JP5570877B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、超音波診断装置に関する。

超音波診断におけるカラードプラ法は、生体に超音波を同一方向に複数回照射し、ドプラ効果により血流の速度やパワー、分散といった血流情報を抽出するものである。同一方向に複数回照射したデータの同一地点に関するエコーデータ列をパケットと呼ぶ。パケットサイズは５乃至１６程度、つまり同一方向に５乃至１６回照射することによりパケットを揃える。パケットに対して組織からの信号、つまりクラッタ信号を抑圧するウォールフィルタを掛けて血流信号を抽出して、速度、分散、パワーといった血流情報を表示する。そのために以下のような問題が発生する。

パケットは超音波スキャンフレーム内に閉じているので、パケットサイズを大きくするとフレームレートが低下する。ウォールフィルタにＩＩＲフィルタを使用する場合が多いが、少ないパケットサイズではＩＩＲフィルタに過渡応答が発生するので、ＩＩＲフィルタの特性が悪くなってしまう。

そこでパケットをフレーム内で閉じて扱うのではなく、フレーム間の同一場所の信号をパケットとして扱う方法が考えられている。この方法はパルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）がフレームレートと同じになるために、折り返し速度が低くなり、低流速まで観測可能であるという利点がある。しかし、組織からのクラッタ信号がウォールフィルタを通過しやすくなりモーションアーティファクトが発生しやすいという問題がある。特に、操作者が把持したプローブを動かしてしまうときには画面全部がクラッタで表示されてしまう。この問題は、特に上記スキャン方法でのみ発生するわけではなく、通常のカラードプラのスキャンにおいても、折り返し速度を低くした場合には同様に発生する。

特開平8-336534号公報 特開2001-269344号公報 特開平11-318902号公報 特開平11-267125号公報

目的は、血流のパワー表示からモーションアーティファクトを軽減することにある。

本実施形態によ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の内部領域を超音波で繰り返し走査する走査部と、前記走査により得られた反射信号からドプラ効果による血流信号を抽出し、前記血流信号のパワーに関する空間分布を表す血流画像を繰り返し発生する画像発生部と、を備え、前記画像発生部は、前記血流画像のフレーム全域又は局所領域内の複数の位置に対応するパワー値のパワー平均値を計算する平均値計算部と、前記パワー平均値が所定の閾値を超える場合、前記パワー平均値と前記所定の閾値との差異に基づいて前記血流画像の複数の位置に対応するパワー値を減らす処理を行う処理部とを備えることを特徴とする。

図１は本実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す図である。 図２は図１のカラードプラ処理部の構成を示す図である。 図３は図２のパワー補正部による補正係数の説明図である。 図４は図２のウォールフィルタの処理説明図である。 図５は図１の送信回路及び受信回路による他の走査手順を示す図である。 図６は図１の平均パワー計算部による血流画像の補間処理を示す図である。 図７はモーションアーチファクトがないときの本実施形態のパワー補正による効果を示す図である。 図８はモーションアーチファクトがあるときの本実施形態のパワー補正による効果を示す図である。

以下、図面を参照しながら本実施形態に係る超音波診断装置を説明する。本実施形態では、ウォールフィルタ通過後のドプラ信号（血流信号）のパワーをログ圧縮し、得られた血流画像のフレーム全域又は局所領域毎にパワー平均値を計算する。このパワー平均値がある閾値を超える値の場合には、各画素のログ圧縮後のパワー値から、パワー平均値と閾値との差異に応じた値を減算する。パワー平均値がある閾値以下の場合には、各画素のログ圧縮後のパワー値に対する上記減算は実施しないで、そのままの値に維持する。この処理をパワー補正と称する。

ウォールフィルタ通過後のドプラ信号（血流信号）に多くの血流成分ではない低周波成分（主にクラッタ成分）が残留しているとき、その残留成分がモーションアーティファクトとして、パワーのグレースケール表示において画像表示画面を最大表示階調の真っ白に埋めてしまう（図８の左画像）。本実施形態の上記処理を行うことにより、ログ圧縮後に減算する処理、つまりリニア軸上でゲインを下げる処理と等価な処理により、残留成分は陰影がついて組織像として視認できる（図８の右画像）。つまり、図７に示すように、モーションアーティファクトがない状態ではパワー補正の有無に関わらず、血流のパワーが表示されているが、モーションアーティファクトが発生すると今度は組織像が見えるようになる。

このように本実施形態では、モーションアーティファクトがない状態では血流のパワーが表示されているが、モーションアーティファクトが発生するときには組織像が見えるようになる。これにより、従来はプローブを動かすとモーションアーティファクトによって画面が真っ白になってスキャンを継続することができなかったが、本実施形態では組織像を視認しながらスキャンを継続することが可能になる。

図１には本実施形態に係る超音波診断装置の構成を示している。制御部１は装置全体の制御中枢として機能するとともに、特に走査制御を担っている。超音波プローブ３は、電気／機械変換器としての複数の圧電素子を有する。３次元スキャンが電子的に可能なように例えば複数の圧電素子は２次元状に配列される。電子的３次元スキャンとは方位方向だけでなく、スキャン面に略垂直な面方向に関しても遅延制御を変化させて超音波ビームの指向性を変動させることで、被検体内部の３次元領域を超音波で一通り走査する方式をいう。なお、ここでは被検体の内部領域を一通り走査する操作を走査の一単位とする。走査は、超音波走査線をその配列に従って順番に移動していく順次走査には限定されず、超音波走査線をその配列とは無関係に離散的に移動していく離散走査であってもよい。

プローブ３には送信回路２と受信回路４とが接続される。送信回路２は、パルス発生器、送信遅延回路、パルサ等を有する。パルス発生器は例えば６ＫＨｚのレート周波数でレートパルスを発生する。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、超音波をビーム状に集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。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プローブ３に電圧パルスを印加する。これによりプローブ３から超音波パルスが被検体内に送信される。被検体内の音響インピーダンスの不連続面で反射した反射波はプローブ３で受信される。プローブ３からの受信信号は、受信回路４に取り込まれる。受信回路４は、プリアンプ、受信遅延回路、加算器、さらに直交検波回路及びローパスフィルタを有する。受信信号は、チャンネル毎にプリアンプで増幅され、受信遅延回路により受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与えられ、そして加算器で加算される。これにより受信指向性に応じた方向からの反射波が強調された反射信号が得られる。

Ｂモードでは反射信号はそのままＢモード処理部５に送られる。Ｂモード処理部５は反射信号を対数増幅し、検波することで組織形態を表す組織像（Ｂモード画像）を発生する。Ｂモード画像は、ディジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）とも呼ばれる座標変換部７でモニタ９の走査方式に並び替えられてモニタ９に表示される。

ドプラモードでは、反射信号は直交検波回路及びローパスフィルタを経由してドプラシフト成分に関する実部と虚部とからなる複素信号（ＩＱ信号）としてカラードプラ処理部６に送られる。カラードプラ処理部６は、ドプラシフトに関するＩＱ信号からハイパス特性のウォールフィルタで低周波のクラッタ成分を除去し、高周波の血流信号を抽出して、平均速度、その分散、パワーを計算する。これら平均速度、その分散、パワーは個々に又は任意に組み合わされて座標変換部７を介してモニタ９に血流画像として表示される。血流画像は画像合成処理部８によりＢモード画像と任意に合成され得る。

図２には図１のカラードプラ処理部６の構成を示している。入力バッファ６１は、ＩＱ信号を保持し、超音波走査線及び深度ごとのデータ列に並び替えて、所定長のパケットと呼ばれるデータ単位で出力する。ドプラモードでは超音波送受信が各超音波走査線に対して一定の周期（１／ＰＲＦ、ＰＲＦは繰り返し周波数）で５乃至１６回の所定回数繰り返されながら超音波走査線を順次移動していく。パケット長は、送受信の繰り返し数に応じた５乃至１６のデータ数に設定される。ウォールフィルタ６２は、パケットデータから心筋などの運動速度の遅い反射体からの低周波のクラッタ成分を除去し、比較的高周波の血流成分を抽出するためのハイパス特性を有する。ウォールフィルタ６２から出力される血流に関するＩＱデータは自己相関器６３とパワー計算部６５とに送られる。自己相関器６３は、現在のフレームの血流のＩＱデータと１フレーム前の血流のＩＱデータとの複素共役をとることにより自己相関値を得る。この相関データから実数部と虚数部のなす角度が計算され、平均速度が得られる。

パワー計算部６５は、ウォールフィルタ６２のから出力される血流に関するＩＱデータの実数部のの絶対値を二乗と、虚数部の絶対値の二乗とを加算することにより、超音波の波長より小さい反射体（血球）による散乱の強さを表すパワーを多点にわたって計算する。パワー加算部６６は、各点のパワーをパケット内で加算する。ログ圧縮部６７は、パワー加算値をログ圧縮する。平均パワー計算部６８は、ログ圧縮されたパワー加算値から１フレーム、又は局所領域内の平均パワー値を計算する。パワー補正部６９は、平均パワー値が閾値を超える値を示す画素に対しては、当該画素のパワー値に、平均パワー値と閾値との差異に係数を乗した値を減算する。ウォールフィルタ通過後のドプラ信号（血流信号）に血流成分ではない主にクラッタ等の低周波成分が残留していたとき、クラッタ成分は血流成分よりも高パワーを示すから、平均パワー値は閾値よりも高い値を示す。平均パワー値を計算した画素各々のパワー値から、平均パワー値と閾値との差異に係数を乗した値を減算することで、クラッタを主とする残留成分がモーションアーティファクトとして、パワーのグレースケール表示において画像表示画面を最大表示階調の真っ白に埋めてしまうという事態を回避して、表示の階調範囲内での変化に抑えることができる。そのためプローブを動かした時に多く発生する残留成分が本質的に備えている組織形態が、濃淡変化として表示されることができる。

このパワー補正について以下詳細に説明する。上述の通り、ここでは血流のパワーを表示してグレースケールで表示する。また、超音波の送信および受信の条件としては、通常のカラードプラの条件ではなく、Ｂモードに近い条件で行うのが望ましい。入力バッファ６１に保持されたＩＱ信号は、同じ位置からの信号列に並びかえられてウォールフィルタ６２に出力される。ウォールフィルタ６２ではそのハイパス特性により固定信号や動きの遅い主にクラッタ信号が除去される。ウォールフィルタ６２の出力信号はパワー計算部６５にて絶対値の２乗を取った後にパワー加算部６５にてパケット内のデータが加算され、ログ圧縮部６７でログ圧縮される。このログ圧縮後のパワー信号は平均パワー計算部６８でフレーム内又は局所領域内でその平均パワーが算出される。パワー補正部６９では以下の補正処理が行われる。

ある画素（場所）のパワー値：Pin
平均パワー値：Pm
閾値：Pth
ゲイン補正係数：a
補正後のパワー値：Pout
とし、
Pout = Pin (Pm ≦ Pthの場合)
Pout = Pin − a×(Pm − Pth) (Pm ＞ Pthの場合)
で出力する。

ここで、表示最大階調に対応するパワー値をDmaxとすると、
Pth = Dmax / 2
a = 0.75〜1.0
程度の値が好適である。

このパワー値は、座標変換部７にて座標変換された後にモニタ９に表示される。表示はグレースケール表示が適している。

このようなパワー補正処理は、次に示す効果を奏する。
説明の便宜上、補正式を、Pout = Pin − C という形で表現すると、Cはゲイン補正値であり、Cの値は図３に示すグラフで示すことができる。モーションアーティファクトがない場合にはウォールフィルタ６２によって組織からのクラッタ信号が十分に抑圧されているので、平均パワーは表示の最大値よりも十分に小さい値となる。そのために、Pm ≦ Pth となり、上述の通り、パワー補正部６９からの出力値は入力値と同じになる。例えばプローブ３が動いてモーションアーティファクトが発生した場合には組織からのクラッタ信号が十分に抑圧されないでウォールフィルタ６２を通過してしまい、その範囲は画面全体に及ぶ。そのために平均パワー値が Pm ＞ Pth となり、Pout = Pin − a×(Pm − Pth) という値に補正される。この出力は、ログ圧縮した信号からの減算になるので、元のリニア軸上でのパワー信号に対してゲインを下げた処理と実質的に等価な処理になる。ウォールフィルタ６２を通過したモーションアーティファクトは組織からのクラッタ信号であるので、実質的にはＢモード信号と等価である。血流を表示する条件ではゲインが高いので、モーションアーティファクトはほぼ最大表示階調となって真っ白に表示される。しかし、本実施形態の補正処理によってゲインが実質的に下げられるので、モーションアーティファクトが発生した場合にはＢモードの場合と同様な組織形態像として表示されるようになる。これによって、プローブ３を停止している場合には血流のパワーが表示され、プローブ３を動かしている場合には組織形態像が表示されるようになる。

なお、上記の説明ではフレーム全体の平均パワー値を求めたが、フレームを複数の局所領域（ブロック）に分割して各ブロック毎の平均パワーを求め、各ブロック毎に上記補正処理を行っても良い。ブロックはオーバーラップさせ、オーバーラップした部分では両者の重みを連続的に変化させることでブロック間の不連続性を低減することができる。

上述の説明では、ドプラモードにおいて超音波送受信を各超音波走査線に対して一定の周期（１／ＰＲＦ）で５乃至１６回の所定回数繰り返し超音波走査線を順次移動していくとの走査手順を例示した。しかし、図４に示すような走査手順を採用しても良い。この走査手順では、走査対象の被検体内部領域（フレーム）を構成する複数の超音波走査線各々について超音波を１回ずつ送受信しながら、超音波走査線を順次移動する。このフレームを一通り走査する単位走査を、連続的に繰り返していく。この走査手順は、Ｂモードスキャンと同等である。そして、フレーム間の同じ位置からのデータ列をパケットとして使用する。この走査手順では、各超音波走査線に対して一定のフレーム走査周期で繰り返し継続的に送受信が行われる。ウォールフィルタ６２に４次ＩＩＲフィルタを採用することができる。入力バッファ６１には現在から最低４フレーム前までのデータが記憶される。同じ位置からの信号に対して、次式で表されるＩＩＲフィルタを掛ける。

y(n) ＝ b0*x(n) + b1*x(n-1) + b2*x(n-2) + b3*x(n-3) + b4*x(n-4)
+ a1*y(n-1) + a2*y(n-2) + a3*y(n-3) + a4*y(n-4)
ここで、x(n)とは現在のフレームのＩＱ信号、x(n-1)は１フレーム前のＩＱ信号である。y(n)はウォールフィルタ６２の出力で、y(n-1)は１フレーム前、・・・、のウォールフィルタ出力である。前述の通常の操作手順では、パケット長が送受信繰り返し回数である５乃至１６に制限されていたために、ＩＩＲフィルタを採用したとき過渡応答が発生し、そのために、最初の２〜４データは使用することができない。それに対して、この走査手順ではデータは無限長で連続して入って来るので過渡応答の問題が発生しない。また、ＩＩＲフィルタの次数を任意に増やすことが可能である。そのために、従来に比べてウォールフィルタ６２の性能が改善する。

次に、パワー計算部６５でパワーを計算し、パワー加算部６６で連続した任意の枚数のフレーム間で移動平均を取る。パワー加算の回数を任意に設定できるのも本走査手順の利点の１つある。以降は前述と同様の処理を行う。

このような走査手順では、パルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）はフレームレートと同じになり、前述した各超音波走査線ごとに送受信を繰り返す通常の走査手順に比べてかなり低く抑えることができる。そのために、低流速の血流まで観察可能である。一方、組織の動きによるモーションアーティファクトも発生しやすい。そのままモーションアーティファクトが表示されると、パワー値が大きいために、画面全体が真っ白に表示されてしまう。本走査手順のもとでは、モーションアーティファクトが発生すると、平均パワー値PmがPthよりも大きくなるので、元のパワー値から平均パワー値Pmに依存した値だけ減算される。ログ圧縮後の減算なのでリニア軸では実質的に除算処理と等価となり、自動的にゲインが下げられた効果が得られる。モーションアーティファクトは組織からのエコー信号なので、ゲインを下げられた画像は組織の画像つまりＢモードと同等の画像となり、違和感なくスキャンを続けることができる。

また次のようなドプラ走査とＢモード走査とを併用することも可能である。上述の２種の走査手順では、血流のパワー表示のみを行うことを前提としてドプラ走査がそれ単独で行われた。図５に示す走査手順では、超音波を１回送受信毎に超音波走査線を変更しながら内部領域を一通り走査するドプラモード用の送受信条件のもとで単位走査を繰り返し、この単位走査の繰り返しの中で所定回数に１度の頻度、図５の例では５回の１度の頻度で、ドプラモード用の送受信条件からＢモード用の送受信条件に切り換えて、Ｂモード用の送受信条件のもとで単位走査を１乃至２回だけ挿入する。Ｂモード用の送受信条件は、ドプラモード用の送受信条件と比べて、送信の中心周波数が低く、かつ超音波走査線本数が多く、視野角が広く、そして視野深度が深い。

この走査手順では、血流のパワー表示を行うのと同時に通常のＢモード像を表示することができる。その具体的な方法としては２通りある。

１つ目の方法としては、同じ反射信号を、Ｂモード像処理と血流のパワー表示処理とで共用する。表示は重畳表示しても良いし、別々の２画面で表示しても良い。この方法は、ドプラモード用の送受信条件をＢモード用の送受信条件に切り換えることなく、ドプラモード用の送受信条件に固定した状態で単位走査を繰り返すので、Ｂモード像のＳ／Ｎ、視野角、視野深度の点で振りである。

２つ目の方法としては、上述したとおり、Ｂモード像と血流像を同じ反射信号で共用するのではなく、別々の送受信条件のもとで送受信を行って、それぞれに最適化された信号を使用する。走査手順については、図５に示したように、ドプラモードの単位走査の５回に１回の頻度で、Ｂモード用の送受信条件のもとでＢモード走査を行う。このＢモード走査期間の血流用のデータは当然にして欠落するが、この期間の血流データは、図６に示すように、Ｂモード走査期間に前後にわたって隣接するドプラ走査により収集した血流データから推定し補間する。推定の方法としては、最小２乗法で行う。両側のそれぞれ４データ、合計８データから多項式近似（例えば４次多項式近似）を行い、最小２乗法によって係数を推定して中央のデータを推定する。このように欠落したデータを推定により埋めることで、連続したデータとして扱うことが可能になる。尚、この方法を使用するためには、Ｂモード用のフレームの走査時間と血流用のフレームの走査時間が同じか整数倍である必要がある。

なお、走査時間が整数倍でないときは、無限長のデータを簡単な構成で活用できるＩＩＲ型のウォールフィルタを使用することができないが、最小二乗法を用いたウォールフィルタなら使用することができる。

このようにして、Ｂモード用の信号と血流用の信号を別々に得て処理を行い、１つ目の方法と同様な方法で２画面表示あるいは重畳表示を行う。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成画素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成画素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成画素から幾つかの構成画素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成画素を適宜組み合わせてもよい。

１…制御部、２…送信回路、３…超音波プローブ、４…受信回路、５…Ｂモード処理部、６…カラードプラ処理部、７…座標変換部、８…画像合成処理部、９…モニタ、６１…入力バッファ、６２…ウォールフィルタ、６３…自己相関部、６４…平均速度／分散計算部、６５…パワー計算部、６６…パワー加算部、６７…ログ圧縮部、６８…平均パワー計算部、６９…パワー補正部。

Claims (7)

1. 超音波プローブと、
   前記超音波プローブを介して被検体の内部領域を超音波で繰り返し走査する走査部と、
   前記走査により得られた反射信号からドプラ効果による血流信号を抽出し、前記血流信号のパワーに関する空間分布を表す血流画像を繰り返し発生する画像発生部と、
   を備え、
   前記画像発生部は、
   前記血流画像のフレーム全域又は局所領域内の複数の位置に対応するパワー値のパワー平均値を計算する平均値計算部と、
   前記パワー平均値が所定の閾値を超える場合、前記パワー平均値と前記所定の閾値との差異に基づいて前記血流画像の複数の位置に対応するパワー値を減らす処理を行う処理部と、
   を備えることを特徴とする超音波診断装置。
2. 超音波プローブと、
   前記超音波プローブを介して被検体の内部領域を超音波で繰り返し走査する走査部と、
   前記走査により得られた反射信号からドプラ効果による血流信号を抽出し、前記血流信号のパワーに関する空間分布を表す血流画像を繰り返し発生する画像発生部と、
   を備え、
   前記画像発生部は、
   前記抽出した血流信号のパワー値をログ圧縮するログ圧縮部と、
   前記血流画像のフレーム全域又は局所領域内の複数の位置に対応し、前記ログ圧縮部でログ圧縮されたパワー値のパワー平均値を計算する平均値計算部と、
   前記パワー平均値が所定の閾値を超える場合、前記パワー平均値と前記所定の閾値の差異に応じた値を用いて、前記血流画像の複数の位置に対応し、前記ログ圧縮部でログ圧縮されたパワー値に対して減算処理を行い出力値を得る減算処理部とを備え、
   前記減算処理部の出力値に基づいて前記血流画像を発生することを特徴とする超音波診断装置。
3. 前記走査部は、前記超音波を１回送受信毎に超音波走査線を変更しながら前記内部領域を一通り走査する走査を繰り返すことを特徴とする請求項１又は２記載の超音波診断装置。
4. 前記走査部は、前記超音波を１回送受信毎に超音波走査線を変更しながら前記内部領域を一通り走査する単位走査を繰り返し、前記単位走査の繰り返しの中で所定回数に１度の頻度でドプラモード用の送受信条件からＢモード用の送受信条件に切り換えることを特徴とする請求項１又は２記載の超音波診断装置。
5. 前記Ｂモード用の送受信条件への切り換えにより欠落する血流画像を前記ドプラモード用の送受信条件のもとで収集される血流画像から最小２乗法により推定し補間する補間処理部をさらに備えることを特徴とする請求項４記載の超音波診断装置。
6. 前記走査部は、前記内部領域を３次元走査手順により走査することを特徴とする請求項１又は２記載の超音波診断装置。
7. 超音波プローブと、
   前記超音波プローブを介して被検体の内部領域を超音波で繰り返し走査する走査部と、
   前記走査により得られた反射信号から画像を繰り返し発生する画像発生部とを具備し、
   前記走査部は、前記超音波を１回送受信毎に超音波走査線を変更しながら前記内部領域を走査する単位走査を繰り返し、前記単位走査の繰り返しの中で所定回数に１度の頻度でドプラモード用の送受信条件からＢモード用の送受信条件に切り換え、
   前記Ｂモード用の送受信条件への切り換えにより欠落する血流画像に前後し、前記ドプラモード用の送受信条件のもとで収集される複数の血流画像から多項式近似を行い、最小２乗法により係数を推定し、前記欠落する血流画像を補間する補間処理部をさらに備えることを特徴とする超音波診断装置。

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