JP2010246630A - Ultrasound diagnostic apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、周期的に運動する対象組織の表示画像を形成する超音波診断装置に関する。 The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that forms a display image of a target tissue that moves periodically.
心臓などの運動を伴う組織の三次元超音波画像を形成する超音波診断装置が知られている。例えば、三次元空間内において超音波ビームをスキャン(走査)して三次元空間内からエコーデータを収集し、収集したエコーデータに基づいて三次元超音波画像を形成してリアルタイム表示する技術が知られている。但し、リアルタイム表示の場合には、スキャンレートとビーム密度とビーム範囲が互いにトレードオフの関係になるという原理的な制約がある。 2. Description of the Related Art An ultrasonic diagnostic apparatus that forms a three-dimensional ultrasonic image of a tissue that accompanies motion such as the heart is known. For example, there is a technology that scans an ultrasonic beam in a three-dimensional space, collects echo data from the three-dimensional space, forms a three-dimensional ultrasonic image based on the collected echo data, and displays it in real time. It has been. However, in the case of real-time display, there is a principle restriction that the scan rate, the beam density, and the beam range are in a trade-off relationship with each other.
三次元超音波画像のリアルタイム表示における原理的な制約を回避するための技術も提案されている。例えば、特許文献1には、心電信号などに同期させて三次元空間内において走査面を少しずつ移動させながら、走査面の各位置において複数の時相に亘って複数の断層画像データを収集し、収集された複数の断層画像データを並べ替えて再構築して三次元画像データを形成する技術(再構築処理)が記載されている。この技術は、直接的に心電信号を得ることが困難な胎児などに適用することが難しい。 Techniques for avoiding the fundamental limitations in real-time display of 3D ultrasound images have also been proposed. For example, Patent Document 1 collects a plurality of tomographic image data over a plurality of time phases at each position on the scanning plane while moving the scanning plane little by little in the three-dimensional space in synchronization with an electrocardiogram signal or the like. A technique (reconstruction processing) is described in which a plurality of collected tomographic image data is rearranged and reconstructed to form three-dimensional image data. This technique is difficult to apply to a fetus or the like for which it is difficult to directly obtain an electrocardiogram signal.
また、特許文献2には、心電信号に換えて、ある時間間隔ごとにスキャンして再構築する技術が記載されている。しかし、この技術では、データ収集中における心臓などの周期が一定と仮定しており、そのため、例えば心臓の周期が一定ではない場合に、再構築後の画像における心臓の形態が実際のものから歪められて信頼性が低くなる可能性がある。 Patent Document 2 describes a technique for scanning and reconstructing at certain time intervals instead of an electrocardiographic signal. However, this technique assumes that the period of the heart, etc. during data collection is constant, so that, for example, if the period of the heart is not constant, the shape of the heart in the reconstructed image is distorted from the actual one. Reliability may be reduced.
上述した背景技術に鑑み、本願の発明者は、再構築処理により超音波画像を形成する技術について研究開発を重ねてきた。特に、胎児の心臓などのように運動の周期が不安定な対象組織についての超音波画像を形成する技術に注目した。 In view of the background art described above, the inventor of the present application has repeatedly researched and developed a technique for forming an ultrasonic image by reconstruction processing. In particular, we focused on techniques for forming ultrasound images of target tissues with unstable movement cycles, such as the fetal heart.
本発明は、その研究開発の過程において成されたものであり、その目的は、運動の周期が不安定な対象組織についての表示画像の信頼性を高めることにある。 The present invention has been made in the course of research and development, and an object thereof is to increase the reliability of a display image of a target tissue having an unstable motion cycle.
上記目的を達成するために本発明の好適な態様の超音波診断装置は、周期的に運動する対象組織を含む三次元空間内で超音波を送受波するプローブと、プローブを制御することにより、前記対象組織に関する運動の複数の周期に亘って走査面を移動させつつ前記三次元空間内で複数の走査面を形成する送受信制御部と、前記複数の走査面に対応した複数の画像の中から前記対象組織に関する運動の仮想周期に対応した間隔で複数の基準画像を探索する基準画像探索部と、前記複数の基準画像の各々を分割の単位とすることにより前記複数の画像を複数の仮想周期群に分割し、複数の仮想周期群の各々から互いに周期的に対応した複数の画像を抽出する画像再構成部と、互いに周期的に対応した複数の画像に基づいて前記対象組織の表示画像を形成する表示画像形成部と、を有することを特徴とする。 In order to achieve the above object, an ultrasonic diagnostic apparatus according to a preferred embodiment of the present invention includes a probe that transmits and receives ultrasonic waves in a three-dimensional space including a target tissue that moves periodically, and controls the probe. A transmission / reception control unit that forms a plurality of scanning planes in the three-dimensional space while moving the scanning plane over a plurality of periods of motion related to the target tissue, and a plurality of images corresponding to the plurality of scanning planes A reference image search unit that searches for a plurality of reference images at intervals corresponding to a virtual cycle of motion related to the target tissue, and each of the plurality of reference images is used as a unit of division, whereby the plurality of images are converted into a plurality of virtual cycles. An image reconstruction unit that divides the image into a group and extracts a plurality of images periodically corresponding to each of the plurality of virtual periodic groups; and a display image of the target tissue based on the plurality of images periodically corresponding to each other A display image forming unit for forming, characterized by having a.
望ましい態様において、前記基準画像探索部は、前記複数の画像から得られる周期性に関する特徴量に基づいて前記複数の基準画像を探索する、ことを特徴とする。 In a preferred aspect, the reference image search unit searches the plurality of reference images based on a feature amount related to periodicity obtained from the plurality of images.
望ましい態様において、前記基準画像探索部は、前記特徴量に基づいて前記複数の画像の中から代表基準画像を設定してその代表基準画像を起点として前記複数の基準画像を探索する、ことを特徴とする。 In a preferred aspect, the reference image search unit sets a representative reference image from the plurality of images based on the feature amount, and searches the plurality of reference images using the representative reference image as a starting point. And
望ましい態様において、前記基準画像探索部は、前記特徴量として算出される前記複数の画像の各々に対応した相互差分値に基づいて、最大の相互差分値に対応した一つの画像を前記代表基準画像とし、その代表基準画像を起点として、極大の相互差分値に対応した複数の画像の中から、前記仮想周期だけ離れた位置に最も近い画像を次々に探索し、前記複数の基準画像とする、ことを特徴とする。 In a preferred aspect, the reference image search unit selects one image corresponding to the maximum mutual difference value based on the mutual difference value corresponding to each of the plurality of images calculated as the feature amount. And, starting from the representative reference image as a starting point, from among a plurality of images corresponding to the maximal mutual difference value, the image closest to the position separated by the virtual period is sequentially searched, the plurality of reference images, It is characterized by that.
望ましい態様において、前記超音波診断装置は、前記複数の画像から得られる周期性に関する特徴量に基づいて前記仮想周期を算出する仮想周期算出部をさらに有する、ことを特徴とする。 In a preferred aspect, the ultrasonic diagnostic apparatus further includes a virtual period calculation unit that calculates the virtual period based on a feature amount related to periodicity obtained from the plurality of images.
望ましい態様において、前記仮想周期算出部は、前記特徴量として前記複数の画像の各々に対応した相互差分値を算出し、極大の相互差分値に対応した複数の画像の間隔に基づいて前記仮想周期を算出する、ことを特徴とする。 In a desirable aspect, the virtual cycle calculation unit calculates a mutual difference value corresponding to each of the plurality of images as the feature amount, and the virtual cycle based on an interval between the plurality of images corresponding to the maximum mutual difference value. Is calculated.
望ましい態様において、前記超音波診断装置は、前記複数の画像から得られる画像間の差分量に基づいて前記複数の画像が良好か否かを判定するエラー判定部をさらに有する、ことを特徴とする。 In a preferred aspect, the ultrasonic diagnostic apparatus further includes an error determination unit that determines whether or not the plurality of images are good based on a difference amount between images obtained from the plurality of images. .
本発明により、運動の周期が不安定な対象組織についての表示画像の信頼性を高めることが可能になる。 According to the present invention, it is possible to improve the reliability of a display image for a target tissue whose movement cycle is unstable.
図1には、本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態が示されており、図1はその全体構成を示す機能ブロック図である。 FIG. 1 shows a preferred embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention, and FIG. 1 is a functional block diagram showing the overall configuration thereof.
プローブ10は、対象組織を含む三次元空間内において超音波を送受波する。プローブ10は、超音波を送受波する複数の振動素子を備えており、複数の振動素子がビームフォーマ12によって送信制御されて送信ビームが形成される。また、複数の振動素子が対象組織から反射された超音波を受波し、これにより得られた信号がビームフォーマ12へ出力され、ビームフォーマ12が受信ビームを形成する。
The
本実施形態のプローブ10は、超音波ビーム(送信ビームと受信ビーム)を三次元空間内において走査して立体的にエコーデータを収集する3Dプローブである。例えば、一次元的に配列された複数の振動素子(1Dアレイ振動子)によって電子的に形成される走査面を機械的に動かすことにより超音波ビームが三次元的に走査される。また、二次元的に配列された複数の振動素子(2Dアレイ振動子)を電子的に制御して超音波ビームを三次元的に走査してもよい。
The
ビームフォーマ12は、プローブ10が備える複数の振動素子の各々に対応した送信信号を供給することにより超音波の送信ビームを形成する。また、ビームフォーマ12は、プローブ10が備える複数の振動素子の各々から得られる受信信号に対して整相加算処理などを施すことにより超音波の受信ビームを形成し、受信ビームに沿って得られるエコーデータを出力する。本実施形態において、対象組織は、周期的に運動する組織であり、例えば胎児の心臓などである。
The beam former 12 forms a transmission beam of ultrasonic waves by supplying a transmission signal corresponding to each of a plurality of vibration elements included in the
図2は、本実施形態における三次元的な走査を説明するための図である。図2において対象組織を含む三次元空間はXYZ直交座標系で表現されている。本実施形態では、XY平面に対してほぼ平行となるように走査面Sが形成され、その走査面SをZ軸方向にゆっくりと移動させつつ、Z軸方向に沿って複数の走査面Sが形成される。走査面Sは、胎児の心臓などの周期的な運動に関する複数の周期に亘って、例えば約8秒で約20心拍を含む期間に亘って、Z軸方向にゆっくりと移動する。 FIG. 2 is a diagram for explaining three-dimensional scanning in the present embodiment. In FIG. 2, the three-dimensional space including the target tissue is expressed in an XYZ orthogonal coordinate system. In the present embodiment, the scanning surface S is formed so as to be substantially parallel to the XY plane, and a plurality of scanning surfaces S are formed along the Z-axis direction while slowly moving the scanning surface S in the Z-axis direction. It is formed. The scanning plane S moves slowly in the Z-axis direction over a plurality of periods related to periodic movements such as the fetal heart, for example, over a period including about 20 heartbeats in about 8 seconds.
図1に戻り、胎児の心拍の複数の周期に亘ってZ軸方向に沿って複数の走査面が形成されると、各走査面ごとに断層画像データが収集され、複数の走査面に対応した複数の断層画像データが次々に前メモリ14に記憶される。
Returning to FIG. 1, when a plurality of scanning planes are formed along the Z-axis direction over a plurality of periods of the fetal heartbeat, tomographic image data is collected for each scanning plane and corresponds to the plurality of scanning planes. A plurality of tomographic image data is sequentially stored in the
エラー判定部16は、前メモリ14に記憶された複数の断層画像データから得られる画像間の差分量に基づいて、複数の断層画像データが良好か否かを判定する。例えば胎児や母体やプローブの動きにより画像内で胎児の心臓が大きく動いてしまい、良好な画像が得られない可能性がある。そこで、エラー判定部16は、診断のための良好な画像が得られるか否かを判定する。その判定にあたって、エラー判定部16は、次式で定義される断面差分値を利用する。
The
数1式におけるx,y,zは、図2のXYZ直交座標系における各軸上の座標値でありpは断層画像データ内の各座標に対応した画素値である。数1式により、Z軸方向に隣接する2つの断層画像データ間の差分値が算出される。 X, y, and z in Equation 1 are coordinate values on each axis in the XYZ orthogonal coordinate system of FIG. 2, and p is a pixel value corresponding to each coordinate in the tomographic image data. The difference value between two pieces of tomographic image data adjacent in the Z-axis direction is calculated by Equation (1).
図3は、断面差分値の変化を示す図であり、図3の横軸は、各断層画像データの位置を示している。つまり、図3の横軸は、各走査面の位置と各走査面が得られた時間に対応しており、図2のZ軸(時間の経過に伴う位置の変化方向)に対応している。 FIG. 3 is a diagram showing changes in cross-sectional difference values, and the horizontal axis of FIG. 3 shows the position of each tomographic image data. That is, the horizontal axis in FIG. 3 corresponds to the position of each scanning plane and the time at which each scanning plane is obtained, and corresponds to the Z axis in FIG. 2 (the direction of change in position over time). .
胎児の心臓が大きく移動してしまうことが無ければ、隣接する断層画像データは互いに似たものとなり、数1式により得られる差分値は比較的小さくなる。一方、例えば胎児自身の動き、母体の呼吸動作、プローブの位置の大きなずれなどがあると、断層画像内において胎児の心臓が大きく動いてしまい、隣接する断層画像データ間の差分値が比較的大きくなる。そこで、エラー判定部16は、断面差分値が所定の閾値を超えた場合に、画像内において心臓が大きくずれてしまったと判断する。
If the fetal heart does not move significantly, the adjacent tomographic image data will be similar to each other, and the difference value obtained from Equation 1 will be relatively small. On the other hand, for example, if there is a movement of the fetus itself, the mother's breathing movement, a large displacement of the probe position, the fetal heart moves greatly in the tomographic image, and the difference value between adjacent tomographic image data is relatively large. Become. Therefore, the
図1に戻り、エラー判定部16により心臓が大きくずれてしまったと判断されると、制御部40は、例えば、ビームフォーマ12などを制御して、断層画像データの収集を中止させる。なお、制御部40は、図1内の各部を集中的に制御しており、例えば、エラー判定部16によりエラーであると判断された場合に、エラーである旨を示す表示や警告などを表示部30に表示させてもよい。エラー判定部16によりエラーの判定が成されなければ、前メモリ14に記憶された複数の断層画像データに基づいて、後述する処理が実行される。
Returning to FIG. 1, when the
仮想周期算出部22は、前メモリ14に記憶された複数の断層画像データに基づいて、胎児の心臓に関する仮の周期となる仮想周期を算出する。仮想周期の算出にあたって、仮想周期算出部22は、次式で定義される相互差分値を利用する。
The virtual
数2式おけるx,y,zは、図2のXYZ直交座標系における各軸上の座標値であり、pは断層画像データ内の各座標に対応した画素値である。数2式においては、Z軸方向に隣接する2つの断層画像データ間の2つの画素値の差分に対して、一方の画素値が乗算されている。これにより、心臓が収縮する場合に比べて心臓が拡張する場合に相互差分値が比較的大きな値となり、単純な差分値では識別が難しい拡張と収縮を相互差分値により識別することが可能になる。 X, y, and z in Equation 2 are coordinate values on each axis in the XYZ orthogonal coordinate system of FIG. 2, and p is a pixel value corresponding to each coordinate in the tomographic image data. In Equation 2, one pixel value is multiplied by the difference between two pixel values between two tomographic image data adjacent in the Z-axis direction. As a result, the mutual difference value is relatively large when the heart expands compared to when the heart contracts, and it is possible to identify expansion and contraction that are difficult to identify with a simple difference value by the mutual difference value. .
例えば、ある断層画像データz内において、画素p(x,y,z)が心臓内壁の近傍の心筋であると仮定し、その画素値をp(x,y,z)=100とする。心臓が拡張して心腔が大きくなると、断層画像データzに続いて得られる断層画像データz+1内において画素p(x,y,z+1)が心腔の画素となる。心筋に比べて心腔の画素値は小さいためその画素値をp(x,y,z+1)=10とする。この例において、数2式の右辺の絶対値を算出すると100×(100−10)=9000となる。心臓が拡張する場合には、心臓内壁の周辺において、心筋から心腔に変化する画素が多く発生するため、数2式の相互差分値の値が比較的大きくなる。 For example, in a certain tomographic image data z, it is assumed that the pixel p (x, y, z) is a myocardium in the vicinity of the inner wall of the heart, and the pixel value is set to p (x, y, z) = 100. When the heart expands and the heart chamber becomes larger, the pixel p (x, y, z + 1) becomes the heart chamber pixel in the tomographic image data z + 1 obtained following the tomographic image data z. Since the pixel value of the heart chamber is smaller than that of the myocardium, the pixel value is set to p (x, y, z + 1) = 10. In this example, the absolute value of the right side of Equation 2 is calculated to be 100 × (100−10) = 9000. When the heart expands, there are many pixels that change from the myocardium to the heart chamber around the inner wall of the heart, so that the mutual difference value of Equation 2 becomes relatively large.
一方、心臓が収縮する場合には、上記の例とは反対の現象が発生する。つまり、心臓が収縮して心腔が小さくなるため、心腔に対応した画素p(x,y,z)=10から、心筋に対応した画素p(x,y,z+1)=100に変化する。この例において、数2式の右辺の絶対値を算出すると|10×(10−100)|=900となり、拡張の場合における値9000よりも小さくなる。そのため、拡張と収縮を相互差分値により識別することが可能になる。 On the other hand, when the heart contracts, a phenomenon opposite to the above example occurs. That is, since the heart contracts and the heart chamber becomes smaller, the pixel p (x, y, z) = 10 corresponding to the heart chamber changes from the pixel p (x, y, z + 1) = 100 corresponding to the heart muscle. . In this example, when the absolute value of the right side of Equation 2 is calculated, | 10 × (10−100) | = 900, which is smaller than the value 9000 in the case of expansion. Therefore, expansion and contraction can be identified by the mutual difference value.
図4は、相互差分値の変化を示す図である。図4の横軸は、各断層画像データの位置(各走査面の位置と時間)を示しており、図2のZ軸(時間の経過に伴う位置の変化方向)に対応している。数2式を利用してZ軸上の各位置(z)において相互差分値が算出されると、心臓が拡張する場合に相互差分値が比較的大きな値となる。そこで、仮想周期算出部22は、相互差分値のピーク値(極大値)を検出し、隣接するピーク値の間隔を心臓の周期(心拍の周期)と判断する。
FIG. 4 is a diagram illustrating changes in mutual difference values. The horizontal axis of FIG. 4 indicates the position of each tomographic image data (position and time of each scanning plane), and corresponds to the Z axis of FIG. 2 (change direction of position with time). When the mutual difference value is calculated at each position (z) on the Z-axis using Equation 2, the mutual difference value becomes a relatively large value when the heart expands. Therefore, the virtual
但し、例えば胎児の心臓は、心拍の周期が変動する場合があり、心拍の周期が変動するとピーク値の間隔も変動する。そこで、仮想周期算出部22は、例えば、ピーク値の間隔のうちの2番目に大きな間隔を仮想周期に設定する。なお、ピーク値の間隔のヒストグラムから得られる最多頻度の値や重心値などを仮想周期としてもよい。また、予め設定された複数の値の中からユーザまたは装置が仮想周期を選択するようにしてもよいし、ユーザが仮想周期の値を入力するようにしてもよい。仮想周期として、超音波診断装置の計測結果(例えばMモード計測の結果)に基づいて得られる値が利用されてもよいし、常に固定値が利用されてもよい。
However, for example, in the fetal heart, the heartbeat period may fluctuate, and when the heartbeat period fluctuates, the interval between peak values also fluctuates. Therefore, for example, the virtual
図1に戻り、仮想周期が設定されると、基準画像探索部24は、複数の断層画像データの中から、仮想周期を利用して、複数の基準画像を探索する。
Returning to FIG. 1, when the virtual period is set, the reference
図5は、基準画像の探索を説明するための図である。図5(A)〜(C)の各々には、図4を利用して説明した相互差分値の変化が図示されている。基準画像探索部24は、まず、複数の断層画像の中から代表となる基準画像(代表基準画像)を探索する。基準画像探索部24は、図5(A)に示すように、相互差分値が最大となる位置に対応した断層画像データを代表基準画像(代表基準断面)とする。そして、基準画像探索部24は、代表基準画像を起点として、極大の相互差分値に対応した複数の断層画像の中から、仮想周期だけ離れた位置に最も近い断層画像を次々に探索する。
FIG. 5 is a diagram for explaining the search for the reference image. Each of FIGS. 5A to 5C shows a change in the mutual difference value described with reference to FIG. First, the reference
まず、図5(A)に示すように、まず、代表基準画像からZ軸方向の正方向と負方向に仮想周期(VHR)だけ離れた位置に最も近い断層画像が探索されて基準画像とされる。次に、基準画像探索部24は、図5(B)に示すように、探索された基準画像から仮想周期(VHR)だけ離れた位置に最も近い断層画像を探索して新たな基準画像とする。図5(B)において、破線の矢印が複数の基準画像(基準断面)の位置を示している。
First, as shown in FIG. 5A, first, a tomographic image closest to a position separated from the representative reference image by a virtual period (VHR) in the positive and negative directions in the Z-axis direction is searched and used as a reference image. The Next, as shown in FIG. 5B, the reference
基準画像探索部24は、代表基準画像を起点として次々に複数の基準画像を探索する。こうして、極大の相互差分値に対応した複数の断層画像の中から、図5(C)に示すように複数の基準画像が探索される。図5(C)において、破線の矢印が複数の基準画像(基準断面)の位置を示している。
The reference
図1に戻り、複数の基準画像が探索されると、再構築処理部20は、複数の基準画像の各々を分割の単位とすることにより、複数の断層画像を複数の仮想周期群に分割する。そして、再構築処理部20は、複数の仮想周期群の各々から互いに周期的に対応した複数の断層画像を抽出することにより再構築処理を実現する。再構築処理部20は、前メモリ14に記憶された複数の断層画像データを再構築して後メモリ26に記憶する。
Returning to FIG. 1, when a plurality of reference images are searched, the
図6は、再構築処理部20による処理を説明するための図であり、図6には、前メモリ14に記憶されるデータと後メモリ26に記憶されるデータの対応関係が示されている。図6において、「断層画像Zn(n=1,2,3,・・・,60)」は、Z軸(図2参照)上における座標Znの位置の断層画像データを意味している。
FIG. 6 is a diagram for explaining processing by the
前メモリ14には、Z軸方向に沿って次々に形成される複数の走査面に対応した複数の断層画像データが形成された順に記憶されている。つまり、前メモリ14には、いくつかの断層画像に続いて、断層画像Z1,断層画像Z2,・・・,断層画像Z60,・・・の順に複数の断層画像データが記憶されている。
The
再構築処理部20は、複数の基準画像の各々を分割の単位とすることにより、前メモリ14に記憶された複数の断層画像データを複数の仮想周期群に分割する。そして、複数の仮想周期群の各々から、互いに周期的に対応した複数の断層画像データが抽出される。
The
図6において、断層画像Z1,断層画像Z15,・・・,断層画像Z51が基準画像探索部24により探索された複数の基準画像である。再構築処理部20は、互いに周期的に対応した複数の断層画像データとして、まず、基準画像である断層画像Z1,断層画像Z15,・・・,断層画像Z51を抽出する。そして、抽出された断層画像Z1,断層画像Z15,・・・,断層画像Z51が一つのデータブロックとなって後メモリ26内に記憶される。
In FIG. 6, the tomographic image Z1, the tomographic image Z15,..., The tomographic image Z51 are a plurality of reference images searched by the reference
次に、再構築処理部20は、互いに周期的に対応した複数の断層画像データとして、複数の基準画像の各々に対してZ軸方向の正方向に隣接する複数の断層画像を抽出する。つまり、断層画像Z2,断層画像Z16,・・・,断層画像Z52が抽出され、これらが一つのデータブロックとなって後メモリ26内に記憶される。
Next, the
さらに、再構築処理部20は、断層画像Z2,断層画像Z16,・・・,断層画像Z52の各々に対してZ軸方向の正方向に隣接する複数の断層画像を抽出する。こうして、複数の基準画像の各々を起点として、互いに周期的に対応した複数の断層画像のデータブロックが次々に抽出されて、後メモリ26内に記憶される。
Further, the
なお、上述した再構築処理によれば、前メモリ14に記憶された複数の断層画像の中で再構築処理に利用されない断層画像がある。例えば、前メモリ14の中の断層画像Z10と断層画像Z15の間の断層画像(Z11〜Z14)などが再構築処理に利用されない断層画像である。
Note that, according to the reconstruction process described above, there are tomographic images that are not used for the reconstruction process among a plurality of tomographic images stored in the
また、上述した再構築処理では、再構築処理後の後メモリ26内に、複数のデータブロックが形成される。例えば、断層画像Z1,断層画像Z15,・・・,断層画像Z51が一つのデータブロックとなり、断層画像Z2,断層画像Z16,・・・,断層画像Z52が次の一つのデータブロックとなる。再構築処理によって後メモリ26内に形成されるデータブロックの個数は、基準画像に基づいて分割された複数の仮想周期群のうちの、断層画像数が最も少ない仮想周期群の断層画像数に対応している。例えば、図5(C)に示すように複数の基準画像が探索された場合においては、互いに隣り合う2つの基準画像の間隔が最も短い区間に対応した仮想周期群の断層画像数と、図6に示す後メモリ26内のデータブロックの個数が一致する。
In the reconstruction process described above, a plurality of data blocks are formed in the post-memory 26 after the reconstruction process. For example, the tomographic image Z1, the tomographic image Z15,..., And the tomographic image Z51 become one data block, and the tomographic image Z2, the tomographic image Z16,. The number of data blocks formed in the
そこで、例えば、図5(C)に示すように複数の基準画像が探索された後に、互いに隣り合う2つの基準画像の間隔が最も短い区間に対応した仮想周期群の断層画像数eを確認し、それをデータブロック数eとし、再構築処理の結果としてデータブロック数がeに達した時に再構築処理を終了させることにより、再構築処理の無駄を低減(望ましくは完全に除去)することが可能になる。 Therefore, for example, as shown in FIG. 5C, after searching for a plurality of reference images, the number e of tomographic images in the virtual periodic group corresponding to the interval where the interval between two adjacent reference images is the shortest is confirmed. The number of data blocks is set as e, and when the number of data blocks reaches e as a result of the rebuilding process, the rebuilding process is terminated, so that the waste of the rebuilding process can be reduced (preferably completely removed). It becomes possible.
また、図6に示す例においては、基準画像に対応したデータブロックを複数のデータブロックの先頭としているが、基準画像に対応したデータブロックを中心として、複数のデータブロックを形成してもよい。 In the example shown in FIG. 6, the data block corresponding to the reference image is the head of the plurality of data blocks. However, a plurality of data blocks may be formed around the data block corresponding to the reference image.
図7は、再構築処理部20による別の好適な処理を説明するための図であり、図6と同様に、図7には、前メモリ14に記憶されるデータと後メモリ26に記憶されるデータの対応関係が示されている。
FIG. 7 is a diagram for explaining another preferable process by the
図7に示す例においても、再構築処理部20は、複数の基準画像の各々を分割の単位とすることにより、前メモリ14に記憶された複数の断層画像データを複数の仮想周期群に分割する。その際、予め確認されるデータブロック数eを利用し、各基準画像の位置を中心として各基準画像からZ軸の負方向へe/2枚の断層画像とZ軸の正方向へe/2枚の断層画像とを一つの仮想周期群とする。
Also in the example illustrated in FIG. 7, the
例えば、図7に示す前メモリ14内において、基準画像である断層画像Z15を中心として、Z軸の負方向にあるe/2枚の断層画像Z14,断層画像Z13,・・・と、Z軸の正方向にあるe/2枚の断層画像Z16,断層画像Z17,・・・と、により、断層画像Z15を中心としたe枚の断層画像からなる仮想周期群が形成される。同様に、基準画像である断層画像Z32を中心としたe枚の断層画像からなる仮想周期群が形成され、基準画像である断層画像Z51を中心としたe枚の断層画像からなる仮想周期群が形成される。
For example, in the
そして、図7に示す例においても、複数の仮想周期群の各々から、互いに周期的に対応した複数の断層画像データが抽出される。つまり、再構築処理部20は、各仮想周期群の各々から、まず、Z軸上において最も小さい位置にある断層画像を抽出して一つのデータブロックとし、次に、Z軸上において2番目に小さい位置にある断層画像を抽出して一つのデータブロックとする。この抽出処理をZ軸上において最も小さい位置から順に最も大きい位置まで続けることにより、総数e個のデータブロックが後メモリ26内に形成される。
In the example shown in FIG. 7 as well, a plurality of tomographic image data periodically corresponding to each other is extracted from each of the plurality of virtual cycle groups. That is, the
図7には、総数e個のうちの3個のデータブロックが図示されている。つまり、各々が基準画像の一つ前にある断層画像Z14,断層画像31,・・・,断層画像50で構成されるデータブロックと、基準画像である断層画像Z15,断層画像32,・・・,断層画像51で構成されるデータブロックと、各々が基準画像の一つ後にある断層画像Z16,断層画像33,・・・,断層画像52で構成されるデータブロックが図示されている。 FIG. 7 shows three data blocks out of the total number e. That is, a data block composed of a tomographic image Z14, a tomographic image 31,..., A tomographic image 50 each preceding the reference image, and a tomographic image Z15, a tomographic image 32,. , A data block composed of a tomographic image 51, and a data block composed of a tomographic image Z16, a tomographic image 33,.
このように、図7の例においては、複数の基準画像の各々を中心として、互いに周期的に対応した複数の断層画像のデータブロックが次々に抽出されて、後メモリ26内に記憶される。
As described above, in the example of FIG. 7, data blocks of a plurality of tomographic images periodically corresponding to each other around each of the plurality of reference images are sequentially extracted and stored in the
なお、図7に示す例では、各基準画像の位置を中心として各基準画像からZ軸の負方向へe/2枚の断層画像とZ軸の正方向へe/2枚の断層画像とを一つの仮想周期群としているが、各基準画像の位置を中心からずらして一つの仮想周期群を形成してもよい。つまり、各基準画像に対してその前後に異なる枚数の断層画像を加えて一つの仮想周期群を形成してもよい。この場合、後メモリ26内において、基準画像に対応したデータブロックが全データブロックの中心からずれることになる。
In the example shown in FIG. 7, e / 2 tomographic images in the negative direction of the Z axis and e / 2 tomographic images in the positive direction of the Z axis from each reference image with the position of each reference image as the center. Although one virtual period group is used, one virtual period group may be formed by shifting the position of each reference image from the center. That is, one virtual period group may be formed by adding different numbers of tomographic images before and after each reference image. In this case, the data block corresponding to the reference image is shifted from the center of all the data blocks in the
図1に戻り、三次元画像形成部28は、後メモリ26に記憶された再構築後の複数の断層画像データに基づいて、胎児の心臓を立体的に映し出す三次元画像データを形成する。三次元画像形成部28は、後メモリ26に記憶された一つのデータブロックに基づいて各時相の三次元画像データを形成する。例えば、図6に示す後メモリ26に記憶された断層画像Z1,断層画像Z15,・・・,断層画像Z51に基づいて時相T1の三次元画像データが形成され、断層画像Z2,断層画像Z16,・・・,断層画像Z52に基づいて時相T2の三次元画像データが形成される。または、図7に示す後メモリ26に形成された総数e個のデータブロックの各々に基づいて各時相の三次元画像データが形成されることにより、時相T1〜Teまでの三次元画像データが形成される。図7を利用して説明した再構築処理においては、心拍などの周期的な運動の時相的な基準となる基準画像に対応した三次元画像データが、時相T1〜Teまでの三次元画像データの中心に配置される。つまり、互いの時相関係が最も一致していると考えられる基準画像による三次元画像データを時相T1〜Teの中心に配置することが可能になる。
Returning to FIG. 1, the three-dimensional
三次元画像形成部28は、例えば、ボリュームレンダリング法や積算法や投影法などの各種の手法を適用して、各時相ごとに複数の時相に亘って三次元画像データを形成する。こうして、複数の時相に亘って形成された三次元画像データに対応した画像が表示部30に表示され、擬似的にリアルタイムの三次元動画像が表示される。例えば、時相T1から最終時相Teまでの三次元画像データに対応した画像が繰り返し表示されてループ再生が実行されてもよい。
The three-dimensional
上述した実施形態によれば、心拍の周期が不安定な胎児の心臓などを診断対象とする場合においても、周期の変動に応じて適切な基準画像が探索されてデータブロックが再構成されるため、周期の変動に伴う画像の乱れなどが軽減されて(望ましくは完全に除去されて)信頼性の高い表示画像を得ることが可能になる。 According to the above-described embodiment, even when a fetal heart or the like whose heartbeat cycle is unstable is to be diagnosed, an appropriate reference image is searched according to the cycle variation and the data block is reconstructed. The disturbance of the image due to the fluctuation of the period is reduced (desirably completely removed), and a display image with high reliability can be obtained.
以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、上述した実施形態は、あらゆる点で単なる例示にすぎず、本発明の範囲を限定するものではない。本発明は、その本質を逸脱しない範囲で各種の変形形態を包含する。例えば、上述した実施形態においては、Z軸方向に沿って走査面をゆっくりと移動させつつ複数の走査面を形成して三次元空間内からエコーデータを収集する低速スキャンを実行している。この低速スキャンの前に、往復約2秒程度で三次元空間内を試験的に高速スキャンさせて、プローブ位置指定の支援を行うようにしてもよい。 As mentioned above, although preferred embodiment of this invention was described, embodiment mentioned above is only a mere illustration in all the points, and does not limit the scope of the present invention. The present invention includes various modifications without departing from the essence thereof. For example, in the above-described embodiment, a low-speed scan is performed in which a plurality of scan planes are formed while slowly moving the scan plane along the Z-axis direction, and echo data is collected from within a three-dimensional space. Prior to this low-speed scanning, the probe position designation may be supported by performing a high-speed scan on a trial basis in about two seconds for a round trip.
10 プローブ、12 ビームフォーマ、16 エラー判定部、20 再構築処理部、22 仮想周期算出部、24 基準画像探索部、28 三次元画像形成部。 10 probe, 12 beamformer, 16 error determination unit, 20 reconstruction processing unit, 22 virtual period calculation unit, 24 reference image search unit, 28 three-dimensional image formation unit.
Claims (7)
プローブを制御することにより、前記対象組織に関する運動の複数の周期に亘って走査面を移動させつつ前記三次元空間内で複数の走査面を形成する送受信制御部と、
前記複数の走査面に対応した複数の画像の中から前記対象組織に関する運動の仮想周期に対応した間隔で複数の基準画像を探索する基準画像探索部と、
前記複数の基準画像の各々を分割の単位とすることにより前記複数の画像を複数の仮想周期群に分割し、複数の仮想周期群の各々から互いに周期的に対応した複数の画像を抽出する画像再構成部と、
互いに周期的に対応した複数の画像に基づいて前記対象組織の表示画像を形成する表示画像形成部と、
を有する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 A probe for transmitting and receiving ultrasonic waves in a three-dimensional space including a target tissue that moves periodically;
A transmission / reception control unit that forms a plurality of scanning planes in the three-dimensional space while moving the scanning planes over a plurality of periods of motion related to the target tissue by controlling a probe;
A reference image search unit for searching a plurality of reference images at intervals corresponding to a virtual period of motion related to the target tissue from a plurality of images corresponding to the plurality of scanning planes;
An image that divides the plurality of images into a plurality of virtual period groups by using each of the plurality of reference images as a unit of division, and extracts a plurality of images that periodically correspond to each other from each of the plurality of virtual period groups A reconstruction unit;
A display image forming unit that forms a display image of the target tissue based on a plurality of images periodically corresponding to each other;
Having
An ultrasonic diagnostic apparatus.
前記基準画像探索部は、前記複数の画像から得られる周期性に関する特徴量に基づいて前記複数の基準画像を探索する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1,
The reference image search unit searches for the plurality of reference images based on a feature amount related to periodicity obtained from the plurality of images;
An ultrasonic diagnostic apparatus.
前記基準画像探索部は、前記特徴量に基づいて前記複数の画像の中から代表基準画像を設定してその代表基準画像を起点として前記複数の基準画像を探索する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 2,
The reference image search unit sets a representative reference image from the plurality of images based on the feature quantity, and searches the plurality of reference images using the representative reference image as a starting point.
An ultrasonic diagnostic apparatus.
前記基準画像探索部は、前記特徴量として算出される前記複数の画像の各々に対応した相互差分値に基づいて、最大の相互差分値に対応した一つの画像を前記代表基準画像とし、その代表基準画像を起点として、極大の相互差分値に対応した複数の画像の中から、前記仮想周期だけ離れた位置に最も近い画像を次々に探索し、前記複数の基準画像とする、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3.
The reference image search unit sets one image corresponding to the maximum mutual difference value as the representative reference image based on the mutual difference value corresponding to each of the plurality of images calculated as the feature amount, and the representative image From the reference image as a starting point, from among a plurality of images corresponding to the maximum mutual difference value, sequentially search for the image closest to the position separated by the virtual period, the plurality of reference images,
An ultrasonic diagnostic apparatus.
前記複数の画像から得られる周期性に関する特徴量に基づいて前記仮想周期を算出する仮想周期算出部をさらに有する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 In the ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 4,
A virtual period calculation unit that calculates the virtual period based on a feature amount related to periodicity obtained from the plurality of images;
An ultrasonic diagnostic apparatus.
前記仮想周期算出部は、前記特徴量として前記複数の画像の各々に対応した相互差分値を算出し、極大の相互差分値に対応した複数の画像の間隔に基づいて前記仮想周期を算出する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 5,
The virtual cycle calculation unit calculates a mutual difference value corresponding to each of the plurality of images as the feature amount, and calculates the virtual cycle based on an interval between a plurality of images corresponding to a maximum mutual difference value.
An ultrasonic diagnostic apparatus.
前記複数の画像から得られる画像間の差分量に基づいて前記複数の画像が良好か否かを判定するエラー判定部をさらに有する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 6,
An error determination unit that determines whether the plurality of images are good based on a difference amount between images obtained from the plurality of images;
An ultrasonic diagnostic apparatus.
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