit 12, and an ultrasonic image U is newly generated by the image generation unit 22 based on the sound line signal.
  • the ultrasonic image U thus generated the depth of the mammary gland layer L2 is focused, so that the mammary gland layer L2 is more clearly depicted.
  • the initial condition setting unit 25 sets the basic sound velocity value V1 based on the ratio R of the breast glands in the breast B of the subject. Since the sound line signal is generated by the transmission / reception circuit 12 using the basic sound velocity value V1 and the ultrasonic image U is generated by the image generation unit 22 using this sound line signal, the ultrasonic image U of the breast layer L2 is generated. The resolution can be improved.
  • the image generation unit 22 is provided in the diagnostic apparatus main body 3, but may be provided in the ultrasonic probe 2 instead of being provided in the diagnostic apparatus main body 3.
  • the information of the basic sound velocity value V1 set by the initial condition setting unit 25 is transmitted to the probe side wireless communication unit 13 via the main body side wireless communication unit 21, and further, the image in the ultrasonic probe 2 is obtained. It is sent to the generation unit 22. Further, the ultrasonic image U generated by the image generation unit 22 is transmitted to the main body side wireless communication unit 21 via the probe side wireless communication unit 13, and further transmitted to the display control unit 23 and the extraction unit 26.
  • the ultrasonic probe 2 and the diagnostic device main body 3 are connected to each other by wireless communication, they can also be connected to each other by wired communication.
  • the diagnostic device main body 3 may be a portable so-called handheld type composed of a tablet type terminal or the like, or may be a stationary type installed in a medical field such as a hospital.
  • an ultrasonic image U focused on the depth of the mammary gland layer L2 is generated, an ultrasonic image U focused on the fat layer L1 or the muscle layer L3 may be generated. ..
  • the depth information in the ultrasonic image U of the fat layer L1 is transmitted via the main body side wireless communication unit 21. It is transmitted to the probe-side wireless communication unit 13, and is transmitted from the probe-side wireless communication unit 13 to the probe control unit 16.
  • the main body control unit 29 stores the fat sound velocity value V12, and based on the information indicating the instruction to focus on the depth of the fat layer L1 input by the user, the information representing the fat sound velocity value V12 is wirelessly transmitted to the main body side. Transmission is performed to the probe-side wireless communication unit 13 via the communication unit 21. The information representing the fat sound velocity value V12 is transmitted from the probe-side wireless communication unit 13 to the transmission / reception circuit 12 via the probe control unit 16.
  • the transmission / reception circuit 12 transmits / receives an ultrasonic beam so as to focus on the depth of the fat layer L1 under the control of the probe control unit 16, and performs reception focus processing using the fat sound velocity value V12 to perform sound. Generate a new line signal.
  • the sound line signal generated in this way is transmitted from the probe-side wireless communication unit 13 to the main body-side wireless communication unit 21, and further transmitted to the image generation unit 22.
  • the image generation unit 22 generates an ultrasonic image U based on a sound line signal received from the main body side wireless communication unit 21. In this ultrasonic image U, the fat layer L1 is clearly depicted.
  • the main body control unit 29 stores a muscle sound wave value V13 different from the basic sound wave value V1 and the fat sound wave value V12 and determined for the muscle, and the muscle layer is stored by the user via the input device 30.
  • a muscle sound wave value V13 different from the basic sound wave value V1 and the fat sound wave value V12 and determined for the muscle
  • the muscle layer is stored by the user via the input device 30.
  • the ratio R of the mammary gland in the breast B of the subject is calculated as the ratio of the volume of the mammary gland to the volume of the breast region A is used
  • the ratio R is calculated by another method. May be used.
  • a region having a brightness higher than a certain value that is, a region having a high density of the mammary gland is recognized as a mammary gland region M, and is disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2010-253245. It is also possible to calculate the ratio R of the mammary gland by calculating the volume of the mammary gland region M and the volume of the mammary gland and dividing the calculated volume of the mammary gland by the volume of the mammary gland region M. As a result, the influence of the region consisting almost exclusively of fat existing around the mammary gland region M can be excluded.
  • the ratio R of the mammary gland is calculated from the ratio of the volume of the mammary gland to the volume of the breast region A. Also, it is possible to calculate the value of the ratio R of the mammary gland having a higher correlation with the ratio of the mammary gland in the mammary gland layer L2 shown in the ultrasonic image U. Therefore, the initial condition setting unit 25 can calculate the basic sound velocity value V1 that more accurately represents the sound velocity value in the mammary gland layer L2.
  • so-called tomosynthesis imaging is performed on the breast B with the breast B of the subject sandwiched between the compression plate P1 and the imaging table P2, and the breast thickness T1 and the mammary gland in the mammary gland region M are performed. It is also possible to calculate the thickness T2 of the mammary gland layer L4 in the region M and calculate the ratio of the thickness T2 of the mammary gland layer L4 to the breast thickness T1 as the ratio R of the mammary gland.
  • the mammary gland layer L4 is a layer extracted from a region depicted with high brightness in the tomosynthesis image obtained by tomosynthesis imaging.
  • the mammary gland layer L4 is a region in which fat and a mammary gland are mixed, but the proportion of the mammary gland is relatively high, and the region other than the mammary gland layer L4 is a region composed of substantially fat such as subcutaneous fat.
  • This mammary gland layer L4 does not exactly match the mammary gland layer L2 in the ultrasonic image U, but has a high correlation with the mammary gland layer L2 in the ultrasonic image U.
  • the region depicted with high brightness in the tomosynthesis image is, for example, a region having high brightness equal to or higher than a predetermined brightness threshold value.
  • the ratio R of the mammary gland is the ratio R1 (%) of the mammary gland calculated by the ratio of the volume of the mammary gland to the volume of the mammary gland region M, and the ratio R2 of the thickness T2 of the mammary gland layer L4 to the breast thickness T1 obtained by tomosynthesis. %)
  • the initial condition setting unit 25 includes a mammary gland ratio R1 (%), a mammary gland layer L4 thickness T2 ratio R2 (%), and a mammary gland sound velocity value V11 (m / s).
  • V1 (R1 / R2) x V11 + (1-R1 / R2) x V12 It is also possible to set the basic sound velocity value V1.
  • the ratio of the volume of the mammary gland to the volume of the mammary gland region M is present in the mammary gland layer L4 with respect to the breast thickness T1 obtained by tomosynthesis. It can be approximated as the proportion of mammary glands. Therefore, by dividing the ratio R1 by the ratio R2, the ratio of the mammary gland in the mammary gland layer L4 can be calculated. As a result, the initial condition setting unit 25 can calculate the basic sound velocity value V1 that more accurately represents the sound velocity value in the mammary gland layer L2.
  • the ratio R of the breast gland is input to the ultrasonic diagnostic apparatus 1 from an external device (not shown) or a user via the input device 30, but the radiographic image S is analyzed in the ultrasonic diagnostic apparatus 1. It is also possible to calculate the ratio R of the mammary gland.
  • FIG. 7 shows the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus 1A according to the second embodiment of the present invention.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 1A includes the diagnostic apparatus main body 3A instead of the diagnostic apparatus main body 3 in the ultrasonic diagnostic apparatus 1 of the first embodiment shown in FIG.
  • the diagnostic device main body 3A is the diagnostic device main body 3 in the first embodiment, in which the mammary gland ratio calculation unit 39 is added and the main body control unit 29A is provided instead of the main body control unit 29.
  • the mammary gland ratio calculation unit 39 is connected to the initial condition setting unit 25. Further, instead of the main body side processor 31, the main body side processor 31A including the mammary gland ratio calculation unit 39 is configured.
  • the input device 30 is used to input a radiographic image S in which the breast B of the subject is photographed by mammography or the like to the diagnostic device main body 3A from an external device (not shown) such as a radiographic image diagnostic device.
  • the mammary gland ratio calculation unit 39 recognizes a region of the breast region A whose brightness is higher than a certain value, that is, a region where the density of the mammary gland is high as the mammary gland region M, and is disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2010-253245. It is also possible to calculate the ratio R of the mammary gland by calculating the volume of the mammary gland region M and the volume of the mammary gland and dividing the calculated volume of the mammary gland by the volume of the mammary gland region M.
  • the radiographic image S obtained by tomosynthesis imaging as shown in FIG. 6 is analyzed to calculate the breast thickness T1 in the mammary gland region M and the thickness T2 of the mammary gland layer L4 in the mammary gland region M, and the mammary gland layer with respect to the breast thickness T1.
  • the ratio of the thickness T2 of L4 can also be calculated as the ratio R of the mammary gland.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 1 is converted from an external device or a user (not shown) via the input device 30 in the first embodiment.
  • the initial condition setting unit 25 sets the basic sound wave value V1 based on the ratio R of the mammary gland in the breast B of the subject, and the basic sound wave value V1 is used. Since the sound line signal is generated by the transmission / reception circuit 12 and the ultrasonic image U is generated by the image generation unit 22 using this sound line signal, the resolution of the ultrasonic image U of the mammary gland layer L2 can be improved. ..
  • 1,1A ultrasonic diagnostic device 1,1A ultrasonic diagnostic device, 2 ultrasonic probe, 3,3A diagnostic device main body, 11 oscillator array, 12 transmission / reception circuit, 13 probe side wireless communication unit, 16 probe control unit, 21 main unit side wireless communication unit, 22 image Generation unit, 23 display control unit, 24 monitor, 25 initial condition setting unit, 26 extraction unit, 29, 29A main unit control unit, 30 input device, 31, 31A main unit side processor, 32 pulser, 33 amplification unit, 34 AD conversion unit , 35 beam former, 36 signal processing unit, 37 DSC, 38 image processing unit, 39 breast ratio calculation unit, A breast region, B breast, L1 fat layer, L2 breast layer, L3 muscle layer, M breast region, P1 compression plate , P2 imaging table, S radiation image, T1 breast thickness, T2 thickness, U ultrasound image.

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Abstract

超音波診断装置（１）は、超音波プローブ（２）と、被検体に対し超音波プローブ（２）を用いて超音波ビームの送受信を行うことにより超音波画像を生成する画像取得部と、被検体の乳房を撮影した放射線画像を解析することにより算出された乳房における乳腺の割合に基づいて乳房の超音波画像を生成するための基本音速値を設定する初期条件設定部（２５）とを備え、画像取得部は、基本音速値を用いて乳房の超音波画像を生成する。

Description

超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法
　本発明は、被検体の乳房を検査するための超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法に関する。
　従来から、超音波診断装置を用いて被検体の断層を表す超音波画像を生成することにより、被検体の内部の観察が行われている。超音波画像が生成される際には、まず、複数の超音波振動子からなる振動子アレイから被検体内に超音波ビームを送信し、その超音波ビームが被検体内で反射されることにより、超音波エコーが振動子アレイに受信される。このようにして振動子アレイのそれぞれの超音波振動子が受信したエコー信号に対して、超音波振動子から発せられた超音波が被検体内の反射点を経由して同一の超音波振動子に戻るまでの伝搬時間の差を補正した上で、それぞれのエコー信号を加算することにより、超音波画像が生成される。
　超音波の伝搬時間は、超音波の経路の長さと被検体内の媒質中の音速に基づいて計算される。この計算に用いられる音速の値と、媒質中の実際の音速の値との差は、超音波画像の分解能の劣化の原因となることが知られている。人体において、音速は、肝臓等では１５５０ｍ／ｓ程度であるのに対し、脂肪では１４２０ｍ／ｓであり、組織によって異なる値を有する。そのため、超音波画像の分解能を向上させるために、例えば、特許文献１に開示されているように、脂肪層とその他の層で、計算に使用する音速値を変更する技術が開発されている。
特開２０１５－１３６４４９号公報
　ところで、超音波診断装置を用いて、被検体の乳房の検査が行われることがある。乳房は、一般的に、脂肪層と、乳腺層と、筋肉層を含んでいることが知られている。このうち、乳腺層では、乳腺と脂肪が混在しており、個人差および加齢に伴う脂肪の増加等にしたがって、乳腺層中の脂肪の割合が被検体によって異なるため、特許文献１に開示される技術のように、一定の音速値を乳腺層に適用しても、適用された音速値が最適値とは限らず、乳腺層を鮮明に写した超音波画像が得られないことがあった。
　また、乳腺層における乳腺と脂肪の存在割合を超音波画像から算出して、乳腺層に対して最適な音速値を算出しようとしても、超音波画像では、乳腺層における乳腺の割合に関わらず、乳腺層の全体が高輝度に描出されてしまうため、乳腺層における乳腺と脂肪の存在割合を超音波画像から算出することが困難であった。
　本発明は、このような従来の問題点を解決するためになされたものであり、乳腺層の超音波画像の解像度を向上させることができる超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法を提供することを目的とする。
　本発明に係る超音波診断装置は、超音波プローブと、被検体に対し超音波プローブを用いて超音波ビームの送受信を行うことにより超音波画像を生成する画像取得部と、被検体の乳房を撮影した放射線画像を解析することにより算出された乳房における乳腺の割合に基づいて乳房の超音波画像を生成するための基本音速値を設定する初期条件設定部とを備え、画像取得部は、基本音速値を用いて乳房の超音波画像を生成することを特徴とする。
　初期条件設定部は、基本音速値Ｖ１（ｍ／ｓ）を、乳腺の割合Ｒ１（％）と、乳腺に対して定められた乳腺音速値Ｖ１１（ｍ／ｓ）および脂肪に対して定められた脂肪音速値Ｖ１２（ｍ／ｓ）とを用いて、
　Ｖ１＝［Ｒ１×Ｖ１１＋（１００－Ｒ１）×Ｖ１２］／１００
により設定することができる。
　超音波診断装置は、乳房の超音波画像を解析して脂肪層と乳腺層を抽出する抽出部を備えることができる。
　この場合に、画像取得部は、抽出部により抽出された乳腺層に対し、基本音速値を用いて超音波画像を生成することができる。
　もしくは、画像取得部は、抽出部により抽出された脂肪層に対し、基本音速値とは異なる脂肪音速値を用いて超音波画像を生成することができる。
　また、抽出部は、乳房の超音波画像を解析して筋肉層を抽出し、画像取得部は、抽出された筋肉層に対し、基本音速値および脂肪音速値とは異なり且つ筋肉に対して定められた筋肉音速値を用いて超音波画像を生成することができる。
　超音波診断装置は、放射線画像を解析することにより算出された乳腺の割合を入力するための入力装置を備えることができ、この場合に、初期条件設定部は、入力装置を介して入力された乳腺の割合を用いて基本音速値を設定することができる。
　もしくは、超音波診断装置は、放射線画像を入力するための入力装置と、入力装置を介して入力された放射線画像を解析することにより乳腺の割合を算出する乳腺割合算出部とを備えることができ、この場合に、初期条件設定部は、乳腺割合算出部により算出された乳腺の割合を用いて基本音速値を設定することができる。
　乳腺の割合は、乳房領域における乳房の体積に対する乳房領域における乳腺の体積の割合を用いることができる。
　さらに、乳腺の割合は、乳腺領域における乳房の体積に対する乳腺領域における乳腺の体積の割合であることが好ましい。
　もしくは、乳腺の割合は、乳腺領域における乳房の体積に対する乳腺領域における乳腺の体積の割合Ｒ１およびトモシンセシスにより得られる乳腺領域における乳房厚みに対する乳腺領域における乳腺層の厚みの割合Ｒ２により表されることもできる。
　この場合に、初期条件設定部は、基本音速値Ｖ１（ｍ／ｓ）を、乳腺の体積の割合Ｒ１（％）と、乳腺層の厚みの割合Ｒ２（％）と、乳腺に対して定められた乳腺音速値Ｖ１１（ｍ／ｓ）および脂肪に対して定められた脂肪音速値Ｖ１２（ｍ／ｓ）とを用いて、
　Ｖ１＝（Ｒ１／Ｒ２）×Ｖ１１＋（１－Ｒ１／Ｒ２）×Ｖ１２
により設定することができる。
　本発明の超音波診断装置の制御方法は、被検体の乳房を撮影した放射線画像を解析することにより算出された乳房における乳腺の割合に基づいて超音波画像を生成するための基本音速値を設定し、基本音速値を用いて乳房の超音波画像を生成することを特徴とする。
　本発明によれば、超音波診断装置が、被検体の乳房を撮影した放射線画像を解析することにより算出された乳房における乳腺の割合に基づいて乳房の超音波画像を生成するための基本音速値を設定する初期条件設定部を備え、画像取得部が、基本音速値を用いて乳房の超音波画像を生成するため、乳腺層の超音波画像の解像度を向上させることができる。
本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。 本発明の実施の形態１における送受信回路の構成を示すブロック図である。 本発明の実施の形態１における画像生成部の構成を示すブロック図である。 乳腺の割合の算出に用いられる放射線画像の例を模式的に示す図である。 本発明の実施の形態１において生成された超音波画像の例を模式的に示す図である。 トモシンセシスの方法を用いて検査されている乳房を模式的に示す図である。 本発明の実施の形態２に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。
　以下、この発明の実施の形態を添付図面に基づいて説明する。
　以下に記載する構成要件の説明は、本発明の代表的な実施態様に基づいてなされるが、本発明はそのような実施態様に限定されるものではない。
　なお、本明細書において、「～」を用いて表される数値範囲は、「～」の前後に記載される数値を下限値および上限値として含む範囲を意味する。
　本明細書において、「同一」、「同じ」は、技術分野で一般的に許容される誤差範囲を含むものとする。
実施の形態１
　図１に、本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置１の構成を示す。超音波診断装置１は、超音波プローブ２と、診断装置本体３を備えている。超音波プローブ２と診断装置本体３は、無線通信により互いに接続されている。
　超音波プローブ２は、振動子アレイ１１を備えており、振動子アレイ１１に、送受信回路１２およびプローブ側無線通信部１３が順次接続されている。また、送受信回路１２とプローブ側無線通信部１３は、プローブ制御部１６に接続されている。
　診断装置本体３は、本体側無線通信部２１を有しており、本体側無線通信部２１に、画像生成部２２、表示制御部２３およびモニタ２４が順次接続されている。また、本体側無線通信部２１および画像生成部２２に、初期条件設定部２５が接続されている。また、画像生成部２２に、抽出部２６が接続されている。また、画像生成部２２と、超音波プローブ２の送受信回路１２により、画像取得部が構成されている。
　また、本体側無線通信部２１、画像生成部２２、表示制御部２３、初期条件設定部２５および抽出部２６に、本体制御部２９が接続されている。また、本体制御部２９に、入力装置３０が接続されている。
　また、画像生成部２２、表示制御部２３、初期条件設定部２５、抽出部２６および本体制御部２９により、本体側プロセッサ３１が構成されている。
　図１に示す超音波プローブ２の振動子アレイ１１は、１次元または２次元に配列された複数の超音波振動子を有している。これらの超音波振動子は、それぞれ送受信回路１２から供給される駆動信号にしたがって超音波を送信すると共に、被検体からの超音波エコーを受信して、超音波エコーに基づく信号を出力する。各超音波振動子は、例えば、ＰＺＴ（Lead Zirconate Titanate：チタン酸ジルコン酸鉛）に代表される圧電セラミック、ＰＶＤＦ（Poly Vinylidene Di Fluoride：ポリフッ化ビニリデン）に代表される高分子圧電素子およびＰＭＮ－ＰＴ（Lead Magnesium Niobate-Lead Titanate：マグネシウムニオブ酸鉛－チタン酸鉛固溶体）に代表される圧電単結晶等からなる圧電体の両端に電極を形成することにより構成される。
　送受信回路１２は、プローブ制御部１６による制御の下で、振動子アレイ１１から超音波を送信し且つ振動子アレイ１１により取得された受信信号に基づいて音線信号を生成する。送受信回路１２は、図２に示すように、振動子アレイ１１に接続されるパルサ３２と、振動子アレイ１１から順次直列に接続される増幅部３３、ＡＤ（Analog Digital）変換部３４、およびビームフォーマ３５を有している。
　パルサ３２は、例えば、複数のパルス発生器を含んでおり、プローブ制御部１６からの制御信号に応じて選択された送信遅延パターンに基づいて、振動子アレイ１１の複数の超音波振動子から送信される超音波が超音波ビームを形成するようにそれぞれの駆動信号を、遅延量を調節して複数の超音波振動子に供給する。このように、振動子アレイ１１の超音波振動子の電極にパルス状または連続波状の電圧が印加されると、圧電体が伸縮し、それぞれの超音波振動子からパルス状または連続波状の超音波が発生して、それらの超音波の合成波から、超音波ビームが形成される。
　送信された超音波ビームは、例えば、被検体の部位等の対象において反射され、超音波プローブ２の振動子アレイ１１に向かって伝搬する。このように振動子アレイ１１に向かって伝搬する超音波エコーは、振動子アレイ１１を構成するそれぞれの超音波振動子により受信される。この際に、振動子アレイ１１を構成するそれぞれの超音波振動子は、伝搬する超音波エコーを受信することにより伸縮して、電気信号である受信信号を発生させ、これらの受信信号を増幅部３３に出力する。
　増幅部３３は、振動子アレイ１１を構成するそれぞれの超音波振動子から入力された信号を増幅し、増幅した信号をＡＤ変換部３４に送信する。ＡＤ変換部３４は、増幅部３３から送信された信号をデジタルの受信データに変換する。ビームフォーマ３５は、初期条件設定部２５により設定された基本音速値Ｖ１にしたがって、本体側無線通信部２１から受け取った各受信データに対してそれぞれの遅延を与えて加算することにより、いわゆる受信フォーカス処理を行う。各受信データに対してそれぞれの遅延を加算する処理は、振動子アレイ１１を構成するそれぞれの超音波振動子において、超音波振動子から発せられた超音波が被検体内の反射点を経由して同一の超音波振動子に到着するまでの伝搬時間の差を補正することに相当する。この受信フォーカス処理により、ＡＤ変換部３４で変換された各受信データが整相加算され且つ超音波エコーの焦点が絞り込まれた音線信号が取得される。
　プローブ側無線通信部１３は、電波の送信および受信を行うためのアンテナを含む回路等により構成されており、プローブ制御部１６の制御の下で、診断装置本体３の本体側無線通信部２１と無線通信を行う。この際に、プローブ側無線通信部１３は、送受信回路１２により生成された音線信号に基づいてキャリアを変調することにより音線信号を表す伝送信号を生成し、生成された伝送信号を、診断装置本体３の本体側無線通信部２１に無線送信する。
　キャリアの変調方式としては、例えば、ＡＳＫ（Amplitude Shift Keying：振幅偏移変調）、ＰＳＫ（Phase Shift Keying：位相偏移変調）、ＱＰＳＫ（Quadrature Phase Shift Keying：四位相偏移変調）および１６ＱＡＭ（16 Quadrature Amplitude Modulation：１６直角位相振幅変調）等が用いられる。
　プローブ制御部１６は、予め記憶しているプログラムに基づいて超音波プローブ２の各部の制御を行う。
　また、図示しないが、超音波プローブ２には、超音波プローブ２の各部に電力を供給するバッテリが内蔵されている。
　診断装置本体３の本体側無線通信部２１は、プローブ側無線通信部１３と同様に電波の送信および受信を行うためのアンテナを含む回路等により構成されており、本体制御部２９の制御の下で、超音波プローブ２のプローブ側無線通信部１３と無線通信を行う。この際に、本体側無線通信部２１は、プローブ側無線通信部１３から無線送信された伝送信号を復調して音線信号を得る。本体側無線通信部２１は、得られた音線信号を画像生成部２２に送出する。
　また、本体側無線通信部２１は、超音波プローブ２を制御するための制御情報等に基づいてキャリアを変調することにより制御情報等を表す伝送信号を生成し、生成された伝送信号をプローブ側無線通信部１３に無線送信する。キャリアの変調方式としては、プローブ側無線通信部１３により用いられる変調方式と同様に、例えば、ＡＳＫ、ＰＳＫ、ＱＰＳＫおよび１６ＱＡＭ等が用いられる。
　画像生成部２２は、図３に示すように、信号処理部３６、ＤＳＣ（Digital Scan Converter：デジタルスキャンコンバータ）３７および画像処理部３８が順次直列に接続された構成を有している。
　信号処理部３６は、本体側無線通信部２１から受信した音線信号に対し、初期条件設定部２５により設定される基本音速値Ｖ１を用いて超音波の反射位置の深度に応じて距離による減衰の補正を施した後、包絡線検波処理を施すことにより、被検体内の組織に関する断層画像情報であるＢモード画像信号を生成する。
　ＤＳＣ３７は、信号処理部３６で生成されたＢモード画像信号を通常のテレビジョン信号の走査方式に従う画像信号に変換（ラスター変換）する。
　画像処理部３８は、ＤＳＣ３７から入力されるＢモード画像信号に階調処理等の各種の必要な画像処理を施した後、Ｂモード画像信号を表示制御部２３および抽出部２６に送出する。以降は、画像処理部３８により画像処理が施されたＢモード画像信号を、単に、超音波画像と呼ぶ。
　表示制御部２３は、本体制御部２９の制御の下、画像生成部２２により生成された超音波画像等に対して所定の処理を施して、モニタ２４に表示する。
　モニタ２４は、表示制御部２３による制御の下、種々の表示を行う。モニタ２４は、例えば、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display：液晶ディスプレイ）、有機ＥＬディスプレイ（Organic Electroluminescence Display）等のディスプレイ装置を含む。
　入力装置３０は、被検体の乳房を撮影した放射線画像を解析することにより算出された、乳房における乳腺の割合に関する情報を、放射線画像診断装置等の図示しない外部機器から診断装置本体３に入力するためのものである。入力装置３０は、例えば、キーボード、マウス、トラックボール、タッチパッドおよびタッチパネル等のユーザが入力操作を行うための装置、および、図示しない外部機器からデータを入力するための接続端子等により構成される。
　乳房における乳腺の割合の算出には、例えば、図４に示すような、いわゆるマンモグラフィ撮影により被検体の乳房Ｂを撮影した放射線画像Ｓが使用される。ここでマンモグラフィ撮影では、通常、放射線を検出するための検出器と放射線源との間に被検体の乳房Ｂが配置され、放射線源から発せられ且つ乳房Ｂを通って減衰した放射線が検出器により検出されることにより、検出された放射線の強度に応じた画素で構成される放射線画像Ｓが生成される。被検体の乳房Ｂは、場所によって乳腺が存在する割合と脂肪が存在する割合が異なる。そのため、放射線画像Ｓにおける各画素は、乳腺が存在する割合と脂肪が存在する割合に起因する乳房Ｂの局所的な透過率に対応して互いに異なる輝度を有する。
　そのため、例えば、特開２０１０－２５３２４５号公報に開示されている方法により放射線画像Ｓを解析して、放射線画像Ｓの画素毎に、対応する撮影箇所において乳腺が存在する割合と、その撮影箇所における乳房Ｂの厚みを算出し、乳腺の体積を算出し、算出された乳腺の体積を乳房Ｂの体積で除することにより、乳房Ｂにおける乳腺の割合を算出することができる。ここで、乳房Ｂの体積とは、放射線画像Ｓに写っている乳房Ｂの全体の領域である乳房領域Ａにおける乳房Ｂの体積である。
　初期条件設定部２５は、入力装置３０を介して入力された、被検体の乳房Ｂにおける乳腺の割合の情報に基づいて、乳房Ｂの超音波画像を生成するための基本音速値Ｖ１を設定する。初期条件設定部２５は、乳腺に対して定められた乳腺音速値Ｖ１１（ｍ／ｓ）と脂肪に対して定められた脂肪音速値Ｖ１２（ｍ／ｓ）を記憶しており、例えば、被検体の乳房Ｂにおける乳腺の割合Ｒ（％）、乳腺音速値Ｖ１１（ｍ／ｓ）および脂肪音速値Ｖ１２（ｍ／ｓ）を用いて、基本音速値Ｖ１（ｍ／ｓ）を、
　Ｖ１＝［Ｒ１×Ｖ１１＋（１００－Ｒ１）×Ｖ１２］／１００・・・（１）
により設定することができる。
　ここで、一般的に、乳房Ｂは、脂肪層、乳腺層および筋肉層を有していることが知られている。このうち、乳腺層は、乳腺と脂肪が混在しており、乳腺層における乳腺と脂肪の存在割合は被検体毎に個人差があるため、乳腺層中の音速も被検体によって個人差がある。そのため、従来の超音波診断装置では、乳腺層に適した音速を用いて、乳腺層が鮮明に描出された超音波画像を生成することが困難なことがあった。
　初期条件設定部２５によれば、被検体の乳房Ｂにおける乳腺の割合Ｒを考慮して基本音速値Ｖ１を算出するため、画像生成部２２において、乳腺層が鮮明に写る超音波画像を生成することができる。
　抽出部２６は、画像生成部２２により生成された超音波画像を解析して、図５に示すように、超音波画像Ｕに存在する脂肪層Ｌ１、乳腺層Ｌ２および筋肉層Ｌ３を抽出する処理を行う。抽出部２６は、超音波画像Ｕから脂肪層Ｌ１、乳腺層Ｌ２および筋肉層Ｌ３を抽出する方法として、例えば、いわゆるＵ－ｎｅｔ等のディープラーニングの方法、いわゆるテンプレートマッチングの方法、ＳＶＭ（Support vector machine：サポートベクターマシン）およびａｄａｂｏｏｓｔ（アダブースト）等を用いた機械学習手法、Csurka et al.: Visual Categorization with Bags of Keypoints, Proc. of ECCV Workshop on Statistical Learning in Computer Vision, pp.59-74 （2004）に記載されている機械学習手法等を用いることができる。
　このようにして抽出部２６により抽出された脂肪層Ｌ１、乳腺層Ｌ２または筋肉層Ｌ３の情報は、本体制御部２９を経由して本体側無線通信部２１からプローブ側無線通信部１３に送信された後に、プローブ側無線通信部１３からプローブ制御部１６に入力されて、プローブ制御部１６の制御の下で、送受信回路１２が脂肪層Ｌ１、乳腺層Ｌ２または筋肉層Ｌ３の深度に焦点を合わせるように超音波ビームの送受信を行う際に使用される。
　なお、画像生成部２２、表示制御部２３、初期条件設定部２５、抽出部２６および本体制御部２９は、ＣＰＵ（Central Processing Unit：中央処理装置）、および、ＣＰＵに各種の処理を行わせるための制御プログラムから構成されるが、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array：フィードプログラマブルゲートアレイ）、ＤＳＰ（Digital Signal Processor：デジタルシグナルプロセッサ）、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit：アプリケーションスペシフィックインテグレイテッドサーキット）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit：グラフィックスプロセッシングユニット）、その他のＩＣ（Integrated Circuit：集積回路）を用いて構成されてもよく、もしくはそれらを組み合わせて構成されてもよい。
　また、本体側プロセッサ３１の画像生成部２２、表示制御部２３、初期条件設定部２５、抽出部２６および本体制御部２９は、部分的にあるいは全体的に１つのＣＰＵ等に統合させて構成されることもできる。
　以下では、本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置１が、基本音速値Ｖ１にしたがって超音波画像Ｕを生成する動作を説明する。
　まず、入力装置３０を介して、放射線画像診断装置等の外部機器またはユーザから、被検体の乳房Ｂにおける乳腺の割合Ｒを表す情報が診断装置本体３に入力される。乳腺の割合Ｒを表す情報は、本体制御部２９を経由して初期条件設定部２５に送出される。
　次に、初期条件設定部２５は、被検体の乳房Ｂにおける乳腺の割合Ｒを表す情報を用いて、超音波画像Ｕの生成に使用される基本音速値Ｖ１を設定する。初期条件設定部２５は、例えば、乳腺に対して定められた乳腺音速値Ｖ１１（ｍ／ｓ）と脂肪に対して定められた脂肪音速値Ｖ１２（ｍ／ｓ）を記憶しており、被検体の乳房Ｂにおける乳腺の割合Ｒ（％）、乳腺音速値Ｖ１１（ｍ／ｓ）および脂肪音速値Ｖ１２（ｍ／ｓ）を用いて、基本音速値Ｖ１（ｍ／ｓ）を、式（１）により設定することができる。
　被検体の乳房Ｂの乳腺層Ｌ２は乳腺と脂肪が混在する層であり、一般的に、乳腺と脂肪の存在割合は個人差が存在するため、乳腺層Ｌ２中の音速値についても個人差が存在する。初期条件設定部２５は、被検体の乳房Ｂにおける乳腺の割合Ｒを考慮して、被検体の乳房Ｂの乳腺層Ｌ２中の音速値に対応する基本音速値Ｖ１を精度良く算出することができる。
　初期条件設定部２５により設定された基本音速値Ｖ１の情報は、本体側無線通信部２１を介してプローブ側無線通信部１３に送信され、さらに、プローブ制御部１６に送出される。
　送受信回路１２は、プローブ制御部１６の制御の下で、初期条件設定部２５により設定された基本音速値Ｖ１を用いて受信フォーカス処理を行って、音線信号を生成する。このようにして送受信回路１２により生成された音線信号は、プローブ側無線通信部１３を介して本体側無線通信部２１に送信され、さらに、画像生成部２２に送出される。画像生成部２２は、初期条件設定部２５により設定された基本音速値Ｖ１と本体側無線通信部２１から受信した音線信号を用いて図５に示すような超音波画像Ｕを生成する。
　ここで、一般的に、超音波画像Ｕの生成に使用される音速値と、対応する部位中の実際の音速値との間にズレは、超音波画像Ｕの解像度を低下させる原因となることが知られている。従来の超音波診断装置では、個人差が大きい乳腺層中の音速値として、予め記憶された一定の音速値が用いられることが多く、この音速値と、乳腺層中の実際の音速値との間にズレが生じていることがあった。
　また、例えば、乳腺層Ｌ２における乳腺と脂肪の存在割合を超音波画像Ｕから算出して乳腺層Ｌ２に対する最適な音速値を算出しようとしても、超音波画像Ｕでは、乳腺層Ｌ２における乳腺の割合Ｒに関わらず、乳腺層Ｌ２の全体が高輝度に描出されてしまうため、乳腺の割合Ｒを超音波画像Ｕに基づいて算出することが困難であった。
　基本音速値Ｖ１は、放射線画像Ｓに基づいて算出された乳腺の割合Ｒを用いて算出されたものであり、被検体の乳腺層Ｌ２中の実際の音速値を精度良く表しているため、画像生成部２２により基本音速値Ｖ１を用いて生成された超音波画像Ｕでは、乳腺層Ｌ２が鮮明に描出される。
　このようにして画像生成部２２により生成された超音波画像Ｕは、表示制御部２３に送出されて各種の処理が施された後、モニタ２４に表示される。
　以上により、本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置１の基本的な動作が完了する。
　以上の動作に加えて、例えば、乳腺層Ｌ２の深度に焦点を合わせて超音波ビームの送受信をすることにより、乳腺層Ｌ２をさらに鮮明に描出した超音波画像Ｕを生成することができる。この場合に、画像生成部２２により生成された超音波画像Ｕは、抽出部２６にも送出される。
　抽出部２６は、超音波画像Ｕを解析して、図５に示すように、超音波画像Ｕから、被検体の乳房Ｂの脂肪層Ｌ１、乳腺層Ｌ２および筋肉層Ｌ３を抽出する。このようにして抽出された脂肪層Ｌ１、乳腺層Ｌ２および筋肉層Ｌ３の超音波画像Ｕにおける深度の情報は、本体制御部２９に送出される。また、例えば、入力装置３０を介したユーザの入力操作により、脂肪層Ｌ１、乳腺層Ｌ２または筋肉層Ｌ３の超音波画像Ｕにおける深度の情報は、本体制御部２９から本体側無線通信部２１を介してプローブ側無線通信部１３に送信され、さらに、プローブ制御部１６に送出される。
　送受信回路１２は、プローブ制御部１６の制御の下で、脂肪層Ｌ１、乳腺層Ｌ２または筋肉層Ｌ３の超音波画像Ｕにおける深度の情報に基づいて、脂肪層Ｌ１、乳腺層Ｌ２または筋肉層Ｌ３の深度に焦点を合わせるように超音波ビームを送受信する。送受信回路１２は、新たに受信データを生成し、画像生成部２２は、脂肪層Ｌ１、乳腺層Ｌ２または筋肉層Ｌ３の深度に焦点が合わされた超音波画像Ｕを新たに生成する。
　例えば、入力装置３０を介してユーザにより、乳腺層Ｌ２に焦点を合わせる指示が入力された場合に、乳腺層Ｌ２の超音波画像Ｕにおける深度の情報が、本体制御部２９から本体側無線通信部２１を介してプローブ側無線通信部１３に送信され、さらに、プローブ制御部１６に送出される。プローブ制御部１６は、乳腺層Ｌ２に焦点を合わせるように送受信回路１２を制御する。これにより、送受信回路１２で新たに音線信号が生成され、その音線信号に基づいて、画像生成部２２により新たに超音波画像Ｕが生成される。こうして生成された超音波画像Ｕでは、乳腺層Ｌ２の深度に焦点が合わされているため、乳腺層Ｌ２がより鮮明に描出されている。
　以上のように、本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置１によれば、初期条件設定部２５により、被検体の乳房Ｂにおける乳腺の割合Ｒに基づいて基本音速値Ｖ１が設定され、基本音速値Ｖ１を用いて送受信回路１２により音線信号が生成され、この音線信号を用いて画像生成部２２により超音波画像Ｕが生成されるため、乳腺層Ｌ２の超音波画像Ｕの解像度を向上させることができる。
　なお、超音波診断装置１において、画像生成部２２は、診断装置本体３に備えられているが、診断装置本体３に備えられる代わりに超音波プローブ２に備えられていてもよい。その場合には、初期条件設定部２５により設定される基本音速値Ｖ１の情報は、本体側無線通信部２１を介してプローブ側無線通信部１３に送信され、さらに、超音波プローブ２内の画像生成部２２に送出される。また、画像生成部２２により生成された超音波画像Ｕは、プローブ側無線通信部１３を介して本体側無線通信部２１に送信され、さらに、表示制御部２３と抽出部２６に送出される。
　また、超音波プローブ２と診断装置本体３は、無線通信により互いに接続されることが説明されているが、有線通信により互いに接続されることもできる。
　また、診断装置本体３は、タブレット型端末等からなる、携帯可能ないわゆるハンドヘルド型であってもよく、病院等の医療現場に設置される据え置き型であってもよい。
　また、乳腺層Ｌ２の深度に焦点を合わせた超音波画像Ｕが生成される例が説明されているが、脂肪層Ｌ１または筋肉層Ｌ３に焦点を合わせた超音波画像Ｕが生成されてもよい。
　例えば、入力装置３０を介してユーザにより脂肪層Ｌ１の深度に焦点を合わせる指示が入力された場合に、脂肪層Ｌ１の超音波画像Ｕにおける深度の情報が、本体側無線通信部２１を介してプローブ側無線通信部１３に送信され、プローブ側無線通信部１３からプローブ制御部１６に送出される。
　本体制御部２９は、脂肪音速値Ｖ１２を記憶しており、ユーザにより入力された脂肪層Ｌ１の深度に焦点を合わせる指示を表す情報に基づいて、脂肪音速値Ｖ１２を表す情報を、本体側無線通信部２１を介してプローブ側無線通信部１３に送信する。脂肪音速値Ｖ１２を表す情報は、プローブ側無線通信部１３から、プローブ制御部１６を経由して送受信回路１２に送出される。
　送受信回路１２は、プローブ制御部１６の制御の下で、脂肪層Ｌ１の深度に焦点を合わせるように超音波ビームの送受信を行い、脂肪音速値Ｖ１２を用いて受信フォーカス処理を行うことにより、音線信号を新たに生成する。このようにして生成された音線信号は、プローブ側無線通信部１３から本体側無線通信部２１に送信され、さらに、画像生成部２２に送出される。画像生成部２２は、本体側無線通信部２１から受信した音線信号に基づいて超音波画像Ｕを生成する。この超音波画像Ｕでは、脂肪層Ｌ１が鮮明に描出されている。
　また、例えば、本体制御部２９が、基本音速値Ｖ１および脂肪音速値Ｖ１２とは異なり且つ筋肉に対して定められた筋肉音速値Ｖ１３を記憶しており、入力装置３０を介してユーザにより筋肉層Ｌ３に焦点を合わせる指示が入力された場合に、筋肉音速値Ｖ１３を用いつつ、筋肉層Ｌ３の深度に焦点が合わされた超音波画像Ｕが生成されることもできる。
　また、被検体の乳房Ｂにおける乳腺の割合Ｒは、乳房領域Ａの体積に対する乳腺の体積の割合として算出されたものが使用される例が説明されているが、その他の方法で算出されたものが使用されてもよい。
　例えば、図４に示すように、乳房領域Ａのうち、輝度が一定の値よりも高い領域すなわち乳腺の密度が高い領域を乳腺領域Ｍとして認識し、特開２０１０－２５３２４５号公報に開示されている方法により、乳腺領域Ｍの体積と乳腺の体積とを算出し、算出された乳腺の体積を乳腺領域Ｍの体積で除することにより、乳腺の割合Ｒを算出することもできる。これにより、乳腺領域Ｍの周囲に存在する、ほぼ脂肪だけで構成される領域の影響を除外することができるため、乳房領域Ａの体積に対する乳腺の体積の割合により乳腺の割合Ｒを算出するよりも、超音波画像Ｕに写っている乳腺層Ｌ２における乳腺の割合に対して、より相関性の高い乳腺の割合Ｒの値を算出することができる。そのため、初期条件設定部２５は、乳腺層Ｌ２中の音速値をさらに高精度に表す基本音速値Ｖ１を算出することができる。
　また、例えば図６に示すように、被検体の乳房Ｂを圧迫板Ｐ１と撮影台Ｐ２で挟んだ状態で、乳房Ｂに対していわゆるトモシンセシス撮影を行って、乳腺領域Ｍにおける乳房厚みＴ１と乳腺領域Ｍにおける乳腺層Ｌ４の厚みＴ２を算出し、乳房厚みＴ１に対する乳腺層Ｌ４の厚みＴ２の割合を、乳腺の割合Ｒとして算出することもできる。
　ここで、乳腺層Ｌ４は、トモシンセシス撮影によって得られるトモシンセシス画像において高輝度に描出される領域を抽出した層である。乳腺層Ｌ４は、脂肪と乳腺が混在しているが、乳腺の割合が比較的高い領域であり、乳腺層Ｌ４以外の領域は、皮下脂肪等の、ほぼ脂肪で構成される領域である。この乳腺層Ｌ４は、超音波画像Ｕにおける乳腺層Ｌ２とは、厳密には一致しないが、超音波画像Ｕにおける乳腺層Ｌ２と高い相関性を有している。
　なお、トモシンセシス画像において高輝度に描出される領域とは、例えば、定められた輝度しきい値以上の高い輝度を有する領域である。
　また、乳腺の割合Ｒが、乳腺領域Ｍの体積に対する乳腺の体積の割合により算出された乳腺の割合Ｒ１（％）と、トモシンセシスにより得られる乳房厚みＴ１に対する乳腺層Ｌ４の厚みＴ２の割合Ｒ２（％）により表される場合に、初期条件設定部２５は、乳腺の割合Ｒ１（％）と、乳腺層Ｌ４の厚みＴ２の割合Ｒ２（％）と、乳腺音速値Ｖ１１（ｍ／ｓ）と、脂肪音速値Ｖ１２（ｍ／ｓ）を用いて、
　Ｖ１＝（Ｒ１／Ｒ２）×Ｖ１１＋（１－Ｒ１／Ｒ２）×Ｖ１２
により、基本音速値Ｖ１を設定することもできる。
　ここで、乳腺領域Ｍ中の乳腺は、通常、ほとんど乳腺層Ｌ４中に存在するため、乳腺領域Ｍの体積に対する乳腺の体積の割合は、トモシンセシスにより得られる乳房厚みＴ１に対する乳腺層Ｌ４中に存在する乳腺の割合として近似できる。したがって、割合Ｒ１を割合Ｒ２で除することで、乳腺層Ｌ４における乳腺の割合を算出することができる。
　これにより、初期条件設定部２５は、乳腺層Ｌ２中の音速値をさらに高精度に表す基本音速値Ｖ１を算出することができる。
実施の形態２
　実施の形態１では、入力装置３０を介して図示しない外部機器またはユーザから超音波診断装置１に乳腺の割合Ｒが入力されているが、超音波診断装置１内で放射線画像Ｓを解析することにより、乳腺の割合Ｒを算出することもできる。
　図７に、本発明の実施の形態２に係る超音波診断装置１Ａの構成を示す。超音波診断装置１Ａは、図１に示す実施の形態１の超音波診断装置１において、診断装置本体３の代わりに診断装置本体３Ａを備えたものである。
　診断装置本体３Ａは、実施の形態１における診断装置本体３において、乳腺割合算出部３９が追加され、本体制御部２９の代わりに本体制御部２９Ａを備えたものである。乳腺割合算出部３９は、初期条件設定部２５に接続されている。また、本体側プロセッサ３１の代わりに、乳腺割合算出部３９を含む本体側プロセッサ３１Ａが構成されている。
　入力装置３０は、マンモグラフィ撮影等により被検体の乳房Ｂが撮影された放射線画像Ｓを、放射線画像診断装置等の図示しない外部機器から診断装置本体３Ａに入力するために使用される。
　乳腺割合算出部３９は、入力装置３０を介して入力された放射線画像Ｓを解析することにより、乳腺の割合Ｒを算出する。乳腺割合算出部３９は、例えば、図４に示すようなマンモグラフィ撮影で取得された放射線画像Ｓに対して、特開２０１０－２５３２４５号公報に開示されている方法を用いることにより、乳房領域Ａの体積と乳腺の体積とを算出し、算出された乳腺の体積を乳房領域Ａの体積で除することにより、乳腺の割合Ｒを算出することができる。
　また、乳腺割合算出部３９は、乳房領域Ａのうち、輝度が一定の値よりも高い領域すなわち乳腺の密度が高い領域を乳腺領域Ｍとして認識し、特開２０１０－２５３２４５号公報に開示されている方法により、乳腺領域Ｍの体積と乳腺の体積とを算出し、算出された乳腺の体積を乳腺領域Ｍの体積で除することにより、乳腺の割合Ｒを算出することもできる。
　また、図６に示すようなトモシンセシス撮影により得られた放射線画像Ｓを解析して、乳腺領域Ｍにおける乳房厚みＴ１と乳腺領域Ｍにおける乳腺層Ｌ４の厚みＴ２を算出し、乳房厚みＴ１に対する乳腺層Ｌ４の厚みＴ２の割合を、乳腺の割合Ｒとして算出することもできる。
　以上のように、診断装置本体３Ａの乳腺割合算出部３９により乳腺の割合Ｒを算出する場合でも、実施の形態１において入力装置３０を介して図示しない外部機器またはユーザから超音波診断装置１に対して乳腺の割合Ｒが入力される場合と同様にして、初期条件設定部２５により、被検体の乳房Ｂにおける乳腺の割合Ｒに基づいて基本音速値Ｖ１が設定され、基本音速値Ｖ１を用いて送受信回路１２により音線信号が生成され、この音線信号を用いて画像生成部２２により超音波画像Ｕが生成されるため、乳腺層Ｌ２の超音波画像Ｕの解像度を向上させることができる。
１，１Ａ　超音波診断装置、２　超音波プローブ、３，３Ａ　診断装置本体、１１　振動子アレイ、１２　送受信回路、１３　プローブ側無線通信部、１６　プローブ制御部、２１　本体側無線通信部、２２　画像生成部、２３　表示制御部、２４　モニタ、２５　初期条件設定部、２６　抽出部、２９，２９Ａ　本体制御部、３０　入力装置、３１，３１Ａ　本体側プロセッサ、３２　パルサ、３３　増幅部、３４　ＡＤ変換部、３５　ビームフォーマ、３６　信号処理部、３７　ＤＳＣ、３８　画像処理部、３９　乳腺割合算出部、Ａ　乳房領域、Ｂ　乳房、Ｌ１　脂肪層、Ｌ２　乳腺層、Ｌ３　筋肉層、Ｍ　乳腺領域、Ｐ１　圧迫板、Ｐ２　撮影台、Ｓ　放射線画像、Ｔ１　乳房厚み、Ｔ２　厚み、Ｕ　超音波画像。

Claims (13)

  1. 　超音波プローブと、
    　被検体に対し前記超音波プローブを用いて超音波ビームの送受信を行うことにより超音波画像を生成する画像取得部と、
    　前記被検体の乳房を撮影した放射線画像を解析することにより算出された前記乳房における乳腺の割合に基づいて前記乳房の前記超音波画像を生成するための基本音速値を設定する初期条件設定部と
    　を備え、前記画像取得部は、前記基本音速値を用いて前記乳房の前記超音波画像を生成する超音波診断装置。
  2. 　前記初期条件設定部は、前記基本音速値Ｖ１（ｍ／ｓ）を、前記乳腺の割合Ｒ１（％）と、乳腺に対して定められた乳腺音速値Ｖ１１（ｍ／ｓ）および脂肪に対して定められた脂肪音速値Ｖ１２（ｍ／ｓ）とを用いて、
    　Ｖ１＝［Ｒ１×Ｖ１１＋（１００－Ｒ１）×Ｖ１２］／１００
    により設定する請求項１に記載の超音波診断装置。
  3. 　前記乳房の前記超音波画像を解析して脂肪層と乳腺層を抽出する抽出部を備える請求項２に記載の超音波診断装置。
  4. 　前記画像取得部は、前記抽出部により抽出された前記乳腺層に対し、前記基本音速値を用いて前記超音波画像を生成する請求項３に記載の超音波診断装置。
  5. 　前記画像取得部は、前記抽出部により抽出された前記脂肪層に対し、前記基本音速値とは異なる前記脂肪音速値を用いて前記超音波画像を生成する請求項３に記載の超音波診断装置。
  6. 　前記抽出部は、前記乳房の前記超音波画像を解析して筋肉層を抽出し、
    　前記画像取得部は、抽出された前記筋肉層に対し、前記基本音速値および前記脂肪音速値とは異なり且つ筋肉に対して定められた筋肉音速値を用いて前記超音波画像を生成する請求項３～５のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  7. 　前記放射線画像を解析することにより算出された前記乳腺の割合を入力するための入力装置を備え、
    　前記初期条件設定部は、入力装置を介して入力された前記乳腺の割合を用いて前記基本音速値を設定する請求項１～６のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  8. 　前記放射線画像を入力するための入力装置と、
    　前記入力装置を介して入力された前記放射線画像を解析することにより前記乳腺の割合を算出する乳腺割合算出部と
    　を備え、
    　前記初期条件設定部は、前記乳腺割合算出部により算出された前記乳腺の割合を用いて前記基本音速値を設定する請求項１～６のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  9. 　前記乳腺の割合は、乳房領域における前記乳房の体積に対する前記乳房領域における前記乳腺の体積の割合である請求項１～８のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  10. 　前記乳腺の割合は、乳腺領域における前記乳房の体積に対する前記乳腺領域における前記乳腺の体積の割合である請求項１～８のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  11. 　前記乳腺の割合は、乳腺領域における前記乳房の体積に対する前記乳腺領域における前記乳腺の体積の割合Ｒ１およびトモシンセシスにより得られる乳腺領域における乳房厚みに対する乳腺領域における乳腺層の厚みの割合Ｒ２により表される請求項１～８のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  12. 　前記初期条件設定部は、前記基本音速値Ｖ１（ｍ／ｓ）を、前記乳腺の体積の割合Ｒ１（％）と、前記乳腺層の厚みの割合Ｒ２（％）と、乳腺に対して定められた乳腺音速値Ｖ１１（ｍ／ｓ）および脂肪に対して定められた脂肪音速値Ｖ１２（ｍ／ｓ）とを用いて、
    　Ｖ１＝（Ｒ１／Ｒ２）×Ｖ１１＋（１－Ｒ１／Ｒ２）×Ｖ１２
    により設定する請求項１１に記載の超音波診断装置。
  13. 　被検体の乳房を撮影した放射線画像を解析することにより算出された前記乳房における乳腺の割合に基づいて超音波画像を生成するための基本音速値を設定し、
    　前記基本音速値を用いて前記乳房の前記超音波画像を生成する
    　超音波診断装置の制御方法。
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