超声波诊断装置以及超声波图像处理方法
【专利摘要】基准帧选择部从表示胎儿的心脏的帧列中选择基准帧。候补区域组设定部对构成帧列的各个帧设定候补区域组。相关值运算部在基准帧与除此以外的各帧之间针对每个候补区域运算相关值。由此，生成与多个候补区域对应的多个相关值波形。稳定化波形部分确定部针对每个相关值波形确定稳定化波形部分。稳定化区域确定部在多个稳定化波形部分中确定稳定化度最高的稳定化波形部分(即，稳定化最高的候补区域)。心率运算部基于稳定化度最高的稳定化波形部分运算胎儿的心跳信息(心率等)。
【专利说明】
超声波诊断装置以及超声波图像处理方法
技术领域
[0001] 本发明涉及超声波诊断装置，特别涉及获得进行周期性运动的脏器的周期信息的 超声波诊断装置。
【背景技术】
[0002] 针对胎儿的心脏，难以利用心电图记录仪等直接计测心率等。另一方面，通过利用 超声波诊断装置能够获得心跳等的信息。
[0003] 例如在专利文献1所公开的超声波诊断装置中，以表示胎儿的心脏的多个断层图 像为对象，进行基准断层图像与除此以外的各断层图像之间的相关运算。根据表示该运算 结果的相关值波形运算胎儿的心率。
[0004] 另外，在专利文献2所公开的超声波诊断装置中，基于超声波图像分析胎儿的身体 的动作以及心脏的动作，由此获得表示身体的变动的波形与表示心脏的运动的波形。基于 减去表示身体的变动的波形的心脏的运动的波形，运算胎儿的心率。
[0005] 现有技术文献
[0006] 专利文献
[0007] 专利文献1:日本特开2013-198635号公报 [0008] 专利文献2:日本特开2013-198636号公报
【发明内容】
[0009]发明所要解决的课题
[0010] 然而，在根据相关值波形运算心跳信息的情况下，如何设定成为相关值运算的对 象的关心区域，对心跳信息的运算精度影响较大。例如，若在心脏中不稳定地进行周期运动 的部分设定关心区域，则无法获得稳定的相关值波形，产生心跳信息的测定精度降低的问 题。期望以适当的位置或者适当的尺寸来设定关心区域。
[0011] 特别地，胎儿的心脏极小，容易移动。另外，超声波图像所表现的心脏的边界不清 晰的情况较多。因此，用户手动地指定心脏中的稳定地进行周期运动的部位极其困难。
[0012] 本发明的目的在于在超声波诊断装置中，针对进行周期性运动的脏器，提高周期 信息的测定精度。或者，本发明的目的在于当在胎儿的心脏的剖面上设定心跳信息计测用 的关心区域的情况下，减轻或者消除用户的负担。或者，本发明的目的在于能够使设定于胎 儿的心脏的剖面上的心跳信息计测用的关心区域的位置以及尺寸的至少一方最佳化。
[0013] 用于解决课题的手段
[0014] 本发明的超声波诊断装置的特征在于，具有:帧列生成部，其基于通过对周期性地 进行运动的脏器发送接收超声波而获得的信号生成帧列;候补区域组设定部，其针对上述 帧列的每一个帧设定候补区域组;相关值运算部，其针对每个上述候补区域，在上述帧列中 的基准帧与除此以外的各帧之间依次运算相关值，由此针对每个上述候补区域生成表示上 述相关值的时间变化的相关值波形;稳定化波形部分确定部，其在每个上述候补区域的相 关值波形中确定稳定化波形部分;最佳稳定化波形部分确定部，其从通过上述相关值运算 部生成的多个相关值波形中被确定的多个稳定化波形部分中确定最佳稳定化波形部分；以 及周期信息运算部，其基于从与上述最佳稳定化波形部分对应的候补区域获得的相关值波 形，运算上述脏器的运动的周期信息。
[0015] 根据上述的构成，生成与多个候补区域对应的多个相关值波形，针对各个相关值 波形，确定其中的稳定化波形部分。即，各个相关值波形不整个成为评价对象，其中的稳定 化波形部分成为评价对象。在该情况下，例如也可以将相关值波形上连续存在的偏差较少 的部分确定为稳定化波形部分。或者，也可以将处于在相关值波形上离散地存在的偏差较 少的关系的多个波形片段的集合确定为稳定化波形部分。若确定与多个候补区域对应的多 个稳定化波形部分，贝从其中确定最佳稳定化波形部分。该确定相当于多个候补区域中的 稳定化区域(周期信息计测用的关心区域)的确定。因此，根据最佳稳定化波形部分，或者将 其包含的相关值波形运算周期信息。若成为对象的脏器为心脏，则作为周期信息运算心率 等心跳彳目息。
[0016] 上述结构预先准备成为关心区域的候补的多个候补区域，评价针对这些候补区域 而运算的多个相关值波形，从而选择最佳候补区域(或者所参照的波形部分）。因此，在评价 相关值波形后，决定关心区域，从而提高关心区域的设定精度。另外，能够消除用户必须边 预测或者考虑稳定性边设定关心区域的繁琐的问题。
[0017] 根据经验，相关值波形的整体稳定的情况几乎不存在，多数情况下，在各个相关值 波形中包含稳定的部分与不稳定的部分。特别是在胎儿的心脏的计测时，认为上述的趋势 较强。根据本发明，在相关值波形的评价时，能够除去稳定化波形部分以外的不稳定化波形 部分(例如值过于极端的部分)而评价相关值波形。因此，能够积极地利用有用或者优良的 波形信息。与最佳稳定化波形部分对应的候补区域与脏器中的稳定地进行周期运动的部分 对应。因此，根据本发明，能够从这样的稳定地进行周期运动的部分精度良好地测定周期信 息。
[0018] 优选，上述候补区域组由在帧区域的整体内或者一部分内相互具有非一致的关系 而设定的多个候补区域构成。由此，能够确定适于运算周期信息的候补区域。帧列由在时间 轴上排列的多个帧构成。各帧相当于组织中的计测对象剖面，具体而言，与波束扫描面或者 断层图像对应。针对其全体设定候补区域组，或者针对其一部分设定候补区域组。优选预先 准备具有相互不同的图案的多个候补区域组，手动或者与诊断部位等对应地自动设定任意 的候补区域组。
[0019] 优选，上述候补区域组包含在上述帧区域的整体内或者一部分内至少设定在不同 的位置的多个候补区域。由此，能够使运算周期信息的区域的位置最佳化。
[0020] 优选，上述候补区域组包含在上述帧区域的整体内或者一部分内至少具有不同的 尺寸的多个候补区域。由此，能够使运算周期信息的区域的尺寸最佳化。
[0021 ]优选，上述稳定化波形部分确定部通过上述相关值波形的波形分析来确定上述稳 定化波形部分。
[0022]优选，上述稳定化波形部分确定部包含:生成部，其在上述相关值波形中针对每个 邻接峰值间隔运算伪周期信息，由此生成伪周期信息列；以及判定部，其在上述伪周期信息 列中判定满足稳定化条件的多个伪周期信息，由此确定上述稳定化波形部分。由此，能够除 去过于极端的伪周期信息来评价相关值波形，因此能够不受过于极端的伪周期信息的影 响，而确定最佳稳定化波形部分。
[0023] 优选，上述判定部包含:排序部，其根据排序条件对上述伪周期信息列进行排序； 以及确定部，其从上述排序后的伪周期信息列中确定以排序方向排列的基准数的伪周期信 息，作为上述多个伪周期信息。
[0024] 优选，上述排序部按值从大到小的顺序或者从小到大的顺序对上述伪周期信息列 进行排序，上述确定部将上述排序后的伪周期信息列的中间部分确定为上述基准数的伪周 期信息。与中间部分相比，在除此以外的部分包含有过于极端的伪周期信息，在中间部分包 含有与除此以外的部分相比稳定的伪周期信息。因此，通过将与中间部分所包含的伪周期 信息对应的波形部分确定为稳定化波形部分，能够除去过于极端的伪周期信息来评价相关 值波形。
[0025] 优选，上述判定部包含:针对上述伪周期信息列设定多个偏差参照窗并运算多个 偏差的功能；以及从上述多个偏差中确定最小的偏差，由此确定上述相关值波形中的上述 稳定化波形部分的功能。在偏差成为最小的参照窗中，与除此以外的参照窗相比，包含有稳 定的伪周期信息。根据该结构，能够除去过于极端的伪周期信息来评价相关值波形。
[0026] 优选，上述最佳稳定化波形部分确定部将在上述多个稳定化波形部分中偏差成为 最小的稳定化波形部分确定为上述最佳稳定化波形部分。在与偏差成为最小的最佳稳定化 波形部分对应的候补区域中，与其他的候补区域相比周期运动稳定。因此，基于从该候补区 域获得的相关值波形求得周期信息，从而周期信息的测定精度提高。
[0027] 优选，上述周期信息运算部根据上述最佳稳定化波形部分运算上述周期信息。最 佳稳定化波形部分与其他的波形部分相比稳定(过于极端的部分被除去）。因此，从最佳稳 定化波形部分求得周期信息，从而周期信息的测定精度进一步提高。
[0028] 另外，本发明的超声波图像处理方法的特征在于，包含:接受基于对周期性地进行 运动的脏器发送接收超声波而获得的信号而生成的帧列，并针对上述帧列的每一个帧设定 候补区域组的工序;针对每个上述候补区域，在上述帧列中的基准帧与除此以外的各帧之 间依次运算相关值，由此针对每个上述候补区域生成表示上述相关值的时间变化的相关值 波形的工序;针对每个上述候补区域，在相关值波形中确定稳定化波形部分的工序;从在生 成的多个上述相关值波形中被确定的多个稳定化波形部分中确定最佳稳定化波形部分的 工序；以及基于从与上述最佳稳定化波形部分对应的候补区域获得的相关值波形运算上述 脏器的运动的周期信息的工序。
[0029]发明效果
[0030] 根据本发明，能够在超声波诊断装置中提高进行周期性运动的脏器的周期信息的 测定精度。
【附图说明】
[0031] 图1是表示本发明的实施方式的超声波诊断装置的一个例子的框图。
[0032] 图2是表示候补区域组的设定例的示意图。
[0033]图3是表示各候补区域中的相关值波形的一个例子的图。
[0034]图4是表不实施例1的处理的流程图。
[0035]图5A是用于对实施例1的处理进行说明的图。
[0036]图5B是用于对实施例1的处理进行说明的图。
[0037]图6是表示实施例2的处理的流程图。
[0038]图7A是用于对实施例2的处理进行说明的图。
[0039]图7B是用于对实施例2的处理进行说明的图。
[0040]图7C是用于对实施例2的处理进行说明的图。
[0041 ]图7D是用于对实施例2的处理进行说明的图。
[0042]图8A是表示变形例1的候补区域组的设定例的示意图。
[0043]图8B是表示变形例1的候补区域组的设定例的示意图。
[0044] 图8C是表示变形例1的候补区域组的设定例的示意图。
[0045] 图8D是表示变形例1的候补区域组的设定例的示意图。
[0046] 图8E是表示变形例1的候补区域组的设定例的示意图。
[0047]图8F是表示变形例1的候补区域组的设定例的示意图。
[0048]图8G是表示变形例1的候补区域组的设定例的示意图。
[0049] 图8H是表示变形例1的候补区域组的设定例的示意图。
[0050] 图81是表示变形例1的候补区域组的设定例的示意图。
[0051]图9A是表示变形例2的候补区域组的设定例的示意图。
[0052]图9B是表示变形例2的候补区域组的设定例的示意图。
[0053]图9C是表示变形例2的候补区域组的设定例的示意图。
[0054]图9D是表示变形例2的候补区域组的设定例的示意图。
[0055]图9E是表示变形例2的候补区域组的设定例的示意图。
[0056]图9F是表示变形例2的候补区域组的设定例的示意图。
[0057]图10是表示变形例3的候补区域组的设定例的示意图。
[0058]图11A是表示变形例3的候补区域组的设定例的示意图。
[0059] 图11B是表示变形例3的候补区域组的设定例的示意图。
[0060] 图11C是表示变形例3的候补区域组的设定例的示意图。
[0061] 图11D是表示变形例3的候补区域组的设定例的示意图。
[0062] 图11E是表示变形例3的候补区域组的设定例的示意图。
[0063] 图11F是表示变形例3的候补区域组的设定例的示意图。
[0064] 图11G是表示变形例3的候补区域组的设定例的示意图。
[0065] 图11H是表示变形例3的候补区域组的设定例的示意图。
[0066] 图111是表示变形例3的候补区域组的设定例的示意图。
[0067] 图11J是表示变形例3的候补区域组的设定例的示意图。
[0068] 图11K是表示变形例3的候补区域组的设定例的示意图。
[0069] 图11L是表示变形例3的候补区域组的设定例的示意图。
【具体实施方式】
[0070] 图1表示本发明的实施方式的超声波诊断装置的一个例子。超声波诊断装置是设 置于医院等医疗机构，通过对人体的超声波的发送接收而形成超声波图像的装置。本实施 方式的超声波诊断装置如以下详述的那样，具备通过对胎儿发送接收超声波，计测胎儿的 心跳信息的功能。周期性地进行运动的其他的组织也可以成为计测对象。
[0071] 在图1中，探头10是对包含对象物的诊断区域发送接收超声波的收发波器。探头10 具备发送接收超声波的多个振动元件。由多个振动元件形成超声波束。超声波束被反复电 子扫描。由此，依次形成波束扫描面。作为电子扫描方式，公知有电子扇形扫描方式、电子线 性扫描方式等。
[0072] 收发部12在发送时，对探头10具备的多个振动元件输出被延迟处理后的多个发送 信号。由此，从多个振动元件向生物体内输送发送波束。在接收时，若来自生物体内的反射 波被多个振动元件接受，则从上述多个振动元件向收发部12输出多个接收信号。在收发部 12对多个接收信号实施整相加法处理等，从而形成接收波束。即，收发部12输出整相加法处 理后的接收信号(波束数据）。通过收发部12的作用，发送波束以及接收波束(两者合并称为 超声波束)被电子地扫描。由此，构成上述的波束扫描面。波束扫描面相当于多个波束数据， 它们构成接收帧(接收帧数据）。此外，各波束数据由在深度方向排列的多个回波数据构成。 通过重复超声波束的电子扫描，从收发部12输出在时间轴上排列的多个接收帧。它们构成 接收帧列。从收发部12输出的波束数据经由未图示的信号处理部后发送至图像形成部14。 信号处理部具备检波电路、对数压缩电路等。此外，在超声波的收发时，也可以利用发送孔 径综合等技术。
[0073] 图像形成部14由具有坐标变换功能以及插值处理功能等的数字扫描转换器构成。 图像形成部14基于接收帧列，形成由多个显示帧构成的显示帧列100。构成显示帧列100的 各个显示帧是B模式断层图像的数据。显示帧列100被输出到监视器等显示部34来显示。由 此，能够实时地将B模式断层图像显示为动态图像。在本实施方式中，显示帧列100被存储于 帧列存储部18。
[0074]图像处理部16包含：帧列存储部18、基准帧选择部20、候补区域组设定部22、相关 值运算部24、稳定化波形部分确定部26、稳定化区域确定部28以及心率运算部30。
[0075]基准帧选择部20从存储于帧列存储部18的显示帧列100中，选择成为相关值运算 的基准的基准帧。基准帧选择部20例如与经由操作部32被输入的用户操作对应地选择基准 帧。例如，通过显示部34显示存储于帧列存储部18的显示帧列100。用户边观察显示于显示 部34的显示帧列100,边使用操作部32指定基准帧。此外，基准帧选择部20也可以从显示帧 列100中将任意的显示帧选择为基准帧。也可以使基准帧的选择自动化。例如，也可以通过 图像分析来确定基准帧。
[0076]候补区域组设定部22针对成为处理对象的显示帧列的每一个帧设定候补区域组 110。例如，候补区域组110由具有非一致的关系而分散地设定的多个候补区域构成。具体而 言，候补区域组设定部22针对显示帧列的每一个，在相互不同的位置设定多个候补区域。另 外，候补区域组设定部22也可以设定尺寸相互不同的多个候补区域。在本实施方式中，候补 区域组设定部22在显示帧列的每一个中，对胎儿的心脏设定候补区域组110。候补区域组设 定部22例如与经由操作部32被输入的用户操作对应地设定候补区域组110。例如，通过显示 部34显示基准帧。用户边观察显示于显示部34的基准帧，边使用操作部32指定候补区域组 110的设定位置。针对该被指定的位置设定候补区域组110。候补区域组设定部22针对构成 处理对象的显示帧列的各个显示帧，在与对基准帧设定的位置相同的位置设定候补区域组 110。此外，候补区域组设定部22也可以对基准帧进行图像分析，在胎儿的心脏的区域设定 候补区域组。候补区域组设定部22从帧列存储部18读出与各个候补区域对应的显示帧列 120并将其输出至相关值运算部24。
[0077]图2表示候补区域组的设定例。在基准帧40中表现胎儿的身体42以及胎儿的心脏 44。在图2所示的例子中设定了六个矩形状的候补区域(候补区域50A~50F)。候补区域50A ~50E以局部包含心脏44的方式分别设定于不同的位置。候补区域50F被设定为包含心脏44 的整体。候补区域50A~50E的尺寸相同。候补区域50A~50D相互不重叠地设定于将候补区 域50F四等分而得的区域。候补区域50E被设定为与候补区域50A~50D局部重叠。在图2所示 的例子中，候补区域50A~50F为矩形，但也可以为其他的多边形、圆形、椭圆形。另外，候补 区域50A~50E可以为相同的大小，也可以为不同的大小。候补区域50A~50D也可以相互局 部重叠地设定。另外，候补区域的个数也不限定于图2所示的例子，只要设定多个候补区域 即可。候补区域的形状、尺寸、个数以及设定位置是任意的，例如也可以通过用户对操作部 32的操作将它们指定。
[0078]返回图1进行说明。相关值运算部24针对每个候补区域，在基准帧与基准帧以外的 各显示帧之间依次运算相关值。由此，针对每个候补区域生成表示相关值的时间变化的相 关值波形130。列举具体例进行说明。假定显示帧？1^2、？3{4是作为处理对象的显示帧。在 该情况下，相关值运算部24针对每个候补区域，运算基准帧（例如显示帧F1)与显示帧F2之 间的相关值、基准帧与显示帧F3之间的相关值以及基准帧与显示帧F4之间的相关值。由此， 针对每个候补区域获得表示相关值的时间变化的相关值波形。作为相关值，例如能够利用 SSD(Sum of Square Difference:差的平方和）、SAD(Sum of Absolute Difference:差的 绝对值的和)或者平均值的差等公知的方法。
[0079]图3表不与候补区域50A~50F对应的相关值波形的一个例子。图3中的横轴表不时 间轴，纵轴表示相关值。相关值波形A是表示图2所示的候补区域50A中的相关值的时间变化 的波形。相关值波形B是表示候补区域50B中的相关值的时间变化的波形。相关值波形C是表 示候补区域50C中的相关值的时间变化的波形。相关值波形D是表示候补区域50D中的相关 值的时间变化的波形。相关值波形E是表示候补区域50E中的相关值的时间变化的波形。相 关值波形F是表示候补区域50F中的相关值的时间变化的波形。
[0080] 若返回图1进行说明，则稳定化波形部分确定部26在每个候补区域的相关值波形 130中确定稳定化波形部分140。即，稳定化波形部分确定部26针对每个候补区域，从相关值 波形130除去值过于极端的部分，确定波形稳定的稳定化波形部分140。例如，稳定化波形部 分确定部26针对每个候补区域，基于相关值波形130运算心脏的伪心率，基于伪心率从相关 值波形130确定稳定化波形部分140。
[0081] 稳定化区域确定部28将在多个相关值波形130中确定的多个稳定化波形部分140 相互比较，从而从多个稳定化波形部分140中确定最佳稳定化波形部分。然后，稳定化区域 确定部2 8将与最佳稳定化波形部分对应的候补区域确定为稳定化区域。例如，稳定化区域 确定部28针对每个候补区域，运算与稳定化波形部分140对应的伪心率的偏差，确定伪心率 的偏差为最小的稳定化波形部分(最佳稳定化波形部分），将与该最佳稳定化波形部分对应 的候补区域确定为稳定化区域。
[0082]心率运算部30基于从稳定化区域获得的相关值波形，运算胎儿的心跳信息。心跳 信息例如为心率。
[0083] 此外，图1所示的探头10以外的结构能够利用例如处理器、电路等硬件资源而实 现，在该实现中也可以根据需要利用存储器等器件。另外，探头10以外的结构例如也可以通 过计算机实现。换句话说，也可以通过计算机具备的CPU、存储器、硬盘等硬件资源与规定 CPU等的动作的软件(程序)的协作，实现探头10以外的结构的全部或者一部分。该程序经由 CD、DVD等记录介质，或者经由网络等通信路径，存储于未图示的存储装置。作为其他的例 子，探头10以外的结构也可以通过DSP(Digital Signal Processor数字信号处理器）、FPGA (Field Programmable Gate Array现场可编程逻辑门阵列）等实现。
[0084] 接下来，参照图4所示的流程图，对本实施方式的超声波诊断装置的处理的实施例 1进行说明。首先，通过显示部34显示存储于帧列存储部18的显示帧列。用户使用操作部32 从显示帧列中指定处理对象帧列（S01)。进而，用户使用操作部32从处理对象帧列中指定基 准帧（S02)。接着，通过显示部34显示基准帧。用户边观察该基准帧，边使用操作部32指定候 补区域组的设定位置。由此，通过候补区域组设定部22对处理对象帧列的每一个帧设定候 补区域组(S03)。作为一个例子，如图2所示，候补区域组设定部22对处理对象帧列的每一个 帧设定候补区域50A~50F。若设定候补区域组，则相关值运算部24针对每个候补区域在基 准帧与各显示帧之间依次运算相关值，从而针对每个候补区域生成相关值波形(S04)。作为 一个例子，如图3所示，相关值运算部24针对候补区域50A~50F生成相关值波形A~F。
[0085]而且，稳定化波形部分确定部26针对每个相关值波形依次运算伪心率(S05)。具体 而言，稳定化波形部分确定部26针对每个候补区域，不断地探索相关值波形的峰值点(极大 点或者极小点），将相互邻接的峰值点（极大点或者极小点）的时间间隔分别运算为伪的一 次心跳时间。而且，稳定化波形部分确定部26针对每个候补区域，基于多个伪的一次心跳时 间，运算每单位时间的多个伪心率(bmp)。由此，运算在时间轴上排列的多个伪心率，它们构 成伪心率列。若参照图3进行说明，则稳定化波形部分确定部26针对相关值波形A，将相互邻 接的峰值点（例如极大值)的时间间隔T1~T9分别运算为伪的一次心跳时间。而且，稳定化 波形部分确定部26根据时间间隔T1~T9运算每单位时间的伪心率R1~R9。在时间轴上排列 的伪心率R1~R9构成伪心率列。稳定化波形部分确定部26针对相关值波形B~F也运算伪心 率列。
[0086] 接下来，稳定化波形部分确定部26针对每个候补区域，按值从大到小的顺序排序 处理伪心率列（重排）（S06)。若以伪心率R1~R9为例进行说明，则如图5A所示，稳定化波形 部分确定部26按值从大到小的顺序排序伪心率R1~R9。或者，如图5B所示，稳定化波形部分 确定部26也可以按值从小到大的顺序排序伪心率R1~R9。稳定化波形部分确定部26针对相 关值波形B~F也排序伪心率列。
[0087] 然后，稳定化波形部分确定部26针对每个候补区域，运算排序后的伪心率列中的 中央N个(配置于中央的N个)的平均值以及偏差(S07KN为整数。作为一个例子，若N = 5,则 在图5A所示的例子中，稳定化波形部分确定部26运算配置于中央的五个伪心率(伪心率R9、 尺6、1?5、1?7、1?4)的平均值以及偏差。或者，如图58所示，稳定化波形部分确定部26也可以运算 按值从小到大的顺序排序的伪心率R1~R9中的中央N个的平均值以及偏差。稳定化波形部 分确定部26针对相关值波形B~F也运算排序后的伪心率列中的中央N个的平均值以及偏 差。此外，在图5A以及图5B所示的例子中，N=5,但也可以使用除此以外的值。
[0088] 此处，对偏差进行说明。若将N个伪心率的每一个的值设为Xi(i = l~N)，将它们的 平均设为m，则通过以下的式(1)求得方差。
[0089] [数学式1]
[0090]
[0091 ]将该方差的正的平方根σ称为标准偏差。
[0092]另外，将标准偏差σ除以平均值m所得的值称为变动系数CV(Coefficient of Variation)。变动系数CV由以下的式(2)表示。
[0093] cV = 〇/m · · · · (2)
[0094] 变动系数CV表示不取决于平均值的相对偏差。例如，即便标准偏差σ为相同的 "20"，在平均值为"50"的情况与平均值为"200"的情况下，也认为后者(平均值= 200)的偏 差较少(在平均值为"50"的情况下，CV=0.4，在平均值为"200"的情况下，CV = 0.1)。稳定化 波形部分确定部26针对相关值波形A~F，运算中央N个伪心率的偏差CV。
[0095]而且，稳定化区域确定部28将相关值波形A~F的偏差CV相互比较，从而确定偏差 CV成为最小的相关值波形，确定与该相关值波形对应的候补区域(稳定化区域）（S08)。即， 稳定化区域确定部28使用伪心率列中的中央N个的偏差CV评价相关值波形A~F的稳定化 度，确定稳定化度最高(偏差CV成为最小）的相关值波形。作为一个例子，在相关值波形A的 偏差CV在相关值波形A~F中为最小的情况下，稳定化区域确定部28将与相关值波形A对应 的候补区域50A确定为稳定化区域。
[0096]此外，稳定化波形部分确定部26也可以针对每个相关值波形运算伪心率列中的中 央N个的标准偏差〇，确定标准偏差〇为最小的相关值波形，将与该相关值波形对应的候补区 域确定为稳定化区域。
[0097]若如以上那样确定稳定化区域，则心率运算部30运算稳定化区域的心率(S09)。例 如，心率运算部30将稳定化区域的伪心率列（全部伪心率）的平均值运算为胎儿的心率 (bpm)。心率运算部30也可以将排序后的伪心率列中的中央Ν个的平均值运算为胎儿的心 率。胎儿的心率例如被输出到显示部34来显示。作为一个例子，在候补区域50A被确定为稳 定化区域的情况下，心率运算部30将排序后的伪心率列中的中央N个的平均值(例如图5A所 示的伪心率R9、R6、R5、R7、R4的平均值)运算为胎儿的心率。
[0098]在继续处理的情况下（S10,是），更新作为处理对象的显示帧列（S11)，以更新后的 显示帧列为对象，进行步骤S04~S09的处理。例如，若用户使用操作部32将在其他的时间段 取得的显示帧列指定为处理对象，则以被指定的显示帧列为对象，进行步骤S04~S09的处 理。在不继续处理的情况下(S10,否），心率的计测结束。
[0099]如以上那样，在实施例1中，针对每个候补区域，按值从大到小的顺序或者从小到 大的顺序排序伪心率列，运算排序后的伪心率列中的中央N个的偏差CV。而且，基于每个候 补区域的偏差CV评价各候补区域的相关值波形。由此，能够从相关值波形除去稳定化波形 部分以外的不稳定化波形部分(心率过于极端的部分)来评价相关值波形。其结果，能够确 定得到不受不稳定化波形部分的影响，与其他的候补区域相比能够获得稳定的相关值波形 的稳定化区域。
[0100]对该点详细地进行说明。异常值(过于极端的心率)不可避免地包含于相关值波形 中。因此，若基于伪心率列所包含的全部伪心率的偏差CV评价相关值波形，则导致也包含异 常值地进行评价。在该情况下，评价的精度降低。与此相对，在实施例1中，按值从大到小的 顺序或者从小到大的顺序排序伪心率列，运算排序后的伪心率列中的中央N个的偏差CV。而 且，基于该偏差CV评价相关值波形。在进行了排序处理的情况下，在中央N个以外的范围中 包含有过于极端的伪心率。在中央N个的范围中与其他的范围相比，不包含过于极端的伪心 率。因此，与中央N个伪心率对应的波形部分，与同中央N个以外的伪心率对应的波形部分相 比稳定，从而相当于相关值波形中的稳定化波形部分。因此，通过使用排序后的伪心率列中 的中央N个的偏差CV，能够在除去异常值的状态下评价相关值波形，而确定稳定化区域。在 该实施例1中，排序处理了伪心率列，因此稳定化波形部分是在时间轴上未必连续的多个波 形部分的集合。
[0101]稳定化区域的周期运动与其他候补区域的周期运动相比稳定。因此，基于从稳定 化区域获得的相关值波形运算心率，从而心率的测定精度提尚。另外，排序后的中央N个伪 心率与稳定化波形部分对应。因此，根据该稳定化波形部分运算心率，从而心率的测定精度 进一步提尚。
[0102] 接下来，参照图6所示的流程图，对本实施方式的超声波诊断装置的处理的实施例 2进行说明。在实施例2中不进行伪心率列的排序处理，而运算在伪心率列中按时间顺序排 列的连续N个的偏差CV。然后，基于该偏差CV确定稳定化区域。以下，对实施例2的处理进行 详述。
[0103] 首先，与实施例1相同地，通过用户从存储于帧列存储部18的显示帧列中指定处理 对象帧列(S20)，从该处理对象帧列中指定基准帧(S21)。接着，通过候补区域组设定部22针 对处理对象帧列的每一个帧设定候补区域组(S22)。然后，通过稳定化波形部分确定部26针 对每个候补区域生成相关值波形(S23)，针对每个相关值波形运算伪心率列（S24)。伪心率 列由在时间轴上排列的多个伪心率构成。作为一个例子，如图2所示，设定候补区域50A~ 50F，如图3所示，运算与候补区域50A~50F对应的相关值波形A~F以及伪心率列。
[0104] 接下来，稳定化波形部分确定部26针对每个候补区域，对伪心率列设定闸门（时间 窗）。在该闸门中包含有按时间顺序排列的连续N个的伪心率。而且，稳定化波形部分确定部 26边使闸门在时间方向错开，边运算各闸门所包含的连续N个伪心率的平均值以及偏差CV (S25)。换句话说，稳定化波形部分确定部26针对每个候补区域运算伪心率列的移动平均以 及偏差C V。然后，稳定化波形部分确定部2 6针对每个候补区域确定偏差C V为最小的最佳闸 门（S26)。稳定化波形部分确定部26将最佳闸门所包含的连续N个伪心率的平均值以及偏差 CV输出至稳定化区域确定部28。
[0105] 参照图7A、图7B、图7C以及图7D，对步骤S25、S26的处理的具体例进行说明。作为一 个例子，以根据图3所示的相关值波形A求得的伪心率R1~R9为例进行说明。例如若N=5,则 如图7A所示，稳定化波形部分确定部26针对按时间顺序排列的伪心率R1~R5设定闸门，运 算伪心率R1~R5的平均值以及偏差CV。接着，如图7B所示，稳定化波形部分确定部26使闸门 错开而对伪心率R2~R6设定闸门，运算伪心率R2~R6的平均值以及偏差CV。另外，稳定化波 形部分确定部26如图7C所示，运算伪心率R3~R7的平均值以及偏差CV，如图7D所示，运算伪 心率R4~R8的平均值以及偏差CV。以下也相同，稳定化波形部分确定部26求得伪心率列的 移动平均以及偏差CV。然后，稳定化波形部分确定部26在相关值波形A中确定在多个闸门中 偏差CV成为最小的最佳闸门，将最佳闸门所包含的连续N个伪心率的平均值以及偏差CV输 出至稳定化区域确定部28。例如，在相关值波形A中，在图7A所示的伪心率R1~R5的偏差CV 成为最小的情况下，稳定化波形部分确定部26将伪心率R1~R5的平均值以及偏差CV输出至 稳定化区域确定部28。
[0106] 稳定化波形部分确定部26针对相关值波形A~F的每一个确定偏差CV成为最小的 最佳闸门，将最佳闸门所包含的连续N个伪心率的平均值以及偏差CV输出至稳定化区域确 定部28。此外，在图7A~7D所示的例子中，N=5,但也可以使用除此以外的值。
[0107] 然后，稳定化区域确定部28在相关值波形A~F中，确定最佳闸门所包含的连续N个 伪心率的偏差CV成为最小的相关值波形，确定与该相关值波形对应的候补区域(稳定化区 域）（S27)。即，稳定化区域确定部28使用伪心率列中的连续N个的偏差CV，评价相关值波形A ~F的稳定化度，确定稳定化度最高的（偏差CV成为最小的）相关值波形。作为一个例子，在 相关值波形A的偏差CV在相关值波形A~F中成为最小的情况下，稳定化区域确定部28将与 相关值波形A对应的候补区域5 0 A确定为稳定化区域。
[0108] 此外，稳定化波形部分确定部26也可以针对各相关值波形的各闸门运算标准偏差 〇,确定与标准偏差σ成为最小的闸门对应的相关值波形，将与该相关值波形对应的候补区 域确定为稳定化区域。
[0109] 若如以上那样确定稳定化区域，则心率运算部30运算稳定化区域的心率(S28)。例 如，心率运算部30将稳定化区域的伪心率列(全部伪心率）的平均值运算为胎儿的心率。心 率运算部30也可以将稳定化区域的伪心率列中的最佳闸门所包含的连续Ν个的平均值运算 为胎儿的心率。胎儿的心率例如被输出到显示部34来显示。作为一个例子，在候补区域50Α 被确定为稳定化区域的情况下，心率运算部30将相关值波形Α中的最佳闸门所包含的连续Ν 个的平均值(例如图7A所示的伪心率R1~R5的平均值)运算为胎儿的心率。
[0110]在继续处理的情况下（S29,是），更新作为处理对象的显示帧列（S30)，以更新后的 显示帧列为对象进行步骤S23~S28的处理。在不继续处理的情况下（S29,否），心率的计测 结束。
[0111] 如以上那样，在实施例2中，针对每个候补区域确定伪心率列中的连续N个的偏差 CV成为最小的最佳闸门。而且，基于每个候补区域的最佳闸门所包含的伪心率的偏差CV，评 价各候补区域的相关值波形。由此，能够从相关值波形除去不稳定化波形部分来评价相关 值波形。其结果，能够不受不稳定化波形部分的影响地确定稳定化区域。
[0112] 对该点详细地进行说明。最佳闸门所包含的连续N个伪心率的偏差CV比其他闸门 中的偏差CV小。换句话说，在最佳闸门中，与其他闸门相比不包含过于极端的伪心率。因此， 与最佳闸门的伪心率对应的波形部分与同其他闸门的伪心率对应的波形部分相比稳定，相 当于相关值波形的稳定化波形部分。因此，通过使用最佳闸门所包含的连续N个伪心率的偏 差CV，能够在除去异常值的状态下评价相关值波形来确定稳定化区域。
[0113] 而且，基于从稳定化区域获得的相关值波形运算心率，从而能够提高心率的测定 精度。另外，最佳闸门所包含的连续N个伪心率与稳定化波形部分对应。根据该稳定化波形 部分对心率进行运算，从而心率的测定精度进一步提高。
[0114] 另外，根据本实施方式，在不同的位置设定多个候补区域，从而能够从候补区域组 中确定适于运算心率的候补区域(稳定地进行周期运动的候补区域）的位置。另外，设定尺 寸不同的多个候补区域，从而能够从候补区域组中确定适于运算心率的候补区域的尺寸。
[0115]另外，通过稳定化区域确定部28确定稳定化区域，因此能够消除用户进行的稳定 化区域的指定的繁琐。
[0116] 此外，也可以将实施例1、2组合。例如，也可以通过实施例1的处理确定稳定化区 域，通过实施例2的处理运算心率。具体而言，与实施例1相同地，稳定化波形部分确定部26 针对每个候补区域，按值从大到小的顺序或者从小到大的顺序排序伪心率列，运算伪心率 列中的中央N个的偏差。稳定化区域确定部28将该偏差成为最小的候补区域确定为稳定化 区域。心率运算部30针对稳定化区域的伪心率列设定闸门，边使闸门错开边运算各闸门所 包含的N个伪心率的平均值以及偏差。然后，心率运算部30确定在多个闸门中偏差成为最小 的最佳闸门，将最佳闸门所包含的N个伪心率的平均值运算为胎儿的心率。
[0117] 另外，也可以通过实施例2的处理确定稳定化区域，通过实施例1的处理运算心率。 具体而言，与实施例2相同地，稳定化波形部分确定部26针对每个候补区域确定最佳闸门。 稳定化区域确定部28基于每个候补区域的最佳闸门所包含的伪心率的偏差确定稳定化区 域。心率运算部30按值从大到小的顺序或者从小到大的顺序排序稳定化区域的伪心率列， 将排序后的伪心率列中的中央N个的平均值运算为胎儿的心率。
[0118] 如以上那样，即便在将实施例1、2组合的情况下，也基于从稳定化区域获得的相关 值波形运算心率，因此心率的测定精度提高。
[0119]接下来，对变形例的候补区域组的设定例进行说明。图8A~图81表示变形例1的候 补区域组的设定例。在变形例1中，如图8A~图81所示，在设定于处理对象的显示帧列的关 心区域60内设定了形状以及尺寸相同的九个候补区域(矩形状的候补区域61~69)。候补区 域61~69相互局部重叠地设定。另外，图9A~图9F表示变形例2的候补区域组的设定例。在 变形例2中，如图9A~图9F所示，在设定于处理对象的显示帧列的关心区域70内设定形状相 同的六个候补区域(矩形状的候补区域71~76)。候补区域71~75的大小相同。候补区域76 被设定为比候补区域71~75大，包含关心区域70的整体。此外，候补区域的形状、尺寸、个数 以及设定位置是任意的。它们不限定于图8A~图81以及图9A~图9F所示的例子。
[0120] 接下来，参照图10以及图11A~图11L，对变形例3的候补区域组的设定例进行说 明。例如如图10所示，候补区域组设定部22以基准帧为对象进行边界自动提取处理、学习功 能等的图像分析处理，从而自动地确定胎儿的心脏44的区域、心脏44内的组织（例如左室 等）。作为一个例子，候补区域组设定部22在左室的区域中设定关心区域46,在关心区域46 内设定候补区域组。例如，在设定矩形状的候补区域的情况下，如图11A~图11L所示，候补 区域组设定部22在与关心区域46内接的区域80内设定候补区域组(候补区域81~92)。候补 区域81~92的形状、尺寸以及设定位置是任意的。这样，通过自动地确定对象物并自动地设 定候补区域，省去用户进行的候补区域的设定的麻烦。
[0121] 在本实施方式中，利用伪心率确定稳定化波形部分以及稳定化区域，但也可以利 用从相关值波形获得的多个伪的一次心跳时间，确定稳定化波形部分以及稳定化区域。
[0122] 另外，在本实施方式中，利用数字扫描转换后的显示帧列确定稳定化波形部分以 及稳定化区域，但也可以利用数字扫描转换前的接收帧列确定稳定化波形部分以及稳定化 区域。在该情况下，将从收发部12输出的接收帧列存储于帧列存储部18。图像处理部16以接 收帧列为对象执行处理，从而确定稳定化波形部分以及稳定化区域，运算胎儿的心率。
[0123] 符号说明
[0124] 10 探头，
[0125] 12收发部，
[0126] 14图像形成部，
[0127] 16图像处理部，
[0128] 18帧列存储部，
[0129] 20基准帧选择部，
[0130] 22候补区域组设定部，
[0131] 24相关值运算部，
[0132] 26稳定化波形部分确定部，
[0133] 28稳定化区域确定部，
[0134] 30心率运算部，
[0135] 32操作部，
[0136] 34显示部。
【主权项】
1. 一种超声波诊断装置，其特征在于，具有： 帧列生成部，其基于通过对周期性地进行运动的脏器发送接收超声波而获得的信号生 成帧列； 候补区域组设定部，其针对所述帧列的每一个帧设定候补区域组； 相关值运算部，其针对每个所述候补区域，在所述帧列中的基准帧与除此以外的各帧 之间依次运算相关值，由此针对每个所述候补区域生成表示所述相关值的时间变化的相关 值波形； 稳定化波形部分确定部，其在每个所述候补区域的相关值波形中确定稳定化波形部 分； 最佳稳定化波形部分确定部，其从通过所述相关值运算部生成的多个相关值波形中被 确定的多个稳定化波形部分中确定最佳稳定化波形部分；以及 周期信息运算部，其基于从与所述最佳稳定化波形部分对应的候补区域获得的相关值 波形，运算所述脏器的运动的周期信息。2. 根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于， 所述候补区域组由在帧区域的整体内或者一部分内相互具有非一致的关系而设定的 多个候补区域构成。3. 根据权利要求2所述的超声波诊断装置，其特征在于， 所述候补区域组包含在所述帧区域的整体内或者一部分内至少设定在不同的位置的 多个候补区域。4. 根据权利要求2所述的超声波诊断装置，其特征在于， 所述候补区域组包含在所述帧区域的整体内或者一部分内至少具有不同的尺寸的多 个候补区域。5. 根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于， 所述稳定化波形部分确定部通过所述相关值波形的波形分析来确定所述稳定化波形 部分。6. 根据权利要求5所述的超声波诊断装置，其特征在于， 所述稳定化波形部分确定部包含： 生成部，其在所述相关值波形中针对每个邻接峰值间隔运算伪周期信息，由此生成伪 周期信息列；以及 判定部，其在所述伪周期信息列中判定满足稳定化条件的多个伪周期信息，由此确定 所述稳定化波形部分。7. 根据权利要求6所述的超声波诊断装置，其特征在于， 所述判定部包含： 排序部，其根据排序条件对所述伪周期信息列进行排序；以及 确定部，其从所述排序后的伪周期信息列中确定以排序方向排列的基准数的伪周期信 息，作为所述多个伪周期信息。8. 根据权利要求7所述的超声波诊断装置，其特征在于， 所述排序部按值从大到小的顺序或者从小到大的顺序对所述伪周期信息列进行排序， 所述确定部将所述排序后的伪周期信息列的中间部分确定为所述基准数的伪周期信 息。9. 根据权利要求6所述的超声波诊断装置，其特征在于， 所述判定部包含： 针对所述伪周期信息列设定多个偏差参照窗并运算多个偏差的功能；以及 从所述多个偏差中确定最小的偏差，由此确定所述相关值波形中的所述稳定化波形部 分的功能。10. 根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于， 所述最佳稳定化波形部分确定部将在所述多个稳定化波形部分中偏差为最小的稳定 化波形部分确定为所述最佳稳定化波形部分。11. 根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于， 所述周期信息运算部根据所述最佳稳定化波形部分运算所述周期信息。12. -种超声波图像处理方法，其特征在于，包含： 接受基于通过对周期性地进行运动的脏器发送接收超声波而获得的信号而生成的帧 列，并针对所述帧列的每一个帧设定候补区域组的工序； 针对每个所述候补区域，在所述帧列中的基准帧与除此以外的各帧之间依次运算相关 值，由此针对每个所述候补区域生成表示所述相关值的时间变化的相关值波形的工序； 针对每个所述候补区域，在相关值波形中确定稳定化波形部分的工序； 从在生成的多个所述相关值波形中被确定的多个稳定化波形部分中确定最佳稳定化 波形部分的工序；以及 基于从与所述最佳稳定化波形部分对应的候补区域获得的相关值波形运算所述脏器 的运动的周期信息的工序。
【文档编号】A61B8/02GK106061397SQ201480076573
【公开日】2016年10月26日
【申请日】2014年10月8日
【发明人】中村雅志, 村下贤, 坂下肇, 笠原英司, 松下典义
【申请人】株式会社日立制作所