JP2011115457A - Ultrasonograph and program for controlling for displaying brightness change curve - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To generate a excellent reference brightness change curve used for TCA (time curve analysis). <P>SOLUTION: An input part 8 of an ultrasonograph 100 sets a region of interest in a diseased region of time-series B-mode image data acquired by transmitting and receiving ultrasound to and from a region to be diagnosed of a subject to which a contrast agent is administered or a plurality of regions of interest in a normal region. A TIC or time intensity curve data generating part 5 generates the brightness change curve indicating temporal changes of the brightness in the region of interest. Next, the input part 8 selects a plurality of brightness change curves which are less affected by external noises, organ boundary surfaces, or the like out of the plurality of brightness change curves generated in the region of interest in the normal region, A TIC data synthesizing part 6 generates the reference brightness change curve by adding and averaging the plurality of selected brightness change curves. Then, a display part 7 compares the reference brightness change curve in the normal region to the brightness change curve generated in the region of interest of the diseased region and displays it. <P>COPYRIGHT: (C)2011,JPO&INPIT

Description

本発明は、超音波診断装置及び輝度変化曲線表示用制御プログラムに係り、特に、画像データの疾患部位及び正常部位に設定された関心領域における輝度変化曲線の生成と表示を可能とする超音波診断装置及び輝度変化曲線表示用制御プログラムに関する。   The present invention relates to an ultrasound diagnostic apparatus and a brightness change curve display control program, and more particularly, an ultrasound diagnosis that enables generation and display of a brightness change curve in a region of interest set in a diseased part and a normal part of image data. The present invention relates to an apparatus and a brightness change curve display control program.

超音波診断装置は、複数の振動素子が配列された超音波プローブを用いて被検体の複数方向に対し超音波送受信を行ない、このとき得られる超音波反射波に基づいて生成した画像データや時系列データをモニタ上に表示するものである。この装置は、超音波プローブの先端部を体表に接触させるだけの簡単な操作で体内の２次元画像データや３次元画像データをリアルタイムで観測することができるため各種臓器の形態診断や機能診断に広く用いられている。   The ultrasonic diagnostic apparatus performs ultrasonic transmission / reception in a plurality of directions of a subject using an ultrasonic probe in which a plurality of vibration elements are arranged, and generates image data and time generated based on the ultrasonic reflected wave obtained at this time. The series data is displayed on the monitor. This device can observe 2D image data and 3D image data in the body in real time with a simple operation by simply bringing the tip of the ultrasound probe into contact with the body surface. Widely used in

このような超音波診断装置を用い、例えば、腫瘍等の疾患部位を含む被検体の診断対象領域に対し造影剤を注入し、腫瘍の周囲に形成される前記腫瘍の栄養血管に血液と共に流入する造影剤の多寡や流入速度を上述の２次元画像データや３次元画像データに基づいて観察することにより疾患部位の鑑別診断等を行なう方法が従来から行なわれてきた。   Using such an ultrasonic diagnostic apparatus, for example, a contrast medium is injected into a diagnosis target region of a subject including a diseased part such as a tumor, and flows into a blood vessel of the tumor formed around the tumor together with blood. Conventionally, a method for differential diagnosis of a diseased part or the like has been performed by observing the amount of contrast medium and the inflow velocity based on the above-described two-dimensional image data or three-dimensional image data.

又、当該診断対象領域に対する超音波送受信によって収集された所定期間の時系列的な画像データの疾患部位に関心領域を設定し、この関心領域において生成した平均画素値（輝度）の時間的変化を示す輝度変化曲線（ＴＩＣ：time intensity curve）を前記画像データと共に表示する方法（例えば、特許文献１参照。）や疾患部位において生成した輝度変化曲線とこの疾患部位の周囲に存在する正常部位において生成した輝度変化曲線を比較表示する方法（例えば、特許文献２参照。）が提案され、これらの方法により上述の疾患部位に対する鑑別診断等を高い精度で行なうことができる。   In addition, a region of interest is set in a diseased part of time-series image data collected by ultrasonic transmission / reception for the region to be diagnosed, and a temporal change in the average pixel value (luminance) generated in the region of interest is calculated. A brightness change curve (TIC: time intensity curve) displayed together with the image data (see, for example, Patent Document 1), a brightness change curve generated in a diseased part and a normal part existing around the diseased part A method for comparing and displaying the brightness change curves (for example, see Patent Document 2) has been proposed, and the differential diagnosis and the like for the above-mentioned diseased site can be performed with high accuracy by these methods.

特開平７−５９７８１号公報Japanese Patent Laid-Open No. 7-59781 特開平１１−３２７号公報JP-A-11-327

上述の特許文献１に記載された方法によれば、疾患部位に設定された関心領域の輝度変化曲線を観察することにより疾患部位における造影剤の流入状態を定性的に把握することができる。又、特許文献２に記載された方法によれば、疾患部位の輝度変化曲線と正常部位の輝度変化曲線を比較観察することにより疾患部位の鑑別診断が可能となる。   According to the method described in Patent Document 1 described above, the contrast agent inflow state in the diseased part can be qualitatively grasped by observing the luminance change curve of the region of interest set in the diseased part. Further, according to the method described in Patent Document 2, a differential diagnosis of a diseased part can be performed by comparatively observing a luminance change curve of a diseased part and a luminance change curve of a normal part.

しかしながら、疾患部位の周囲に存在する正常部位の輝度変化曲線は、超音波診断装置の外部から侵入する外来ノイズや臓器境界や血管壁等からの強い超音波反射波（受信超音波）の影響を受けやすく、その大きさや形状は、関心領域の位置によって大きく異なる場合が多い。このため、正常部位に設定された１つの関心領域において生成される輝度変化曲線と疾患部位の関心領域において生成される輝度変化曲線との比較観察のみでは疾患部位の鑑別診断を正確に行なうことは困難であるという問題点を有していた。   However, the luminance change curve of the normal part around the diseased part is affected by the influence of external noise entering from the outside of the ultrasonic diagnostic apparatus and strong ultrasonic reflected waves (received ultrasonic waves) from organ boundaries and blood vessel walls. It is easy to receive, and its size and shape often vary greatly depending on the position of the region of interest. For this reason, the differential diagnosis of a diseased part can be accurately performed only by comparative observation of a luminance change curve generated in one region of interest set as a normal part and a luminance change curve generated in a region of interest of the diseased part. It had the problem of being difficult.

本発明は、このような従来の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、疾患部位及び正常部位から得られる輝度変化曲線に基づいてＴＣＡ（time curve analysis）を行なう際、複数からなる正常部位の輝度変化曲線を加算平均して外来ノイズや臓器境界面等の影響が低減された参照用輝度変化曲線を生成し、この参照用輝度変化曲線と疾患部位の輝度変化曲線とを比較表示することにより正確なＴＣＡを行なうことが可能な超音波診断装置及び輝度変化曲線表示用制御プログラムを提供することにある。   The present invention has been made in view of such conventional problems, and the purpose thereof is from a plurality of times when performing TCA (time curve analysis) based on luminance change curves obtained from diseased sites and normal sites. The luminance change curve for normal part is added and averaged to generate a reference luminance change curve with reduced effects of extraneous noise, organ boundary surface, etc., and this reference luminance change curve is compared with the luminance change curve of the diseased part An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus and a luminance change curve display control program capable of performing accurate TCA by displaying.

上記課題を解決するために、請求項１に係る本発明の超音波診断装置は、造影剤が投与された被検体の診断対象領域に対し超音波送受信を行なって収集した時系列的な画像データに基づいて輝度変化曲線（ＴＩＣ）を生成する超音波診断装置であって、前記画像データの疾患部位及び正常部位に関心領域を設定する関心領域設定手段と、前記疾患部位に設定された第１の関心領域及び前記正常部位に設定された複数からなる第２の関心領域における画素値に基づいて前記輝度変化曲線を生成するＴＩＣデータ生成手段と、このＴＩＣデータ生成手段が前記第２の関心領域において生成した複数の輝度変化曲線あるいはその一部の輝度変化曲線に基づいて参照用輝度変化曲線を生成するＴＩＣデータ合成手段と、前記第１の関心領域において生成された輝度変化曲線と前記参照用輝度変化曲線とを比較表示する表示手段とを備えたことを特徴としている。   In order to solve the above-described problem, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first aspect of the present invention provides time-series image data collected by performing ultrasonic transmission / reception on a diagnosis target region of a subject to which a contrast agent is administered. An ultrasonic diagnostic apparatus for generating a luminance change curve (TIC) based on the region of interest, a region of interest setting means for setting a region of interest in a diseased part and a normal part of the image data, and a first set in the diseased part TIC data generating means for generating the luminance change curve based on pixel values in a plurality of second regions of interest set in the region of interest and the plurality of normal regions, and the TIC data generating unit includes the second region of interest TIC data synthesizing means for generating a reference brightness change curve based on a plurality of brightness change curves generated in step 1 or a part of the brightness change curves; It is characterized in that a display means for comparing display the and said reference luminance change curve and luminance change curve is.

一方、請求項８に係る本発明の輝度変化曲線表示用制御プログラムは、造影剤が投与された被検体の診断対象領域に対し超音波送受信を行なって収集した時系列的な画像データに基づいて輝度変化曲線（ＴＩＣ）を生成する超音波診断装置に対し、前記画像データの疾患部位及び正常部位に関心領域を設定する関心領域設定機能と、前記疾患部位に設定された第１の関心領域及び前記正常部位に設定された複数からなる第２の関心領域における画素値に基づいて前記輝度変化曲線を生成するＴＩＣデータ生成機能と、このＴＩＣデータ合成機能によって生成された前記第２の関心領域の複数からなる輝度変化曲線あるいはその一部の輝度変化曲線に基づいて参照用輝度変化曲線を生成するＴＩＣデータ合成機能と、前記第１の関心領域において生成された輝度変化曲線と前記参照用輝度変化曲線とを比較表示する表示機能を実行させることを特徴としている。   On the other hand, the brightness change curve display control program of the present invention according to claim 8 is based on time-series image data collected by performing ultrasonic transmission / reception on a diagnosis target region of a subject to which a contrast agent is administered. A region-of-interest setting function for setting a region of interest in a diseased part and a normal part of the image data for an ultrasonic diagnostic apparatus that generates a luminance change curve (TIC), a first region of interest set in the diseased part, A TIC data generation function for generating the luminance change curve based on pixel values in a plurality of second regions of interest set in the normal region, and the second region of interest generated by the TIC data synthesis function A TIC data synthesis function for generating a reference brightness change curve based on a plurality of brightness change curves or a part of the brightness change curves, and the first region of interest. It is characterized by that the the generated luminance variation curve and the reference luminance change curve execute a display function of comparing display.

本発明によれば、疾患部位及び正常部位から得られる輝度変化曲線に基づいてＴＣＡを行なう際、複数からなる正常部位の輝度変化曲線を加算平均して外来ノイズや臓器境界面等の影響が低減された参照用輝度変化曲線を生成し、この参照用輝度変化曲線と疾患部位の輝度変化曲線とを比較表示することにより正確なＴＣＡが可能となり診断精度を向上させることができる。   According to the present invention, when performing TCA based on luminance change curves obtained from a diseased part and a normal part, the luminance change curves of a plurality of normal parts are added and averaged to reduce the influence of external noise, organ boundary surfaces, and the like. By generating a reference brightness change curve that is generated and comparing and displaying the reference brightness change curve and the brightness change curve of the diseased part, accurate TCA is possible, and diagnostic accuracy can be improved.

本発明の実施例における超音波診断装置の全体構成を示すブロック図。1 is a block diagram showing the overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention. 同実施例の超音波診断装置が備える送受信部及び受信信号処理部の具体的な構成を示すブロック図。The block diagram which shows the specific structure of the transmission / reception part and reception signal processing part with which the ultrasonic diagnosing device of the Example is provided. 同実施例において収集されたＢモード画像データ及びこのＢモード画像データの疾患部位及び正常部位に設定された関心領域における輝度変化曲線を示す図。The figure which shows the brightness | luminance change curve in the region of interest set to the diseased site | part of this B mode image data collected in the Example, and this B mode image data to a normal site | part. 同実施例の正常部位において生成された複数の輝度変化曲線に基づく参照用輝度変化曲線と疾患部位の輝度変化曲線との比較表示を説明するための図。The figure for demonstrating the comparison display of the brightness | luminance change curve for a reference based on the some brightness | luminance change curve produced | generated in the normal site | part of the Example, and the brightness | luminance change curve of a disease part. 同実施例における疾患部位の輝度変化曲線と正常部位の参照用輝度変化曲線との比較表示手順を示すフローチャート。The flowchart which shows the comparison display procedure of the luminance change curve of the disease site | part in the Example, and the reference luminance change curve of a normal site | part.

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。   Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.

本実施例の超音波診断装置は、造影剤が投与された被検体の診断対象領域に対し超音波送受信を行なって収集した時系列的なＢモード画像データの疾患部位に１つの関心領域（以下では、第１の関心領域と呼ぶ。）を、又、正常部位に複数の関心領域（以下では、第２の関心領域と呼ぶ。）を夫々設定し、これらの関心領域の画素値に基づいて輝度の時間的変化を示す輝度変化曲線を生成する。次いで、第２の関心領域において生成された複数の輝度変化曲線の中から外来ノイズや臓器境界面等の影響が少ない良好な複数の輝度変化曲線を選択し、得られたこれらの輝度変化曲線を加算平均して生成した参照用輝度変化曲線と第１の関心領域において生成された輝度変化曲線とを比較表示する。   The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment includes one region of interest (hereinafter referred to as a region of interest) in time-series B-mode image data collected by performing ultrasonic transmission / reception on a diagnosis target region of a subject to which a contrast agent is administered. Then, a plurality of regions of interest (hereinafter referred to as second regions of interest) are set in the normal region, and based on the pixel values of these regions of interest. A luminance change curve indicating a temporal change in luminance is generated. Next, from the plurality of brightness change curves generated in the second region of interest, a plurality of good brightness change curves that are less affected by external noise, organ boundary surfaces, and the like are selected, and the obtained brightness change curves are selected. The reference luminance change curve generated by the averaging is compared with the luminance change curve generated in the first region of interest.

尚、本実施例では、当該被検体から得られたＢモード画像データの疾患部位及び正常部位に対して第１の関心領域及び第２の関心領域を設定し、これらの関心領域において生成した輝度変化曲線と参照用輝度変化曲線とを比較表示する場合について述べるが、カラードプラ画像データ等の他の画像データに基づいて生成された輝度変化曲線と参照用輝度変化曲線との比較表示であっても構わない。   In this embodiment, the first region of interest and the second region of interest are set for the diseased part and the normal part of the B-mode image data obtained from the subject, and the brightness generated in these regions of interest is set. The case where the change curve and the reference luminance change curve are displayed in comparison will be described. In this case, the luminance change curve generated based on other image data such as color Doppler image data is compared with the reference luminance change curve. It doesn't matter.

（装置の構成と機能）
本発明の実施例における超音波診断装置の構成と機能につき図１乃至図４を用いて説明する。尚、図１は、超音波診断装置の全体構成を示すブロック図であり、図２は、この超音波診断装置が備える送受信部及び受信信号処理部の具体的な構成を示すブロック図である。 (Device configuration and functions)
The configuration and function of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus, and FIG. 2 is a block diagram showing a specific configuration of a transmission / reception unit and a received signal processing unit included in the ultrasonic diagnostic apparatus.

図１に示す超音波診断装置１００は、例えば、造影剤が投与された被検体の診断対象領域に対して超音波パルス（送信超音波）を送信し、この送信によって得られた超音波反射波（受信超音波）を電気信号（受信信号）に変換する複数個の振動素子をその先端部に有する超音波プローブ１と、前記診断対象領域の所定方向に対し超音波パルスを送信するための駆動信号を前記振動素子に供給し、これらの振動素子から得られた複数チャンネルの受信信号を整相加算する送受信部２と、整相加算後の受信信号を処理してＢモードデータを生成する受信信号処理部３と、複数方向に対する超音波送受信（超音波走査）によって得られたＢモードデータに基づいて時系列的なＢモード画像データを生成する画像データ生成部４と、Ｂモード画像データの疾患部位及び複数の正常部位における画素値に基づいて輝度の時間的変化を示す輝度変化曲線（ＴＩＣ：time intensity curve）を生成するＴＩＣデータ生成部５と、前記正常部位における複数の輝度変化曲線の中から選択された良好な複数の輝度変化曲線を加算平均して参照用輝度変化曲線を生成するＴＩＣデータ合成部６を備えている。   The ultrasonic diagnostic apparatus 100 illustrated in FIG. 1 transmits, for example, an ultrasonic pulse (transmission ultrasonic wave) to a diagnosis target region of a subject to which a contrast agent is administered, and an ultrasonic reflected wave obtained by the transmission. An ultrasonic probe 1 having a plurality of vibration elements for converting (received ultrasonic waves) into electric signals (received signals) at the tip thereof, and driving for transmitting ultrasonic pulses in a predetermined direction of the diagnosis target region A transmission / reception unit 2 that supplies signals to the oscillating elements and performs phasing addition of reception signals of a plurality of channels obtained from these oscillating elements; A signal processing unit 3; an image data generation unit 4 that generates time-series B-mode image data based on B-mode data obtained by ultrasonic transmission / reception (ultrasonic scanning) in a plurality of directions; and B-mode image data TIC data generation unit 5 for generating a luminance change curve (TIC: time intensity curve) indicating temporal changes in luminance based on pixel values in a diseased part and a plurality of normal parts, and a plurality of luminance change curves in the normal part A TIC data synthesis unit 6 is provided that generates a reference luminance change curve by averaging the plurality of good luminance change curves selected from the above.

更に、超音波診断装置１００は、画像データ生成部４によって生成されたＢモード画像データの表示やＴＩＣデータ生成部５によって生成された疾患部位の輝度変化曲線とＴＩＣデータ合成部６によって生成された正常部位の参照用輝度変化曲線との比較表示を行なう表示部７と、被検体情報の入力、Ｂモード画像データ、輝度変化曲線及び参照用輝度変化曲線の生成条件や表示条件の設定、Ｂモード画像データに対する第１の関心領域及び第２の関心領域の設定、参照用輝度変化曲線の生成に用いる輝度変化曲線の選択、各種コマンド信号の入力等を行なう入力部８と、診断対象領域に対する超音波送受信方向を制御する走査制御部９と、上述の各ユニットを統括的に制御しＢモード画像データ、輝度変化曲線及び参照用輝度変化曲線の生成と表示を実行させるシステム制御部１０を備えている。   Further, the ultrasonic diagnostic apparatus 100 is generated by the TIC data synthesis unit 6 and the display of the B-mode image data generated by the image data generation unit 4 and the luminance change curve of the diseased part generated by the TIC data generation unit 5. Display unit 7 for comparison display with reference luminance change curve of normal part, input of object information, B-mode image data, setting of generation condition and display condition of luminance change curve and reference luminance change curve, B mode An input unit 8 for setting a first region of interest and a second region of interest for image data, selecting a luminance change curve used to generate a reference luminance change curve, inputting various command signals, etc. The scanning control unit 9 that controls the sound wave transmission / reception direction and the above-described units are controlled in an integrated manner to generate B-mode image data, a luminance change curve, and a reference luminance change curve. And a system controller 10 to execute and display.

次に、上述の各ユニットにつき更に詳細な説明を行なう。   Next, a more detailed description will be given for each unit described above.

超音波プローブ１は、例えば、１次元配列されたＭ個の図示しない振動素子をその先端部に有し、前記先端部を被検体の体表に接触させて超音波の送受信を行なう。振動素子は電気音響変換素子であり、送信時には電気パルス（駆動信号）を超音波パルス（送信超音波）に変換し、受信時には超音波反射波（受信超音波）を電気的な受信信号に変換する機能を有している。そして、これら振動素子の各々は、図示しないＭチャンネルの多芯ケーブルを介して送受信部２に接続されている。尚、本実施例では、Ｍ個の振動素子が配列されたセクタ走査用の超音波プローブ１が設けられた超音波診断装置１００について述べるが、リニア走査やコンベックス走査等に対応した超音波プローブが設けられていてもよい。   The ultrasonic probe 1 has, for example, one-dimensionally arranged M vibration elements (not shown) at its distal end, and transmits and receives ultrasonic waves by bringing the distal end into contact with the body surface of the subject. The vibration element is an electroacoustic transducer that converts electrical pulses (driving signals) into ultrasonic pulses (transmitting ultrasonic waves) during transmission, and converts ultrasonic reflected waves (receiving ultrasonic waves) into electrical reception signals during reception. It has a function to do. Each of these vibration elements is connected to the transmission / reception unit 2 via an M channel multi-core cable (not shown). In this embodiment, the ultrasonic diagnostic apparatus 100 provided with the ultrasonic probe 1 for sector scanning in which M vibration elements are arranged will be described. However, an ultrasonic probe corresponding to linear scanning, convex scanning, or the like is used. It may be provided.

次に、図２に示す送受信部２は、超音波プローブ１の振動素子に対して駆動信号を供給する送信部２１と、振動素子から得られる受信信号に対して整相加算（所定方向から得られる受信信号の位相を一致させて加算合成）を行なう受信部２２を備えている。   Next, the transmission / reception unit 2 illustrated in FIG. 2 includes a transmission unit 21 that supplies a drive signal to the vibration element of the ultrasonic probe 1 and a phasing addition (obtained from a predetermined direction) with respect to a reception signal obtained from the vibration element. The receiving section 22 is provided for performing the addition synthesis by matching the phases of the received signals.

送信部２１は、レートパルス発生器２１１、送信遅延回路２１２及び駆動回路２１３を備え、レートパルス発生器２１１は、走査制御部９から供給される走査制御信号に基づいて送信超音波の繰り返し周期を決定するレートパルスを生成する。一方、送信遅延回路２１２は、上述の走査制御部９から供給される走査制御信号に基づき、送信超音波を所定の深さに集束するための集束用遅延時間と所定方向θｐに送信するための偏向用遅延時間をレートパルス発生器２１１から供給されるレートパルスに与えて駆動回路２１３へ供給する。駆動回路２１３は、送信遅延回路２１２と同数の独立な駆動回路を有し、上述の遅延時間が与えられたレートパルスに基づいて駆動信号を生成する。そして、超音波プローブ１において１次元配列されたＭ個の振動素子の中から選択されたＭｔ個の送信用振動素子を前記駆動信号で駆動し、被検体内に送信超音波を放射する。   The transmission unit 21 includes a rate pulse generator 211, a transmission delay circuit 212, and a drive circuit 213, and the rate pulse generator 211 sets a repetition cycle of transmission ultrasonic waves based on a scanning control signal supplied from the scanning control unit 9. A rate pulse to be determined is generated. On the other hand, the transmission delay circuit 212 transmits a transmission ultrasonic wave in a predetermined direction θp and a delay time for converging the transmission ultrasonic wave to a predetermined depth based on the scanning control signal supplied from the scanning control unit 9 described above. The deflection delay time is given to the rate pulse supplied from the rate pulse generator 211 and supplied to the drive circuit 213. The drive circuit 213 has the same number of independent drive circuits as the transmission delay circuit 212, and generates a drive signal based on the rate pulse to which the delay time is given. Then, Mt transmitting vibration elements selected from the M vibrating elements arranged one-dimensionally in the ultrasonic probe 1 are driven by the drive signal, and transmission ultrasonic waves are emitted into the subject.

一方、受信部２２は、超音波プローブ１に内蔵されたＭ個の振動素子の中から受信用として選択されたＭｒ個の振動素子に対応するＭｒチャンネルのＡ／Ｄ変換器２２１及び受信遅延回路２２２と加算器２２３を備え、受信用振動素子から供給されたＭｒチャンネルの受信信号は、Ａ／Ｄ変換器２２１にてデジタル信号に変換され受信遅延回路２２２に送られる。   On the other hand, the reception unit 22 includes an A / D converter 221 and a reception delay circuit of the Mr channel corresponding to the Mr vibration elements selected for reception among the M vibration elements incorporated in the ultrasonic probe 1. 222 and an adder 223, and the Mr channel received signal supplied from the receiving vibration element is converted into a digital signal by the A / D converter 221 and sent to the reception delay circuit 222.

受信遅延回路２２２は、走査制御部９から供給される制御信号に基づき、所定の深さからの受信超音波を集束するための集束用遅延時間と所定方向θｐに対して受信指向性を設定するための偏向用遅延時間をＡ／Ｄ変換器２２１から出力されるＭｒチャンネルの受信信号の各々に与え、加算器２２３は、受信遅延回路２２２からの受信信号を加算合成する。即ち、受信遅延回路２２２と加算器２２３により、所定方向から得られた受信信号は整相加算（位相を一致させて加算合成）される。又、受信部２２の受信遅延回路２２２及び加算器２２３は、その遅延時間の制御によって複数方向に対する受信指向性を同時に形成する所謂並列同時受信を可能とし、並列同時受信の適用により画像データの収集に要する時間は大幅に短縮される。尚、上述の送受信部２が備える送信部２１及び受信部２２の一部は、超音波プローブ１の内部に設けられていても構わない。   The reception delay circuit 222 sets the reception directivity with respect to the focusing delay time for focusing the received ultrasonic wave from a predetermined depth and the predetermined direction θp based on the control signal supplied from the scanning control unit 9. The delay time for deflection is applied to each of the Mr channel reception signals output from the A / D converter 221, and the adder 223 adds and synthesizes the reception signals from the reception delay circuit 222. That is, the reception delay circuit 222 and the adder 223 perform phasing addition (addition synthesis by matching the phases) with respect to the reception signal obtained from a predetermined direction. The reception delay circuit 222 and the adder 223 of the receiving unit 22 enable so-called parallel simultaneous reception that simultaneously forms reception directivities in a plurality of directions by controlling the delay time, and collect image data by applying parallel simultaneous reception. The time required for this is greatly reduced. Note that a part of the transmission unit 21 and the reception unit 22 included in the transmission / reception unit 2 may be provided inside the ultrasonic probe 1.

次に、受信信号処理部３は、包絡線検波器３１及び対数変換器３２を備え、包絡線検波器３１は、所定方向の超音波送受信において受信部２２の加算器２２３から供給される整相加算後の受信信号を包絡線検波し、対数変換器３２は、包絡線検波された受信信号の振幅を対数変換してＢモードデータを生成する。但し、この受信信号処理部３は、包絡線検波器３１と対数変換器３２の順序を入れ替えて構成することも可能である。   Next, the reception signal processing unit 3 includes an envelope detector 31 and a logarithmic converter 32, and the envelope detector 31 is supplied from the adder 223 of the reception unit 22 in ultrasonic transmission / reception in a predetermined direction. The added received signal is envelope-detected, and the logarithmic converter 32 logarithmically converts the amplitude of the received envelope-detected signal to generate B-mode data. However, the received signal processing unit 3 can be configured by switching the order of the envelope detector 31 and the logarithmic converter 32.

図１へ戻って、画像データ生成部４は図示しないデータ記憶部と画像データ処理部を備え、当該診断対象領域の複数方向に対する超音波送受信によって得られたＢモードデータはその超音波送受信方向に対応させて前記データ記憶部に順次保存されＢモード画像データが生成される。一方、前記画像データ処理部は、データ記憶部において生成されたＢモード画像データに対し補間処理、フィルタリング処理、輪郭強調処理等の画像処理を行ない、画像処理後のＢモード画像データを表示部７及びＴＩＣデータ生成部５へ供給する。   Returning to FIG. 1, the image data generation unit 4 includes a data storage unit and an image data processing unit (not shown), and B-mode data obtained by ultrasonic transmission / reception in a plurality of directions of the diagnosis target region is in the ultrasonic transmission / reception direction. Correspondingly, the data is sequentially stored in the data storage unit to generate B-mode image data. On the other hand, the image data processing unit performs image processing such as interpolation processing, filtering processing, and contour enhancement processing on the B mode image data generated in the data storage unit, and displays the B mode image data after the image processing on the display unit 7. And supplied to the TIC data generation unit 5.

次に、ＴＩＣデータ生成部５は、図示しない画像データ記憶部、演算部及びＴＩＣデータ記憶部を備え、画像データ生成部４において生成された時系列的なＢモード画像データの疾患部位及び正常部位における輝度変化曲線を生成する機能を有している。   Next, the TIC data generation unit 5 includes an image data storage unit, a calculation unit, and a TIC data storage unit (not shown). The diseased part and the normal part of the time-series B-mode image data generated by the image data generation part 4 Has a function of generating a luminance change curve.

即ち、画像データ生成部４において生成された所定期間の時系列的なＢモード画像データは、ＴＩＣデータ生成部５の前記画像データ記憶部に保存される。一方、前記演算部は、先ず、表示部７において表示された、例えば、前記所定期間に得られた最初のＢモード画像データに対し入力部８が設定した疾患部位の関心領域（第１の関心領域）と正常領域の複数からなる関心領域（第２の関心領域）の位置情報を、システム制御部１０を介して受信する。次いで、前記画像データ記憶部に保存された時系列的なＢモード画像データに対して上述の第１の関心領域及び第２の関心領域を配置し、これらの関心領域におけるＢモード画像データの画素値を加算平均して当該関心領域の輝度を算出する。そして、時系列的なＢモード画像データの同一関心領域において算出した輝度の時間的変化を示す輝度変化曲線を生成し、得られた輝度変化曲線を関心領域の位置情報あるいは識別情報と共に前記ＴＩＣデータ記憶部に保存し、更に、表示部７に表示する。   That is, the time-series B-mode image data for a predetermined period generated by the image data generation unit 4 is stored in the image data storage unit of the TIC data generation unit 5. On the other hand, the calculation unit first displays the region of interest (first interest) of the diseased part set by the input unit 8 for the first B-mode image data displayed on the display unit 7, for example, obtained for the predetermined period. The position information of a region of interest (second region of interest) composed of a plurality of regions) and a normal region is received via the system control unit 10. Next, the first region of interest and the second region of interest are arranged on the time-series B-mode image data stored in the image data storage unit, and the pixels of the B-mode image data in these regions of interest The luminance of the region of interest is calculated by averaging the values. Then, a luminance change curve indicating a temporal change in luminance calculated in the same region of interest of the time-series B-mode image data is generated, and the obtained luminance change curve is combined with the position information or identification information of the region of interest and the TIC data. The data is stored in the storage unit and further displayed on the display unit 7.

一方、ＴＩＣデータ合成部６は、図示しない演算部を備え、ＴＩＣデータ生成部５のＴＩＣデータ記憶部に保存された第２の関心領域における複数の輝度変化曲線の中から参照用輝度変化曲線の生成に好適な複数の輝度変化曲線を選択し、得られた輝度変化曲線を加算平均することによって参照用輝度変化曲線を生成する機能を有している。   On the other hand, the TIC data synthesizing unit 6 includes a calculation unit (not shown), and a reference luminance change curve is selected from a plurality of luminance change curves in the second region of interest stored in the TIC data storage unit of the TIC data generation unit 5. It has a function of generating a reference luminance change curve by selecting a plurality of luminance change curves suitable for generation and averaging the obtained luminance change curves.

即ち、ＴＩＣデータ合成部６の前記演算部は、先ず、診断対象領域の第２の関心領域において生成され表示部７に表示された複数の輝度変化曲線の中から入力部８が選択した外来ノイズあるいは臓器境界面や血管壁等からの強い受信超音波の影響を受けていない良好な複数の輝度変化曲線の情報（選択情報）を、システム制御部１０を介して受信する。次いで、ＴＩＣデータ生成部５のＴＩＣデータ記憶部に保存されている正常部位の複数からなる輝度変化曲線の中から良好な複数の輝度変化曲線を上述の選択情報に基づいて選択し、選択したこれらの輝度変化曲線を加算平均して参照用輝度変化曲線を生成する。   In other words, the calculation unit of the TIC data synthesis unit 6 first selects the external noise selected by the input unit 8 from the plurality of luminance change curves generated in the second region of interest of the diagnosis target region and displayed on the display unit 7. Alternatively, information (selection information) of a plurality of good luminance change curves that are not affected by strong received ultrasonic waves from an organ boundary surface, a blood vessel wall, or the like is received via the system control unit 10. Next, a plurality of good luminance change curves are selected from the plurality of normal luminance change curves stored in the TIC data storage unit of the TIC data generation unit 5 based on the above selection information, and these selected A luminance change curve for reference is generated by averaging the luminance change curves.

次に、表示部７は、表示データ生成部７１、データ変換部７２及びモニタ７３を備えている。そして、Ｂモード画像データ及び輝度変化曲線の表示に際し、表示データ生成部７１は、画像データ生成部４が生成したＢモード画像データを所定の表示フォーマットに変換した後、入力部８が設定した第１の関心領域及び第２の関心領域を重畳する。そして、第１の関心領域及び第２の関心領域が重畳されたＢモード画像データとこれらの関心領域に対してＴＩＣデータ生成部５が生成した輝度変化曲線を並列配置して表示データ（第１の表示データ）を生成する。次いで、データ変換部７２は、表示データ生成部７１によって生成された第１の表示データに対しＤ／Ａ変換やＴＶフォーマット変換等の変換処理を行なってモニタ７３に表示する。   Next, the display unit 7 includes a display data generation unit 71, a data conversion unit 72, and a monitor 73. Then, when displaying the B-mode image data and the luminance change curve, the display data generation unit 71 converts the B-mode image data generated by the image data generation unit 4 into a predetermined display format, and then the first set by the input unit 8. One region of interest and a second region of interest are superimposed. Then, the B-mode image data in which the first region of interest and the second region of interest are superimposed and the luminance change curve generated by the TIC data generation unit 5 for these regions of interest are arranged in parallel to display data (first Display data). Next, the data conversion unit 72 performs conversion processing such as D / A conversion and TV format conversion on the first display data generated by the display data generation unit 71 and displays it on the monitor 73.

又、疾患部位の輝度変化曲線と参照用輝度変化曲線との比較表示に際し、表示データ生成部７１は、ＴＩＣデータ生成部５が生成した疾患部位の輝度変化曲線とＴＩＣデータ合成部６が生成した正常部位の参照用輝度変化曲線に基づいてこれらを比較表示するための表示データ（第２の表示データ）を生成し、データ変換部７２は、第２の表示データに対し所定の変換処理を行なってモニタ７３に表示する。   Further, when comparing and displaying the luminance change curve of the diseased part and the reference luminance change curve, the display data generation unit 71 generates the luminance change curve of the diseased part generated by the TIC data generation unit 5 and the TIC data synthesis unit 6. Display data (second display data) for comparing and displaying them is generated based on the reference luminance change curve of the normal part, and the data conversion unit 72 performs a predetermined conversion process on the second display data. Displayed on the monitor 73.

次に、当該被検体の診断対象領域において収集されたＢモード画像データ及びこのＢモード画像データの第１の関心領域及び第２の関心領域に対する輝度変化曲線を示す第１の表示データと第２の関心領域の複数からなる輝度変化曲線に基づいて生成された参照用輝度変化曲線と前記第１の関心領域の輝度変化曲線を示す第２の表示データの具体例につき、図３及び図４を用いて説明する。尚、ここでは、疾患部位に対して１つの関心領域（第１の関心領域）を設定し、正常部位に対して５つの関心領域（第２の関心領域）を設定する場合について述べるが、関心領域の数は上述に限定されない。   Next, the first display data and the second display data indicating the B-mode image data collected in the diagnosis target region of the subject and the luminance change curves for the first region of interest and the second region of interest of the B-mode image data, and the second display data. FIG. 3 and FIG. 4 are shown for a specific example of the reference luminance change curve generated based on the luminance change curve composed of a plurality of regions of interest and the second display data indicating the luminance change curve of the first region of interest. It explains using. Here, a case where one region of interest (first region of interest) is set for a diseased part and five regions of interest (second region of interest) are set for a normal part will be described. The number of regions is not limited to the above.

図３に示す第１の表示データの左領域には、疾患部位Ｐａ及び正常部位Ｐｂを含む当該被検体の診断対象領域において収集されたＢモード画像データとこのＢモード画像データの疾患部位Ｐａに設定された第１の関心領域Ｒａ及び正常部位Ｐｂに設定された第２の関心領域Ｒｂ１乃至Ｒｂ５が示されている。一方、第１の表示データの右領域には、第１の関心領域Ｒａにおいて生成された輝度変化曲線Ｑａ及び第２の関心領域Ｒｂ１乃至Ｒｂ５において生成された輝度変化曲線Ｑｂ１乃至Ｑｂ５が横軸を造影剤が投与されてからの経過時間、縦軸を輝度として示されている。   In the left region of the first display data shown in FIG. 3, B-mode image data collected in the diagnosis target region of the subject including the diseased part Pa and the normal part Pb and the diseased part Pa of the B-mode image data are displayed. The first region of interest Ra and the second regions of interest Rb1 to Rb5 set to the normal part Pb are shown. On the other hand, in the right region of the first display data, the luminance change curve Qa generated in the first region of interest Ra and the luminance change curves Qb1 to Qb5 generated in the second region of interest Rb1 to Rb5 are on the horizontal axis. The elapsed time since the contrast agent was administered, and the vertical axis represents the luminance.

このように、造影剤が投与された当該被検体の疾患部位Ｐａ及び正常部位Ｐｂにおける造影剤流入量の時間的変化をこれらの部位に設定された関心領域の輝度変化曲線によって比較観察することにより、疾患部位Ｐａの鑑別診断を行なうことができる。例えば、疾患部位Ｐａに悪性腫瘍（癌）が存在する場合、その周囲には悪性腫瘍を養う比較的大きな栄養血管が新たに形成されるため、血液と共に疾患部位Ｐａへ流入する造影剤は正常部位Ｐｂへ流入する造影剤より増大する。このため、造影剤流入量に比例した輝度を有するＢモード画像データの疾患部位Ｐａ及び正常部位Ｐｂにおける輝度変化曲線を比較観察することにより、疾患部位に存在する腫瘍が悪性か否かを鑑別することが可能となる。尚、造影剤が投与されてから疾患部位Ｐａ及び正常部位Ｐｂの輝度変化曲線が最大値を呈するまでの時間を計測することにより上述の鑑別を行なうことも可能である。   In this way, by comparing and observing temporal changes in the contrast agent inflow amount at the diseased part Pa and the normal part Pb of the subject to which the contrast agent is administered by using the luminance change curves of the regions of interest set in these parts. The differential diagnosis of the disease site Pa can be performed. For example, when a malignant tumor (cancer) is present in the diseased site Pa, a relatively large nutritional blood vessel that feeds the malignant tumor is newly formed around the malignant tumor. Therefore, the contrast agent that flows into the diseased site Pa together with blood is a normal site. More than the contrast agent flowing into Pb. Therefore, by comparing and observing the luminance change curves at the diseased site Pa and the normal site Pb of the B-mode image data having luminance proportional to the contrast agent inflow amount, it is discriminated whether the tumor present at the diseased site is malignant. It becomes possible. The above-described discrimination can be performed by measuring the time from when the contrast medium is administered until the luminance change curves of the diseased part Pa and the normal part Pb reach the maximum values.

次に、図４に示す第２の表示データの左領域には、図３の第１の表示データにおいて示された第１の関心領域Ｒａの輝度変化曲線Ｑａと第２の関心領域Ｒｂ１乃至Ｒｂ５の輝度変化曲線Ｑｂ１乃至Ｑｂ５が参考データとして示されている。   Next, in the left region of the second display data shown in FIG. 4, the luminance change curve Qa of the first region of interest Ra shown in the first display data of FIG. 3 and the second regions of interest Rb1 to Rb5. The luminance change curves Qb1 to Qb5 are shown as reference data.

そして、表示部７において表示された第１の表示データの右領域に示されている第２の関心領域Ｒｂ１乃至Ｒｂ５の輝度変化曲線Ｑｂ１乃至Ｑｂ５の中から外来ノイズ等の影響が少ない関心領域Ｒｂ２乃至Ｒｂ４の輝度変化曲線Ｑｂ２乃至Ｑｂ４が入力部８によって選択された場合、上述の第２の表示データの右領域には、ＴＩＣデータ合成部６が輝度変化曲線Ｑｂ２乃至Ｑｂ４を加算平均することによって生成した参照用輝度変化曲線Ｑｂｘが第１の関心領域Ｒａの輝度変化曲線Ｑａと共に示される。このように、正常部位の第２の関心領域において生成された輝度変化曲線の中から良好な複数の輝度変化曲線を選択し、これらの輝度変化曲線を加算平均して参照用輝度変化曲線を生成することにより、造影剤の流入特性を正確に反映した正常部位の参照用輝度変化曲線を得ることが可能となる。即ち、上述の手順によって生成した疾患部位の輝度変化曲線と正常部位の参照用輝度変化曲線とを比較観察することにより正確な鑑別診断を行なうことができる。   Then, the region of interest Rb2 that is less affected by external noise or the like from the luminance change curves Qb1 to Qb5 of the second regions of interest Rb1 to Rb5 shown in the right region of the first display data displayed on the display unit 7. When the luminance change curves Qb2 to Qb4 of Rb4 to Rb4 are selected by the input unit 8, the TIC data composition unit 6 adds and averages the luminance change curves Qb2 to Qb4 in the right area of the second display data. The generated reference luminance change curve Qbx is shown together with the luminance change curve Qa of the first region of interest Ra. In this way, a plurality of good luminance change curves are selected from the luminance change curves generated in the second region of interest in the normal region, and the luminance change curve for reference is generated by averaging these luminance change curves. By doing so, it is possible to obtain a reference luminance change curve for a normal part that accurately reflects the inflow characteristics of the contrast agent. That is, an accurate differential diagnosis can be performed by comparing and observing the luminance change curve of the diseased part generated by the above procedure and the reference luminance change curve of the normal part.

図１へ戻って、入力部８は、操作パネル上にキーボード、トラックボール、マウス、選択ボタン、入力ボタン等の入力デバイスや表示パネルを備え、表示部７のモニタ７３に表示されたＢモード画像データの疾患部位に対する関心領域（第１の関心領域）と正常部位に対する複数の関心領域（第２の関心領域）を設定する関心領域設定機能８１及びＴＩＣデータ生成部５が第２の関心領域において生成し表示部７のモニタ７３に表示した複数の輝度変化曲線の中から外来ノイズ等の影響が少ない良好な複数の輝度変化曲線を選択するＴＩＣデータ選択機能８２を有している。又、被検体情報の入力、Ｂモード画像データ、輝度変化曲線及び参照用輝度変化曲線の生成条件や表示条件の設定、更には、各種コマンド信号の入力等も上述の表示パネルや入力デバイスを用いて行なわれる。   Returning to FIG. 1, the input unit 8 includes an input device such as a keyboard, a trackball, a mouse, a selection button, and an input button on the operation panel and a display panel, and is displayed on the monitor 73 of the display unit 7. A region-of-interest setting function 81 and a TIC data generation unit 5 for setting a region of interest (first region of interest) for a diseased part of data and a plurality of regions of interest (second region of interest) for a normal part are included in the second region of interest. It has a TIC data selection function 82 for selecting a plurality of good luminance change curves that are less affected by external noise or the like from a plurality of luminance change curves that are generated and displayed on the monitor 73 of the display unit 7. In addition, the above display panel and input device are used for inputting object information, setting generation conditions and display conditions for B-mode image data, luminance change curves and reference luminance change curves, and inputting various command signals. It is done.

走査制御部９は、入力部８から供給されるＢモード画像データの生成条件に基づいて送受信部２の送信遅延回路２１２及び受信遅延回路２２２における遅延時間を制御することにより当該診断対象領域に対する超音波送受信方向を制御する。一方。システム制御部１０は、図示しないＣＰＵと記憶回路を備え、前記記憶回路には、入力部８において入力／設定／選択された上述の各種情報が保存される。そして、前記ＣＰＵは、これらの入力情報、設定情報及び選択情報に基づいて超音波診断装置１００の各ユニットを統括的に制御し、当該被検体の診断対象領域における時系列的なＢモード画像データの生成／表示、このＢモード画像データの疾患部位及び正常部位における輝度変化曲線の生成／表示、更には、前記正常部位における参照用輝度変化曲線の生成及びこの参照用輝度変化曲線と疾患部位の輝度変化曲線との比較表示を実行させる。   The scanning control unit 9 controls the delay time in the transmission delay circuit 212 and the reception delay circuit 222 of the transmission / reception unit 2 based on the generation conditions of the B-mode image data supplied from the input unit 8, thereby superimposing the diagnosis target region. Controls the direction of sound wave transmission / reception. on the other hand. The system control unit 10 includes a CPU and a storage circuit (not shown), and the above-described various information input / set / selected by the input unit 8 is stored in the storage circuit. Then, the CPU comprehensively controls each unit of the ultrasonic diagnostic apparatus 100 based on the input information, setting information, and selection information, and time-series B-mode image data in the diagnosis target region of the subject. Generation / display, generation / display of the luminance change curve in the diseased part and the normal part of the B-mode image data, generation of the reference luminance change curve in the normal part, and the reference luminance change curve and the disease part The comparison display with the luminance change curve is executed.

（参照用輝度変化曲線との比較表示手順）
次に、本実施例における疾患部位の輝度変化曲線と正常部位の参照用輝度変化曲線との比較表示手順につき、図５のフローチャートに沿って説明する。尚、ここでも診断対象領域の複数方向に対する超音波送受信によって収集されたＢモード画像データに基づいて疾患部位の輝度変化曲線及び正常部位の参照用輝度変化曲線を生成する場合について述べるが、これに限定されない。 (Comparison display procedure with reference luminance change curve)
Next, a comparison display procedure of the luminance change curve of the diseased part and the reference luminance change curve of the normal part in the present embodiment will be described with reference to the flowchart of FIG. Here, the case where the brightness change curve of the diseased part and the reference brightness change curve of the normal part are generated based on the B-mode image data collected by ultrasonic transmission / reception in a plurality of directions of the diagnosis target region will be described. It is not limited.

Ｂモード画像データの生成に先立ち、超音波診断装置１００の操作者は、入力部８において被検体情報の入力、Ｂモード画像データの生成条件及び表示条件の設定、輝度変化曲線の生成条件及び表示条件の設定、参照用輝度変化曲線の生成条件及び表示条件の設定等を行なう。そして、これらの入力情報及び設定情報は、システム制御部１０の記憶回路に保存される（図５のステップＳ１）。   Prior to the generation of B-mode image data, the operator of the ultrasonic diagnostic apparatus 100 inputs object information at the input unit 8, sets the generation conditions and display conditions for the B-mode image data, and generates and displays the luminance change curve. Conditions are set, conditions for generating a reference luminance change curve, and display conditions are set. And these input information and setting information are preserve | saved at the memory | storage circuit of the system control part 10 (step S1 of FIG. 5).

上述の初期設定が終了したならば、操作者は、被検体に対し造影剤を投与し（図５のステップＳ２）、入力部８において輝度変化曲線の表示開始コマンドを入力する。そして、このコマンド信号がシステム制御部１０へ供給されることにより当該被検体の診断対象領域に対するＢモード画像データの収集が開始される（図５のステップＳ３）。   When the above initial setting is completed, the operator administers a contrast medium to the subject (step S2 in FIG. 5), and inputs a luminance change curve display start command at the input unit 8. Then, when this command signal is supplied to the system control unit 10, collection of B-mode image data for the diagnosis target region of the subject is started (step S3 in FIG. 5).

Ｂモード画像データの収集に際し、走査制御部９は、診断対象領域の最初の超音波送受信方向θ１に対して超音波を送受信するための制御信号を送受信部２に対して供給する。システム制御部１０を介してＢモード画像データの収集開始コマンドを受信した送信部２１のレートパルス発生器２１１は、システム制御部１０から供給された指示信号に基づいて所定周期のレートパルスを生成し送信遅延回路２１２へ供給する。   When collecting B-mode image data, the scanning control unit 9 supplies the transmission / reception unit 2 with a control signal for transmitting / receiving ultrasonic waves in the first ultrasonic transmission / reception direction θ1 of the diagnosis target region. The rate pulse generator 211 of the transmission unit 21 that has received the B-mode image data collection start command via the system control unit 10 generates a rate pulse of a predetermined period based on the instruction signal supplied from the system control unit 10. This is supplied to the transmission delay circuit 212.

送信遅延回路２１２は、走査制御部９から供給された走査制御信号に基づいて所定の深さに超音波を集束するための集束用遅延時間と、最初の超音波送受信方向θ１に超音波を送信するための偏向用遅延時間を前記レートパルスに与え、このレートパルスをＭｔチャンネルの駆動回路２１３に供給する。駆動回路２１３は、送信遅延回路２１２から供給されたレートパルスに基づいて駆動信号を生成し、この駆動信号を超音波プローブ１に設けられたＭｔ個の送信用振動素子に供給して被検体内に送信超音波を放射する。放射された送信超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる被検体の臓器境界面や組織にて反射し、超音波プローブ１に設けられたＭｒ個の受信用振動素子によって受信されＭｒチャンネルの電気的な受信信号に変換される。   The transmission delay circuit 212 transmits the ultrasonic wave in the initial ultrasonic transmission / reception direction θ1 and the delay time for focusing to focus the ultrasonic wave to a predetermined depth based on the scanning control signal supplied from the scanning control unit 9. For this purpose, a deflection delay time is given to the rate pulse, and this rate pulse is supplied to the drive circuit 213 of the Mt channel. The drive circuit 213 generates a drive signal based on the rate pulse supplied from the transmission delay circuit 212, and supplies this drive signal to the Mt transmitting vibration elements provided in the ultrasonic probe 1 so as to be within the subject. Transmitting ultrasonic waves to A part of the transmitted ultrasonic wave is reflected by the organ boundary surface or tissue of the subject having different acoustic impedance, received by the Mr receiving vibration elements provided in the ultrasonic probe 1, and the electric power of the Mr channel. Converted to a typical received signal.

次いで、上述の受信信号は、受信部２２のＡ／Ｄ変換器２２１においてデジタル信号に変換され、更に、Ｍｒチャンネルの受信遅延回路２２２において所定の深さからの受信超音波を収束するための集束用遅延時間と超音波送受信方向θ１からの受信超音波に対し強い受信指向性を設定するための偏向用遅延時間が走査制御部９から供給された上述の制御信号に基づいて与えられた後加算器２２３にて整相加算される。そして、整相加算後の受信信号が供給された受信信号処理部３の包絡線検波器３１及び対数変換器３２は、この受信信号に対し包絡線検波と対数変換を行なってＢモードデータを生成し、得られたＢモードデータは画像データ生成部４のデータ記憶部に保存される。   Next, the received signal is converted into a digital signal by the A / D converter 221 of the receiving unit 22, and further focused by the Mr channel reception delay circuit 222 to converge received ultrasonic waves from a predetermined depth. After adding a delay time for deflection and a delay time for deflection for setting a strong reception directivity with respect to the received ultrasonic wave from the ultrasonic transmission / reception direction θ1 based on the control signal supplied from the scanning control unit 9 The phasing addition is performed by the device 223. Then, the envelope detector 31 and the logarithmic converter 32 of the received signal processing unit 3 to which the received signal after the phasing addition is supplied perform envelope detection and logarithmic conversion on the received signal to generate B-mode data. The obtained B-mode data is stored in the data storage unit of the image data generation unit 4.

次いで、走査制御部９は、送受信部２の送信遅延回路２１２及び受信遅延回路２２２における遅延時間を制御してθ方向にΔθずつ順次更新された診断対象領域の超音波送受信方向θｐ（θｐ＝θ１＋（ｐ−１）Δθ（ｐ＝２〜Ｐ）に対し同様の手順で超音波を送受信して２次元走査を行なう。そして、各々の送受信方向にて得られたＢモードデータも超音波送受信方向に対応させて画像データ生成部４のデータ記憶部に保存されＢモード画像データが生成される。   Next, the scanning control unit 9 controls the delay times in the transmission delay circuit 212 and the reception delay circuit 222 of the transmission / reception unit 2 and sequentially updates the ultrasonic transmission / reception direction θp (θp = θ1 +) in the diagnosis target region by Δθ in the θ direction. (P-1) Two-dimensional scanning is performed by transmitting and receiving ultrasonic waves in the same procedure with respect to Δθ (p = 2 to P), and the B-mode data obtained in each transmission / reception direction is also the ultrasonic transmission / reception direction. Are stored in the data storage unit of the image data generation unit 4 to generate B-mode image data.

上述の手順によってＢモード画像データが生成されたならば、画像データ生成部４の画像データ処理部は、前記データ記憶部において生成されたＢモード画像データに対し補間処理やフィルタリング処理等の画像処理を行ない、画像処理後のＢモード画像データを表示部７のモニタ７３に表示すると共にＴＩＣデータ生成部５の画像データ記憶部に保存する（図５のステップＳ４）。同様にして、当該診断対象領域に対する超音波送受信を繰り返すことによりＢモード画像データの生成と表示を所定期間行ない、得られたこれらのＢモード画像データをＴＩＣデータ生成部５の画像データ記憶部に保存する。   If B-mode image data is generated by the above-described procedure, the image data processing unit of the image data generation unit 4 performs image processing such as interpolation processing and filtering processing on the B-mode image data generated in the data storage unit. The B-mode image data after image processing is displayed on the monitor 73 of the display unit 7 and stored in the image data storage unit of the TIC data generation unit 5 (step S4 in FIG. 5). Similarly, generation and display of B-mode image data is performed for a predetermined period by repeating ultrasonic transmission / reception for the diagnosis target region, and the obtained B-mode image data is stored in the image data storage unit of the TIC data generation unit 5. save.

一方、表示部７に表示されたＢモード画像データを観測した操作者は、入力部８の関心領域設定機能８１を用い、例えば、前記所定期間に得られた最初のＢモード画像データの疾患部位に対し第１の関心領域を設定し、正常部位に対し複数からなる第２の関心領域を設定する（図５のステップＳ５）。   On the other hand, the operator who observed the B-mode image data displayed on the display unit 7 uses the region-of-interest setting function 81 of the input unit 8, for example, the diseased part of the first B-mode image data obtained during the predetermined period. A first region of interest is set for the normal region, and a plurality of second regions of interest are set for the normal part (step S5 in FIG. 5).

システム制御部１０を介してこれらの関心領域の位置情報を受信したＴＩＣデータ生成部５は、自己の画像データ記憶部に保存されている最初のＢモード画像データに対し上述の位置情報に基づいた第１の関心領域及び第２の関心領域を配置し、これらの関心領域に含まれているＢモード画像データの画素値を加算平均して当該関心領域の輝度を算出する。同様にして、前記画像データ記憶部に保存されている時系列的な複数からなるＢモード画像データの同一部位に配置した関心領域の輝度を順次算出し、これらの時間的変化を示す輝度変化曲線を生成する。そして、得られた輝度変化曲線を関心領域の位置情報あるいは識別情報と共に自己のＴＩＣデータ記憶部に保存すると共に表示部７に表示する（図５のステップＳ６）。このとき、表示部７のモニタ７３には、図３に示すような第１の関心領域及び複数からなる第２の関心領域が重畳されたＢモード画像データとこれらの関心領域において生成された輝度変化曲線が表示される。   The TIC data generation unit 5 that has received the position information of these regions of interest via the system control unit 10 is based on the above-described position information for the first B-mode image data stored in its own image data storage unit. The first region of interest and the second region of interest are arranged, and the pixel values of the B-mode image data included in these regions of interest are added and averaged to calculate the luminance of the region of interest. Similarly, the luminance change curves showing the temporal changes of the luminances of the regions of interest arranged in the same part of the B-mode image data composed of a plurality of time-series data stored in the image data storage unit are sequentially calculated. Is generated. Then, the obtained luminance change curve is stored together with the position information or identification information of the region of interest in its own TIC data storage unit and displayed on the display unit 7 (step S6 in FIG. 5). At this time, the monitor 73 of the display unit 7 has B-mode image data in which a first region of interest and a plurality of second regions of interest as shown in FIG. 3 are superimposed and the luminance generated in these regions of interest. A change curve is displayed.

次いで、操作者は、表示部７に表示された第２の関心領域における複数の輝度変化曲線の中から外来ノイズ等の影響を受けていない良好な複数の輝度変化曲線を、入力部８のＴＩＣデータ選択機能８２を用いて選択し、入力部８は、これらの選択情報をＴＩＣデータ合成部６へ供給する（図５のステップＳ７）。   Next, the operator selects a plurality of good luminance change curves that are not affected by external noise or the like from the plurality of luminance change curves in the second region of interest displayed on the display unit 7. The selection is performed using the data selection function 82, and the input unit 8 supplies the selection information to the TIC data synthesis unit 6 (step S7 in FIG. 5).

システム制御部１０を介して上述の選択情報を受信したＴＩＣ合成部６は、これらの選択情報に基づいて、ＴＩＣデータ生成部５のＴＩＣデータ記憶部に保存された正常部位の複数からなる輝度変化曲線の中から参照用輝度変化曲線の生成に好適な複数の輝度変化曲線を選択し、得られたこれらの輝度変化曲線を加算平均することによって参照用輝度変化曲線を生成する（図５のステップＳ８）。そして、得られた参照用輝度変化曲線を表示部７へ供給する。   The TIC synthesizing unit 6 that has received the selection information described above via the system control unit 10, based on the selection information, changes in luminance composed of a plurality of normal parts stored in the TIC data storage unit of the TIC data generation unit 5. A plurality of brightness change curves suitable for generating a reference brightness change curve are selected from the curves, and a reference brightness change curve is generated by averaging the obtained brightness change curves (step in FIG. 5). S8). Then, the obtained reference luminance change curve is supplied to the display unit 7.

次いで、表示部７の表示データ生成部７１は、ＴＩＣデータ生成部５から供給された疾患部位の輝度変化曲線とＴＩＣデータ合成部６から供給された正常部位の参照用輝度変化曲線に基づいてこれらを比較表示するための表示データを生成し、データ変換部７２を介してモニタ７３に表示する（図５のステップＳ９）。   Next, the display data generation unit 71 of the display unit 7 is based on the luminance change curve of the diseased part supplied from the TIC data generation unit 5 and the reference luminance change curve of the normal part supplied from the TIC data synthesis unit 6. Is generated and displayed on the monitor 73 via the data converter 72 (step S9 in FIG. 5).

以上述べた本発明の実施例によれば、疾患部位及び正常部位から得られる輝度変化曲線に基づいてＴＣＡ（time curve analysis）を行なう際、複数からなる正常部位の輝度変化曲線を加算平均して生成される参照用輝度変化曲線と疾患部位の輝度変化曲線とを比較表示することにより正確なＴＣＡを行なうことができる。   According to the embodiments of the present invention described above, when performing TCA (time curve analysis) based on the luminance change curves obtained from the diseased part and the normal part, the luminance change curves of a plurality of normal parts are added and averaged. Accurate TCA can be performed by comparing and displaying the generated reference luminance change curve and the luminance change curve of the diseased part.

特に、複数からなる正常部位の輝度変化曲線の中から選択された外来ノイズや臓器境界面等の影響が少ない良好な複数の輝度変化曲線を加算平均することにより真の造影剤流入状態を反映した参照用輝度変化曲線を得ることが可能となり、この参照用輝度変化曲線を用いたＴＣＡにより疾患部位の鑑別診断等を正確かつ容易に行なうことができる。   In particular, the true contrast medium influx state was reflected by averaging a plurality of good luminance change curves that are less affected by extraneous noise and organ boundary surfaces selected from the luminance change curves of a plurality of normal sites. A reference luminance change curve can be obtained, and a differential diagnosis of a diseased part can be accurately and easily performed by TCA using the reference luminance change curve.

又、表示部に表示されたＢモード画像データや輝度変化曲線に基づいて疾患部位及び正常部位に対する関心領域の設定や参照用輝度変化曲線の生成に好適な複数の輝度変化曲線の選択が行なわれるため、ＴＣＡに有効な疾患部位の輝度変化曲線及び正常部位の参照用輝度変化曲線の生成と表示が可能となる。   Further, based on the B-mode image data and the luminance change curve displayed on the display unit, a plurality of luminance change curves suitable for setting a region of interest for a diseased part and a normal part and generating a reference luminance change curve are performed. Therefore, it is possible to generate and display a luminance change curve of a diseased part effective for TCA and a reference luminance change curve of a normal part.

以上、本発明の実施例について述べてきたが、本発明は、上述の実施例に限定されるものではなく、変形して実施することが可能である。例えば、上述の実施例では、当該被検体に対する２次元超音波走査によって収集したＢモード画像データの疾患部位及び正常部位に関心領域を設定し、これらの関心領域において生成された輝度変化曲線と参照用輝度変化曲線とを比較表示する場合について述べたが、カラードプラ画像データ等の他の超音波画像データから得られた輝度変化曲線と参照用輝度変化曲線との比較表示であっても構わない。又、被検体に対する３次元超音波走査によって収集されたＢモード／カラードプラモードの３次元画像データ、ＭＩＰ（maximum intensity projection）画像データあるいはＭＰＲ(multi planar reconstruction)画像データの何れかを用いて疾患部位の輝度変化曲線及び正常部位の参照用輝度変化曲線を生成してもよい。   As mentioned above, although the Example of this invention has been described, this invention is not limited to the above-mentioned Example, It can change and implement. For example, in the above-described embodiment, a region of interest is set in a diseased part and a normal part of B-mode image data collected by two-dimensional ultrasonic scanning on the subject, and the luminance change curves generated in these regions of interest are referred to. In the above description, the luminance change curve is comparatively displayed. However, the luminance change curve obtained from other ultrasonic image data such as color Doppler image data may be compared with the reference luminance change curve. . In addition, a disease using any of B-mode / color Doppler mode 3D image data, MIP (maximum intensity projection) image data, or MPR (multi-planar reconstruction) image data collected by 3D ultrasound scanning of the subject. A luminance change curve of the part and a reference luminance change curve of the normal part may be generated.

又、上述の実施例では、先ず、被検体の診断対象領域に対する超音波送受信により所定期間における時系列的なＢモード画像データの生成と保存を行ない、次いで、前記所定期間における最初のＢモード画像データに設定された疾患部位の関心領域及び正常部位の関心領域を前記時系列的なＢモード画像データの各々に配置することによって輝度変化曲線を生成する場合について述べたが、輝度変化曲線の生成はＢモード画像データの収集と並行して行なってもよい。   In the above-described embodiment, first, time-series B-mode image data is generated and stored in a predetermined period by ultrasonic transmission / reception with respect to the diagnosis target region of the subject, and then the first B-mode image in the predetermined period is generated. The case where the luminance change curve is generated by arranging the region of interest of the diseased part and the region of interest of the normal part set in the data in each of the time-series B-mode image data has been described. May be performed in parallel with the collection of B-mode image data.

更に、図４に示した第２の表示データでは、疾患部位の関心領域において生成された輝度変化曲線と正常部位の関心領域において生成された複数の輝度変化曲線が参考データとして示される場合について述べたが、この参考データは、必ずしも必要ではなく、正常部位の参照用輝度変化曲線と疾患部位の輝度変化曲線のみが示された第２の表示データであっても構わない。   Furthermore, in the second display data shown in FIG. 4, a case where a luminance change curve generated in the region of interest of the diseased part and a plurality of luminance change curves generated in the region of interest of the normal part are shown as reference data is described. However, this reference data is not necessarily required, and may be second display data in which only the reference luminance change curve of the normal part and the luminance change curve of the disease part are shown.

又、上述の実施例では、第２の関心領域において生成された複数の輝度変化曲線の中から外来ノイズや臓器境界面等の影響が少ない良好な複数の輝度変化曲線を選択し、選択された輝度変化曲線を加算平均して参照用輝度変化曲線を生成する場合について述べたが、ＴＩＣデータ生成部５が第２の関心領域において生成された前記複数の輝度変化曲線の全てを用いて参照用輝度変化曲線を生成してもよい。   In the above-described embodiment, a plurality of good luminance change curves that are less affected by external noise, organ boundary surfaces, and the like are selected and selected from the plurality of luminance change curves generated in the second region of interest. Although the case where the luminance change curve is averaged and the reference luminance change curve is generated has been described, the TIC data generation unit 5 uses all of the plurality of luminance change curves generated in the second region of interest for reference. A luminance change curve may be generated.

１…超音波プローブ
２…送受信部
２１…送信部
２１１…レートパルス発生器
２１２…送信遅延回路
２１３…駆動回路
２２…受信部
２２１…Ａ／Ｄ変換器
２２２…受信遅延回路
２２３…加算器
３…受信信号処理部
３１…包絡線検波器
３２…対数変換器
４…画像データ生成部
５…ＴＩＣデータ生成部
６…ＴＩＣデータ合成部
７…表示部
７１…表示データ生成部
７２…データ変換部
７３…モニタ
８…入力部
８１…関心領域設定機能
８２…ＴＩＣデータ選択機能
９…走査制御部
１０…システム制御部
１００…超音波診断装置 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Ultrasonic probe 2 ... Transmission / reception part 21 ... Transmission part 211 ... Rate pulse generator 212 ... Transmission delay circuit 213 ... Drive circuit 22 ... Reception part 221 ... A / D converter 222 ... Reception delay circuit 223 ... Adder 3 ... Received signal processing unit 31 ... envelope detector 32 ... logarithmic converter 4 ... image data generation unit 5 ... TIC data generation unit 6 ... TIC data synthesis unit 7 ... display unit 71 ... display data generation unit 72 ... data conversion unit 73 ... Monitor 8 ... Input unit 81 ... Region of interest setting function 82 ... TIC data selection function 9 ... Scanning control unit 10 ... System control unit 100 ... Ultrasonic diagnostic apparatus

Claims (8)

造影剤が投与された被検体の診断対象領域に対し超音波送受信を行なって収集した時系列的な画像データに基づいて輝度変化曲線（ＴＩＣ）を生成する超音波診断装置において、
前記画像データの疾患部位及び正常部位に関心領域を設定する関心領域設定手段と、
前記疾患部位に設定された第１の関心領域及び前記正常部位に設定された複数からなる第２の関心領域における画素値に基づいて前記輝度変化曲線を生成するＴＩＣデータ生成手段と、
このＴＩＣデータ生成手段が前記第２の関心領域において生成した複数の輝度変化曲線あるいはその一部の輝度変化曲線に基づいて参照用輝度変化曲線を生成するＴＩＣデータ合成手段と、
前記第１の関心領域において生成された輝度変化曲線と前記参照用輝度変化曲線とを比較表示する表示手段とを
備えたことを特徴とする超音波診断装置。 In an ultrasonic diagnostic apparatus that generates a luminance change curve (TIC) based on time-series image data collected by performing ultrasonic transmission / reception on a diagnosis target region of a subject to which a contrast agent is administered,
A region of interest setting means for setting a region of interest in a diseased part and a normal part of the image data;
TIC data generating means for generating the luminance change curve based on pixel values in a first region of interest set in the diseased part and a plurality of second regions of interest set in the normal part;
TIC data synthesizing means for generating a reference brightness change curve based on a plurality of brightness change curves generated in the second region of interest or a part of the brightness change curves by the TIC data generating means;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a display unit configured to compare and display a luminance change curve generated in the first region of interest and the reference luminance change curve. 前記関心領域設定手段は、前記表示手段に表示された前記画像データの疾患部位及び正常部位に対して前記第１の関心領域及び前記第２の関心領域を設定することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。   2. The region-of-interest setting unit sets the first region of interest and the second region of interest for a diseased part and a normal part of the image data displayed on the display unit. The ultrasonic diagnostic apparatus as described. 前記ＴＩＣデータ生成手段は、前記第１の関心領域及び前記第２の関心領域における前記画像データの画素値を加算平均して輝度を算出し、この輝度の時間的変化を示す前記輝度変化曲線を関心領域毎に生成することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。   The TIC data generation unit calculates a luminance by averaging pixel values of the image data in the first region of interest and the second region of interest, and calculates the luminance change curve indicating the temporal change of the luminance. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the ultrasonic diagnostic apparatus is generated for each region of interest. 前記ＴＩＣデータ合成手段は、前記第２の関心領域において前記ＴＩＣデータ生成手段が生成した前記複数の輝度変化曲線あるいはこれらの輝度変化曲線の中から選択された複数からなる輝度変化曲線の加算平均によって前記参照用輝度変化曲線を生成することを特徴とする請求項１記載の超音波診断措置。   The TIC data synthesizing unit is configured to perform an average of the plurality of luminance change curves generated by the TIC data generation unit in the second region of interest or a plurality of luminance change curves selected from these luminance change curves. The ultrasonic diagnostic measure according to claim 1, wherein the reference luminance change curve is generated. 前記第２の関心領域において前記ＴＩＣデータ生成手段が生成した複数の輝度変化曲線の中から外来ノイズ等の影響が少ない良好な複数の輝度変化曲線を選択するＴＩＣデータ選択手段を備え、前記ＴＩＣデータ合成手段は、前記ＴＩＣデータ選択手段が選択した前記複数からなる輝度変化曲線の加算平均によって前記参照用輝度変化曲線を生成することを特徴とする請求項４記載の超音波診断措置。   TIC data selection means for selecting a plurality of good luminance change curves that are less affected by external noise or the like from a plurality of luminance change curves generated by the TIC data generation means in the second region of interest; 5. The ultrasonic diagnostic measure according to claim 4, wherein the synthesizing unit generates the reference luminance change curve by an average of the plurality of luminance change curves selected by the TIC data selection unit. 前記ＴＩＣデータ選択手段は、前記ＴＩＣデータ生成手段によって生成され前記表示手段によって表示された前記第２の関心領域における前記複数の輝度変化曲線の中から前記良好な複数の輝度変化曲線を選択することを特徴とする請求項５記載の超音波診断装置。   The TIC data selection means selects the good plurality of brightness change curves from the plurality of brightness change curves in the second region of interest generated by the TIC data generation means and displayed by the display means. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 5. 前記表示手段は、前記第１の関心領域及び前記第２の関心領域が重畳された前記画像データと、前記第１の関心領域及び前記第２の関心領域において生成された複数の輝度変化曲線を並列表示することを特徴とする請求項６記載の超音波診断装置。   The display means displays the image data in which the first region of interest and the second region of interest are superimposed, and a plurality of luminance change curves generated in the first region of interest and the second region of interest. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 6, wherein the ultrasonic diagnostic apparatus performs parallel display. 造影剤が投与された被検体の診断対象領域に対し超音波送受信を行なって収集した時系列的な画像データに基づいて輝度変化曲線（ＴＩＣ）を生成する超音波診断装置に対し、
前記画像データの疾患部位及び正常部位に関心領域を設定する関心領域設定機能と、
前記疾患部位に設定された第１の関心領域及び前記正常部位に設定された複数からなる第２の関心領域における画素値に基づいて前記輝度変化曲線を生成するＴＩＣデータ生成機能と、
このＴＩＣデータ合成機能によって生成された前記第２の関心領域の複数からなる輝度変化曲線あるいはその一部の輝度変化曲線に基づいて参照用輝度変化曲線を生成するＴＩＣデータ合成機能と、
前記第１の関心領域において生成された輝度変化曲線と前記参照用輝度変化曲線とを比較表示する表示機能を
実行させることを特徴とする輝度変化曲線表示用制御プログラム。 For an ultrasonic diagnostic apparatus that generates a luminance change curve (TIC) based on time-series image data collected by performing ultrasonic transmission / reception on a diagnosis target region of a subject to which a contrast agent is administered,
A region-of-interest setting function for setting a region of interest in a diseased part and a normal part of the image data;
A TIC data generation function for generating the luminance change curve based on pixel values in a first region of interest set in the diseased part and a plurality of second regions of interest set in the normal part;
A TIC data synthesis function for generating a reference luminance change curve based on a luminance change curve composed of a plurality of the second regions of interest generated by the TIC data synthesis function or a partial luminance change curve thereof;
A brightness change curve display control program for executing a display function of comparing and displaying the brightness change curve generated in the first region of interest and the reference brightness change curve.

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