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技術 超音波画像診断装置

出願人 コニカミノルタ株式会社
発明者 伊藤嘉彦高木一也國田政志
出願日 2016年11月17日 (4年1ヶ月経過) 出願番号 2016-224210
公開日 2017年4月13日 (3年8ヶ月経過) 公開番号 2017-070762
状態 特許登録済
技術分野 超音波診断装置
主要キーワード 演算処理器 平滑化領域 包絡線データ 高周波画像データ デジタルフィルター Bモード 時間反転 不揮発メモリー
関連する未来課題
重要な関連分野

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図面 (11)

課題

フレームレートの低下を防ぎ、穿刺針を検出しやすい空間分解能の高い超音波画像を得る超音波画像診断装置を提供する。

解決手段

超音波画像診断装置Uは、第1のパルス信号極性反転した第2のパルス信号とを交互に繰り返し超音波探触子2に出力する送信部12と、受信部13と、第1のパルス信号に対応する第1の音線データを記憶するラインメモリー14と、第1の音線データと第2のパルス信号に対応する第2の音線データとを加算する加算部15と、基本波ラインデータ、高調波ラインデータを生成するライン信号処理部Cと、基本波画像データを生成し、基本波画像データから穿刺針の針画像データを生成する穿刺針強調信号処理部23と、高調波画像データを生成する高調波用信号処理部25と、針画像データ、高調波画像データを合成する合成部27と、合成画像データを表示する制御部30と、を備える。

概要

背景

従来、超音波を被検体内部に照射し、その反射波エコー)を受信して所定の信号データ処理を行うことにより被検体の内部構造検査を行う超音波画像診断装置があった。このような超音波画像診断装置は、医療目的の検査、治療建築構造物内部の検査といった種々の用途に広く用いられている。

このような超音波画像診断装置において、送信信号基本波成分周波数f0)に対する高調波成分(例えば、周波数2f0,3f0等)を画像化することによって、コントラストのよい画像が得られることが知られている。このような撮像法は、ティッシュハーモニックイメージング(Tissue Harmonic Imaging)と呼ばれている。

上述した高調波成分は、主に超音波が被検体内を伝播する際に生ずる非線形歪みに起因して発生する。すなわち、生体内に照射された超音波は、組織非線形応答により組織伝播中に信号が歪み、高調波成分が増大する。その結果、その受信信号には、例えば、基本波f0の2倍の周波数2f0や、3倍の周波数3f0の成分が含まれることとなる。

ティッシュ・ハーモニック・イメージングにおける高調波成分を抽出する方法としては、フィルター法パルスインバージョン法が知られている。

フィルター法は、中心周波数が、例えば、2f0の帯域通過フィルターを用いて受信信号から2f0の高調波成分を抽出するものである。一方、パルスインバージョン法は、極性あるいは時間反転させた第1及び第2の送信パルス信号時間間隔をおいて送信し、それぞれの受信信号を合成して基本波成分を打ち消すことにより2次高調波成分を強調するものである。

パルスインバージョン法を用いる超音波画像診断装置として、1回目の基本波の超音波の送受信受信波から基本波の画像信号を生成し、2回目の基本波と反転した超音波の送受信により受信波を得て1回目の基本波の受信波と加算して高調波の画像信号を生成し、1回目の基本波の画像信号と2回目の高調波の画像信号とを深さに応じてライン走査線)毎に重み付けして合成する超音波診断装置が知られている(特許文献1参照)。この合成画像は、浅部での高調波画像深部での基本波画像とからなる画像とされ、アーチファクトが少なく、深部においても十分な感度が得られる。

また、超音波画像診断装置は、取得された反射波のデータを処理して被検体の超音波画像を表示させるだけではなく、被検体内の特定の部位(ターゲット)のサンプルを採取したり、水分等を排出したり、或いは、特定の部位に薬剤マーカー等を注入留置したりする際に、これらに用いられる穿刺針とターゲットの位置とを視認しながら当該穿刺針をターゲット位置に向けて刺入する場合にも用いられる。このような超音波画像の利用により、被検体内のターゲットに対する処置を迅速、確実且つ容易に行うことが出来る。

例えば、穿刺針を用いた被検体撮像へのパルスインバージョン法の応用として、1回目の正極性の超音波の送受信、2回目の正極性の超音波と反転した負極性の超音波の送受信、3回目の負極性の超音波の送受信、を繰り返し行い、1回目のエコー信号(受信波)と2回目のエコー信号とを合成して通常モード画像を生成し、1回目のエコー信号と3回目のエコー信号とを合成して穿刺モード画像を生成する超音波診断装置が知られている(特許文献2参照)。通常モード画像では、比較的PRF(Pulse Repetition Frequency:パルス繰り返し周波数)が小さいので体動等に起因するモーションアーチファクトを低減でき、穿刺モード画像では、比較的PRFが大きいので穿刺針の動き等に起因するモーションアーチファクトを好適に映像化できる。

概要

フレームレートの低下を防ぎ、穿刺針を検出しやすい空間分解能の高い超音波画像を得る超音波画像診断装置を提供する。超音波画像診断装置Uは、第1のパルス信号と極性を反転した第2のパルス信号とを交互に繰り返し超音波探触子2に出力する送信部12と、受信部13と、第1のパルス信号に対応する第1の音線データを記憶するラインメモリー14と、第1の音線データと第2のパルス信号に対応する第2の音線データとを加算する加算部15と、基本波ラインデータ、高調波ラインデータを生成するライン信号処理部Cと、基本波画像データを生成し、基本波画像データから穿刺針の針画像データを生成する穿刺針強調信号処理部23と、高調波画像データを生成する高調波用信号処理部25と、針画像データ、高調波画像データを合成する合成部27と、合成画像データを表示する制御部30と、を備える。

目的

効果

実績

技術文献被引用数
0件
牽制数
0件

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請求項1

穿刺針刺入される被検体撮像する超音波診断装置であって、パルス信号の入力によって被検体に向けて送信超音波を出力するとともに、被検体からの反射超音波を受信することにより受信信号を出力する超音波探触子と、第1のパルス信号と当該第1のパルス信号の極性反転した第2のパルス信号とを交互に繰り返し生成して前記超音波探触子に出力する送信部と、前記超音波探触子からの受信信号を受信して音線データを生成する受信部と、前記第1のパルス信号に対応する第1の音線データを記憶する記憶部と、前記記憶された第1の音線データと前記第2のパルス信号に対応する第2の音線データとを加算して高調波音線データを生成する加算部と、前記生成された第1の音線データから基本波ラインデータを生成し、前記生成された高調波音線データから高調波ラインデータを生成するライン信号処理部と、前記生成された基本波ラインデータから基本波画像データを生成する基本波画像生成部と、前記生成された基本波画像データから前記穿刺針に対応する画像領域である穿刺針領域を強調した針画像データを生成する針画像生成部と、前記生成された高調波ラインデータから高調波画像データを生成する高調波画像生成部と、前記生成された針画像データと前記生成された高調波画像データとを合成して合成画像データを生成する合成部と、前記生成された合成画像データを表示部に表示する表示制御部と、を備える超音波画像診断装置

請求項2

前記記憶された第1の音線データと前記第2のパルス信号に対応する第2の音線データとが加算された高調波音線データと、前記生成された第1の音線データと、を切り替えて出力するスイッチを有する請求項1に記載の超音波画像診断装置。

請求項3

前記ライン信号処理部は、前記生成された第1の音線データに基本波画像用の処理を行って基本波ラインデータを生成し、前記生成された高調波音線データに高調波画像用の処理を行って高調波ラインデータを生成する請求項1または2に記載の超音波画像診断装置。

請求項4

前記針画像生成部は、前記生成された基本波画像データを平滑化して第1の平滑化画像データを生成する第1の平滑化処理部と、前記基本波画像データを前記第1の平滑化画像データの平滑化より強く平滑化して第2の平滑化画像データを生成する第2の平滑化処理部と、前記第1の平滑化画像データから、前記第2の平滑化画像データとの差分をとる減算部と、を備える請求項1から3までのいずれか1項に記載の超音波画像診断装置。

請求項5

前記第2の平滑化処理部は、前記基本波画像データの実サイズスケールで、垂直より水平方向に強く平滑化を行う請求項4に記載の超音波画像診断装置。

請求項6

前記針画像生成部は、前記第1の平滑化画像データを生成する第1の平滑化領域と、前記第2の平滑化画像データを生成する第2の平滑化領域とを設定し、前記第1の平滑化領域は、前記第2の平滑化領域の略中央部に設定され、平滑化対象画素が、前記第1の平滑化領域の略中央部に設定される請求項4に記載の超音波画像診断装置。

請求項7

前記第1の平滑化領域は、前記第2の平滑化領域の基本波画像データの水平方向、または垂直方向の略中央部に設定される請求項6に記載の超音波画像診断装置。

請求項8

表示深度の入力を受け付ける第1の入力部を備え、前記第1の平滑化処理部は、前記入力された表示深度が深いほど、より小さな前記第1の平滑化領域を用いて、前記第1の平滑化画像データを生成し、前記第2の平滑化処理部は、前記入力された表示深度が深いほど、より小さな前記第2の平滑化領域を用いて、前記第2の平滑化画像データを生成する請求項6または7に記載の超音波画像診断装置。

請求項9

前記生成された針画像データに階調補正を行う第1のコントラスト補正処理を行う第1のコントラスト補正部を備えた請求項1から8のいずれか一項に記載の超音波画像診断装置。

請求項10

前記生成された高周波画像データに階調補正を行う第2のコントラスト補正処理を行う第2のコントラスト補正部を備えた請求項1から9のいずれか一項に記載の超音波画像診断装置。

請求項11

針画像データの合成率の入力を受け付ける第2の入力部と、前記生成された針画像データの輝度値に前記入力された合成率を乗算する乗算部と、を備え、前記合成部は、前記合成率が乗算された針画像データと前記生成された高調波画像データとを合成して前記合成画像データを生成する請求項1から10のいずれか一項に記載の超音波画像診断装置。

技術分野

0001

本発明は、超音波画像診断装置に関する。

背景技術

0002

従来、超音波を被検体内部に照射し、その反射波エコー)を受信して所定の信号データ処理を行うことにより被検体の内部構造検査を行う超音波画像診断装置があった。このような超音波画像診断装置は、医療目的の検査、治療建築構造物内部の検査といった種々の用途に広く用いられている。

0003

このような超音波画像診断装置において、送信信号基本波成分周波数f0)に対する高調波成分(例えば、周波数2f0,3f0等)を画像化することによって、コントラストのよい画像が得られることが知られている。このような撮像法は、ティッシュハーモニックイメージング(Tissue Harmonic Imaging)と呼ばれている。

0004

上述した高調波成分は、主に超音波が被検体内を伝播する際に生ずる非線形歪みに起因して発生する。すなわち、生体内に照射された超音波は、組織非線形応答により組織伝播中に信号が歪み、高調波成分が増大する。その結果、その受信信号には、例えば、基本波f0の2倍の周波数2f0や、3倍の周波数3f0の成分が含まれることとなる。

0005

ティッシュ・ハーモニック・イメージングにおける高調波成分を抽出する方法としては、フィルター法パルスインバージョン法が知られている。

0006

フィルター法は、中心周波数が、例えば、2f0の帯域通過フィルターを用いて受信信号から2f0の高調波成分を抽出するものである。一方、パルスインバージョン法は、極性あるいは時間反転させた第1及び第2の送信パルス信号時間間隔をおいて送信し、それぞれの受信信号を合成して基本波成分を打ち消すことにより2次高調波成分を強調するものである。

0007

パルスインバージョン法を用いる超音波画像診断装置として、1回目の基本波の超音波の送受信受信波から基本波の画像信号を生成し、2回目の基本波と反転した超音波の送受信により受信波を得て1回目の基本波の受信波と加算して高調波の画像信号を生成し、1回目の基本波の画像信号と2回目の高調波の画像信号とを深さに応じてライン走査線)毎に重み付けして合成する超音波診断装置が知られている(特許文献1参照)。この合成画像は、浅部での高調波画像深部での基本波画像とからなる画像とされ、アーチファクトが少なく、深部においても十分な感度が得られる。

0008

また、超音波画像診断装置は、取得された反射波のデータを処理して被検体の超音波画像を表示させるだけではなく、被検体内の特定の部位(ターゲット)のサンプルを採取したり、水分等を排出したり、或いは、特定の部位に薬剤マーカー等を注入留置したりする際に、これらに用いられる穿刺針とターゲットの位置とを視認しながら当該穿刺針をターゲット位置に向けて刺入する場合にも用いられる。このような超音波画像の利用により、被検体内のターゲットに対する処置を迅速、確実且つ容易に行うことが出来る。

0009

例えば、穿刺針を用いた被検体撮像へのパルスインバージョン法の応用として、1回目の正極性の超音波の送受信、2回目の正極性の超音波と反転した負極性の超音波の送受信、3回目の負極性の超音波の送受信、を繰り返し行い、1回目のエコー信号(受信波)と2回目のエコー信号とを合成して通常モード画像を生成し、1回目のエコー信号と3回目のエコー信号とを合成して穿刺モード画像を生成する超音波診断装置が知られている(特許文献2参照)。通常モード画像では、比較的PRF(Pulse Repetition Frequency:パルス繰り返し周波数)が小さいので体動等に起因するモーションアーチファクトを低減でき、穿刺モード画像では、比較的PRFが大きいので穿刺針の動き等に起因するモーションアーチファクトを好適に映像化できる。

先行技術

0010

特開2012−96095号公報
特開2006−150069号公報

発明が解決しようとする課題

0011

しかし、上記特許文献2に記載の超音波診断装置では、3回の超音波送受信で通常モード画像及び穿刺モード画像を得る。このため、2回の超音波送受信の場合に比べて、フレームレートが低下していた。

0012

また、上記特許文献2に記載の超音波診断装置では、穿刺モード画像が、パルスインバージョン法による高調波成分から生成される。高調波は、長軸方向だけでなく短軸方向(スライス方向)も超音波ビームが細いため、B(Brightness)モード画像(通常モード画像)には有利だが、穿刺モード画像については、スライス面からずれていく穿刺針が超音波ビームから外れやすく、穿刺針を検出しづらかった。

0013

さらに、上記特許文献2に記載の超音波診断装置では、穿刺モード画像が、体動に起因するモーションアーチファクトも併せて強調されるため、穿刺針以外の組織も強調されていた。

0014

本発明の課題は、穿刺針を検出しやすく空間分解能の高い超音波画像を得るとともに、フレームレートの低下を防ぐことである。

課題を解決するための手段

0015

以上の課題を解決するため、請求項1に記載の発明の超音波画像診断装置は、
穿刺針が刺入される被検体を撮像する超音波診断装置であって、
パルス信号の入力によって被検体に向けて送信超音波を出力するとともに、被検体からの反射超音波を受信することにより受信信号を出力する超音波探触子と、
第1のパルス信号と当該第1のパルス信号の極性を反転した第2のパルス信号とを交互に繰り返し生成して前記超音波探触子に出力する送信部と、
前記超音波探触子からの受信信号を受信して音線データを生成する受信部と、
前記第1のパルス信号に対応する第1の音線データを記憶する記憶部と、
前記記憶された第1の音線データと前記第2のパルス信号に対応する第2の音線データとを加算して高調波音線データを生成する加算部と、
前記生成された第1の音線データから基本波ラインデータを生成し、前記生成された高調波音線データから高調波ラインデータを生成するライン信号処理部と、
前記生成された基本波ラインデータから基本波画像データを生成する基本波画像生成部と、
前記生成された基本波画像データから前記穿刺針に対応する画像領域である穿刺針領域を強調した針画像データを生成する針画像生成部と、
前記生成された高調波ラインデータから高調波画像データを生成する高調波画像生成部と、
前記生成された針画像データと前記生成された高調波画像データとを合成して合成画像データを生成する合成部と、
前記生成された合成画像データを表示部に表示する表示制御部と、を備える。

0016

請求項2に記載の発明は、請求項1に記載の超音波画像診断装置において、
前記記憶された第1の音線データと前記第2のパルス信号に対応する第2の音線データとが加算された高調波音線データと、
前記生成された第1の音線データと、を切り替えて出力するスイッチを有する。

0017

請求項3に記載の発明は、請求項1または2に記載の超音波画像診断装置において、
前記ライン信号処理部は、前記生成された第1の音線データに基本波画像用の処理を行って基本波ラインデータを生成し、前記生成された高調波音線データに高調波画像用の処理を行って高調波ラインデータを生成する。

0018

請求項4に記載の発明は、請求項1から3のいずれか一項に記載の超音波画像診断装置において、
前記針画像生成部は、
前記生成された基本波画像データを平滑化して第1の平滑化画像データを生成する第1の平滑化処理部と、
前記基本波画像データを前記第1の平滑化画像データの平滑化より強く平滑化して第2の平滑化画像データを生成する第2の平滑化処理部と、
前記第1の平滑化画像データから、前記第2の平滑化画像データとの差分をとる減算部と、を備える。

0019

請求項5に記載の発明は、請求項4に記載の超音波画像診断装置において、
前記第2の平滑化処理部は、前記基本波画像データの実サイズスケールで、垂直より水平方向に強く平滑化を行う。

0020

請求項6に記載の発明は、請求項4に記載の超音波画像診断装置において、
前記針画像生成部は、前記第1の平滑化画像データを生成する第1の平滑化領域と、前記第2の平滑化画像データを生成する第2の平滑化領域とを設定し、
前記第1の平滑化領域は、前記第2の平滑化領域の略中央部に設定され、平滑化対象画素が、前記第1の平滑化領域の略中央部に設定される。

0021

請求項7に記載の発明は、請求項6に記載の超音波画像診断装置において、
前記第1の平滑化領域は、前記第2の平滑化領域の基本波画像データの水平方向、または垂直方向の略中央部に設定される。

0022

請求項8に記載の発明は、請求項6または7に記載の超音波画像診断装置において、
表示深度の入力を受け付ける第1の入力部を備え、
前記第1の平滑化処理部は、前記入力された表示深度が深いほど、より小さな前記第1の平滑化領域を用いて、前記第1の平滑化画像データを生成し、
前記第2の平滑化処理部は、前記入力された表示深度が深いほど、より小さな前記第2の平滑化領域を用いて、前記第2の平滑化画像データを生成する。

0023

請求項9に記載の発明は、請求項1から8のいずれか一項に記載の超音波画像診断装置において、
前記生成された針画像データに階調補正を行う第1のコントラスト補正処理を行う第1のコントラスト補正部を備えた。

0024

請求項10に記載の発明は、請求項1から9のいずれか一項に記載の超音波画像診断装置において、
前記生成された高周波画像データに階調補正を行う第2のコントラスト補正処理を行う第2のコントラスト補正部を備えた。

0025

請求項11に記載の発明は、請求項1から10のいずれか一項に記載の超音波画像診断装置において、
針画像データの合成率の入力を受け付ける第2の入力部と、
前記生成された針画像データの輝度値に前記入力された合成率を乗算する乗算部と、を備え、
前記合成部は、前記合成率が乗算された針画像データと前記生成された高調波画像データとを合成して前記合成画像データを生成する。

発明の効果

0026

本発明によれば、穿刺針を検出しやすく空間分解能の高い超音波画像を得ることができるとともに、フレームレートの低下を防ぐことができる。

図面の簡単な説明

0027

超音波画像診断装置の外観構成を示す図である。
超音波画像診断装置の概略構成を示すブロック図である。
送信部の機能構成を示すブロック図である。
第1の穿刺針強調信号処理部、高調波用信号処理部の機能構成を示すブロック図である。
基本波画像における平滑化検出領域を示す図である。
第1の平滑化領域を示す図である。
第2の平滑化領域を示す図である。
第3の平滑化領域を示す図である。
超音波画像の合成の一例を示す図である。
第2の穿刺針強調信号処理部の機能構成を示すブロック図である。

実施例

0028

添付図面を参照して本発明に係る実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は、図示例に限定されるものではない。

0029

先ず、図1図6Cを参照して、本実施の形態の装置構成を説明する。図1は、本実施の形態の超音波画像診断装置Uの全体図である。図2は、超音波画像診断装置Uの機能構成を示すブロック図である。図3は、送信部12の機能構成を示すブロック図である。図4は、穿刺針強調信号処理部23、高調波用信号処理部25の機能構成を示すブロック図である。

0030

図1に示すように、本実施の形態の超音波画像診断装置Uは、超音波画像診断装置本体1、ケーブル5または無線通信手段を介して超音波画像診断装置本体1に接続された超音波探触子2(超音波プローブ)、穿刺針3、超音波探触子2に取り付けられた取付部4(アタッチメント)等を備える。

0031

超音波探触子2は、図示しない生体等の被検体に対して超音波(送信超音波)を送信するとともに、この被検体で反射した超音波の反射波(反射超音波:エコー)を受信する。超音波画像診断装置本体1は、超音波探触子2に電気信号駆動信号を送信することによって超音波探触子2に被検体に対して送信超音波を送信させるとともに、超音波探触子2にて受信した被検体内からの反射超音波に応じて超音波探触子2で生成された電気信号である受信信号に基づいて被検体内の内部状態を超音波画像として画像化する。

0032

超音波探触子2は、例えば、バッキング層圧電層音響整合層及び音響レンズ等を備えてこれらが積層されることにより構成されている。また、圧電層には、圧電素子を有する振動子(図示略)が備えられており、この振動子は、例えば、方位方向一次元アレイ状に複数配列されている。本実施の形態では、例えば、192個の振動子を備えた超音波探触子2を用いている。なお、振動子は、二次元アレイ状に配列されたものであってもよい。また、振動子の個数は、任意に設定することができる。また、本実施の形態では、超音波探触子2について、リニア走査方式の電子スキャンプローブを採用したが、電子走査方式あるいは機械走査方式の何れを採用してもよく、また、リニア走査方式、セクタ走査方式あるいはコンベックス走査方式の何れの方式を採用することもできる。

0033

穿刺針3は、ここでは、中空状の長針形状を有し、取付部4の設定により定められた角度で被検体に対して刺入される。穿刺針3は、採取のターゲット(検体)又は注入される薬剤などの種別や分量に応じて適宜な太さ、長さや先端形状を有したものに換装されることが可能となっている。

0034

取付部4は、穿刺針3を設定された向き(方向)で保持する。取付部4は、超音波探触子2の側部に取り付けられ、被検体に対する穿刺針3の刺入角度に応じた穿刺針3の向きを適宜変更設定可能となっている。取付部4は、穿刺針3を単に刺入方向に移動させるだけではなく、穿刺針3の中心軸に対して当該穿刺針3を回転(スピン)させながら刺入させることが出来る。なお、取付部4の代わりに、超音波探触子2に穿刺針3を刺入方向に向けて保持する案内部が直接設けられていても良い。

0035

図2に示すように、超音波画像診断装置本体1は、第1の入力部及び第2の入力部としての操作入力部11と、表示部29と、送受信部Aと、ライン加算部Bと、ライン信号処理部Cと、フレーム信号処理部Dと、表示制御部としてのDSC(Digital Scan Converter)28、制御部30と、を備える。

0036

送受信部Aは、送信部12、受信部13を備える。ライン加算部Bは、記憶部としてのラインメモリー14、加算部15、スイッチ16を備える。ライン信号処理部Cは、ダイナミックフィルター17、係数メモリー18、検波処理部19、ログ圧縮処理部20、係数メモリー21を備える。フレーム信号処理部Dは、スイッチ22、穿刺針強調信号処理部23、フレームメモリー24,26、高調波用信号処理部25、合成部27を備える。

0037

操作入力部11は、押しボタンスイッチ、キーボードマウス、若しくはトラックボール、又は、これらの組み合わせを備えており、ユーザー(例えば、技師医師等の検査者)の入力操作を操作信号に変換し、超音波画像診断装置本体1に入力する。特に、操作入力部11は、被検体の体表からのターゲットの部位の深さとしての表示深度と、穿刺針3の針画像データ及び高調波画像データの合成における針画像データの係数としての合成率と、の入力を受け付ける。

0038

送信部12は、制御部30の制御に従って、超音波探触子2にケーブル5を介して電気信号である駆動信号を供給して超音波探触子2に送信超音波を発生させる回路である。特に、送信部12は、THIのパルスインバージョン法により、超音波画像の1ライン分の正極性の基本波のパルス信号と、当該正極性の基本波の極性を反転した同一ラインの負極性の基本波のパルス信号と、を駆動信号として交互に繰り返し出力して、複数ラインの正極性及び負極性の基本波のパルス信号を出力する。

0039

ここで図3に示すように、送信部12は、例えば、クロック発生回路121、パルス発生回路122、電圧及びデューティー設定部123、遅延回路124を備えている。

0040

クロック発生回路121は、駆動信号の送信タイミング送信周波数を決定するクロック信号を発生させる回路である。パルス発生回路122は、所定の周期で駆動信号としてのパルス信号を発生させるための回路である。パルス発生回路122は、例えば、設定された5値(+HV/+MV/0/−MV/−HV)の電圧を切り替えて、設定されたデューティー比で出力することにより、矩形波によるパルス信号を発生させることができる。このとき、パルス信号の振幅については、正極性及び負極性で同一となるようにしたが、これに限定されない。本実施の形態では、5値の電圧を切り替えてパルス信号を出力するようにしたが、5値に限定されず、適宜の値に設定することができるが、5値以下が好ましい。これにより、低コストで周波数成分の制御の自由度を向上させることができ、より高分解能である送信超音波を得ることができる。

0041

電圧及びデューティー設定部123は、パルス発生回路122から出力されるパルス信号の電圧及びデューティー比を設定する。すなわち、パルス発生回路122は、デューティー設定部123によって設定された電圧及びデューティー比に従ったパルス波形によるパルス信号を出力する。電圧及びデューティー比は、例えば、操作入力部11による入力操作により可変とすることができる。

0042

図2もどり、受信部13は、制御部30の制御に従って、超音波探触子2からケーブル5または無線通信手段を介して電気信号の受信信号を受信する回路である。受信部13は、例えば、増幅器、A/D変換回路整相加算回路を備えている。増幅器は、受信信号を、振動子毎に対応した個別経路毎に、予め設定された所定の増幅率増幅させるための回路である。A/D変換回路は、増幅された受信信号をアナログ−デジタル変換(A/D変換)するための回路である。整相加算回路は、A/D変換された受信信号に対して、振動子毎に対応した個別経路毎に遅延時間を与えて時相を整え、これらを加算(整相加算)して音線データを生成するための回路である。

0043

ライン加算部Bは、ラインメモリー14、加算部15、スイッチ16を備える。
ラインメモリー14は、受信部13から入力された1ライン分の正極性の基本波のパルス信号に対応する音線データを記憶する記憶部である。加算部15は、制御部30の制御に従って、ラインメモリー14に記憶された1ライン分の正極性の基本波に対応する音線データを読み出して、受信部13から入力された同一ラインの負極性の基本波のパルス信号に対応する音線データ(読み出された音線データに対応する正極性の基本波のパルス信号の次に送信部12から出力された負極性の基本波に対応する音線データ)に加算する加算器である。加算部15による加算により、正極性の基本波成分と負極性の基本波成分とが打ち消され、2次高調波主体とした高調波成分の音線データを抽出できる。

0044

スイッチ16は、制御部30の制御に従って、ライン信号処理部C(ダイナミックフィルター17)へ出力する音線データの入力経路をラインごとに切り替える。より具体的には、スイッチ16は、1ライン分の正極性の基本波のパルス信号に対応する音線データがライン加算部Bに入力されると、入力経路を受信部13側に切り替えて当該入力された音線データを直接出力し、同一ライン分の負極性の基本波のパルス信号に対応する音線データがライン加算部Bに入力されると、入力経路を加算部15側に切り替えて加算部15で生成された高調波成分の音線データを出力する。
このようなライン加算部Bの構成により、2回の超音波送受信で、基本波成分と高調波成分音線データを出力することができるので、従来の3回の超音波送受信よりもフレームレートを向上させることができる。

0045

ダイナミックフィルター17は、制御部30の制御に従って、ライン加算部B(スイッチ16)から出力された音線データをフィルタリングするデジタルフィルターである。このデジタルフィルターは、複数のタップを有し、当該各タップの係数を調整することで、フィルタリングの特性を変化させることができる。係数メモリー18は、基本波画像(穿刺針3検出用の針画像)用のタップの係数と、高調波画像用のタップの係数と、を記憶している。

0046

ダイナミックフィルター17は、ライン加算部Bから1ライン分の正極性の基本波のパルス信号に対応する音線データが入力されると、基本波画像用のタップの係数を係数メモリー18から読み出して各タップの係数に設定し、入力された音線データの基本波成分を透過するフィルタリングを行い、ライン加算部Bから同一ラインの高調波成分の音線データが入力されると、高調波画像用のタップの係数を係数メモリー18から読み出して各タップの係数に設定し、入力された音線データの2次高調波成分を透過するフィルタリングを行う。

0047

検波処理部19は、制御部30の制御に従って、ダイナミックフィルター17から入力された音線データに包絡線検波処理を行い、包絡線データを取り出す。

0048

ログ圧縮処理部20は、制御部30の制御に従って、検波処理部19から出力された包絡線データにログ圧縮処理を行ってゲイン調整し、画像の輝度値を示すラインデータとして出力する。係数メモリー21は、ダイナミックレンジを狭くするための基本波画像のログ圧縮の係数と、ダイナミックレンジを広くするための高調波画像用のログ圧縮の係数と、を記憶している。

0049

ログ圧縮処理部20は、検波処理部19から1ライン分の正極性の基本波のパルス信号に対応する包絡線データが入力されると、基本波画像用のログ圧縮の係数を係数メモリー21から読み出し、読み出した係数に応じて、入力された包絡線データにログ圧縮処理を行いダイナミックレンジを狭くして基本波ラインデータとして出力する。ログ圧縮処理部20は、検波処理部19から同一ラインの高調波成分の包絡線データが入力されると、高調波画像用のログ圧縮の係数を係数メモリー21から読み出し、読み出した係数に応じて、入力された包絡線データにログ圧縮処理を行いダイナミックレンジを広くして高調波ラインデータとして出力する。

0050

スイッチ22は、制御部30の制御に従って、ライン信号処理部C(ログ圧縮処理部20)から入力される画像データの出力経路をラインごとに切り替える。より具体的には、スイッチ22は、1ライン分の正極性の基本波のパルス信号に対応する基本波ラインデータが入力されると、出力経路を穿刺針強調信号処理部23に切り替えて当該基本波ラインデータを出力し、同一ライン分の高調波成分の高調波ラインデータが入力されると、出力経路を高調波用信号処理部25に切り替えて当該高調波ラインデータを出力する。
穿刺針強調信号処理部23は、フレームメモリー24に格納されている画像データを利用して、入力画像背景推定して、入力画像との差分を穿刺針強調信号として抽出する。

0051

DSC28は、制御部30の制御に従って、フレーム信号処理部D(合成部27)から入力された合成画像データの座標変換等を行い、表示部29用の画像信号に変換して出力する。

0052

表示部29は、LCD(Liquid Crystal Display)、CRT(Cathode-Ray Tube)ディスプレイ有機EL(Electronic Luminescence)ディスプレイ、無機ELディスプレイ及びプラズマディスプレイ等の表示装置が適用可能である。表示部29は、DSC28から出力された画像信号に従って表示画面上に超音波画像の表示を行う。

0053

制御部30は、例えば、CPU(Central Processing Unit)、ROM(Read Only Memory)、RAM(Random Access Memory)を備えて構成され、ROMに記憶されているシステムプログラム等の各種処理プログラムを読み出してRAMに展開し、展開したプログラムに従って超音波画像診断装置Uの各部の動作を集中制御する。ROMは、半導体等の不揮発メモリー等により構成され、超音波画像診断装置Uに対応するシステムプログラム及び該システムプログラム上で実行可能な各種処理プログラムや、各種データ等を記憶する。これらのプログラムは、コンピューター読み取り可能なプログラムコードの形態で格納され、CPUは、当該プログラムコードに従った動作を逐次実行する。RAMは、CPUにより実行される各種プログラム及びこれらプログラムに係るデータを一時的に記憶するワークエリアを形成する。但し、図2上で、制御部30から各部への制御線は、適宜省略している。

0054

超音波画像診断装置Uが備える送受信部A、ライン加算部B、ライン信号処理部C、フレーム信号処理部D、DSC28等について、各々の機能ブロックの一部又は全部の機能は、集積回路などのハードウェア回路として実現することができる。集積回路とは、例えばLSI(Large Scale Integration)であり、LSIは集積度の違いにより、IC、システムLSIスーパーLSI、ウルトラLSIと呼称されることもある。また、集積回路化の手法はLSIに限るものではなく、専用回路又は汎用プロセッサで実現してもよいし、FPGA(Field Programmable Gate Array)やLSI内部の回路セルの接続や設定を再構成可能なリコンフィギュラブルプロセッサーを利用してもよい。また、各々の機能ブロックの一部又は全部の機能をソフトウェアにより実行するようにしてもよい。この場合、このソフトウェアは一つ又はそれ以上のROMなどの記憶媒体光ディスク、又はハードディスクなどに記憶されており、このソフトウェアが演算処理器により実行される。

0055

次に、図4に示すように、穿刺針強調信号処理部23は、基本波画像生成部231、分岐部232,233、第1の平滑化処理部としての弱平滑化処理部234、第2の平滑化処理部としての強平滑化処理部235、減算部236、第1のコントラスト補正部としてのコントラスト補正部237、乗算部238を備える。高調波用信号処理部25は、高調波画像生成部251、第2のコントラスト補正部としてのコントラスト補正部252を備える。

0056

基本波画像生成部231は、制御部30の制御に従って、スイッチ22から入力される基本波ラインデータをフレームメモリー24に記憶していき、1フレーム分の基本波ラインデータが記憶されると、当該1フレーム分の基本波ラインデータを1フレームの基本波画像データとしてフレームメモリー24から読み出して出力する。フレームメモリー24は、基本波ラインデータを少なくとも1フレーム分記憶する記憶部である。

0057

分岐部232は、基本波画像生成部231から入力された基本波画像データを弱平滑化処理部234及び強平滑化処理部235に出力する。分岐部233は、ユーザーから操作入力部11に操作入力されて制御部30を介して入力された表示深度を弱平滑化処理部234及び強平滑化処理部235に出力する。

0058

弱平滑化処理部234は、分岐部233から入力された表示深度に応じて、分岐部232から入力された基本波画像データに弱めの平滑化処理を行って出力する。強平滑化処理部235は、分岐部233から入力された表示深度に応じて、分岐部232から入力された基本波画像データに強めの平滑化処理を行って出力する。すなわち、弱平滑化処理部234の平滑化処理は、強平滑化処理部235での平滑化処理よりも弱い平滑化処理を行い、強平滑化処理部235の平滑化処理は、弱平滑化処理部234での平滑化処理よりも強い平滑化処理を行う。

0059

次に、図5図6A図6Cを用いて平滑化処理について説明する。ここでは一例として平均化処理による平滑化処理を説明する。
図5は、基本波画像40における平滑化検出領域と平滑化対象との位置関係を示す図である。
以下超音波画像において、水平方向とは、超音波探触子2のエレメント(振動子)が配列されている方向であって、図5では、図5の上部に超音波探触子2のエレメントが左右に配列されているときの画像をしており、図5における検出領域50は水平方向に長い形態となっている。
一方で、垂直方向とは超音波探触子2のエレメントとは垂直の方向であって図5においては上下方向を意味する。
図5に示すように、基本波画像40は、基本波画像データに基づく超音波画像(Bモード画像)であり、被検体を表す被検体領域41、被検体に刺入された穿刺針3を示す穿刺針領域42、を有する。被検体領域41の上辺(基本波画像40の上辺)が被検体の体表とする。弱平滑化処理部234、強平滑化処理部235は、制御部30の制御に従って、基本波画像40の全画素について、平滑化対象画素51を中心とした検出領域50を用いた平滑化処理を行い、平滑化処理後の基本波画像データを生成する。
平均値での平滑化処理は、図5の検出領域50に示すような矩形領域で平滑化を行う。

0060

図6Aに示した検出領域50は、扱う画像が実サイズスケールの場合、垂直方向よりも水平方向の幅が長い矩形領域であり、平滑化対象画素51が中央部付近に含むように設定される。
検出領域50は、検出領域50の水平方向の略中央部分に、矩形領域であり、その幅がW1である弱めの平滑化処理用の弱平滑化領域52Aと、検出領域50全体の矩形領域であり、その幅がW2である強めの平滑化処理用の強平滑化領域53Aと、からなる。

0061

弱平滑化領域52A、強平滑化領域53Aは、基本波画像中の穿刺針3の穿刺針領域を強調のために検出する領域となる。また、画像解像度が表示深度により変わらない場合、表示深度が深いほど、基本波画像中の穿刺針領域も細くなっていく。このため、表示深度が深いほど、弱平滑化領域52A、強平滑化領域53Aは、形状は変えず、サイズを小さく設定するものとし、後述する弱平滑化領域52B,52C、強平滑化領域53B,53Cでも同様である。

0062

弱平滑化処理部234は、弱い平滑化処理として、入力された基本波画像データから1つの平滑化対象画素51を選択し、平滑化対象画素51を囲う弱平滑化領域52Aの平均値を算出する。そして、弱平滑化処理部234は、入力された基本波画像データからの未選択の1つの画素の選択と平均値の算出を繰り返して、弱い平滑化処理後の基本波画像データを生成する。

0063

強平滑化処理部235は、強い平滑化処理として、入力された基本波画像データから1つの平滑化対象画素51を選択し、平滑化対象画素51を囲う強平滑化領域53Aの平均値を算出する。そして、強平滑化処理部235は、入力された基本波画像データからの未選択の1つの画素の選択と平均値の算出を繰り返して、強い平滑化処理後の基本波画像データを生成する。

0064

弱平滑化処理部234による弱い平滑化処理により、基本波画像のスペックル等の細かいノイズが除去される。また、強平滑化処理部235による強い平滑化処理により、基本波画像の穿刺針領域以外の背景領域の輝度値が推定される。

0065

図4に示すように、減算部236は、制御部30の制御に従って、弱平滑化処理部234から入力された弱い平滑化処理後の基本波画像データから、強平滑化処理部235から入力された強い平滑化処理後の基本波画像データを減算して、穿刺針3を強調した基本波画像データ(針画像データ)を生成して出力する。減算部236の減算処理により、基本波画像データから穿刺針3の太さ相当の周波数成分が抽出される。

0066

ユーザーは、多くの場合、被検体の体表に対し、斜め方向に穿刺針3を刺入する。この場合、弱平滑化処理部234、強平滑化処理部235において、図6Aに示す検出領域50が用いられ、減算部236の減算処理により、検出領域50のうち弱平滑化領域52Aを通る穿刺針領域が強調される(減算値が大きくなる)。つまり、基本波画像上で、垂直方向、斜め方向に刺入された穿刺針3は強調され、水平方向に刺入された穿刺針3や、水平方向に存在する被検体の組織等は強調されない。

0067

これに対して、ユーザーが、被検体の体表に対し水平方向に穿刺針3を刺入する場合、図6Aに示す検出領域50を用いると、基本波画像上で、水平方向に刺入された穿刺針3の穿刺針領域が強調されない。このため、弱平滑化処理部234、強平滑化処理部235において、検出領域50を、図6Bに示すように弱平滑化領域52Bと強平滑化領域53Bとで構成するようにしてもよい。

0068

図6Bにおける検出領域50は、その中央部付近に平滑化対象画素51を有し、検出領域50の垂直方向の中央部分のみの矩形領域であり弱い平滑化処理用の弱平滑化領域52Bと、検出領域50全体の矩形領域であり強い平滑化処理用の強平滑化領域53Bと、からなる。

0069

弱平滑化処理部234、強平滑化処理部235において、図6Bに示す検出領域50が用いられ、減算部236の減算処理により、検出領域50のうち弱平滑化領域52Bを通る穿刺針領域が強調される。つまり、基本波画像上で、水平方向や斜め方向に刺入された穿刺針3は強調される。但し、水平方向に存在する被検体の組織等も強調され、垂直方向に刺入された穿刺針3や、垂直方向に存在する被検体の組織等が強調されない。

0070

また、弱平滑化処理部234、強平滑化処理部235において、検出領域50を、図6Cに示すように弱平滑化領域52Cと強平滑化領域53Cとで構成するようにしてもよい。

0071

検出領域50は、その中心に平滑化対象画素51を有し、検出領域50の水平方向及び垂直方向の中央部分のみの矩形領域であり弱い平滑化処理用の弱平滑化領域52Cと、検出領域50全体の矩形領域であり強い平滑化処理用の強平滑化領域53Cと、からなる。

0072

弱平滑化処理部234、強平滑化処理部235において、図6Cに示す検出領域50が用いられ、減算部236の減算処理により、検出領域50のうち弱平滑化領域52Cを通る穿刺針領域が強調される。つまり、基本波画像上で、垂直方向、水平方向、斜め方向に刺入された穿刺針3は強調される。但し、垂直方向、水平方向に存在する被検体の組織等も強調される。

0073

平均化で平滑化を行う場合、弱平滑化処理部234の平滑化処理は、強平滑化処理部235での平滑化処理よりも狭い領域で、強平滑化処理部235での平滑化処理よりも弱い平滑化処理を行い、強平滑化処理部235の平滑化処理は、弱平滑化処理部234での平滑化処理よりも広い領域で、弱平滑化処理部234での平滑化処理よりも強い平滑化処理を行うことで実現することができる。

0074

なお、画像の平滑化には、ガウシアン等を用いても良い。ガウシアンの分散値を大きくすることによって、平滑化強度を強くすることができる。
ここで、ガウシアンによる平滑化処理の場合は、水平、垂直の分散値のうち、水平の分散値を利用して平滑化を行う。

0075

図4に示すように、コントラスト補正部237は、制御部30の制御に従って、減算部236から入力された針画像データに対して、例えば、シグモイド関数を用いた階調補正を行うコントラスト処理により、穿刺針領域と非穿刺針領域のコントラストを付ける。

0076

乗算部238は、制御部30の制御に従って、コントラスト補正部237から入力されたコントラスト補正処理後の針画像データの各画素の輝度値に、ユーザーから操作入力部11に操作入力されて制御部30を介して入力された合成率を乗算し、合成率乗算後の針画像データを生成して出力する。

0077

高調波画像生成部251は、制御部30の制御に従って、スイッチ22から入力される高調波ラインデータをフレームメモリー26に記憶していき、1フレーム分の高調波ラインデータが記憶されると、当該1フレーム分の高調波ラインデータを1フレームの高調波画像データとしてフレームメモリー26から読み出して出力する。フレームメモリー26は、高調波ラインデータを少なくとも1フレーム分記憶する記憶部である。

0078

コントラスト補正部252は、制御部30の制御に従って、高調波画像生成部251から入力された高調波画像データに階調補正を行う高調波画像用のコントラスト補正処理を行って出力する。高調波画像用のコントラスト補正処理は、高調波画像の輝度値を低くし、暗めにするコントラスト処理であって、高調波画像に比べて針画像(特に穿刺針領域)を強調させるための処理である。

0079

合成部27は、制御部30の制御に従って、穿刺針強調信号処理部23(乗算部238)から入力された針画像データの各画素の輝度値と、高調波用信号処理部25(コントラスト補正部252)から入力された高調波画像データの各画素の輝度値と、を加算して合成して合成画像データを生成し出力する。

0080

次に、図7を参照して、超音波画像診断装置Uの動作を説明する。図7は、超音波画像の合成の一例を示す図である。

0081

超音波画像診断装置Uにおいて、ユーザーから表示深度及び合成率が入力され、穿刺針3が被検体に適宜刺入されて、超音波画像診断処理が開始される。超音波画像診断装置Uにおいて、送受信部Aにより、ラインごとのTHIの正極性の基本波と負極性の基本波との駆動信号が交互に繰り返し生成されて、これらの駆動信号により超音波探触子2を介して超音波送受信がなされ受信信号の音線データが得られる。

0082

そして、送受信部Aから出力された正極性のパルス信号に対応する音線データは、ライン加算部Bにより、そのまま出力されるとともに、ラインメモリー14に記憶される。そして、ライン信号処理部Cにより、ライン加算部Bから出力された正極性のパルス信号に対応する音線データに、基本波画像用のフィルタリング、包絡線検波処理、ログ圧縮処理が行われ基本波ラインデータとされる。そして、フレーム信号処理部Dにより、ライン信号処理部Cから出力された基本波ラインデータは、フレームメモリー24に記憶される。

0083

また、送受信部Aから次に出力された負極性のパルス信号に対応する音線データは、ライン加算部Bにより、ラインメモリー14に記憶された正極性のパルス信号に対応する音線データと加算されて出力される。そして、ライン信号処理部Cにより、ライン加算部Bから出力された高調波成分を有する音線データに、高調波画像用のフィルタリング、包絡線検波処理、ログ圧縮処理が行われ高調波ラインデータとされる。そして、フレーム信号処理部Dにより、ライン信号処理部Cから出力された高調波ラインデータは、フレームメモリー26に記憶される。

0084

上記の動作の繰り返しにより、フレームメモリー24に1フレーム分の基本波ラインデータが記憶されると、穿刺針強調信号処理部23により、1フレームの基本波画像データとして読み出され、当該基本波画像データから針画像データが生成され、合成率が乗算される。同様に、フレームメモリー26に1フレーム分の高調波ラインデータが記憶されると、高調波用信号処理部25により、1フレームの高調波ラインデータとして読み出され、高調波画像用のコントラスト補正処理が行われる。

0085

そして、フレーム信号処理部D(合成部27)により、1フレームの針画像データと高調波画像データとから、合成画像データが生成され、DSC28を介して表示部29に合成画像が表示される。

0086

例えば、図7に示すように、フレームメモリー24から基本波画像60の基本波画像データが読み出され、検出領域50を用いた弱平滑化処理部234、強平滑化処理部235、減算部236により、針画像70の針画像データが生成されたものとする。また、フレームメモリー26から高調波画像80の高周波画像データが読み出されたものとする。針画像70は、基本波画像60に比べて、斜め方向に刺入された穿刺針3の穿刺針領域の輝度値が明るく強調されているとともに、穿刺針領域以外の背景領域の輝度値が暗くされている。さらに、基本波画像60内の下方に位置する水平方向に位置する筋組織は、針画像70では強調されていない。高調波画像80は、基本波画像60に比べて、空間分解能が高い。

0087

そして、針画像70の針画像データに任意の合成率が乗算され、合成部27により、高調波画像80の高調波画像データと加算されて合成画像90の合成画像データが生成される。合成画像90は、穿刺針領域が針画像70のように強調されて輝度値が高く、しかも穿刺針領域以外の背景領域が高調波画像80のように空間分解能が高くなっている。

0088

以上、本実施の形態によれば、超音波画像診断装置Uは、穿刺針3が刺入される被検体を撮像する超音波診断装置であって、と、パルス信号の入力によって被検体に向けて送信超音波を出力するとともに、被検体からの反射超音波を受信することにより受信信号を出力する超音波探触子2と、正極性のパルス信号とこの極性を反転した負極性のパルス信号とを交互に繰り返し生成して超音波探触子2に出力する送信部12と、超音波探触子2からの受信信号を受信して音線データを生成する受信部13と、を備える。また、超音波画像診断装置Uは、正極性のパルス信号に対応する第1の音線データを記憶するラインメモリー14と、記憶された第1の音線データと負極性のパルス信号に対応する第2の音線データとを加算して高調波ラインデータを生成する加算部15と、生成された第1の音線データから基本波ラインデータを生成し、生成された高調波音線データから高調波ラインデータを生成するライン信号処理部Cと、を備える。さらに、超音波画像診断装置Uは、生成された基本波ラインデータから基本波画像データを生成する基本波画像生成部231と、生成された基本波画像データから穿刺針3に対応する画像領域である穿刺針領域を強調した針画像データを生成する針画像生成部と、生成された高調波ラインデータから高調波画像データを生成する高調波画像生成部251と、生成された針画像データと生成された高調波画像データとを合成して合成画像データを生成する合成部27と、生成された合成画像データを表示部29に表示する制御部30と、を備える。

0089

このため、針画像データに基づく穿刺針領域により穿刺針を検出しやすく高調波画像データに基づく空間分解能の高い超音波画像の合成画像データを得ることができるとともに、正極性のパルス信号及び負極性のパルス信号の2回のパルス信号送信で1ラインのラインデータが得られるので、フレームレートの低下を防ぐことができる。

0090

また、超音波画像診断装置Uは、ラインメモリー14に記憶された第1の音線データと前記第2のパルス信号に対応する第2の音線データとが加算された高調波音線データと、生成された第1の音線データと、を切り替えて出力するスイッチ16を有する。このため、高調波音線データと第1の音線データとを遅延なく切り替えて出力でき、2回の超音波送受信で、基本波成分と高調波成分の音線データを出力することができるので、従来の3回の超音波送受信よりもフレームレートを向上させることができる。

0091

また、ライン信号処理部Cは、生成された第1の音線データに基本波画像用の処理(フィルタリング、ログ圧縮)を行って基本波ラインデータを生成し、生成された高調波音線データに高調波画像用の処理(フィルタリング、ログ圧縮)を行って高調波ラインデータを生成する。このため、基本波画像用の処理が行われた適切な基本波ラインデータと、高調波画像用の処理が行われた適切な高調波ラインデータと、を生成できるとともに、ラインデータの経路の構成を基本波用と高調波用とで一部共通化でき、装置構成を簡単にできる。

0092

また、超音波画像診断装置Uは、針画像生成部として、生成された基本波画像データを平滑化して第1の平滑化画像データを生成する弱平滑化処理部234と、基本波画像データを第1の平滑化画像データの平滑化より強く平滑化して第2の平滑化画像データを生成する強平滑化処理部235と、第1の平滑化画像データから、第2の平滑化画像データとの差分をとる減算部236と、を備える。このため、針画像データにおいて、穿刺針3の穿刺針領域をより強調できる。

0093

また、上記先行技術文献としての特許文献2等の穿刺針撮像において、被検体の体表に対して特に斜め方向に刺入された穿刺針を強調することが要求されている。

0094

これに対し、強平滑化処理部235は、基本波画像データの実サイズスケールで、垂直より水平方向に強く平滑化を行う。また、弱平滑化処理部234、強平滑化処理部235は、第1の平滑化画像データを生成する第1の平滑化領域と、第2の平滑化画像データを生成する第2の平滑化領域とを設定し、第1の平滑化領域は、第2の平滑化領域の略中央部に設定され、平滑化対象画素が、第1の平滑化領域の略中央部に設定される。また、第1の平滑化領域は、第2の平滑化領域の基本波画像データの水平方向、垂直方向の略中央部に設定される。このため、針画像データにおいて、被検体の体表から少なくとも垂直方向及び斜め方向、又は水平方向及び斜め方向に刺入された穿刺針3の穿刺針領域をより強調できるとともに、体表に対し水平方向又は垂直方向の組織等が強調されることを防ぐことができる。

0095

また、超音波画像診断装置Uは、表示深度の入力を受け付ける操作入力部11と、弱平滑化処理部234は、入力された表示深度が深いほど、より小さな第1の平滑化領域を用いて、第1の平滑化画像データを生成し、強平滑化処理部235は、入力された表示深度が深いほど、より小さな第2の平滑化領域を用いて、第2の平滑化画像データを生成する。このため、表示深度が深くなっても、基本波画像中の穿刺針領域が細くなるのを防ぎ、適切な大きさ(太さ)にすることができる。

0096

また、超音波画像診断装置Uは、生成された針画像データの穿刺針領域と非穿刺針領域のコントラストをつける階調補正を行う第1のコントラスト補正処理を行うコントラスト補正部237を備える。このため、針画像上の穿刺針領域と非穿刺針領域とのコントラストをつけることができる。

0097

また、超音波画像診断装置Uは、生成された高周波画像データに輝度値を低下する階調補正を行う第2のコントラスト補正処理を行うコントラスト補正部252を備える。このため、高調波画像の輝度値を低下することができる。合成部27は、第1のコントラスト補正処理が行われた針画像データと第2のコントラスト補正処理が行われた高調波画像データとを合成して合成画像データを生成することで、合成画像上の穿刺針領域を、穿刺針領域以外の背景領域に比べて、より明るく強調することができる。

0098

また、超音波画像診断装置Uは、針画像データの合成率の入力を受け付ける操作入力部11と、生成された針画像データの輝度値に、入力された合成率を乗算する乗算部238と、を備える。合成部27は、合成率が乗算された針画像データと生成された高調波画像データとを合成して合成画像データを生成する。このため、高調波画像に対する針画像の合成率を自在に設定することができる。

0099

なお、上記実施の形態における記述は、本発明に係る好適な超音波画像診断装置の一例であり、これに限定されるものではない。

0100

例えば、上記実施の形態では、正極性の基本波のパルス信号と当該正極性の基本波を反転した負極性の基本波のパルス信号とを駆動信号として交互に繰り返し生成し、当該正極性の基本波のパルス波に対応する受信信号に基づいて針画像データを生成する構成としたが、これに限定されるものではない。例えば、負極性の基本波のパルス信号と当該負極性の基本波を反転した正極性の基本波のパルス信号とを駆動信号として交互に繰り返し生成し、当該負極性の基本波のパルス波に対応する受信信号に基づいて針画像データを生成する構成としてもよい。

0101

また、上記実施の形態では、穿刺針強調信号処理部23が(正極性の)基本波のパルス信号に対応する受信信号に基づく基本波ラインデータから針画像データを生成する構成としたが、これに限定されるものではない。例えば、高調波画像生成部251が正極性及び負極性の基本波のパルス信号に対応する受信信号に基づく基本波ラインデータから高調波画像データを生成し、当該高調波画像データをフレームメモリー26に記憶するとともに、基本波画像生成部231を除く穿刺針強調信号処理部23が当該生成された高調波画像データから針画像データを生成し、当該針画像データと前記記憶されコントラスト補正部252により階調処理された高調波画像データとを、入力された任意の合成率で合成して合成画像データを生成する構成としてもよい。この構成によれば、スイッチ22、基本波画像生成部231、フレームメモリー24が不要となり、超音波画像診断装置Uの構成を簡単にできる。この構成では、例えば、基本波ラインデータが使用されないため、ライン加算部Bでは、基本波のパルス信号に対応する音線データが出力されず高調波成分の音線データが出力され、ライン信号処理部Cでは、高調波成分の音線データに各種処理が行われて高調波ラインデータが出力される。

0102

また、穿刺針強調信号処理部としては、図8に示す穿刺針強調信号処理部300の構成もとることができる。図8は、穿刺針強調信号処理部300の機能構成を示すブロック図である。
図8において、穿刺針強調信号処理部300は、図4における穿刺針強調信号処理部23における基本波画像生成部231を画像生成部301に置き換えたものであり、この画像生成部301には、ライン信号処理部等から、超音波画像のラインデータが入力される。
この入力されたラインデータから、画像生成部301で1フレーム画像データが生成され、穿刺針強調信号処理部23と同様に、強調された針画像データが出力される。

0103

また、以上の実施の形態における超音波画像診断装置Uを構成する各部の細部構成及び細部動作に関して本発明の趣旨を逸脱することのない範囲で適宜変更可能である。

0104

以上のように、本発明の超音波画像診断装置は、穿刺針を用いた超音波画像診断に適用できる。

0105

U超音波画像診断装置
2 超音波探触子
3穿刺針
4取付部
5ケーブル
1超音波画像診断装置本体
11操作入力部
A送受信部
12 送信部
121クロック発生回路
122パルス発生回路
123電圧及びデューティー設定部
124遅延回路
13 受信部
Bライン加算部
14ラインメモリー
15加算部
16 スイッチ
Cライン信号処理部
17ダイナミックフィルター
18係数メモリー
19検波処理部
20ログ圧縮処理部
21 係数メモリー
Dフレーム信号処理部
22 スイッチ
23,300穿刺針強調信号処理部
231基本波画像生成部
232,233分岐部
234 弱平滑化処理部
235 強平滑化処理部
236 減算部
237コントラスト補正部
238乗算部
301画像生成部
24,26フレームメモリー
25高調波用信号処理部
251高調波画像生成部
252 コントラスト補正部
27 合成部
28DSC
29 表示部
30 制御部

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