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JP2013099386A - Ultrasonic diagnostic apparatus and medical image processing apparatus - Google Patents

Ultrasonic diagnostic apparatus and medical image processing apparatus Download PDF

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JP2013099386A JP2011243960A JP2011243960A JP2013099386A JP 2013099386 A JP2013099386 A JP 2013099386A JP 2011243960 A JP2011243960 A JP 2011243960A JP 2011243960 A JP2011243960 A JP 2011243960A JP 2013099386 A JP2013099386 A JP 2013099386A
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an ultrasonic diagnostic apparatus having a function to specify an image that shows a prescribed structure, and to provide a medical image processing apparatus.SOLUTION: The ultrasonic diagnostic apparatus includes: an ultrasonic probe 12; an ultrasonic transmitting section 21 that transmits an ultrasound to a subject through the ultrasonic probe 12; an ultrasonic receiving section 22 that receives a reflected wave corresponding to the transmitted ultrasound, and generates a reception signal based on the received reflected wave; a volume data generating section 25 that generates volume data of the subject having the prescribed structure based on the reception signal; a shape data memory 31 that memorizes a three-dimensional data that shows a shape corresponding to the prescribed structure; and a specifying section 33 that specifies the image that shows the prescribed structure in the volume data by using the three-dimensional data.

Description

本発明の実施形態は、所定の構造物を表す像を特定する機能を有する超音波診断装置および医用画像処理装置に関する。   Embodiments described herein relate generally to an ultrasonic diagnostic apparatus and a medical image processing apparatus having a function of specifying an image representing a predetermined structure.

従来技術として、2次元アレイプローブおよびメカニカル4次元プローブなどを使用することにより、時系列に沿ってボリュームデータを収集する超音波診断装置がある。例えばこの超音波診断装置は、時系列に沿って収集されたボリュームデータを用いて、リアルタイムで3次元表示をすること(以下、4次元表示と呼ぶ)ができる。   As a conventional technique, there is an ultrasonic diagnostic apparatus that collects volume data in time series by using a two-dimensional array probe, a mechanical four-dimensional probe, or the like. For example, this ultrasonic diagnostic apparatus can perform three-dimensional display in real time (hereinafter referred to as four-dimensional display) using volume data collected in time series.

一般に穿刺は、4次元表示におけるガイドの下で実行される。以下、この穿刺を4次元穿刺と呼ぶ。4次元穿刺に用いられる超音波プローブには、穿刺アダプタが装備される。図10は、メカニカル4次元プローブに穿刺アダプタが装着された一例を示す図である。穿刺アダプタにより決定された穿刺経路に沿って、穿刺針は刺入される。このとき超音波診断装置は、継時的に更新されるボリュームデータに基づいて、断面変換(MultiPlanar Reconstruction:以下、MPRと呼ぶ)処理による複数の断面像を、リアルタイムに表示する。超音波診断装置の表示部に表示される断面像は、図11と図12とに示すように、例えば穿刺の対象となる臓器と穿刺針とを含む基準面(A面)と、A面に対して穿刺経路を含む直交断面(B面)と、B面に対する直交断面(C面)との3断面像である。図13は、穿刺治療における複数の断面像の一例を示す図である。   In general, puncturing is performed under a guide in a four-dimensional display. Hereinafter, this puncture is called four-dimensional puncture. An ultrasonic probe used for four-dimensional puncture is equipped with a puncture adapter. FIG. 10 is a diagram illustrating an example in which a puncture adapter is attached to a mechanical four-dimensional probe. The puncture needle is inserted along the puncture path determined by the puncture adapter. At this time, the ultrasonic diagnostic apparatus displays in real time a plurality of cross-sectional images obtained by cross-sectional transformation (hereinafter referred to as MPR) processing based on volume data updated continuously. As shown in FIGS. 11 and 12, the cross-sectional images displayed on the display unit of the ultrasonic diagnostic apparatus are, for example, on a reference plane (A plane) including an organ to be punctured and a puncture needle, and on the A plane. On the other hand, they are three cross-sectional images of an orthogonal cross section (B surface) including a puncture path and an orthogonal cross section (C surface) with respect to the B surface. FIG. 13 is a diagram illustrating an example of a plurality of cross-sectional images in the puncture treatment.

しかしながら、穿刺針からの反射エコーが周辺組織に比べて弱いため、断面像において穿刺針の像が表示されない場合がある。また、例えば、肝腫瘍に穿刺する場合、被検体の呼吸により臓器が動くために、穿刺針または穿刺針の先端の像が表示断面から外れることがある。これらにより、断面像には穿刺針の一部が表示され、操作者は、穿刺針または穿刺針の先端位置を見失う問題がある。また、穿刺針の像はボリュームデータ内に存在するにもかかわらず、穿刺針の像を断面像に表示させるためにプローブを操作しなければならないこと、または穿刺針の像が表示される断面を探すためにトラックボールを操作しなければならないことなどの問題がある。   However, since the reflected echo from the puncture needle is weaker than the surrounding tissue, the puncture needle image may not be displayed in the cross-sectional image. In addition, for example, when puncturing a liver tumor, the organ moves due to breathing of the subject, so that the puncture needle or the image of the tip of the puncture needle may deviate from the display cross section. As a result, a part of the puncture needle is displayed in the cross-sectional image, and the operator has a problem of losing sight of the puncture needle or the tip position of the puncture needle. In addition, even though the puncture needle image exists in the volume data, the probe must be operated to display the puncture needle image on the cross-sectional image, or the cross-section on which the puncture needle image is displayed is displayed. There are problems such as having to operate the trackball to search.

特開2007−287846号公報JP 2007-287846 A

目的は、所定の構造物を表す像を特定する機能を有する超音波診断装置および医用画像処理装置を提供することにある。   An object is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus and a medical image processing apparatus having a function of specifying an image representing a predetermined structure.

本実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブと、前記超音波プローブを介して、被検体へ向けて超音波を送信する超音波送信部と、前記送信された超音波に対応する反射波を受信し、前記受信された反射波に基づいて受信信号を発生する超音波受信部と、前記受信信号に基づいて、所定の構造物を有する被検体のボリュームデータを発生するボリュームデータ発生部と、前記所定の構造物に対応する形状を表す3次元データを記憶する形状データ記憶部と、前記3次元データを用いて、前記ボリュームデータにおける前記所定の構造物を表す像を特定する特定部と、を具備することを特徴とする。   The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment includes an ultrasonic probe, an ultrasonic transmission unit that transmits an ultrasonic wave toward a subject via the ultrasonic probe, and a reflection corresponding to the transmitted ultrasonic wave. An ultrasonic receiving unit that receives a wave and generates a reception signal based on the received reflected wave, and a volume data generation unit that generates volume data of a subject having a predetermined structure based on the received signal A shape data storage unit that stores three-dimensional data representing a shape corresponding to the predetermined structure, and a specifying unit that specifies an image representing the predetermined structure in the volume data using the three-dimensional data It is characterized by comprising.

図1は、第1の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す構成図である。FIG. 1 is a configuration diagram showing the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment. 図2は、第1の実施形態に係り、ボリュームデータに含まれる穿刺針を表す像を特定する処理の流れを示すフローチャートである。FIG. 2 is a flowchart showing a flow of processing for specifying an image representing a puncture needle included in the volume data according to the first embodiment. 図3は、第1の実施形態に係り、3次元走査によるスタックデータの収集からレンダリング画像を表示させる3次元表示までの処理の流れの概要を示す概要図である。FIG. 3 is a schematic diagram illustrating an outline of a processing flow from collection of stack data by three-dimensional scanning to three-dimensional display for displaying a rendering image according to the first embodiment. 図4は、第1の実施形態に係る第1ROIを含むボリュームデータの一例を示す図である。FIG. 4 is a diagram illustrating an example of volume data including the first ROI according to the first embodiment. 図5は、第1の実施形態に係る超音波診断装置において、超音波プローブによる3次元走査から直交3断面の表示が実行される処理の流れの概要を示す概要図である。FIG. 5 is a schematic diagram showing an outline of a processing flow in which display of three orthogonal cross sections is executed from three-dimensional scanning by the ultrasonic probe in the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment. 図6は、第1の実施形態に係り、穿刺針に対応する形状を表す3次元データの一例を示す図である。FIG. 6 is a diagram illustrating an example of three-dimensional data representing a shape corresponding to the puncture needle according to the first embodiment. 図7は、第1の実施形態に係る第2ROIを含む3次元データの一例を示す図である。FIG. 7 is a diagram illustrating an example of three-dimensional data including the second ROI according to the first embodiment. 図8は、図2における穿刺針の像を特定するための処理(ステップSa5)の詳細を示すフローチャートである。FIG. 8 is a flowchart showing details of the process (step Sa5) for specifying the image of the puncture needle in FIG. 図9は、第1の実施形態に係り、座標変換された第2ROIに含まれる3次元データの穿刺針と第1ROIに含まれる穿刺針の像にマーカを重ね合わせた画像との一例を示す図である。FIG. 9 is a diagram illustrating an example of the puncture needle of the three-dimensional data included in the coordinate-converted second ROI and the image in which the marker is superimposed on the image of the puncture needle included in the first ROI according to the first embodiment. It is. 図10は、穿刺アダプタを装備した従来のメカニカル4次元プローブの一例を示す図である。FIG. 10 is a diagram showing an example of a conventional mechanical four-dimensional probe equipped with a puncture adapter. 図11は、従来のボリュームデータにおける基準面(A面)と穿刺針の刺入方向に平行な面(B面)とB面に直交する面(C面)との一例を示す図である。FIG. 11 is a diagram illustrating an example of a reference surface (A surface), a surface parallel to the insertion direction of the puncture needle (B surface), and a surface orthogonal to the B surface (C surface) in conventional volume data. 図12は、図11におけるA、B、C面を穿刺経路とともに表示した従来の表示画面の一例を示す図である。FIG. 12 is a diagram showing an example of a conventional display screen displaying the A, B, and C surfaces in FIG. 11 together with the puncture route. 図13は、従来の穿刺治療における表示画面の一例を示す図である。FIG. 13 is a diagram showing an example of a display screen in the conventional puncture treatment.

以下、図面を参照しながら本実施形態に係わる超音波診断装置を説明する。なお、以下の説明において、略同一の構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。   The ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment will be described below with reference to the drawings. In the following description, components having substantially the same configuration are denoted by the same reference numerals, and redundant description will be given only when necessary.

(第1の実施形態)
図1は、第1の実施形態に係る超音波診断装置1のブロック構成図を示している。同図に示すように、超音波診断装置1は、装置本体11、超音波プローブ12、装置本体11に接続され、操作者からの各種指示・命令・情報を装置本体11に取り込むための入力装置13、表示部14を有する。加えて本超音波診断装置1には、心電計、心音計、脈波計、呼吸センサに代表される図示していない生体信号計測部およびネットワークが、インターフェース部30を介して接続されてもよい。
(First embodiment)
FIG. 1 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the first embodiment. As shown in FIG. 1, an ultrasonic diagnostic apparatus 1 is connected to an apparatus main body 11, an ultrasonic probe 12, and an apparatus main body 11, and is an input device for taking various instructions / commands / information from an operator into the apparatus main body 11. 13 and display unit 14. In addition, a biosignal measuring unit (not shown) represented by an electrocardiograph, a heart sound meter, a pulse wave meter, and a respiration sensor and a network are connected to the ultrasonic diagnostic apparatus 1 via the interface unit 30. Good.

装置本体11は、超音波送信部21、超音波受信部22、Bモード処理部23、ドプラ処理部24、ボリュームデータ発生部25、画像発生部26、画像合成部27、形状データ記憶部31、内部記憶装置32、特定部33、シネメモリ29、制御プロセッサ(中央演算処理装置:Central Processing Unit:以下CPUと呼ぶ)28、インターフェース部30を有する。   The apparatus main body 11 includes an ultrasonic transmission unit 21, an ultrasonic reception unit 22, a B mode processing unit 23, a Doppler processing unit 24, a volume data generation unit 25, an image generation unit 26, an image synthesis unit 27, a shape data storage unit 31, An internal storage device 32, a specifying unit 33, a cine memory 29, a control processor (Central Processing Unit: hereinafter referred to as CPU) 28, and an interface unit 30 are included.

超音波プローブ12は、圧電セラミックス等の音響/電気可逆的変換素子としての圧電振動子を有する。複数の圧電振動子は並列され、超音波プローブ12の先端に装備される。なお、一つの圧電振動子が一チャンネルを構成するものとして説明する。   The ultrasonic probe 12 has a piezoelectric vibrator as an acoustic / electric reversible conversion element such as piezoelectric ceramics. The plurality of piezoelectric vibrators are arranged in parallel and are provided at the tip of the ultrasonic probe 12. In the following description, it is assumed that one piezoelectric vibrator constitutes one channel.

超音波送信部21は、図示していないパルス発生器、送信遅延回路、パルサを有する。パルス発生器は、所定のレート周波数で送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。パルス発生器は、例えば5kHzのレート周波数でレートパルスを繰り返し発生する。このレートパルスは、チャンネル数に分配され、送信遅延回路に送られる。送信遅延回路は、チャンネル毎に超音波をビーム状に収束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間を、各レートパルスに与える。なお、送信遅延回路には、図示していないトリガ信号発生器からのトリガが、タイミング信号として供給される。パルサは、送信遅延回路からレートパルスを受けたタイミングで、超音波プローブ12の振動子ごとに電圧パルスを印加する。これにより、超音波ビームが被検体に送信される。   The ultrasonic transmission unit 21 includes a pulse generator, a transmission delay circuit, and a pulser (not shown). The pulse generator repeatedly generates rate pulses for forming transmission ultrasonic waves at a predetermined rate frequency. The pulse generator repeatedly generates rate pulses at a rate frequency of 5 kHz, for example. This rate pulse is distributed to the number of channels and sent to the transmission delay circuit. The transmission delay circuit provides each rate pulse with a delay time necessary for converging the ultrasonic wave into a beam and determining the transmission directivity for each channel. Note that a trigger from a trigger signal generator (not shown) is supplied to the transmission delay circuit as a timing signal. The pulser applies a voltage pulse to each transducer of the ultrasonic probe 12 at the timing of receiving the rate pulse from the transmission delay circuit. Thereby, an ultrasonic beam is transmitted to the subject.

超音波受信部22は、図示していないプリアンプ、受信遅延回路、加算器を有する。プリアンプは、超音波プローブ12を介して取り込まれた被検体からのエコー信号をチャンネル毎に増幅する。受信遅延回路は、ディジタル信号に変換されたエコー信号に、受信指向性を決定するために必要な遅延時間を与える。加算器は、後述するCPU28からの受信遅延パターンに従って複数のエコー信号を加算する。この加算により受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。この送信指向性と受信指向性とにより超音波送受信の総合的な指向性が決定される(この指向性により、いわゆる「超音波走査線」が決まる)。超音波受信部22は、超音波送信部21から送信された超音波に対応する受信信号を発生する。なお、超音波受信部22は、1回の超音波送信で複数の走査線上に生じたエコー信号を同時に受信する並列受信機能を有していてもよい。   The ultrasonic receiving unit 22 includes a preamplifier, a reception delay circuit, and an adder not shown. The preamplifier amplifies the echo signal from the subject captured via the ultrasonic probe 12 for each channel. The reception delay circuit gives a delay time necessary for determining the reception directivity to the echo signal converted into the digital signal. The adder adds a plurality of echo signals according to a reception delay pattern from the CPU 28 described later. By this addition, the reflection component from the direction corresponding to the reception directivity is emphasized. The transmission directivity and the reception directivity determine the overall directivity of ultrasonic transmission / reception (the so-called “ultrasonic scanning line” is determined by this directivity). The ultrasonic receiver 22 generates a reception signal corresponding to the ultrasonic wave transmitted from the ultrasonic transmitter 21. Note that the ultrasonic receiver 22 may have a parallel reception function for simultaneously receiving echo signals generated on a plurality of scanning lines by one ultrasonic transmission.

Bモード処理部23は、図示していない包絡線検波器、対数変換器、アナログディジタル変換器を有する。包絡線検波器は、Bモード処理部23への入力信号、即ち、超音波受信部22から出力された受信信号に対して包絡線検波を実行する。対数変換器は、検波信号の振幅を対数変換して弱い信号を相対的に強調する。アナログディジタル変換器は、この対数変換器の出力信号をディジタル信号に変換し、Bモードデータを発生する。Bモード処理部23は、発生したBモードデータをボリュームデータ発生部25へ出力する。   The B-mode processing unit 23 includes an envelope detector, a logarithmic converter, and an analog / digital converter not shown. The envelope detector performs envelope detection on the input signal to the B-mode processing unit 23, that is, the reception signal output from the ultrasonic reception unit 22. The logarithmic converter relatively emphasizes weak signals by logarithmically converting the amplitude of the detection signal. The analog-digital converter converts the output signal of the logarithmic converter into a digital signal and generates B-mode data. The B mode processing unit 23 outputs the generated B mode data to the volume data generating unit 25.

ドプラ処理部24は、図示していないドプラ信号発生部とカラードプラデータ生成部とを有する。ドプラ信号発生部は、図示していないミキサーと低域通過フィルタ(以下LPF)を有する。ミキサーは、超音波受信部22から出力された信号に、送信周波数と同じ周波数fを有する基準信号を掛け合わせる。この掛け合わせにより、ドプラ偏移周波数fの成分の信号と(2f+f)の周波数成分を有する信号とが得られる。LPFは、ミキサーからの2種の周波数成分を有する信号のうち、高い周波数成分(2f+f)の信号を取り除く。ドプラ信号発生部は、高い周波数成分(2f+f)の信号を取り除くことにより、ドプラ偏移周波数fの成分を有するドプラ信号を発生する。なお、ドプラ信号発生部として、直交検波方式を採用することも可能である。 The Doppler processing unit 24 includes a Doppler signal generation unit and a color Doppler data generation unit which are not shown. The Doppler signal generator has a mixer and a low-pass filter (hereinafter LPF) not shown. The mixer multiplies the signal output from the ultrasonic receiver 22 by a reference signal having the same frequency f 0 as the transmission frequency. By this multiplication, a signal having a component of Doppler shift frequency f d and a signal having a frequency component of (2f 0 + f d ) are obtained. The LPF removes a signal having a high frequency component (2f 0 + f d ) from signals having two types of frequency components from the mixer. Doppler signal generating unit, by removing the signal of the high frequency component (2f 0 + f d), to generate a Doppler signal having a component of the Doppler shift frequency f d. Note that a quadrature detection method may be employed as the Doppler signal generation unit.

カラードプラデータ生成部は、2チャンネルから構成される図示していないアナログディジタル(以下A/Dと呼ぶ)変換器、速度/分散/Power演算部を有する。A/D変換器は、ドプラ信号発生部のLPFから出力されたドプラ信号、または、直交検波されたアナログ信号をディジタル信号に変換する。速度/分散/Power演算部は、図示していないMTI(Moving Target Indicator)フィルタ、自己相関演算器を有する。MTIフィルタは、A/D変換器から出力されたドプラ信号に対して、臓器の呼吸性移動や拍動性移動などに起因するドプラ成分(クラッタ成分)を除去する。自己相関演算器は、MTIフィルタによって血流情報のみが抽出されたドプラ信号に対して、自己相関値を算出する。自己相関演算器は、算出された自己相関値に基づいて、血流の平均速度値および分散値等を算出する。カラードプラデータ生成部は、複数のドプラ信号に基づく血流の平均速度値や分散値等からカラードプラデータを生成する。以下、ドプラ信号発生部により発生されたドプラ信号とカラードプラデータ生成部で生成されたカラードプラデータとをまとめて、ドプラデータと呼ぶ。ドプラ処理部24は、発生したドプラデータを、ボリュームデータ発生部25へ出力する。   The color Doppler data generation unit has an analog-digital (hereinafter referred to as A / D) converter (not shown) composed of two channels and a speed / dispersion / Power calculation unit. The A / D converter converts the Doppler signal output from the LPF of the Doppler signal generation unit or the analog signal subjected to quadrature detection into a digital signal. The velocity / dispersion / Power calculator includes an MTI (Moving Target Indicator) filter and an autocorrelation calculator (not shown). The MTI filter removes Doppler components (clutter components) caused by respiratory movement or pulsatile movement of the organ from the Doppler signal output from the A / D converter. The autocorrelation calculator calculates an autocorrelation value for the Doppler signal from which only blood flow information is extracted by the MTI filter. The autocorrelation calculator calculates an average velocity value and a variance value of the blood flow based on the calculated autocorrelation value. The color Doppler data generation unit generates color Doppler data from an average velocity value and a variance value of blood flow based on a plurality of Doppler signals. Hereinafter, the Doppler signal generated by the Doppler signal generator and the color Doppler data generated by the color Doppler data generator are collectively referred to as Doppler data. The Doppler processing unit 24 outputs the generated Doppler data to the volume data generation unit 25.

ボリュームデータ発生部25は、Bモード処理部23から出力されたBモードデータまたは、ドプラ処理部24から出力されたドプラデータを位置情報に従って専用のメモリに配置(配置処理)する。続いて、ボリュームデータ発生部25は、超音波走査線間のBモードデータもしくはドプラデータを補間する(補間処理)。配置処理と補間処理とによって、複数のボクセルから構成されるボリュームデータが発生される。各ボクセルは、由来するBモードデータもしくはドプラデータの強度に応じたボクセル値を有する。なお、ボリュームデータ発生部25へ入力される前のデータを「生データ」と呼ぶ。ボリュームデータ発生部25は、発生したボリュームデータを、後述する画像発生部26と特定部33とへ出力する。なお、ボリュームデータ発生部25は、特定部33により特定された所定の構造物(例えば穿刺針)を表す像または輪郭線に対応するボクセル値を、所定の値に変更してもよい。所定の値は、特定された所定の構造物を表す像または輪郭線を強調するための値である。   The volume data generation unit 25 arranges the B mode data output from the B mode processing unit 23 or the Doppler data output from the Doppler processing unit 24 in a dedicated memory (placement process) according to the position information. Subsequently, the volume data generation unit 25 interpolates B-mode data or Doppler data between ultrasonic scanning lines (interpolation processing). Volume data composed of a plurality of voxels is generated by the placement process and the interpolation process. Each voxel has a voxel value corresponding to the intensity of the derived B-mode data or Doppler data. The data before being input to the volume data generation unit 25 is referred to as “raw data”. The volume data generation unit 25 outputs the generated volume data to an image generation unit 26 and a specifying unit 33 described later. The volume data generation unit 25 may change the voxel value corresponding to the image or contour representing the predetermined structure (for example, a puncture needle) specified by the specifying unit 33 to a predetermined value. The predetermined value is a value for emphasizing an image or an outline representing the specified predetermined structure.

なお、ボリュームデータ発生部25は、後述する特定部33と形状データ記憶部31からの出力に基づいて、特定された所定の構造物を表す像近傍に、後述する所定の超音波治療に関する治療範囲を設定してもよい。具体的には、ボリュームデータ発生部25は、治療範囲内のボクセル値を、治療範囲外のボクセル値に比べて大きくする。   Note that the volume data generation unit 25 is based on outputs from the specifying unit 33 and the shape data storage unit 31 to be described later, and in the vicinity of an image representing the specified predetermined structure, a treatment range related to the predetermined ultrasonic therapy described later. May be set. Specifically, the volume data generation unit 25 increases the voxel value within the treatment range compared to the voxel value outside the treatment range.

また、ボリュームデータ発生部25は、所定の位置間隔で連続して発生された複数の受信信号に基づいて、複数の受信信号それぞれに対応する複数のボリュームデータセットを発生してもよい。このとき、ボリュームデータ発生部25は、複数のボリュームデータセットを結合させて、ボリュームデータを発生させることができる。なお、所定の位置間隔とは、例えば、ボリュームデータセットを所定の補間処理により結合させることができる程度の位置間隔である。また、複数のボリュームデータセットは、例えば、被検体の特定臓器を網羅するように発生される。ボリュームデータ発生部25は、所定の時間間隔で連続して、複数のボリュームデータセットを発生することができる。なお、所定の位置間隔および所定の時間間隔は、後述する入力装置13を介して適宜設定可能である。   Further, the volume data generation unit 25 may generate a plurality of volume data sets corresponding to each of the plurality of reception signals based on the plurality of reception signals generated continuously at predetermined position intervals. At this time, the volume data generation unit 25 can generate volume data by combining a plurality of volume data sets. Note that the predetermined position interval is, for example, a position interval that allows volume data sets to be combined by a predetermined interpolation process. Further, the plurality of volume data sets are generated so as to cover a specific organ of the subject, for example. The volume data generation unit 25 can generate a plurality of volume data sets continuously at a predetermined time interval. Note that the predetermined position interval and the predetermined time interval can be appropriately set via the input device 13 described later.

なお、ボリュームデータ発生部25は、Bモード処理部23とドプラ処理部24との少なくとも一方から出力された生データに基づいて、造影ボリュームデータ、弾性ボリュームデータを発生することも可能である。   Note that the volume data generation unit 25 can generate contrast volume data and elastic volume data based on raw data output from at least one of the B-mode processing unit 23 and the Doppler processing unit 24.

画像発生部26は、ボリュームデータに対して3次元画像処理を実行し、2次元の表示画像のデータを発生する。3次元画像処理としては、レイキャスティング法によるボリュームレンダリング(Volum Rndering:以下VRと呼ぶ)およびサーフェスレンダリング(Surface Rendering:以下SRと呼ぶ)などがある。なお、3次元画像処理は、最大値投映法(Maximum Intensity Projection:以下MIPと呼ぶ)および断面変換(MPR)処理でもよい。画像発生部26は、3次元画像処理により発生された超音波スキャンの走査線信号列を、テレビなどに代表される一般的なビデオフォーマットの走査線信号列に変換し、投影画像としての超音波画像を発生する。以下、例として、画像発生部26は、VRまたはSRによるレンダリング画像とMPR処理によるMPR画像とを発生するものとする。   The image generation unit 26 performs three-dimensional image processing on the volume data, and generates two-dimensional display image data. Three-dimensional image processing includes volume rendering (Volume Rendering: hereinafter referred to as VR) and surface rendering (Surface Rendering: hereinafter referred to as SR) by a ray casting method. The three-dimensional image processing may be a maximum value projection method (Maximum Intensity Projection: hereinafter referred to as MIP) and a cross-section conversion (MPR) process. The image generation unit 26 converts the scanning line signal sequence of the ultrasonic scan generated by the three-dimensional image processing into a scanning line signal sequence of a general video format typified by a television or the like, and generates an ultrasonic wave as a projection image. Generate an image. Hereinafter, as an example, it is assumed that the image generation unit 26 generates a rendering image by VR or SR and an MPR image by MPR processing.

画像発生部26は、後述する特定部33により特定された所定の構造物(例えば穿刺針)を表す像または輪郭線に対応する画素値に対して、強調処理を実行してもよい。強調処理は、例えば閾値処理である。閾値処理における閾値は、所定の値であって、特定された所定の構造物(例えば穿刺針)を表す像または輪郭線を強調するための値である。   The image generation unit 26 may perform enhancement processing on a pixel value corresponding to an image or an outline representing a predetermined structure (for example, a puncture needle) specified by the specifying unit 33 described later. The enhancement process is, for example, a threshold process. The threshold value in the threshold processing is a predetermined value, and is a value for emphasizing an image or an outline representing the specified predetermined structure (for example, a puncture needle).

なお、画像発生部26は、特定された所定の構造物を表す像近傍に、後述する所定の超音波治療に関する治療範囲を、特定部33と形状データ記憶部31からの出力に基づいて、設定してもよい。具体的には、画像発生部26は、治療範囲内のボクセル値を、治療範囲外のボクセル値と比べて、大きくする。   Note that the image generation unit 26 sets a treatment range related to predetermined ultrasonic therapy described later based on outputs from the specifying unit 33 and the shape data storage unit 31 in the vicinity of the image representing the specified predetermined structure. May be. Specifically, the image generation unit 26 increases the voxel value within the treatment range as compared with the voxel value outside the treatment range.

画像発生部26は、ボリュームデータに基づいて、特定部33により特定された所定の構造物を表す像と、所定の構造物の刺入方向に沿った先端の位置とを含むように、MPR画像を発生する。画像発生部26は、発生されたMPR画像を、画像合成部27に出力する。   Based on the volume data, the image generation unit 26 includes an MPR image so as to include an image representing the predetermined structure specified by the specifying unit 33 and the position of the tip along the insertion direction of the predetermined structure. Is generated. The image generation unit 26 outputs the generated MPR image to the image composition unit 27.

形状データ記憶部31は、所定の構造物に対応する形状を表す3次元データを記憶する。所定の構造物とは、複数種類の穿刺針および焼灼針(例えば、RFA(Radio Frequency Ablation)針)、ステントなどの被検体に刺入または挿入されるものである。形状データ記憶部31は、所定の構造物に加えて、内臓および血管などの特定臓器に対応する形状を表す3次元データを記憶してもよい。特定臓器に対応する形状を表す3次元データは、例えば、予めコンピュータ断層撮影装置などで被検体を撮影することにより得られるデータである。形状データ記憶部31は、所定の構造物または被検体の特定臓器に対応する形状を表すマーカ(以下形状マーカと呼ぶ)を記憶してもよい。   The shape data storage unit 31 stores three-dimensional data representing a shape corresponding to a predetermined structure. The predetermined structure is one that is inserted into or inserted into a subject such as a plurality of types of puncture needles and ablation needles (for example, RFA (Radio Frequency Ablation) needles) and stents. The shape data storage unit 31 may store three-dimensional data representing a shape corresponding to a specific organ such as a viscera and a blood vessel in addition to a predetermined structure. The three-dimensional data representing the shape corresponding to the specific organ is, for example, data obtained by imaging a subject in advance with a computer tomography apparatus or the like. The shape data storage unit 31 may store a marker (hereinafter referred to as a shape marker) representing a shape corresponding to a predetermined structure or a specific organ of the subject.

上記3次元データは、例えば、所定の構造物の内部領域と外部領域との境界におけるボクセル値を1とし、所定の構造物の内部領域と外部領域とのボクセル値を0としたデータである。なお、形状データ記憶部31は、所定の構造物および特定臓器の断面画像に基づいた2次元データを記憶してもよい。2次元データは、例えば、所定の構造物の内部領域と外部領域との境界におけるピクセル値を1とし、所定の構造物の内部領域と外部領域とのピクセル値を0としたデータである。以下、所定の構造物に対応する形状を表す3次元データは、一本針の穿刺針の形状を表す3次元データであるとする。なお、3次元データは、所定の構造物を表す像の輪郭線に対応するボクセルのみ所定のボクセル値を有してもよい。また、2次元データは、所定の構造物を表す像の輪郭線に対応するピクセルのみ所定のピクセル値を有してもよい。   The three-dimensional data is, for example, data in which the voxel value at the boundary between the internal region and the external region of the predetermined structure is 1 and the voxel value between the internal region and the external region of the predetermined structure is 0. The shape data storage unit 31 may store two-dimensional data based on a predetermined structure and a cross-sectional image of a specific organ. The two-dimensional data is data in which, for example, the pixel value at the boundary between the internal region and the external region of the predetermined structure is 1 and the pixel value of the internal region and the external region of the predetermined structure is 0. Hereinafter, it is assumed that the three-dimensional data representing the shape corresponding to the predetermined structure is three-dimensional data representing the shape of a single needle puncture needle. In the three-dimensional data, only the voxel corresponding to the contour line of the image representing the predetermined structure may have a predetermined voxel value. The two-dimensional data may have a predetermined pixel value only for pixels corresponding to the contour line of the image representing the predetermined structure.

なお、所定の構造物が焼灼針である場合、形状データ記憶部31は、焼灼針による焼灼範囲を記憶していてもよい。また、形状データ記憶部31は、所定の超音波治療に関する治療範囲を記憶してもよい。所定の超音波治療に関する治療範囲とは、例えば、超音波加温装置による加温領域、および体外衝撃波結石破砕装置による結石破砕領域などである。加えて、形状データ記憶部31は、焼灼範囲などの治療範囲に対応するマーカ(以下、範囲マーカと呼ぶ)を記憶してもよい。また、形状データ記憶部31は、3次元データにおけるボクセル値および2次元データにおけるピクセル値のかわりに輝度値を用いてもよい。   When the predetermined structure is an ablation needle, the shape data storage unit 31 may store an ablation range by the ablation needle. In addition, the shape data storage unit 31 may store a treatment range related to predetermined ultrasonic treatment. The treatment range related to the predetermined ultrasonic treatment includes, for example, a heating region by an ultrasonic heating device, a calculus breaking region by an extracorporeal shock wave calculus breaking device, and the like. In addition, the shape data storage unit 31 may store a marker corresponding to a treatment range such as an ablation range (hereinafter referred to as a range marker). Further, the shape data storage unit 31 may use a luminance value instead of the voxel value in the three-dimensional data and the pixel value in the two-dimensional data.

内部記憶装置32は、フォーカス深度の異なる複数の受信遅延パターン、本超音波診断装置1の制御プログラム、診断プロトコル、送受信条件等の各種データ群、ボリュームデータ発生部25で発生されたボリュームデータ、画像発生部26で発生された超音波画像、画像合成部27で合成された画像等を記憶する。   The internal storage device 32 includes a plurality of reception delay patterns having different focus depths, various data groups such as a control program, diagnostic protocol, and transmission / reception conditions of the ultrasonic diagnostic apparatus 1, volume data generated by the volume data generation unit 25, and images. The ultrasonic image generated by the generation unit 26, the image synthesized by the image synthesis unit 27, and the like are stored.

特定部33は、形状データ記憶部31に記憶された3次元データを用いて、ボリュームデータ発生部25から出力されたボリュームデータにおける所定の構造物を表す像を特定する。具体的には、特定部33は、ボリュームデータ発生部25からボリュームデータを読み出す。特定部33は、例えば、入力装置13を介して操作者により選択された所定の構造物に対応する形状を表す3次元データを、形状データ記憶部31から読み出す。特定部33は、入力装置13を介した操作者の指示によりボリュームデータ内に関心領域(Region Of Interest:以下、ROIと呼ぶ)を設定する。ボリュームデータ内に設定されるROI(以下、第1ROIと呼ぶ)は、例えば、穿刺針を含む穿刺針近傍の領域である。なお、特定部33は、所定の規則に従って、ボリュームデータにROIを設定してもよい。特定部33は、ボリュームデータに設定されたROIと同じ大きさのROI(以下、第2ROIと呼ぶ)を、3次元データに設定する。   The specifying unit 33 specifies an image representing a predetermined structure in the volume data output from the volume data generating unit 25 using the three-dimensional data stored in the shape data storage unit 31. Specifically, the specifying unit 33 reads volume data from the volume data generating unit 25. The specifying unit 33 reads, from the shape data storage unit 31, for example, three-dimensional data representing a shape corresponding to a predetermined structure selected by the operator via the input device 13. The specifying unit 33 sets a region of interest (hereinafter referred to as ROI) in the volume data in accordance with an operator instruction via the input device 13. The ROI (hereinafter referred to as the first ROI) set in the volume data is, for example, an area near the puncture needle including the puncture needle. The specifying unit 33 may set the ROI in the volume data according to a predetermined rule. The specifying unit 33 sets an ROI having the same size as the ROI set in the volume data (hereinafter referred to as a second ROI) in the three-dimensional data.

特定部33は、第2ROIに含まれる3次元データを用いて、第1ROIに含まれる穿刺針の像を特定する。特定部33は、第1ROIに含まれる穿刺針の像を特定するために、第1ROIに含まれるボリュームデータと、第2ROIに含まれる3次元データとの類似度を計算する。類似度とは、例えば、第1ROIに含まれるボリュームデータと第2ROIに含まれる3次元データとの相関係数である。なお、相関係数とは異なる類似度の具体例については、以下の構造物特定機能において詳述する。特定部33は、類似度が第1の閾値に達するまで、第2ROIを回転、および平行移動させて、第1ROIに含まれるボリュームデータと第2ROIに含まれる3次元データとの類似度を繰り返し計算する。第1の閾値とは、ボリュームデータにおける穿刺針の像と、3次元データにおける穿刺針の形状との類似性を表す指標である。第1の閾値は、特定部33の図示していないメモリに予め記憶される。   The specifying unit 33 specifies an image of the puncture needle included in the first ROI using the three-dimensional data included in the second ROI. The specifying unit 33 calculates the similarity between the volume data included in the first ROI and the three-dimensional data included in the second ROI in order to specify the image of the puncture needle included in the first ROI. The similarity is, for example, a correlation coefficient between volume data included in the first ROI and three-dimensional data included in the second ROI. A specific example of the degree of similarity different from the correlation coefficient will be described in detail in the structure specifying function below. The specifying unit 33 repeatedly calculates the similarity between the volume data included in the first ROI and the three-dimensional data included in the second ROI by rotating and translating the second ROI until the similarity reaches the first threshold. To do. The first threshold value is an index representing the similarity between the image of the puncture needle in the volume data and the shape of the puncture needle in the three-dimensional data. The first threshold value is stored in advance in a memory (not shown) of the specifying unit 33.

特定部33は、ボリュームデータに含まれる穿刺針の像に関して、穿刺針の長さ方向に沿ったボクセル値が第2の閾値以下となったボクセルを特定する。特定部33は、特定されたボクセルの位置情報を、画像合成部27に出力する。なお、特定部33は、ボクセル値のかわりに輝度値を用いて、ボクセルを特定してもよい。ボクセルの特定により、穿刺針の先端の位置が特定される。ここで、第2の閾値とは、例えば、穿刺針が存在しないときのボクセル値である。   The specifying unit 33 specifies a voxel whose voxel value along the length direction of the puncture needle is equal to or less than the second threshold with respect to the puncture needle image included in the volume data. The specifying unit 33 outputs the specified voxel position information to the image composition unit 27. The specifying unit 33 may specify a voxel using a luminance value instead of the voxel value. By specifying the voxel, the position of the tip of the puncture needle is specified. Here, the second threshold value is, for example, a voxel value when there is no puncture needle.

なお、特定部33は、3次元データを用いて、所定の時間間隔に沿って発生された複数のボリュームデータセット各々における穿刺針を表す像、および穿刺針の先端の位置を特定することができる。   The specifying unit 33 can specify the image representing the puncture needle and the position of the tip of the puncture needle in each of a plurality of volume data sets generated along a predetermined time interval using the three-dimensional data. .

画像合成部27は、図示していないフレームメモリ等を有する。画像合成部27は、画像発生部26から出力された超音波画像に、種々のパラメータの文字情報および目盛等を合成する。画像合成部27は、合成した画像を表示部14に出力する。画像合成部27は、超音波画像における特定された穿刺針を表す像に、形状データ記憶部31に記憶された形状マーカを、穿刺針の長さ方向に沿って特定された穿刺針の先端の位置まで重ね合わせる。なお、画像合成部27は、超音波画像における所定の構造物を表す像近傍に、範囲マーカを重ね合わせてもよい。また、画像合成部27は、入力装置13を介して入力された刺入方向を、超音波画像に重ね合わせてもよい。また、被検体に焼灼針が刺入されるとき画像合成部27は、超音波画像に、種々のパラメータの文字情報、目盛、焼灼針の形状マーカ、焼灼範囲の範囲マーカ、焼灼針の刺入方向などを合成する。   The image composition unit 27 includes a frame memory (not shown). The image synthesis unit 27 synthesizes character information and scales of various parameters with the ultrasonic image output from the image generation unit 26. The image composition unit 27 outputs the synthesized image to the display unit 14. The image composition unit 27 adds the shape marker stored in the shape data storage unit 31 to the image representing the identified puncture needle in the ultrasonic image, at the tip of the puncture needle identified along the length direction of the puncture needle. Overlay to position. The image composition unit 27 may superimpose a range marker on the vicinity of an image representing a predetermined structure in the ultrasonic image. The image composition unit 27 may superimpose the insertion direction input via the input device 13 on the ultrasonic image. In addition, when the cautery needle is inserted into the subject, the image compositing unit 27 adds character information of various parameters, scales, cautery needle shape markers, cauterization range range markers, and cautery needle insertions to the ultrasonic image. Combining directions, etc.

CPU28は、操作者により入力装置13から入力されたモード選択、第1ROIの設定、受信遅延パターンリストの選択、送信開始・終了に基づいて、内部記憶装置32に記憶された送受信条件と装置制御プログラムを読み出し、これらに従って、本超音波診断装置1を制御する。   The CPU 28 receives the transmission / reception conditions and the device control program stored in the internal storage device 32 based on the mode selection, the first ROI setting, the selection of the reception delay pattern list, and the transmission start / end input from the input device 13 by the operator. And the ultrasonic diagnostic apparatus 1 is controlled in accordance with these.

インターフェース部30は、入力装置13、ネットワーク、図示していない外部記憶装置および生体信号計測部に関するインターフェースである。本超音波診断装置1によって得られた超音波画像等のデータおよび解析結果等は、インターフェース37を介して、ネットワークを介して他の装置に転送可能である。   The interface unit 30 is an interface related to the input device 13, a network, an external storage device (not shown), and a biological signal measurement unit. Data such as ultrasound images and analysis results obtained by the ultrasound diagnostic apparatus 1 can be transferred to another apparatus via the interface 37 via a network.

入力装置13は、インターフェース部30に接続され操作者からの各種指示・命令・情報・選択・設定を本超音波診断装置1に取り込む。入力装置13は、図示していないトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等の入力デバイスを有する。入力デバイスは、表示画面上に表示されるカーソルの座標を検出し、検出した座標をCPU28に出力する。なお、入力デバイスは、表示画面を覆うように設けられたタッチパネルでもよい。この場合、入力装置13は、電磁誘導式、電磁歪式、感圧式等の座標読み取り原理でタッチ指示された座標を検出し、検出した座標をCPU28に出力する。また、操作者が入力装置13の終了ボタンまたはFREEZEボタンを操作すると、超音波の送受信は終了し、本超音波診断装置1は一時停止状態となる。入力装置13は、インターフェース部30を介して他の医用画像診断装置から転送された被検体のボリュームデータに関して、断面位置および表示形式、レンダリング処理におけるレイの方向などを入力する。所定の構造物が穿刺針および焼灼針の場合、入力装置13は、穿刺針および焼灼針の刺入方向を入力する。   The input device 13 is connected to the interface unit 30 and takes various instructions, commands, information, selections, and settings from the operator into the ultrasonic diagnostic apparatus 1. The input device 13 includes input devices such as a trackball, a switch button, a mouse, and a keyboard (not shown). The input device detects the coordinates of the cursor displayed on the display screen, and outputs the detected coordinates to the CPU 28. The input device may be a touch panel provided to cover the display screen. In this case, the input device 13 detects coordinates instructed by a touch reading principle such as an electromagnetic induction type, an electromagnetic distortion type, and a pressure sensitive type, and outputs the detected coordinates to the CPU 28. Further, when the operator operates the end button or the FREEZE button of the input device 13, the transmission / reception of the ultrasonic waves is ended, and the ultrasonic diagnostic apparatus 1 is temporarily stopped. The input device 13 inputs a cross-sectional position and a display format, a ray direction in rendering processing, and the like regarding the volume data of the subject transferred from another medical image diagnostic apparatus via the interface unit 30. When the predetermined structure is a puncture needle and an ablation needle, the input device 13 inputs the insertion direction of the puncture needle and the ablation needle.

表示部14は、画像合成部27からの出力に基づいて、画像を表示する。表示部14は、インターフェース部30を介して、入力された他の医用画像診断装置におけるレンダリング画像などを表示することも可能である。表示部14は、複数のボリュームデータセット各々に対して特定された穿刺針の像および穿刺針の先端の位置を、時系列に沿って表示することも可能である。なお、表示部14は、刺入方向を重ねあわせた超音波画像を表示してもよい。   The display unit 14 displays an image based on the output from the image composition unit 27. The display unit 14 can also display an input rendered image in another medical image diagnostic apparatus via the interface unit 30. The display unit 14 can also display the image of the puncture needle and the position of the tip of the puncture needle specified for each of the plurality of volume data sets in time series. The display unit 14 may display an ultrasonic image in which the insertion directions are superimposed.

シネメモリ29は、例えばフリーズする直前の複数のフレームに対応する超音波画像を保存するメモリである。このシネメモリ29に記憶されている画像を連続表示(シネ表示)することで、超音波動画像を表示することも可能である。   The cine memory 29 is a memory that stores, for example, ultrasonic images corresponding to a plurality of frames immediately before freezing. By continuously displaying the images stored in the cine memory 29 (cine display), an ultrasonic moving image can be displayed.

(構造物特定機能)
構造物特定機能とは、形状データ記憶部31に記憶された3次元または2次元データを用いて、ボリュームデータにおける所定の構造物を表す像を特定する機能である。以下、構造物特定機能に従う処理(以下、構造物特定処理と呼ぶ)を説明する。
(Structure identification function)
The structure specifying function is a function for specifying an image representing a predetermined structure in the volume data using the three-dimensional or two-dimensional data stored in the shape data storage unit 31. Hereinafter, processing according to the structure specifying function (hereinafter referred to as structure specifying processing) will be described.

図2は、構造物特定処理の流れを示すフローチャートである。
被検体に対する超音波送受信に先立って、入力装置13を介した操作者の指示により、患者情報の入力、穿刺針の選択、送受信条件、種々の超音波データ収集条件の設定および更新などが実行される。これらの設定および更新は、内部記憶装置32に記憶される。これらの入力/選択/設定が終了したならば、操作者は超音波プローブ12を被検体体表面の所定の位置に当接する。次いで超音波送信部21が、超音波を被検体に向けて送信する。なお、超音波の送信は、インターフェース部30を介して接続された図示していない心電計の心電波形と同期させて、実行することも可能である。また、この同期は、心音計による心音波形、脈波計による脈波波形および、呼吸計による呼吸曲線などとの同期でもよい。
FIG. 2 is a flowchart showing the flow of the structure specifying process.
Prior to ultrasonic transmission / reception with respect to the subject, input of patient information, selection of a puncture needle, transmission / reception conditions, setting and updating of various ultrasonic data collection conditions, and the like are executed according to an operator's instruction via the input device 13. The These settings and updates are stored in the internal storage device 32. When these inputs / selections / settings are completed, the operator contacts the ultrasonic probe 12 at a predetermined position on the surface of the subject. Next, the ultrasonic transmission unit 21 transmits ultrasonic waves toward the subject. The transmission of the ultrasonic wave can be executed in synchronization with an electrocardiogram waveform of an electrocardiograph (not shown) connected via the interface unit 30. This synchronization may be synchronized with a heart sound waveform by a heart sound meter, a pulse waveform by a pulse wave meter, a respiration curve by a respirometer, or the like.

送信された超音波に対応する反射波の受信(すなわち超音波スキャン)に基づいて、受信信号が発生される。発生された受信信号に基づいて、ボリュームデータが発生される(ステップSa1)。図3は、3次元走査(3Dimensional Scan:以下、3Dスキャンと呼ぶ)によるスタックデータの収集からレンダリング画像を表示させる3次元表示までの処理の流れの概要を示す概要図である。3Dスキャンにより、スタックデータが得られる。続いて、ボリュームデータ発生部25において、スタックデータにおける走査面間のデータを補間すること(例えば、リサンプリングなど)により、ボリュームデータが発生される。画像発生部26において、ボリュームデータに対してレンダリング処理を実行することにより、レンダリング画像が表示部14で表示される。表示部14で表示されたレンダリング画像に対して、入力装置13を介して第1ROIが、穿刺針が刺入されている領域を含むように設定される(ステップSa2)。なお、第1ROIの設定は、以下で説明するMPR処理によるMPR画像上に設定されてもよい。図4は、設定された第1ROIを含むボリュームデータの一例を示す図である。   A reception signal is generated based on reception of a reflected wave corresponding to the transmitted ultrasonic wave (that is, ultrasonic scanning). Volume data is generated based on the generated reception signal (step Sa1). FIG. 3 is a schematic diagram showing an outline of a processing flow from collection of stack data by 3D scanning (hereinafter referred to as 3D scanning) to 3D display for displaying a rendered image. Stack data is obtained by 3D scanning. Subsequently, the volume data generating unit 25 generates volume data by interpolating data (for example, resampling) between the scanning planes in the stack data. In the image generation unit 26, the rendering process is performed on the volume data, whereby the rendering image is displayed on the display unit 14. With respect to the rendered image displayed on the display unit 14, the first ROI is set via the input device 13 so as to include the region where the puncture needle is inserted (step Sa2). Note that the first ROI may be set on an MPR image by MPR processing described below. FIG. 4 is a diagram illustrating an example of volume data including the set first ROI.

図5は、超音波プローブによる3Dスキャンから直交3断面の表示(MPR表示)が実行される処理の流れの概要を示す概要図である。図5における被検体Pに超音波プローブ12が当接され、3Dスキャンが実行される。3Dスキャンの後、上述したようにボリュームデータが発生される。発生されたボリュームデータに対して、画像発生部26でMPR処理が実行される。MPR処理により発生されたMPR画像が、表示部14に表示される。   FIG. 5 is a schematic diagram showing an outline of a flow of processing in which display of three orthogonal cross sections (MPR display) is executed from 3D scanning by the ultrasonic probe. The ultrasonic probe 12 is brought into contact with the subject P in FIG. 5, and a 3D scan is executed. After the 3D scan, volume data is generated as described above. The MPR process is executed by the image generation unit 26 on the generated volume data. The MPR image generated by the MPR process is displayed on the display unit 14.

穿刺針の3次元データが、形状データ記憶部31から読み出される(ステップSa3)。図6は、穿刺針に対応する形状を表す3次元データの一例を示す図である。読み出された3次元データに、第1ROIと同じ大きさの第2ROIが設定される(ステップSa4)。図7は、設定された第2ROIを含む3次元データの一例を示す図である。第2ROIに含まれる3次元データを用いて、第1ROIにおける穿刺針の像が特定される(ステップSa5)。   The three-dimensional data of the puncture needle is read from the shape data storage unit 31 (step Sa3). FIG. 6 is a diagram illustrating an example of three-dimensional data representing a shape corresponding to the puncture needle. A second ROI having the same size as the first ROI is set in the read three-dimensional data (step Sa4). FIG. 7 is a diagram illustrating an example of three-dimensional data including the set second ROI. Using the three-dimensional data included in the second ROI, the image of the puncture needle in the first ROI is specified (step Sa5).

図8は、図2における穿刺針の像を特定するための処理(ステップSa5)の詳細を示すフローチャートである。第1ROIに対する第2ROIの位置関係が、特定部33により設定される(ステップSb1)。第1ROIに含まれるボリュームデータと第2ROIに含まれる3次元データとにより類似度が計算される(ステップSb2)。   FIG. 8 is a flowchart showing details of the process (step Sa5) for specifying the image of the puncture needle in FIG. The positional relationship of the second ROI with respect to the first ROI is set by the specifying unit 33 (step Sb1). The similarity is calculated from the volume data included in the first ROI and the three-dimensional data included in the second ROI (step Sb2).

類似度とは、例えば、以下のようにして計算される相互情報量である。なお、類似度は、第1、第2ROIを所定の小領域に分割することにより計算されるエントロピーとしてもよい。まず、第1ROIと第2ROIとに関して、同じ座標を有するボクセル値(または3次元データ)を度数とする2次元ヒストグラムを発生する。なお、2次元ヒストグラムは、第1ROIと第2ROIとに関して、同じ座標を有するピクセル値(または2次元データ)または輝度値を度数として用いてもよい。発生された2次元ヒストグラムの度数に基づいて、確率密度関数を決定する。以下、2次元ヒストグラムに基づいて決定された確率密度関数を、2次元確率密度関数と呼ぶ。第1ROIに含まれるボリュームデータのボクセル値に基づいて、第1の確率密度関数を発生する。第2ROIに含まれる3次元データに基づいて、第2の確率密度関数を発生する。   The similarity is, for example, a mutual information amount calculated as follows. Note that the similarity may be entropy calculated by dividing the first and second ROIs into predetermined small regions. First, with respect to the first ROI and the second ROI, a two-dimensional histogram having a voxel value (or three-dimensional data) having the same coordinates as a frequency is generated. The two-dimensional histogram may use a pixel value (or two-dimensional data) or a luminance value having the same coordinates as the frequency for the first ROI and the second ROI. A probability density function is determined based on the frequency of the generated two-dimensional histogram. Hereinafter, the probability density function determined based on the two-dimensional histogram is referred to as a two-dimensional probability density function. A first probability density function is generated based on the voxel value of the volume data included in the first ROI. A second probability density function is generated based on the three-dimensional data included in the second ROI.

相互情報量は、第1、第2の確率密度関数と、2次元確率密度関数とにより決定される。具体的には、まず、特定部33は、2次元確率密度関数を第1、第2の確率密度関数の積で除すことにより商を計算する。次に特定部33は、この商に対して対数を計算する。続いて特定部33は、この対数に2次元確率密度関数を乗じて、2次元ヒストグラムの度数それぞれについて和を計算する。この和が、相互情報量である。特定部33は、計算された相互情報量が所定の閾値を超えていなければ、相互情報量に基づいて、座標変換を表す行列(以下、変換行列と呼ぶ)を計算する(ステップSb3)。変換行列は、相互情報量に対して、偏角を取ること(argument)により決定される。なお、変換行列は、解析的に計算できないので、所定の最適化法により決定される。   The mutual information amount is determined by the first and second probability density functions and the two-dimensional probability density function. Specifically, first, the specifying unit 33 calculates the quotient by dividing the two-dimensional probability density function by the product of the first and second probability density functions. Next, the specifying unit 33 calculates a logarithm for this quotient. Subsequently, the specifying unit 33 multiplies the logarithm by a two-dimensional probability density function and calculates a sum for each frequency of the two-dimensional histogram. This sum is the mutual information amount. If the calculated mutual information amount does not exceed the predetermined threshold, the specifying unit 33 calculates a matrix (hereinafter referred to as a conversion matrix) representing coordinate transformation based on the mutual information amount (step Sb3). The transformation matrix is determined by taking an argument with respect to the mutual information amount. Since the transformation matrix cannot be calculated analytically, it is determined by a predetermined optimization method.

特定部33は、決定された変換行列を用いて、第2ROIに含まれる3次元データに対して、座標変換を実行する。この座標変換により、第1ROIと第2ROIとの位置関係が変更される(ステップSb4)。特定部33は、ステップSb2乃至ステップSb4の処理を、相互情報量が所定の閾値を超えるまで繰り返す。なお、この座標変換により第2ROIの一部領域が3次元データからはみ出した場合、この一部領域については、類似度を計算するためのデータとしては用いない。   The specifying unit 33 performs coordinate conversion on the three-dimensional data included in the second ROI using the determined conversion matrix. By this coordinate conversion, the positional relationship between the first ROI and the second ROI is changed (step Sb4). The specifying unit 33 repeats the processing from step Sb2 to step Sb4 until the mutual information amount exceeds a predetermined threshold. When a partial area of the second ROI protrudes from the three-dimensional data by this coordinate conversion, this partial area is not used as data for calculating the similarity.

特定部33は、計算された相互情報量が所定の閾値を超えれば、第1ROIに対する第2ROIの位置関係に基づいて、第1ROIに含まれるボリュームデータにおける穿刺針の像を特定する(ステップSb5)。   If the calculated mutual information exceeds a predetermined threshold, the specifying unit 33 specifies the puncture needle image in the volume data included in the first ROI based on the positional relationship of the second ROI with respect to the first ROI (step Sb5). .

図2に戻って、特定された穿刺針の像に対して、穿刺針の刺入方向に沿った穿刺針の先端位置が特定される(ステップSa6)。画像発生部26により、ボリュームデータに基づいて、超音波画像が発生される(ステップSa7)。このとき、画像発生部26は、特定された穿刺針の像または輪郭線に対応する画素値に対して、強調処理を実行してもよい。強調処理は、例えば閾値処理である。閾値処理における閾値は、所定の値であって、穿刺針を表す像または輪郭線を強調するための値である。ステップSa7の処理の後、形状データ記憶部31から形状マーカが読み出される(ステップSa8)。読み出された形状マーカに対して、所定の閾値を超えた相互情報量に基づいて決定された座標変換が実行される。画像合成部27により、座標変換された形状マーカが発生された超音波画像に重ねられる(ステップSa9)。   Returning to FIG. 2, the tip position of the puncture needle along the insertion direction of the puncture needle is specified for the specified puncture needle image (step Sa6). An ultrasonic image is generated by the image generation unit 26 based on the volume data (step Sa7). At this time, the image generation unit 26 may perform enhancement processing on the pixel value corresponding to the identified puncture needle image or contour. The enhancement process is, for example, a threshold process. The threshold value in the threshold processing is a predetermined value, and is a value for emphasizing an image or contour line representing the puncture needle. After the process of step Sa7, the shape marker is read from the shape data storage unit 31 (step Sa8). A coordinate transformation determined based on the mutual information amount exceeding a predetermined threshold is executed on the read shape marker. The image synthesis unit 27 superimposes the coordinate marker on the generated ultrasonic image (step Sa9).

なお、被検体に焼灼針が刺入されている場合、ステップSa7の処理の後、形状データ記憶部31から焼灼針に対応する形状マーカおよび焼灼範囲を示すマーカ(以下、焼灼マーカと呼ぶ)が読み出される(ステップSa8)。読み出された形状マーカおよび焼灼マーカに対して、所定の閾値を超えた相互情報量に基づいて決定された座標変換が実行される。画像合成部27により、座標変換された形状マーカおよび焼灼マーカが、発生された超音波画像に重ねられる(ステップSa9)。   When a cautery needle is inserted into the subject, a shape marker corresponding to the cauterization needle and a marker indicating the cauterization range (hereinafter referred to as an ablation marker) are stored from the shape data storage unit 31 after the processing of step Sa7. Read (step Sa8). For the read shape marker and cautery marker, coordinate transformation determined based on the mutual information amount exceeding a predetermined threshold is executed. The image combining unit 27 superimposes the coordinate marker and the shape marker and the ablation marker on the generated ultrasonic image (step Sa9).

ステップSa9の処理の後、重ねられた画像または穿刺針を強調した画像が、表示部14に表示される。図9は、座標変換された第2ROIに含まれる3次元データと、構造物特定処理により特定された穿刺針の像に形状マーカを重ね合わせた画像との一例を示す図である。図9(a)は、決定された変換行列により座標変換された第2ROIに含まれる3次元データを示す図である。図9(b)は、ボリュームデータにおいて特定された穿刺針の像に、形状マーカを重ね合わせた画像の一例である。   After the process of step Sa9, the superimposed image or the image in which the puncture needle is emphasized is displayed on the display unit 14. FIG. 9 is a diagram illustrating an example of three-dimensional data included in the coordinate-converted second ROI and an image in which a shape marker is superimposed on an image of a puncture needle specified by the structure specifying process. FIG. 9A is a diagram illustrating three-dimensional data included in the second ROI that has been coordinate-transformed by the determined transformation matrix. FIG. 9B is an example of an image in which a shape marker is superimposed on an image of the puncture needle specified in the volume data.

(第1の変形例)
第1の実施形態との相違は、特定された所定の構造物を表す像のデータとボリュームデータとに基づいて、所定の構造物に関する所定の断面に対応する超音波画像を発生することである。以下、説明を簡単にするために、所定の構造物は穿刺針とする。
(First modification)
The difference from the first embodiment is that an ultrasonic image corresponding to a predetermined cross section of the predetermined structure is generated based on the image data representing the specified predetermined structure and the volume data. . Hereinafter, in order to simplify the description, the predetermined structure is a puncture needle.

形状データ記憶部31は、穿刺針に関する所定の断面を記憶する。所定の断面とは、例えば、穿刺針の長手方向の断面を含む走査面(以下、長手走査面と呼ぶ)である。なお、所定の断面は複数であってもよい。他の所定の断面は、例えば、穿刺針の長手方向の断面を含みかつ穿刺針の刺入方向に平行な面(以下、刺入平行面と呼ぶ)、および穿刺針の刺入方向の先端を含みかつ刺入平行面に垂直な面(以下、刺入垂直面と呼ぶ)などである。以下、長手走査面と刺入平行面と刺入垂直面とをまとめて3断面と呼ぶ。   The shape data storage unit 31 stores a predetermined cross section related to the puncture needle. The predetermined cross section is, for example, a scanning plane including a longitudinal section of the puncture needle (hereinafter referred to as a longitudinal scanning plane). The predetermined cross section may be plural. The other predetermined cross section includes, for example, a plane including the longitudinal cross section of the puncture needle and parallel to the puncture direction of the puncture needle (hereinafter referred to as a puncture parallel plane), and a tip of the puncture needle in the insertion direction. And a plane perpendicular to the insertion parallel plane (hereinafter referred to as a vertical insertion plane). Hereinafter, the longitudinal scanning plane, the insertion parallel plane, and the insertion vertical plane are collectively referred to as three cross sections.

形状データ記憶部31は、穿刺針が刺入される被検体への超音波スキャンに先立って、3断面に関する情報を、画像発生部26に出力する。3断面に関する情報とは、ボリュームデータに基づいて、長手走査面、刺入平行面、刺入垂直面を、MPR処理により発生させるために必要な情報である。なお、所定の断面は、入力装置13を介した操作者の指示により、操作者が所望する断面を設定することも可能である。   The shape data storage unit 31 outputs information about the three cross sections to the image generation unit 26 prior to the ultrasonic scan of the subject into which the puncture needle is inserted. The information regarding the three cross sections is information necessary for generating the longitudinal scanning plane, the insertion parallel plane, and the insertion vertical plane by the MPR process based on the volume data. The predetermined cross section can be set as desired by the operator according to an instruction from the operator via the input device 13.

特定部33は、特定した穿刺針の像と、穿刺針の刺入方向における穿刺針の先端の位置と(以下、特定情報と呼ぶ)を、画像発生部26に出力する。   The identification unit 33 outputs the identified puncture needle image and the position of the tip of the puncture needle in the insertion direction of the puncture needle (hereinafter referred to as identification information) to the image generation unit 26.

画像発生部26は、特定情報と3断面に関する情報とを用いて、ボリュームデータに基づいて、3断面の断面像を発生する。具体的には、画像発生部26は、ボリュームデータにおける特定された穿刺針の像と穿刺針の刺入方向における穿刺針の先端の位置と長手走査面の位置情報とを用いて、ボリュームデータからMPR処理により、長手走査面の超音波画像を発生する。画像発生部26は、ボリュームデータにおける特定された穿刺針の像と穿刺針の刺入方向における穿刺針の先端の位置と刺入平行面の位置情報とを用いて、ボリュームデータからMPR処理により、刺入平行面の超音波画像を発生する。画像発生部26は、ボリュームデータにおける特定された穿刺針の像と穿刺針の刺入方向における穿刺針の先端の位置と刺入垂直面の位置情報とを用いて、ボリュームデータからMPR処理により、刺入垂直面の超音波画像を発生する。   The image generation unit 26 generates the cross-sectional image of the three cross sections based on the volume data using the specific information and the information regarding the three cross sections. Specifically, the image generation unit 26 uses the specified puncture needle image in the volume data, the position of the tip of the puncture needle in the insertion direction of the puncture needle, and the position information on the longitudinal scanning plane from the volume data. An ultrasonic image of the longitudinal scanning plane is generated by the MPR process. The image generation unit 26 uses the MPR process from the volume data by using the identified puncture needle image in the volume data, the position of the tip of the puncture needle in the insertion direction of the puncture needle and the position information of the insertion parallel surface, An ultrasonic image of the insertion parallel plane is generated. The image generation unit 26 uses the MPR process from the volume data by using the identified puncture needle image in the volume data, the position of the tip of the puncture needle in the insertion direction of the puncture needle and the position information of the insertion vertical surface, An ultrasonic image of the vertical surface of the insertion is generated.

表示部14は、画像発生部26で発生された断面像を表示する。   The display unit 14 displays the cross-sectional image generated by the image generation unit 26.

以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
本超音波診断装置1によれば、形状データ記憶部31に記憶された所定の構造物に対応する形状を表す3次元データまたは2次元データを用いて、ボリュームデータにおける所定の構造物を表す像を特定することができる。加えて、特定された所定の構造物を表す像および治療範囲にマーカを重ね合わせた超音波画像を表示することができる。また、所定の構造物を表す像が存在する複数の断面像を発生することができる。これらのことから、断面像における所定の構造物を表す像が表示されないこと、および所定の構造物における先端の位置に関する像が表示断面から外れることを、解消することができる。この結果、操作者が所定の構造物を表す像または所定の構造物の先端位置を見失う問題を解消することができる。
According to the configuration described above, the following effects can be obtained.
According to the ultrasonic diagnostic apparatus 1, an image representing a predetermined structure in volume data using three-dimensional data or two-dimensional data representing a shape corresponding to the predetermined structure stored in the shape data storage unit 31. Can be specified. In addition, an image representing the specified predetermined structure and an ultrasonic image in which a marker is superimposed on the treatment range can be displayed. In addition, a plurality of cross-sectional images in which an image representing a predetermined structure exists can be generated. Accordingly, it is possible to eliminate the fact that an image representing a predetermined structure in the cross-sectional image is not displayed and that the image relating to the position of the tip in the predetermined structure deviates from the display cross-section. As a result, the problem that the operator loses sight of the image representing the predetermined structure or the tip position of the predetermined structure can be solved.

加えて、所定の構造物を表す像を断面像に表示させるためにプローブを操作しなければならないこと、または所定の構造物を表す像が表示される断面を探すためにトラックボールを操作しなければならないことなどが解消され、操作性が向上する。また、操作性の向上により、診断効率が向上する。加えて、穿刺アダプタを用いなくても、例えば穿刺治療を支援することが可能となる。   In addition, the probe must be manipulated to display an image representing a given structure on the cross-sectional image, or the trackball must be manipulated to find the cross-section where the image representing the given structure is displayed. The operability is improved by eliminating problems that must be made. In addition, the diagnostic efficiency is improved by improving the operability. In addition, for example, puncture treatment can be supported without using a puncture adapter.

さらに、本超音波診断装置1によれば、形状データ記憶部31に記憶された被検体の特定臓器に対応する形状を表す3次元データまたは2次元データを用いて、ボリュームデータにおける被検体の特定臓器を表す像を特定することができる。加えて、特定された被検体の特定臓器を表す像にマーカを重ね合わせた超音波画像を表示することができる。また、被検体の特定臓器を表す像が存在する複数の断面像を発生することができる。   Furthermore, according to the ultrasonic diagnostic apparatus 1, the subject is specified in the volume data using the three-dimensional data or the two-dimensional data representing the shape corresponding to the specific organ of the subject stored in the shape data storage unit 31. An image representing an organ can be identified. In addition, an ultrasonic image in which a marker is superimposed on an image representing a specific organ of the specified subject can be displayed. In addition, a plurality of cross-sectional images in which an image representing a specific organ of the subject exists can be generated.

また、本超音波診断装置1は、所定の構造物の像および治療範囲に対応するマーカを、所定の時間間隔で連続的に表示させることで、例えば穿刺治療における穿刺針のナビゲーションとしても使用可能である。上記実施形態の変形例として、本超音波診断装置1の技術的思想を医用画像処理装置50で実現する場合には、例えば図1の構成図における点線内の構成要素を有するものとなる。構造物特定機能における各処理は、第1の実施形態および第1の変形例と同様である。加えて、各実施形態に係る各機能は、当該処理を実行するプログラムをワークステーション等のコンピュータにインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク(フロッピー(登録商標)ディスク、ハードディスクなど)、光ディスク(CD−ROM、DVDなど)、半導体メモリなどの記憶媒体に格納して頒布することも可能である。   The ultrasonic diagnostic apparatus 1 can also be used as a puncture needle navigation in puncture treatment, for example, by continuously displaying an image of a predetermined structure and a marker corresponding to the treatment range at predetermined time intervals. It is. As a modification of the above-described embodiment, when the technical idea of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 is realized by the medical image processing apparatus 50, for example, the components within the dotted line in the configuration diagram of FIG. Each process in the structure specifying function is the same as that in the first embodiment and the first modification. In addition, each function according to each embodiment can also be realized by installing a program for executing the processing in a computer such as a workstation and developing the program on a memory. At this time, a program capable of causing the computer to execute the method is stored in a storage medium such as a magnetic disk (floppy (registered trademark) disk, hard disk, etc.), an optical disk (CD-ROM, DVD, etc.), or a semiconductor memory. It can also be distributed.

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。   Although several embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These novel embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the scope and gist of the invention, and are included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.

1…超音波診断装置、11…装置本体、12…超音波プローブ、13…入力装置、14…表示部、21…超音波送信部、22…超音波受信部、23…Bモード処理部、24…ドプラ処理部、25…ボリュームデータ発生部、26…画像発生部、27…画像合成部、28…制御プロセッサ(CPU)、29…シネメモリ、30…インターフェース部、31…形状データ記憶部、32…内部記憶装置、33…特定部   DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Ultrasonic diagnostic apparatus, 11 ... Apparatus main body, 12 ... Ultrasonic probe, 13 ... Input device, 14 ... Display part, 21 ... Ultrasonic transmitter, 22 ... Ultrasonic receiver, 23 ... B-mode process part, 24 DESCRIPTION OF SYMBOLS Doppler processing part 25 ... Volume data generation part 26 ... Image generation part 27 ... Image composition part 28 ... Control processor (CPU) 29 ... Cine memory 30 ... Interface part 31 ... Shape data storage part 32 ... Internal storage device, 33 ... specific unit

Claims (12)

超音波プローブと、
前記超音波プローブを介して、被検体へ向けて超音波を送信する超音波送信部と、
前記送信された超音波に対応する反射波を受信し、前記受信された反射波に基づいて受信信号を発生する超音波受信部と、
前記受信信号に基づいて、所定の構造物を有する被検体のボリュームデータを発生するボリュームデータ発生部と、
前記所定の構造物に対応する形状を表す3次元データを記憶する形状データ記憶部と、
前記3次元データを用いて、前記ボリュームデータにおける前記所定の構造物を表す像を特定する特定部と、
を具備することを特徴とする超音波診断装置。
An ultrasonic probe;
Via the ultrasonic probe, an ultrasonic transmitter for transmitting ultrasonic waves toward the subject;
An ultrasonic receiving unit that receives a reflected wave corresponding to the transmitted ultrasonic wave and generates a reception signal based on the received reflected wave;
A volume data generation unit that generates volume data of a subject having a predetermined structure based on the received signal;
A shape data storage unit for storing three-dimensional data representing a shape corresponding to the predetermined structure;
A specifying unit for specifying an image representing the predetermined structure in the volume data using the three-dimensional data;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:
前記特定部は、前記3次元データと前記ボリュームデータとの類似度により、前記所定の構造物を表す像を特定すること、
を特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
The specifying unit specifies an image representing the predetermined structure based on a similarity between the three-dimensional data and the volume data;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記ボリュームデータに基づいて、前記特定された所定の構造物を表す像の画素値を所定の値とする超音波画像を発生する画像発生部と、
前記発生された超音波画像を表示する表示部とをさらに具備すること、
を特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
Based on the volume data, an image generating unit that generates an ultrasonic image having a predetermined value as a pixel value of an image representing the specified predetermined structure;
A display unit for displaying the generated ultrasonic image;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記形状データ記憶部は、前記形状を表すマーカをさらに記憶し、
前記ボリュームデータに基づいて、超音波画像を発生する画像発生部と、
前記超音波画像における前記所定の構造物を表す像に前記マーカを重ねる画像合成部と、
前記超音波画像に前記マーカが重ねられた画像を表示する表示部とをさらに具備すること、
を特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
The shape data storage unit further stores a marker representing the shape,
An image generator for generating an ultrasonic image based on the volume data;
An image composition unit for superimposing the marker on an image representing the predetermined structure in the ultrasonic image;
A display unit that displays an image in which the marker is superimposed on the ultrasonic image;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記画像発生部は、前記特定された所定の構造物を表す像のデータと前記ボリュームデータとに基づいて、前記所定の構造物に関する所定の断面に対応する超音波画像を発生し、
前記発生された超音波画像を表示する表示部をさらに具備すること、
を特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
The image generation unit generates an ultrasonic image corresponding to a predetermined cross section related to the predetermined structure based on image data representing the specified predetermined structure and the volume data,
Further comprising a display unit for displaying the generated ultrasonic image;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記ボリュームデータ発生部は、所定の時間間隔で連続して発生された複数の受信信号に基づいて、複数の受信信号にそれぞれ対応する複数のボリュームデータセットを発生し、
前記特定部は、前記3次元データを用いて、前記複数のボリュームデータセット各々における前記所定の構造物を表す像を特定すること、
を特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
The volume data generation unit generates a plurality of volume data sets respectively corresponding to a plurality of reception signals based on a plurality of reception signals generated continuously at a predetermined time interval,
The specifying unit specifies an image representing the predetermined structure in each of the plurality of volume data sets using the three-dimensional data;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記所定の構造物は、穿刺針と焼灼針とのうち少なくとも一方であること、
を特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
The predetermined structure is at least one of a puncture needle and an ablation needle;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記ボリュームデータ発生部は、所定の位置間隔で連続して発生された複数の受信信号に基づいて、複数の受信信号にそれぞれ対応する複数のボリュームデータセットを発生し、前記発生された複数のボリュームデータセットを結合させて、前記ボリュームデータを発生すること、
を特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
The volume data generation unit generates a plurality of volume data sets respectively corresponding to a plurality of reception signals based on a plurality of reception signals generated continuously at predetermined position intervals, and the plurality of generated volumes Combining the data sets to generate the volume data;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記所定の構造物は焼灼針であり、
前記形状データ記憶部は、前記焼灼針による焼灼範囲を表す焼灼マーカをさらに記憶し、
前記画像合成部は、前記超音波画像における前記所定の構造物を表す像に、前記焼灼マーカを合成すること、
を特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。
The predetermined structure is a cautery needle;
The shape data storage unit further stores an ablation marker representing an ablation range by the ablation needle,
The image combining unit combining the ablation marker with an image representing the predetermined structure in the ultrasonic image;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
所定の構造物を有する被検体のボリュームデータを記憶する内部記憶装置と、
前記所定の構造物に対応する形状を表す3次元データを記憶する形状データ記憶部と、
前記3次元データを用いて、前記ボリュームデータに含まれる前記所定の構造物を表す像を特定する特定部と、
を具備することを特徴とする医用画像処理装置。
An internal storage device for storing volume data of a subject having a predetermined structure;
A shape data storage unit for storing three-dimensional data representing a shape corresponding to the predetermined structure;
A specifying unit that specifies an image representing the predetermined structure included in the volume data using the three-dimensional data;
A medical image processing apparatus comprising:
超音波プローブと、
前記超音波プローブを介して、被検体へ向けて超音波を送信する超音波送信部と、
前記送信された超音波に対応する反射波を受信し、前記受信された反射波に基づいて受信信号を発生する超音波受信部と、
前記受信信号に基づいて、所定の構造物を有する被検体のボリュームデータを発生するボリュームデータ発生部と、
前記所定の構造物に対応する形状を表す2次元データを記憶する形状データ記憶部と、
前記2次元データを用いて、前記ボリュームデータにおける前記所定の構造物を表す像を特定する特定部と、
を具備することを特徴とする超音波診断装置。
An ultrasonic probe;
Via the ultrasonic probe, an ultrasonic transmitter for transmitting ultrasonic waves toward the subject;
An ultrasonic receiving unit that receives a reflected wave corresponding to the transmitted ultrasonic wave and generates a reception signal based on the received reflected wave;
A volume data generation unit that generates volume data of a subject having a predetermined structure based on the received signal;
A shape data storage unit for storing two-dimensional data representing a shape corresponding to the predetermined structure;
A specifying unit for specifying an image representing the predetermined structure in the volume data using the two-dimensional data;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:
超音波プローブと、
前記超音波プローブを介して、被検体へ向けて超音波を送信する超音波送信部と、
前記送信された超音波に対応する反射波を受信し、前記受信された反射波に基づいて受信信号を発生する超音波受信部と、
前記受信信号に基づいて、被検体のボリュームデータを発生するボリュームデータ発生部と、
前記被検体の特定臓器に対応する形状を表す3次元データを記憶する形状データ記憶部と、
前記3次元データを用いて、前記ボリュームデータにおける前記特定臓器を表す像を特定する特定部と、
を具備することを特徴とする超音波診断装置。
An ultrasonic probe;
Via the ultrasonic probe, an ultrasonic transmitter for transmitting ultrasonic waves toward the subject;
An ultrasonic receiving unit that receives a reflected wave corresponding to the transmitted ultrasonic wave and generates a reception signal based on the received reflected wave;
A volume data generation unit for generating volume data of the subject based on the received signal;
A shape data storage unit for storing three-dimensional data representing a shape corresponding to a specific organ of the subject;
A specifying unit for specifying an image representing the specific organ in the volume data using the three-dimensional data;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:
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