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WO2006123742A1 - 画像診断装置 - Google Patents

画像診断装置 Download PDF

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Publication number
WO2006123742A1
WO2006123742A1 PCT/JP2006/309939 JP2006309939W WO2006123742A1 WO 2006123742 A1 WO2006123742 A1 WO 2006123742A1 JP 2006309939 W JP2006309939 W JP 2006309939W WO 2006123742 A1 WO2006123742 A1 WO 2006123742A1
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WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
image
unit
images
measurement
imaging apparatus
Prior art date
Application number
PCT/JP2006/309939
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Hideki Yoshikawa
Takashi Azuma
Kenichi Kawabata
Kazuaki Sasaki
Shinichiro Umemura
Original Assignee
Hitachi Medical Corporation
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi Medical Corporation filed Critical Hitachi Medical Corporation
Priority to JP2007516338A priority Critical patent/JP4842933B2/ja
Priority to EP06746614A priority patent/EP1884197B1/en
Priority to CN2006800175851A priority patent/CN101179998B/zh
Priority to US11/914,962 priority patent/US8460191B2/en
Publication of WO2006123742A1 publication Critical patent/WO2006123742A1/ja
Priority to US13/903,287 priority patent/US8911372B2/en

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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5207—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of raw data to produce diagnostic data, e.g. for generating an image
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    • G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
    • G06T2207/30004—Biomedical image processing
    • G06T2207/30101—Blood vessel; Artery; Vein; Vascular

Definitions

  • the present invention is an image in which information that changes over time is imaged and displayed by adding or subtracting a plurality of images to which deformation of a target object is measured using ultrasonic waves and subjected to body motion correction processing.
  • the present invention relates to a diagnostic device.
  • the therapeutic effect of a drug can be determined at an early stage by accurately extracting and imaging the size of the tumor before and after the drug is administered.
  • it is used as a monitoring tool for minimally invasive treatments where the treatment site cannot be seen, it is possible to detect the tissue change in the region of interest with high sensitivity and to treat the normal site without invading it.
  • the temporal change of the object of interest is judged by the operator comparing the images or by superimposing the images to be compared on the basis of a characteristic part such as a skeleton.
  • An ultrasound contrast agent is a fine bubble having a diameter of about several millimeters / zm.
  • an ultrasonic wave When an ultrasonic wave is irradiated, it strongly generates a nonlinear signal. Since the contrast medium administered through the veins infiltrates the blood vessels in the bloodstream along with the blood flow, a high-contrast image with enhanced blood vessel structure can be obtained. However, since the contrast agent concentration decreases in the blood vessels in the peripheral area, signals cannot be obtained with a sufficient S / N ratio (ratio of signal to noise).
  • the S / N ratio also decreases and the contrast weakens due to the decrease in the sound pressure of the irradiated ultrasonic beam and the attenuation of the nonlinear signal from the contrast agent. Therefore, the surgeon tracks the flow of the contrast agent with his eyes and judges the vascular structure in his head.
  • the depth method A method of dividing the imaging region in the direction has been proposed (Japanese Patent Laid-Open No. 2002-209898). Since each region having a different depth is irradiated with ultrasonic waves at a sound pressure at which a contrast medium signal can be sufficiently obtained, the dispersion of the irradiation sound pressure in the depth direction is reduced. The acquired images can be connected to obtain an image that maintains a high S / N ratio even in the deep region.
  • the pulse inversion mode is a means of acquiring a harmonic component with a high S / N ratio by continuously irradiating a fundamental wave and an antiphase wave and adding the reflected waves of both.
  • the fundamental wave f re i fl and vice versa
  • each reflected wave has a fundamental frequency component.
  • an object of the present invention is to extract and image information that changes with time from time-series image power obtained at different time phases by means of measuring and correcting the body motion of the target object. It is to provide a diagnostic imaging apparatus.
  • the body motion in the imaging surface of the target object is measured using an ultrasound image, and correction processing for the measured body motion is added.
  • correction processing for the measured body motion is added.
  • time-series images information that changes over time, such as the shape of the target object and tissue degeneration, is imaged and displayed.
  • An ultrasonic probe for transmitting an ultrasonic wave to a target object and acquiring a reflected signal from the target object, and a reflection signal acquired by the ultrasonic probe A body motion measuring unit that configures a two-dimensional ultrasound image, sets a plurality of measurement regions for measuring the body motion of the target object in the image plane, and measures the body motion in the measurement value region; and Obtained in the image integration (subtraction) unit and the previous image integration (subtraction) unit, which corrects body movements measured in the motion measurement unit and adds or subtracts images to extract information that changes over time
  • an image display unit for displaying an image for displaying an image.
  • the body motion measurement unit includes a measurement region in which body motion measurement is performed within a plane of a two-dimensional ultrasound image obtained by transmitting and receiving ultrasound.
  • the body movement is measured in the measurement area.
  • an ultrasonic probe for transmitting and receiving an ultrasonic signal has a plurality of piezoelectric elements arranged in a one-dimensional or two-dimensional array. It is characterized by being an ultrasonic probe.
  • a plurality of images having different time phases are integrated or subtracted, and information that changes over time such as the shape of the region of interest and tissue degeneration is imaged. It is characterized by that.
  • an image used for integration or subtraction processing is a morphological image such as an ultrasound image, an MRI image, or an X-ray image, a PET image, or an ultrasound contrast agent image. It is a feature image.
  • An ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to and from the target object and obtains a two-dimensional tomographic image of the target object, and an ultrasonic image acquired by the ultrasonic probe, and the target Means for measuring the body movement of the target, means for correcting the measured body movement and integrating or subtracting the time-series image, and an image display unit for displaying the image obtained by the integration or subtraction process It is characterized by comprising.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an image diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • a two-dimensional tomographic image (B-mode image) is acquired by transmitting and receiving ultrasonic waves to a target object, the two-dimensional tomographic image is divided into a plurality of measurement regions, and the measurement region Body movement is measured in A two-dimensional image reconstructed using the divided measurement area is displayed by adding or subtracting a plurality of images.
  • the ultrasonic probe (hereinafter referred to as the probe) 2 has a structure in which a plurality of piezoelectric elements are arranged.
  • An analog transmission signal is sent from the transmission beamformer 3 via the D / A converter 4 to each piezoelectric element and irradiates the target 1 with ultrasonic waves.
  • the ultrasonic waves transmitted by each piezoelectric element force are electronically delayed by the transmission beam former 3 and converge at a predetermined depth.
  • the transmitted signal is reflected within the object of interest 1 and received again by each piezoelectric element of the probe.
  • Reflected echoes received by each piezoelectric element are corrected by the TGC (Time Gain Control) section 5 for attenuation that varies depending on the arrival depth of the transmitted wave, then converted to digital signals by the A / D converter 6 and received. Sent to Beamformer 7.
  • TGC Time Gain Control
  • the reception beamformer 7 outputs the addition result by multiplying the delay time corresponding to the distance from the focal position force to each piezoelectric element. By performing two-dimensional scanning of this focused ultrasound, a two-dimensional reflected echo distribution of the target object 1 can be obtained.
  • An RF signal divided into a real part and an imaginary part is output from the reception beamformer 7 and sent to the envelope detection unit 8 and the measurement region setting unit 11.
  • the signal sent to the envelope detection unit 8 is converted into a video signal, interpolated between the scanning lines by the scan converter 9 and reconstructed into two-dimensional image data, and then displayed on the image display unit 10. Is displayed.
  • the measurement region force for measuring the body movement is set to an optimum size according to the structure as described later, and is sent to the body movement measurement unit 12.
  • the body motion measuring unit 12 measures body motion in the measurement area.
  • the measurement method of body movement is Cross correlation operation or least squares method.
  • the image integration (subtraction) unit 13 performs image integration or subtraction processing in the measurement area while performing correction based on the velocity component vector of body movement measured by the body movement measurement unit, and displays the display unit. Displayed at 10.
  • ultrasonic RF data is acquired.
  • Ultrasonic probes for acquiring images are classified into a one-dimensional array type and a two-dimensional array type.
  • image data in a direction orthogonal to the imaging surface of interest is acquired, and body movement in the image data is measured, so that Dimensional body movement is obtained.
  • a method for setting the measurement area in step 2 will be described with reference to FIGS. 3A and 3B.
  • a plurality of measurement areas 24 are set in the ultrasonic image 21, and the most consistent area in each measurement area is extracted from the next frame by the cross-correlation calculation or the least square method.
  • the movement in each measurement area is regarded as a rigid body motion without deformation, and the deformation of the entire target object is measured by combining the individual movements obtained in each measurement area.
  • contour components such as the contour of the target object and the boundary between tissues, and ultrasonic waves scattered by minute scatterers scattered in the internal and external tissues of the target object interfere with each other.
  • Speckle component is considered.
  • the movement amount is calculated by setting a measurement region in the entire image without distinguishing between the two.
  • the speckle component it is possible to measure body movements in areas where characteristic luminance information such as tissue contours cannot be obtained.
  • the size of the measurement area is changed according to the structure in the area.
  • FIGS. 3A and 3B show liver tissue 22 and blood vessel structure 23 in the liver tissue as examples. Since the part without the characteristic structure is composed of speckle components, a measurement area with a size approximately twice the speckle component is set.
  • FIG. 4 shows a flowchart for measuring body movement in each measurement area.
  • a base ultrasonic image frame (N) is acquired (step 11), and an arbitrary number of measurement regions are set on the image (step 12).
  • Cross-correlation calculation or least squares method is used for body motion measurement, but the optimum method differs depending on the signal component for which body motion measurement is performed.
  • the cross-correlation calculation is more sensitive than the least squares method. For this reason, accurate measurement cannot be performed when there is a large change in the signal component of interest between frames in which body motion measurement is performed.
  • an ultrasound contrast agent when used, it is suitable to use the least square method because the contrast agent moves violently in the measurement region and the signal component changes greatly and is not affected by the signal component change.
  • RU This will be described below using equations. For simplicity of explanation, we assume a one-dimensional model, and let f (x) and f (X) represent the two images for body motion measurement, and express them as follows.
  • n (x) and n (x) are noises on the image
  • n (x) is a contrast agent signal
  • a is a position change due to body movement
  • C ( ⁇ ) and C each Nitsu, Te of alpha ⁇ alpha of (alpha) Taking the limit, the first term of C (a) is stable and
  • the third term force converges to 0 except for the fifth term, and the third to fifth terms are ⁇
  • the value of c) is the minimum value. That is, the contrast agent signal
  • the ultrasonic beam 61 emitted from the one-dimensional array ultrasonic probe 60 has a spatial spread depending on the aperture width, wavelength, and depth of the ultrasonic probe. Yes.
  • the beam spread in the slice direction is referred to as the slice direction width. Due to the width in the slice direction, even if the target object moves in the slice direction within a certain range, sufficient sensitivity for measurement can be obtained, and body motion measurement within the first imaging plane is possible. Based on experiments using a phantom that simulates a living body, if the amount of movement in the second imaging plane between images for body motion measurement is approximately 20% of the width in the slice direction of the first imaging plane, Body motion measurement force in the imaging plane It is possible with the accuracy of the pixel size (10-100 m) of the surface where body motion is measured. A typical example is about 0.4 mm under the conditions of a short axis diameter of the probe of 10 mm, a frequency of 10 MHz, and F picker 1. In addition, if you observe the movement of the object of interest before inspection and fix the ultrasonic probe at a position where the movement in the slice direction is about 20% of the width in the slice direction, the second imaging surface is set specifically. No need.
  • step 4 the image integration or subtraction process in step 4 will be described. Whether the images are integrated, subtracted, or a combination of both is used when extracting changes over time of the subject of interest, depending on the information to be extracted. Some examples will be described below.
  • the ultrasound contrast agent is a fine bubble having a diameter of several microns. Therefore, the contrast medium intermittently enters the fine blood vessels having the same diameter as the ultrasonic contrast medium.
  • 31a, 31b, and 31c are ultrasonic images acquired continuously in time. On each image, a blood vessel structure 32 that is not actually imaged and a contrast agent 33 that has entered the blood vessel structure are shown. The spatial positional relationship of the blood vessel structure 32 on each image is shifted from each other due to the body movement of the target object.
  • a passing path of the ultrasound contrast agent 33 is extracted, and an integrated image 34 from which the blood vessel structure can be determined is constructed.
  • This integration process may use a B-mode image, but contrast mode with enhanced contrast agent signal is particularly effective.
  • the effect of rendering the three-dimensional structure of blood vessels by body movement in the slice direction is also obtained. Since the imaging plane changes due to body movement in the slice direction, the acquired image data includes the three-dimensional information of the target object. By integrating these images, a fluoroscopic image having a width in the slice direction is obtained, and the three-dimensional structure of the blood vessel is imaged.
  • the line image structure of the blood vessel is imaged by the effect of the fluoroscopic image described above by performing the force image integration process depicted as a broken line on the image. Can be drawn on top.
  • the first method is a method in which, in the process of accumulating images, units composed of several or several tens are sequentially constructed while acquiring images, and background is removed by each unit. With reference to Fig. 6, the case of the number of images constituting the unit will be described as an example.
  • 41a, 41b, 41c, and 41d are assigned in the order of image acquisition. Each image contains a structural component 44 that does not change over time.
  • the first acquired image 41a is set as a background image.
  • any of the forces 41b, 41c, and 41d using the first acquired image as the background image in the unit may be selected.
  • the images 41a, 41b, 41c, and 41d constituting the unit are integrated to form the accumulated image 42, and the background image 41a is subtracted by the number constituting the unit.
  • the second method is a method in which attention is paid to one pixel constituting the image.
  • one pixel corresponding to the blood vessel structure a large difference in brightness occurs before and after the contrast agent passes.
  • the composition components hardly change over time, there is no difference in brightness as described above.
  • This property can be used to remove tissue components.
  • a unit consisting of a plurality of images is constructed in the same manner as the first method. Next, the acquired images in the unit are sequentially compared between pixels at the same location, and an image composed of the maximum value and the minimum value in each pixel is drawn.
  • the maximum value image corresponds to the contrast agent signal, and the minimum value image corresponds to the tissue component. Therefore, the tissue component can be removed by subtracting the minimum value image from the maximum value image.
  • the signal received to construct the B-mode image includes randomly generated electrical noise in addition to the signal obtained in a steady manner such as tissue echo.
  • Accumulation processing with body motion correction enhances the dynamic range of the image to emphasize signals that are received at a specific location force. Therefore, a signal that is randomly generated regardless of the location has a low luminance on the image, and the contrast resolution is improved.
  • the target object is a blood vessel
  • the random signal of the reflection source force flowing in the blood vessel is removed, while the standing structure is depicted with high contrast.
  • body motion in the slice direction has effective effects such as a rendering effect and a compound effect that are not factors that reduce body motion measurement sensitivity in the image plane to be integrated.
  • it is necessary to move the imaging surface mechanically or electronically to spread the ultrasonic transmission beam in the slice direction.
  • the former is a more practical method because it can cause a decrease in the sensitivity of body motion measurement, as well as degrading the spatial resolution of individual images to be integrated.
  • Fig. 11 shows an example of a two-dimensional array ultrasonic probe 70 for electronically leaking the imaging surface in the slice direction. In each imaging surface 71, the beam in the slice direction is narrowed by the acoustic lens provided in the ultrasonic probe.
  • the number of channels in the slice direction may be smaller than that in the azimuth direction. In this case, phase delay processing in consideration of the influence of the acoustic lens is necessary. If the number of channels in the slice direction is such that an effect equivalent to that of an acoustic lens can be obtained, the acoustic lens is unnecessary. This makes it possible to obtain a fluoroscopic image effect and a compounding effect even for a subject with little body movement in the slice direction.
  • FIGS. 7A and 7B There is imaging of a shape change such as a shape of a tumor or a tissue degeneration in a minimally invasive treatment.
  • a shape change such as a shape of a tumor or a tissue degeneration in a minimally invasive treatment.
  • FIGS. 7A and 7B The process from image acquisition to image subtraction is as shown in Fig. 2, which is the same as the blood vessel structure rendering using the ultrasound contrast agent described above.
  • the images after the body movement measurement are 51a, 51b, and 51c in FIG. 7A in chronological order.
  • the tissue of interest is shown as 52a, 52b, 52c on each image.
  • the shape change of the tissue of interest can be accurately displayed as an objective image.
  • the shape change is displayed like a contour line, and the process of change is displayed.
  • a display form indicated by vector 90 is also conceivable. As a result, it is possible to display an image showing the process of local shape change only by the overall size.
  • the body motion measurement and image integration (subtraction) processing uses RF data.
  • Body motion measurement and integration (subtraction) processing can also be performed using image data.
  • body movement measurement may use RF data
  • integration (subtraction) processing may use image data from the scan converter 9.
  • the present invention is also applicable in the pulse inversion mode.
  • the pulse inversion mode irradiates the fundamental wave and the wave with the opposite phase continuously, and adds the reflected waves of both to add the harmonic component with a high S / N ratio. It is a means to acquire. By adding, the fundamental component disappears and the harmonic component is doubled. Conversely, by subtracting, only the fundamental wave component remains and the high frequency component disappears. Therefore, an image (contrast agent image) in which the contrast agent signal, which is a harmonic component, is emphasized can be formed by the above-described addition process, and only the tissue component from which the harmonic component has been removed is obtained by performing a subtraction process. An image (tissue image) can be obtained. For this reason, body motion measurement is performed on tissue images with slow signal changes, and integration (subtraction) processing is performed on contrast agent images, realizing image integration with high-precision body motion correction and extracting blood vessel structures. An image can be displayed.
  • body motion measurement is performed using an image from which electrical noise, contrast medium signal,! /, And high-frequency components are removed by filtering, and the integration (subtraction) processing does not perform filtering.
  • image data is sent from the scan converter 9 to the high frequency component removing unit 80 and the image integrating (subtracting) unit 13.
  • the RF data is sent to the high-frequency component removing unit 80 to perform body movement measurement.
  • the image integration (subtraction process) based on the result of body movement measurement is a method using an image from the scan comparator 9.
  • the time required to display an image is mainly determined by two factors: one is the acquisition time of images to be integrated, and the other is the time required for integration processing.
  • the image acquisition time depends on the number of images to be acquired and the frame rate that is set. It takes 2-3 seconds. Therefore, the accumulated image displayed first is the image several seconds before.
  • the image data power already acquired is also excluded from the first frame, and the acquired image is read, and the acquired image is added and integrated for real-time processing. Image display is possible. For this reason, the operator can screen the target object in B mode and relax the movement of the probe at the desired position, so that the integration process is automatically performed.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an image diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a flowchart for explaining the operation from the acquisition of RF data to the image integration or subtraction process in the diagnostic imaging apparatus of the embodiment.
  • FIG. 3A is a diagram showing the setting of a plurality of measurement areas in the diagnostic imaging apparatus of the example.
  • FIG. 3B is a diagram showing setting of a plurality of measurement areas in the image diagnostic apparatus according to the embodiment.
  • FIG. 4 is a flowchart for explaining from the setting of the measurement region to the evaluation of the body motion vector in the diagnostic imaging apparatus of the embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram showing a blood vessel structure extraction method using a contrast medium signal in the image diagnostic apparatus according to the embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram showing a method for removing signals other than blood vessel structures in the diagnostic imaging apparatus of the embodiment.
  • FIG. 7A is a diagram showing an image of tissue shape change by subtraction processing in the diagnostic imaging apparatus of the example.
  • FIG. 7B is a diagram showing an image of tissue shape change by subtraction processing in the diagnostic imaging apparatus of the example.
  • FIG. 8 is a block diagram when performing body movement measurement and image integration (subtraction) processing based on data from the scan converter in the image diagnostic apparatus of the embodiment.
  • FIG. 9 In the diagnostic imaging apparatus of the embodiment, body movement measurement is performed using RF data, FIG. 6 is a block diagram when image integration (subtraction) processing is performed using data of the converter power. [10] A diagram showing the spatial extent of the ultrasound probe and ultrasound beam.
  • body motion measurement is performed with an image obtained by performing high-frequency component removal processing on the data from the scan converter, no high-frequency component removal processing is performed, and integration (subtraction) processing is performed on the image.
  • integration subtraction

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Abstract

　着目対象（１）に対して超音波を送信し前記着目対象からの反射信号を取得する圧電素子がアレイ状に配列された超音波探触子（２）と、前記超音波探触子によって取得した反射信号を用いて２次元超音波画像を構成し、その画像面内に前記着目対象の体動計測に用いる計測領域を複数個設定し、前記計測領域内の体動および変形量を計測する体動計測部（１２）と、前記体動計測部で計測した体動を用いて画像を積算または減算処理を行なう画像積算（減算）部を有し、経時的に変化する情報を画像化し実時間で表示する画像診断装置。

Description

明 細 書
画像診断装置
参照による取り込み
[0001] 本出願は、 2005年 5月 20日に出願された日本特許出願第 2005— 147485号、 の優先権を主張し、その内容を参照することにより本出願に取り込む。
技術分野
[0002] 本発明は、超音波を用いて着目対象の変形を計測し、体動補正処理を加えた複数 画像の加算または減算処理により、経時的に変化する情報を画像化して表示する画 像診断装置に関する。
背景技術
[0003] 時相が異なる画像を用いて、着目対象の形状や組織の時間的な変化を抽出し、画 像化する技術は、治療の効果判定や病変の鑑別などに有用である。例えば、薬剤を 投与する前後の腫瘍の大きさを正確に抽出'画像ィ匕することで、薬剤の治療効果を 早期に判断できる。また、治療部位を目視できない低侵襲治療用のモニタリングツー ルとして用いれば、着目領域の組織変化を高感度に検出し、正常部位を侵襲しない 治療が可能になる。通常、着目対象の時間的変化は、術者が画像を見比べて判断 するか、または骨格などの特徴的な部位を基準にし、比較する画像同士を重畳して 判断する。
[0004] 時系列画像を用いることで、超音波造影剤の動きを追跡した血管構造の抽出も可 能である。超音波造影剤は、直径数/ z m程度の微小な気泡であり、超音波が照射さ れると強 、非線形信号を生じさせる。静脈カゝら投与された造影剤は血流と共に細部 の血管まで浸潤していくため、血管構造が強調された高コントラスト画像が得られる。 しかし、抹消部の血管では造影剤濃度が低下するため、充分な S/N比 (ノイズに対 する信号の割合)で信号が得られなくなる。また、深部領域では照射超音波ビームの 音圧低下や、造影剤からの非線形信号の減衰により、やはり S/N比が低下してコント ラストが弱くなる。そのため、術者は造影剤の流れを目で追跡し、頭の中で血管構造 を判断している。深部領域で S/N比が低下する問題を解決する手段として、深さ方 向に撮像領域を分割する手法が提案されている（特開 2002-209898)。深さが異なる 各領域に対して、造影剤信号が充分に得られる音圧での超音波照射がなされるため 、深さ方向における照射音圧の分散が低減される。取得した各画像を繋ぎ合わせ、 深部領域にぉ 、ても高 、S/N比を維持した画像を取得できる。
[0005] パルスインバージョンモード（U.S. Patent Number 6,095,980)によれば、造影剤信 号の変化が大き!/、場合にお!、ても、 RFデータを用いた相互相関演算による体動計 測、および画像加算が可能であることが開示されている。パルスインバージョンモード とは、基本波と逆位相の波とを連続して照射し、双方の反射波を加算することで高調 波成分を高 S/N比で取得する手段である。例えば、基本波 f =rei fl、およびそれと逆
0
位相をもつ波 f =ι^( θ—π)を照射した場合、各々の反射波には、基本周波数成分の波
1
である f re =rei flと f re =rei(")に加え、高周波成分である f r°2 =rei2 flと f re2 =rei2(fl— π)が
0 1 0 1 それぞれ含まれる。これらを加算処理することで、基本波成分が消失し、高調波成分 力 ^倍になる。逆に減算処理することで、基本波成分だけが残存して高周波成分が 消失する。
発明の開示
[0006] 着目対象の時間変化を検出するには、異なる時相で得られた画像同士を比較しな ければならない。そのため、着目対象の位置ずれや変形 (以下、総称して体動とする )を計測し、補正する手段が不可欠である。特許文献 1に記載されている技術は、数 mm程度の径を持つ血管構造を抽出するため、 1mm程度の体動であっても正確に 計測し、補正しなければ血管構造の描出は難しくなる。
[0007] そこで、本発明の目的は、着目対象の体動を計測および補正する手段により、異な る時相で得た時系列画像力ゝら経時的に変化する情報を抽出'画像ィ匕する、画像診断 装置を提供することである。
[0008] 上記目的を達成するために、本発明の画像診断装置では、超音波画像を用いて 着目対象の撮像面内における体動を計測し、計測した体動分の補正処理を加えな がら、時系列画像を積算または減算することにより、着目対象の形状や組織変性など の経時的に変化する情報を画像化し、表示する。
[0009] 以下、本発明の画像診断装置の代表的な構成例について列挙する。 [0010] (1)着目対象に対して超音波を送信し、前記着目対象からの反射信号を取得する ための超音波探触子と、前記超音波探触子によって取得した反射信号を用いて二 次元超音波画像を構成し、その画像面内に前記着目対象の体動計測を行なう計測 領域を複数個設定し、前記計測価領域内における体動を計測する体動計測部と、 前記体動計測部において計測した体動を補正して画像を積算または減算処理し、 経時的に変化する情報を抽出する画像積算 (減算)部と、前期画像積算 (減算)部に おいて得られた画像を表示する画像表示部とを有する。
[0011] (2)前記（1)の画像診断装置において、前記体動計測部は、超音波の送受信によ り得られた二次元超音波画像の面内に、体動計測を行なう計測領域を複数個設定し
、前記計測領域内にて体動を計測することを特徴とする。
[0012] (3)前記（1)の画像診断装置にお!、て、超音波信号を送受信するための超音波探 触子は、複数の圧電素子が 1次元もしくは 2次元のアレイ状に配列された超音波探触 子であることを特徴とする。
[0013] (4)前記（1)の画像診断装置において、時相の異なる複数枚の画像を積算または 減算処理し、着目領域の形状や組織変性などの経時的に変化する情報を画像化す ることを特徴とする。
[0014] (5)前記 (4)の画像診断装置において、積算または減算処理に用いる画像は、超 音波画像、 MRI画像または X線画像といった形態画像や、 PET画像または超音波 造影剤画像と ヽつた機能画像であることを特徴とする。
[0015] (6)着目対象に対して超音波を送受信し、前記着目対象の 2次元断層像を得る超 音波探触子と、前記超音波探触子によって取得した超音波画像から、前記着目対象 の体動を計測するための手段と、計測した体動を補正し、時系列画像を積算または 減算処理する手段と、前記積算または減算処理により得られた画像を表示する画像 表示部とを具備してなることを特徴とする。
[0016] 本発明によれば、組織の形状変化や造影剤の流れなどの、複数枚の時系列画像 によってのみ知り得る情報の画像ィ匕が可能であり、これまで抽象的で定性的あった 情報を、医者同士または医者と患者の間で、具体的に共有できる画像を表示できる 本発明の他の目的、特徴及び利点は添付図面に関する以下の本発明の実施例の 記載から明らかになるであろう。
実施例
[0017] 以下、本発明の実施例について、図面を参照して詳述する。
[0018] 図 1は、本発明の一実施例になる画像診断装置の構成を示すブロック図である。
本実施例の画像診断装置では、着目対象に対して超音波を送受信して二次元断層 像 (Bモード像)を取得し、前記二次元断層像を複数の計測領域に分割し、前記計測 領域において体動を計測する。複数枚の画像を積算または減算し、分割した前記計 測領域を用いて再構成した二次元画像を表示する。
[0019] まず、着目対象の超音波画像の取得から、体動補正を加えた積算または減算画像 の表示に至るまでの装置構成について、図 1のブロック図を用いて説明する。超音波 探触子 (以下、探触子） 2は複数の圧電素子が並べられた構造をもつ。送信ビームフ ォーマ 3から D/A変換器 4を経由して、各圧電素子にアナログ送波信号が送られ、着 目対象 1に向けて超音波を照射する。各圧電素子力 送信される超音波は、送信ビ ームフォーマ 3によって電子的に遅延が掛けられており、所定の深度で集束する。送 波信号は、着目対象 1内で反射され、再び探触子の各圧電素子で受信される。各圧 電素子で受信した反射エコーは、 TGC (Time Gain Control)部 5で、送波の到達深 度によって変わる減衰分が補正された後、 A/D変 6でデジタル信号に変換され 、受信ビームフォーマ 7に送られる。
[0020] 受信ビームフォーマ 7では、焦点位置力 各圧電素子までの距離に応じた遅延時 間を掛けて加算結果が出力される。この集束超音波を 2次元走査させることで、着目 対象 1の 2次元的な反射エコー分布が得られる。受信ビームフォーマ 7からは実部と 虚部に分けられた RF信号が出力され、包絡線検波部 8と計測領域設定部 11に送ら れる。包絡線検波部 8に送られた信号は、ビデオ信号に変換された後、スキャンコン バータ 9で走査線間の補間が加えられ、 2次元画像データに再構成された後、画像 表示部 10に表示される。計測領域設定部 11では、体動を計測するための計測領域 力 後述するように構造に応じた最適な大きさに設定され、体動計測部 12に送られる 。体動計測部 12では、前記計測領域内の体動が計測される。体動の計測手法は、 相互相関演算または最小二乗法である。画像積算 (減算)部 13では、前記体動計測 部で計測された、体動の速度成分ベクトルに基づいた補正が加えられながら、前記 計測領域において画像の積算または減算処理が為され、表示部 10に表示される。
[0021] 次に、図 2のフローチャートに従って、 RFデータの取得から表示に至るまでの工程 の詳細を説明する。まず、工程 1で超音波 RFデータを取得する。画像を取得するた めの超音波探触子は、一次元アレイ型と二次元アレイ型がある。二次元アレイ型の 場合には任意断面の撮像ができるため、着目している撮像面と直交する方向の画像 データを取得し、前記画像データ内における体動を計測することで、着目対象の三 次元体動が求まる。その計測結果に応じて、着目している撮像面を変えることで、常 に同じ領域を撮像し、着目対象の動き方に左右されずに積算または減算処理をする ことができる。
[0022] 次に、工程 2の計測領域の設定手法について図 3A, 3Bを用いて説明する。本発 明では、超音波画像 21に計測領域 24を複数個設定し、各計測領域において、最も 整合が取れる領域を、次のフレーム内から相互相関演算または最小二乗法により抽 出する。一つ一つの計測領域内での動きは変形を伴わない剛体運動と見なし、各計 測領域で求めた個々の動きを組み合わせることで、着目対象全体の変形を計測する
[0023] 計測に用いる信号成分として、着目対象の輪郭や組織間の境界などの輪郭成分と 、着目対象の内外部の組織に散在する微小散乱体によって散乱した超音波が互い に干渉して形成されるスペックル成分が考えられる。本発明では、両者を区別せず、 画像全体に計測領域を設定して移動量を計算する。スペックル成分を用いることで、 組織の輪郭のような特徴的な輝度情報が得られない領域の体動計測が可能となる。 計測領域の大きさは、領域内の構造に応じて変える。図 3A, 3Bには、例として肝臓 組織 22、肝臓組織内の血管構造 23を示した。特徴的な構造物がない部分は、スぺ ックル成分で構成されて ヽるため、スペックル成分の約 2倍程度の大きさを持つ計測 領域が設定される。典型的には、探触子の口径約 40mm、周波数 10MHz、 ナン ノ 1の条件下で、方位方向 2. 5mm,深さ方向 lmm程度である。血管構造がある箇 所には、その構造が充分に含まれる程度の大きさを持つ領域の設定が為される。 [0024] 次に、工程 3の体動計測の手法について説明する。各計測領域において体動を計 測するためのフローチャートを、図 4に示す。最初に、基盤となる超音波画像フレーム (N)を取得し (工程 11)、その画像上に任意個数の計測領域を設定する（工程 12)。 次に、時間的に連続する次のフレーム（M=N+ 1)を取得する（工程 13)。フレーム N上に設定した計測領域と最も整合が取れるフレーム M上の領域を、相互相関演算 または最小二乗法により抽出し、その位置ずれを体動として計測する（工程 14)。続 いて、工程 13に戻り、次のフレーム（M = N + 2)を取得し、フレーム Nとフレーム M ( M=N + 2)を用いて先と同様の手法により体動計測を行なう。工程 13と工程 14を繰 り返し、フレーム N力 所望のフレーム枚数に至るまでの着目対象の体動を計測する
[0025] 体動計測には相互相関演算、または最小二乗法を用いるが、最適な手法は体動 計測を行なう信号成分によって異なる。一般的に、相互相関演算の方が、最小二乗 法よりも計測感度が高い。そのため、体動計測を行なうフレーム間で、着目している 信号成分の変化が大きい場合、正確な計測ができなくなる。例えば、超音波造影剤 を用いた場合には、計測領域内で造影剤が激しく動き回るため信号成分の変化が大 きぐ細か 、信号成分の変化に左右されな 、最小二乗法を用いるのが適して 、る。 以下に式で説明する。説明の簡略ィ匕のため一次元モデルを仮定し、体動計測を行 なう二つの画像を f (x)、 f (X)とし、以下のように表す。
1 2
[0026] [数 1] 数 1
Ά ( = + ηλ (χ)
fi {x) = f(x - aQ ) + n2 (x) + nc (x)
[0027] n (x)、 n (x)は画像上のノイズ、 n (x)は造影剤信号、 a は体動による位置変化を表す
1 2 c 0
。まず、相関演算による計算を C ( α )とすると、以下のようになる。
1
[0028] [数 2] 数 2
^(α) = J j (χ -a)f2 {x)dx = J[ ( - a) + ( -a)][f(x -a0) + n2 (x) + nc (x)}ix = /"(j —な)/ — — ce)nc (； ίχ
Figure imgf000009_0001
[0029] 次に、最小二乗法による計算を C ( a )とすると、以下のようになる。
2
[0030] [数 3]
数 3
i 1
C2(cc) - {J [/； (： r »な）— /2 (x)fdx} 2 = {j [f(x—な） + (x— a)— /(X—な。） - ¾ (x)一 nc (x)†dx} 2 = {jf(x - a)2 + f(x - a0)2 af + n2 {xf + nc{xf ― 2/( ~ a)f(x - 0 )
！
- 2f(x― )nc (x) + 2f(x ~- 0)nc(x)f dx]2 [0031] C ( α )と C ( α )の各々につ 、て α→ α の極限をとると、 C ( a )の第一項は安定して最
1 2 0 1
大値となる力 第二項は必ずしも最大値にならない。一方、 C (ひ）については、
2
a の極限をとると、第三項力 第五項を除いて 0に集束し、第三項から第五項は α
0
によらず安定しているため、 c )の値としては最小値になる。つまり、造影剤信号が
2
f (x)に対して同等もしくは大きい時には、最小二乗法による体動計測が高精度にでき ることを意味している。
[0032] 体動計測を行なう撮像面 (第一撮像面)と直交する第二の超音波探触子を設けるこ とで、より正確な体動計測および画像積算 (減算)処理が可能になる。体動計測を前 記第一撮像面内で行なう場合に、着目対象が主に第一撮像面と直交する面内 (第 二撮像面)で動くと、着目している信号成分の輝度変化が大きぐ前記第一撮像面内 における計測精度が低下する。この計測精度は、前記第一撮像面のスライス方向幅 に依存する。図 10に示すように、一次元アレイ超音波探触子 60から照射される超音 波ビーム 61は、超音波探触子の口径幅、波長、深さに依存する空間的な広がりを持 つている。ここでは、スライス方向のビーム広がりを、スライス方向幅と呼ぶことにする。 このスライス方向幅により、一定の範囲内では着目対象がスライス方向へ動いても、 計測に充分な感度が得られ、前記第一撮像面内における体動計測が可能である。 生体を模擬したファントムを用いた実験により、体動計測を行なう画像間での第二撮 像面内における移動量が、第一撮像面のスライス方向幅の約 20%程度であれば、 第一撮像面内における体動計測力 体動計測を行なう面のピクセルサイズ（10〜10 0 m)程度の精度で可能である。典型例としては、探触子の短軸口径 10mm、周波 数 10MHz、 Fナンパ 1の条件下で、約 0. 4mmとなる。また、検査前に着目対象の動 きを観察し、スライス方向への動きがスライス方向幅の 20%程度となる位置に超音波 探触子を固定すれば、第二の撮像面を特に設定する必要は無 、。
[0033] 次に、工程 4の画像積算または減算処理について説明する。着目対象の経時変化 を抽出する際に、画像を積算するか、減算するか、または双方を組み合わせて使うの かは、抽出する情報による。その数例を、以下に説明する。
[0034] 画像を積算するのが有効な一例として、超音波造影剤を用いた血管抽出技術があ る。超音波造影剤は、直径数ミクロンの微小な気泡である。したがって、超音波造影 剤と同程度の径を持つ微細血管には、造影剤が断続的に入り込む。図 5の 31a、 31 b、 31cは、時間的に連続して取得した超音波画像である。各画像上には、実際には 画像化されていない血管構造 32と、前記血管構造に沿って入り込んだ造影剤 33が 示されている。各画像上における血管構造 32の空間的な位置関係は、着目対象の 体動のため互いにずれている。この体動を補正し、超音波画像 31a、 31b、 31cを積 算することにより、超音波造影剤 33の通過パスが抽出され、血管構造が判断できる 積算画像 34が構成される。この積算処理は Bモード画像を用いてもよいが、造影剤 信号を強調したコントラストモードが特に有効である。さらに、スライス方向への体動 により、血管の立体構造が描出される効果も得られる。スライス方向への体動により撮 像面が変化するため、取得した画像データには着目対象の三次元情報が含まれる。 これらの画像を積算処理することによりスライス方向への幅を持った透視画像が得ら れ、血管の立体構造が画像化される。特に、通常スライス方向に蛇行した血管を撮 像した場合には、画像上で破線として描出される力 画像積算処理をすることで、前 述した透視画像の効果により、血管としてのライン構造を画像上に描出することがで きる。
[0035] また、着目対象の血管構造以外の信号成分 (組織成分)を除去することで、より鮮 明な血管構造の描出が可能になる。組織成分の除去方法は複数考えられる。第一 の方法は、画像を積算していく過程で、数枚または数十枚で構成されるユニットを、 画像を取得しながら順次構成し、各ユニットで背景除去を行なう方法である。図 6を用 いて、ユニットを構成する画像枚数力 枚の時を例に説明する。画像を取得した順に 、 41a、 41b、 41c、 41dとする。各画像には、経時的に変化しない構造成分 44が含 まれている。次に、最初に取得した画像 41aを背景画像として設定する。ここではュ ニットの中で最初に取得した画像を背景画像とした力 41b、 41c、 41dの、いずれを 選んでもよい。次に、ユニットを構成している画像 41a、 41b、 41c、 41dを積算して積 算画像 42を構成し、背景画像 41aを、ユニットを構成している枚数だけ差し引く。
[0036] その結果、経時的に変化する造影剤信号のみを抽出した画像 43を構成できる。第 二の方法は、画像を構成する一画素の着目した方法である。血管構造に対応する一 画素においては、造影剤が通過する前後で大きな輝度の高低差が生じる。一方、組 織成分は経時的にほとんど変化しないため、上記のような輝度の高低差はない。この 性質を利用して組織成分を除去できる。第一の方法と同様にして複数枚の画像から なるユニットを構成する。次に、取得したユニット内の画像を、同一箇所の画素同士 で順次比較していき、各画素における最大値、および最小値で構成された画像を描 出する。最大値画像は、造影剤信号に対応し、最小値画像は組織成分に対応する。 したがって、前記最大値画像から前記最小値画像を差し引くことで、組織成分を除去 できる。
[0037] 同様の積算処理を Bモード画像で行なうことで、積算処理をしない画像に比べてコ ントラスト分解能が高い画像を取得できる。その原理は主に二つある。一つは電気ノ ィズの低減である。 Bモード画像を構成するために受信した信号には、組織エコーの ような定常的に得られる信号の他に、ランダムに発生する電気ノイズが含まれている。 体動補正を加えた積算処理は、特定の場所力 定常的に受信される信号を強調す るため、画像のダイナミックレンジを高くする。そのため、場所に依らずランダムに発 生する信号は、画像上で低い輝度となり、コントラスト分解能が向上する。また、着目 対象が血管の場合には、血管内を流れる反射源力ものランダムな信号が除去される 一方で、定在している構造物は高いコントラストで描出される。そのため、血栓などに よる血管梗塞部位を診断する用途にも有効である。もう一つは、スライス方向におけ るコンパゥンド効果である。この効果は、超音波造影剤による血管描出技術の説明に て記述した、スライス方向への体動によるものである。スライス方向への体動により、 実効的にスライス方向に多段的に超音波照射がなされ、組織輪郭の強調やスペック ル成分の除去といった効果を得ることができる。
[0038] 以上に説明した画像積算技術においては、スライス方向の体動は、積算する画像 面内での体動計測感度を低下させる要素ではなぐレンダリング効果やコンパゥンド 効果といった、有効な作用をもたらす。この効果を最大限に利用するためには、スラ イス方向に超音波の送信ビームを広げる力 機械的または電子的に撮像面を動かす 必要がある。前者は、積算するための個々の画像の空間分解能を劣化させるだけで なぐ体動計測の感度低下の原因になりうるため、後者の方が実用的な手法である。 図 11にスライス方向に撮像面を電子的にォブリークさせるための二次元アレイ超音 波探触子 70の例を示す。各撮像面 71は超音波探触子に具備されている音響レンズ によってスライス方向のビームは絞られて 、る。スライス方向への撮像面のォブリーク は数 mm程度であるため、スライス方向のチャンネル数は、方位方向に比べて少なく てよい。この場合には音響レンズの影響を考慮した位相遅延処理が必要になる。スラ イス方向のチャンネル数が、音響レンズと同等程度の効果が得られる程度に備えら れている場合には、音響レンズは不要である。これにより、スライス方向への体動が少 な ヽ対象にぉ 、ても、透視画像の効果やコンパゥンド効果を得ることができる。
[0039] 次に、画像を減算する例としては、腫瘍の形状や低侵襲治療の組織変性などの、 形状変化の画像化がある。図 7A, 7Bを用いて説明する。画像の取得から画像減算 処理に至る工程は図 2の通りで、前述した超音波造影剤による血管構造描出と同様 である。体動計測した後の画像を時系列順に、図 7Aの 51a、 51b、 51cとする。着目 している組織は、各画像上に 52a、 52b、 52cとして示す。各画像同士による減算処 理により、画像間で生じた組織の形状変化を画像ィ匕することができる（図 7B、減算処 理画像 53)。さらに、この変化を色のグラデーションで示すことで（図 7A、グラデーシ ヨン処理画像 54)、着目している組織の形状変化を、正確にかつ客観性のある画像 として表示することができる。また、形状変化を等高線のように表示し、変化の過程を ベクトル 90で示す表示形態も考えられる。これにより、全体的な大きさだけでなぐ局 所的な形状変化の過程を示す画像を表示することができる。
[0040] 図 1のブロック図に示すように、体動計測および画像の積算 (減算）処理は RFデー タを用いたが、これ以外にも、図 8に示すように、スキャンコンバータ 9からの画像デー タを用いて、体動計測および積算 (減算)処理することもできる。また、図 9に示すよう に、体動計測は RFデータを用いて、積算 (減算）処理は、スキャンコンバータ 9からの 画像データを用いてもよい。
[0041] 本発明はパルスインバージョンモードにおいても適用可能である。パルスインバー ジョンモードとは、背景技術でも説明したように、基本波と逆位相の波とを連続して照 射し、双方の反射波を加算することで高調波成分を高 S/N比で取得する手段である 。加算処理することで、基本波成分が消失し、高調波成分が 2倍になる。逆に減算処 理することで、基本波成分だけが残存して高周波成分が消失する。したがって、前述 した加算処理により、高調波成分である造影剤信号が強調された画像 (造影剤画像) が構成でき、逆に減算処理をすることで、高調波成分が除去された組織成分のみの 画像 (組織画像)を得ることができる。そのため、信号の変化が緩やかな組織画像に より体動計測を行ない、積算 (減算)処理を造影剤画像により行なうことで、高精度な 体動補正による画像積算が実現し、血管構造を抽出した画像を表示することができ る。
[0042] また、フィルタ処理によって電気ノイズや造影剤信号と!/、つた高周波成分を除去し た画像を用いて体動計測を行な 、、積算 (減算)処理はフィルタ処理をしな 、画像で 行なう手法もある。例えば、図 12のブロック図において、スキャンコンバータ 9から高 周波成分除去部 80および画像積算 (減算)部 13に画像データを送る。または、図 13 のブロック図に示すように、 RFデータを高周波成分除去部 80に送り、体動計測を行 なう。そして、体動計測の結果に基づいた画像積算 (減算処理）は、スキャンコンパ一 タ 9からの画像を用いる手法である。
[0043] 以下に、本発明の実施形態について説明する。画像表示に要する時間は主に二 つの要素で決まり、一つは積算する画像の取得時間、もう一つは積算処理に要する 時間である。画像の取得時間に関しては、取得する枚数と設定するフレームレートで 決まり、 2〜3秒を要する。そのため、最初に表示される積算画像は数秒前の画像と なる。次に表示する積算画像に関しては、 1フレーム取得する度に、既に取得してあ る画像データ力も最初のフレームを除 、た画像を読み出し、取得した画像を加えて 積算処理することで、リアルタイムでの画像表示が可能になる。そのため、術者は Bモ ードにて着目対象をスクリーニングし、所望の位置で探触子の動きを緩めることで、 自動的に積算処理が行なわれる形態が可能である。
上記記載は実施例についてなされたたが、本発明はそれに限らず、本発明の精神 と添付の請求の範囲の範囲内で種々の変更および修正をすることができることは当 業者に明らかである。
図面の簡単な説明
[図 1]本発明の実施例になる画像診断装置の構成を示すブロック図。
[図 2]実施例の画像診断装置にぉ 、て、 RFデータの取得カゝら画像の積算または減 算処理に至る動作を説明するフローチャート図。
[図 3A]実施例の画像診断装置において、複数個の計測領域の設定を示す図。
[図 3B]実施例の画像診断装置において、複数個の計測領域の設定を示す図。
[図 4]実施例の画像診断装置にぉ 、て、計測領域の設定から体動ベクトルの評価ま でを説明するフローチャート図。
[図 5]実施例の画像診断装置において、造影剤信号による血管構造の抽出方法を表 す図。
[図 6]実施例の画像診断装置において、血管構造以外の信号を除去する方法を表 す図。
[図 7A]実施例の画像診断装置において、減算処理による組織の形状変化の画像ィ匕 を表す図。
[図 7B]実施例の画像診断装置において、減算処理による組織の形状変化の画像ィ匕 を表す図。
[図 8]実施例の画像診断装置において、スキャンコンバータからのデータにより、体動 計測および画像積算 (減算)処理を行なう場合のブロック図。
[図 9]実施例の画像診断装置において、 RFデータにより、体動計測を行ない、スキヤ ンコンバータ力ものデータにより画像積算 (減算）処理を行なう場合のブロック図。 圆 10]超音波探触子および超音波ビームの空間的広がりを示す図。
[図 11]二次元アレイ探触子と、スライス方向への撮像面走査。
[図 12]実施例の画像診断装置において、スキャンコンバータからのデータに高周波 成分除去処理をした画像で体動計測を行!、、高周波成分除去処理をしな!、画像で 積算 (減算)処理をする場合のブロック図。
圆 13]実施例の画像診断装置において、 RFデータに高周波成分除去処理をした画 像で体動計測を行い、スキャンコンバータ力 の画像により積算 (減算)処理をする場 合のブロック図 n

Claims

請求の範囲
[1] 画像面内に着目対象の体動計測に用いる計測領域を複数個設定する計測領域設 定部と、
前記計測領域設定部で設定した計測領域内の動きおよび変形量を検出する体動 計測部と、
前記体動計測部で計測した体動に基づいて、複数の画像を積算または減算処理 をする画像積算'減算部と、
前記画像積算 ·減算部で処理した画像を表示する画像表示部とを有することを特 徴とする画像診断装置。
[2] 請求項 1に記載の画像診断装置において、前記医用画像は着目対象に対して超 音波を送信し、前記着目対象力 の反射信号を取得するための超音波探触子と、前 記超音波探触子によって取得した反射信号を用いて二次元超音波画像を構成する ことを特徴とする画像診断装置。
[3] 請求項 2に記載の画像診断装置にお ヽて、血管や組織輪郭などの特徴的な構造 がある場合には、前記構造を含む計測領域設定をし、スペックル成分で構成されて いる領域では、前記スペックル成分の 2倍程度の計測領域設定をし、計測領域を設 定する部位に応じて最適な計測領域を設定することを特徴とする画像診断装置。
[4] 請求項 3に記載の画像診断装置において、前記超音波探触子は、それぞれ、複数 の圧電素子が一次元もしくは二次元のアレイ状に配列された超音波探触子であるこ とを特徴とする画像診断装置。
[5] 請求項 2に記載の画像診断装置にお 、て、二次元アレイ探触子では体動計測する 第一の面に直交する第二の撮像面を取得し、第二の撮像面内における着目対象の 動きに伴い、第一の撮像面を移動させ、定常的に同一撮像面を取得することを特徴 とする画像診断装置。
[6] 請求項 2に記載の画像診断装置において、基本波と逆位相の波とを連続して照射 し、双方の反射波を加算することで高調波成分を高 S/N比で取得するパルスインバ 一ジョンモードにおいて、前記反射波を減算することで得られる基本波成分により体 動計測を行ない、高調波成分を用いて画像積算 (減算)処理し、表示画像を構成す ることを行なうことを特徴とする画像診断装置。
[7] 前記計測領域設定部は、着目対象の構造に応じて領域設定を行なうことを特徴と する請求項 1に記載の画像診断装置。
[8] 前記画像積算'減算部は、時間的に連続して取得された前記複数の画像について
、前記体動に基づいて積算することを特徴とする請求項 1に記載の画像診断装置。
[9] 前記画像積算'減算部は、前記複数の画像について、少なくとも一部の前記画像 で構成される少なくとも 1つのユニットを構成し、前記ユニットの積算画像を積算し、 1 の前記画像を前記ユニットの画像数だけ積算した積算された背景画像を積算し、前 記積算画像から前記積算された背景画像を減算することを特徴とする請求項 1に記 載の画像診断装置。
[10] 前記画像積算'減算部は、前記複数の画像について、少なくとも一部の前記画像 で構成される少なくとも 1つのユニットを構成し、前記ユニット内で前記画像の画素の 各々につ 、ての輝度最大値から構成する第 1画像と輝度最小値から構成する第 2画 像とを作成し、前記第 1画像から前記第 2画像を演算することを特徴とする請求項 1に 記載の画像診断装置。
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