(57)【要約】【課題】生体組織の弾性をより正確に反映した弾性画像を安定して表示することができる超音波診断装置を提供する。【解決手段】複数の心拍が含まれる長さであり、なおかつ生体組織の弾性をより正確に反映した物理量を得ることができなくなる原因が生じないと想定される長さを有する期間Ａ，Ｂ内における複数フレーム分の物理量データに基づいて作成された弾性画像が表示される。例えば、前記複数フレーム分の物理量データは、物理量データＳＤＡ１〜ＳＤＡｎまでが加算されて得られた加算済物理量データＳＤＡ（ｎ−１）ＡＤＤである。【選択図】図６
2014104307.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体組織に対する超音波の送受信により得られたエコー信号に基づいて、生体組織における各部の弾性に関する物理量を算出して物理量データを作成する物理量データ作成部と、
該物理量データ作成部で算出された物理量に対応する表示形態を示す情報を有する弾性画像データを作成する弾性画像データ作成部と、
前記弾性画像データに基づいて作成され、前記物理量に対応する表示形態を有する弾性画像が表示される表示部と、
を備え、
前記表示部には、複数の心拍が含まれる長さを有する所定時間内における複数フレーム分の物理量データに基づいて作成された弾性画像が表示される
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
前記弾性画像は、前記所定時間内における複数フレーム分の物理量データの累積加算によって得られた画像であり、前記累積加算は、前記所定時間毎に完結する演算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。
【請求項３】
前記累積加算の対象となる物理量データは、前記所定の時間毎に設定される所定の基準を満たすデータであることを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。
【請求項４】
前記弾性画像は、前記所定時間内における複数フレーム分の物理量データが加算平均されて得られた画像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。
【請求項５】
前記加算平均の対象となる物理量データは、前記所定の時間毎に設定される所定の基準を満たすデータであることを特徴とする請求項４に記載の超音波診断装置。
【請求項６】
前記所定の基準は、物理量に関する基準又は弾性画像が生体組織の弾性を正確に反映している程度を示すクオリティー値に関する基準であることを特徴とする請求項３又は５に記載の超音波診断装置。
【請求項７】
前記弾性画像は、前記所定時間内における前記複数フレーム分の物理量データの中から選択された物理量データに基づいて作成された画像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。
【請求項８】
前記表示部には、前記所定時間を表す画像が表示されることを特徴とする請求項１〜７のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
【請求項９】
前記表示部には、前記物理量の累積加算値の経時変化を示すグラフ又は前記弾性画像が生体組織の弾性を正確に反映している程度を示すクオリティー値の累積加算値の経時変化を示すグラフのいずれかが表示されることを特徴とする請求項１〜８のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
【請求項１０】
前記表示部には、前記物理量の経時変化を示すグラフ又は前記弾性画像が生体組織の弾性を正確に反映している程度を示すクオリティー値の経時変化を示すグラフのいずれかが表示されることを特徴とする請求項１〜９のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
【請求項１１】
コンピュータに、
生体組織に対する超音波の送受信により得られたエコー信号に基づいて、生体組織における各部の弾性に関する物理量を算出して物理量データを作成する物理量データ作成機能と、
該物理量データ作成機能で算出された物理量に対応する表示形態を示す情報を有する弾性画像データを作成する弾性画像データ作成機能と、
前記弾性画像データに基づいて作成され、前記物理量に対応する表示形態を有する弾性画像を表示部に表示させる表示制御機能と、
を実行させる超音波診断装置の制御プログラムであって、
前記表示制御機能は、複数の心拍が含まれる長さを有する所定時間内における複数フレーム分の物理量データに基づいて作成された弾性画像を表示させる
ことを特徴とする超音波診断装置の制御プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体における生体組織の硬さ又は軟らかさを表す弾性画像が表示される超音波診断装置及びその制御プログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
被検体における生体組織の硬さ又は軟らかさを表す弾性画像と、Ｂモード画像とを合成して表示させる超音波診断装置が、例えば特許文献１などに開示されている。前記弾性画像は例えば以下のようにして作成される。先ず、被検体に超音波を送信して得られたエコー信号に基づいて被検体の弾性に関する物理量が算出される。そして、算出された物理量に基づいて、弾性に応じた色からなる弾性画像が作成され、表示される。
【０００３】
弾性に関する物理量は例えば歪みである。特許文献２には、超音波の音線方向における歪みを推定する手法が開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２００７−２８２９３２号公報
【特許文献２】特開２００８−１２６０７９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
ところで、近年、弾性画像を表示することができる超音波診断装置によって肝疾患の評価をすることが求められている。本願発明者は、心臓や血管の拍動によって生じる肝臓の歪みを利用して弾性画像を作成することを検討している。この場合、拍動による歪みを利用するので、常に歪みが生じているわけではなく、有効な歪み情報を得ることができないフレーム（ｆｒａｍｅ）もある。そこで、本願発明者は、安定した弾性画像を表示させるべく、心拍が複数回生じる期間における複数フレーム分のデータを用いた弾性画像を表示することについて検討している。
【０００６】
ところで、呼吸や被検体が動くこと（体動）など、拍動以外の要素によっても肝臓が変形し歪みが生じる。しかし、拍動と比べて歪みの方向が一定ではなく、音線方向における歪みを画像化する場合には、生体組織の弾性を正確に反映した弾性画像を得ることができない場合がある。そこで、呼吸や体動の影響を排除するため、息を止め、動かない状態で検査を行なうことが望ましい。
【０００７】
しかし、心拍が複数回生じる期間における複数フレーム分のデータを得るためには、ある程度の時間が必要であり、この時間の間、息を止め続け、なおかつじっとしていることが困難な場合もある。従って、複数フレーム分のデータを得ている間に、呼吸や体動など、生体組織の弾性をより正確に反映した物理量を得ることができなくなる原因が生じ、生体組織の弾性をより正確に反映した弾性画像を得ることが困難な場合が考えられる。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上述の課題を解決するためになされた発明は、生体組織に対する超音波の送受信により得られたエコー信号に基づいて、生体組織における各部の弾性に関する物理量を算出して物理量データを作成する物理量データ作成部と、この物理量データ作成部で算出された物理量に対応する表示形態を示す情報を有する弾性画像データを作成する弾性画像データ作成部と、前記弾性画像データに基づいて作成され、前記物理量に対応する表示形態を有する弾性画像が表示される表示部と、を備え、前記表示部には、複数の心拍が含まれる長さを有する所定時間内における複数フレーム分の物理量データに基づいて作成された弾性画像が表示されることを特徴とする超音波診断装置である。
【０００９】
ここで、前記所定時間は、複数の心拍が含まれる程度の長さであって、なおかつ呼吸や体動など、生体組織の弾性をより正確に反映した物理量を得ることができなくなる原因が生じないと想定される長さである。
【発明の効果】
【００１０】
上記観点の発明によれば、  上記観点の発明によれば、前記所定時間内における複数フレーム分の物理量データ群に基づいて作成された弾性画像が前記表示部に表示されるので、生体組織の弾性をより正確に反映した弾性画像を安定して表示することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】本発明に係る超音波診断装置の実施形態の概略構成の一例を示すブロック図である。
【図２】図１に示す超音波診断装置における物理量データ処理部の構成を示すブロック図である。
【図３】図１に示す超音波診断装置における表示制御部の構成を示すブロック図である。
【図４】Ｂモード画像と弾性画像とが合成された合成超音波画像が表示された表示部を示す図である。
【図５】所定時間毎の累積加算を説明する図である。
【図６】図５に示す所定時間内の物理量データの加算を説明する図である。
【図７】各フレームの対応する画素の物理量データの加算を説明する図である。
【図８】累積加算が完結する所定時間を説明する図である。
【図９】表示部に表示されるグラフの拡大図である。
【図１０】表示部に表示されるグラフの他例の拡大図である。
【図１１】表示部に表示されるグラフの他例の拡大図である。
【図１２】表示部に表示されるグラフにおいて、バーを移動させた状態の図である。
【図１３】表示部に表示されるグラフにおけるバーの移動の一例を示す図である。
【図１４】第一実施形態の変形例における物理量データ処理部の構成を示すブロック図である。
【図１５】第二実施形態における物理量データ処理部の構成を示すブロック図である。
【図１６】第二実施形態における加算平均を説明する図である。
【図１７】第二実施形態における物理量データ処理部の構成の他例を示すブロック図である。
【図１８】第二実施形態の第一変形例における期間ごとの歪みの閾値の設定を説明する図である。
【図１９】歪みの経時変化を示すグラフである。
【図２０】歪みの経時変化を示すグラフである。
【図２１】第二実施形態の第二変形例における加算平均を説明する図である。
【図２２】第三実施形態における物理量データ処理部の構成を示すブロック図である。
【図２３】第三実施形態における最大物理量データの作成を説明する図である。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
以下、本発明の実施形態について図面に基づいて説明する。
（第一実施形態）
先ず、第一実施形態について、図１〜図１３に基づいて説明する。図１に示す超音波診断装置１は、超音波プローブ２、送受信ビームフォーマ（ｂｅａｍｆｏｒｍｅｒ）３、Ｂモードデータ作成部４、物理量データ処理部５、表示制御部６、表示部７、操作部８、制御部９及び記憶部１０を備える。
【００１３】
前記超音波プローブ２は、被検体に対して超音波を送信しそのエコーを受信する。前記送受信ビームフォーマ３は、所定の走査条件で前記超音波プローブ２から超音波を送信するための電気信号を、前記制御部８からの制御信号に基づいて前記超音波プローブ２へ供給する。これにより、前記超音波プローブ２から音線毎の超音波の走査が行われる。また、前記送受信ビームフォーマ３は、前記超音波プローブ２で受信した超音波のエコー（ｅｃｈｏ）について、整相加算処理等の信号処理を行なう。前記送受信ビームフォーマ３で信号処理されたエコーデータは、前記Ｂモードデータ作成部４及び前記物理量データ作成部５に出力される。
【００１４】
前記Ｂモードデータ作成部４は、前記送受信ビームフォーマ３から出力されたエコーデータに対し、対数圧縮処理や包絡線検波処理などのＢモード処理を行い、Ｂモードデータを作成する。Ｂモードデータは、前記記憶部１０に記憶されてもよい。
【００１５】
前記物理量データ処理部５は、図２に示すように、物理量データ作成部５１、物理量平均算出部５２、累積加算部５３を有している。前記物理量データ作成部５１は、前記送受信ビームフォーマ３から出力されたエコーデータに基づいて、被検体における各部の弾性に関する物理量を算出して物理量データを作成する（物理量算出機能）。前記物理量データ作成部５１は、例えば特開２００８−１２６０７９号公報に記載されているように、一の走査面における同一音線上の時間的に異なるエコーデータに相関ウィンドウを設定し、この相関ウィンドウ間で相関演算を行なって前記弾性に関する物理量を画素毎に算出し、一フレーム分の物理量データを作成する。従って、二フレーム分のエコーデータから一フレーム分の物理量データが得られ、後述するように弾性画像が作成される。
【００１６】
前記物理量データ作成部５１は、本発明における物理量データ作成部の実施の形態の一例であり、また前記物理量算出機能は本発明における物理量データ作成機能の実施の形態の一例である。
【００１７】
後述するようにＢモード画像に関心領域Ｒが設定された場合、前記物理量データ作成部５１は、関心領域Ｒ内を対象にして、前記物理量の算出を行なってもよい。
【００１８】
前記物理量データ作成部５１は、前記弾性に関する物理量として、本例では超音波の音線方向における歪みを算出する。すなわち、前記物理量データは歪みのデータである。本例では、後述するように心臓や血管の拍動によって肝臓が変形することによる歪みが算出される。
【００１９】
前記物理量平均算出部５２は、前記物理量データ作成部５１によって得られた歪みに対し、一フレームにおける平均演算を行なって歪みの平均値を算出する。前記関心領域Ｒについて歪みが算出される場合、前記物理量平均算出部５２は、一フレームにおける関心領域Ｒ内の歪みの平均値を算出する。
【００２０】
前記累積加算部５３は、複数フレーム分の物理量データを累積加算した物理量データを作成する。詳細は後述する。
【００２１】
前記物理量データは、前記記憶部１０に記憶されてもよい。
【００２２】
前記表示制御部６には、前記Ｂモードデータ作成部４からのＢモードデータ及び前記物理量データ作成部５からの物理量データが入力されるようになっている。前記表示制御部６は、図３に示すように、Ｂモード画像データ作成部６１、弾性画像データ作成部６２、グラフ作成部６３、画像表示制御部６４を有している。
【００２３】
前記Ｂモード画像データ作成部６１は、前記Ｂモードデータについてスキャンコンバータ（ｓｃａｎ  ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）による走査変換を行ない、エコーの信号強度に応じた輝度を示す情報を有するＢモード画像データに変換する。前記Ｂモード画像データは例えば２５６階調の輝度を示す情報を有する。
【００２４】
前記弾性画像データ作成部６２は、前記物理量データを、色を示す情報に変換するとともに、スキャンコンバータによる走査変換を行ない、歪みに応じた色を示す情報を有するカラー弾性画像データを作成する（カラー弾性画像データ作成機能）。前記弾性画像データ作成部６２は、物理量データを階調化し、各階調に割り当てられた色を示す情報からなるカラー弾性画像データを作成する。前記弾性画像データ作成部６２は、本発明における弾性画像データ作成部の実施の形態の一例であり、前記カラー弾性画像データは、本発明において物理量に対応する表示形態を示す情報を有する弾性画像データの実施の形態の一例である。表示形態を示す情報は、本例では色を示す情報である。また、前記カラー弾性画像データ作成機能は、本発明における弾性画像データ作成機能の実施の形態の一例である。
【００２５】
前記グラフ作成部６３は、後述するように前記表示部７に表示されるグラフＧを作成する。
【００２６】
前記画像表示制御部６４は、前記Ｂモード画像データ及び前記カラー弾性画像データを合成し、前記表示部７に表示する合成超音波画像の画像データを作成する。また、前記画像表示制御部６４は、図４に示すように、前記画像データを、Ｂモード画像ＢＩと弾性画像ＥＩとが合成された合成超音波画像ＵＩとして前記表示部７に表示させる（画像表示制御機能）。前記弾性画像ＥＩは、前記Ｂモード画像ＢＩに設定された関心領域Ｒ内に表示される。前記画像表示制御機能は、本発明における画像表示制御機能の実施の形態の一例である。
【００２７】
前記Ｂモード画像データ及び前記カラー弾性画像データは、前記記憶部１０に記憶されてもよい。また、前記合成超音波画像の画像データは、前記記憶部１０に記憶されてもよい。
【００２８】
また、前記画像表示制御部６６は、前記グラフ作成部６３によって作成されたグラフＧを、前記合成超音波画像ＵＩとともに前記表示部７に表示させる。図４では、前記グラフＧは、前記合成超音波画像ＵＩの下方に表示されている。ただし、前記グラフＧの表示位置は、図４に示された位置に限られるものではない。
【００２９】
前記表示部７は、例えばＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ  Ｃｒｙｓｔａｌ  Ｄｉｓｐｌａｙ）やＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ  Ｒａｙ  Ｔｕｂｅ）などで構成される。前記表示部７は、本発明における表示部の実施の形態の一例である。
【００３０】
前記操作部８は、操作者が指示や情報を入力するためのキーボード及びポインティングデバイス（図示省略）などを含んで構成されている。
【００３１】
前記制御部９は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  Ｕｎｉｔ）で構成される。この制御部９は、前記記憶部１０に記憶された制御プログラムを読み出し、前記物理量算出機能、前記カラー弾性画像データ作成機能及び画像表示制御機能をはじめとする前記超音波診断装置１の各部における機能を実行させる。
【００３２】
前記記憶部１０は、例えばＨＤＤ（Ｈａｒｄ  Ｄｉｓｋ  Ｄｒｉｖｅ）、又はＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ  Ａｃｃｅｓｓ  Ｍｅｍｏｒｙ）やＲＯＭ（Ｒｅａｄ  Ｏｎｌｙ  Ｍｅｍｏｒｙ）などの半導体メモリである。
【００３３】
さて、本例の超音波診断装置１の作用について説明する。前記送受信ビームフォーマ３は、前記超音波プローブ２から被検体の生体組織へ超音波を送信させる。本例では、前記超音波プローブ２によって被検体の肝臓へ超音波を送信する。
【００３４】
前記送受信ビームフォーマ３は、Ｂモード画像を作成するための超音波と、弾性画像を作成するための超音波とを交互に送信させてもよい。前記超音波プローブ２から送信された超音波のエコー信号は、前記超音波プローブ２によって受信される。
【００３５】
ここで、肝臓は、心臓や血管の拍動によって変形を繰り返す。このように変形が繰り返されている肝臓から得られるエコー信号に基づいて、変形を歪みとしてとらえた合成超音波画像が作成される。具体的には、エコー信号が取得されると、前記Ｂモードデータ作成部４がＢモードデータを作成し、前記物理量データ作成部５１が歪みを算出して物理量データを作成する。さらに、前記Ｂモード画像データ作成部６１が、前記Ｂモードデータに基づいてＢモード画像データを作成し、前記弾性画像データ作成部６２が、前記物理量データに基づいてカラー弾性画像データを作成する。そして、前記画像表示制御部６４が、図４に示すように、前記Ｂモード画像データに基づくＢモード画像ＢＩ及び前記カラー弾性画像データに基づく弾性画像ＥＩが合成された合成超音波画像ＵＩを前記表示部７に表示させる。前記弾性画像ＥＩは、領域Ｒ内に表示される（ドット（ｄｏｔ）で示されている）。
【００３６】
本例では、前記累積加算部５３によって物理量データを累積加算して得られた物理量データに基づいて、前記カラー弾性画像データが作成される。以下、累積加算によって得られた物理量データを加算済物理量データという。
【００３７】
前記加算済物理量データの作成について説明する。前記累積加算部５３は、所定時間Ｔ毎に完結する累積加算、すなわち所定時間Ｔ毎に累積加算値をリセット（ｒｅｓｅｔ）する累積加算を行なう。例えば、図５に示すように、時刻ｔＡ１〜時刻ｔＡｎまでの期間を期間Ａ、時刻ｔＢ１〜時刻ｔＢｎまでの期間を期間Ｂとする。前記時刻ｔＡ１〜前記時刻ｔＡｎ及び前記時刻ｔＢ１〜前記時刻ｔＢｎは、所定時間Ｔである。前記期間Ａ，Ｂのそれぞれにおける複数フレーム分の物理量データにおいて、累積加算が完結する。
【００３８】
具体的には、前記累積加算部５３は、図６に示すように、時刻ｔＡ１の次の時刻ｔＡ２の物理量データＳＤＡ２に対し、時刻ｔＡ１の物理量データＳＤＡ１を加算して、加算済物理量データＳＤＡ１ＡＤＤを得る。時刻ｔＡ２においては、前記加算済物理量データＳＤＡ１ＡＤＤに基づいて作成された弾性画像ＥＩが表示される。ちなみに、時刻ｔＡ１においては、この時刻ｔＡ１の物理量データＳＤＡ１に基づいて作成された弾性画像ＥＩが表示される。
【００３９】
次に、前記累積加算部５３は、時刻ｔＡ３の物理量データＳＤＡ３に対し、前記加算済物理量データＳＤＡ１ＡＤＤを加算して、加算済物理量データＳＤＡ２ＡＤＤを得る。時刻ｔＡ３においては、前記加算済物理量データＳＤＡ２ＡＤＤに基づいて作成された弾性画像ＥＩが表示される。前記累積加算部５３は、時刻ｔＡ３より後の時刻についても同様にして加算済物理量データを作成する。そして、前記累積加算部５３は、時刻ｔＡｎにおいては、この時刻ｔＡｎの物理量データＳＤＡｎに対し、時刻ｔＡ（ｎ−１）で得られた加算済物理量データＳＤＡ（ｎ−２）ＡＤＤを加算して、加算済物理量データＳＤＡ（ｎ−１）ＡＤＤを得る。このように、前記累積加算部５３は、時刻ｔＡｎまで、現フレームの（最新時刻の）物理量データに対し、直前のフレームで得られた加算済物理量データを加算して、新たな加算済物理量データを得る。
【００４０】
ちなみに、Ｂモード画像については、各フレームのＢモードデータＢＤに基づく画像が表示され、一フレームごとに更新される。
【００４１】
時刻ｔＢ１になり、前記期間Ｂが始まると、前記累積加算部５３は、新たに累積加算を開始する。すなわち、時刻ｔＢ１における物理量データＳＤＢ１に対し、時刻ｔＡｎで得られた加算済物理量データＳＤＡ（ｎ−１）ＡＤＤを加算することはしない。時刻ｔＢ１においては、前記物理量データＳＤＢ１に基づく弾性画像ＥＩが表示される。そして、前記累積加算部５３は、時刻ｔＢ１の次の時刻ｔＢ２のフレーム（図６では図示省略）以降においては、現フレームの物理量データに対し、直前に得られた加算済物理量データを加算して、新たな加算済物理量データを得る。
【００４２】
ここで、物理量データの加算とは、図７に示すように、各時刻におけるフレームＦＬにおいて、対応する画素の物理量データＳＤｐを加算することを意味する。ただし、物理量データは、画像データに変換される前のローデータ（ｒａｗ  ｄａｔａ）であるため、上述における「対応する画素に応じた物理量データ」とは、対応する画素に相当する物理量データを意味する。
【００４３】
前記所定時間Ｔは、複数の心拍が含まれる程度の長さであって、なおかつ呼吸や体動など、生体組織の弾性をより正確に反映した物理量を得ることができなくなる原因（以下、「エラー原因」と云う）が生じないと想定される程度に設定される。例えば、所定時間Ｔは、心拍数で云うと二、三心拍が生じる時間に設定される。二、三心拍であれば、前記エラー原因が生じない期間を確保することができると考えられる。前記エラー原因は、呼吸や体動など、拍動以外の被検体の動きである。前記所定時間Ｔは、前記記憶部１０にデフォルトで設定されていてもよいし、操作者が前記操作部８を用いて設定してもよい。前記所定時間Ｔは、本発明における所定時間の実施の形態の一例である。
【００４４】
具体的に図８に基づいて説明すると、図８において、期間Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄ，Ｅ，Ｆ，Ｇ，Ｈは、所定時間Ｔの長さを有している。そして、エラー原因が矢印の位置で生じるものとする。期間Ｂ，Ｄ，Ｇにおいてエラー原因が生じているものの、期間Ａ，Ｃ，Ｅ，Ｆ，Ｈについてはエラー原因が生じていない。従って、これら期間Ａ，Ｃ，Ｅ，Ｆ，Ｈにおいては、エラー原因が生じていないので、生体組織の弾性をより正確に反映した弾性画像を得ることができる。また、二、三心拍分の歪みが加算されていくので、心拍が生じていない期間においても、それまでに心拍によって生じた歪みが加算された弾性画像が得られ、弾性画像を安定して表示させることができる。
【００４５】
上記図４に示すように、前記画像表示制御部６４は、前記表示部７にグラフＧを表示させる。前記グラフ作成部６３は、前記グラフＧを作成する。このグラフＧは、歪みの平均値の累積加算値の経時変化を示すグラフであり、横軸は時間、縦軸は歪みの平均値の累積加算値である。図９の拡大図に示されているように、グラフＧが上昇（累積加算値が増加）した後に、一気に垂直に下がった部分が、累積加算が完結し、累積加算値がリセットされた部分である。従って、前記グラフＧにおいて、垂直に下がった部分から次に垂直に下がった部分までが、所定時間Ｔを表している。前記グラフＧは、本発明において所定時間を表す画像の実施の形態の一例である。
【００４６】
歪みの平均値とは、各時刻のフレームにおける関心領域Ｒ内の歪みの平均値である。この歪みの平均値は、前記物理量平均算出部５２によって算出される。
【００４７】
グラフＧにおいて、符号Ｂａは、現在表示されている超音波画像ＵＩのフレーム（時刻）を示すバー（ｂａｒ）である。例えば、リアルタイムの超音波画像ＵＩが表示される場合、前記バーＢａは、図において前記グラフＧの右端に表示される。
【００４８】
前記グラフＧは、図１０に示すように、各フレームの歪みの平均値の経時変化を示すグラフであってもよい。この場合、縦軸は各フレームの歪みの平均値である。また、所定時間Ｔを示すインジケータＩｎがグラフＧの時間軸に表示される。隣り合う前記インジケータＩｎの間が前記所定時間Ｔである。ただし、時間軸自体は特に表示されない。インジケータＩｎは、本発明において所定時間を表す画像の実施の形態の一例である。
【００４９】
フレーム毎の歪みの平均値のグラフＧを表示させる場合、図１１に示すように、前記歪みの平均値のグラフＧに、前記所定時間Ｔを示す矩形波ＳＷが表示されてもよい。この場合、矩形波ＳＷの区間は、歪みの平均値の波形は表示されない。前記矩形波ＳＷは、本発明において所定時間を表す画像の実施の形態の一例である。
【００５０】
前記超音波画像ＵＩがリアルタイムの画像ではなく、前記記憶部１０に記憶されたデータに基づく画像である場合、図１２に示すように、操作者が前記操作部８を用いて前記バーＢａを移動させることにより、前記画像表示制御部６４は、前記バーＢａの位置に相当するフレームの画像を表示させる。例えば、前記バーＢａが、期間の最終フレームの位置である場合、その期間の全てのフレームの物理量データが加算された加算済物理量データに基づく弾性画像が表示される。
【００５１】
このように、任意のフレームの画像を表示することができるので、操作者は、前記グラフＧを見て、エラー原因が生ぜず、なおかつ肝臓が適切に変形している期間に前記バーＢａを移動して、その弾性画像を表示させ、診断を行なうことができる。例えば、図１３に示すように、グラフＧの一番左の期間Ａにおいては、グラフＧが時間の経過に伴って線形に上昇しているが、グラフＧの真ん中の期間Ｂにおいては、上昇がにぶっている。従って、前記期間Ａと比べて、前記期間Ｂにおいては変形を捉えたエコー信号が取得できていないと考えられ、前記期間Ａに前記バーＢａを移動させる。
【００５２】
次に、第一実施形態の変形例について説明する。この変形例では、前記グラフ作成部６３は、前記弾性画像が生体組織の弾性を正確に反映している程度を示すクオリティー値Ｑの累積加算値の経時変化を示すグラフＧを作成し、このグラフＧを前記画像表示制御部６４が前記表示部７に表示させる。グラフＧは、上述の図９と同様のグラフになる。
【００５３】
本例では、図１４に示すように、前記物理量データ処理部５は、前記物理量平均算出部５２の代わりに、クオリティー値算出部５４を有している。このクオリティー値算出部５４は、前記クオリティー値Ｑを算出する。
【００５４】
前記クオリティー値算出部５４による前記クオリティー値Ｑの算出について説明する。前記クオリティー値算出部５４は、前記物理量データ作成部５１による相関演算における相関係数の関心領域Ｒにおける平均値をフレーム毎に算出する。この相関係数の平均値が前記クオリティー値Ｑである。
【００５５】
この変形例では、前記グラフ作成部６３は、前記クオリティー値Ｑの累積加算値の経時変化のグラフＧではなく、前記クオリティー値Ｑの経時変化のグラフＧを作成し、このグラフＧが前記表示部７に表示されてもよい。このグラフＧは、上述の図１０、図１１と同様のグラフになる。
【００５６】
（第二実施形態）
次に、第二実施形態について説明する。ただし、第一実施形態と同一事項については説明を省略する。
【００５７】
本例では、前記物理量データ処理部５は、図１５に示すように、前記物理量データ作成部５１、物理量平均算出部５２、加算平均部５５を有している。
【００５８】
本例では、前記加算平均部５５によって物理量データを加算平均して得られた物理量データに基づいて、前記カラー弾性画像データが作成され、弾性画像ＥＩが表示される。以下、加算平均によって得られた物理量データを平均物理量データという。
【００５９】
前記平均物理量データの作成について説明する。前記加算平均部５５は、所定時間Ｔ内の全てのフレームの物理量データＳＤを加算平均して平均物理量データＳＤＡＶを作成する。前記所定時間Ｔは、第一実施形態と同様の長さを有する時間である。
【００６０】
例えば、図１６に示すように、前記加算平均部５５は、所定時間Ｔの長さを有する期間Ａ内の全てのフレームの物理量データＳＤＡを加算平均して平均物理量データＳＤＡＡＶを作成する。前記表示部７には、この平均物理量データＳＤＡＡＶに基づいて作成されたカラー弾性画像データに基づく弾性画像ＥＩが表示される。この平均物理量データＳＤＡＡＶに基づく弾性画像ＥＩは、期間Ａの次の期間Ｂ内のフレームの物理量データＳＤＢを加算平均して得られた平均物理量データＳＤＢＡＶに基づく弾性画像ＥＩが表示されるまで表示される。従って、前記所定時間Ｔ毎に弾性画像が更新される。
【００６１】
ちなみに、Ｂモード画像については、各フレームのＢモードデータＢＤに基づく画像が表示され、一フレームごとに更新される。
【００６２】
前記加算平均部５５は、各フレームの物理量データに重み係数を乗算して加算平均の演算を行なってもよい。
【００６３】
本例においても、第一実施形態と同様に、歪みの平均値の累積加算値の経時変化を示すグラフＧ（図９参照）や、各フレームの歪みの平均値の経時変化を示すグラフＧ（図１０、図１１参照）が、前記表示部７に表示される。
【００６４】
また、前記クオリティー値Ｑの累積加算値の経時変化を示すグラフＧや、前記クオリティー値Ｑの経時変化のグラフＧが前記表示部７に表示されてもよい。この場合、前記物理量データ処理部５は、図１７に示すように、前記物理量平均算出部５２の代わりにクオリティー値算出部５４を有する。
【００６５】
以上説明した本例によっても、第一実施形態と同様に、エラー原因が生じていない期間のデータ（平均物理量データ）に基づく弾性画像を表示させることができるので、生体組織の弾性をより正確に反映した弾性画像を得ることができる。また、二、三心拍分の期間の物理量データが加算平均された平均物理量データに基づく弾性画像が表示されるので、心拍が生じていない期間があったとしても、弾性画像を安定して表示させることができる。
【００６６】
次に、第二実施形態の変形例について説明する。先ず、第一変形例について説明する。第一変形例では、所定の閾値ＳＴＨ以上の歪みの平均値を有するフレームの物理量データのみが、前記加算平均部５５による加算平均の対象になる。前記閾値ＳＴＨは、本発明における所定の基準の実施の形態の一例である。
【００６７】
前記加算平均部５５は、前記歪みの閾値ＳＴＨを、所定時間Ｔの長さを有する期間毎に設定する。例えば、前記歪みの閾値ＳＴＨは、各期間内における歪みの最大値ＳＭＡＸを基準にして、この最大値ＳＭＡＸよりも小さい値に設定される。歪みの最大値ＳＭＡＸは、所定時間Ｔ内における各フレームの歪みの平均値のうち、最大の値である。
【００６８】
具体的には、前記加算平均部５５は、下記（式１）により、歪みの閾値ＳＴＨを算出する。
ＳＴＨ＝ｎ×ＳＭＡＸ    ・・・（式１）
ただし、ｎ＜１である。
【００６９】
例えば、図１８には、各フレームの歪みの平均値の経時変化を示すグラフｇが示されており、このグラフｇの期間Ａにおいて、時刻ｔ１の歪みが最大値ＳａＭＡＸである場合、期間Ａの歪みの閾値ＳａＴＨは、前記最大値ＳａＭＡＸを基準にして、これよりも小さい値に設定される。すなわち、前記閾値ＳａＴＨは、前記（式１）において、「ＳＴＨ」に「ＳａＴＨ」を代入し、「ＳＭＡＸ」に「ＳａＭＡＸ」を代入した下記（式２）により算出される。
ＳａＴＨ＝ｎ×ＳａＭＡＸ    ・・・（式２）
【００７０】
また、期間Ｂにおいて、時刻ｔ２の歪みが最大値ＳｂＭＡＸである場合、期間Ｂの歪みの閾値ＳｂＴＨは、前記最大値ＳｂＭＡＸを基準にして、これよりも小さい値に設定される。すなわち、前記閾値ＳｂＴＨは、前記（式１）において、「ＳＴＨ」に「ＳｂＴＨ」を代入し、「ＳＭＡＸ」に「ＳｂＭＡＸ」を代入した下記（式３）により算出される。
ＳｂＴＨ＝ｎ×ＳｂＭＡＸ    ・・・（式３）
【００７１】
ＳａＭＡＸ＞ＳｂＭＡＸであるため、前記期間Ａの歪みの閾値ＳａＴＨは、前記期間Ｂの歪みの閾値ＳｂＴＨよりも大きくなる。このように、各期間の最大値ＳＭＡＸに応じて異なる歪みの閾値が設定され、平均物理量データが作成されるので、各期間において得られる歪みに応じて適切な平均物理量データを作成することができる。例えば、歪みの経時変化において、図１９に示すように歪みのピーク値がばらついている場合、最大のピーク値を基準にして閾値が設定され、信頼性が低いピーク値の小さなデータを用いずに平均物理量データを作成することができる。一方で、歪みの経時変化において、図２０に示すように歪みのピーク値が安定している場合、ピーク値に応じた閾値が設定され、期間全体において歪みが小さい場合でも、平均物理量データを作成することができる。
【００７２】
この第二実施形態の第一変形例において、期間ごとの閾値の設定にあたり、前記歪みの閾値ＳＴＨに代えて前記クオリティー値の閾値ＱＴＨを用いてもよい。クオリティー値の閾値ＱＴＨは、各期間内における各フレームのクオリティー値Ｑのうち、最大の値を基準にして、この最大の値よりも小さい値に設定される。前記相関係数の閾値ＣＴＨは、本発明における所定の基準の実施の形態の一例である。
【００７３】
また、歪みの閾値ＳＴＨ以上の歪みの平均値を有するフレームの物理量データ又はクオリティー値の閾値ＱＴＨ以上のフレームの物理量データについて、上述の図２に示された前記累積加算部５３が累積加算を行ない、加算済物理量データを作成してもよい。
【００７４】
次に、第二変形例について説明する。この第二変形例では、歪みのピークのフレームの物理量データが、前記加算平均部５５による加算平均の対象になる。歪みのピークとは、歪みが増加した後に減少に転じる部分をいう。歪みのピークは、本発明における所定の基準の実施の形態の一例である。
【００７５】
例えば、図２１には、一フレームにおける歪みの平均値の経時変化を示すグラフｇが示されており、期間Ａについては、時刻ｔ１，ｔ２，ｔ３が歪みのピークである。従って、前記加算平均部５５は、前記期間Ａについては、時刻ｔ１，ｔ２，ｔ３のフレームの物理量データを対象にして加算平均を行ない、平均物理量データを作成する。また、期間Ｂについては、時刻ｔ４，ｔ５，ｔ６が歪みのピークである。従って、前記加算平均部５５は、前記期間Ｂについては、時刻ｔ４，ｔ５，ｔ６のフレームの物理量データを対象にして加算平均を行ない、平均物理量データを作成する。従って、この第二変形例においても、各期間の歪みに応じた平均物理量データを作成することができる。
【００７６】
（第三実施形態）
次に、第三実施形態について説明する。ただし、第一、第二実施形態と同一事項については説明を省略する。
【００７７】
本例では、前記所定時間Ｔ内における複数フレーム分の物理量データの中から選択された物理量データに基づいて前記カラー弾性画像データが作成される。以下、具体的に説明する。
【００７８】
本例では、前記物理量データ処理部５は、図２２に示すように、前記物理量データ作成部５１、前記物理量平均算出部５２、最大物理量データ作成部５６を有している。
【００７９】
前記最大物理量データ作成部５６は、歪みの値のピークホールド（ｐｅａｋ  ｈｏｏｌｄ）処理を行なって、前記所定時間Ｔ内において最大の歪みのデータからなる最大物理量データを作成する。この最大物理量データは、複数フレーム分の物理量データの中から選択された物理量データである。そして、この最大物理量データに基づいて前記カラー弾性画像データが作成され、弾性画像ＥＩが表示される。
【００８０】
前記最大物理量データの作成について詳しく説明する。前記最大物理量データ作成部５６は、フレーム毎に前のフレームにおける物理量データの歪みと、現フレームにおける物理量データの歪みとを比較して、歪みが大きい方の物理量データを最大物理量データとして採用する。歪みの比較は、画素毎、すなわち同一の画素に対応する物理量データについて行なわれる。また、歪みの比較は、所定時間Ｔ内において完結するものとする。従って、新たな期間が始まると、前記最大物理量データ作成部５６は、その期間の最初のフレームと、前の期間に属する前フレームとの歪みの比較を行なわずに、最初のフレームの物理量データを最大物理量データとする。
【００８１】
例えば、図２３に示すように、前記所定時間Ｔの長さを有する期間Ａにおいて、フレームＦＡ１〜ＦＡｎまでの物理量データがあると仮定する。このフレームＦＡ１〜ＦＡｎまでの物理量データのうち、ある画素に対応する物理量データＳＤｐに着目して説明する。前記物理量データＳＤｐに基づく画像が表示される画素をｐ（図示省略）とする。
【００８２】
期間Ａの最初のフレームであるフレームＦＡ１については、このフレームＦＡ１の物理量データＳＤｐが最大物理量データとなり、前記画素ｐにおいて、この物理量データＳＤｐに基づく弾性画像ＥＩが表示される。
【００８３】
次に、フレームＦＡ２については、前記最大物理量データ作成部５６は、このフレームＦＡ２の物理量データＳＤｐと、フレームＦＡ１の物理量データＳＤｐとを比較する。そして、前記最大物理量データ作成部５６は、歪みが大きい方の物理量データＳＤｐを最大物理量データとし、この最大物理量データに基づく弾性画像が前記画素ｐに表示される。
【００８４】
前記最大物理量データ作成部５６は、フレームＦＡｎまで、現フレームと前フレームとの比較を行なって最大物理量データを作成する。これにより、所定時間Ｔ内において、最大の歪みの物理量データに基づく弾性画像が常に表示される。例えば、期間Ａにおいて、フレームＦＡ３の物理量データＳＤｐの歪みの値が最大である場合、フレームＦＡ３以降のフレームについては、フレームＦＡ３の物理量データに基づく弾性画像ＥＩが表示され続ける。
【００８５】
所定時間Ｔが経過して、期間Ａが終了し、新たな期間Ｂになると、この期間Ｂの最初のフレームであるフレームＦＢ１については、前記最大物理量データ作成部５６は、このフレームＦＢ１の物理量データＳＤｐを最大物理量データとする。そして、前記最大物理量データ作成部５６は、期間Ｂにおいても、現フレームと前フレームとの比較を行なって、最大物理量データを作成する。
【００８６】
なお、本例においても、前記第一、第二実施形態と同様に、前記グラフＧが前記表示部７に表示される。
【００８７】
以上説明した本例によれば、前記第一、第二実施形態と同様に、所定時間Ｔ内の物理量データに基づいて弾性画像が作成されるので、エラー原因が生じた期間があったとしても、それ以外の期間においては、生体組織の弾性をより正確に反映した弾性画像を得ることができる。また、所定時間Ｔ内において、最大の歪みの物理量データに基づく弾性画像ＥＩが表示され続けるので、心拍が生じていない期間においても、弾性画像ＥＩを安定して表示させることができる。
【００８８】
以上、本発明を前記各実施形態によって説明したが、本発明はその主旨を変更しない範囲で種々変更実施可能なことはもちろんである。例えば、第三実施形態において、前記最大物理量データの代わりに、前記所定時間Ｔ内における最大の歪みのデータからなる所定時間Ｔ内における最大の歪み値と最小の歪み値との中間の値からなる物理量データが作成されてもよい。
【符号の説明】
【００８９】
１  超音波診断装置
７  表示部
５１  物理量データ作成部
【図１】
2014104307.tif 000003
【図２】
2014104307.tif 000004
【図３】
2014104307.tif 000005
【図４】
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【図５】
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【図６】
2014104307.tif 000008
【図７】
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【図８】
2014104307.tif 000010
【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
2014104307.tif 000016
【図１５】
2014104307.tif 000017
【図１６】
2014104307.tif 000018
【図１７】
2014104307.tif 000019
【図１８】
2014104307.tif 000020
【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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