CN111789632B - 超声波诊断装置、信号处理装置以及存储介质 - Google Patents

超声波诊断装置、信号处理装置以及存储介质 Download PDF

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Abstract

本发明提供一种超声波诊断装置、信号处理装置以及存储介质，能够高精度地计测剪切波的速度。根据通过对于检查对象发送超声波并接收反射波而得到的接收信号计算基于在检查对象产生的剪切波的组织的位移的时间变化数据。将位移的时间变化数据转换为表示以空间频率和时间频率为两个轴的频率空间的位移分布的波谱数据。通过在频率空间中使波谱数据旋转规定的角度，并对旋转后的波谱数据实施滤波来提取规定的区域的波谱数据。基于提取出的规定的区域的波谱数据计算剪切波的速度。

Description

超声波诊断装置、信号处理装置以及存储介质
技术领域
本发明涉及超声波诊断装置，涉及通过使在被检体内产生剪切波，并计测其传播速度来评价生物体组织的性状的技术。
背景技术
超声波、MRI(Magnetic Resonance Imaging：磁共振成像)、X射线CT(ComputedTomography：计算机断层扫描)所代表的医疗用的图像显示装置作为以数值或者图像的形式提示不能目视观察的生物体内的信息的装置被广泛利用。其中，利用超声波显示图像的超声波拍摄装置与其他的装置相比较具备较高的时间分辨率，例如具有能够将搏动下的心脏成像而不模糊的性能。
在作为被检体的生物体内传播的波主要区别为纵波和横波。超声波拍摄装置的产品所搭载的将组织形状影像化的技术、计测血流速度的技术主要利用纵波(音速约1540m/s)的信息。
近年来，利用在生物体内传播的横波(以后，称为剪切波)来评价组织的弹性率的技术受到关注，且正临床应用于慢性肝疾病、癌。在该技术中，使成为计测对象的组织内部产生剪切波，并根据其传播速度计算弹性率等表示弹性的评价指标。使剪切波产生的方法大致分为机械方式和放射压方式。机械方式是利用振动器等对体表面给予1kHz左右的振动使剪切波产生的方式，需要成为振动源的驱动装置。另一方面，放射压方式是利用使超声波集中到组织内的局部的聚焦超声波对生物体内施加声学放射压，利用瞬时产生的组织位移使剪切波产生的方式。任意的方式都通过利用超声波计测基于产生的剪切波的组织位移，来计算传播速度。而且，根据计算出的剪切波的传播速度，通过计算求出表示组织性状的弹性率等特性值。
这样，利用剪切波评价组织的弹性的方法由于能够定量地计测弹性，所以在肿瘤诊断中极为重要，临床价值较高。但是，公知有在使用剪切波计测组织弹性时，剪切波引起由组织构造产生的反射、折射、衍射以及衰减，使计测精度、再现率降低，使诊断性能劣化。
例如，专利文献1公开了一种方法，通过计测在检查对象传播的剪切波的波面振幅的分布，对该数据进行傅立叶变换，并在傅立叶空间上进行滤波处理，将成为剪切波的计测对象的主分量与反射、折射以及衍射分量分开，提取主分量。
具体而言，在专利文献1的技术中，通过将检查对象的某深度z中的、传播的剪切波的波面振幅数据绘制在方位方向-时间(x-t面)的二维平面上，并对其进行二维傅立叶变换，从而转换为空间频率k和时间频率f的二维的傅立叶空间(k-f面)的二维平面上的强度分布。在k-f面上，剪切波的速度与连结波面振幅数据的点和原点的直线与k轴所成的角度θ成比例，所以进行取出规定的角度范围的波面振幅数据的滤波处理，以便仅取出主分量附近的速度分量。通过对滤波处理后的k-f面上的波面振幅数据进行傅立叶逆变换，而转换为实际空间(x-t面)，进行速度计算。通过对于所有深度z进行该处理，能够作成x-z面整体的剪切波速度图。
专利文献1：日本特开2018-99180号公报
通过上述的放射压方式，为了根据剪切波的传播速度，通过计算高精度地求出表示组织性状的弹性率，需要正确地计算传播速度。例如，考虑有预先假定传播方向并设置2个以上的计测点，正确地计测通过两计测点所需要的时间，但剪切波不一定与计测线水平地传播，会受到由体内的组织构造、音波传播的物理原理引起的反射、折射、衍射以及衰减等的影响，所以包括各种频率、行进方向分量。因此，难以不受反射波等的影响而高精度并且高再现性地计测剪切波的速度。
在专利文献1所记载的技术中，应用傅立叶变换，能够通过在傅立叶空间(k-f面)上取出规定的角度范围的波面振幅数据的滤波处理来提取剪切波的主分量。
然而，k-f面上的连结波面振幅数据的点和原点的直线与k轴所成的角度θ与传播速度的对应关系具有在角度θ较大(剪切波的速度较大)的区域中，根据微量的角度变化而对应的传播速度差别较大这样的特性，所以不容易实施滤波来高精度地仅提取主分量。
发明内容
本发明的目的在于提供能够高精度地计测剪切波的速度的超声波诊断装置。
为了实现上述目的，根据本发明，提供了一种超声波诊断装置，具有：计测部，根据通过对于检查对象发送超声波并接收反射波而得到的接收信号计算基于在检查对象产生的剪切波的组织的位移的时间变化数据；提取部，通过将位移的时间变化数据转换为表示以空间频率和时间频率为两个轴的频率空间的位移分布的波谱数据，并对频率空间的波谱数据实施滤波来提取规定的区域的波谱数据；以及速度计算部，基于提取部提取出的规定的区域的波谱数据计算剪切波的速度。提取部具备在频率空间中使波谱数据旋转规定的角度的波谱旋转部，通过对于旋转后的波谱数据实施滤波来提取规定的区域的波谱数据。
根据本发明，能够高精度地计测剪切波的速度。
附图说明
图1表示本发明的实施方式的超声波诊断装置的一构成例的框图。
图2是表示实施方式1中的实施方式的超声波诊断装置的动作的流程图。
图3是分别表示实施方式的超声波的接收发送的方法的说明图。
图4(a)是表示剪切波传播的状态的说明图，图4(b)是表示剪切波的传播的时间序列信息的说明图，图4(c)是表示某深度Zi中的x-t平面的位移分布的说明图。
图5(a)是表示某深度中的x-t平面的位移分布的图，图(b)是通过对图5(a)进行二维傅立叶变换而得到的k-f面的功率谱的图，图5(c)是表示进行了对于图5(b)进行的滤波处理后的图。
图6(a)是表示滤波的第一象限中的速度分布的等高线显示的图，图6(b)是表示对根据图6(a)的速度分布计算出的速度梯度分布进行了向量显示的图，图6(c)是表示对图6(b)的速度梯度的绝对值进行等高线显示的图，图6(d)是对滤波整体的速度分布进行等高线显示以明确滤波上的第一象限的位置的图，图6(e)是表示每一个网格的速度范围的图。
图7(a)是表示某深度中的x-t平面的位移分布的图，图7(b)是表示对图7(a)进行二维傅立叶变换成为k-f面的功率谱的图，图7(c)是表示使图7(b)旋转α后的功率谱的图。
图8(a)是表示提取规定的角度范围的滤波图。图8(b)是表示基于滤波的提取半径范围的决定方法的图。图8(c)是表示根据通过图8(a)、图8(b)决定的提取角度、提取半径作成的滤波的图。
图9是表示示出了通过圆弧上的峰值搜索计算主分量的方法的处理流程的图。
图10(a)以及(b)是表示通过圆弧上的峰值搜索计算主分量的方法的概要的图。
图11是表示示出通过Radon变换计算主分量的方法的处理流程的图。
图12(a)以及图12(b)是表示通过Radon变换计算主分量的方法的概要的图。
图13是表示通过速度梯度的绝对值的分布决定k-f面的功率谱的旋转角的方法的处理流程的图。
图14(a)以及图14(b)是表示通过速度梯度的绝对值的分布决定k-f面的功率谱的旋转角的方法的概要的图。
图15是表示通过阈值处理决定k-f面的功率谱的旋转角的方法的处理流程的图。
图16(a)以及图16(b)是表示通过阈值处理决定k-f面的功率谱的旋转角的方法中的基于阈值的允许范围的决定方法的图。
图17(a)以及图17(b)是表示通过阈值处理决定k-f面的功率谱的旋转角的方法的概要的图。
图18(a)是表示对于旋转k-f面的功率谱的滤波处理的图，图18(b)是表示滤波处理后的旋转k-f面的功率谱的图，图18(c)是对图18(b)进行傅立叶逆变换，表示x-t面的位移分布的图。
图19是表示基于拟合的剪切波速度的计算方法的处理流程的图。
图20(a)以及图20(b)是表示基于拟合的剪切波速度的计算方法的概要的图。
图21是表示实施方式2中的实施方式的超声波诊断装置的动作的流程图。
图22是表示生成k-f空间分布的旋转角度以及滤波并存储于存储器的处理流程的图。
图23是表示求出中心角度的方法的图。
图24是表示求出滤波的中心角度的方法的图。
图25是表示超声波诊断装置的显示部中的显示画面例，亦即显示有B像和弹性或者剪切波速度图，进一步显示有滤波处理的前后的波面的梯度分布的画面例的图。
图26是表示超声波诊断装置的显示部中的显示画面例，亦即显示有B像和弹性或者剪切波速度图，显示有滤波处理前后的ROI中的速度分布、主分量、滤波的速度范围的画面例的图。
图27是表示超声波诊断装置的显示部中的显示画面例，亦即用户输入速度范围的输入画面区域2701-2703的显示画面的例子的图。
图28是表示储存于超声波诊断装置的存储器的表格的例子，亦即表示可选择的脏器、疾病与适合它们的速度范围的关系的表格的例子的图。
具体实施方式
《实施方式1》
以下，根据附图对本发明的实施方式进行说明。
＜超声波诊断装置的整体构成＞
图1示出实施方式的超声波诊断装置的一构成例的框图。本实施方式的超声波诊断装置具备收发控制部20和控制部(信号处理装置)30。另外，超声波诊断装置连接有探头10、外部输入设备13、显示部16。
发送控制部20具备生成交接给构成探头10的各振子的发送信号的发送波束形成器21、以及根据探头10的各振子的输出生成检查对象100内的规定的点的接收信号的接收波束形成器22。另外，控制部30具备计测部31、滤波生成部32、主分量提取部33、速度计算部34、以及图像生成部35。
探头10按规则排列有成为音源的振子(元件)。对于各个元件，发送波束形成器21输出各延迟了规定的延迟时间的发送信号。振子根据该发送信号进行振动，从而形成所希望的超声波的波束。被发送的超声波波束在检查对象内部反射等，返回振子10。振子10将返回来的超声波信号化，发送到接收波束形成器22。接收波束形成器22通过对于接收扫描线上的多个点将振子的输出信号整相相加，来生成接收信号(RF(Radio Frequency：无线电频率)信号)。
计测部31使用RF信号按时间序列计测检查对象100的内部的组织的位移。
滤波生成部32基于从收发信号控制部20发送到控制部30的信号、收发控制部20所使用的参数、从外部输入设备13输入的信息，生成主分量提取部33中使用的滤波。滤波生成部32具备有用于使剪切波的主分量提取的精度提高的波谱旋转部37。
主分量提取部通过对剪切波数据应用滤波来提取剪切波的主分量402。
速度计算部34根据通过主分量提取部33得到的剪切波的主分量计算剪切波的速度。
图像生成部35作成通过速度计算部34得到的剪切波的速度、将剪切波的速度转换为弹性率的图像数据，并发送到显示部16。
控制部30的计测部31、滤波生成部32、主分量提取部33、速度计算部34、图像生成部35既能够通过软件实现，也能够通过硬件实现其一部分或者全部。在通过软件实现的情况下，由CPU(Central Processing Unit：中央处理单元)、GPU(Graphics ProcessingUnit：图形处理器)等处理器构成控制部30，通过读取预先储存于控制部30的程序并执行，来实现计测部31、滤波生成部32、主分量提取部33、速度计算部34、图像生成部35的功能。另外，在通过硬件实现的情况下，使用ASIC(Application Specific Integrated Circuit：专用集成电路)这样的定制IC、FPGA(Field-Programmable Gate Array：现场可编程门阵列)这样的可编程IC，进行电路设计，以至少实现计测部31、滤波生成部32、主分量提取部33、速度计算部34、图像生成部35的动作即可。
＜超声波诊断装置的各部的动作＞
以下，使用图2～图5对上述的各部的动作进行具体说明。这里，以通过软件实现控制部30的情况为例进行说明。图2是表示装置整体的动作的流程图。图3是示意性地表示从探头10发送并被接收的超声波的位置和发送方向的说明图。图4(a)在x-z面上表示基于剪切波的组织的位移分布和传播方向，图4(b)表示按时间序列获取基于剪切波的组织的位移分布，图4(c)是在检查对象的某深度Zi中的x-t面上表示图4(b)的基于剪切波的组织的位移分布的图。图5(a)表示图4(c)的x-t面的位移分布的强度较大的方向与t方向所成的角，图5(b)表示对x-t面的位移分布进行了二维傅立叶变换后的空间频率-时间频率(k-f)面上的位移分布(功率谱)，图5(c)表示在(k-f)面的功率谱中提取特定的范围的位移数据的滤波的例子。
((步骤201))
首先，在步骤201中，控制部30指示收发控制部20，使能够在检查对象100内产生剪切波的强度的第一超声波301从探头10发送。在第一超声波301所照射的检查对象100中，在第一超声波301的焦点附近产生声学放射压而局部施加有压力，所以以焦点为中心产生剪切波，并放射状地传播。由此，能够使剪切波向在检查对象100内设定的ROI内传播。
具体而言，控制部30对收发控制部20指示图3所示的检查对象100内的ROI(Regionof Interest：感兴趣区域)300的位置。收发控制部20使发送波束形成器21生成发送信号。所生成的发送信号分别输出到构成探头10的振子。由此，具有规定的声学强度且聚焦到规定的深度的焦点的第一超声波被从探头10发送到ROI300或其附近的规定的位置。在对象物100内的第一超声波301的焦点附近施加有声学放射压，若停止第一超声波301的发送则压力负荷被排除而复原力起作用，所以在对象部100产生剪切波。剪切波以第一超声波301所照射的位置为基点放射状地传播。在图2中，以从第一超声波301的焦点向右方向传播的剪切波304穿过ROI300的方式发送第一超声波301。
若假设检查对象100同质且无限扩展，则通过放射压产生的剪切波如图3所示沿与放射压施加的方向(深度方向)401垂直的方向在检查对象100内传播。但是，实际的剪切波因生物体内的不同质的组织构造、音波传播的物理性质而产生折射、反射、衍射等，所以如图4(a)所示那样向各种方向传播。作为结果，剪切波除了主分量以外还具有折射·反射·衍射波402等分量，这些分量重合，具有各种频率分量和速度分量。因此，在本实施方式中，在后述的步骤210、211中，滤波生成部32生成用于从剪切波的各种分量提取作为真正的计测对象的主分量403的滤波。主分量提取部33根据滤波处理后的剪切波数据计算主分量403的速度。步骤210、211的动作以后详细说明。
((步骤202))
接下来，在步骤202中，控制部30指示收发控制部20，如图3那样，从探头10向ROI300发送剪切波速度计测用的第二超声波302，接收其反射波等。第二超声波302沿ROI300内的剪切波传播的方向(例如X方向)例如朝向等间隔地设定的计测点305依次发送。具体而言，收发控制部20使发送波束形成器21生成发送信号，发送信号被输出到探头10的各振子。由此，从探头10向多个计测点304以规定的时机依次发送第二超声波302。
第二超声波302在计测点305处被反射等，返回探头10，被探头10的振子分别接收。收发控制部20设定分别通过第二超声波302的多个计测点305并沿深度方向(z方向)延伸的多个接收扫描线。接收波束形成器22通过对各振子的接收信号进行整相相加等接收波束成形处理，来得到使焦点分别对准接收扫描线上设定的多个深度z的点(接收焦点)的整相后接收信号。由此，生成沿接收扫描线方向连结整相后接收信号而得到的RF信号。
收发信号控制部20以规定的时间间隔反复进行第二超声波302的发送和反射波等的接收，对于多个接收扫描线分别生成按时间经过的RF信号。
((步骤203))
在步骤203中，控制部30的计测部31基于RF信号对接收扫描线上的z方向(深度方向)的多个接收焦点的每一个计测位移(剪切波的振幅)。具体而言，对于同一接收扫描线，通过按时间序列得到的RF信号彼此的相互相关运算，对于包括多个计测点305的各接收焦点求出组织位移。由此，计测部31能够按时间序列得到z-x面上的剪切波的位移(振幅)的分布(参照图4(b))。
((步骤204))
在步骤204中，计测部31根据图4(b)那样的z-x面上的剪切波的位移(振幅)的分布的时间序列的信息如图4(C)那样获取某深度Zi中的位移的时间变化(x-t面的位移分布)。
((步骤205))
在步骤205中，滤波生成部32除去图4(c)的x-t面的位移分布中所包含的容易分离的噪声。由于例如由患者的身体运动、术者的手抖引起的噪声与超声波的信号相比非常低频，所以滤波生成部32能够通过公知的噪声除去方法容易地除去。另外，如机器的系统噪声这样的恒定并且周期性地在x-t面的位移分布出现的噪声32能够容易地通过公知的噪声除去方法除去。
((步骤206))
在步骤206中，如图5(a)、(b)所示，生成部32通过对x-t面的位移分布进行二维傅立叶变换而转换为以空间频率k和时间频率f为两个轴的平面(k-f面)上的位移分布(以下，称为功率谱)。
如图5(a)所示，在x-t面的位移分布中，区间△x中的剪切波速度Vs由功率谱的位移较大的轴向51与时间t轴所成的角度θ表示。若用公式来表示，则如式(1)所示。
【式1】
Figure BDA0002373627940000091
对于此，在频率空间k-f面的功率谱中，如图5(b)所示，速度Vs由位移(振幅)较大的轴向(主分量403的方向)51与空间频率k轴所成的角度θ表示。若用公式来表示，则如式(2)所示。
【式2】
Figure BDA0002373627940000092
根据式(1)、(2)清楚的是，x-t面的位移分布以及k-f面的功率谱中的剪切波速度能够使用共用的角度θ来表示。
((步骤207～213))
滤波生成部32在步骤207～210中，生成如图5(c)所示提取位于k-f面的功率谱的位移较大的轴向(主分量403的方向)51的周围的规定的角度范围的成分的滤波502。主分量提取部33在步骤211中通过将滤波502应用于k-f面的功率谱，来提取主分量403和其周围的分量，并除去其以外的分量。
(基于滤波502的主分量的提取精度的说明)
这里，对滤波生成部32生成的滤波502的主分量403的提取的精度进行说明。
根据上述的式(2)可知，在k-f面的功率谱中，空间频率k轴与位移较大的轴向(主分量403的方向)51所成的角度θ与速度Vs不为线性关系。具体而言，速度Vs越大(角度θ越大)，角度θ的变化越小。因此，若在k-f面上示出等速度线601，则如图6(a)、(d)那样，在主分量方向51与空间频率k轴所成的角θ较小的低速域中，等速度线601稀疏，但在主分量方向51与空间频率k轴所成的角θ较大的(接近90度)的高速域中，等速度线601变密。此外，图6(a)示出图5(b)的频率空间k-f中的功率谱的仅第一象限的等速度线601，图6(d)示出4个象限的等速度线601。
该速度分布的梯度
Figure BDA0002373627940000103
由式(3)表示，能够例如图6(b)那样图示。另外，速度分布的梯度的绝对值能够如式(4)那样表示，如图6(c)那样图示。
【式3】
Figure BDA0002373627940000101
【式4】
Figure BDA0002373627940000102
如上述那样，如图5(c)所示，滤波生成部32通过滤波提取对应于主分量方向51的周围的特定的角度分量，能够提取主分量403和其周围的分量。此时，如图6(a)、(d)所示，距空间频率k轴的角度(即速度)越大，频率空间k-f面上的等速度线601越密。另一方面，频率空间k-f面上的功率谱(位移分布)是离散信号，频率空间k-f面被分割为一样的尺寸的网格(像素)，对每个网格分配位移的值。因此，根据网格的位置，一个网格的速度分辨率不同。使用图6(e)对此进行具体说明。
图6(e)示出构成k-f面的网格中位于接近空间频率k轴的位置的网格604、和位于接近时间频率f轴的位置的网格605。网格604和网格605的尺寸相同。此外，在图6(e)中，为了容易明白，网格604、605的尺寸表示得比实际大。网格604位于速度梯度小的区域，相对于此，网格605位于速度梯度大的区域，所以网格605的速度分辨率比网格604的速度分辨率低。即，在生成了提取网格604的滤波的情况下，速度分辨率较高，能够提取所希望的速度，但在生成了选择网格605的滤波的情况下，由于位于速度梯度较大的部分，所以提取出较广的范围的速度，速度分辨率降低。
因此，在本实施方式中，如图1所示，滤波生成部32具备波谱旋转部37，波谱旋转部37使k-f面上的功率谱相对于k-f面的原点旋转。由此，波谱旋转部37通过使功率谱(波谱数据)旋转，来使想提取的规定的区域的波谱数据(主分量方向51的数据)移动到频率空间k-f面上的速度分辨率高的区域。具体而言，使功率谱的主分量方向51移动到与空间频率k轴所成的角θ较小且速度分辨率较高的低速度区域。
(步骤207～209〉
具体而言，在步骤207～209中，波谱旋转部37使将图7(a)的x-t面的位移分布进行了二维傅立叶变换后的k-f面上的功率谱(图7(b))501以k-f面的原点为中心逆时针旋转角度α。由此，能够使在k-f面的速度分辨率较低的区域(速度较大的区域)存在的主分量方向51的位移数据如图7(c)那样移动到速度分辨率较高的区域(速度较小的区域)。将在后面描述步骤207～209的各步骤的详细。
(步骤210)
滤波生成部32在步骤210中，生成如图8(a)所示那样提取以旋转移动后的功率谱701的主分量方向51为中心的规定角度范围的滤波。
(步骤211)
主分量提取部33使用滤波生成部32生成的滤波502，进行k-f面的功率谱的滤波处理，提取主分量403以及其周边的分量的位移数据。
(步骤212～213)
速度计算部34根据在步骤211中提取出的主分量403以及其周边的分量的位移数据来计算速度。此时，考虑主分量403的轴向在步骤208中以角度α旋转，除去相当于角度α的旋转角的速度，计算主分量403的位移数据的速度。由此，能够以较高的分辨率进行速度提取，所以能够使剪切波的计测精度提高。
((步骤214))
控制部30反复进行步骤204～213的处理，直至对于全部的深度Z计算出速度(步骤214)。
(步骤207～209的详细)
对上述的步骤207～209的详细处理进行说明。
(步骤207的详细)
在步骤207中，波谱旋转部37求出图7(b)那样的功率谱501中的主分量的方向51，并求出所求出的主分量的方向与k轴的角度θmain。
使用图9的处理流程(步骤801～804)和图10的说明图对步骤207的处理的具体例进行说明。
首先，在图9的步骤801中，如图10(a)所示，波谱旋转部37在与k-f面的k轴所成的角度θ从0到π/2的范围(第一象限)中，设定半径ri的圆弧ci，搜索圆弧ci上的位移数据中峰值(最大值)901的位移数据。
接下来，在图9的步骤802中，波谱旋转部37计算连结通过步骤801求出的峰值901的位移数据的位置和原点的线段与k轴所成的角度θi。
波谱旋转部37反复进行上述步骤801以及802直至搜索半径ri成为预先决定的最大值rmax(步骤803)。最大值rmax既可以在每次测定时自动地决定k-f空间的对角线的一半的长度等，也可以预先对值进行规定，并将规定的值存储到存储器，在测定时调出使用。
在图9的步骤803中，若搜索半径达到最大值rmax，则波谱旋转部37进入步骤804，计算成为通过步骤802计算出的角度θi组的中央值或者平均值等的代表的值，并将该值作为主分量403的角度θmain。图10(b)示出搜索出的多个峰值901的位置与主分量403的角度θmain的位置关系。
另外，作为其它的方法，也能够通过例如图11那样的处理流程(步骤1001～1003)，求出主分量403的角度。图12是与图11的流程对应的说明图。
在该方法中，首先，在步骤1001中，对图12(a)的x-t面的位移分布进行Radon变换。由此，对x-t面的每个角度θ，在θ-s面上计算出将位于该角度θ上的位移数据投影(累计)到投影面s的累计值。在θ-s面上，将累计值最大的角度作为主分量403的角度θmain。
(步骤208、209的详细)
接下来，对步骤208进行说明。在步骤208中，波谱旋转部37求出图7(c)所示的功率谱的旋转角α。旋转角α例如通过图13所示那样的处理流程计算。图14是与图13的处理流程对应的说明图。
首先，在图13的步骤1201～1203中，波谱旋转部37计算图6(a)～(c)所示那样的k-f面的功率谱的速度分布(步骤1201)，计算k-f面的功率谱内的速度梯度
Figure BDA0002373627940000132
(步骤1202)，并计算其绝对值/>
Figure BDA0002373627940000133
(步骤1203)。
接下来，波谱旋转部37在步骤1204中，使用旋转矩阵R(αtmp)，通过式(5)的运算使旋转前的k-f面的功率谱G(k，f)旋转角度αtmp后，如式(6)那样乘以速度梯度的绝对值
Figure BDA0002373627940000134
来计算成本函数Ψgrad(步骤1205)。
【式5】
G(k，f)·R(αtmp)…(5)
【式6】
Figure BDA0002373627940000131
若在速度梯度的绝对值较小的部分存在更大的功率(位移数据)，则能够更高分辨率地提取速度，所以在图13的步骤1206中，波谱旋转部37在0＜角度αtmp＜π/2的范围中搜索成本函数Ψgrad最小的角度αtmp。将求出的角度αtmp决定为在步骤208中使用的旋转角α。
另外，波谱旋转部37也可以通过图15的流程所示的其它的方法决定旋转角α。首先。在图15的步骤1401～1403中，波谱旋转部37与步骤1201～1203相同地计算k-f面的功率谱内的速度梯度的绝对值
Figure BDA0002373627940000135
的分布(图16(a))。
接下来，在步骤1404中，波谱旋转部37对于计算出的速度梯度的绝对值
Figure BDA0002373627940000136
通过预先决定的阈值T实施阈值处理，将速度梯度的绝对值/>
Figure BDA0002373627940000137
为阈值以下的范围设定为允许范围(图16(b))。由此，波谱旋转部37生成将允许范围的区域内的网格的值作为1的表格P(k，f)(图17(a))。
此外，上述的阈值T既可以每次测定自动地决定，也可以调出预先存储于存储器的值。作为阈值的自动决定方法，有例如相对于速度梯度的绝对值的最大值将一定的比例作为阈值的方法。
接下来，步骤1405、1406与式(5)相同地，使用旋转矩阵R(αtmp)，通过式(5)的运算使旋转前的k-f面的功率谱G(k，f)旋转角度αtmp后，如式(7)那样乘以表格P(k，f)，来计算成本函数Ψgrad。
【式7】
Ψth＝G(k，f)·R(αtmp)·P(k，f)…(17)
若在允许范围内存在更大的功率(位移数据)，则能够以更高分辨率提取速度，所以在图15的步骤1407、1408中，波谱旋转部37在0＜角度αtmp＜π/2的范围内搜索成本函数Ψgrad最大的角度αtmp。将求出的角度αtmp决定为在步骤209使用的旋转角α。
波谱旋转部37在步骤209中使功率谱旋转通过步骤208求出的旋转角α。
＜步骤210的详细＞
对步骤210的详细进行说明。在步骤210中，滤波生成部32进行速度分离滤波502的生成。图8是示出速度分离滤波的作成方法的图。图8(a)示出速度分离滤波的提取角度范围的决定方法，图8(b)示出速度分离滤波的提取半径的决定方法，图8(c)示出被作成的滤波。在图8(a)中，θo是使主分量的速度θmain旋转α后的角度。以该角度θo为中心决定与所提取的速度范围对应的角度范围亦即θsup以及θinf。θsup以及θinf的相对于θo的角度之差(角度宽度)既可以每次测定自动地决定，也可以调出预先存储于存储器的值来使用。接下来，滤波生成部32如图8(b)那样决定提取的半径范围。该处理相当于对x-t面的位移分布整体实施带通滤波，所以对k-f面的功率谱上存在具有明确的取决于频率的特性，并且仅通过指定提取角度范围无法除去的不要成分的情况有效。由此，如图8(c)那样，生成考虑图8(a)、(b)两方条件的滤波。
在步骤210中滤波生成部32作成滤波后，在步骤211中，主分量提取部33进行k-f面的功率谱的位移数据的滤波处理(参照图18(a))，提取主分量403以及其周边的分量(图18(b))。
通过步骤212，速度计算部34利用逆傅立叶变换处理将k-f面的功率谱转换到x-t的位移分布(参照图18(c))。
若将步骤211、212的处理正规化，则将滤波处理前的x-t面的位移分布设为gbefore(x，t)，将对其通过二维傅立叶变换转换为k-f面的功率谱后的位移分布设为G(k，f)，将旋转矩阵设为R(α)，将滤波设为H(k，f)，将滤波处理后的x-t面的位移分布设为gafter(x，t)，则gbefore(x，t)和gafter(x，t)处于式(8)、(9)的关系。
【式8】
Figure BDA0002373627940000151
【式9】
Figure BDA0002373627940000152
此外，F以及F-1分别表示傅立叶变换和逆傅立叶变换。
＜步骤213的详细＞
对步骤213的详细进行说明。在步骤213中，速度计算部34进行速度计算。图19是表示进行速度计算的处理流程的图，图20是其说明图。
首先，在图19的步骤1901中，速度计算部34在x-t的位移分布中对于x轴设定计测范围2001。
在步骤1902中，速度计算部34在设定的计测范围内的各x的点中，求出x-t的位移分布的位移表示峰值的时间t(峰值时间2002)(参照图20(a))。
接下来，在步骤1903中，速度计算部34对于在计测范围2001中计算出的多个峰值时间2002如图20(b)那样进行拟合。拟合的方法例如有基于最小平方法的线性回归、基于M推断的加权线性回归。通过求出进行线性回归时的直线的倾斜，速度计算部34能够求出速度。
此时，通过从倾斜减去与步骤209中旋转的角度α相当的角度，能够求出旋转前的速度。
通过使计测范围对于所有x移动并进行步骤1901到1904，能够求出各计测范围速度。
(步骤214)
在步骤214中，对于所有z进行步骤204到步骤213的处理。由此，能够作成x-z平面的剪切波速度的图。该剪切波速度的图既可以保持原样显示于显示部16，也可以根据式(10)的关系(E为弹性率，ρ为媒质的密度)转换为弹性率后显示于显示部16。此外，在实施方式3中对于显示方式详细地描述。
【式10】
E＝3ρVs 2…(10)
如上所述，根据本实施方式1，使k-f面的功率谱的主分量的方向旋转角度α后生成滤波，所以能够生成速度分辨率高的滤波。因此，通过滤波处理，能够高精度地提取主分量，所以能得到提高主分量的速度的计算(计测)精度这样的效果。
《实施方式2》
在上述的实施方式1中，如图2的流程所示那样，按每个深度Zi作成滤波，求出旋转角度α。该方法能够进行适应且正确的处理，但计算量大，处理需要时间。
因此，在实施方式2中，利用剪切波速度的范围根据对象脏器在一定程度上已知的情况，根据该速度范围预先计算滤波、旋转角度α并储存于存储器，如图21所示那样，在步骤2103中，主分量提取部33读出滤波、旋转角度并使用。此时，成为在所有深度Zi中，应用相同的形状的滤波和相同的旋转角度α的构成。由此，在实施方式2中，能够实现高速的处理。图21的步骤2103以外的步骤2101～2112与图2的各步骤相同，所以省略说明。
图22是表示到滤波生成部32预先计算滤波和旋转角度α，并存储于存储器为止的处理的流程。
首先，在图22的步骤2201中，滤波生成部32根据对象脏器、疾病等指定剪切波的速度范围(最高速度VH以及最低速度VL)。这既可以由用户指定，也可以根据所连接的探头10的种类、RF信号自动地辨别。
接下来，在图22的步骤2202中，滤波生成部32例如通过式(11)计算k-f面的功率谱上的中心角度θcenter。
【式11】
Figure BDA0002373627940000171
接下来，在步骤2203中，滤波生成部32设定滤波的旋转角度θR。此外，θR在-π/2到+π/2的范围中变化。接下来，在步骤2204中，使用预先决定的滤波的速度范围所对应的角度αL、αH，如图23那样，滤波生成部32作成滤波。
在步骤2205中，滤波生成部32通过式(12)计算成本函数Ψfilter(参照图24)。
【式12】
Ψfilter＝H(k，f)·Q(k，f)…(12)
这里，H(k，f)表示作成的滤波，Q(k，f)表示例如图14(a)所示的速度梯度的绝对值分布。
在使用速度梯度的绝对值分布作为Q(k，f)的情况下，滤波生成部32在步骤2207中，将成本函数Ψfilter最小的角度θR设定为旋转后的中心角度θo。接下来，在步骤2208中，通过式(13)设定旋转角度α。
【式13】
α＝θR-θO…(13)
接下来，在步骤2209中，作成使用式(12)的成本函数决定的中心角度θo的滤波。
在步骤2210中，将这些滤波和旋转角度存储到存储器。
这样，在实施方式2中，预先计算滤波、旋转角度α并储存到存储器，在步骤2103中，主分量提取部33读出滤波、旋转角度α并使用，所以能够减少速度计测中的计算量，能够以较少的计算量迅速并且高精度地计算主分量的速度。
《实施方式3》
在实施方式1、实施方式2中，图25以及图26示出图1的显示部16中的显示例。
在图25中，在装置的显示部显示B模式图像和弹性图2501。弹性图显示于用户指定的ROI2502中。另外，计测出的弹性率也可以作为数值显示于显示部的一部分。
另外，在图25的显示例中，示出了处理前的剪切波的波面的梯度分布2503、和通过实施方式1或者实施方式2的处理方法处理后的剪切波的主分量的波面的梯度分布2504。用户能够通过比较处理前和处理后的波面的梯度分布，来确认通过实施方式1或者2的处理得到的效果。
图26与图25相同地显示B模式图像和弹性图2501。另外，在图26中，显示有ROI2502中的速度的直方图。通过比较通过实施方式1或者实施方式2的处理方法处理前后的直方图，能够确认通过处理得到的效果。
在图27中，在装置的显示部显示用户输入速度范围的输入画面区域2701-2703。
在画面区域2701显示有选择是否应用滤波的按钮。若使该按钮为ON则进行应用了滤波的剪切波速度的计测。
另外，在画面区域2702显示有受理滤波中的最高、最低速度的手动指定的画面。若用户在该部分输入最高、最低速度，则进行与此对应的滤波处理。
为了自动指定通过滤波提取的最高、最低速度，画面区域2703显示有受理脏器、疾病的选择的画面。在该区域显示有脏器、疾病名称，用户能够选择想诊断的脏器、疾病。
预先决定可选择的适合脏器、疾病的速度范围，如图28所示那样，以表格形式等保持于装置内的存储器。滤波生成部32根据用户选择的脏器、疾病，从表格等调出速度范围，生成与此对应的滤波，并通过该滤波进行滤波处理。
附图标记说明
10：探头；13：外部输入设备；16：显示部；20：收发控制部；21：发送波束形成器；22：接收波束形成器；30：控制部；31：计测部；32：滤波生成部；33：主分量提取部；34：速度计算部；35：图像生成部；100：检查对象；300：ROI；301：第一超声波；302：第二超声波；303：剪切波；304：计测点；401：放射压的方向；402：反射·折射·衍射波；403：主分量；404:ROI；501：k-f面的功率谱；502：滤波；601：等速度线；602：梯度向量；604、605：网格；701：k-f面的旋转后的功率谱；901：位移的峰值；1101：投影能量分布；1102：搜索范围；2001：计测范围；2002：峰值时间；2003：线性回归直线；2501：B像+弹性图或者剪切波速度图；2502：ROI；2503：处理前的剪切波的波面的梯度分布；2504：处理后的剪切波的波面的梯度分布；2505：计测数值；2601：剪切波速度的直方图。

Claims (13)

1.一种超声波诊断装置，其特征在于，具有：
计测部，其根据通过对于检查对象发送超声波并接收反射波而得到的接收信号计算基于在上述检查对象产生的剪切波的组织的位移的时间变化数据；
提取部，其将上述位移的时间变化数据转换为表示以空间频率和时间频率为两个轴的频率空间的位移分布的波谱数据，并通过对上述频率空间的波谱数据实施滤波来提取规定的区域的波谱数据；以及
速度计算部，其基于上述提取部提取出的规定的区域的波谱数据计算上述剪切波的速度，
上述提取部具备在上述频率空间中使上述波谱数据旋转规定的角度的波谱旋转部，通过对于旋转后的波谱数据实施滤波来提取上述规定的区域的波谱数据。
2.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述提取部提取出的上述规定的区域的波谱数据是上述剪切波的主分量的数据。
3.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述波谱旋转部通过使上述波谱数据旋转，来使上述提取部提取的上述规定的区域的波谱数据移动到上述频率空间上的速度分辨率高的区域。
4.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述波谱旋转部以频率空间的中心为旋转中心使上述波谱数据向使上述波谱数据的位移的峰值的数据接近空间频率轴的方向旋转。
5.根据权利要求4所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述波谱旋转部计算上述波谱数据的位移的峰值的数据的位置，决定使上述波谱数据旋转的角度。
6.根据权利要求4所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述超声波诊断装置还具有储存预先求出的旋转角的存储器，
上述波谱旋转部从上述存储器读出上述旋转角，使上述波谱数据旋转上述旋转角。
7.根据权利要求6所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述超声波诊断装置还具有输入部，该输入部从用户受理作为检查对象的脏器以及疾病名称的至少一方的选择，
在上述存储器对于上述检查对象的多个脏器以及多个疾病的至少一方分别储存有旋转角，
上述波谱旋转部从上述存储器读出在上述输入部中选择出的脏器以及/或者疾病所对应的上述旋转角，使上述波谱数据旋转上述旋转角。
8.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述超声波诊断装置还具有收发部，该收发部使超声波从探头发送到上述检查对象，并接受探头接收到的反射波的接收信号，
上述收发部通过向上述检查对象发送超声波来使上述剪切波产生。
9.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述提取部使用在上述频率空间中以上述位移表示峰值的方向为中心在规定的角度范围提取上述波谱数据的滤波。
10.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述波谱旋转部在上述频率空间上计算上述剪切波的速度梯度。
11.根据权利要求10所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述波谱旋转部根据上述剪切波的速度梯度决定上述旋转的角度。
12.一种信号处理装置，其特征在于，具有：
提取部，其通过将根据对于剪切波传播的检查对象发送超声波并接收反射波后的接收信号得到的位移的时间变化数据转换为表示以空间频率和时间频率为两个轴的频率空间的位移分布的波谱数据，并对上述频率空间的波谱数据实施滤波来提取规定的区域的波谱数据；以及
速度计算部，其基于上述提取部提取出的规定的区域的波谱数据计算上述剪切波的速度，
上述提取部具备在上述频率空间中使上述波谱数据旋转规定的角度的波谱旋转部，通过对于旋转后的波谱数据实施滤波来提取上述规定的区域的波谱数据。
13.一种存储介质，其存储有程序，其特征在于，
上述程序使计算机作为提取单元和速度计算单元发挥作用，
上述提取单元通过将剪切波传播的检查对象的组织的位移的时间变化数据转换为表示以空间频率和时间频率为两个轴的频率空间的位移分布的波谱数据，并对上述频率空间的波谱数据实施滤波来提取规定的区域的波谱数据，
上述速度计算单元基于上述提取单元提取出的规定的区域的波谱数据计算上述剪切波的速度，
上述提取单元通过在上述频率空间中使上述波谱数据旋转规定的角度，并对于旋转后的波谱数据实施滤波来提取上述规定的区域的波谱数据。
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