JP3712510B2

JP3712510B2 - Ultrasonic diagnostic equipment

Info

Publication number: JP3712510B2
Application number: JP25959897A
Authority: JP
Inventors: 太宝李
Original assignee: ジーイー横河メディカルシステム株式会社
Priority date: 1997-09-25
Filing date: 1997-09-25
Publication date: 2005-11-02
Anticipated expiration: 2017-09-25
Also published as: JPH1189839A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、灌流パラメータ測定方法、灌流画像生成方法および超音波診断装置に関し、さらに詳しくは、灌流（臓器の血液の入れ換わり）の活発さの度合いを表す灌流パラメータを測定する灌流パラメータ測定方法、灌流の活発さの度合いの２次元分布を表す灌流画像を生成する灌流画像生成方法、および、前記灌流画像生成方法を実施しうる超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
造影剤として気泡を被検体内に注入し、超音波エコーの信号強度画像を撮像する技術が知られている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、従来、造影剤としての気泡を利用して、灌流の活発さの度合いを測定する技術は知られていない。
また、従来、造影剤としての気泡を利用して、灌流の活発さの度合いの２次元分布を表す灌流画像を生成する技術は知られていない。
そこで、本発明の目的は、灌流の活発さの度合いを表す灌流パラメータを測定する灌流パラメータ測定方法、灌流の活発さの度合いの２次元分布を表す灌流画像を生成する灌流画像生成方法、および、前記灌流画像生成方法を実施しうる超音波診断装置を提供することにある。
【０００４】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、本発明は、被検体内の測定点に造影剤としての気泡が十分存在する状態で当該測定点からの超音波エコーの信号強度ｇ_k ^-を測定し、その測定のために送信した超音波ビームにより前記気泡を破壊し、時間Ｔ_k 後に前記測定点からの超音波エコーの信号強度ｇ_k ⁺を再び測定し、比較係数ｗを０＜ｗ＜１とするとき、
ｇ_k ⁺≧ｗ・ｇ_k ^-
となるか否かを判定することを、前記時間Ｔ_k を変えながら繰り返して、前記不等式を満たす最短時間Ｔ_kminを求め、その最短時間Ｔ_kminに基づいて灌流の活発さの度合いを表すパラメータを決定することを特徴とする灌流パラメータ測定方法を提供する。
上記第１の観点による灌流パラメータ測定方法では、気泡が存在する状態で信号強度ｇ_k ^-を測定することによって気泡を破壊する。次に、時間Ｔ_k を経過した後、再び、信号強度ｇ_k ⁺を測定する。もし、灌流が活発であるなら、気泡を含んだ血液の流入によって速やかに気泡が補填されるから、比較的短い時間Ｔ_k で信号強度ｇ_k ⁺は信号強度ｇ_k ^-まで回復する。一方、灌流が不活発なら、気泡の補填が遅いから、比較的長い時間Ｔ_k をかけないと信号強度ｇ_k ⁺は信号強度ｇ_k ^-まで回復しない。換言すれば、信号強度ｇ_k ⁺が信号強度ｇ_k ^-の（ｗ×１００）％まで回復してくる最短時間Ｔ_kminは、臓器の血液の入れ換わりが活発なら短くなり、臓器の血液の入れ換わりが不活発なら長くなる。よって、この最短時間Ｔ_kminに基づいて灌流の活発さの度合いを表すパラメータを決めることが出来る。
【０００５】
第２の観点では、本発明は、被検体内に造影剤としての気泡が十分存在する状態で超音波エコーの信号強度画像ｉ_k ^-を撮像し、その撮像のために送信した超音波ビームにより前記気泡を破壊し、時間Ｔ_k 後に超音波エコーの信号強度画像ｉk⁺を再び撮像し、前記信号強度画像ｉ_k ^-の各画素の信号強度をｇ_k ^-とし、前記信号強度画像ｉ_k ⁺の各画素の信号強度をｇ_k ⁺とし、比較係数ｗを０＜ｗ＜１とするとき、
ｇ_k ⁺≧ｗ・ｇ_k ^-
となるか否かを判定することを、前記時間Ｔ_k を変えながら繰り返して、各画素の信号強度が前記不等式を満たす最短時間Ｔ_kminを求め、その最短時間Ｔ_kminに基づいて灌流画像の各画素の画素値を決定することを特徴とする灌流画像生成方法を提供する。
上記第２の観点による灌流画像生成方法では、信号強度画像の各画素毎に上記第１の観点による灌流パラメータ測定方法を実施することになるから、灌流の活発さの度合いの２次元分布を表す灌流画像を生成できる。
【０００６】
第３の観点では、本発明は、上記構成の灌流画像生成方法において、実質的に灌流がされない程度に前記時間Ｔ_k を短くして信号強度画像ｉ_k ⁺’を撮像し、その信号強度画像ｉ_k ⁺’の各画素の画素値と前記灌流画像の画素値とに基づいて灌流画像の各画素の表示値を決定することを特徴とする灌流画像生成方法を提供する。
実質的に灌流がされない程度に時間Ｔ_k を短くすると、造影剤としての気泡が破壊されたままであるから、撮像された信号強度画像ｉ_k ⁺’の画素値は、臓器の構造を表した値となる。一方、灌流画像の画素値は、その部分の灌流の活発さを表している。そこで、両者を基に当該画素の表示値を決定すれば、臓器の構造と灌流の活発さの度合いとを同時に表した画像表示が得られ、患部を的確に視認できるようになる。
【０００７】
第４の観点では、本発明は、上記構成の灌流画像生成方法において、位置の異なる複数の灌流画像を基に灌流３次元画像を生成することを特徴とする灌流画像生成方法を提供する。
灌流３次元画像を利用すれば、灌流の活発さの度合いの３次元分布を認識できるようになる。
【０００８】
第５の観点では、本発明は、被検体内に造影剤として存在する気泡を破壊しうる超音波ビームにより超音波エコーの第１の信号強度画像ｉ_k ^-を撮像し続いて時間Ｔ_k 後に第２の信号強度画像ｉ_k ⁺を撮像する撮像手段と、前記第１の信号強度画像ｉ_k ^-の各画素の信号強度をｇ_k ^-とし，前記第２の信号強度画像ｉ_k ⁺の各画素の信号強度をｇ_k ⁺とし，比較係数ｗを０＜ｗ＜１とするとき，ｇ_k ⁺≧ｗ・ｇ_k ^-となるか否かを判定する判定手段と、前記撮像手段と前記判定手段とにより前記時間Ｔ_k を変えながら前記撮像と前記判定とを繰り返して，各画素の信号強度が前記不等式を満たす最短時間Ｔ_kminを求め，その最短時間Ｔ_kminに基づいて灌流画像の各画素の画素値を決定する画素値決定手段とを具備したことを特徴とする超音波診断装置を提供する。
上記第５の観点による超音波診断装置では、上記第２の観点による灌流画像生成方法を好適に実施することが出来る。
【０００９】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す発明の実施の形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００１０】
図１は、本発明の一実施形態にかかる超音波診断装置の構成図である。
この超音波診断装置１００は、超音波パルスを送信し超音波エコーを受信する超音波探触子１と、走査平面を電子走査して音線信号を取得する送受信制御部２と、前記超音波エコーの信号強度に基づく画像データを生成するＢモード処理部３と、前記超音波エコーのドプラ成分の位相に基づく画像データを生成するＣＦ（Ｃolor Ｆlow）モード処理部４と、前記超音波エコーのドプラ成分のパワーに基づく画像データを生成するＰＤ（Ｐower Doppler）モード処理部５と、全体的な動作の制御を行うと共に前記画像データにより表示画像を生成する中央処理部６と、前記表示画像を表示するＣＲＴ７と、操作者が指示を入力する入力装置８とを有している。
また、前記中央処理部６は、灌流の活発さの度合いの２次元分布を表す灌流画像を生成する灌流画像生成部９と、灌流画像の画素値を表示値に変換して表示する灌流画像表示部１０と、灌流３次元画像を生成し表示する灌流３Ｄ画像表示部１１とを含んでいる。
【００１１】
図２は、前記灌流画像生成部９により実行される灌流画像生成処理を示すフロー図である。なお、灌流画像生成処理を実行させる前提として、造影剤としての気泡が被検体内に注入されているものとする。
ステップＳ１では、灌流画像の全画素値を“０”に初期化する。
ステップＳ２では、撮像対象の臓器に適したＴｋテーブルを選択する。図３の（ａ）〜（ｃ）に３種類のＴｋテーブルを例示する。これらＴｋテーブルは、ｋ＝０，１，２，…，ｅ（ｋの定義の終値）に対する時間Ｔ_k を定義した表である。時間Ｔ₀ は、当該Ｔｋテーブルに対応する臓器が正常なときに灌流が十分に行われる時間である。また、ｋが大きくなるほど、時間Ｔ_k が長くなっている。例えば、図３の（ａ）は、肝臓に適したＴｋテーブルであり、Ｔ₀ ＝１０秒，Ｔ₁ ＝０．５秒，Ｔ₂ ＝１秒，Ｔ₃ ＝２秒，Ｔ₄ ＝４秒，…というように時間間隔が等比的に長くなるように定義されている。また、図３の（ｂ）のＴｋテーブルでは、時間間隔が等差的に長くなるように定義されている。また、図３の（ｃ）のＴｋテーブルでは、時間間隔が等差的に長くなるが、その差が最初は小さく後は大きくなるように２段階に定義されている。一般的には、灌流が速い臓器に対しては時間間隔が短いＴｋテーブルを選択し、灌流が遅い臓器に対しては時間間隔が長いＴｋテーブルを選択する。
ステップＳ３では、シーケンスカウンタｋの値を“１”に初期化する。
【００１２】
ステップＳ４では、時間Ｔ₀ が経過するのを待ってから、ステップＳ５へ進む。これは、灌流を十分に行わせて、造影剤としての気泡を臓器に十分補填するためである。
ステップＳ５では、第ｋ前画像ｉ_k ^-（Ｂモード画像）を撮像する。
ステップＳ６では、時間Ｔ_k が経過するのを待ってから、ステップＳ７へ進む。
ステップＳ７では、第ｋ後画像ｉ_k ⁺（Ｂモード画像）を撮像する。
【００１３】
ステップＳ８では、第ｋ前画像ｉ_k ^-の各画素の信号強度をｇ_k ^-とし、第ｋ後画像ｉ_k ⁺の各画素の信号強度をｇ_k ⁺とし、比較係数ｗ＝０．９とするとき、
ｇ_k ⁺≧ｗ・ｇ_k ^-
となるか否かを全画素について判定し、前記不等式を満たす画素が見つかれば、その画素に対応する灌流画像の画素の画素値を“ｋ”にする。
ステップＳ９では、ｋ＝ｅなら処理を終了し、そうでないならステップＳ１０に進む。
ステップＳ１０では、ｋの値を“１”増加させ、前記ステップＳ４に戻る。
【００１４】
以上により、図４に示すように第１前画像ｉ₁ ^-〜第ｅ後画像ｉ_e ⁺が順に撮像されながら、灌流画像の画素値が決定されていく。
灌流画像の画素値は、当該画素における信号強度が前記不等式を満たす最短時間Ｔ_kminに応じた値であり、灌流の活発さの度合いを示す灌流パラメータになっている。画素値“１”の画素は最も灌流が活発な部位に対応し、画素値が“１”より大きくなるほど灌流が不活発な部位になる。そして、画素値“０”の画素は最も灌流が不活発な部位に当る。
【００１５】
なお、前記ステップＳ５，Ｓ７が撮像手段に相当し、前記ステップＳ８が判定手段および画素値決定手段に相当する。
【００１６】
図５は、前記灌流画像表示部１０により実行される灌流画像表示処理を示すフロー図である。
ステップＤ１では、灌流画像の画素ｋを、カラー表示値Ｍ_R ，Ｍ_G ，Ｍ_B に変換する。例えば、ｋ＝０ならカラー表示値“緑”，ｋ＝１ならカラー表示値“青”，ｋ＝２ならカラー表示値“黄”，ｋ＝３ならカラー表示値“赤”，ｋ＝４ならカラー表示値“橙”，…というように変換する。
ステップＤ２では、次式により灌流画像の表示値Ｍ_R ，Ｍ_G ，Ｍ_B を、合成表示値Ｎ_R ，Ｎ_G ，Ｎ_B に変換する。
Ｎ_R＝（１−α）Ｉ_R＋α・Ｍ_R
Ｎ_G＝（１−α）Ｉ_G＋α・Ｍ_G
Ｎ_B＝（１−α）Ｉ_B＋α・Ｍ_B
ここで、αは重み係数であり、０≦α≦１である。また、Ｉ_R ，Ｉ_G ，Ｉ_B は、造影剤が存在しない状態での画像であり、簡易には第１後画像ｉ₁ ⁺の各画素値ｇ1⁺をグレースケールにより変換した白黒表示値である。
ステップＤ３では、前記合成表示値Ｎ_R ，Ｎ_G ，Ｎ_B により灌流画像を表示する。
【００１７】
例えばα＝１とすれば、図６の（ａ）（ｂ）に示すように、灌流の活発さの度合いの２次元分布を表すカラー灌流画像が表示される。なお、（ａ）は臓器が正常な灌流能力を有する場合、（ｂ）は臓器が正常な灌流能力を有さない場合である。
また、α＝０．５とすれば、図７の（ａ）（ｂ）に示すように、灌流の活発さの度合いの２次元分布および臓器の構造が重畳されたカラー灌流画像が表示される。なお、（ａ）は臓器が正常な灌流能力を有する場合、（ｂ）は臓器が正常な灌流能力を有さない場合である。
また、ｋ＝０ならα＝０かつｋ＞０ならα＝１とすれば、灌流がある程度行われた部分では灌流の活発さの度合いの２次元分布を表すカラー灌流画像が表示され、灌流がほとんど行われていない部分では臓器の構造を表す白黒画像が表示される。
【００１８】
そして、灌流パラメータを画素値とする灌流画像および表示値を画素値とする灌流画像の両方または一方は、ディスクやテープに記録され、所望によりプリントアウトされる。
【００１９】
図８は、前記灌流３Ｄ画像表示部１１により実行される灌流３Ｄ画像表示処理を示すフロー図である。
ステップＱ１では、連続した複数の異なる断面位置で、それぞれ灌流画像を得る。
ステップＱ２では、前記複数の灌流画像から灌流３Ｄモデルを作成する。なお、ここで用いる灌流画像は、灌流パラメータを画素値とする灌流画像または表示値を画素値とする灌流画像のいずれでもよい。
ステップＱ３では、灌流３Ｄモデルに対して視線方向に応じたＭＩＰ処理またはレンダリング処理を施し、灌流３Ｄ画像を作成する。
ステップＱ４では、前記灌流３Ｄ画像を表示する。なお、前記ステップＱ２で灌流パラメータを画素値とする灌流画像を用いた場合には、ここで表示値を設定する必要がある。また、前記ステップＱ２で表示値を画素値とする灌流画像を用いた場合でも、ここで表示値を改めて設定し直してもよい。例えば、前記ステップＱ３でＭＩＰ処理を施した場合には、表示値を白黒画像の表示値に設定した方が見やすくなることがある。
【００２０】
以上の超音波診断装置１００によれば、臓器の灌流の活発さの度合い、すなわち、灌流パラメータを定量的に測定でき、その２次元分布を表す灌流画像および３次元分布を表す灌流３Ｄ画像を生成し、表示できる。従って、臓器の疾病を従来と異なった観点で診断できるようになる。
【００２１】
【発明の効果】
本発明の灌流パラメータ測定方法によれば、灌流の活発さの度合いを表す灌流パラメータを定量的に測定することが出来る。
また、本発明の灌流画像生成方法および超音波診断装置によれば、灌流の活発さの度合いの２次元分布を表す灌流画像を生成することが出来る。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態にかかる超音波診断装置を示す構成図である。
【図２】図１の超音波診断装置の灌流画像生成部により実行される灌流画像生成処理を示すフロー図である。
【図３】種々のＴｋテーブルの例示図である。
【図４】信号強度画像の撮像タイミングを示すタイムチャートである。
【図５】図１の超音波診断装置の灌流画像表示部により実行される灌流画像表示処理を示すフロー図である。
【図６】表示された灌流画像の例示図である。
【図７】表示された灌流画像の別の表示態様の例示図である。
【図８】図１の超音波診断装置の灌流３Ｄ画像表示部により実行される灌流３Ｄ画像表示処理を示すフロー図である。
【符号の説明】
１超音波探触子
２送受信制御部
３Ｂモード処理部
６中央処理部
７ＣＲＴ
９灌流画像生成部
１０灌流画像表示部
１１灌流３Ｄ画像表示部
１００超音波診断装置[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a perfusion parameter measurement method, a perfusion image generation method, and an ultrasonic diagnostic apparatus. More specifically, the present invention relates to a perfusion parameter measurement method for measuring a perfusion parameter that indicates the degree of activity of perfusion (blood exchange in an organ), The present invention relates to a perfusion image generation method that generates a perfusion image representing a two-dimensional distribution of the degree of perfusion activity, and an ultrasonic diagnostic apparatus that can implement the perfusion image generation method.
[0002]
[Prior art]
A technique is known in which bubbles are injected into a subject as a contrast agent and a signal intensity image of an ultrasonic echo is taken.
[0003]
[Problems to be solved by the invention]
However, conventionally, there is no known technique for measuring the degree of perfusion activity using bubbles as a contrast agent.
Conventionally, there is no known technique for generating a perfusion image representing a two-dimensional distribution of the degree of perfusion activity using bubbles as a contrast agent.
Accordingly, an object of the present invention is to provide a perfusion parameter measurement method that measures a perfusion parameter that represents the degree of perfusion activity, a perfusion image generation method that generates a perfusion image that represents a two-dimensional distribution of the degree of perfusion activity, and An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of performing the perfusion image generation method.
[0004]
[Means for Solving the Problems]
In a first aspect, the present invention measures the signal intensity g _k ⁻ of an ultrasonic echo from the measurement point in a state where bubbles as a contrast agent are sufficiently present at the measurement point in the subject. When the bubble is destroyed by the ultrasonic beam transmitted to the signal, the signal intensity g _k ⁺ of the ultrasonic echo from the measurement point is measured again after time T _k , and the comparison coefficient w is 0 <w <1,
_{^{_{g k + ≧ w · g k}}} -
_Is repeated while changing the time T _k , the shortest time T _kmin satisfying the inequality is obtained, and a parameter representing the degree of perfusion activity is _calculated based on the shortest time T _kmin. A method for measuring a perfusion parameter is provided.
In the perfusion parameter measurement method according to the first aspect, the bubble is destroyed by measuring the signal intensity g _k ⁻ in the presence of the bubble. Next, after the time T _k has elapsed, the signal strength g _k ⁺ is measured again. If perfusion is active, the bubbles are quickly filled by the inflow of blood containing bubbles, so that the signal intensity g _k ⁺ recovers to the signal intensity g _k ^{− in} a relatively short time T _k . On the other hand, if the perfusion is inactive, the filling of the bubbles is slow, so that the signal intensity g _k ⁺ does not recover to the signal intensity g _k ⁻ unless a relatively long time T _k is applied. In other words, the shortest time T _kmin in which the signal intensity g _k ⁺ is restored to (w × 100)% of the signal intensity g _k ⁻ is shortened when the blood _exchange of the organ is active, If the change is inactive, it becomes longer. Therefore, a parameter representing the degree of perfusion activity can be determined based on the shortest time T _kmin .
[0005]
In a second aspect, the present invention captures an ultrasonic echo signal intensity image i _k ⁻ in a state where bubbles as a contrast agent are sufficiently present in a subject, and transmits an ultrasonic beam transmitted for the imaging. The bubble is destroyed, and a signal intensity image ik ⁺ of an ultrasonic echo is taken again after a time T _k, the signal intensity of each pixel of the signal intensity image i _k ⁻ is g _k ⁻ , and the signal intensity image i _k ⁺ When the signal intensity of each pixel is g _k ⁺ and the comparison coefficient w is 0 <w <1,
_{^{_{g k + ≧ w · g k}}} -
Is repeated while changing the time T _k , the shortest time T _{kmin in} which the signal intensity of each pixel satisfies the inequality is obtained, and each perfusion image is determined based on the shortest time T _kmin. A perfusion image generation method characterized by determining a pixel value of a pixel is provided.
In the perfusion image generation method according to the second aspect, since the perfusion parameter measurement method according to the first aspect is performed for each pixel of the signal intensity image, it represents a two-dimensional distribution of the degree of perfusion activity. Perfusion images can be generated.
[0006]
In a third aspect, the present invention provides a perfusion image generation method having the above-described configuration, wherein the signal intensity image i _k ⁺ ′ is captured by shortening the time T _k to such an extent that perfusion is not substantially performed. A perfusion image generation method is provided, wherein a display value of each pixel of a perfusion image is determined based on a pixel value of each pixel of i _k ⁺ ′ and a pixel value of the perfusion image.
When the time T _k is shortened to such an extent that the perfusion is not substantially performed, the bubbles as the contrast agent remain destroyed. Therefore, the pixel value of the imaged signal intensity image i _k ⁺ ′ is a value representing the structure of the organ. It becomes. On the other hand, the pixel value of the perfusion image represents the activity of perfusion in that portion. Therefore, if the display value of the pixel is determined based on both, an image display that simultaneously represents the structure of the organ and the degree of active perfusion can be obtained, and the affected part can be accurately viewed.
[0007]
In a fourth aspect, the present invention provides a perfusion image generation method characterized in that, in the perfusion image generation method configured as described above, a perfusion three-dimensional image is generated based on a plurality of perfusion images at different positions.
If a perfusion 3D image is used, a 3D distribution of the degree of perfusion activity can be recognized.
[0008]
In a fifth aspect, the present invention, the first signal intensity images i _k of the ultrasonic echoes by the ultrasonic beams which can destroy the bubbles existing as a contrast agent into the subject ^- after a time and subsequently imaging the T _k An imaging means for imaging the second signal intensity image i _k ⁺ and the signal intensity of each pixel of the first signal intensity image i _k ⁻ are g _k ^−, and each of the second signal intensity images i _k ⁺ Determining means for determining whether or not g _k ⁺ ≧ w · g _k ⁻ when the signal intensity of the pixel is g _k ⁺ and the comparison coefficient w is 0 <w <1, the imaging means and the determination The imaging and the determination are repeated while changing the time T _k by means to obtain the shortest time T _{kmin in} which the signal intensity of each pixel satisfies the inequality, and each pixel of the perfusion image is based on the shortest time T _kmin An ultrasonic diagnostic apparatus characterized by comprising a pixel value determining means for determining a pixel value of To.
In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the fifth aspect, the perfusion image generation method according to the second aspect can be suitably implemented.
[0009]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to embodiments shown in the drawings. Note that the present invention is not limited thereby.
[0010]
FIG. 1 is a configuration diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
The ultrasonic diagnostic apparatus 100 includes an ultrasonic probe 1 that transmits ultrasonic pulses and receives ultrasonic echoes, a transmission / reception control unit 2 that electronically scans a scanning plane to acquire sound ray signals, and the ultrasonic wave A B-mode processing unit 3 that generates image data based on the signal intensity of the echo, a CF (Color Flow) mode processing unit 4 that generates image data based on the phase of the Doppler component of the ultrasonic echo, and the ultrasonic echo A PD (Power Doppler) mode processing unit 5 that generates image data based on the power of the Doppler component, a central processing unit 6 that performs overall operation control and generates a display image based on the image data, and the display image It has a CRT 7 for display and an input device 8 for an operator to input an instruction.
The central processing unit 6 also generates a perfusion image generating unit 9 for generating a perfusion image representing a two-dimensional distribution of the degree of perfusion activity, and a perfusion image display for converting the pixel value of the perfusion image into a display value. A unit 10 and a perfusion 3D image display unit 11 for generating and displaying a perfusion three-dimensional image are included.
[0011]
FIG. 2 is a flowchart showing a perfusion image generation process executed by the perfusion image generation unit 9. As a premise for executing the perfusion image generation process, it is assumed that bubbles as a contrast medium are injected into the subject.
In step S1, all pixel values of the perfusion image are initialized to “0”.
In step S2, a Tk table suitable for the organ to be imaged is selected. FIG. 3A to FIG. 3C illustrate three types of Tk tables. These Tk tables are tables in which time T _k is defined for k = 0, 1, 2,..., E (final value of the definition of k). Time T ₀ is a time during which perfusion is sufficiently performed when the organ corresponding to the Tk table is normal. Further, the time T _k becomes longer as k becomes larger. For example, FIG. 3A shows a Tk table suitable for the liver, T ₀ = 10 seconds, T ₁ = 0.5 seconds, T ₂ = 1 second, T ₃ = 2 seconds, T ₄ = 4 seconds. ,... Are defined so that the time interval is equally long. Further, in the Tk table of FIG. 3B, the time interval is defined to be equally long. Further, in the Tk table of FIG. 3C, the time interval is increased in an equal difference, but the difference is defined in two stages so that the difference is initially small and then large. In general, a Tk table with a short time interval is selected for an organ with fast perfusion, and a Tk table with a long time interval is selected for an organ with slow perfusion.
In step S3, the value of the sequence counter k is initialized to “1”.
[0012]
In step S4, after waiting for the time T ₀ to elapse, the process proceeds to step S5. This is because the perfusion is sufficiently performed to sufficiently fill the organ with bubbles as a contrast agent.
In step S5, the k-th previous image i _k ⁻ (B-mode image) is captured.
In step S6, the process proceeds to step S7 after waiting for the time T _k to elapse.
In step S7, the k-th post-image i _k ⁺ (B-mode image) is captured.
[0013]
In step S8, the signal strength of each pixel of the k-th pre-image i _k ⁻ is g _k ⁻ , the signal strength of each pixel of the k-th post-image i _k ⁺ is g _k ⁺ , and the comparison coefficient w = 0.9. and when,
_{^{_{g k + ≧ w · g k}}} -
Whether all the pixels are satisfied or not, and if a pixel satisfying the inequality is found, the pixel value of the pixel of the perfusion image corresponding to the pixel is set to “k”.
In step S9, if k = e, the process ends. If not, the process proceeds to step S10.
In step S10, the value of k is incremented by “1”, and the process returns to step S4.
[0014]
As described above, the pixel value of the perfusion image is determined while the first pre-image i ₁ ⁻ to the e-th post image i _e ⁺ are sequentially captured as shown in FIG.
The pixel value of the perfusion image is a value corresponding to the shortest time T _kmin in which the signal intensity at the pixel satisfies the inequality, and is a perfusion parameter indicating the degree of perfusion activity. A pixel having a pixel value “1” corresponds to a site where perfusion is most active, and a region where the perfusion becomes inactive as the pixel value becomes larger than “1”. A pixel having a pixel value “0” corresponds to a site where perfusion is inactive most.
[0015]
The steps S5 and S7 correspond to the image pickup means, and the step S8 corresponds to the determination means and the pixel value determination means.
[0016]
FIG. 5 is a flowchart showing a perfusion image display process executed by the perfusion image display unit 10.
In step D1, converts the pixel k of the perfusion image, a color display value M _R, M _G, the M _B. For example, if k = 0, the color display value “green”, if k = 1, the color display value “blue”, if k = 2, the color display value “yellow”, if k = 3, the color display value “red”, if k = 4 The color display value is converted to “orange”,.
In step D2, the perfusion image display values M _R , M _G , and M _B are converted into composite display values N _R , N _G , and N _B by the following equation.
N _R = (1−α) I _R + α · M _R
N _G = (1−α) I _G + α · M _G
N _B = (1−α) I _B + α · M _B
Here, α is a weighting coefficient, and 0 ≦ α ≦ 1. In addition, I _R , I _G , and I _B are images in the absence of a contrast agent, and are simply monochrome display values obtained by converting each pixel value g ₁ ⁺ of the first post-image i ₁ ⁺ with a gray scale. is there.
In step D3, the composite display values N _R, N _G, displays a perfusion image by N _B.
[0017]
For example, when α = 1, as shown in FIGS. 6A and 6B, a color perfusion image representing a two-dimensional distribution of the degree of perfusion activity is displayed. (A) shows the case where the organ has normal perfusion ability, and (b) shows the case where the organ does not have normal perfusion ability.
If α = 0.5, as shown in FIGS. 7A and 7B, a color perfusion image in which the two-dimensional distribution of the degree of perfusion activity and the structure of the organ are superimposed is displayed. . (A) shows the case where the organ has normal perfusion ability, and (b) shows the case where the organ does not have normal perfusion ability.
Further, if k = 0, α = 0 and k = 1, α = 1, a color perfusion image representing a two-dimensional distribution of the degree of perfusion activity is displayed in a portion where the perfusion is performed to some extent, and the perfusion is displayed. A black-and-white image representing the structure of the organ is displayed in a portion that is hardly performed.
[0018]
Then, both or one of a perfusion image having a perfusion parameter as a pixel value and a perfusion image having a display value as a pixel value are recorded on a disk or tape and printed out as desired.
[0019]
FIG. 8 is a flowchart showing a perfusion 3D image display process executed by the perfusion 3D image display unit 11.
In step Q1, perfusion images are obtained at a plurality of consecutive different cross-sectional positions.
In step Q2, a perfusion 3D model is created from the plurality of perfusion images. The perfusion image used here may be either a perfusion image having a perfusion parameter as a pixel value or a perfusion image having a display value as a pixel value.
In step Q3, the perfusion 3D model is subjected to MIP processing or rendering processing according to the line-of-sight direction to create a perfusion 3D image.
In step Q4, the perfusion 3D image is displayed. When a perfusion image having a perfusion parameter as a pixel value is used in step Q2, it is necessary to set a display value here. Even when a perfusion image having a display value as a pixel value in step Q2 is used, the display value may be set again here. For example, when the MIP process is performed in step Q3, it may be easier to see if the display value is set to the display value of a monochrome image.
[0020]
According to the ultrasonic diagnostic apparatus 100 described above, it is possible to quantitatively measure the degree of perfusion activity of the organ, that is, the perfusion parameter, and generate a perfusion image representing the two-dimensional distribution and a perfusion 3D image representing the three-dimensional distribution. Can be displayed. Therefore, it becomes possible to diagnose organ diseases from a different viewpoint.
[0021]
【The invention's effect】
According to the perfusion parameter measurement method of the present invention, it is possible to quantitatively measure the perfusion parameter representing the degree of perfusion activity.
Further, according to the perfusion image generation method and the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, it is possible to generate a perfusion image representing a two-dimensional distribution of the degree of perfusion activity.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
2 is a flowchart showing a perfusion image generation process executed by a perfusion image generation unit of the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1; FIG.
FIG. 3 is an illustration of various Tk tables.
FIG. 4 is a time chart showing imaging timing of a signal intensity image.
FIG. 5 is a flowchart showing a perfusion image display process executed by a perfusion image display unit of the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1;
FIG. 6 is a view showing an example of a displayed perfusion image.
FIG. 7 is an exemplary view showing another display mode of the displayed perfusion image.
FIG. 8 is a flowchart showing perfusion 3D image display processing executed by the perfusion 3D image display unit of the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1;
[Explanation of symbols]
1 Ultrasonic probe 2 Transmission / reception control unit 3 B mode processing unit 6 Central processing unit 7 CRT
9 Perfusion image generation unit 10 Perfusion image display unit 11 Perfusion 3D image display unit 100 Ultrasonic diagnostic apparatus

Claims

被検体に造影剤として存在する気泡を破壊しうる超音波ビームにより超音波エコーの第１の信号強度画像ｉk-を撮像し続いて時間Ｔk後に第２の信号強度画像ｉk+を撮像する撮像手段と、
前記第１の信号強度画像ｉk-の各画素の信号強度をｇk-とし、前記第２の信号強度画像ｉk+の各画素の信号強度をｇk+とし、比較係数を０＜ｗ＜１とするとき、ｇk+≧ｗ・ｇk-となるか否かを判定する判定手段と、
前記撮像手段と前記判定手段とにより前記時間Ｔkを変えながら前記撮像と前記判定とを繰り返して、各画素の信号強度が前記不等式を満たす最短時間Ｔkminを求め、その最短時間Ｔkminに基づいて灌流画像の各画素の画素値を決定する画素値決定手段とを具備したことを特徴とする超音波診断装置。Imaging means for imaging a first signal intensity image ik− of an ultrasonic echo with an ultrasonic beam capable of destroying bubbles existing as a contrast agent in the subject, and subsequently imaging a second signal intensity image ik + after a time Tk; ,
When the signal strength of each pixel of the first signal strength image ik− is gk−, the signal strength of each pixel of the second signal strength image ik + is gk +, and the comparison coefficient is 0 <w <1, determining means for determining whether or not gk + ≧ w · gk−;
The imaging unit and the determining unit repeat the imaging and the determination while changing the time Tk to obtain the shortest time Tkmin in which the signal intensity of each pixel satisfies the inequality, and the perfusion image based on the shortest time Tkmin. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a pixel value determining unit that determines a pixel value of each pixel.

請求項１に記載の超音波診断装置において、
前記撮像手段と前記判定手段とにより前記時間Ｔkを変えて前記撮像と前記判定とを行うときに、前記判定の後に前記超音波ビームを送波して前記気泡を破壊し、撮像対象となる前記被検体の臓器が正常なときに灌流が十分に行われる時間Ｔ0が経過した後に次の前記撮像と前記判定とを行うことを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1,
When performing the imaging and the determination by changing the time Tk by the imaging unit and the determination unit, the ultrasonic beam is transmitted after the determination to destroy the bubbles, and the imaging target An ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that the next imaging and determination are performed after a time T0 when sufficient perfusion is performed when the organ of the subject is normal.

請求項１又は請求項２に記載の超音波診断装置において、
前記第１の信号強度画像ｉk-を撮像した後に前記第２の信号強度画像ｉk+を撮像する時間Ｔkについて、第１回目の撮像から第k回目の撮像を経て最終回である第e回目の撮像に対応して時間Ｔ1から時間Ｔkを経て時間Ｔeまでが１テーブルとして定められており、前記１テーブルとしての時間Ｔkを複数種類備えており、撮像対象となる前記被検体の臓器に合わせて前記複数種類の中から１つの前記時間Ｔkのテーブルが選択されることを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1 or 2,
With respect to a time Tk for capturing the second signal intensity image ik + after capturing the first signal intensity image ik−, the e-th imaging that is the final time from the first imaging to the kth imaging. Are defined as one table from time T1 through time Tk to time Te, and a plurality of types of time Tk as the one table are provided, and the time Tk is adjusted according to the organ of the subject to be imaged. An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein one table of the time Tk is selected from a plurality of types.

請求項１から請求項３までのいずれかに記載の超音波診断装置において、
前記画素値決定手段が求めた最短時間Ｔkminに基づいて灌流画像の各画素の色を決定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 3,
An ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that the color of each pixel of a perfusion image is determined based on the shortest time Tkmin obtained by the pixel value determining means.

請求項１から請求項４までのいずれかに記載の超音波診断装置において、
前記撮像手段は、実質的に灌流がされない程度に前記時間Ｔkを短くして信号強度画像ｉk+’を撮像し、
前記画素値決定手段は、前記信号強度画像ｉk+’の各画素の画素値と前記灌流画像の各画素の画素値とに基づいて前記灌流画像の各画素の表示値を決定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,
The imaging means captures the signal intensity image ik + ′ by shortening the time Tk to such an extent that the perfusion is not substantially performed.
The pixel value determining means determines a display value of each pixel of the perfusion image based on a pixel value of each pixel of the signal intensity image ik + ′ and a pixel value of each pixel of the perfusion image. Ultrasonic diagnostic equipment.

請求項１から請求項５までのいずれかに記載の超音波診断装置において、
位置の異なる複数灌流画像を基に灌流３次元画像を生成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 5,
An ultrasonic diagnostic apparatus that generates a perfusion three-dimensional image based on a plurality of perfusion images at different positions.