本發明涉及超聲波圖像診斷裝置。
背景技術：
超聲波診斷通過將超聲波探頭放置在身體表面的簡單的操作，作為超聲波圖像而獲得心臟的跳動或胎兒的運動的情況，且由于安全性高，因此能夠重復進行檢查。已知為了進行超聲波診斷而被利用，顯示超聲波圖像的超聲波圖像診斷裝置。
此外，利用超聲波圖像診斷裝置，進行如下處理：掃描作為被測體的測量對象物的腫瘤而顯示，并測量該腫瘤的特征量。成為腫瘤的測量對象的特征量主要是縱橫比、腫瘤直徑。腫瘤在惡性腫瘤的情況下，具有堅硬而不容易扁平的特性。因此，縱橫比主要在醫生檢查時為了鑒別腫瘤的良性/惡性而利用。此外，腫瘤直徑主要為了觀看術前化療的隨時間推移的治療效果而利用。
以往，利用超聲波圖像診斷裝置，通過用戶的操作，對超聲波圖像上的腫瘤，在與被測體的皮膚表面平行的橫徑上指定卡尺標志，接著指定與其正交的縱徑的卡尺標志，利用從卡尺標志獲得的橫徑以及縱徑，用戶對腫瘤的縱橫比進行了心算。此外，以往，同樣通過用戶的操作，對超聲波圖像上的腫瘤，在縱、橫、斜方向等的最大直徑上指定卡尺標志，從而利用從卡尺標志獲得的直徑信息，用戶對腫瘤直徑進行了心算。但是，為了減輕用戶的負擔，已知將腫瘤的特征量的測量的一部分進行了自動化的裝置。
例如，已知如下的超聲波診斷裝置：操作者指定腫瘤的最大橫徑l，對其顯示k·l(k：操作者預先設定的用于鑒別良性惡性的系數)的縱徑導向(參照專利文獻1)。此外，已知如下的超聲波系統：利用反槽法來識別感興趣區域，對灰度級進行三維繪制從而對感興趣區域進行細分，在細分后的區域中將最大的區域設為主要患處，并利用最適合該主要患處(腫瘤)的橢圓的短軸的比，自動地決定縱橫比(參照專利文獻2)。
現有技術文獻
專利文獻
專利文獻1：(日本)特開2003-204962號公報
專利文獻2：(日本)特開2005-193017號公報
技術實現要素：
但是，在專利文獻1中記載的超聲波診斷裝置中，雖然能夠視覺識別縱橫比是否超過規定的基準值，但若沒有用戶操作則不能實施縱橫比的測量。為了測量腫瘤的縱徑以及橫徑，用戶必須指定4個點，用戶的操作變得復雜。
此外，在專利文獻2中記載的超聲波系統中，不能區別測量對象與不是測量對象的對象，此外由于縱橫比是近似值(設腫瘤為橢圓時的值)，因此測量精度不充分。
本發明的課題在于，在測量對象物的特征量測量中，減輕操作負擔并提高測量的精度。
為了解決上述課題，技術方案1中記載的發明是一種超聲波圖像診斷裝置，通過超聲波探頭對超聲波進行發送接收，所述超聲波探頭根據驅動信號，將發送超聲波發送給被測體，并接收反射超聲波而生成接收信號，其中，所述超聲波圖像診斷裝置具有：
發送部，將驅動信號提供給所述超聲波探頭的振子；
接收部，基于經由所述振子而接收到的接收信號，生成聲線(音線)數據；
圖像生成部，根據所述生成的聲線數據，生成所述被測體的斷層圖像數據；
測量對象識別部，根據所述生成的斷層圖像數據，識別所述被測體的測量對象物被穩定描繪規定時間的情況，當識別到的情況下，轉移到該測量對象物的測量執行模式；
初始條件取得部，當被轉移到所述測量執行模式的情況下，取得所述側量對象物的輪廓提取用的初始條件信息；
輪廓提取部，利用所述取得的初始條件信息，從所述生成的斷層圖像數據提取所述測量對象物的輪廓；以及
測量部，基于所述提取的輪廓，取得所述測量對象物的直徑信息，根據該直徑信息而算出該測量對象物的特征量。
技術方案2中記載的發明在技術方案1中記載的超聲波圖像診斷裝置中，
所述初始條件取得部接受輪廓提取用的初始條件信息的操作輸入而取得。
技術方案3中記載的發明在技術方案1或2中記載的超聲波圖像診斷裝置中，
所述初始條件取得部從所述生成的斷層圖像數據取得輪廓提取用的初始條件信息。
技術方案4中記載的發明在技術方案1至3的任一項中記載的超聲波圖像診斷裝置中，
所述輪廓提取部利用所述取得的初始條件信息，從所述生成的斷層圖像數據提取所述測量對象物的第一輪廓，
所述測量部基于所述提取的第一輪廓，取得第一直徑以及與所述第一直徑正交的第二直徑作為所述測量對象物的直徑信息，根據所述第一直徑以及所述第二直徑，算出作為所述測量對象物的特征量的該測量對象物的縱橫比。
技術方案5中記載的發明在技術方案1至3的任一項中記載的超聲波圖像診斷裝置中，
所述接收部基于通過在與所述被測體的測量對象物的最大直徑面和與該最大直徑面正交的截面對應的位置發送接收超聲波而取得的接收信號，生成聲線數據，
所述輪廓提取部，利用所述取得的初始條件信息，從所述生成的最大直徑面的斷層圖像數據提取所述測量對象物的第二輪廓，從與所述最大直徑面正交的截面的斷層圖像數據提取所述測量對象物的第三輪廓，
所述測量部基于所述提取的與最大直徑面對應的所述第二輪廓，取得作為所述測量對象物的直徑信息的第三直徑以及與所述第三直徑正交的第四直徑，基于所述提取的與和最大直徑面正交的截面對應的所述第三輪廓，取得第五直徑作為所述測量對象物的直徑信息，根據所述第三直徑以及所述第四直徑和所述第五直徑，算出作為所述測量對象物的特征量的測量對象物直徑。
技術方案6中記載的發明在技術方案1至3的任一項中記載的超聲波圖像診斷裝置中，
所述輪廓提取部利用所述取得的初始條件信息，從所述生成的斷層圖像數據提取所述測量對象物的第四輪廓，
所述測量部基于所述提取的第四輪廓，取得第六直徑以及與所述第六直徑正交的第七直徑作為所述測量對象物的直徑信息，根據所述第六直徑以及所述第七直徑算出作為所述測量對象物的特征量的容積。
技術方案7中記載的發明在技術方案6中記載的超聲波圖像診斷裝置中，
所述接收部基于通過在與所述被測體的測量對象物的最大直徑面和與該最大直徑面正交的截面對應的位置發送接收超聲波而取得的接收信號，生成聲線數據，
所述輪廓提取部利用所述取得的初始條件信息，從所述生成的最大直徑面的斷層圖像數據，提取所述測量對象物的第五輪廓，從與所述最大直徑面正交的截面的斷層圖像數據提取所述測量對象物的第六輪廓，
所述測量部基于所述提取的與最大直徑面對應的所述第五輪廓，取得第八直徑以及與所述第八直徑正交的第九直徑作為所述測量對象物的直徑信息，基于所述提取的與和最大直徑面正交的截面對應的所述第六輪廓，取得第十直徑作為所述測量對象物的直徑信息，根據所述第八直徑以及所述第九直徑和所述第十直徑，算出作為測量對象物的特征量的容積。
技術方案8中記載的發明在技術方案1至7的任一項中記載的超聲波圖像診斷裝置中，
所述輪廓提取部基于所述初始條件信息和所述斷層圖像數據，通過截圖法提取所述輪廓。
技術方案9中記載的發明在技術方案8中記載的超聲波圖像診斷裝置中，
所述初始條件信息是截圖法的指定區域設定用的點的位置信息、矩形或直線的端點的位置信息、或前景以及背景的亮度信息。
技術方案10中記載的發明在技術方案1至7的任一項中記載的超聲波圖像診斷裝置中，
所述輪廓提取部基于所述初始條件信息和所述斷層圖像數據，通過動態輪廓法，提取所述輪廓。
技術方案11中記載的發明在技術方案10中記載的超聲波圖像診斷裝置中，
所述初始條件信息是動態輪廓法的初始輪廓設定用的點的位置信息、矩形或直線的端點的位置信息、或初始輪廓。
技術方案12中記載的發明在技術方案1至11的任一項中記載的超聲波圖像診斷裝置中，
具有操作輸入部，其接受所述提取的輪廓的測量標記的位置的校正信息的輸入，
所述測量部根據基于所述輸入的校正信息而校正的測量標記，取得所述測量對象物的直徑信息，根據該直徑信息算出該測量對象物的特征量。
技術方案13中記載的發明在技術方案12中記載的超聲波圖像診斷裝置中，具有：
第一顯示控制部，設定將初始狀態的測量標記設為中心的規定的區域，基于從所述操作輸入部輸入的輪廓的測量標記的位置的移動的校正信息，生成包含所述規定的區域以及移動中的測量標記的斷層圖像數據而實時地顯示在顯示部，當該移動中的測量標記在所述規定的區域以內的情況下，與在所述規定的區域外的情況相比，減小所述操作輸入部的每單位時間的測量標記的移動量，從而使該移動中的測量標記顯示。
技術方案14中記載的發明在技術方案12或13中記載的超聲波圖像診斷裝置中，具有：
第二顯示控制部，基于從所述操作輸入部輸入的輪廓的測量標記的位置的移動的校正信息，生成包含移動中的測量標記的斷層圖像數據而實時地顯示在顯示部，當該移動中的測量標記的位置上的斷層圖像數據的亮度梯度信息在規定的閾值以上的情況下，與小于規定的閾值的情況相比，減小所述操作輸入部的每單位時間的測量標記的移動量，使該移動中的測量標記顯示。
技術方案15中記載的發明在技術方案12至14的任一項中記載的超聲波圖像診斷裝置中，具有：
第三顯示控制部，基于從所述操作輸入部輸入的輪廓的測量標記的位置的移動的校正信息，生成包含移動中的測量標記的斷層圖像數據而實時地顯示在顯示部，根據一個測量標記的校正信息的輸入，與多個測量標記協作而向同一個方向或擴大縮小方向移動而進行顯示。
技術方案16中記載發明在技術方案1至15的任一項中記載的超聲波圖像診斷裝置中，具有：
第四顯示控制部，在向所述測量執行模式轉移時，使顯示部顯示用于表示向該測量執行模式的轉移的顯示信息。
技術方案17中記載的發明在技術方案1至16的任一項中記載的超聲波圖像診斷裝置中，具有：
輸出控制部，將所述算出的測量對象物的特征量輸出到輸出部。
技術方案18中記載的發明在技術方案1至17的任一項中記載的超聲波圖像診斷裝置中，
所述測量對象識別部算出所述生成的多個斷層圖像數據的幀整體或幀內的規定部分的差分，當算出的差分值在規定的閾值以下的情況下，轉移到所述測量執行模式。
技術方案19中記載的發明是一種超聲波圖像診斷裝置，通過超聲波探頭發送接收超聲波，所述超聲波探頭根據驅動信號將發送超聲波發送給被測體，并接收反射超聲波而生成接收信號，所述超聲波圖像診斷裝置具有：
發送部，將驅動信號提供給所述超聲波探頭的振子；
接收部，基于經由所述振子接收到的接收信號，生成聲線數據；
圖像生成部，根據所述生成的聲線數據，生成所述被測體的斷層圖像數據；
初始條件取得部，取得所述被測體的測量對象物的輪廓提取用的初始條件信息；
輪廓提取部，利用所述取得的初始條件信息，從所述生成的斷層圖像數據，提取所述測量對象物的輪廓；以及
測量部，基于所述提取的輪廓而取得所述測量對象物的直徑信息，根據該直徑信息算出該測量對象物的特征量。
技術方案20中記載的發明是一種超聲波圖像診斷裝置，通過超聲波探頭發送接收超聲波，所述超聲波探頭根據驅動信號將發送超聲波發送給被測體，并接收反射超聲波而生成接收信號，所述超聲波圖像診斷裝置具有：
發送部，將驅動信號提供給所述超聲波探頭的振子；
接收部，基于經由所述振子接收到的接收信號，生成聲線數據；
圖像生成部，根據所述生成的聲線數據，生成所述被測體的斷層圖像數據；
初始條件取得部，取得所述被測體的測量對象物的輪廓提取用的初始條件信息；
輪廓提取部，利用所述取得的初始條件信息，從所述生成的多個幀的斷層圖像數據，提取所述測量對象物的輪廓；
測量部，基于所述提取的多個幀的輪廓，分別取得所述測量對象物的直徑信息；以及
選擇部，從所述取得的多個幀的直徑信息中，選擇一個幀的直徑信息，
所述測量部根據所述選擇的直徑信息，算出所述測量對象物的特征量。
技術方案21中記載的發明在技術方案20中記載的超聲波圖像診斷裝置中，
所述選擇部自動選擇所述取得的多個幀的直徑信息中最大的直徑信息。
技術方案22中記載的發明在技術方案20中記載的超聲波圖像診斷裝置中，
所述選擇部接受所述取得的多個幀的直徑信息中的一個幀的直徑信息的選擇輸入。
根據本發明，在測量對象物的特征量測量中，能夠既減輕操作負擔又提高測量的精度。
附圖說明
圖1是本發明的第一實施方式的第一超聲波圖像診斷裝置的外觀圖。
圖2是表示第一超聲波圖像診斷裝置的功能結構的模塊圖。
圖3(a)是表示在縱橫比測量模式中測量的腫瘤的直徑信息的圖，圖3(b)是表示在腫瘤直徑測量模式中在最大直徑面測量的腫瘤的直徑信息的圖，圖3(c)是表示在腫瘤直徑測量模式中在與最大直徑面正交的截面測量的腫瘤的直徑信息的圖。
圖4是表示腫瘤縱橫比測量處理的流程圖。
圖5是表示指定了腫瘤的中心點的第一顯示圖像的示意圖。
圖6是表示配置了測量標記的第二顯示圖像的示意圖。
圖7(a)是表示指定了roi的第三顯示圖像的示意圖，圖7(b)是表示指定了直線的第四顯示圖像的示意圖。
圖8是表示腫瘤直徑測量處理的流程圖。
圖9是表示具有腫瘤的最大直徑面的顯示圖像以及與最大直徑面正交的截面的顯示圖像的第五顯示圖像的示意圖。
圖10是表示第二實施方式的第二超聲波圖像診斷裝置的功能結構的模塊圖。
圖11是表示具有包含膀胱的b模式圖像的第六顯示圖像的示意圖。
圖12是表示第一測量對象物溶劑測量處理的流程圖。
圖13是表示具有包含膀胱的一截面的b模式圖像的第七顯示圖像的示意圖。
圖14是表示第二測量對象物容積測量處理的流程圖。
圖15是表示具有圖13的第七顯示圖像的正交截面的b模式圖像的第八顯示圖像的示意圖。
圖16是表示具有包含膀胱的b模式圖像的第九顯示圖像的示意圖。
圖17(a)是表示一截面的垂直方向的基準線中的亮度曲線的圖，圖17(b)是表示從(a)的垂直方向的基準線的基準點起的水平方向的基準線上的亮度分布的圖。
標號說明
100、100a超聲波圖像診斷裝置
1、1a超聲波圖像診斷裝置主體
11、11a操作輸入部
12發送部
13接收部
13a數據發送接收部
14圖像生成部
15、15a輪廓提取部
16、16a測量部
17、17a存儲部
18、18a顯示合成部
19、19a顯示部
20、20a控制部
21測量對象識別部
2、2a超聲波探頭
2a振子
31超聲波發送接收部
32圖像生成部
33數據發送接收部
3、3a電纜
具體實施方式
參照附圖按順序詳細說明本發明的第一、第二實施方式、變形例。另外，本發明并不限定于圖示例。
(第一實施方式)
參照圖1～圖9，說明本發明的第一實施方式。首先，參照圖1，說明作為本實施方式的超聲波圖像處理裝置的超聲波圖像診斷裝置100的整體結構。圖1是本實施方式的超聲波圖像診斷裝置100的外觀圖。
如圖1所示，超聲波圖像診斷裝置100具有超聲波圖像診斷裝置主體1、以及超聲波探頭2。超聲波探頭2對未圖示的生物體等被測體內發送超聲波(發送超聲波)，并接收在該被檢測體內反射的超聲波的反射波(反射超聲波：回波)。超聲波圖像診斷裝置主體1經由電纜3連接到超聲波探頭2，通過對超聲波探頭2發送電信號的驅動信號，使超聲波探頭2對被測體發送超聲波，并根據通過超聲波探頭2而接收到的來自被測體內的反射超聲波，基于在超聲波探頭2中生成的電信號即接收信號，將被測體內的內部狀態作為超聲波圖像進行圖像化。此外，超聲波圖像診斷裝置主體1具有后述的操作輸入部11、以及顯示部19。
超聲波探頭2具有由壓電元件構成的振子(transducers)2a(參照圖2)，該振子2a例如在取向方向(掃描方向)上以一維陣列狀排列了多個。在本實施方式中，例如，利用具有192個振子2a的超聲波探頭2。另外，振子2a也可以以二維陣列狀排列。此外，振子2a的個數能夠任意設定。此外，在本實施方式中，設作為超聲波探頭2而利用線性電子掃描探頭，進行基于線性掃描方式的超聲波的掃描，但還可以采用基于扇形掃描方式或凸掃描方式(convexscanningsystem)的任一個方式。超聲波圖像診斷裝置主體1與超聲波探頭2之間的通信也可以設為代替經由電纜3的有線通信而通過uwb(超寬帶(ultrawideband))等無線通信而進行。
接著，參照圖2以及圖3，說明超聲波圖像診斷裝置100的功能結構。圖2是表示超聲波圖像診斷裝置100的功能結構的模塊圖。圖3(a)是表示在縱橫比測量模式中測量的作為被測體的測量對象物的腫瘤的直徑信息的圖。圖3(b)是表示在腫瘤直徑測量模式中在最大直徑面測量的腫瘤的直徑信息的圖。圖3(c)是表示在腫瘤直徑測量模式中在與最大直徑面正交的截面測量的腫瘤的直徑信息的圖。
如圖2所示，超聲波圖像診斷裝置主體1例如具有操作輸入部11、發送部12、接收部13、圖像生成部14、輪廓提取部15、測量部16、存儲部17、作為第一、第二顯示控制部和輸出控制部的顯示合成部18、作為輸出部的顯示部19、以及控制部20。
操作輸入部11具有用于進行例如指示診斷開始的命令、被測體的個人信息等數據以及用于在顯示部19顯示超聲波圖像的各種參數的輸入等的各種開關、按鈕、軌跡球、鼠標、鍵盤、以及在顯示部19的顯示畫面上一體設置的觸摸面板等，將操作信號輸出到控制部20。尤其操作輸入部11接受縱橫比測量模式或腫瘤直徑測量模式的指定、輪廓提取用的初始條件信息、腫瘤的直徑信息的測量標記的位置的修改信息的輸入。
在此，參照圖3(a)、圖3(b)，說明測量模式?？v橫比測量模式是主要在醫生診斷時使用的測量模式，如圖3(a)所示，是關于不包含暈環(halo)的腫瘤t1，測量與皮膚表面sk1平行的最大的橫徑w以及與其正交的最大的縱徑d，并通過以下式(1)算出作為腫瘤t1的特征量的縱橫比而顯示的模式。
縱橫比＝d/w……(1)
乳腺領域中的暈環是指腫瘤的低回波部分的周圍的邊界部高回波部分。縱橫比測量模式中的不包含暈環的腫瘤的測量的邊界設為，與周圍(不是腫瘤的區域)的亮度差比后述的包含暈環的情況大的邊界。因此，腫瘤t1僅由作為腫瘤主體部的低回波部分構成。在腫瘤的低回波部分的輪廓上或輪廓的尺寸輔助線上(例如，圖3(a)的縱徑d的輪廓的尺寸輔助線)取橫徑w、縱徑d的端點。
腫瘤直徑測量模式是主要在具有術前化療的隨時間推移的治療效果時利用的測量模式，是如下模式：如圖3(b)所示，關于包含作為腫瘤主體部的低回波部分t21與暈環t22的腫瘤t2，測量腫瘤t2的直徑最大的截面即最大直徑面中的腫瘤t2的最大的橫徑a以及縱徑c，如圖3(c)所示，關于腫瘤t2，測量腫瘤t2的與最大直徑面正交的截面中的腫瘤t2的最大的橫徑b，通過下式(2)算出作為腫瘤t2的特征量的腫瘤直徑而顯示。
腫瘤直徑＝a*b*c……(2)
其中，a、b、c的單位是[mm]或[cm]。
腫瘤直徑測量模式中的包含暈環的腫瘤的測量的邊界設為雖然與周圍的亮度差比不包含暈環的情況下的亮度差小但能夠視覺識別的邊界。在腫瘤直徑測量模式下，需要兩個截面中的測量。此外，在腫瘤直徑測量模式中算出的腫瘤的腫瘤直徑與過去的測量值(算出值)進行比較而利用的情況較多。在腫瘤的暈環的輪廓上或輪廓的尺寸輔助線上取橫徑a、b、縱徑c的端點。
返回圖2，發送部12是如下的電路：根據控制部20的控制，對超聲波探頭2經由電纜3提供作為電信號的驅動信號，從而使超聲波探頭2產生發送超聲波。此外，發送部12例如具有時鐘產生電路、延遲電路、脈沖產生電路。時鐘產生電路是產生用于決定驅動信號的發送定時或發送頻率的時鐘信號的電路。延遲電路是對與每個振子2a對應的每個單獨路徑設定延遲時間，使驅動信號的發送延遲被設定的延遲時間，從而進行由發送超聲波構成的發送波束的集中(發送波束成形(transmissionbeamforming))等的電路。脈沖產生電路是用于以被設定的電壓以及時間間隔，產生作為驅動信號的脈沖信號的電路。如上述那樣構成的發送部12根據控制部20的控制，在每次發送接收超聲波時將提供驅動信號的多個振子2a一邊偏移規定數目一邊依次進行切換，且對被選擇輸出的多個振子2a提供驅動信號，從而進行掃描(scan)。
接收部13是根據控制部20的控制，從超聲波探頭2經由電纜3接收作為電信號的接收信號的電路。接收部13例如具有放大器、a/d轉換電路、整相加法電路。放大器是使接收信號按照與每個振子2a對應的每個單獨路徑以預先設定的放大率放大的電路。a/d轉換電路是用于對被放大的接收信號進行模擬/數字轉換(a/d轉換)的電路。整相加法電路是對被a/d轉換的接收信號，對與每個振子2a對應的每個單獨路徑施加延遲時間而調整時間相位，并將這些進行加法(整相加法)而生成聲線數據的電路。即，整相加法電路對每個振子2a的接收信號進行接收波束成形而生成聲線數據。
圖像生成部14根據控制部20的控制，對來自接收部13的聲線數據實施包絡檢測處理(envelopedetectingprocessing)和對數壓縮(logarithmiccompression)等，并進行動態范圍或增益的調整而進行亮度變換，從而生成作為斷層圖像數據的b(brightness)模式圖像數據。即，b模式圖像數據是通過亮度來表示接收信號的強度的數據。
此外，圖像生成部14具有由dram(動態隨機存取存儲器)等半導體存儲器構成的圖像存儲器部(省略圖示)。圖像生成部14將所生成的b模式圖像數據以幀為單位存儲到圖像存儲器部。
此外，圖像生成部14對從圖像存儲器部適當地讀取的超聲波圖像數據適當地實施圖像濾波處理和時間平滑處理等圖像處理，掃描變換為用于向顯示部19顯示的顯示圖像圖案。
輪廓提取部15根據控制部20的控制，利用規定的圖像處理方法，從由圖像生成部14生成的b模式圖像數據提取被測體的腫瘤的輪廓，并輸出該輪廓數據。在本實施方式中，設作為輪廓提取部15的圖像處理方法的一例，利用動態輪廓法、例如snakes法。
snakes法是在圖像平面上的某曲線上，利用作為內部變形能量(internalmodifyingenergy)、外部勢能(externalpotentialenergy)的線性和來表示的能量函數，修改其形狀使得能量函數變得最小，并提取輪廓線的方法。
即，決定閉合曲線(邊界線)，以使通過下式(3)提供的能量函數e(v)最小化。
e(v)＝s(v)+p(v)……(3)
其中，s(v)是內部變形能量。p(v)是外部勢能{v(s)＝[x(s),y(s)]}。s是閉合曲線的弧長參數。
具體來說，設定初始輪廓，對初始輪廓上的一個輪廓點(頂點)附近的多個像素，計算通過下式(4)表示的局部能量esnakes，并作為輪廓點而設定最小的能量。
esnakes＝αeint+βeimage…(4)
其中，eint是輪廓線的內部變形能量。eimage是表示輪廓線與圖像的匹配度(適合度)的圖像能量。α、β是用于各能量的加權的參數。
內部變形能量eint通過下式(5)來表示。
eint＝(w1|vs|2+w2|vss|2)/2…(5)
其中，w1、w2是表示權重的常數。vs是v的一階微分。vss是v的二階微分。v是輪廓線的參數表現。
圖像能量eimage通過下式(6)來表示。
其中，gσ是高斯濾波器。
針對輪廓上的所有的輪廓點執行上述的一個輪廓點附近的多個像素中的局部能量esnakes的計算以及新輪廓點的設定的處理，并設定由新的輪廓點組成的輪廓。此外，重復執行新的輪廓的設定的處理，直到達到預先決定的條件為止。該預先決定的條件例如設為輪廓上的輪廓點的總移動量在規定閾值以下、或輪廓的設定的重復次數超過規定閾值。
由此，輪廓提取部15通過snakes法，提取b模式圖像上的腫瘤的輪廓。腫瘤具有復雜的形狀的情況也較多，因此期望不怎么進行形狀約束，將參數β的權重設為比參數α大，從而進行處理。
另外，輪廓提取部15的圖像處理方法并不限定于snakes法，也可以利用截圖法等其他的圖像處理方法。截圖法提取邊界(輪廓)，以使通過下式(7)表示的能量函數e(x)最小。
【數1】
其中，x、xi、xj是標簽，e1是與snakes法的eimage類似的特征量，表示像素與對象(腫瘤)的匹配度(例如，與對象的顏色(亮度)的相似度)。e2是與snakes法的eint類似的特征量，是起到形狀約束的作用的特征量(例如，相鄰邊界點應處于何種關系)。v是場所(site)的集合。ε是相鄰的場所的組的集合。
具體來說，標簽成為表示是腫瘤或者不是腫瘤的標簽。場所成為像素。相鄰關系成為像素的相鄰關系。式(7)的右邊第一項是數據項，成為通過該像素的顏色(亮度值)來表示像腫瘤還是不像腫瘤的項。式(7)的右邊第二項是平滑化項，是使相鄰的像素之間的標簽平滑的項。
然后，輪廓提取部15基于式(7)的能量函數e(x)，生成曲線。曲線具有表示是腫瘤或者不是腫瘤的標簽的源(source)以及宿(sink)兩個端點(terminal)、以及與多個像素對應的多個節點、端點與各接點之間的鏈路。對各鏈路設定切斷的代價(cost)(能量)。然后，輪廓提取部15在兩個端點之間切斷曲線，以使代價成為最小(能量函數e(x)最小)，并將該切斷面設為腫瘤的輪廓。在截圖法中有時還提取腫瘤以外的對象物的輪廓，因此此時提取多個輪廓中的最大的輪廓設為腫瘤的輪廓。
測量部16根據控制部20的控制，根據從輪廓提取部15輸入的輪廓數據，算出腫瘤的直徑信息測量用的測量標記的位置信息、直徑信息、基于直徑信息的特征量，并將測量標記的位置信息、直徑信息以及特征量輸出到顯示合成部18，并將直徑信息以及特征量存儲到存儲部17。
在縱橫比測量模式中，測量標記的位置信息是橫徑w和縱徑d、與基于輪廓數據的腫瘤的輪廓或輪廓的尺寸輔助線的交點。此外，直徑信息是橫徑w以及縱徑d。此外，特征量是腫瘤的縱橫比。
在腫瘤直徑測量模式中，測量標記的位置信息是最大直徑面的橫徑a和縱徑c和與最大直徑面正交的截面的橫徑b、與基于各截面的輪廓數據的腫瘤的輪廓或輪廓的尺寸輔助線的交點。此外，直徑信息是橫徑a、b、以及縱徑c。此外，特征量是腫瘤直徑。
存儲部17是閃速存儲器、hdd(硬盤驅動器)、ssd(固態驅動器)等能夠寫入和讀取信息的存儲部。
顯示合成部18根據控制部20的控制，將從圖像生成部14輸入的b模式圖像數據、以及與測量部16輸出的測量標記的位置信息對應的測量標記、直徑信息、特征量直接或適當合成而生成顯示圖像數據，并將顯示圖像數據的圖像信號輸出到顯示部19。
顯示部19可應用lcd(液晶顯示器)、crt(陰極射線管(cathode-raytube))顯示器、有機el(電子發光(electronicluminescence))顯示器、無機el顯示器、等離子顯示器等顯示裝置。顯示部19根據從顯示合成部18輸入的顯示圖像數據的圖像信號，在顯示畫面上顯示顯示圖像。
控制部20例如具有cpu(中央處理單元)、rom(只讀存儲器)、ram(隨機存取存儲器)，讀取存儲在rom中的系統程序等各種處理程序而在ram展開，根據所展開的程序，集中控制超聲波圖像診斷裝置主體1的各部的動作。rom由半導體等非易失性存儲器等構成，存儲與超聲波圖像診斷裝置100對應的系統程序以及能夠在該系統程序上執行的各種處理程序、伽瑪表等各種數據等。這些程序以計算機可讀取的程序代碼的形式被存儲，cpu按照該程序依次執行動作。ram形成用于暫時存儲由cpu執行的各種程序以及與這些程序有關的數據的工作區域。特別地，設在控制部20的rom中，存儲腫瘤縱橫比測量程序、腫瘤直徑測量程序。另外，控制部20雖然控制超聲波圖像診斷裝置主體1的各部，但在圖2上，省略了表示該控制的線。
關于在超聲波圖像診斷裝置100所具有的發送部12、接收部13、圖像生成部14、輪廓提取部15、測量部16、顯示合成部18、控制部20，各自的功能模塊的一部分或者全部的功能能夠作為集成電路等硬件電路來實現。集成電路例如是lsi(大規模集成電路(largescaleintegration))，lsi根據集成程度的不同，還被稱為ic、系統lsi、超lsi、極(ultra)lsi。此外，集成電路化的方法并不限定于lsi，也可以通過專用電路或通用處理器來實現，也可以利用能夠重新構成fpga(現場可編程門陣列(fieldprogrammablegatearray))或lsi內部的電路單元的連接和設定的可重構處理器(reconfigurableprocessor)。此外，也可以通過軟件來執行各功能模塊的一部分或全部的功能。此時，該軟件存儲在一個或一個以上的rom等存儲介質、光盤、或硬盤等中，該軟件被運算處理器執行。上述事項同樣也能夠應用于第二實施方式的超聲波圖像診斷裝置100a的各部。第二實施方式的超聲波圖像診斷裝置100a的測量對象識別部21的一部分或全部的功能也能夠作為集成電路等硬件電路來實現。
接著，參照圖4～圖9，說明超聲波圖像診斷裝置100的動作。更具體來說，說明在控制部20中被執行的腫瘤縱橫比測量處理、腫瘤直徑測量處理。首先，參照圖4～圖7，說明腫瘤縱橫比測量處理。圖4是表示腫瘤縱橫比測量處理的流程圖。圖5是表示例如指定了腫瘤的中心點p1的顯示圖像f1的示意圖。圖6是表示配置了測量標記m11、m12、m13、m14的顯示圖像f2的示意圖。圖7(a)是表示指定了roi(regionofinterset：感興趣區域)r1的顯示圖像f3的示意圖。圖7(b)是表示指定了直線l1的顯示圖像f4的示意圖。
腫瘤縱橫比測量處理是從通過超聲波發送接收而獲得的b模式圖像數據，取得腫瘤的縱徑以及橫徑，算出縱橫比的處理。例如，以從作為被測體的檢查者的用戶(技師、醫生等)經由操作輸入部11輸入了腫瘤縱橫比測量模式的指定作為觸發，控制部20根據存儲在rom中的腫瘤縱橫比測量程序，控制各部，從而執行腫瘤縱橫比測量處理。
預先，用戶為了腫瘤的縱橫比測量，操作超聲波探頭2而放置在具有腫瘤的被測體上。然后，如圖4所示，發送部12以及接收部13經由超聲波探頭2，以幀為單位進行b模式圖像用的超聲波的發送接收(步驟s11)。
然后，圖像生成部14生成與步驟s11的超聲波發送接收對應的b模式圖像數據，并輸出到輪廓提取部15以及顯示合成部18，顯示合成部18基于被輸入的b模式圖像數據，將b模式圖像實時(直播)顯示在顯示部19中(步驟s12)。
用戶在被顯示的b模式圖像中，確認測量對象的具有最大的橫徑的圖像。然后，操作輸入部11接受來自用戶的使實時顯示的b模式圖像靜止的凍結操作的輸入，顯示合成部18根據凍結操作，將凍結操作時之前的多個幀(電影畫面(cineframe))的b模式圖像數據顯示在顯示部19，操作輸入部11接受來自用戶的被顯示的多個幀的b模式圖像中的測量對象圖像(測量對象的幀的b模式圖像)的選擇輸入(步驟s13)。然后，顯示合成部18基于在步驟s13中被輸入的測量對象圖像的b模式圖像數據，將測量對象圖像顯示在顯示部19(步驟s14)。
然后，操作輸入部11接受來自用戶的輪廓提取用的初始條件信息(步驟s15)。輪廓提取用的初始條件信息是由用戶指定的一個點的位置信息，將其作為snakes法中的初始輪廓的中心點的位置信息來使用。將該點設為初始輪廓設定用的點。為了提高輪廓提取的精度，用戶優選指定腫瘤的中心附近的一個點。另外，設snakes法的上述式(4)的參數α、β預先存儲在存儲部17中。
然后，輪廓提取部15利用在步驟s13中輸入的初始條件信息與存儲在存儲部17中的參數α、β，從在步驟s13中被選擇的測量對象圖像的b模式圖像數據提取不包含暈環的腫瘤的輪廓而生成輪廓數據，并將該輪廓數據經由測量部16輸出到顯示合成部18，顯示合成部18基于被輸入的b模式圖像數據、初始輪廓設定用的點的位置信息、以及輪廓數據，生成在b模式圖像上具有輪廓的合成圖像數據，并將基于該合成圖像數據的合成圖像顯示在顯示部19(步驟s16)。在步驟s16中，輪廓提取部15將以初始條件信息的初始輪廓設定用的點作為中心點的、規定直徑的圓或橢圓作為初始輪廓來設定，并通過snakes法，基于初始輪廓，從b模式圖像數據提取輪廓。根據該結構，由于將以作為初始條件信息而被輸入的一個點作為中心而設定初始輪廓，因此能夠降低用戶的操作負擔。
一般來說，腫瘤與周邊組織相比，其亮度低，因此在提取不包含暈環的腫瘤的輪廓時，只要設定圖像能量eimage，使得從初始輪廓的中心向外側探索輪廓候選點，并提取從低亮度向高亮度變化的點即可。
在步驟s16中，例如，顯示圖5所示的顯示圖像f1。顯示圖像f1是掃描了腫瘤t3的b模式圖像，合成了中心點p1以及輪廓c1。腫瘤t3具有作為腫瘤主體部的低回波部t31、以及作為包圍低回波部t31的高回波部的暈環t32。輪廓c1被生成為與低回波部t31的輪廓對齊。
然后，測量部16利用在步驟s13中提取的輪廓數據，生成作為腫瘤的縱橫比用的橫徑以及縱徑的端點的4個點的測量標記的位置信息，或者利用在后述的步驟s19中被修改的測量標記的位置信息，顯示合成部18基于被輸入的b模式圖像數據、輪廓數據、被生成的測量標記的位置信息，生成合成圖像數據，并將在b模式圖像上具有輪廓以及測量標記的基于該合成圖像數據的合成圖像顯示在顯示部19(步驟s17)。
在步驟s17中，例如，顯示圖6所示的顯示圖像f2。顯示圖像f2是掃描了腫瘤t3的b模式圖像，合成了輪廓c1以及測量標記m11、m12、m13、m14。在初始狀態下，測量標記m11、m12被配置在與作為被測體的皮膚表面的顯示圖像f2的上側邊平行且取腫瘤t3的最大的橫徑的直線與輪廓c1的交點處。測量標記m13、m14被配置在與連結測量標記m11、m12的直線正交且取腫瘤t3的最大的縱徑的直線與輪廓c1的交點處。為了取腫瘤t3的最大的橫徑、縱徑，也可以設為測量標記m11、m12、m13、m14被配置在各直線與輪廓c1的尺寸輔助線的交點處。
然后，控制部20判別是否從用戶經由操作輸入部11有測量標記的位置的校正信息的輸入(步驟s18)。當有校正信息的輸入的情況下(步驟s18：是)，測量部16基于在步驟s18中被輸入的校正信息，對在步驟s17中生成的測量標記的位置信息進行校正(步驟s19)，并轉移到步驟s17。
測量標記的位置的校正信息的輸入如下進行：例如，利用操作輸入部11的軌跡球、光標按鈕等而選擇測量標記而移動，并進行決定。也可以設為如下結構：如圖6所示，例如，在將測量標記m11移動而設為校正后的測量標記m11a的情況下，在從校正對象的測量標記m11起規定距離的圓形的區域ar1內，將移動中的測量標記m11的軌跡球等的每單位時間的移動量設為較小，從而能夠進行校正的微調整，在區域ar1外，將移動中的測量標記m11的軌跡球等的每單位時間的移動量設為較大，從而實現校正時間的縮短。具體來說，表示區域ar1的形狀、大小的區域ar1數據預先被存儲在存儲部17中。顯示合成部18基于存儲在存儲部17中的區域ar1數據，設定以初始狀態(移動前)的測量標記m11作為中心的區域ar1，并基于從操作輸入部11輸入的測量標記m11的位置的移動的校正信息，生成包含區域ar1、移動中的測量標記m11、輪廓c1的顯示圖像f2的合成圖像數據而實時地顯示在顯示部19，且使移動中的測量標記m11以在移動中的測量標記m11處于區域ar1以內的情況下，與處于區域ar1外的情況相比，操作輸入部11的軌跡球等的每單位時間的移動量小的方式顯示。另外，區域ar1的形狀并不限定于圓形，也可以設為矩形等其他的形狀。此外，并非一定要顯示區域ar1。利用了規定的區域的測量標記m12、m13、m14的校正也與上述利用了區域ar1的測量標記m11的校正相同。
此外，也可以設為如下的結構而實現校正時間的縮短：當作為校正對象的移動中的測量標記m11附近的b模式圖像的亮度梯度為規定的閾值以上的情況下，減小移動中的測量標記m11的軌跡球等的每單位時間的移動量(移動速度)，當亮度梯度比規定的閾值小且基本上沒有變化的情況下，增大移動中的測量標記m11的軌跡球等的每單位時間的移動量。具體來說，亮度梯度信息的規定的閾值預先被存儲在存儲部17中。顯示合成部18基于從操作輸入部11輸入的測量標記m11的位置的移動的校正信息，生成包含移動中的測量標記m11、輪廓c1的顯示圖像f2的合成圖像數據而實時地顯示在顯示部19，且使移動中的測量標記m11以在移動中的測量標記m11的位置的b模式圖像數據的亮度梯度信息為存儲在存儲部17中的亮度梯度信息的規定的閾值以上的情況下，與小于規定的閾值的情況相比，操作輸入部11的軌跡球等的每單位時間的移動量小的方式顯示。此外，利用了亮度梯度信息的測量標記m12、m13、m14的校正也與上述利用了亮度梯度信息的測量標記m11的校正相同，此外，也可以設為如下的結構：測量部16在決定測量標記的位置信息后，將移動目的地的測量標記的亮度梯度信息存儲到存儲部17中，在下一次配置測量標記時，自動將測量標記移動到b模式圖像上的與前一次存儲的亮度梯度信息對應的位置而配置。
此外，也可以設為如下的結構：存儲在存儲部17中的校正后的移動目的地的測量標記的亮度梯度信息被設定為，在下一次提取輪廓時，接近存儲的亮度梯度信息時，式(4)的圖像能量eimage的評價提高(值下降)。
在沒有校正信息的輸入的情況下(步驟s18：否)，測量部16根據當前的測量標記m11、m12、m13、m14的位置信息，取得腫瘤的橫徑、縱徑(步驟s20)。然后，測量部16利用所取得的橫徑w、縱徑d，通過式(1)，算出腫瘤的縱橫比，并將腫瘤的橫徑w、縱徑d以及所算出的腫瘤的縱橫比存儲到存儲部17，顯示合成部18將取得的腫瘤的橫徑w、縱徑d、以及算出的腫瘤的縱橫比顯示到顯示部19(步驟s21)，并結束腫瘤縱橫比測量處理。
另外，在步驟s15中輸入的輪廓提取用的初始條件信息并不限定于初始輪廓的中心點的位置信息。例如也可以設為如下的結構：如圖7(a)所示，在具有腫瘤t3的顯示圖像f3中，作為初始條件信息而輸入roi的矩形r1的設定用信息。以作為roi的矩形r1包圍腫瘤t3的方式輸入。矩形r1的設定用信息例如是矩形r1的左上角的點與右下角的點的位置信息、連結矩形r1的中心點與一個頂點的直線的兩個端點的位置信息、在預先決定了矩形r1的大小的情況下的矩形r1的中心點的位置信息等。初始輪廓設為內切矩形r1的圓或橢圓，或者對作為roi的矩形r1內的b模式圖像實施二值化處理，并將低回波區域的邊界設為初始輪廓。此外，輪廓的探索處理并非對圖像整體實施，而是對roi內的像素實施。根據該結構，輪廓的探索范圍變窄，能夠期待提高輪廓提取的性能(精度以及提取速度)。
此外，也可以設為如下的結構：在步驟s15中，例如，圖7(b)所示，在具有腫瘤t3的顯示圖像f4中，作為初始條件信息而輸入直線l1的設定用信息。以直線l1平行于皮膚表面且貫通(橫切)腫瘤t3的方式輸入。直線l1的設定用數據例如是直線l1的兩個端點的位置信息。初始輪廓是以直線l1的兩個端點作為直徑的圓或橢圓。此時，提取直線l1與低回波區域的交點，并將通過該兩個點的圓或橢圓設為初始輪廓，從而能夠設定通過接近腫瘤的輪廓的點的初始輪廓，能夠提高輪廓提取的性能。
此外，也可以設為如下的結構：在步驟s16中，輪廓提取部15通過截圖法算出輪廓。在該結構中，在步驟s15中作為輪廓提取用的初始條件信息，矩形、圓、橢圓等指定區域的設定用信息被操作輸入。輪廓提取部15例如將基于被輸入的設定用數據的指定區域的b模式圖像的亮度值的平均值、或像素數目最多的亮度值等作為腫瘤以外的區域(背景區域)的亮度值來設定，將指定區域的重心等的亮度值作為腫瘤的區域的亮度值而設定式(7)，利用該設定的式(7)，進行基于截圖法的輪廓提取。指定區域的設定用信息例如是指定區域為圓時的該圓的直徑或半徑的直線的兩個端點的位置信息、或者預先設定了指定區域的形狀和大小時的指定區域的中心點等的位置信息等。此外，雖然操作次數增多，但也可以設為如下的結構：操作輸入部11作為來自用戶的、輪廓提取用的初始條件信息而接受表示b模式圖像中的腫瘤的區域的亮度值的點與表示背景區域的亮度值的點這兩個點的指定輸入，輪廓提取部15利用被輸入的兩個點的亮度值，通過截圖法進行腫瘤的輪廓提取。
另外，操作輸入部11也可以將來自用戶的在觸摸面板中包含腫瘤的形狀，作為基于動態輪廓法的初始條件信息的初始輪廓、或基于截圖法的指定區域，而接受指定輸入。
接著，參照圖8以及圖9，說明腫瘤直徑測量處理。圖8是表示腫瘤直徑測量處理的流程圖。圖9是表示具有腫瘤t4的最大直徑面的顯示圖像f51、以及與最大直徑面正交的截面的顯示圖像f52的顯示圖像f5的示意圖。
腫瘤直徑測量處理是根據通過超聲波發送接收而獲得的b模式圖像數據，測量腫瘤的縱徑以及橫徑，并算出腫瘤直徑的處理。例如，以經由操作輸入部11從用戶輸入了腫瘤直徑測量模式的指定為觸發，控制部20根據存儲在rom中的腫瘤直徑測量程序，控制各部，從而執行腫瘤直徑測量處理。
在超聲波圖像診斷裝置100中，首先，與圖4的腫瘤縱橫比測量處理的步驟s11、s12同樣地，發送部12、接收部13、圖像生成部14以及顯示合成部18進行超聲波發送接收、b模式圖像數據生成以及顯示(步驟s31、s32)。用戶操作超聲波探頭2，從而放置于具有腫瘤的被測體，一邊使超聲波探頭2在皮膚表面上旋轉等一邊目視所顯示的b模式圖像，并探索在b模式圖像上腫瘤的直徑變得最大的最大直徑面。
然后，與圖4的步驟s13、s14同樣地，操作輸入部11、顯示合成部18接受最大直徑面上的來自用戶的凍結操作的輸入，顯示多個幀(電影畫面)的b模式圖像數據，并作為第一測量對象圖像而接受最大直徑面圖像的選擇輸入，并將被選擇的最大直徑面圖像顯示到顯示部19(步驟s33、s34)。
接著，用戶解除凍結操作。若操作輸入部11接受來自用戶的凍結操作解除的輸入，則進行與步驟s32同樣的步驟s35。用戶再次一邊目視b模式圖像，一邊使超聲波探頭2在皮膚表面上旋轉等，從而和與最大直徑面正交的截面對齊。然后，與步驟s33同樣地，操作輸入部11、顯示合成部18接受在與最大直徑面正交的截面中的來自用戶的凍結操作的輸入，顯示多個幀的b模式圖像數據，并作為第二測量對象圖像而接受最大直徑面的正交截面圖像的選擇輸入，并將被選擇的最大直徑面圖像顯示到顯示部19(步驟s36、s37)。此時，若一邊將第一測量對象圖像顯示到畫面上一邊進行第二測量對象圖像的描繪，則第二測量對象圖像的探索變得容易。
步驟s38、s40～s42與圖4的步驟s15、s17～s19同樣。只是對最大直徑面的b模式圖像和與最大直徑面正交的截面的b模式圖像分別進行輪廓提取用的初始條件信息的輸入、測量標記的顯示、校正信息的輸入。
在包含暈環的腫瘤的輪廓提取中，在步驟s39中，輪廓提取部15對最大直徑面圖像與最大直徑面的正交截面圖像的b模式圖像數據，實施與圖4的步驟s16相同的處理，首先提取不包含暈環的腫瘤的輪廓候選點。此后，輪廓提取部15對連結初始輪廓的中心與輪廓候選點的直線上的亮度變化進行分析，在不包含暈環的腫瘤的輪廓候選點的外側提取從高亮度變化為低亮度的邊界點。輪廓提取部15對不包含暈環的腫瘤的輪廓候選點分別實施這些，并設為包含暈環的腫瘤的輪廓。此時，若對不包含暈環的腫瘤的輪廓候選點之間進行插補而進行探索，則計算量增加，但提高輪廓提取的精細性。在上述從高亮度向低亮度變化的邊界點的提取中，例如預先在存儲部17存儲輪廓的邊界的亮度變化的規定的閾值，輪廓提取部15將連結初始輪廓的中心與輪廓候選點的直線上的處于不包含暈環的腫瘤的輪廓候選點的外側的亮度變化成為存儲在存儲部17中的規定的閾值以上的點設為邊界點。
在步驟s40中，例如，如圖9所示，顯示具有腫瘤t4的顯示圖像f5。顯示圖像f5具有與最大直徑面對應的顯示圖像f51以及對應于與最大直徑面正交的截面的顯示圖像f52。顯示圖像f51是掃描了腫瘤t4的b模式圖像，合成了輪廓c2、測量標記m21、m22、m23、m24。腫瘤t4具有作為腫瘤主體部的低回波部t41以及環繞低回波部t41的暈環t42。
在初始狀態下，測量標記m21、m22被配置在取被測體的腫瘤t4的最大的橫徑的直線與輪廓c2的交點處。測量標記m23、m24被配置在與連結測量標記m21、m22的直線正交且取腫瘤的最大的縱徑的直線和輪廓c2的交點處。為了取腫瘤t4的最大的橫徑、縱徑，也可以設為測量標記m21、m22、m23、m24被配置在各直線與輪廓c2的尺寸輔助線的交點處。輪廓c2被生成為與暈環t42的輪廓對齊。
顯示圖像f52是掃描了腫瘤t4的b模式圖像，合成了輪廓c3、測量標記m31、m32。在初始狀態下，測量標記m31、m32被配置在取被測體的腫瘤t4的最大的橫徑的直線與輪廓c3的交點處。為了取腫瘤t4的最大的橫徑，測量標記m31、m32也可以被配置在各直線與輪廓c3的尺寸輔助線的交點處。輪廓c3被生成為與暈環t42的輪廓對齊。此外，利用了規定區域或亮度梯度信息的測量標記m21、m22、m23、m24、m31、m32的修改也與利用了圖6的區域ar1或亮度梯度信息的測量標記m11的修改同樣。
然后，測量部16基于最大直徑面的測量標記的位置信息，取得腫瘤的橫徑以及縱徑，并基于與最大直徑面正交的截面的測量標記的位置信息，取得橫徑，作為腫瘤的直徑信息(步驟s43)。
然后，測量部16利用所取得的最大直徑面的橫徑a、縱徑c、以及與最大直徑面正交的截面的橫徑b，通過式(2)算出腫瘤直徑，并將腫瘤的最大直徑面的橫徑a、縱徑c、與最大直徑面正交的截面的橫徑b、以及所算出的腫瘤直徑存儲到存儲部17，顯示合成部18在顯示部19顯示所取得的腫瘤的最大直徑面的橫徑a、縱徑c、與最大直徑面正交的截面的橫徑b、以及所算出的腫瘤直徑(步驟s44)，并結束腫瘤直徑測量處理。
以上，根據本實施方式，超聲波圖像診斷裝置100具有：發送部12，生成驅動信號而輸出到超聲波探頭2；接收部13，基于由超聲波探頭2生成的接收信號而生成聲線數據；圖像生成部14，根據所生成的聲線數據，生成被測體的b模式圖像數據；操作輸入部11，接受輪廓提取用的初始條件信息的輸入；輪廓提取部15，利用被輸入的初始條件信息，根據所生成的b模式圖像數據而提取腫瘤的輪廓；以及測量部16，基于所提取的輪廓而取得腫瘤的直徑信息，根據該直徑信息算出該腫瘤的特征量。
因此，在腫瘤的特征量測量中，由于僅操作輸入初始條件信息，自動地提取輪廓并算出腫瘤的特征量，因此能夠減輕操作負擔，且根據基于輪廓的直徑信息而算出腫瘤的特征量，且該輪廓是基于初始條件信息而準確地提取的輪廓，因此能夠提高測量特征量的精度，能夠提高特征量的客觀性。
此外，在腫瘤縱橫比測量模式中，輪廓提取部15利用被輸入的初始條件信息，根據所生成的b模式圖像數據而提取不包含暈環的腫瘤的輪廓(與包含暈環的情況相比，與周圍的亮度差較大的邊界)，測量部16基于所提取的輪廓，取得腫瘤的橫徑以及縱徑，根據該橫徑以及縱徑而算出腫瘤的縱橫比。因此，在腫瘤的縱橫比測量中，能夠減輕操作負擔，能夠縮短測量時間，能夠提高腫瘤的縱橫比的精度。
此外，輪廓提取部15基于初始條件信息和b模式圖像數據，通過動態輪廓法，算出腫瘤的輪廓。因此，通過動態輪廓法，能夠自動地且高精度地提取腫瘤縱橫比測量模式中的輪廓。
此外，在腫瘤直徑測量模式中，接收部13根據由在與被測體的腫瘤的最大直徑面和與該最大直徑面正交的截面對應的位置發送接收了超聲波的超聲波探頭2生成的接收信號，生成聲線數據。輪廓提取部15利用被輸入的初始條件信息，根據被生成的腫瘤的最大直徑面的b模式圖像數據和與最大直徑面正交的截面的b模式圖像數據，提取包含暈環的腫瘤的輪廓(雖然與周圍的亮度差比不包含暈環的腫瘤的輪廓與周圍的亮度差小，但能夠視覺辨認的邊界)，測量部16基于被提取的與最大直徑面對應的輪廓，提取腫瘤的橫徑以及縱徑，基于被提取的對應于與最大直徑面正交的截面的輪廓，取得腫瘤的橫徑，根據與最大直徑面對應的橫徑、縱徑以及對應于與最大直徑面正交的截面的橫徑，算出腫瘤直徑。因此，在腫瘤直徑測量中，能夠減輕操作負擔，能夠縮短測量時間，能夠提高腫瘤直徑的精度。
此外，輪廓提取部15基于初始條件信息和b模式圖像數據，通過動態輪廓法，算出最大直徑面的腫瘤的輪廓以及與最大直徑面正交的截面的腫瘤的輪廓。因此，通過動態輪廓法，能夠自動地且高精度地提取腫瘤直徑測量模式中的輪廓。
此外，初始條件信息是為了設定動態輪廓法的初始輪廓而從操作輸入部11指定的點的位置信息、或者矩形或直線的端點的位置信息。因此，為了生成用于輪廓提取的初始輪廓，只要僅操作輸入一次一個點或兩個點的位置信息即可，所以能夠進一步降低操作負擔。
此外，在利用圖截法的情況下，初始條件信息是為了設定圖截法的指定區域而從操作輸入部11指定的點的位置信息、或者矩形或直線的端點的位置信息。因此，為了生成用于輪廓提取的指定區域，只要僅操作輸入一次一個點或兩個點的位置信息即可，所以能夠進一步降低操作負擔。
此外，操作輸入部11接受被提取的輪廓的測量標記的校正信息的操作輸入，測量部16基于根據被輸入的校正信息而進行了校正的測量標記，取得腫瘤的直徑信息，并根據該直徑信息而算出該腫瘤的特征量。因此，能夠自由修改腫瘤的輪廓，能夠進一步提高腫瘤的特征量的精度。
此外，超聲波圖像診斷裝置100具有顯示合成部18，該顯示合成部18設定以初始狀態的測量標記為中心的規定的區域ar1，基于從操作輸入部11輸入的輪廓的測量標記的位置的移動的校正信息，生成包含區域ar1以及移動中的測量標記的合成圖像數據而實時地顯示在顯示部19，當移動中的測量標記處于區域ar1以內的情況下，與處于區域ar1外的情況相比，操作輸入部11的每單位時間的測量標記的移動量小，使移動中的測量標記被顯示。因此能夠準確地進行測量標記的修改，且能夠縮短修改時間。
此外，顯示合成部18基于從操作輸入部11輸入的輪廓的測量標記的位置的移動的校正信息，生成包含移動中的測量標記的b模式圖像數據而實時地顯示在顯示部19，當移動中的測量標記的位置上的b模式圖像數據的亮度梯度信息是規定的閾值以上的情況下，與小于規定的閾值的情況相比，操作輸入部11的每單位時間的測量標記的移動量小，使移動中的測量標記被顯示。因此，能夠準確地進行測量標記的修改，且能夠縮短修改時間。
此外，超聲波圖像診斷裝置100具有使被算出的腫瘤的特征量顯示在顯示部19的顯示合成部18。因此，用戶能夠通過目視而容易辨認腫瘤的特征量。
(第二實施方式)
參照圖10～圖15，說明本發明的第二實施方式。首先，參照圖10，說明本實施方式的裝置結構。但是，設關于與第一實施方式的裝置結構相同的部分，賦予相同標號而省略其說明。圖10表示本實施方式的超聲波圖像診斷裝置100a的功能結構的模塊圖。
第一實施方式的超聲波圖像診斷裝置100用于測量作為測量對象物的腫瘤的特征量(縱橫比、腫瘤直徑)，但本實施方式的超聲波圖像診斷裝置100a設為測量作為測量對象物的臟器之一即膀胱的特征量的容積，從而進行說明。此外，超聲波圖像診斷裝置100a并非是與第一實施方式的超聲波圖像診斷裝置100相同的裝置，而是利用了通用的移動終端的超聲波圖像診斷的系統。如圖1所示，超聲波圖像診斷裝置100a具有超聲波圖像診斷裝置主體1a、超聲波探頭2a。但是，并不限定于此，也可以設為超聲波圖像診斷裝置100a是例如與圖1同樣的具有超聲波探頭與超聲波圖像診斷裝置主體的超聲波圖像診斷裝置的結構。
超聲波圖像診斷裝置主體1a是通用的移動終端，在本實施方式中，例如設為是平板pc(個人計算機)。超聲波探頭2a除了超聲波的發送接收功能之外，還具有超聲波圖像數據的生成功能。超聲波圖像診斷裝置主體1a與超聲波探頭2a經由電纜3a而連接。設電纜3a的通信方式例如為usb(通用串行總線)，但并不限定于此。
超聲波探頭2a具有振子2a、超聲波發送接收部31、圖像生成部32、數據發送接收部33。超聲波圖像診斷裝置主體1a具有操作輸入部11a、數據發送接收部13a、作為初始條件取得部的測量對象識別部21、輪廓提取部15a、測量部16a、存儲部17a、作為第三、第四顯示控制部的顯示合成部18a、顯示部19a、以及控制部20a。
超聲波發送接收部31是與第一實施方式的發送部12以及接收部13同樣地，根據控制部20a的控制，生成驅動信號而提供給振子2a，還從振子2a接收基于反射超聲波的接收信號，并生成基于該接收信號的聲線數據的電路。另外，控制部20a的控制信號經由數據發送接收部13a、電纜3a、數據發送接收部33，被輸入到超聲波發送接收部31、圖像生成部32。在本實施方式中，設超聲波探頭2a的多個振子2a以凸面掃描方式排列而進行說明，但并不限定于該掃描方式。
圖像生成部32與圖像生成部14同樣地，是根據控制部20a的控制，根據從超聲波發送接收部31輸入的聲線數據而生成b模式圖像數據的電路。數據發送接收部33例如是usb通信方式的通信部，經由電纜3a，在與數據發送接收部13a之間進行數據的發送接收。例如，數據發送接收部33從數據發送接收部13a接收來自控制部20a的控制信號，從而輸出到超聲波發送接收部31、圖像生成部32。此外，數據發送接收部33接收從圖像生成部32輸入的b模式圖像數據等，從而發送給數據發送接收部13a。
操作輸入部11a是在顯示部19a的顯示畫面一體地設置的觸摸面板，接受來自用戶(檢查者)的觸摸輸入操作，并將該操作信息輸出給控制部20a。數據發送接收部13a例如是usb通信方式的通信部，經由電纜3a，在與數據發送接收部33之間進行數據的發送接收。例如，數據發送接收部13a將從控制部20a輸入的控制信號發送給數據發送接收部13a。此外，數據發送接收部13a從數據發送接收部33接收b模式圖像數據等，并輸出給測量對象識別部21、顯示合成部18a。
測量對象識別部21是如下的處理部：根據控制部20a的控制，根據從數據發送接收部13a輸入的直播的b模式圖像數據，識別作為測量對象物的膀胱是否在規定時間內沒有變化，在被識別的情況下，從b模式圖像數據取得輪廓提取用的初始條件信息，并生成用于轉移到測量執行模式的測量開始信息而輸出給顯示合成部18a，并將b模式圖像數據以及所取得的初始條件信息輸出給輪廓提取部15a。測量執行模式是實際執行測量對象物的特征量的測量的模式。在此，參照圖11，說明測量對象識別部21的測量對象物的識別方法。圖11是表示具有包含膀胱t6的b模式圖像f61的顯示圖像f6的示意圖。
測量對象識別部21將在規定時間內被描繪的多個b模式圖像數據以每2個幀進行比較。具體來說，算出2個幀的b模式圖像數據之間的全部像素的差分值，判別全部像素的差分值是否是規定的閾值以下，在規定的閾值以下的情況下，識別為描繪圖像之間沒有差分。當圖像之間沒有差分的狀態持續了規定時間以上的情況下，自動地判別為測量對象物被穩定地描繪規定時間。作為求出幀之間的全部像素的差分值的方法，有ssd(平方差之和(sumofsquareddifference))法或sad(絕對誤差之和(sumofabsolutedifference))法等。ssd法是算出2個幀的圖像數據的相同位置的各像素的亮度值之差的2倍的總計作為全部像素的差分值的方法。sad法是算出2個幀的圖像數據的相同位置的像素的亮度值之差的絕對值的總計作為差分的方法。此時，當存在增益變更操作的情況下，若利用增益值進行差分計算的校正等，則還能夠應對照明變動。
測量對象識別部21在識別為沒有測量對象物的變化的情況下，生成測量執行模式的測量開始信息而輸出到顯示合成部18a，從在開始了測量的定時以后從數據發送接收部13a輸入的b模式圖像數據中，取得初始條件信息。例如，從圖11所示的包含作為測量對象物的膀胱t6的b模式圖像f61的圖像數據中，自動取得膀胱t6的前景v1以及背景v2而作為初始條件信息。前景v1設為b模式圖像f61中的亮度值比規定的值小，且以圖像中心附近的像素(基準點p2)作為中心具有規定的半徑的圓或橢圓的圓周上的像素。在此，在b模式圖像中，膀胱等在里面積存液體的臟器與周邊組織相比，以低回波或無回波的方式被描繪，因此亮度值小。因此，將亮度值小且圖像的中心附近的像素設為基準點p2。背景v2設為以前景v1的中心點作為中心匯集至圖像的端部為止的大小的圓或橢圓的圓周上的像素。
輪廓提取部15a是如下的處理部：與第一實施方式的輪廓提取部15同樣地，根據控制部20a的控制，基于從測量對象識別部21輸入的b模式圖像數據以及初始條件信息，通過截圖法，提取b模式圖像數據中的測量對象物的膀胱的輪廓，并將所提取的輪廓的輪廓數據輸出到測量部16a。具體地，輪廓提取部15a利用從測量對象識別部21輸入的作為初始條件信息的膀胱的前景以及背景的亮度，通過截圖法提取膀胱的輪廓。例如，初始條件信息的前景的區域的平均亮度被用作截圖法中的膀胱的亮度，初始條件信息的背景的區域的平均亮度被用作截圖法中的膀胱的背景的亮度。另外，輪廓提取部15a也可以設為如下的結構：將從測量對象識別部21輸入的作為初始條件信息的膀胱的前景或背景的圓或橢圓用作初始輪廓，并通過作為動態輪廓法的snakes法提取膀胱的輪廓。
測量部16a是如下的處理部：與第一實施方式的測量部16同樣地，根據控制部20a的控制，根據從輪廓提取部15a輸入的輪廓數據(被校正后的測量標記)，算出作為測量對象物的膀胱的直徑信息、以及基于直徑信息的特征量，并將測量對象物的直徑信息以及特征量輸出到顯示合成部18a，并將該直徑信息以及特征量存儲到存儲部17a。在本實施方式中，測量部16a算出容積作為膀胱的特征量。
顯示合成部18a與第一實施方式的顯示合成部18同樣地，根據控制部20a的控制，將從數據發送接收部18a輸入的b模式圖像數據、以及從測量部16a輸入的輪廓數據、測量標記、直徑信息、特征量等直接或適當合成而生成顯示圖像數據，并將顯示圖像數據的圖像信號輸出到顯示部19a。
顯示部19a由lcd、有機el顯示器、無機el顯示器等便攜終端用的顯示裝置構成，與第一實施方式的顯示部19同樣地，根據從顯示合成部18a輸入的顯示圖像數據的圖像信號，將顯示圖像顯示在顯示畫面上。
控制部20a具有與第一實施方式的控制部20同樣的結構，集中控制超聲波圖像診斷裝置主體1a以及超聲波探頭2a的各部的動作。特別地，設在控制部20a的rom中，存儲有第一測量對象物容積測量程序、第二測量對象物容積測量程序。另外，控制部20a控制超聲波圖像診斷裝置主體1a以及超聲波探頭2a的各部，但在圖10上，省略了表示該控制的線。
接著，參照圖12～圖15，說明超聲波圖像診斷裝置100a的動作。圖12是表示第一測量對象物容積測量處理的流程圖。圖13是表示具有包含膀胱t7的一截面的b模式圖像f71的顯示圖像f7的示意圖。圖14是表示第二測量對象物容積測量處理的流程圖。圖15是表示具有圖13的顯示圖像f7的正交截面的b模式圖像f81的顯示圖像f8的示意圖。
參照圖12，說明通過超聲波圖像診斷裝置100a執行的第一測量對象物容積測量處理。第一測量對象物容積測量處理是如下的處理：根據一截面的b模式圖像數據，自動地識別作為測量對象物的膀胱被穩定描繪規定時間，并自動地算出該膀胱的輪廓數據、直徑信息、作為特征量的容積。例如，以為特定的預設時間點、或者預先設定自動測量的on/off且為on的情況為觸發，控制部20a根據存儲在rom中的第一測量對象物容積測量程序，控制各部，從而執行第一測量對象物容積測量處理。
在超聲波圖像診斷裝置100a中，首先與圖4的腫瘤縱橫比測量處理的步驟s11同樣地，超聲波發送接收部31以幀為單位開始b模式圖像用的超聲波的發送接收(步驟s51)。然后，與圖4的步驟s12同樣地，圖像生成部32、數據發送接收部33、13a以及顯示合成部18a基于接收到的超聲波的接收信號，進行b模式圖像數據生成以及顯示(步驟s52)。用戶例如在慣用的手中持有超聲波探頭2a，在另一只手中持有超聲波圖像診斷裝置主體1a，操作超聲波探頭2a而放置于被測體上，一邊使超聲波探頭2在皮膚表面上旋轉等一邊目視所顯示的b模式圖像，并使超聲波探頭2在b模式圖像上膀胱的直徑成為最大的截面靜止。
然后，作為測量對象物識別，測量對象識別部21通過ssd法或sad法，算出在步驟s52中生成的b模式圖像數據在規定時間的兩個幀的b模式圖像數據之間的各像素的差分的合計值作為全部像素的差分值(步驟s53)。然后，測量對象識別部21判別是否被識別為在步驟s53中算出的全部像素的差分值是規定的閾值以下，且作為測量對象物的膀胱被穩定描繪規定時間(步驟s54)。當沒有識別到測量對象物的穩定的描繪的情況下(步驟s54：否)，轉移到步驟s52。
在識別到測量對象物的穩定的描繪的情況下(步驟s54：是)，測量對象識別部21生成測量執行模式開始(轉移)的測量開始信息而對顯示合成部18a輸出，顯示合成部18使測量開始信息顯示在顯示部19a(步驟s55)。然后，測量對象識別部21從在測量執行模式開始后的定時生成的b模式圖像數據，取得作為輪廓提取用的參數的初始條件信息而設定，并將b模式圖像數據以及所設定的初始條件信息輸出給輪廓提取部15a(步驟s56)。
然后，與圖4的步驟s16同樣地，輪廓提取部15a利用在步驟s55中設定的初始條件信息，通過截圖法，從在步驟s55中輸入的b模式圖像數據，提取作為測量對象物的膀胱的輪廓，從而生成輪廓數據，并將該輪廓數據經由測量部16而輸出給顯示合成部18，顯示合成部18基于被輸入的b模式圖像數據和輪廓數據，生成在b模式圖像上具有輪廓的合成圖像數據，將基于該合成圖像數據的合成圖像顯示在顯示部19(步驟s57)。另外，在步驟s57中，也可以設為：輪廓提取部15a利用在步驟s55中設定的初始條件信息和在存儲部17a中存儲的參數α、β，通過snakes法，從在步驟s55中輸入的b模式圖像數據，提取作為測量對象物的膀胱的輪廓而生成輪廓數據。
步驟s58～s60與圖4的步驟s17～s19同樣。在步驟s58中，例如顯示圖13所示的顯示圖像f7。顯示圖像f7包含掃描了膀胱t7的b模式圖像f71。在b模式圖像f71上，在步驟s57中提取的膀胱t7的輪廓c4上，配置有測量標記m41、m42、m43、m44。測量標記m41、m42被配置在輪廓c4上的最大縱徑(圖13上的實線的直線)的端點。最大縱徑是并非限定為一定是垂直方向的膀胱的輪廓的最大直徑。測量標記m43、m44被配置在與輪廓c4上的最大縱徑正交的最大橫徑(圖13上的虛線的直線)的端點。通過步驟s59、s60，能夠輸入測量標記m41、m42、m43、m44的校正信息。此外，也可以設為如下結構：在步驟s58～s60中，顯示合成部18a基于從操作輸入部11a輸入的輪廓的測量標記的位置的移動的校正信息，生成包含移動中的測量標記的斷層圖像數據而實時地顯示在顯示部19a，根據一個測量標記的校正信息的輸入，將多個測量標記聯動地向同一個方向或擴大縮小方向移動而進行顯示和校正。
當沒有校正信息的輸入的情況下(步驟s59：否)，測量部16a根據當前的測量標記的位置信息，取得膀胱的直徑信息(步驟s61)。在步驟s61中，例如，測量部16a算出并取得測量標記m41、m42之間的最大縱徑d、測量標記m43、m44之間的最大橫徑w而作為直徑信息。
然后，測量部16a利用在步驟s61中取得的直徑信息，算出膀胱的容積，并將膀胱的直徑信息、算出的膀胱的容積存儲到存儲部17a，并將膀胱的直徑信息、容積輸出到顯示合成部18a，顯示合成部18a將所取得的膀胱的直徑信息、算出的膀胱的容積顯示在顯示部19a(步驟s62)，并結束第一測量對象物容積測量處理。在步驟s62中，測量部16a例如利用在步驟s61中取得的最大縱徑d、最大橫徑w，通過以下式(8)或以下式(9)，算出膀胱的容積w。
v＝d×w×d×π/6…(8)
v＝d×w×w×π/6…(9)
在步驟s62中，可以是能夠由用戶任意地設定是利用式(8)、式(9)的哪一個，也可以設為將最大縱徑d、最大橫徑w代入到式(8)以及式(9)，利用容積v的值大的式。
接著，參照圖14，說明在超聲波圖像診斷裝置100a中執行的第二測量對象物容積測量處理。第二測量對象物容積測量處理是如下的處理：從直徑最大的一個截面(設為最大直徑面)的b模式圖像數據和與最大直徑面正交的一個截面(設為正交截面)的b模式圖像數據這兩個截面的b模式圖像數據，自動地識別作為測量對象物的膀胱被穩定描繪規定時間，并自動地算出該膀胱的輪廓數據、直徑信息、作為特征量的容積。例如，以經由操作輸入部11a，從用戶輸入了第二測量對象物容積測量處理的執行指示的情況為觸發，控制部20a根據存儲在rom中的第二測量對象物容積測量程序，控制各部，并執行第二測量對象物容積測量處理。
步驟s71～s81與圖12的步驟s51～s61同樣。在步驟s78中，例如，如圖13所示，顯示具有b模式圖像f71的顯示圖像f7，該b模式圖像f71包含最大直徑面的膀胱t7，并顯示膀胱t7的輪廓c4以及測量標記m41、m42、m43、m44。在步驟s81中，例如作為膀胱t7的直徑信息，取得測量標記m41、m42之間的最大縱徑d、測量標記m43、m44之間的最大橫徑w。
然后，控制部20a生成用于描繪與在步驟s81中取得了直徑信息的作為測量對象物的膀胱正交的正交截面的正交截面描繪指示信息，并將其輸出到顯示合成部18a，顯示合成部18a將被輸入的正交截面描繪指示信息顯示在顯示部19a(步驟s82)。用戶再次一邊目視b模式圖像，一邊使超聲波探頭2在皮膚表面上旋轉等，從而和與最大直徑面正交的正交截面的位置對齊。
步驟s83～s91與以描繪對象作為正交截面的情況下的步驟s72～s74、s76～s81同樣。只是，在步驟s88中，例如，如圖15所示，顯示具有b模式圖像f81的顯示圖像f8，所述b模式圖像f81包含圖13的顯示圖像f7的正交截面的膀胱t7，并顯示膀胱t7的輪廓c5以及測量標記m51、m52。測量標記m51、m52被配置在輪廓c5上的最大直徑的兩個端點。在步驟s91中，例如算出并取得測量標記m51、m52之間的最大直徑h。
然后，測量部16a利用在步驟s81、s91取得的直徑信息，算出膀胱的容積，并將膀胱的直徑信息和算出的膀胱的容積存儲到存儲部17a，將膀胱的直徑信息、容積輸出到顯示合成部18a，顯示合成部18a將所取得的膀胱的直徑信息、算出的膀胱的直徑信息顯示到顯示部19a(步驟s92)，并結束第二測量對象物容積測量處理。在步驟s92中，測量部16a利用例如在步驟s81中取得的最大縱徑d、最大橫徑w、在步驟s91中取得的最大直徑h，通過以下式(10)，算出容積v。
v＝d×w×h×π/6…(10)
以上，根據本實施方式，超聲波圖像診斷裝置100a具有：超聲波發送接收部31，將驅動信號提供給超聲波探頭2a的振子2a，并基于經由振子2a而接收到的接收信號而生成聲線數據；圖像生成部32，根據所生成的聲線數據而生成b模式圖像數據；測量對象識別部21，取得膀胱的輪廓提取用的初始條件信息；輪廓提取部15a，利用所取得的初始條件信息，從所生成的b模式圖像數據提取膀胱的輪廓；以及測量部16a，基于所提取的輪廓而取得膀胱的直徑信息，并根據直徑信息而算出膀胱的特征量。
因此，在膀胱的特征量測量中，取得初始條件信息，自動提取輪廓并算出膀胱的特征量，因此能夠減輕操作負擔，且由于根據基于根據初始條件信息而準確地提取的輪廓的直徑信息，算出膀胱的特征量，因此能夠提高測量特征量的精度，能夠提高特征量的客觀性。特別地，由于超聲波圖像診斷裝置主體1a是便攜終端，因此即使是單手分別抓住超聲波圖像診斷裝置主體1a以及超聲波探頭2a而用戶的雙手被占用的狀況下，操作負擔也會減輕，因此能夠容易測量膀胱的特征量。
此外，超聲波圖像診斷裝置100a具有對象識別部21，其識別膀胱從生成的b模式圖像數據被穩定描繪規定時間的情況，在識別到的情況下，轉移到測量執行模式，在被轉移了的情況下，取得輪廓提取用的初始條件信息。因此，能夠自動地開始測量，能夠進一步減輕操作負擔。
此外，測量對象識別部21從生成的b模式圖像數據取得輪廓提取用的初始條件信息。因此，能夠自動地取得初始條件信息，能夠進一步減輕操作負擔。
此外，輪廓提取部15a利用所取得的初始條件信息，從生成的b模式圖像數據提取測量對象物的最大直徑面的輪廓。測量部16a基于被提取的輪廓，取得最大縱徑以及與最大縱徑正交的最大橫徑作為膀胱的直徑信息，并根據最大縱徑以及最大橫徑算出作為膀胱的特征量的容積。因此，在膀胱的容積測量中，能夠減輕操作負擔，能夠縮短測量時間，能夠提高膀胱的容積的精度。此外，由于利用直徑信息而算出膀胱的容積，因此與利用面積而算出膀胱的容積的結構相比，能夠加快算出膀胱的容積為止的處理速度。另外，也可以設為利用膀胱的面積以及直徑信息而算出膀胱的容積的結構。根據該結構，能夠提高膀胱的容積的精度。
此外，超聲波發送接收部31基于由在與被測體的測量對象物的最大直徑面以及正交于該最大直徑面的截面對應的位置發送接收超聲波的振子來生成的接收信號，生成聲線數據。輪廓提取部15a利用所取得的初始條件信息，從生成的最大直徑面的b模式圖像數據，提取膀胱的輪廓，從與最大直徑面正交的截面的b模式圖像數據，提取膀胱的輪廓。測量部16a基于被提取的與最大直徑面對應的輪廓，取得最大縱徑以及與最大縱徑正交的最大橫徑作為膀胱的直徑信息，基于所提取的與正交于最大直徑面的截面對應的輪廓，取得最大直徑作為膀胱的直徑信息，并根據最大縱徑以及最大橫徑算出作為膀胱的特征量的容積。因此，在膀胱的容積測量中，通過使用兩個截面，能夠進一步提高膀胱的容積的精度。
此外，輪廓提取部15a基于初始條件信息和b模式圖像數據，通過截圖法，算出膀胱的輪廓。因此，通過截圖法，能夠自動地且高精度地提取膀胱的容積測量中的輪廓。
此外，在利用截圖法的情況下，初始條件信息是截圖法的前景以及背景的亮度信息。通過自動取得這些，可以不進行用于生成指定區域的信息的操作輸入，能夠進一步減輕操作負擔，該指定區域用于輪廓提取。
另外，也可以設為利用snakes法提取膀胱的輪廓的結構。此時，初始條件信息是snakes法的初始輪廓。通過自動取得初始條件信息，可以不進行用于生成初始輪廓的信息的操作輸入，能夠進一步減輕操作負擔，該初始輪廓用于輪廓提取。
此外，也可以設為如下的結構：顯示合成部18a基于從操作輸入部11a輸入的輪廓的測量標記的位置的移動的校正信息，生成包含移動中的測量標記的斷層圖像數據，并將其實時地顯示在顯示部19a，根據一個測量標記的校正信息的輸入，將多個測量標記聯動地向同一個方向或擴大縮小方向移動而進行顯示以及校正。因此，對輪廓提取的動向，能夠在所有的測量標記中進行相同的校正。
此外，顯示合成部18a在向測量執行模式轉移時，使表示該測量執行模式的開始(轉移)的顯示信息顯示在顯示部19a。因此，用戶通過目視，能夠容易確認向測量執行模式的轉移。
此外，測量對象識別部21算出所生成的多個b模式圖像數據的幀整體的差分，當所算出的差分值是規定的閾值以下的情況下，轉移到測量執行模式。因此，檢查者移動超聲波探頭2a而拍攝測量對象物的膀胱后靜止，從而能夠自動地高精度地檢測測量執行模式開始的準備已經完成的情況，省略用戶輸入凍結按鈕的負擔，能夠進一步減輕操作負擔。
(變形例)
參照圖16以及圖17，說明上述第二實施方式的變形例。在本變形例中，設利用第二實施方式的超聲波圖像診斷裝置100a，同樣地，執行第一或第二測量對象物容積測量處理。只是，測量對象識別部21識別測量對象物被穩定地描繪規定時間的情況的處理不同，僅說明該不同的處理，省略其他裝置結構以及處理的說明。
參照圖16、圖17(a)、圖17(b)，說明本變形例中的測量對象識別部21的處理。圖16是表示具有b模式圖像f91的顯示圖像f9的示意圖，該b模式圖像f91包含膀胱t9。圖17(a)是表示一截面的垂直方向的基準線上的亮度分布的圖。圖17(b)是表示從圖17(a)的垂直方向的基準線的基準點起的水平方向的基準線上的亮度分布的圖。
在本變形例中，測量對象識別部21根據控制部20a的控制，根據從數據發送接收部13a輸入的直播的b模式圖像數據，識別作為測量對象物的膀胱規定時間不變化的情況，在被識別到的情況下，取得輪廓提取的初始條件，生成用于向測量執行模式轉移的測量開始信息而輸出給顯示合成部18a，并將b模式圖像數據以及所取得的初始條件信息輸出給輪廓提取部15a。
在此，說明用于識別作為測量對象物的膀胱被穩定地描繪規定時間的情況的處理，首先，測量對象識別部21對包含被描繪規定時間的膀胱的b模式圖像，以與皮膚表面垂直的方式在b模式圖像的左右方向(水平方向)的中央設定垂直方向的基準線。例如，如圖16所示，根據被輸入的包含膀胱t9的b模式圖像f91(的顯示圖像f9)，以與皮膚表面sk2垂直的方式在b模式圖像f71的左右方向的中央設定垂直方向的基準線l2?；鶞示€l2是與b模式圖像數據的幀內的b模式圖像中心的一條聲線對應的線。然后，測量對象識別部21生成被描繪規定時間的b模式圖像數據之間的2個幀的垂直方向的基準線上的亮度分布。
如圖17(a)所示，亮度分布在橫軸取離皮膚表面的距離(像素數)、在縱軸取亮度值(灰度值(grayvalue))，繪制基準線上的亮度值而生成。然后，測量對象識別部21針對規定時間的2個幀的基準線上的亮度分布，判別其值和形狀(亮度高→低→高)是否發生變化。當基準線上的亮度分布的值和形狀的變化在閾值以下的情況下，測量對象識別部21設為測量對象物沒有變化且測量圖像中不存在差分，自動地判別測量對象物被穩定地描繪規定時間。
此外，在識別了測量對象物的情況下，測量對象識別部21生成測量執行模式的測量開始信息而輸出給顯示合成部18a，從在開始了測量的定時以后從數據發送接收部13a輸入的b模式圖像數據，取得初始條件信息。例如，測量對象識別部21生成開始了測量的定時以后被輸入的b模式圖像數據的垂直方向的基準線上的亮度分布(例如，圖17(a)所示的亮度分布)，將規定的低亮度的低亮度區域的寬度w1(例如在圖17(a)上是點劃線的雙箭頭)的中心設為基準點，將從這里持有規定的半徑的圓或橢圓的圓周上的像素設為作為初始條件信息的前景，將持有包含其間具有低亮度區域的高亮度區域的寬度w2(例如，在圖17(a)上是實線的雙箭頭)的直徑的圓或橢圓的圓周上的像素設為作為初始條件信息的背景。
或者，測量對象識別部21生成在開始了測量的定時以后輸入的b模式圖像數據的垂直方向的基準線的亮度分布(例如，圖17(a)所示的亮度分布)，將規定的低亮度的低亮度區域的寬度w1的中心設為垂直方向的基準點，將基于垂直方向的基準點以及寬度w1的規定的半徑設為前景的垂直方向的半徑，將包含其間具有低亮度區域的高亮度部的寬度w2的半徑設為背景的垂直方向的半徑。然后，測量對象識別部21從設定的垂直方向的基準點向水平方向設定基準線，生成水平方向的基準線的亮度分布(例如圖17(b)所示的亮度分布)，基于水平方向的亮度分布，將規定的低亮度的低亮度區域的寬度w3(例如，圖17(b)上是點劃線的雙箭頭)的中心設為水平方向的基準點，將基于水平方向的基準點以及寬度w3的規定的半徑設為前景的水平方向的半徑，將包含其間具有低亮度區域的高亮度區域的寬度w4(例如，圖17(b)上是實線的雙箭頭)的半徑設為背景的水平方向的半徑，并將持有這些垂直方向的半徑以及水平方向的半徑的圓或橢圓設為作為初始條件信息的前景、背景。如此，若不僅利用垂直方向的基準線的亮度分布，還利用水平方向的基準線的亮度分布而生成初始條件信息的前景、背景，則能夠提高作為測量對象物的膀胱的輪廓提取的精度。
在圖12的第一測量對象物容積測量處理的步驟s53、圖13的第二測量對象物容積測量處理的步驟s73、s84中，測量對象識別部21執行上述的本變形例的測量對象物的識別以及初始條件信息的取得的處理。
以上，根據本變形例，測量對象識別部21生成所生成的b模式圖像數據的規定線上的亮度分布，利用所生成的亮度分布取得截圖法的基于前景以及背景的初始條件信息。因此，能夠容易取得適當的初始條件信息，能夠容易高精度地提取膀胱的輪廓。
此外，測量對象識別部21算出與生成的多個b模式圖像數據的幀內的b模式圖像中心的一條聲線對應的基準線l2的差分，當算出的差分值是規定的閾值以下的情況下，轉移到測量執行模式。因此，可以不進行b模式圖像的所有的像素的運算，運算量減少，且能夠加快處理速度。進而，在將基準線l2預先顯示在畫面上而進行b模式圖像的描繪的情況下，能夠引導用戶在適當的位置描繪對象物。
另外，上述各實施方式以及變形例中的記述是本發明的優選的超聲波圖像診斷裝置的一例，并不限定于此。
例如，在上述各實施方式以及變形例中，設為將自動提取的輪廓顯示在b模式圖像上的結構，但并不限定于此，也可以設為將提取的輪廓不顯示于b模式圖像上的結構。
此外，在上述各實施方式以及變形例中，設為在輪廓上或輪廓的尺寸輔助線上初始配置測量標記的結構，但并不限定于此。也可以設為在從輪廓上或輪廓的尺寸輔助線上的點起向測量對象物的內部方向或外部方向的具有規定距離的位置，初始配置測量標記的結構。根據該結構，能夠將測量標記的校正方向大致統一為一定方向(測量對象物的外部方向或內部方向)，能夠提高測量標記的位置的校正的操作性。
此外，在上述各實施方式以及變形例中，設為作為輸出控制部的顯示合成部18將測量對象物的直徑信息、特征量顯示在顯示部19的結構，但并不限定于此。例如也可以設為如下的結構，超聲波圖像診斷裝置100具有作為能夠與外部的裝置或存儲部(省略圖示)進行通信的輸出控制部的通信部，通信部將b模式圖像數據、測量對象物的直徑信息以及特征量發送給外部的印刷裝置、存儲裝置等輸出部，從而這些信息被印刷、存儲等。
此外，也可以設為將上述第一實施方式、第二實施方式以及變形例的至少兩個適當進行組合的結構。例如，也可以設為如下的結構：在第一實施方式中，將圖4的腫瘤縱橫比測量處理的步驟s13、圖8的腫瘤直徑測量處理的步驟s33、s36替換為圖12的步驟s53、s54，控制部20識別作為測量對象物的腫瘤規定時間不變化的情況，在識別到的情況下，轉移到測量執行模式(此后的處理)。
此外，也可以設為如下的結構：在第一實施方式中，將圖4的腫瘤縱橫比測量處理的步驟s15、圖8的腫瘤直徑測量處理的步驟s38替換為圖12的步驟s56，測量對象識別部21從b模式圖像數據自動地提取作為輪廓提取用的參數的初始條件信息。此外，也可以設為如下的結構：在第一實施方式中，利用具有作為便攜終端的超聲波圖像診斷裝置主體1a的超聲波圖像診斷裝置100a，執行腫瘤縱橫比測量處理以及腫瘤直徑測量處理。
此外，在第一實施方式中，將測量對象物設為腫瘤，在第二實施方式的變形例中將測量對象物設為膀胱，但并不限定于此。也可以將測量對象物設為腫瘤和膀胱以外的被測體的病變、臟器、組織、結構物等。
此外，在第二實施方式、變形例中，設為利用測量模式轉移后的一截面的1個幀，進行膀胱的輪廓提取以及直徑信息計算的結構，但并不限定于此。也可以設為如下的結構：輪廓提取部15a預先將(測量模式轉移后的)多個幀存儲在存儲部17a中，進行各幀的膀胱的輪廓提取，作為選擇部的測量部16a根據各幀的輪廓數據算出直徑信息，自動地選擇所算出的多個直徑信息中的最大的直徑信息，根據被選擇的最大的直徑信息算出膀胱的容積。根據該結構，在膀胱的特征量測量中，取得初始條件信息，自動地提取輪廓并選擇最大的直徑信息且算出膀胱的特征量，因此能夠進一步減輕用戶的作業負擔，且由于根據基于輪廓的最大直徑信息而算出膀胱的特征量，因此能夠進一步提高特征量的測量精度，能夠提高特征量的客觀性，該輪廓是基于初始條件信息準確提取的輪廓。
此外，也可以設為如下的結構：輪廓提取部15a將(測量模式轉移后的)多個幀預先記錄在存儲部17a中，進行各幀的膀胱的輪廓提取，測量部16a根據各幀的輪廓數據而算出直徑信息，作為選擇部的操作輸入部11a從用戶接受所算出的膀胱的多個直徑信息之一的選擇輸入，測量部16a根據被選擇輸入的直徑信息而算出膀胱的容積。根據該結構，在膀胱的特征量測量中，輪廓被清晰地描繪，用戶能夠選擇適當的幀的直徑信息，因此能夠進一步提高測量特征量的精度。
此外，即使在2個截面的情況下，也可以設為如下的結構：針對各截面，輪廓提取部15a預先將(測量模式轉移后的)多個幀記錄在存儲部17a中，分別進行膀胱的輪廓提取，測量部16a根據各幀的輪廓數據而算出直徑信息，并自動地選擇所算出的多個直徑信息中的最大的直徑信息，根據被選擇的最大的直徑信息算出膀胱的容積。此外，即使在2個截面的情況下，也可以設為如下的結構：針對各截面，輪廓提取部15a預先將(測量模式轉移后的)多個幀記錄在存儲部17a中，進行各幀的膀胱的輪廓提取，測量部16a根據各幀的輪廓數據而算出直徑信息，操作輸入部11a從用戶接受在算出的膀胱的多個直徑信息之一的選擇輸入，測量部16a根據被選擇輸入的直徑信息而算出膀胱的容積。
此外，也可以設為將如下的結構應用于第一實施方式中的結構：算出上述的多個幀的直徑信息，從算出的多個幀的直徑信息中，自動地或者根據用戶的操作輸入，選擇一個幀的直徑信息，利用所選擇的直徑信息而算出測量對象物的特征量。
此外，關于構成以上的實施方式的超聲波圖像診斷裝置100、100a的各部的細節部分結構以及細節部分動作，在不脫離本發明的宗旨的范圍內能夠適當進行變更。