超声波诊断装置以及超声波诊断装置控制方法

专利名称：超声波诊断装置以及超声波诊断装置控制方法
技术领域：
本发明涉及一种根据组织的回波信号来提取并显示生物体脏器 中的微小的结构物的超声波诊断装置、以及超声波诊断装置控制方 法。
背景技术：
超声波诊断可以通过仅将超声波探测器抵接到体表的简单的操 作来实时显示心脏的拍动或胎儿的动作的样子，并且由于安全性高所
以可以进行反复检查。另外，可以说是系统的规模比X射线、CT、 MRI等其他诊断设备相比小，且还可以易于移动到床边来进行检查等 的简便的诊断手法。在该超声波诊断中使用的超声波诊断装置根据其 所具备的功能的种类而分别不同，已开发出可以用单手搬运的程度的 小型的装置，超声波诊断不会象X射线等那样产生辐射的影响，而还 可以使用在产科和住宅医疗等中。
作为具有这样的各种优点的超声波诊断之一，有乳癌的早期诊 断。在乳房组织中，公知在多数情况下作为乳癌的特征而发生微钓化 (micro calcification )。孩吏钩化病变局部地分散在1个或多个位置。 钩(lime)与生物体组织相比更硬，所以易于反射超声波，所以期待 在图像上成为高亮度。但是，在实际上从图像中目视的情况下，即使 是几百微米程度，也难以提取。
另外，在超声波图像上，有时发生起因于超声波的随机的干涉的 被称为斑点图案的干涉条紋。该斑点图案被利用于肝硬变的诊断等 中。另一方面，与例如在上述乳癌诊断的情况下容易被遗漏的微钙化 等微小结构物酷似，有时成为不易分辩的图像信息。因此，在乳癌诊 断等中存在希望去除斑点图案这样的需要，作为解决该需要的技术，
例如有空间复合、CFAR( Contrast False Alarm Rate,恒虛警)处理、 类似度滤波等。此处，空间复合是指，重叠来自不同方向的发送接收 信号来对斑点进行平滑化。CFAR处理是指，从对象像素减去周围的 亮度平均，并使用其来提取出高亮度部分。类似度滤波是指，利用其 统计性质，来去除斑点。另外，这些技术例如公开在日本特昭61-189476号公报、日本特开2001 - 238884号/>报、日本特开2003 -61964号公报、日本特开2004-321582号公报。另外，除了这些斑点 图案去除的手法以外，虽然并非超声波诊断的领域，但主要作为X射 线诊断图像的应用而报告出各种对微钙化进行自动识别的尝试(例如 参照日本专利第3596792号7>净艮)。
进而，作为用于提取出以微钙化为代表的微小结构物的其他技 术，有MIP处理。其是将多个图像帧的最大亮度作为代表值，而对 一张帧投影的处理。主要在三维图像处理中，将体数据显示成二维图 像时使用。理想情况下，多个帧的信息被重叠到一张，而可以得到信 息量高的图像。另外，还可以变更在以往的超声波诊断装置中搭载的 画质调整参数来减轻斑点图案。另外，例如如果将动态范围设得较小， 则仅显示特定的窄范围的信号。进而，如果进行将增益设定得较低等 最佳的调整，则有时可以使信号相对小的斑点图案不显示，而仅使信 号相对大的微小结构物图像化。
但是，在用于提取微小结构物的以往的手法中，例如存在如下的问题。
诊断对象的乳腺中乳管等的结构复杂，本来不是均质的脏器。因 此，如果进行以往的滤波处理，则与检测到微钧化的同时，还提取出 乳腺结构(作为结构物)，而无法充分地区别两者。
另外，乳管等是与微钙化相比显著大的结构物，所以期待即使通 过滤波处理而残存也可以通过目视来辨别，但是根据发明者屡次研究 的经验，实际上往往难以辨别。特别在仅残存乳腺结构的一部分的情 况下，滤波后的图像将被观察成点状，所以有时成为与微钙化类似的 图像。

发明内容
本发明是鉴于上述情况而完成的，其目的在于提供一种可以正确 地区别例如乳腺等连续结构物和微钧化部分等微小结构物，并提取出 微小结构物的超声波诊断装置以及超声波诊断装置控制方法。
本发明的第1方面的超声波诊断装置具备超声波发送接收单 元，对被检体发送超声波，接收来自该超声波的反射波，根据所接收 到的反射波来发生多个帧的回波信号；图像数据发生单元，根据上述 多个帧的回波信号，发生由多个二维图像构成的三维图像数据；图像 生成单元，通过进行强调上述三维图像数据中包含的微小结构物的处 理，生成第1图像；以及显示单元，显示上述第1图像。
本发明的第2方面的超声波诊断装置的控制方法具备如下步骤 使超声波诊断装置对被检体发送超声波，接收来自上述超声波的反射 波，根据上述接收到的反射波来发生多个帧的回波信号，根据上所多 个帧的回波信号，发生由多个二维图像构成的三维图像数据，通过进 行强调上述三维图像数据中包含的微小结构物的处理，生成第1图像， 显示上述第1图像。


图l是示出第1实施方式的超声波诊断装置的结构的框图。
图2是示出成为三维CFAR处理的对象的体数据的一个例子的图。
图3是示出成为三维CFAR处理的对象的体数据的一个例子的图。
图4是示出在三维CFAR处理中使用的内核图案的其他例子的图。
图5A是用于说明本微小结构物提取处理的效果的图。 图5B是用于说明本微小结构物提取处理的效果的图。 图5C是用于说明本微小结构物提取处理的效果的图。
图6是示出第1实施方式的微小结构物提取处理的流程的流程图。
图7A是示出在二维CFAR处理中使用的内核图案的例子的图。
图7B是示出在二维CFAR处理中使用的内核图案的例子的图。
图8是用于说明深度运算处理(差分处理)的图。
图9是用于说明深度运算处理(频率解析处理)的图。
图IO是示出第2实施方式的微小结构物提取处理的流程的流程图。
图11是示出第3实施方式的微小结构物提取处理的流程的流程图。
图12是示出位置检测装置15的一个例子的图。 图13是用于说明微小结构物提取处理的图。 图14A示出对象图像的示意图。 图14B示出参照图# 的示意图。
图15是示出每个像素的信号强度(图像的亮度)的变化例的图。 图16是示出每个像素的信号强度(图像的亮度)的变化例的图。 图17A是示出微小结构物提取图像的显示方式的一个例子的图。 图17B是用于说明利用了差分图像的微小结构物提取图像的图。 图17C的上段是示出通常的B模式图像的图，下段是示出微小 结构物提取图像的图。
图18是示出第4实施方式的微小结构物提取处理的流程的流程图。
图19是示出第5实施方式的微小结构物提取处理的流程的流程图。
图20是示出第6实施方式的微小结构物提取处理的流程的流程图。
图21是示出第7实施方式的图像处理装置2的结构的框图。 图22是示出微小结构物提取处理专用设备52的一个例子的图。 图23是示出取得具有三维的区域的信息的断层像组40的样子的
图。
图24是说明从所取得的多个断层像检测出代表亮度的第2合成 方法的图。
图25A是用于说明代表亮度检测的算法的概念图。 图25B是用于说明代表亮度检测的算法的概念图。 图26是作为应用了第8实施方式的运算区域的ROI的说明图。
具体实施例方式
以下，参照附图对本发明的第1实施方式至第7实施方式进行说 明。另外，在以下的说明中，对具有大致同一功能以及结构的结构要 素，附加同一标号，而仅在必要的情况下进行重复说明。
(第1实施方式)
图l是示出第1实施方式的超声波诊断装置的结构的框图。如该 图所示，本超声波诊断装置11具备超声波探测器12、输入装置13、 监视器14、超声波发送单元21、超声波接收单元22、 B模式处理单 元23、多普勒处理单元24、图像生成单元25、图像存储器26、图像 合成部27、控制处理器(CPU) 28、内部存储部29、接口部30。以 下，对各个结构要素的功能进行说明。
超声波探测器12具有多个压电振子，根据来自超声波发送单 元21的驱动信号来发生超声波，并将来自被检体的反射波转换成电 信号；匹配层，设置在该压电振子中；以及衬背部件，防止超声波从 该压电振子传播到后方，等等。如果从该超声波探测器12向被检体P 发送了超声波，则该发送超声波在体内组织的声阻抗的不连续面上依 次被反射，作为回波信号而被超声波探测器12接收。该回波信号的 振幅依赖于进行反射的不连续面中的声阻抗之差。另外，所发送的超
声波脉冲在正在移动的血流或心脏壁等的表面被反射时的回波根据 多普勒效应而依赖于移动体的超声波发送方向的速度分量，而受到频
率偏移。
另外，本超声波诊断装置所具备的超声波探测器12可以对被检
体的三维区域进行超声波扫描。因此，超声波探测器12具有使振子 沿着其排列方向的正交方向机械地摇动而对三维区域进行超声波扫
描的结构、或者使用二维地排列的二维振动元件来通过电气控制对三 维区域进行超声波扫描的结构等。在采用前者的结构的情况下，被检 体的三维扫描是利用上述摇动电路来进行的，所以检查者可以仅通过 使探测器主体接触到被检体来自动地取得多个二维断层像。还可以根 据所控制的摇动速度来检测断面间的正确的距离。另外，在采用后者 的结构的情况下，原理上，可以通过与以往的取得二维断层像相同的 时间，对三维区域进行超声波扫描。
输入装置13与装置主体11连接，具有用于向装置主体ll取入 来自操作者的各种指示、条件、关心区域(ROI)的设定指示、各种 画质条件设定指示等的各种开关、按钮、轨迹球、鼠标、鍵盘等。例 如，如果操作者对输入装置13的结束按钮或FREEZE按钮进行操作， 则超声波的发送接收结束，该超声波诊断装置成为临时停止状态。
监视器14根据来自扫描转换器25的视频信号，作为图像，显示 生物体内的形态学信息(B模式图像)、血流信息(平均速度图像、 分散图像、功率图像等)、这些的组合。
外部存储装置16是磁盘(软(注册商标)盘、硬盘等)、光盘 (CD-ROM、 DVD等)、半导体存储器等记录介质、以及读出存储 在这些介质中的信息的装置。从各种记录介质读出的信息经由接口部 30被传送到控制处理器28。
超声波发送单元21具有未图示的触发发生电路、延迟电路以及 脉冲发生器电路(pulsar circuit)等。在脉冲发生器电路中，以规定 的额定频率(rate frequency ) fr Hz (周期1/fr秒)，反复发生用于 形成发送超声波的额定脉冲(rate pulse)。另外，在延迟电路中，对 各额定脉沖，附加针对每个通道将超声波聚束成束状且决定发送指向 性而所需的延迟时间。触发发生电路在基于该额定脉冲的定时，对探 测器12施加驱动脉冲。
另外，超声波发送单元21具有为了按照控制处理器28的指示来
执行规定的扫描时序，而可以瞬时变更发送频率、发送驱动电压等的 功能。特别，对于发送驱动电压的变更，利用可以瞬间切换其值的线 性放大器型的发送电路、或电气地切换多个电源单元的机构来实现。
超声波接收单元22具有未图示的放大器电路、A/D转换器、加 法器等。在放大器电路中，针对每个通道放大经由探测器12取入的 回波信号。在A/D转换器中，对放大后的回波信号附加决定接收指向 性所需的延迟时间，之后在加法器中进行加法处理。利用该加法，回 波信号的来自与接收指向性对应的方向的反射分量被强调，利用接收 指向性和发送指向性来形成超声波发送接收的综合束。
B模式处理单元23从超声波接收单元22接收回波信号，实施对 数放大、包络线检波处理等，而生成使用亮度的明亮度来表现信号强 度的数据。该数据被发送到扫描转换器25，作为利用亮度来表现反射 波的强度的B模式图像，显示在监视器14上。
多普勒处理单元24根据从超声波接收单元22接收到的回波信 号，对速度信息进行频率解析，提取出基于多普勒效应的血流、组织、 造影剂回波分量，针对多点求出平均速度、分散、功率等血流信息。
图像生成单元25 —般将超声波扫描的扫描线信号串转换成以电 视等为代表的一般的视频格式的扫描线信号串(扫描转换)，来生成 作为显示图像的超声波诊断图像。
另外，图像生成单元25执行扫描转换以外的各种图像处理。即， 图像生成单元25除了后述的微小结构物提取处理以外，例如还执行 重新生成使用了扫描转换后的多个图像帧的亮度的平均值图像的方 法(平滑化处理)、在图像内使用微分滤波的方法(边缘强调)、使 用了三维重构算法的体重现等处理(三维图像重构)、使用图像间的 差分的方法(差分运算)等。另外，输入到该图像生成单元25以前 的数据有时被称为"原始数据"。
图像存储器(影像(due )存储器)26是保存例如与刚要固定前 的多个帧对应的超声波图像的存储器。通过连续显示(影像显示)存 储在该图像存储器26中的图像，还可以显示超声波运动图像。
图像合成部27将从图像生成单元25接收到的图像与各种参数的 文字信息或刻度等一起合成，作为视频信号而输出到监视器14。
控制处理器28具有作为信息处理装置(计算机)的功能，对本 超声波诊断装置主体的动作进行控制。控制处理器28从内部存储部 29读出用于实现微小结构物提取功能的专用程序、用于执行规定的图 像生成.显示等的控制程序而在自身所具有的存储器上展开，而执行与 各种处理相关的运算.控制等。
内部存储部29保管有规定的扫描时序、用于实现各实施方式的 微小结构物提取功能的专用程序、用于执行图像生成、显示处理的控 制程序、诊断信息(患者ID、医生的意见等)、诊断协议、发送接收 条件、CFAR处理控制程序、体位标志(body mark)生成程序、其 他数据组。另外，根据需要，还使用于图像存储器26的图像的保管 等。内部存储部29的数据还可以经由接口电路30传送到外部周边装 置。
接口部30是与输入装置13、网络、新的外部存储装置(未图示) 相关的接口 。由该装置得到的超声波图像等数据和解析结果等可以通 过接口部30,经由网络传送到其他装置。 (微小结构物提取功能)
接下来，对本超声波诊断装置1所具有的微小结构物提取功能进 行说明。以微钙化等为代表的局部存在于一个位置的微小结构物、和 以乳腺等为代表的三维地在一定的范围内具有连续的结构的连续结 构物在其空间分布的形态中本质上较大地不同。本功能着眼于该点， 例如在乳房、肝脏、胰腺等的诊断中，根据空间分布的形态来区别两 者，而生成积极地提取出微小结构物的图像(微小结构物提取图像)。
另外，在本实施方式中，为具体说明，作为用于从B模式图像 去除斑点图案的手法，采用CFAR处理。但是，不限于此，例如也可 以釆用重叠来自不同方向的发送接收信号而对斑点图案进行平滑化 的空间复合法、利用统计性质来去除斑点图案的类似度滤波法等各种 方法。另外，所谓CFAR处理的用语是在雷达领域中使用的用语，由
于在本实施方式中根据其关联性来具体说明，所以为便于说明而使用
"CFAR"这样的语句。但是，不限于在雷达领域中使用的方法、或者 严密地使用了统计量的部分。
另外，使用了本微小结构物提取功能的处理(微小结构物提取处 理)将三维图像数据设为其对象。此处，三维图像数据是指，具有多 个二维图像的体数据、或者由不同的多个二维图像构成的数据(未必 构成完全的体数据)。在本实施方式中，为具体说明，对使用了体数 据的微小结构物提取处理进行说明。
图2、图3是示出成为本CFAR处理的对象的体数据的一个例子 的图。各图所示的体数据是将Z-O设为中心而在Z轴方向(与超声 波图像大致正交的方向、还称为"深度方向")上由前后6张超声波图 像构成的，白色的矩形表示构成超声波图像的通常像素，黑色的矩形 表示构成超声波图像的像素中的所注目的注目像素Pi，白色和黑色的 中间颜色的矩形表示位于注目像素Pi的附近而用于后述的(1)的平 均处理中的像素(附近像素)。另外，各图所示那样的附近像素的图 案被称为"内核(kernel)，，。另外，如本实施方式那样使用了三维地 定义的内核的CFAR处理,皮称为"三维CFAR处理"。
本实施方式的CFAR处理例如按照接下来的(1) ~ (3)的步 骤来执行。
(1) 首先，针对每个注目像素Pi，求出该像素Pi的附近像素的 亮度平均值。此时，也可以为了使自身的亮度不影响平均值，而使注 目像素Pi本身不包含在附近像素的亮度平均值计算中。
(2) 接下来，将从注目像素Pi的像素值减去所得到的平均值的 值定义成与该注目像素Pi的位置对应的运算结果Ki而存储到内部存 储部29。针对所有注目像素Pi，执行该运算处理。
(3) 接下来，如果将预先决定的阈值设为T，则在K^T的情况 下，使用原来的亮度来显示该注目像素Pi (微小结构物的提取)。另 一方面，在K^T的情况下，通过将该注目像素Pi的亮度值设为零而 不显示(去除)。通过针对所有注目像素Pi执行这些处理，可以执行
与该图像相关的CFAR处理。
另外，在上述(3)的判定中，也可以在K^T的情况下，将亮 度"^殳为Ki而显示该注目《象素Pi,而在K^T的情况下，通过将该注目 像素Pi的亮度值设为零而不显示。另外，通过使i变化成期望的值， 可以将成为微小结构物提取的对象的二维图像(在图2、图3的例子 中为Z-O的图像)中包含的任意的像素设为注目像素Pi。
在图2、图3所示的例子中，为了缩短运算处理时间，将附近像 素设置成十字型。但是，附近像素的排列不限于此，例如在运算处理 所需的时间没有问题的情况下，也可以使用例如如图4所示那样被排 列在更宽范围的附近像素来求出平均值。另外，在上述(l)的步骤 中，求出了亮度平均值，但不限于此，也可以求出亮度最大值。
在以上叙述的本微小结构物提取处理中，针对1个注目像素Pi， 不仅是同一超声波图像上的附近像素，而且还将涉及与该超声波图像 正交的方向(深度方向、在图2、图3等中为Z轴方向)的附近像素 也作为基准，而决定其像素值。 一般，乳腺等连续结构物还包括深度 方向地三维分布，另一方面，以微钾化部分为代表的微小结构物仅在 局部存在的区域分布。因此，通过使用不仅是同一超声波图像上的附 近像素而且还包括深度方向的三维内核图案，可以取舍选择具有三维 连续性的高亮度像素。
图5A、 5B、 5C是用于说明本微小结构物提取处理的效果的图。 在图5A所示的B模式图像(即本微小结构物提取处理前的图像)中， 虽然描绘出乳管结构和微钙化，但其视认性较低，而难以观察。图5B 所示的图像是利用使用了二维定义的内核的二维CFAR处理而取得 的。在该图像中，虽然斑点图案被降低，但除了微钙化以外还残存乳 腺结构的一部分，视认性稍微恶化。图5C所示的图像是利用本微小 结构物提取处理来取得的图像(微小结构物提取图像)。在本微小结 构物提取图像中，与图5A、 5B所示的图像相比，更良好地提取出了 微钓化部分。其原因在于，通过进行三维CFAR处理，可以辨别并去 除在深度方向上也具有连续性的乳腺(连续结构物)。另外，CFAR处理对提取具有从斑点的变动逃脱的亮度的信号是 有用的。作为具有类似的效果的运算手法，有高通滤波(仅提取出高 频分量的信号处理)。也可以是代替本CFAR处理而釆用使用了高通 滤波的结构，但在斑点图案减少中，有时CFAR处理更优良。 (动作)
图6是示出本实施方式的微小结构物提取处理的流程的流程图。 如该图所示，首先，图像生成单元25接收成为对象的断层图像的帧 (j-k)的选择，接收由该帧及其前后合起来N + 1张帧Fk —N/2~Fk + N/2 (在图2、图3的例子中Z= -6~ +6的前后13个帧)构成的三维 图像数据，并存储到规定的存储器(步骤Sl,步骤S2)。
接下来，图像生成单元25把具有将成为对象的断层图像中包含 的像素设为注目像素的规定的三维图案的内核设定成三维图像数据， 执行三维CFAR处理(步骤S3)。这样，在本微小结构物提取处理 中，根据多个断面即三维空间信息的亮度来实施CFAR处理，根据成 为对象的断层图像生成微小结构物提取图像。所生成的微小结构物提 取图像经由图像合成部27显示在监视器14上，并且自动保存到存储 装置29等(步骤S4)。另夕卜，微小结构物提取图像例如还可以与CFAR 处理前的B模式图像或CFAR处理后的B模式图像一起，进行Dual 显示或Triplex显示。此时，在同时显示不同种类的情况下，在各图 像中光标被配置成对应于同 一位置。
接下来，在将其他二维图像(Fk+1)作为对象而再进行微小结构 物提取处理的情况下，反复执行步骤SI ~步骤S4的各处理(步骤S5 )。
根据以上叙述的结构，可以得到以下的效果。
根据本超声波诊断装置，例如在乳房、肝脏、胰腺等的诊断中， 将对超声波断层像(二维)进行的滤波处理扩展到三维，不仅是同一 超声波图像，而且还使用涉及与该图像实质上正交的方向(深度方向) 的信息，来去除斑点图案。因此，可以辨别三维地连续分布的连续结 构物和局部存在的微小结构物，而生成提取出微小结构物的微小结构 物提取图像。医生等通过观察该微小结构物提取图像，可以在短时间内发现难以通过目视与斑点图案分辨且仅在某特定的断面像中显现 的那样的孩吏小结构物。
另外，根据本超声波诊断装置，可以读出存储在存储部中的斑点
图案去除前的B模式图像、斑点闺案去除后的B模式图像、微小结构 物提取图像中的期望的图像，例如利用DuaI显示、Triplex显示等规 定的方式来显示。另外，在同时显示不同种类的各显示方式中，在各 图像中光标被配置成对应于同一位置。因此，医生等观察者可以根据 目的以期望的显示方式、期望的定时来显示微小结构物提取图像，并 且可以利用多种图像迅速且简单地确定并观察微小结构物。 (第2实施方式)
接下来，对本发明的第2实施方式进行说明。
本实施方式的超声波诊断装置的结构与图1所示的结构大致相 同。以下，仅对不同的功能进行说明。
图像生成单元25执行本实施方式的微小结构物提取功能的处理 (微小结构物提取处理)。
控制处理器28从内部存储部29读出用于实现本实施方式的微小 结构物提取功能的专用程序而在本身所具有的存储器上展开，来执行 规定的运算.控制等。
(微小结构物提取功能)
在本实施方式的微小结构物提取功能中，使用用于去除斑点图案 的处理以及计算深度方向的空间连续性的深度运算处理，来进行微小 结构物提取处理。
即，在本微小结构物提取功能中，在读入了 N张断层帧之后， 对各帧，执行用于去除斑点图案的处理。在本实施方式中，为具体说 明，作为用于去除斑点图案的处理，例如执行使用了在图7A、 B所示 那样的同一超声波图像上定义的二维内核的CFAR处理(二维CFAR 处理)。但是，不限于此，也可以代替二维CFAR处理而釆用类似度 滤波处理、空间复合处理等。
接下来，对实施了斑点图案的去除处理后的N张帧图像，执行
深度运算处理，而生成微小结构物提取图像。此处，所谓深度运算处 理是指，用于判定超声波图像上的结构物(高亮度区域)的深度方向 所涉及的连续性的处理，例如可以采用接下来的各种手法。 (1 )差分运算
认为在二维CFAR处理后在超声波图像上残存的连续结构物是 比微钩化部分大的结构物，且具有深度方向的连续性。根据该观点， 连续结构物例如以图8所示那样的状态存在于(被影像化)二维CFAR 处理后的相前后的各帧图像上。因此，如果根据连续或接近的帧图像 来生成差分图像(例如从图像Fj减去图像FjM)，则利用该差分图像， 可以仅提取出不连续地存在的微小结构物(例如微钙化部分)。
另外，如果各断层像的距离小，则图像间之差变小。因此，在微 小结构物的大小超过像素间之差的情况下，差分结果成为零。为了解 决这样的问题，也可以构成为对于差分中使用的帧，不仅仅是所邻接 的帧，而且还根据需要相隔n张(其中n为自然数)而进行差分。另 外，微小结构物的大小依赖于个体。因此，优选由操作者利用来自输 入装置13的规定操作，来任意选择在哪些帧之间生成差分图像(即n 的值)。
另外，在将超声波探测器12设为具备摇动电路的探测器的情况 下，自动地取得的多个断层图像间的距离的信息也被同时得到。因此， 也可以将所得到的断层图像间的距离作为基准，来确定仅离开期望的 距离(例如平均2mm)的断层像。
另外，此处差分图像处理和CFAR处理的顺序也可以相逆。即， 也可以首先根据连续或接近的帧图像来生成差分图像，之后，对所得 到的二维图像进行CFAR处理来去除无需的组织像，而提取出不连续 地存在的微小结构物。
(2)空间频率解析
图9是针对在图8所示的N张图像间位置所对应的像素，示出 针对深度方向的频率变化的曲线。在该图中，在与微小结构物以外对 应的像素中，如曲线A所示，与深度方向相关的其像素值的频率变化
緩慢。另一方面，在与微小结构物对应的像素中，如曲线B所示，存 在其像素值的频率变化剧烈的部分。因此，如果对深度方向进行高通 滤波(high pass filter )处理，则緩慢的变化被去除，所以可以仅提取 出钧化部分等微小结构物。 (变形例1)
接下来，对本实施方式的微小结构物提取处理的变形例进行说明。
一般，在进行三维扫描的情况下，如果相对于断面在上下左右方 向(即，图2、图3的x、 y方向)上产生偏移，则即使是连续的结构， 也存在在像素单位中丧失其连续性的危险性。本变形例提供用于解决 该问题的手法。
即，在对包含在体数据中的各二维图像执行了二维CFAR处理 之后，对深度运算处理前的各二维图像的各像素，执行将同一二维图 像上的与附近像素进行比较后的最大值作为新的像素而重新生成的 图像处理。该图像处理可以对于坐标(x， y)的像素值P (x， y)如 下那样表述。
P， (x, y) -MAX[P (x-i， y-j)
(其中，i、 j为满足一nKi〈m、 - n<j< - n的任意整数)
利用这样的图像处理，即使在上下左右方向上偏移的情况下，也 可以通过二维CFAR处理使残存的亮度信息包含在各二维图像上。因 此，可以良好地进行作为深度运算处理的差分运算、频率解析等。 (变形例2)
接下来，对本实施方式的微小结构物提取处理的其他变形例进行 说明。在本变形例2中，利用与变形例1不同的手法，对二维图像间 的上下左右方向的偏移进行校正。
即，在本变形例中，利用2张二维图像间的移动向量，对二维图 像间的上下左右方向的偏移进行校正。例如，从在时间方向上连续的 图像帧校正图像的模糊的技术(将l张图像分成多个区域后，针对该 各个区域根据图像图案的相关来求出帧间的移动方向以及移动量的
手法等)已经搭载于市面上销售的录像机等中。如果使用利用这样的 手法来计算出的动作向量，来对图像帧的显示位置进行校正，则上述 上下左右方向的模糊被减轻，可以理想地区别微小结构物和除此以外 的结构物。
(动作)
图10是示出本实施方式的微小结构物提取处理的流程的流程 图。如该图所示，首先，图像生成单元25接收由成为对象的N张二 维图像构成的三维图像数据，并存储到规定的存储器(步骤Sll)。
接下来，图像生成单元25对各二维图像设定具有规定的二维图 案的内核，而执行二维CFAR处理(步骤S12 )。接下来，图像生成 单元25使用各二维图像来执行深度运算处理，生成微小结构物提取 图像(步骤S13)。所生成的微小结构物提取图像经由图像合成部27 显示在监视器14上，并且自动地保存到存储装置29等中(步骤S14 )。
根据以上叙述的本实施方式的超声波诊断装置，在对各二维图像 进行了去除斑点图案的处理之后，执行深度运算处理。因此，可以在 二维图像内提取出高亮度区域，并且可以根据该高亮度区域的深度方 向的分布来提取出微小结构物，并将其作为微小结构物提取图像进行 影像化。其结果，可以实现与第1实施方式同样的效果。 (第3实施方式)
接下来，对本发明的第3实施方式进行说明。在本实施方式中， 不进行在实施方式2中去除斑点图案的处理，而使用N张二维图像直 接进行深度运算处理。
图11是示出本实施方式的微小结构物提取处理的流程的流程 图。如该图所示，首先，图像生成单元25接收由成为对象的N张二 维图像构成的三维图像数据，并存储到规定的存储器(步骤S21)。
接下来，图像生成单元25使用各二维图像来执行深度运算处理， 而生成微小结构物提取图像(步骤S22)。所生成的微小结构物提取 图像经由图像合成部27显示在监视器14上，并且自动地保存到存储 装置29等中(步骤S13)。
根据以上叙述的本实施方式的超声波诊断装置，使用构成三维图 像数据的多个二维图像来执行深度运算处理。因此，可以根据三维图 像数据内包含的结构物的深度方向的分布来提取出微小结构物，并将 其作为微小结构物提取图像而进行影像化。其结果，可以实现与第1
以及第2实施方式同样的作用效果。 (第4实施方式) 接下来，对本发明的第4实施方式进行说明。在本实施方式的超 声波诊断装置1中，根据需要，设置有位置检测装置15。该装置检测 与针对摄影对象(即诊断部位)的超声波探测器12的位置相关的信 息。此处，与超声波探测器12的位置相关的信息是指，探测器12的 绝对位置信息、相对位置信息、探测器12的可动前的位置信息和可 动速度以及时间、其他用于确定扫描时的超声波探测器12的位置的 信息。
图12是示出位置检测装置15的一个例子的图。如该图所示，位 置检测装置15具有可动台150、驱动部151。在可动台150上，可以 经由专用适配器来设置超声波探测器12。驱动部151根据来自控制处 理器28的控制，来使所设置的超声波探测器12沿着可动台150移动。 另外，驱动部151在内部具有旋转编码器(rotary encoder)等，对可 动台150上的超声波探测器12的位置进行检测，而向控制处理器28 逐次发送该检测结果。
在取得超声波图像时，作为诊断对象的乳房在浸入到水槽17的 状态下被配置于规定的位置，被固定成在检查过程中不移动。另外， 超声波探测器12以及位置检测器15被配置在水槽17的底面侧。控 制处理器28通过控制驱动部151以使超声波探测器12以规定的速度 移动，并且执行超声波发送接收，来执行自推进式超声波扫描。来自 探测器12的图像与实施方式1同样地被送到装置主体。另外，从驱 动部151取得的位置信息被实时地利用于后述的与探测器位置相关的 信息生成，并且被记录成各帧的附带信息而进行管理。
(微小结构物提取功能)
当在超声波断层像(B模式像)中观察到被考虑成微小的结构物 的亮点(以下简称为亮点)时，实际上难以判断其的确是微钙化那样 的结构物、还是乳腺那样的组织结构的一部分。特别，无法使用l张 静态图像来进行诊断。
但是，两者例如具有如下那样的不同点。
A微钾化物的组成比生物体组织硬，原理上应得到更大的超声波 反射信号。根据我们的研究结果，也判明成基于微钙化的亮点的信号 电平比周围的斑点图案的最大值稍微高。但是，当作为亮度而显示在 监视器上的情况下，难以通过目视来判定该信号电平之差。
B微钾化物是局部存在的微小结构物，另一方面，乳腺等生物体 组织是三维地在一定范围内具有连续的结构的连续结构物，在其空间 分布的形态中，本质上较大地不同。因此，如果还加进深度方向的三 维连续性，则可以期待判定两者的差异。
本功能着眼于该点，例如在乳房、肝脏、胰腺等的诊断中，根据 亮度的微小差异、以及空间分布的形态来区别两者，而生成积极地提 取出微小结构物的图像(微小结构物提取图像)。
另外，使用了本微小结构物提取功能的处理(微小结构物提取处 理)将图像组数据设为其对象。此处，图像组数据是指，具有多个二 维图像的体数据、或由不同的多个二维图像构成的数据(未必构成完 全的体数据)。在本实施方式中，为具体说明，对使用了作为体数据 的图像组数据的微小结构物提取处理进行说明。这样的图像组数据可 以通过使超声波探测器12沿着与其振子排列方向正交的方向机械地 摇动而对三维区域进行超声波扫描来取得。另外，通过使用二维地排 列有超声波振动元件的超声波探测器12而利用电气控制对三维区域 进行超声波扫描，也可以同样地取得图像组数据。进而，在使用可以 进行图12所示的自推进式扫描的设备的摄影、或者使用一维地排列 有超声波振动元件的超声波探测器(根据需要设置有位置传感器的探 测器)以手动形式取得多个断层的摄影等中，也可以同样地取得图像 组数据。
图13是用于说明微小结构物提取处理的图。如该图所示，从包 含在图像部数据中的多个二维图像，选择对象图像31和参照图像32。 对象图像31是成为本微小结构物提取处理的对象的图像。参照图像 32是与对象图像31在空间上不同(例如从对象图像离开k帧)的其 他断层像，是被利用于本微小结构物提取处理中的图像。这些图像与 B模式诊断同样地，优选为从探测器主体垂直方向的断面。
图14A示出对象图像的示意图，图14B示出参照图像的示意图。 在本微小结构物提取处理中，通过从对象图像减去参照图像，来生成 差分图像。此时，针对对象图像上的各像素(xi， yi)(被称为对象 像素或注目像素)，决定在参照图像上设定的参照区域Ri内存在的 像素的代表值，将其从对象像素(xi、 yi)的值减去。此处，参照区 域是指，以任意的尺寸在参照图像上进行设定，以包括参照图像上的 坐标与对象像素相同的像素(对应像素)。另外，对于参照区域Ri 的代表值，只要是代表参照区域Ri的特征的值，则可以是任意的值。 作为具体例，可以举出最大值、平均值、中央值等。在本实施方式中， 作为代表值，采用最大值。可以如下面的式(1)那样表示该差分图 像的生成。
Qi(xi， yi) =Pi(xi， yi) - MAX[P卜k ( xi + m， yi + n )
(1) 此处，Qi(xi， yi)表示差分图像的各像素的值，Pi(xi， yi)表 示对象图像上的对象像素的值，Pi —k(xi， yi)表示位于与Pi (xi， yi) 在空间上对应的位置上的参照图像上的各像素的值，Pj-k(xi + m， yi + n)表示参照区域Ri内的各像素的值，m、 n表示指定参照区域的 大小的任意的值，MAX[表示从[1内选择最大值的运算。因此，图14B 例示出在x轴方向以及y轴方向上都士2个像素、而总计由25个像素 构成的参照区域Ri。另外，在该减法处理中，在结果为负数的情况下， 优选全部设为零(亮度值=黑)。
利用本微小结构物提取处理生成的差分图像去除连续结构物以 及随机的斑点图案，而适当地对微小结构物进行影像化。其基于以下 的理由。即，在构成图像组数据的二维超声波图像上残存的连续结构
物是比微钾化物大的结构物，并具有深度方向的连续性。根据该观点， 在注目于超声波断层像的某1点的情况下，在连续结构物中，例如图
15所示那样的信号强度(图像的亮度)A的变化緩慢。另一方面；在 微小结构物中，如图15的信号强度B那样，仅包含在特定的图像中。 因此，如果从连续或接近的帧图像生成差分图像(例如从图像Fi (对 象图像)减去图像Fi-1 (参照图像))，则利用该差分图像，有时 可以仅提取出不连续地存在的微小结构物(例如微钩化部分)。
但是，在发明者等的研究中，还得出存在仅通过这样的图像间的 差分无法进行有效的提取的情况的结论。该情况例如在对象图像上随 机地发生斑点图案时、在对象图像和参照图像之间在空间位置上发生 偏移时等，尤其显著。
在本微小结构物提取处理中，针对对象图像上的各像素(xi ， y i)， 通过从像素(xi， yi)的值减去在参照图像上设定的参照区域Ri内存 在的像素的最大值，来生成作为微小结构物提取图像的差分图像。因 此，例如，即使在对象图像与参照图像之间在空间位置上发生偏移的 情况下，利用对象图像上的对象像素来影像化的部位也存在于参照图 像上的参照区域。其结果，可以提高微小结构物的提取性能。
在本微小结构物提取处理中，参照图像的选择、以及参照区域尺 寸的选择没有限定，但作为其基准例如可以举出如下的例子。
第一，可以根据影像化目标(当前情况下为钙化部位)的大小， 选择参照图像。即，在进行差分处理时，如果帧间的距离小，则图像 间之差变小。因此，在微小结构物的大小超过图像间之差的情况下， 差分结果成为零。为了解决这样的问题，优选为从对象图像离开了超 过预测的微小结构物的大小的程度的帧选择成参照图像。
第二，可以根据在对象图像与参照图像之间预想的位置偏移的大
小，选择参照区域尺寸。即，在进行差分处理时，在对象图像与参照 图像之间的位置偏移超过参照区域尺寸的情况下，利用对象图像上的 对象像素影像化的部位不存在于参照图像上的参照区域。为了解决该 问题，优选为参照区域具有超过在对象图像与参照图像之间可预想的
位置偏移的大小的尺寸。
第三，可以根据斑点图案的大小，选择参照图像。即5在进行差 分处理时，在对象图像与参照图像的间隔超过斑点图案的尺寸的情况 下，差分结果成为零，而与微小结构物一起提取出斑点图案。为了解 决这样的问题，优选选择参照图像，以使与对象图像的间隔小于斑点 图案的大小。另外，斑点图案的尺寸依赖于发送超声波的频率。因此， 进一步优选为还根据发送超声波的频率来选择参照图像。
第四，可以根据影像化对象以外的结构物的尺寸，选择参照区域 尺寸以及参照图像。即，在进行差分处理时，在对象图像与参照图像 的间隔超过影像化对象以外的结构物的尺寸的情况下，差分结果成为 零，而与影像化对象一起提取出该结构物。为了解决这样的问题，优 选选择参照图像，以使与对象图像的间隔小于影像化对象以外的结构 物的大小。
根据以上的基准，利用经由输入装置13的手工操作，可以将参 照图像的位置以及参照区域的尺寸设定成任意的值。另外，对于参照 图像的位置，还可以通过对沿着超声波断层面的深度方向摇动或扫描 的速度进行控制来决定。在本实施方式中，为具体说明，对象图像与 参照图像之间的间隔以及参照区域尺寸都设为几毫米左右。
还可以利用以下那样的手法来自动地决定参照图像的位置。即， 首先，图像生成单元25作为参照图像选择帧Fi-1，对它与对象图像 Fi进行差分处理。接下来，运算出作为结果得到的差分图像上的亮度 值(像素值)的总和S1。将其他的帧Fi-2、 Fi-3、…作为参照图像， 而执行同样的处理，同样地运算出各总和S2、 S3、…。 一般，诊断图 像内的微小结构物并不是大量地存在的。因此，各总和Si的大部分是 由于组织结构的微小的变化而引起的残差，其伴随帧距离变大而增 大。着眼于该点，可以将与比预定的阈值大的总和Si对应的帧选择成 适合于差分运算的参照图像。
另外，如果某像素的亮度值的变化为图15的信号强度B所示的 形态，则即使相对于对象图像仅有一张参照图像，也可以适当地区别
微小结构物、连续结构物以及随机的斑点图案。但是，在某像素的亮
度值的变化为图15的信号强度C所示的形态的情况下，如果仅使用 一张参照图像32，则无法适当地区分微小结构物、连续结构物以及随 机的斑点图案。其原因为，在亮度值变化为图15的信号强度C所示 的形态的情况下，在微小结构物中，不论是否为内，对象图像Fi与参 照图像Fi + m的差分都不为零。
为了解决这样的问题，在本超声波诊断装置l中，可以将参照图 像32设定成二张以上。例如，使用如图16所示从对象图像前后离开 士m个帧的二个参照图像，来计算出对象图像Fi与参照图像Fi + m的 差分值以及对象图像Fi与参照图像Fi-m的差分值。其结果，在双 方的差分值之间存在大小关系的情况下，可以推定成亮度值变化为图 15的信号强度C所示的形态，所以作为差分图像的关于该像素的值， 采用小的差分值。另外，即使在将参照图像32设定成二张以上的情 况下，各参照图像的选择基准也如上所述。另外，为了可以更适当地 提取出微小结构物，优选相对于对象图像对称地选择参照图像。 (差分图像的显示方式)
接下来，对利用微小结构物提取处理得到的微小结构物提取图像 的显示方式进行说明。另外，可以单独或组合多个来使用以下叙述的 各实施例的显示方式。 (实施例1)
在本实施例的显示方式中，将作为微小结构物提取图像的差分图 像与表示取得在该差分图像的生成中使用的对象图像时的超声波探 测器位置的信息一起显示。表示超声波探测器位置的信息只要是发挥 其目的的信息，则可以是任意信息，但作为典型例子，可以举出如图 17A所示那样的、在体位标志上设定的超声波探测器12的示意图。 这样的表示超声波探测器位置的信息可以根据由例如图12所示的位 置检测装置16检测出的探测器位置信息来生成。在图17A的体位标 志的情况下，图像合成部27按照控制处理器28的控制，来生成表示 了探测器位置的体位标志，并与差分图像合成而送到监视器14。由此， 可以以图17A所示的方式，与表示超声波探测器位置的信息一起显示 差分图像。另外，也可以根据需要，根据构成图像组数据的二维图像 的所有探测器位置信息，将超声波探测器12的扫描范围或已经显示 完毕的区域作为"轨迹"，在体位标志上利用不同颜色来显示。 (实施例2 )
在本实施例的显示方式中，如图17B所示，使用利用微小结构 物提取处理得到的多个差分图像(例如与图像组数据对应的差分图 像)来执行MIP处理(Maximum Intensity Projection:最大值投影 处理)，将由此得到的MIP图像作为微小结构物提取图像进行显示。 由此，可以将多个差分图像中包含的微小结构物的信息凝缩在1张 MIP图像上。通过将该MIP图像利用成电子病历卡等的附加数据， 可以实现管理数据尺寸的缩减。 (实施例3)
在本实施例的显示方式中，使用定量解析从图像组数据提取出具 有一定的可靠性的差分图像，并使用其来执行上述实施例2的MIP 处理。即，针对与图像组数据对应的差分图像的各像素，生成亮度曲 线，使用其而计算出某期间(例如帧间隔)内的时间上的变化量及其 标准偏差。与所得到的结果中的表示显著地不同的值的标准偏差(例 如具有规定的阈值以上的标准偏差)对应的像素可以说是微小结构物 的可能性高。因此，通过提取出具有该图像的差分图像，并进行使用 这些的MIP处理，可以提高微小结构物的提取精度。 (实施例4 )
在本实施例的显示方式中，可以以重叠显示、Dual显示、Triplex 显示中的任一个方式来显示通过使用了微小结构物提取处理前的B 模式图像、微小结构物提取图像、差分图像的MIP处理所得到的MIP 图像。在重叠显示的情况下，斑点图案去除前的B模式图像和去除后 的新的图像可以通过分别改变基本颜色并重叠来进行两者的识别。另 外，在Dual显示那样的并列显示中，在同时显示不同种类的图像的 各显示方式下，在各图像中光标被配置成对应于同一位置。因此，医
生等观察者可以根据目的以期望的显示方式、期望的定时来显示微小 结构物提取图像，并且可以利用多种图像迅速且筒单地确定并观察微 小结构物。
(动作)
图18是示出本实施方式的微小结构物提取处理的流程的流程 图。另外，为具体说明，在图18的例子中，采用上述实施例1的显 示方式。如该图所示，首先，伴随体扫描开始而接收向微小结构物提 取处理迁移的指令，读入必要的参数组(步骤S31、 S32)。此处，微 小结构物提取处理所需的参数组是指，参照图像的数量、与对象图像 的距离、平滑处理(最大值运算)的区域等。
接下来，利用使用了规定的手法的体扫描，取得与乳房相关的图 像组数据，并存储到存储器(步骤S33)。之后，图像生成单元25 通过计算出每个参照图像的参照区域的代表值(步骤S34)，并使用 该代表值来执行上述的微小结构物提取处理，来生成与图像组数据对 应的多个差分图像(步骤S35)。所得到的差分图像例如与具有探测 器位置信息的体位标志一起显示在监视器14上，并被自动地保存(步 骤S36)。
之后，直到进行结束图像固定或本发明的影像模式的指令，诊断 装置重复执行本微小结构物提取处理。 (效果)
根据以上叙述的结构，可以得到以下的效果。
根据本超声波诊断装置，例如在乳房、肝脏、胰腺等的诊断中， 还使用与该图像实质上正交的方向(深度方向)所涉及的信息，来提 取出不连续地存在的微小结构物。特别，在微小结构物提取处理中的 最大值平均化中，还可以有效地去除无法使用对象图像与参照图像的 简单的差分来完全去除的、由于斑点图案的变动或结构物的断面方向 的位置偏移而引起的残存。
图17C上段是示出通常的B模式图像的图，图17C下段是示出 微小结构物提取图像的图。在对双方进行比较的情况下，在图17C上 段示出的通常的B模式图像中，除了微钙化部位以外，组织的一部分 也被影像化，而分散存在多个点状的高亮度部位。因此，无法以肉眼 识别哪个点对应于微钩化部位。另一方面，在图17C下段所示的微小 结构物提取图像中，仅提取出微钙化部位，而被影像化成点状的高亮 度部位。
因此，可以辨别三维地连续分布的连续结构物和局部存在的微小 结构物，而实时生成并显示提取出微小结构物的微小结构物提取图 像。医生等通过观察该微小结构物提取图像，可以在短时间内发现难 以通过目视与斑点图案分辨且仅在某特定的断面像中显现的那样的 微小结构物。
另外，在本超声波诊断装置中，可以任意地选择成为微小结构物 提取处理中使用的参照图像的帧以及参照区域的尺寸。因此，通过设 定成为与检查目的或个体差对应的参照图像的帧以及参照区域的尺 寸，可以进行与各个状况对应的微小结构物的适当的影像化。
另外，在本超声波诊断装置中，可以采用与设定了对象图像取得 时的探测器位置以及扫描范围的体位标志 一起显示微小结构物提取 图像、以规定的方式显示使用通过微小结构物提取处理得到的差分图 像而生成的MIP图像、以规定的方式显示微小结构物提取前后的图 像等各种显示方式。因此，医生等通过以期望的显示方式对微小结构
物提取图像进行观察、或对基于各种显示方式的微小结构物提取图像 进行比较，可以在短时间内发现难以通过目视与斑点图案分辨且仅在
某特定的断面像中显现的那样的微小结构物。
另外，在本实施方式中，以在MIP图像的生成中使用多个差分 图像的情况为例子。但是，不限于此，也可以使用通常的图像来生成 MIP图像。
(第5实施方式)
在本实施方式的超声波诊断装置1中，在对图像组数据实施了规 定的斑点减少处理(前级斑点减少处理)之后，执行在第1实施方式 中叙述的微小结构物提取处理。前级斑点减少处理只要以去除连续结
构物以及斑点图案(还包括随机的部分)中的至少一方为目的，则可
以是任意处理。作为具体例，可以举出使用了图像组数据的三维CFAR (Contrast False Alarm Rate)处理、针对构成图^f象组数据的各二维 图像的二维CFAR处理、重叠来自不同方向的发送接收信号而对斑点 图案进行平滑化的空间复合法、利用统计性质来去除斑点图案的类似 度滤波法等。
图19是示出本实施方式的微小结构物提取处理的流程的流程 图。如该图所示，首先，伴随体扫描开始而接收向微小结构物提取处 理迁移的指令，读入必要的参数组，利用扫描取得与乳房相关的图像 组数据，并存储到存储器(步骤S31、 S32、 S33)。接下来，图像生 成单元25在对图像组数据实施了前级斑点减少处理之后(步骤S33，)， 通过计算出每个参照图像的参照区域的代表值(步骤S34)，并使用 该代表值来执行上述的微小结构物提取处理，来生成与图像组数据对 应的多个差分图像(步骤S35)。所得到的差分图像例如与具有探测 器位置信息的体位标志一起显示在监视器14上，并被自动地保存(步 骤S36)。
通过以上叙述的结构，也可以得到与第1实施方式同样的效果。 (第6实施方式)
接下来，在第3实施方式的超声波诊断装置1中，并非三维图像 用的摇动探测器或三维图像用二维振子探测器，而使用由一维排列元 件构成的二维图像用探测器来执行第1实施方式的微小结构物提取处 理或第2实施方式的微小结构物提取处理。本实施方式的超声波诊断 装置的结构除了超声波探测器12为二维图像用探测器这一点以外， 与图1所示的结构大致相同。另外，以下为了具体说明，以进行第1 实施方式的微小结构物提取处理的情况为例子。
图20是示出本实施方式的微小结构物提取处理的流程的流程 图。如该图所示，首先，进行被检体的扫描(步骤S41)。此时，操 作者一边一点一点改变扫描断层面， 一边取得不同的断层像成为前 提。这些图像被逐次记录到装置内存储器(或装置内硬盘等)(步骤
S42)。
如果图像取得结束，则按照来自输入装置13的指示而迁移到微 小结构物提取处理，此时，调出所记录的多个图像，执行上述的(在 第1实施方式中叙述)的各处理，其结果作为微小结构图提取图像而 显示在监视器14上(步骤S43、 S44)。操作者如果观察该新的图像 而进行读影，并进行了适当的诊断，则结束本流程(步骤S45)。另 一方面，在没有得到适当的诊断信息的情况下，进行变更用于微小结 构物提取处理的参数等(步骤S45、 46),根据新的参数再次重复步 骤S43、 S44的各处理。
在本实施方式的超声波诊断装置中，构成为一边使用二维图像用 探测器逐次少量变更扫描位置一边取得超声波图像，并将其临时存储 到存储器。之后，读出所存储的超声波图像，使用该超声波图像来执 行微小结构物提取处理。因此，即使在超声波探测器12无法利用电 子控制或机械控制对三维区域进行扫描的情况下，也可以实现微小结 构物提取功能。另外，微小结构物提取图像虽然无法实时地得到，但 可以使用夹着对象图像帧的两侧的参照图像的信息等优点很大。 (第7实施方式)
在本实施方式中，对使用事先取得的图像组数据，来执行第4 实施方式的微小结构物提取处理或第5实施方式的微小结构物提取处 理的图像处理装置进行说明。这样的图像处理装置还可以通过将执行 与微小结构物提取功能相关的各处理的程序(微小结构物提取程序) 安装到工作站等计算机，并将这些在存储器上展开来实现。此时，微 小结构物提取程序还可以存储在磁盘、光盘、半导体存储器等记录介 质中而发布。
图21是示出第7实施方式的图像处理装置5的结构的框图。如 该图所示，本图像处理装置5具备操作部51、微小结构物提取处理专 用设备52、显示部53、控制部55、存储部57、图像处理部58、发送 接收部59。
操作部51具有用于向该装置1取入来自操作者的各种指示、条件等的轨迹球、各种开关、鼠标、键盘等。
显示部53以规定的方式显示超声波图像(B模式图像、微小结 构物提取图像等)、用于进行规定的操作的输入画面等。
控制部55对构成该图像处理装置5的各单元动态或静态地进行 控制。特别，控制部5将存储在存储部57中的微小结构物提取程序 展开在本身的存储器上，而按照其对显示部53、图像处理部58等进 行总体控制。
存储部57存储微小结构物提取程序。另外，存储部57存储发送 接收部59经由网络取得的图像组数据、或者经由可以装卸的存储介 质取得的图像数据等。
图像处理部58根据控制部55的控制，执行上述的微小结构物提 取处理。
发送接收部59经由网络与超声波诊断装置或PACS (Picture Archiving and Communication System,影4象归档及通信系统)月良务 器进行包括图像数据的信息的发送接收。
另外，本图像处理装置5具备微小结构物提取处理专用设备52。 该设备并非在该图像处理装置5中进行微小结构物处理时必须的部 分，但在事后进行微小结构物处理的情况下，该设备用于实现更良好 的操作性。作为具体例，可以举出具有以下的结构的例子。
图22是示出微小结构物提取处理专用设备52的一个例子的图。 如该图所示，微小结构物提取处理专用设备52除了附属于一般的个 人计算机的键盘520以外，还包括超声波探测器型操纵杆521、读影 用专用按钮522、以及轨迹球523。操纵杆521是至少可以前后移动 的杆型的操作器具，可以针对诊断对象的图像数据，控制所显示的帧 位置。具体而言，使运动图像的再现、逆再现、向前(frame advance) 再现、快进再现等与操作者所移动的操纵杆521的位置等连动。该操 纵杆521优选具有与超声波探测器同样的形状。由此，操作者在再现 运动图像帧而发现了诊断中所需的微小结构物时(通常，由于人类在 识别时需要一定时间，所以无法与发现的同时停止帧)，对于返回几
个帧而再次确认的动作，即使是基于计算机的事后读影诊断，也可以 以与实际上对被检体进行扫描的情况同样的感觉，停止探测器的移 动、或者改变扫描方向。
另外，读影用专用按钮522分配有用于有效地进行将微小结构物 提取处理组合的读影的各种功能。例如，显示在监视器上的图像可以 利用按钮输入来切换微小结构物提取处理前后的图像。另外，指示将 期望的图像帧作为静态图像另外保存的按钮、图像中输入注释文字或 箭头等与诊断装置上同样的操作。另外，轨迹球523是监视器上的指
示器。当然，也可以用鼠标来代用。
另外，在由本图像处理装置5执行第1微小结构物提取处理的情 况下，对存储在存储部57中的图像组数据执行图18所示的步骤S34 ~ S36的处理，另外，在执行第2微小结构物提取处理的情况下，相同 地对存储在存储部57中的图像组数据执行图示的步骤S33， S36的 处理。
根据本实施方式的图像处理装置，例如可以事后在医用工作站等 终端中执行第l或第2微小结构物提取处理。另外，此时，通过使用 微小结构物提取处理专用设备，不论是否为摄影事后中的图像观察， 都可以以与实际上在对被检体进行扫描的过程中停止探测器的移动、 或改变扫描方向的状况同样的感觉，来显示微小结构物提取图像。其 结果，可以以高的操作性有效地观察适当的微小结构物提取图像，可 以减轻医生等的作业负担。
接下来，对本发明的第8实施方式进行说明。在本实施方式中， 由于取得"薄切片声场，，和"基于三维扫描的多个断层像"是必要条件， 所以首先对超声波探测器12进行详细说明。
超声波探测器12可以根据阵列转换器的方式主要分类成以下的种类。
(1) 1D阵列(仅方位角操纵的单一行)
(2) 1.25D阵列(仰角维数的无电子对焦的多重行)
(3) 1.5D阵列(虽被电子对焦，但没有在仰角维数进行操纵)(4) 1.75D阵列(伴随被限制的三维操纵的大的间距阵列)
(5) 2D阵列(伴随广泛的三维操纵的微细间距阵列)
另外，"D"表示"维数，，，(2)至(5)的阵列全部被二维状地排 列，所以被称为1.5D等，但该表述与数学上的定义不同，而是超声 波诊断装置领域中的惯用表述。上述阵列中的、可以形成薄切片声场 的阵列为(2)至(5)的阵列。
在使用上述那样的阵列来取得多个断层像的情况下，用于使断层 面的位置微小地变化而在短时间内取得多个断层像的方式可以通过 使用上述阵列中的(4)以及(5)的阵列来直接实现，但除此以外， 还有使用(1) ~ (5)的阵列并使振子机械地摇动来得到三维信息的 方法，将该阵列称为带机械摇动功能的阵列。在本实施方式中，作为 适当的阵列，优选使用"带机械摇动功能的1.25D阵列"、或者"带机 械摇动功能的1.5D阵列"。1.25D阵列的详细情况如前所述。
对使用了上述阵列的图像的取得方法进行说明。首先，利用基于 超声波探测器12的超声波的发送接收，通过与通常的B模式同样的 手法来取得l张断层像。接下来，利用电子偏转或机械摇动，取得与 上述断层像不同的断面的断层像。重复同样的操作，如图23所示， 取得具有三维区域的信息的断层像组40。另外，图23是夸张地进行 表示，而实际的各断层像的距离是微小的。另外，在实际的摇动中， 各断层像的断面严密地讲并不平行，但在扇角微小的情况下，可以视 为大致平行。另外，所取得的图像的张数在图23中设为5张，但优 选为3~10张左右。
在超声波诊断装置的结构图中的图像合成部27中，对上述取得 的断层像组进行图像合成而成为1张图像，将结果作为1张断层像显 示在显示部上。关于该图像合成方法，例如有下述的2个方法。 (第l合成方法最大亮度投影法)
在该方法中，图像合成部27通过针对图像组的所有断层像，将 与在空间上同 一位置的像素对应的最大亮度提供给所对应的位置的 像素，而作为最终的1张断层像进行图像合成。
根据该第1合成方法，除了通过体复合而得到的斑点降低和组织 结构平滑化的效果以外，还利用薄切片声场(即薄切片厚度)的效果， 无论在成为运算对象的断面组的哪个断面中包含有微小结构物，其回 波信号也被非常高地被检测出。进而，由于捕捉钙化的断面为多个，
所以即使超声波探测器12或被检体发生了稍微的运动，也可以减轻 微小结构物的检测遗漏。
(第2合成方法代表亮度值法)
在该方法中，图像合成部27首先如图24所示，对各断层面的对 应的坐标位置的像素进行亮度解析。在该情况下，如果检测到应被判 定成异常点的亮度(以下称为"异常亮度"，在后面进行详述)，则对 于该像素的亮度，将该异常亮度设为代表亮度值。在没有检测到异常 亮度的情况下，将所有像素的平均亮度设为该像素的代表亮度值，或 者将多个断层像中的任一个亮度设为代表亮度值。
图25A是示出本方法的一个例子的图，对象断层像假设为5张。 图25A是示出检测到异常亮度的情况的图，图25B是示出没有检测到 异常亮度的情况的图。如图25A所示，在检测到异常亮度的情况下， 使图中虛线箭头所表示的代表亮度值的亮度水平与异常亮度一致。如 图25B所示，在没有检测到异常亮度的情况下，使图中虛线箭头所表 示的代表亮度值的亮度水平与所有像素的平均亮度水平 一致。
在上述的异常亮度的检测方法中，可以考虑多种方式，以下举出 几个例子。
(1) 有仅使用亮度的阈值来判断的方法。预先确定异常点的亮 度水平，通常，灰度图像为256灰度等级，所以在将最大亮度设为256 的情况下，例如将亮度水平为200以上的像素的亮度设为异常亮度。 并且，在观察到多个异常亮度的情况下，采用最大的异常亮度。
(2) 最初求出成为对象的像素的亮度值的平均值n和标准偏差 o,将统计学上溢出的亮度设为异常亮度。例如，将亮度为p + 3o以 上的明亮度的像素的亮度设为异常亮度。
此处，对断层像的全部或一部分进行使用异常亮度或平均值来重
新生成新的亮度的图像处理，其结果，重构出新的断层像，并显示在 显示部上。
由于作为干涉条紋的斑点图案具有随机的振幅，所以在第1合成 方法那样的最大亮度检测中，即使在斑点图案中，也总是检测到相当 于峰的最大值。因此，损失描绘性。本方法解决该问题，并且还进一 步改善与微钓化的对比度比。
在上述的说明中，进行了对所显示的图像的整个区域实施上述的
处理那样的说明，但不限于此。例如，如图26所示，在诊断图像上 设定有关心区域(ROI) 41的情况下，可以仅对该ROI应用本实施 方式。由此，可以实现运算处理时间的缩短。另外，操作者可以从输 入装置变更ROI的尺寸和位置。另外，在ROI外的区域42中，原样 显示出上述多个得到的断层像中的、任意1张图像(例如最初(或最 后)取得的图像)即可。
如上所述，根据本发明的实施方式，能够实现可以适当地观察例 如在乳癌诊断中容易被遗漏的微钩化等微小结构物的超声波诊断装 置。
另外，本发明不限于上述各实施方式，在实施阶段中可以在不脱 离其宗旨的范围内将结构要素变形而具体化。作为具体的变形例，例 如存在如下的例子。
本实施方式的各功能还可以通过将执行该处理的程序安装到工 作站等计算机，并将这些在存储器上展开来实现。此时，可以使计算 机执行该手法的程序还可以存储在磁盘(软(注册商标)盘、硬盘等)、 光盘(CD-ROM、 DVD等)、半导体存储器等记录介质中而发布。
另外，利用上述实施方式中公开的多个结构要素的适当组合，可 以形成多种发明。例如，也可以从实施方式中示出的所有结构要素删 除若干结构要素。进而，也可以适当组合不同的实施方式涉及的结构 要素。
(产业上的可利用性)
如上述说明，根据本发明，能够实现可以正确地区别例如乳腺等
连续结构物和微钙化部分等微小结构物，并提取出微小结构物的超声 波诊断装置以及超声波诊断装置控制方法。
权利要求
1. 一种超声波诊断装置，具备:超声波发送接收单元，对被检体发送超声波，接收来自该超声波的反射波，根据所接收到的反射波来发生多个帧的回波信号；图像数据发生单元，根据上述多个帧的回波信号，发生由多个二维图像构成的三维图像数据；图像生成单元，通过进行强调上述三维图像数据中包含的微小结构物的处理，生成第1图像；以及显示单元，显示上述第1图像。
2. 根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于，强调 上述三维图像数据中包含的微小结构物的处理是减轻上述三维图像 数据中包含的斑点图案成分的信号处理。
3. 根据权利要求2所述的超声波诊断装置，其特征在于，上述图像生成单元利用构成在上述三维图像数据中包含的规定的二维图 像的像素与构成在上述三维图像数据中包含的其他二维图像的像素之间的关系来执行减轻上述斑点图案成分的信号处理，从而提取出上 述规定的二维图像中包含的微小结构物，生成上述微小结构物被影像化的上述第1图像。
4. 根据权利要求2所述的超声波诊断装置，其特征在于，减轻 上述斑点图案成分的信号处理是三维地定义了内核图案的CFAR处 理、使用了统计类似度滤波的处理、使用了空间高通滤波的处理中的 任一个。
5. 根据权利要求2所述的超声波诊断装置，其特征在于，上述 图像生成单元通过对上述多个二维图像分别进行减轻上述斑点图案 成分的信号处理，在上述各二维图像中提取出具有规定的阈值以上的 值的像素，通过针对上述提取出的像素进行用于判定上述多个二维图像间 的关系的深度运算，提取出在上述三维图像数据中包含的规定的二维 图像所包含的微小结构物，生成上述微小结构物被影像化的上述第1图像。
6.根据权利要求5所述的超声波诊断装置，其特征在于，减轻 上述斑点图案成分的信号处理是二维地定义了内核图案的CFAR处 理、使用了统计类似度滤波的处理、使用了空间高通滤波的处理中的 任一个。
7，根据权利要求5所述的超声波诊断装置，其特征在于，上述 图像生成单元在对上述多个二维图像分别进行了减轻上述斑点图案 成分的信号处理之后，针对上述各二维图像上的像素，执行将该像素 的值以及位于其附近的像素的值中的最大值设为该像素的新的值的 图像处理，在上述图像处理之后，执行上述深度运算处理。
8. 根据权利要求5所述的超声波诊断装置，其特征在于，上述 图像生成单元计算出上述多个二维图像间的移动向量，根据上述计算出的移动向量，执行对上述多个二维图像间的位置 偏移进行校正的校正处理，在上述校正处理之后，执行上述深度运算处理。
9. 根据权利要求2所述的超声波诊断装置，其特征在于，上述 三维图像数据是使用具有摇动用于对上述被检体发送超声波的多个 超声波振子的机构的超声波探测器、或二维地配置有上述多个超声波 振子的超声波探测器来取得的。
10. 根据权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于，强调 上述三维图像数据中包含的微小结构物的处理是，使用上述三维图像 数据中包含的第l超声波图像以及根据该第l超声波图像的位置决定 的第2超声波图像来提取出微小结构物的图像处理，是如下的处理， 执行针对上述第l超声波图像上的各像素，与包括上述第2图像中空 间上对应的像素的参照区域内的最大像素值进行差分的微小结构物 提取处理，从而生成微小结构物提取图像。
11. 根据权利要求10所述的超声波诊断装置，其特征在于，还 具备指定单元，用于从多个超声波图像中指定上述第2超声波图像。
12. 根据权利要求10所述的超声波诊断装置，其特征在于，还 具备指定单元，使用多个超声波图像的各个和上述第l超声波图像来 执行上述微小结构物提取处理，从而生成多个上述第1图像，根据与 上述多个第1图像分别有关的像素值的总和，指定上述第2超声波图 像。
13. 根据权利要求10所述的超声波诊断装置，其特征在于，还 具备指定单元，用于指定上述参照区域的尺寸。
14. 根据权利要求10所述的超声波诊断装置，其特征在于，上 述第2超声波图像是关于上述第l超声波图像处于对称的位置的二个 超声波图像，上述图像处理单元根据针对上述第2超声波图像分别执行了上 述微小结构物提取处理的结果，生成上述微小结构物提取图像。
15. 根据权利要求10所述的超声波诊断装置，其特征在于，上 述图像处理单元通过针对多个上述第l超声波图像执行上述微小结构 物提取处理，生成多个上述微小结构物提取图像，通过执行使用了上述多个微小结构物提取图像的最大值投影处 理，生成最大值投影图像，上述显示单元以规定的方式来显示上述最大值投影图像。
16. 根据权利要求10所述的超声波诊断装置，其特征在于，上 述图像处理单元针对上述第l超声波图像，执行用于去除斑点图案成 分的规定的处理，使用上述规定的处理后的上述第1超声波图像，执行上述微小结 构物提取处理。
17. 根据权利要求10所述的超声波诊断装置，其特征在于，上 述显示单元根据对上述第1超声波图像附加的与超声波探测器的位置 有关的信息，显示示出了超声波探测器的位置的体位标志。
18. 根据权利要求10所述的超声波诊断装置，其特征在于，还 具备指定单元，在执行上述微小结构物提取处理的情况下，与其空间动作连动地指定上述第l超声波图像的位置。
19. 根据权利要求10所述的超声波诊断装置，其特征在于，上 述图像生成单元通过执行对上述三维图像数据中包含的多个位置所 对应的多个像素，分别与离开规定距离的参照区域内的最大像素值进 行差分的微小结构物提取处理，生成微小结构物提取图像，上述显示单元以规定的方式显示上述微小结构物提取图像。
20. 根据权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于，上述 超声波发送接收单元一边使用二维地排列的振动元件来形成在与断 层像垂直的方向上厚度薄的声场， 一边对被检体进行三维扫描，从而 对与上述厚度薄的声场大致平行的方向发生上述多个帧的回波信号，上述图像生成单元使用基于上述多个帧的回波信号的上述多个 断层像的亮度信息，重构二维断层像。
21. 根据权利要求20所述的超声波诊断装置，其特征在于，上 迷超声波发送接收单元通过电子延迟电路或机械式摇动机构，利用上 迷振动元件，对上述被检体进行三维扫描。
22. 根据权利要求20所述的超声波诊断装置，其特征在于，上 迷显示单元显示所重构的上述二维断层像。
23. 根据权利要求20所述的超声波诊断装置，其特征在于，上 述图像生成单元针对上述多个断层像利用最大亮度投影法来生成上 述二维断层像。
24. 根据权利要求20所述的超声波诊断装置，其特征在于，上 述图像生成单元通过关于上述多个断层像针对所对应的各像素的亮 度进行统计处理，并将根据其结果决定的代表亮度值作为像素值来进 行构成，生成上述二维断层像。
25. —种超声波诊断装置的控制方法， 使超声波诊断装置执行如下步骤 对被检体发送超声波，接收来自上述超声波的反射波，根据上述接收到的反射波来发生多个帧的回波信号，根据上述多个帧的回波信号，发生由多个二维图像构成的三维图 像数据，通过进行强调上述三维图像数据中包含的微小结构物的处理，生 成第1图像，显示上述第1图像。
全文摘要
本发明提供一种超声波诊断装置以及超声波诊断装置控制方法。还使用与三维图像数据中包含的多个超声波图像实质上正交的方向(深度方向)所涉及的信息，来去除斑点图案。例如，执行三维CFAR处理、或者二维CFAR处理以及深度运算处理。由此，辨别三维地连续分布的连续结构物和局部存在的微小结构物而生成微小结构物提取图像。
文档编号A61B8/08GK101378700SQ20078000453
公开日2009年3月4日 申请日期2007年3月30日 优先权日2006年3月31日
发明者冈村阳子, 神山直久 申请人:株式会社东芝;东芝医疗系统株式会社