JP4938289B2 - Ultrasonic analyzer - Google Patents
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Description
本発明は、超音波を送受波することによって得られる組織データを解析する超音波解析装置に関する。 The present invention relates to an ultrasonic analysis apparatus that analyzes tissue data obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves.
超音波を利用した生体の内部計測は、臓器などの構造や運動をリアルタイムに観測することができ、且つ、非侵襲的な計測であることなどから、医療診断の分野において非常に有効な診断手法となっている。さらに近年では、超音波を利用して臓器の構造や運動を観測することに加え、臓器などから得られた超音波エコー信号に対して、カオス解析をベースとした解析を行い、臓器の性状を反映させた特徴量を抽出する技術なども提案されている（特許文献１，２参照）。カオス解析をベースとした解析では、解析の対象となる診断領域（関心領域）を解析内容などに応じて適切に設定することが望ましい。 The internal measurement of a living body using ultrasonic waves is a very effective diagnostic technique in the field of medical diagnosis because it can observe the structure and motion of organs in real time and is non-invasive measurement. It has become. Furthermore, in recent years, in addition to observing the structure and movement of organs using ultrasound, we have conducted analysis based on chaos analysis on ultrasound echo signals obtained from organs, etc. Techniques for extracting reflected feature amounts have also been proposed (see Patent Documents 1 and 2). In analysis based on chaos analysis, it is desirable to appropriately set a diagnosis region (region of interest) to be analyzed according to the analysis content.
超音波画像内に関心領域（ＲＯＩ）を設定する技術は従来から知られている。例えば、Ｍモード画像から各種の解析をするときの関心領域の位置は、操作者がマウスやトラックボールなどのポインティングデバイスを用いてＭモード画像上において手動で設定していた。このため操作が煩雑になり、あるいは操作者ごとの設定場所のばらつきなどが問題となっていた。 A technique for setting a region of interest (ROI) in an ultrasound image is conventionally known. For example, the position of the region of interest when performing various types of analysis from an M-mode image has been manually set on the M-mode image using a pointing device such as a mouse or a trackball. For this reason, the operation becomes complicated, or variations in setting locations for each operator have become problems.
また、ポインティングデバイスで関心領域を設定するときに、カーソルの移動速度が速いとすばやく移動できるが細かい微調整ができず、逆にカーソルの移動速度が遅いと微調整はできるが移動がすばやくできないため、操作者の作業効率が良くないといった問題がある。 Also, when setting the region of interest with a pointing device, if the cursor movement speed is fast, it can move quickly, but fine fine adjustment is not possible. Conversely, if the cursor movement speed is slow, fine adjustment can be made but movement cannot be done quickly. There is a problem that the work efficiency of the operator is not good.
こうした背景において、超音波画像内に関心領域や計測点などを設定するための技術が従来から提案されている。 In such a background, techniques for setting a region of interest, a measurement point, and the like in an ultrasonic image have been conventionally proposed.
例えば、特許文献３には、Ｍモード画像上に計測点を自動設定する方法が提案されている。これによると、心電波形に含まれるＲ波やＰ波の位置で時相を自動検出し、深さ方向の輝度情報から境界位置を検出している。具体的には、輝度パターンが連続する部分は同一組織と判断し、輝度が変化する位置を組織の境界と判断している。上手く設定できない場合には、手動設定も可能としている。 For example, Patent Document 3 proposes a method for automatically setting measurement points on an M-mode image. According to this, the time phase is automatically detected at the position of the R wave or P wave included in the electrocardiogram waveform, and the boundary position is detected from the luminance information in the depth direction. Specifically, the portion where the luminance pattern continues is determined as the same tissue, and the position where the luminance changes is determined as the tissue boundary. If it cannot be set well, manual setting is also possible.
このように、特許文献３に記載の技術では、境界の検出に輝度の変化を用いているが、例えば、心膜脂肪などによって境界の検出が困難な場合も想定される。その場合、特許文献３に記載の技術では、手動設定できるようにしているが、これだと設定の煩雑さは改善されない。 As described above, in the technique described in Patent Document 3, a change in luminance is used to detect a boundary. However, for example, it may be difficult to detect a boundary due to pericardial fat or the like. In this case, the technique described in Patent Document 3 allows manual setting, but this does not improve the complexity of the setting.
また、特許文献４には、ポインティングデバイスによる移動量を小さくしたときに、カーソルの移動量も通常より小さくしてサブピクセル精度の移動を可能にする旨の技術が記載されている。このように、特許文献４に記載の技術では、カーソル移動量をポインティングデバイスの移動量で制御しているが、ポインティングデバイスの操作に不慣れだと、意図した動作をさせるのが難しくなることもあり得る。 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-151867 describes a technique for enabling movement with sub-pixel accuracy by reducing the amount of movement of the cursor when the amount of movement by the pointing device is reduced. As described above, in the technique described in Patent Document 4, the cursor movement amount is controlled by the movement amount of the pointing device. However, if the user is not familiar with the operation of the pointing device, it may be difficult to perform the intended operation. obtain.
本発明は、上述のような背景において成されたものであり、その目的は、解析領域の設定を容易にする技術を提供することにある。 The present invention has been made in the background as described above, and an object thereof is to provide a technique for facilitating setting of an analysis region.
上記目的を達成するために、本発明の好適な態様である超音波解析装置は、対象組織を含む空間内に超音波を送受波することによって得られる組織データを解析する超音波解析装置において、対象組織の超音波画像内に解析領域を設定する解析領域設定部と、設定された解析領域内の画像に対応した組織データを解析するデータ解析部と、を有し、前記解析領域設定部は、超音波画像内の輝度値の極値に基づいて解析領域の端点となる候補を抽出し、抽出した候補から選択される端点に基づいて解析領域を設定する、ことを特徴とする。 In order to achieve the above object, an ultrasonic analysis apparatus according to a preferred embodiment of the present invention is an ultrasonic analysis apparatus that analyzes tissue data obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves in a space including a target tissue. An analysis region setting unit that sets an analysis region in an ultrasonic image of a target tissue; and a data analysis unit that analyzes tissue data corresponding to an image in the set analysis region, the analysis region setting unit A candidate for an end point of the analysis region is extracted based on the extreme value of the luminance value in the ultrasonic image, and the analysis region is set based on the end point selected from the extracted candidate.
上記構成において、超音波解析装置は、例えば、超音波診断装置内に組み込まれて超音波診断装置の一つの機能として実現できる。また、超音波診断装置で得られた組織データをコンピュータなどによって解析するシステム構成において、そのコンピュータを超音波解析装置として機能させる形態でもよい。上記構成によれば、超音波画像内の輝度値の極値に基づいて解析領域の端点となる候補が抽出される。そして、例えば、検査者などがその候補の中から所望の端点を選択すればよいため解析領域の設定が容易になる。 In the above-described configuration, the ultrasonic analysis apparatus can be realized as one function of the ultrasonic diagnostic apparatus by being incorporated in the ultrasonic diagnostic apparatus, for example. Further, in a system configuration in which tissue data obtained by the ultrasonic diagnostic apparatus is analyzed by a computer or the like, the computer may function as an ultrasonic analysis apparatus. According to the above configuration, candidates that are end points of the analysis region are extracted based on the extreme values of the luminance values in the ultrasonic image. Then, for example, since an inspector or the like may select a desired end point from the candidates, setting of the analysis region is facilitated.
望ましい態様において、前記解析領域設定部は、超音波画像内の輝度値の極値から得られる隣接する極値間の変化量に基づいて前記端点の候補を抽出することを特徴とする。望ましい態様において、前記解析領域設定部は、前記変化量が所定量よりも大きい極値間から得られる組織境界の候補を前記端点の候補とし、これにより、対象組織の組織境界に対応した端点に基づいて解析領域が設定されることを特徴とする。 In a preferred aspect, the analysis region setting unit extracts the end point candidates based on an amount of change between adjacent extreme values obtained from the extreme values of luminance values in the ultrasonic image. In a preferred aspect, the analysis region setting unit sets a tissue boundary candidate obtained from an extreme value where the amount of change is greater than a predetermined amount as the end point candidate, thereby setting the end point corresponding to the tissue boundary of the target tissue. An analysis region is set on the basis of this.
望ましい態様において、前記超音波画像はＭモード画像であり、前記解析領域設定部は、Ｍモード画像内の輝度値の極値に基づいてＭモード画像の深さ軸上における端点の候補を抽出し、さらに、抽出した候補から選択される深さ軸上の端点と、対象組織の生体信号から得られる特徴時相に基づいてＭモード画像の時間軸上に設定される時相位置と、に基づいて、Ｍモード画像内に二次元の解析領域を設定する、ことを特徴とする。 In a preferred aspect, the ultrasound image is an M-mode image, and the analysis region setting unit extracts end point candidates on the depth axis of the M-mode image based on an extreme value of a luminance value in the M-mode image. Further, based on the end point on the depth axis selected from the extracted candidates and the time phase position set on the time axis of the M-mode image based on the characteristic time phase obtained from the biological signal of the target tissue A two-dimensional analysis region is set in the M-mode image.
望ましい態様において、前記Ｍモード画像の時間軸上に設定される時相位置は、Ｍモード画像上において時間軸方向に移動するカーソルによって設定され、当該カーソルは時間軸上における前記特徴時相からの距離に応じて移動速度を調整されることを特徴とする。 In a preferred aspect, the time phase position set on the time axis of the M mode image is set by a cursor moving in the time axis direction on the M mode image, and the cursor is set from the characteristic time phase on the time axis. The moving speed is adjusted according to the distance.
本発明により、解析領域の設定が容易になる。また、本発明の好適な態様として、例えば、対象組織の組織境界に対応した解析領域を設定する装置を実現することもできる。この態様により、カオス解析などをベースとした解析を行う際に、対象組織の組織境界を避けて、対象組織の組織内部から適切な組織データを抽出することが可能になる。 According to the present invention, setting of an analysis region is facilitated. As a preferred aspect of the present invention, for example, an apparatus for setting an analysis region corresponding to the tissue boundary of the target tissue can be realized. According to this aspect, it is possible to extract appropriate tissue data from the inside of the target tissue while avoiding the tissue boundary of the target tissue when performing analysis based on chaos analysis or the like.
以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。 DESCRIPTION OF EXEMPLARY EMBODIMENTS Hereinafter, preferred embodiments of the invention will be described with reference to the drawings.
図１には、本発明に係る超音波解析装置の好適な実施形態が示されており、図１は、超音波解析装置としての機能を備えた超音波診断装置の全体構成を示すブロック図である。 FIG. 1 shows a preferred embodiment of an ultrasonic analysis apparatus according to the present invention, and FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus having a function as an ultrasonic analysis apparatus. is there.
プローブ１０１は、超音波を送受波する超音波探触子である。このプローブ１０１は、複数の振動素子からなるアレイ振動子を有しており、複数の振動素子が電子的に制御されることによって指向性を備えた超音波ビームが形成される。さらに、複数の振動素子が電子的に制御されることによって超音波ビームの方向が変更され、対象組織を含む空間内において超音波ビームが走査される。検査者は超音波ビームが被検者の対象組織を捉えるようにプローブ１０１を被検者に当接する。対象組織は、例えば心臓である。心臓の診断を行う場合、プローブ１０１は、例えば、被検者の胸部に当接される。 The probe 101 is an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves. The probe 101 has an array transducer composed of a plurality of vibration elements, and an ultrasonic beam having directivity is formed by electronically controlling the plurality of vibration elements. Further, the direction of the ultrasonic beam is changed by electronically controlling the plurality of vibration elements, and the ultrasonic beam is scanned in the space including the target tissue. The examiner brings the probe 101 into contact with the subject so that the ultrasonic beam captures the subject tissue of the subject. The target tissue is, for example, the heart. When performing a heart diagnosis, for example, the probe 101 is brought into contact with the chest of the subject.
送受信部１０２は、振動子アレイに含まれる各振動素子ごとに遅延制御された送信パルスをプローブ１０１へ出力する。振動素子ごとの遅延量は、送波される超音波が指向性を備えたビームを形成するように制御され、また、形成されるビームの方向に応じて制御される。さらに送受信部１０２は、プローブ１０１から得られる各振動素子ごとの受信信号を整相加算する。受信信号はアナログ信号からデジタル信号に変換され、超音波ビームの方向に沿ったＲＦ信号データが形成されて信号処理部１０３などへ出力される。 The transmission / reception unit 102 outputs to the probe 101 a transmission pulse that is delay-controlled for each vibration element included in the transducer array. The delay amount for each vibration element is controlled so that the transmitted ultrasonic wave forms a beam having directivity, and is controlled according to the direction of the formed beam. Further, the transmission / reception unit 102 performs phasing addition on the reception signal for each vibration element obtained from the probe 101. The received signal is converted from an analog signal to a digital signal, and RF signal data along the direction of the ultrasonic beam is formed and output to the signal processing unit 103 and the like.
信号処理部１０３は、送受信部１０２から得られるＲＦ信号データに対して検波処理を施し、検波処理されたエコーデータ列を形成する。また、後段の画像形成部１０６において形成される超音波画像の種類に応じて、検波処理されたエコーデータ列から輝度値を抽出する処理や、ドプラ情報を抽出する処理などを施す。 The signal processing unit 103 performs a detection process on the RF signal data obtained from the transmission / reception unit 102 to form an echo data string subjected to the detection process. Further, processing for extracting a luminance value from the echo data string subjected to detection processing, processing for extracting Doppler information, and the like are performed in accordance with the type of ultrasonic image formed in the subsequent image forming unit 106.
画像形成部１０６は、診断に応じた超音波画像を形成する。超音波画像としては、Ｍモード画像、Ｂモード画像、ドプラ画像などを挙げることができる。本実施形態において、画像形成部１０６は、少なくともＭモード画像を形成する機能を備えている。また、画像形成部１０６は、生体信号検出部１０５から出力される生体信号データに基づいて、生体信号波形画像を形成する。そして、画像形成部１０６で形成された画像がモニタ１０７に表示される。 The image forming unit 106 forms an ultrasonic image corresponding to the diagnosis. Examples of the ultrasound image include an M mode image, a B mode image, and a Doppler image. In the present embodiment, the image forming unit 106 has at least a function of forming an M mode image. The image forming unit 106 forms a biological signal waveform image based on the biological signal data output from the biological signal detecting unit 105. Then, the image formed by the image forming unit 106 is displayed on the monitor 107.
生体信号は、生体ユニット１０４を介して被検者から得られる信号であり、例えば、心臓の心拍運動を反映させた心電波形である。生体信号検出部１０５は、心電波形からＲ波などの特徴時相を検出し、また、心電波形の波形データ（生体信号データ）を出力する。 The biological signal is a signal obtained from the subject via the biological unit 104, and is, for example, an electrocardiographic waveform reflecting the heart beat motion of the heart. The biological signal detection unit 105 detects a characteristic time phase such as an R wave from the electrocardiogram waveform, and outputs waveform data (biological signal data) of the electrocardiogram waveform.
生体信号検出部１０５から出力される生体信号データは、画像形成部１０６へ供給されると共に、メモリ１０８へ記憶される。メモリ１０８には、送受信部１０２から出力されるＲＦ信号データ、画像形成部１０６において形成される超音波画像の画像データも記憶される。 The biological signal data output from the biological signal detection unit 105 is supplied to the image forming unit 106 and stored in the memory 108. The memory 108 also stores RF signal data output from the transmission / reception unit 102 and image data of an ultrasonic image formed in the image forming unit 106.
本実施形態では、メモリ１０８に記憶された各種データに基づいて心臓から得られる組織データが解析される。解析の際には、対象組織である心臓に対して解析領域となる関心領域（ＲＯＩ）が設定され、設定された関心領域内の組織データが解析される。関心領域の設定は、主に、ＲＯＩ設定部１１１によって実行され、組織データの解析は組織データ解析部１１０によって実行される。また、設定された関心領域や組織データの解析結果などが解析画像形成部１１３によって画像化されてモニタ１０７に表示される。組織データの解析結果などは外部記憶装置１０９に記憶されてもよい。 In the present embodiment, tissue data obtained from the heart is analyzed based on various data stored in the memory 108. At the time of analysis, a region of interest (ROI) serving as an analysis region is set for the heart that is the target tissue, and tissue data in the set region of interest is analyzed. The region of interest is set mainly by the ROI setting unit 111, and the analysis of the tissue data is executed by the tissue data analysis unit 110. The set region of interest and the analysis result of the tissue data are imaged by the analysis image forming unit 113 and displayed on the monitor 107. The analysis result of the tissue data or the like may be stored in the external storage device 109.
操作パネル１１２は、トラックボールやキーボードやタッチパネルなどの入力デバイスである。検査者は、この操作パネル１１２を介して本実施形態の超音波診断装置の各種設定を行い、本超音波診断装置は検査者によって設定されたモードなどに応じて動作する。 The operation panel 112 is an input device such as a trackball, a keyboard, or a touch panel. The inspector performs various settings of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment via the operation panel 112, and the ultrasonic diagnostic apparatus operates according to the mode set by the inspector.
図２は、本実施形態の超音波診断装置による組織データの解析に関する処理を説明するためのフローチャートである。以下、図２のフローチャートの各ステップごとに処理内容を説明する。なお、既に図１に示した部分には、図１の符号を付して説明する。 FIG. 2 is a flowchart for explaining processing relating to analysis of tissue data by the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment. Hereinafter, processing contents will be described for each step of the flowchart of FIG. In addition, the part already shown in FIG. 1 is attached | subjected and demonstrated with the code | symbol of FIG.
Ｓ２０１では、Ｍモード画像と心電波形がモニタ１０７に表示される。つまり、検査者は操作パネル１１２を介して本超音波診断装置を操作してＭモード画像のモードで動作させる。そして、画像形成部１０６で形成されたＭモード画像がモニタ１０７に表示される。また、生体信号検出部１０５を介して得られる生体信号データに基づいて、生体信号波形（心電波形）形成され、Ｍモード画像と共にモニタ１０７に表示される。モニタ１０７に表示されるＭモード画像と心電波形は、例えば、後述する図３に示す表示態様となる。 In S201, the M mode image and the electrocardiogram waveform are displayed on the monitor 107. That is, the examiner operates the ultrasonic diagnostic apparatus via the operation panel 112 to operate in the mode of the M mode image. Then, the M mode image formed by the image forming unit 106 is displayed on the monitor 107. Further, a biological signal waveform (electrocardiographic waveform) is formed based on the biological signal data obtained through the biological signal detection unit 105 and displayed on the monitor 107 together with the M mode image. The M mode image and the electrocardiographic waveform displayed on the monitor 107 have a display mode shown in FIG.
Ｓ２０２とＳ２０３では、解析対象となる組織データを抽出するための関心領域の設定が行われる。ＲＯＩ設定部１１１は、検査者の操作に応じて、Ｍモード画像上に関心領域（ＲＯＩ）を設定する。Ｓ２０２では、Ｍモード画像上の時間軸上に関心領域を設定するための時相位置が選択され、また、Ｓ２０３では、Ｍモード画像上の深さ軸上に関心領域を設定するため深さ位置が選択される。こうして、時間軸上における位置と深さ軸上における位置が特定されて、Ｍモード画像上に二次元の関心領域が設定される。なお、関心領域の設定については、後に図３から図６を利用して詳述する。 In S202 and S203, a region of interest is set for extracting tissue data to be analyzed. The ROI setting unit 111 sets a region of interest (ROI) on the M mode image in accordance with the operation of the examiner. In S202, a time phase position for setting a region of interest on the time axis on the M-mode image is selected, and in S203, a depth position for setting the region of interest on the depth axis on the M-mode image. Is selected. Thus, the position on the time axis and the position on the depth axis are specified, and a two-dimensional region of interest is set on the M-mode image. The setting of the region of interest will be described in detail later with reference to FIGS.
Ｓ２０４では、関心領域内の画像に対応した組織データに対して解析処理が実行される。つまり、組織データ解析部１１０は、ＲＯＩ設定部１１１によって設定された関心領域内の画像データ、または、関心領域内の画像データに対応したＲＦ信号データに対して、解析処理を実行する。 In S204, analysis processing is performed on tissue data corresponding to an image in the region of interest. That is, the tissue data analysis unit 110 performs an analysis process on the image data in the region of interest set by the ROI setting unit 111 or the RF signal data corresponding to the image data in the region of interest.
組織データ解析部１１０によって実行される解析処理の一例が、前述の特許文献２に詳述されるカオス解析である。カオス解析を行う場合には、例えば、設定された関心領域内において、各ビームごとつまりＭモード画像の時間軸上の各時相ごとの組織データ（画像データまたはＲＦ信号データ）が、複数ビームに亘って繋ぎ合わされて組織データ列が構成され、その組織データ列に対してカオス解析が実行される。そして、組織データ列に対してカオス解析を実行することによって、対象組織の性状を反映させた特徴量などが算出される。なお、組織データ解析部１１０は、カオス解析以外の解析を実行してもよい。 An example of analysis processing executed by the tissue data analysis unit 110 is chaos analysis described in detail in Patent Document 2 described above. When performing chaos analysis, for example, tissue data (image data or RF signal data) for each beam, that is, for each time phase on the time axis of the M-mode image, in a set region of interest. The organization data string is formed by being connected to each other, and the chaos analysis is performed on the organization data string. Then, by performing chaos analysis on the organization data string, a feature amount reflecting the properties of the target organization is calculated. Note that the tissue data analysis unit 110 may perform analysis other than chaos analysis.
Ｓ２０５では、解析結果として得られた特徴量などがモニタ１０７に表示され、また、解析結果が外部記憶装置１０９に記憶される。 In S205, the feature amount obtained as an analysis result is displayed on the monitor 107, and the analysis result is stored in the external storage device 109.
次に、本実施形態における関心領域の設定処理について、図３から図６を利用して説明する。なお、既に図１に示した部分には、以下においても図１の符号を付して説明する。 Next, the region of interest setting process in the present embodiment will be described with reference to FIGS. The parts already shown in FIG. 1 will be described below with the reference numerals in FIG.
図３は、関心領域の時相位置の設定を説明するための図であり、時相位置を設定する際にモニタ１０７に表示される表示画面を示している。検査者は、組織データの解析を行う場合、まず操作パネル１１２を介してＭモード画像３０１と心電波形３０２をモニタ１０７に表示させる。 FIG. 3 is a diagram for explaining the setting of the time phase position of the region of interest, and shows a display screen displayed on the monitor 107 when setting the time phase position. When analyzing the tissue data, the examiner first displays the M mode image 301 and the electrocardiographic waveform 302 on the monitor 107 via the operation panel 112.
Ｍモード画像３０１は、横軸を時間軸、縦軸を深さ軸としている。本実施形態の対象組織は、例えば心臓である。図３のＭモード画像３０１は、心臓の心室中隔３２０と左室後壁３３０を貫く超音波ビームによって形成された画像を示している。また、Ｍモード画像３０１の直下に心電波形３０２が表示されている。 The M mode image 301 has a horizontal axis as a time axis and a vertical axis as a depth axis. The target tissue of this embodiment is, for example, the heart. An M-mode image 301 in FIG. 3 shows an image formed by an ultrasonic beam passing through the ventricular septum 320 and the left ventricular rear wall 330 of the heart. In addition, an electrocardiographic waveform 302 is displayed immediately below the M mode image 301.
関心領域の設定は、Ｍモード画像３０１の時間軸上における時相選択から行われる。本実施形態では、心臓の拡張末期と収縮末期の各々に対応した関心領域が設定される。一般に、心電波形３０２のＲ波は、心臓の拡張末期の時相に対応する。このため、時相選択は心電波形３０２に含まれるＲ波を基準に設定される。 The region of interest is set from time phase selection on the time axis of the M mode image 301. In the present embodiment, regions of interest corresponding to the end diastole and end systole of the heart are set. In general, the R wave of the electrocardiographic waveform 302 corresponds to the time phase at the end diastole of the heart. Therefore, the time phase selection is set based on the R wave included in the electrocardiogram waveform 302.
心電波形のＲ波の時相は、生体信号検出部１０５において検出される。そしてＭモード画像３０１の時間軸上におけるＲ波の時相の位置に拡張末期カーソル３１０が初期表示される。検査者は、操作パネル１１２を利用して拡張末期カーソル３１０をＭモード画像３０１の時間軸方向に移動させることができ、所望の位置に拡張末期カーソル３１０を移動させてから時相決定操作を行うことで、拡張末期の時相が決定される。もちろん、初期表示された拡張末期カーソル３１０の位置で問題が無ければ、カーソルの移動を行う必要はない。 The biological signal detection unit 105 detects the time phase of the R wave of the electrocardiogram waveform. Then, the end diastole cursor 310 is initially displayed at the position of the time phase of the R wave on the time axis of the M mode image 301. The inspector can move the end diastole cursor 310 in the time axis direction of the M-mode image 301 using the operation panel 112, and performs the time phase determination operation after moving the end diastole cursor 310 to a desired position. As a result, the time phase of the end diastole is determined. Of course, if there is no problem at the position of the initially displayed end diastole cursor 310, it is not necessary to move the cursor.
また、Ｍモード画像３０１には収縮末期カーソル３１１も表示される。収縮末期カーソル３１１は、例えば、Ｒ波の時相から予め設定された時間だけ離れた位置に初期表示される。あるいは、心電波形３０２に含まれるＴ波などを利用して収縮末期カーソル３１１の初期表示位置を設定してもよい。収縮末期カーソル３１１についても、検査者は、操作パネル１１２を利用してＭモード画像３０１の時間軸方向に移動させることができ、所望の位置に収縮末期カーソル３１１を移動させてから時相決定操作を行うことで、収縮末期の時相が決定される。 The M-mode image 301 also displays an end systolic cursor 311. For example, the end systolic cursor 311 is initially displayed at a position away from the time phase of the R wave by a preset time. Alternatively, the initial display position of the end systolic cursor 311 may be set using a T wave included in the electrocardiogram waveform 302 or the like. The inspector can also move the end systolic cursor 311 in the time axis direction of the M-mode image 301 using the operation panel 112. After the end systolic cursor 311 is moved to a desired position, the time phase determination operation is performed. To determine the time phase of the end systole.
なお、収縮末期カーソル３１１の初期位置は、拡張末期カーソル３１０の初期位置と同じ位置であってもよい。また、図３においては、拡張末期カーソル３１０と収縮末期カーソル３１１が共に破線で示されているが、例えば、現在操作できる方のカーソルを実線で表示してもよい。 The initial position of the end systolic cursor 311 may be the same position as the initial position of the end diastole cursor 310. In FIG. 3, both the end diastole cursor 310 and the end systole cursor 311 are indicated by broken lines. For example, the cursor that can be operated at present may be displayed by a solid line.
このように、Ｍモード画像３０１上に表示される拡張末期カーソル３１０と収縮末期カーソル３１１を利用して、拡張末期と収縮末期の各々の時相位置が決定される。本実施形態では、検査者が容易に時相設定できるように、これら二つのカーソルの各々の移動速度が調整される。 As described above, using the end diastole cursor 310 and the end systole cursor 311 displayed on the M-mode image 301, the time phase positions of the end diastole and the end systole are determined. In the present embodiment, the moving speed of each of these two cursors is adjusted so that the examiner can easily set the time phase.
図４は、時相位置の設定手順を説明するためのフローチャートである。図４（Ａ）（Ｂ）は共に、拡張末期または収縮末期の時相位置を決定する際の設定手順を示している。まず、図４（Ａ）のフローチャートについて説明する。 FIG. 4 is a flowchart for explaining the procedure for setting the time phase position. FIGS. 4A and 4B both show a setting procedure for determining the time phase position of the end diastole or the end systole. First, the flowchart of FIG. 4A will be described.
時相選択処理に入ると、Ｓ４０１では、最初に通常速度でカーソル移動できる状態になる。つまり、拡張末期カーソルと収縮末期カーソルのうちの現在操作できる方のカーソルが、検査者の移動操作に応じて、予め設定された通常速度で移動する。 When the time phase selection process is entered, in S401, the cursor can be moved at a normal speed first. That is, of the end diastole cursor and the end systole cursor, the cursor that can be operated at present moves at a preset normal speed in accordance with the movement operation of the examiner.
カーソルを移動させると、Ｓ４０２では、Ｒ波またはＴ波の近傍かどうかの判定が行われる。つまり、拡張末期を設定する際にはＲ波の近傍かどうかの判定が行われ、一方、収縮末期を設定する際にはＴ波の近傍かどうかの判定が行われる。Ｒ波またはＴ波の近傍条件は、それぞれの特徴時相（極値）から、例えば、対象組織が人の心臓であれば−１００ｍｓから＋１００ｍｓなどとする。 When the cursor is moved, in S402, it is determined whether or not it is in the vicinity of the R wave or the T wave. That is, when setting the end diastole, it is determined whether or not it is in the vicinity of the R wave, and when setting the end systole, it is determined whether or not it is in the vicinity of the T wave. The near condition of the R wave or the T wave is determined from each characteristic time phase (extreme value), for example, from −100 ms to +100 ms if the target tissue is a human heart.
Ｓ４０２において近傍ではないと判断されると、Ｓ４０１に戻って通常速度での移動が継続される。一方、Ｓ４０２において近傍であると判断されると、Ｓ４０３で、カーソルの移動速度が通常速度よりも遅いスロー速度に変更される。Ｓ４０４では、検査者がスロー速度の状態でカーソルを動かし、望みの位置にカーソルが来たら操作パネル１１２を操作して位置を確定する。 If it is determined in S402 that it is not near, the process returns to S401 and the movement at the normal speed is continued. On the other hand, if it is determined in S402 that it is in the vicinity, the moving speed of the cursor is changed to a slow speed slower than the normal speed in S403. In S404, the inspector moves the cursor in the slow speed state, and when the cursor comes to a desired position, the operation panel 112 is operated to determine the position.
このように、Ｒ波またはＴ波の近傍までは、通常速度でカーソルを迅速に移動させることができ、そして、Ｒ波またはＴ波の近傍になると、通常速度よりも遅いスロー速度に変更され、カーソルの微調整（微小移動）が容易になる。なお、近傍条件や通常速度やスロー速度は別途変更できるようにしてもよい。 In this way, the cursor can be quickly moved at a normal speed to the vicinity of the R wave or T wave, and when it is in the vicinity of the R wave or the T wave, the slow speed is changed to a slower speed than the normal speed. Fine adjustment (small movement) of the cursor becomes easy. The proximity condition, normal speed, and slow speed may be changed separately.
図４（Ｂ）は、移動速度の変更条件がＲ波やＴ波の近傍ではなく、操作パネル１１２を操作して操作者が変更させる場合のフローチャートである。図４（Ａ）のフローチャートとの相違は、Ｓ４０２に換えてＳ４０５を利用している点である。 FIG. 4B is a flowchart when the change condition of the moving speed is not in the vicinity of the R wave or the T wave but is changed by the operator by operating the operation panel 112. The difference from the flowchart of FIG. 4A is that S405 is used instead of S402.
つまり、Ｓ４０１では、拡張末期カーソルと収縮末期カーソルのうちの現在操作できる方のカーソルが、検査者の移動操作に応じて、予め設定された通常速度で移動する。そして、Ｓ４０５では、操作者によって移動速度の変更動作が行われたか否かの判定が行われる。操作者は、例えば、操作パネル１１２に用意された速度変更ボタンを操作することによって、通常速度からスロー速度への変更を実現する。 That is, in S401, of the end diastole cursor and the end systole cursor, the cursor that can be operated currently moves at a preset normal speed in accordance with the movement operation of the examiner. In S405, it is determined whether or not the movement speed changing operation has been performed by the operator. For example, the operator changes the normal speed to the slow speed by operating a speed change button prepared on the operation panel 112.
スロー速度への速度変更操作が行われた場合には、Ｓ４０３で、カーソルの移動速度が通常速度よりも遅いスロー速度に変更され、Ｓ４０４では、検査者がスロー速度の状態でカーソルを動かし、望みの位置にカーソルが来たら操作パネル１１２を操作して位置を確定する。なお、Ｓ４０５では、段階的に速度を低下させる変更操作を実現してもよい。 When a speed change operation to the slow speed is performed, the moving speed of the cursor is changed to a slow speed slower than the normal speed in S403. In S404, the inspector moves the cursor in the slow speed state, and the desired speed is changed. When the cursor comes to the position of, the operation panel 112 is operated to determine the position. In S405, a change operation that decreases the speed stepwise may be realized.
図４を利用して説明したように、拡張末期および収縮末期の各々の時相位置が設定されると、それら各々の時相位置を基準として、関心領域の時間軸方向の大きさが設定される。時間軸方向の大きさは、例えば、各々の時相位置から数ライン分として決定される。つまり、例えば、拡張末期の時相から時間軸の進行方向に向かって１０ライン分のデータが選択され、また、収縮末期の時相からも時間軸の進行方向に向かって１０ライン分のデータが選択される。また、拡張末期や収縮末期の時相を中心として時間軸方向の前後に数ライン分のデータを選択するようにしてもよい。 As described with reference to FIG. 4, when the time phase positions of the end diastole and the end systole are set, the size of the region of interest in the time axis direction is set on the basis of each time phase position. The The size in the time axis direction is determined as, for example, several lines from each time phase position. That is, for example, 10 lines of data are selected from the time phase of the end diastole in the direction of the time axis, and 10 lines of data are also selected from the time phase of the end systole in the direction of the time axis. Selected. Further, data for several lines may be selected before and after the time axis direction around the time phase of the end diastole or the end systole.
以上のようにして、Ｍモード画像上の時間軸上に関心領域を設定するための時相位置が選択されると、次に、Ｍモード画像上の深さ軸上に関心領域を設定するため深さ位置が選択される。 When the time phase position for setting the region of interest on the time axis on the M mode image is selected as described above, the region of interest is then set on the depth axis on the M mode image. The depth position is selected.
図５は、関心領域の深さ位置の設定を説明するための図であり、深さ位置を設定する際にモニタ１０７に表示される表示画面を示している。関心領域の時相位置が決定されると、検査者は、操作パネル１１２を介してＭモード画像（図３の符号３０１）上で、心室中隔（図３の符号３２０）または左室後壁（図３の符号３３０）のいずれか一方について、拡張末期の時相部分または収縮末期の時相部分を拡大表示させる。 FIG. 5 is a diagram for explaining the setting of the depth position of the region of interest, and shows a display screen displayed on the monitor 107 when setting the depth position. When the time phase position of the region of interest is determined, the examiner can check the ventricular septum (reference numeral 320 in FIG. 3) or the left ventricular posterior wall on the M mode image (reference numeral 301 in FIG. 3) via the operation panel 112. For any one of (reference numeral 330 in FIG. 3), the time phase portion at the end diastole or the time phase portion at the end systole is enlarged and displayed.
本実施形態では、心室中隔の拡張末期に対応した関心領域、心室中隔の収縮末期に対応した関心領域、左室後壁の拡張末期に対応した関心領域、左室後壁の収縮末期に対応した関心領域、の合計４つの部分に関心領域を設定することができる。深さ位置を設定する際には、これら４つの部分のうち、操作者によって選択された部分が拡大表示される。 In this embodiment, the region of interest corresponding to the end diastole of the ventricular septum, the region of interest corresponding to the end systole of the ventricular septum, the region of interest corresponding to the end diastole of the left ventricular rear wall, and the end systole of the left ventricular rear wall Regions of interest can be set in a total of four parts, corresponding regions of interest. When the depth position is set, a portion selected by the operator among these four portions is enlarged and displayed.
図５（Ａ）は、拡大表示された心筋部分、例えば、心室中隔の拡張末期に対応した部分のＭモード画像の拡大表示５０１を示している。また、図５（Ｂ）は、設定された時相位置のラインに沿った輝度プロファイル５０２を示している。輝度プロファイル５０２は、Ｍモード画像の拡大表示５０１と同じく縦軸を深さ方向としている。また、輝度プロファイル５０２は、設定された時相位置のラインに沿った画素の輝度（輝度値）を横軸としている。 FIG. 5A shows an enlarged display 501 of the M mode image of the enlarged myocardial portion, for example, the portion corresponding to the end diastole of the ventricular septum. FIG. 5B shows a luminance profile 502 along the set time phase position line. In the luminance profile 502, the vertical axis is the depth direction, similar to the enlarged display 501 of the M-mode image. The luminance profile 502 has the horizontal axis of the luminance (luminance value) of the pixels along the set time phase position line.
輝度プロファイル５０２には、ＲＯＩ設定部１１１によって検出される輝度値の極値５２０が表示される。複数の極値５２０は、輝度値の極大値または極小値である。なお、図５（Ｂ）においては、極小値のみが示されている。検出された極値５２０の各々は、Ｍモード画像の拡大表示５０１上において対応する深さ位置に表示されて極値点列５１０を構成する。これら、検出された複数の極値５２０に基づいて、関心領域の深さ位置が設定される。 In the luminance profile 502, the extreme value 520 of the luminance value detected by the ROI setting unit 111 is displayed. The plurality of extreme values 520 are maximum or minimum values of luminance values. In FIG. 5B, only the minimum value is shown. Each detected extreme value 520 is displayed at a corresponding depth position on the enlarged display 501 of the M-mode image, and constitutes an extreme value point sequence 510. Based on the detected plurality of extreme values 520, the depth position of the region of interest is set.
組織データ解析部１１０においてカオス解析を行う場合には、極小値に基づいて関心領域を設定することが望ましい。一方、組織データ解析部１１０において心筋部分の距離計測などを行う場合には、極大値に基づいて関心領域を設定することが望ましい。このため、輝度プロファイル５０２には、データ解析の目的に応じて極大値または極小値が表示される。また、極大値と極小値の両方の極値が表示されてもよい。 When performing chaos analysis in the tissue data analysis unit 110, it is desirable to set a region of interest based on a local minimum value. On the other hand, when the tissue data analysis unit 110 measures the distance of the myocardial portion, it is desirable to set the region of interest based on the maximum value. Therefore, a maximum value or a minimum value is displayed on the luminance profile 502 according to the purpose of data analysis. Further, both extreme values and extreme values may be displayed.
検査者は、輝度プロファイル５０２に表示される極値のうちから、関心領域の深さ軸上における領域端点を選択する。カオス解析においては、関心領域内に組織境界が含まれないように、心筋組織の内部に関心領域が設定されることが望ましい。また、豊富な組織データを抽出するためには、心筋組織の内部においてできる限り大きな関心領域を設定することが望ましい。このため、検査者は、輝度プロファイル５０２とＭモード画像の拡大表示５０１を観察しながら、心筋組織と他組織の境界の最も近傍において心筋組織の内側に、関心領域の端点となる極値を選択する。その結果、例えば、図５（Ａ）と（Ｂ）とを結ぶ破線の位置における二つの極値が、関心領域の端点として選択される。 The inspector selects a region end point on the depth axis of the region of interest from the extreme values displayed in the luminance profile 502. In the chaos analysis, it is desirable that the region of interest is set inside the myocardial tissue so that the tissue boundary is not included in the region of interest. In order to extract abundant tissue data, it is desirable to set a region of interest as large as possible inside the myocardial tissue. Therefore, the examiner selects the extreme value that is the end point of the region of interest inside the myocardial tissue nearest to the boundary between the myocardial tissue and the other tissue while observing the luminance profile 502 and the enlarged display 501 of the M-mode image To do. As a result, for example, two extreme values at the position of the broken line connecting FIGS. 5A and 5B are selected as the end points of the region of interest.
また操作者が関心領域の端点をより簡便に選択できるように、ＲＯＩ設定部１１１は、輝度プロファイル５０２の変化量が大きい極値のみを端点の候補としてもよい。その際には、まず、輝度プロファイル５０２から、極大値および極小値を含む極値が検出され、深さが浅い方から順にＸi（ｉ＝１，２，３，・・・，Ｎ）とした極値列を構成する。つまり、ｉ＝１，２，３，・・・の順に極大値と極小値が交互に出現する極値列を構成する。 Further, the ROI setting unit 111 may use only extreme values having a large change amount of the luminance profile 502 as end point candidates so that the operator can more easily select the end points of the region of interest. In this case, first, extreme values including a maximum value and a minimum value are detected from the luminance profile 502, and X i (i = 1, 2, 3,..., N) in order from the shallowest depth. The extreme value sequence is configured. That is, an extreme value sequence in which the maximum value and the minimum value appear alternately in the order of i = 1, 2, 3,.
そして、所定の基準値εとの比較において、｜Ｘi−Ｘi+1｜＞ε（１）を満足する極値間（極大値と極小値の組）を抽出する。組織境界部分では、輝度の変化が激しいため、（１）式を満足する複数の極値間を抽出することにより、その中に組織境界に対応した部分が含まれることになる。なお、極大値のみを候補として抽出する場合には（１）式を満足する複数の極値間を抽出し、各極値間のうちの極大値の方を候補として表示する。また、極小値のみを候補として抽出する場合には（１）式を満足する複数の極値間を抽出し、各極値間のうちの極小値の方を候補として表示する。ちなみにεは経験的に決定される閾値であり、例えば、輝度レンジの５０パーセントなどに設定される。（１）式で輝度変化の大きい部分に候補を絞り込むことにより、関心領域の端点の設定がさらに容易になる。また、端点の候補が絞り込まれているため、操作者の相違にともなう端点設定のばらつきを小さくすることができる。 Then, in the comparison with the predetermined reference value ε, an extreme value (a set of local maximum value and local minimum value) that satisfies | X i −X i + 1 |> ε (1) is extracted. In the tissue boundary portion, the luminance changes drastically. Therefore, by extracting between a plurality of extreme values satisfying the expression (1), a portion corresponding to the tissue boundary is included therein. When only the maximum value is extracted as a candidate, a plurality of extreme values satisfying the expression (1) are extracted, and the maximum value among the extreme values is displayed as a candidate. When extracting only the minimum value as a candidate, a plurality of extreme values satisfying the expression (1) are extracted, and the minimum value among the extreme values is displayed as a candidate. Incidentally, ε is a threshold value determined empirically, and is set to 50% of the luminance range, for example. By narrowing down candidates to a portion where the luminance change is large in the equation (1), setting of the end point of the region of interest becomes easier. In addition, since the end point candidates are narrowed down, it is possible to reduce the end point setting variation due to the difference in operator.
図６は、深さ位置の設定手順を説明するためのフローチャートである。時相選択処理によって時相位置が設定されると、Ｓ６０１では、設定された時相位置で心筋部分がカーソルで指定される。つまり、検査者は、操作パネル１１２を介してＭモード画像（図３の符号３０１）上で、心室中隔の拡張末期に対応した関心領域、心室中隔の収縮末期に対応した関心領域、左室後壁の拡張末期に対応した関心領域、左室後壁の収縮末期に対応した関心領域、の４つの部分のうちのいずれかをカーソルで選択する。 FIG. 6 is a flowchart for explaining the depth position setting procedure. When the time phase position is set by the time phase selection process, in S601, the myocardial part is designated by the cursor at the set time phase position. That is, the examiner uses the operation panel 112 to display the region of interest corresponding to the end diastole of the ventricular septum, the region of interest corresponding to the end systole of the ventricular septum, The cursor is used to select one of four parts: a region of interest corresponding to the end diastole of the rear chamber wall and a region of interest corresponding to the end systole of the left rear chamber wall.
Ｓ６０２では、ＲＯＩ設定部１１１が、Ｓ６０１で指定された部分において、深さ方向に−３０ｍｍから＋３０ｍｍの区間（例えば、人の心臓の場合）で、輝度プロファイル（図５の符号５０２）に基づいて極値を検出して表示する。 In S602, the ROI setting unit 111 is based on the luminance profile (reference numeral 502 in FIG. 5) in a section (for example, in the case of a human heart) in the depth direction from −30 mm to +30 mm in the portion specified in S601. Detect and display extreme values.
Ｓ６０３では、関心領域の端点の個数（通常は深さ方向に２点を指定）のカウンタ（Ｐｏｉｎｔ）を０に設定する。Ｓ６０４では、検査者が操作パネル１１２を利用して、候補点の表示を移動させるなどして、輝度プロファイルに表示される複数の極値のうちから端点の候補を探す。そして、Ｓ６０５では、検査者が適切な候補点を関心領域の端点として設定する。 In step S603, the counter (Point) of the number of end points of the region of interest (usually, two points are specified in the depth direction) is set to zero. In S <b> 604, the examiner uses the operation panel 112 to move the display of candidate points, and searches for end point candidates from among a plurality of extreme values displayed in the luminance profile. In step S605, the examiner sets an appropriate candidate point as the end point of the region of interest.
端点が設定されると、Ｓ６０６では、Ｐｏｉｎｔカウントを１つ加算する。Ｓ６０７では、そのＰｏｉｎｔカウントが確認され、Ｐｏｉｎｔカウントが２ではない場合、Ｓ６０４に戻ってさらに端点が設定される。一方、Ｐｏｉｎｔカウントが２の場合、深さ方向に２点の端点を設定したことになるので設定操作を終了させる。 When the end point is set, one point count is added at S606. In S607, the Point count is confirmed. If the Point count is not 2, the process returns to S604 to further set an end point. On the other hand, when the Point count is 2, since two end points are set in the depth direction, the setting operation is terminated.
このようにして、例えば、心室中隔の拡張末期に対応した関心領域の深さ軸上における端点として、心室中隔の組織内部に２つの端点が設定される。そして、設定された２つの端点の間の組織データ（ＲＦ信号データまたは画像データ）の全てのデータが解析対象として抽出される。あるいは、全てのデータのうちの任意のいくつかのデータのみを解析対象としてもよい。 In this way, for example, two end points are set inside the tissue of the ventricular septum as end points on the depth axis of the region of interest corresponding to the end diastole of the ventricular septum. Then, all the data of the tissue data (RF signal data or image data) between the set two end points is extracted as an analysis target. Alternatively, only some arbitrary data among all data may be analyzed.
以上説明したように、本実施形態では、図３および図４を利用して説明した手法によってＭモード画像の時間軸上における関心領域の時相位置が設定され、また、図５および図６を利用して説明した手法によってＭモード画像の深さ軸上における関心領域の端点が設定される。ＲＯＩ設定部１１１は、時間軸上における時相位置と深さ軸上における端点とに基づいて、Ｍモード画像上に二次元の関心領域を設定する。そして、組織データ解析部１１０は、設定された関心領域内の画像に対応した組織データを解析する。 As described above, in this embodiment, the time phase position of the region of interest on the time axis of the M-mode image is set by the method described with reference to FIGS. 3 and 4, and FIGS. The end point of the region of interest on the depth axis of the M-mode image is set by the method described using the method. The ROI setting unit 111 sets a two-dimensional region of interest on the M-mode image based on the time phase position on the time axis and the end point on the depth axis. Then, the tissue data analysis unit 110 analyzes the tissue data corresponding to the image in the set region of interest.
図７は、組織データの解析結果についての表示画面を説明するための図である。解析結果を示す解析結果表示７００は、解析画像形成部１１３によって形成される。解析結果表示７００には、Ｍモード画像７０１、心電波形７０２、輝度プロファイル７０３およびカオス解析結果７０４が含まれている。Ｍモード画像７０１上には、拡張末期の時相位置を示すカーソル７１０と収縮末期の時相位置を示すカーソル７１１が表示される。また、心室中隔の拡張末期に対応した関心領域、心室中隔の収縮末期に対応した関心領域、左室後壁の拡張末期に対応した関心領域、左室後壁の収縮末期に対応した関心領域、の４つの関心領域（ＲＯＩ７２０）が表示されている。なお、各ＲＯＩ７２０は、関心領域の端点と、端点に基づいて設定された領域とを区別した表示態様で表示されてもよい。また、カオス解析結果７０４には、カオス解析の結果として得られた複数のカオス指標値が表示される。なお、図７に示す解析結果表示７００は、あくまでも一例に過ぎず、例えば、解析項目や検査者の好み等に応じて表示態様を変化させてもよいことは言うまでもない。 FIG. 7 is a diagram for explaining a display screen for the analysis result of the tissue data. An analysis result display 700 indicating the analysis result is formed by the analysis image forming unit 113. The analysis result display 700 includes an M mode image 701, an electrocardiogram waveform 702, a luminance profile 703, and a chaos analysis result 704. On the M mode image 701, a cursor 710 indicating a time phase position at the end diastole and a cursor 711 indicating a time phase position at the end systole are displayed. The region of interest corresponding to the end diastole of the ventricular septum, the region of interest corresponding to the end systole of the ventricular septum, the region of interest corresponding to the end diastole of the left ventricular wall, and the interest corresponding to the end systole of the left ventricular rear wall Regions of interest (ROI 720) are displayed. Each ROI 720 may be displayed in a display mode in which the end point of the region of interest is distinguished from the region set based on the end point. The chaos analysis result 704 displays a plurality of chaos index values obtained as a result of the chaos analysis. Note that the analysis result display 700 shown in FIG. 7 is merely an example, and it is needless to say that the display mode may be changed according to, for example, the analysis item, the examiner's preference, and the like.
以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、上述した実施形態は、あらゆる点で単なる例示にすぎず、本発明の範囲を限定するものではない。 As mentioned above, although preferred embodiment of this invention was described, embodiment mentioned above is only a mere illustration in all the points, and does not limit the scope of the present invention.
１１０ 組織データ解析部、１１１ ＲＯＩ設定部、１１３ 解析画像形成部、３１０ 拡張末期カーソル、３１１ 収縮末期カーソル、５０２ 輝度プロファイル、５２０ 極値。 110 tissue data analysis unit, 111 ROI setting unit, 113 analysis image forming unit, 310 end-diastolic cursor, 311 end-systolic cursor, 502 luminance profile, 520 extreme value.
Claims (6)
対象組織の超音波画像内に解析領域を設定する解析領域設定部と、
設定された解析領域内の画像に対応した組織データをカオス解析するデータ解析部と、
を有し、
前記解析領域設定部は、超音波画像内の輝度値の極値に基づいて、解析領域の端点となる候補として複数の極小値を抽出し、抽出した候補から検査者によって対象組織の内側において選択される端点に基づいて解析領域を設定する、
ことを特徴とする超音波解析装置。 In an ultrasonic analysis apparatus for analyzing tissue data obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves in a space including a target tissue,
An analysis region setting unit for setting an analysis region in the ultrasonic image of the target tissue;
A data analysis unit that performs chaos analysis on tissue data corresponding to an image in the set analysis region;
Have
The analysis region setting unit extracts a plurality of local minimum values as candidates to be end points of the analysis region based on the extreme values of luminance values in the ultrasonic image, and is selected from the extracted candidates inside the target tissue by the examiner. Set the analysis area based on the end points
An ultrasonic analyzer characterized by that.
前記解析領域設定部は、超音波画像内の輝度値の極値に含まれる互いに隣接する極大値と極小値からなる極値間の変化量に基づいて前記端点の候補を抽出する、
ことを特徴とする超音波解析装置。 The ultrasonic analysis apparatus according to claim 1,
The analysis region setting unit extracts the end point candidates based on an amount of change between extreme values composed of adjacent maximum and minimum values included in the extreme values of luminance values in the ultrasonic image.
An ultrasonic analyzer characterized by that.
前記解析領域設定部は、前記変化量が所定量よりも大きい極値間から得られる極小値の方を前記端点の候補とする、
ことを特徴とする超音波解析装置。 The ultrasonic analysis apparatus according to claim 2,
The analysis region setting unit sets a minimum value obtained from an extreme value where the amount of change is larger than a predetermined amount as the end point candidate .
An ultrasonic analyzer characterized by that.
前記超音波画像はＭモード画像であり、
前記解析領域設定部は、Ｍモード画像内の輝度値の極値に基づいてＭモード画像の深さ軸上における端点の候補を抽出し、さらに、抽出した候補から検査者によって選択される深さ軸上の端点と、対象組織の生体信号から得られる特徴時相に基づいてＭモード画像の時間軸上に設定される時相位置と、に基づいて、Ｍモード画像内に二次元の解析領域を設定する、
ことを特徴とする超音波解析装置。 The ultrasonic analysis apparatus according to claim 1,
The ultrasound image is an M-mode image;
The analysis area setting unit extracts a candidate for an end point on the depth axis of the M-mode image based on the extreme value of the luminance value in the M-mode image, and further selects a depth selected by the examiner from the extracted candidate. A two-dimensional analysis region in the M-mode image based on the end point on the axis and the time phase position set on the time axis of the M-mode image based on the characteristic time phase obtained from the biological signal of the target tissue Set
An ultrasonic analyzer characterized by that.
前記Ｍモード画像の時間軸上に設定される時相位置は、Ｍモード画像上において時間軸方向に移動するカーソルによって設定され、
当該カーソルは、時間軸上における前記特徴時相からの距離に応じて移動速度を調整される、
ことを特徴とする超音波解析装置。 The ultrasonic analysis apparatus according to claim 4,
The time phase position set on the time axis of the M mode image is set by a cursor moving in the time axis direction on the M mode image,
The moving speed of the cursor is adjusted according to the distance from the characteristic time phase on the time axis.
An ultrasonic analyzer characterized by that.
対象組織の超音波画像内に解析領域を設定する解析領域設定部と、
設定された解析領域内の画像に対応した組織データをカオス解析するデータ解析部と、
表示画像を形成する画像形成部と、
を有し、
前記解析領域設定部は、超音波画像内の輝度値の極値に基づいて解析領域の端点となる候補として複数の極小値を抽出し、抽出した候補から検査者によって対象組織の内側において選択される端点に基づいて解析領域を設定し、
前記画像形成部は、前記検査者が端点の選択において観察するための表示画像として、対象組織の超音波画像とその超音波画像内に設定されたラインに沿った画素の輝度プロファイルとを並べた表示画像を形成する、
ことを特徴とする超音波解析装置。 In an ultrasonic analysis apparatus for analyzing tissue data obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves in a space including a target tissue,
An analysis region setting unit for setting an analysis region in the ultrasonic image of the target tissue;
A data analysis unit that performs chaos analysis on tissue data corresponding to an image in the set analysis region;
An image forming unit for forming a display image;
Have
The analysis region setting unit extracts a plurality of local minimum values as candidates to be end points of the analysis region based on the extreme values of luminance values in the ultrasound image, and is selected from the extracted candidates inside the target tissue by the examiner. Set the analysis area based on the end points
The image forming unit arranged an ultrasonic image of a target tissue and a luminance profile of pixels along a line set in the ultrasonic image as a display image for the examiner to observe in selecting an end point . Forming a display image,
An ultrasonic analyzer characterized by that.
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