JP2008505669A - エラストグラフィーの実施方法 - Google Patents
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Abstract
【課題】本発明は、エラストグラフィーの実施方法を提供するものである。
【解決手段】このため、第1コード信号を生体組織側に発信して、第1コード信号の応答としての第1エコー信号を記録する。次に、生体組織に対して歪みを与える(例えば圧迫や拡張)。それから、第2コード信号を生体組織側に発信する。この第2信号は、発信された第1信号の時間領域における圧縮(あるいは伸長)バージョンである。第2信号の反応としての第2エコー信号を記録する。第2発信信号に与えられた圧縮ファクタまたは伸長ファクタに適合するファクタによって、第2エコー信号を時間領域において伸長処理する。最後に、生体組織のエラストグラフ画像を提供するために第1エコー信号と処理済みの第2エコー信号との交差相関処理を行う。本発明は、生体組織に歪みを与える前と与えている時に異なった発信信号を使用し、エラストグラフィー画質を良好に改善できる。
【選択図】図2
【解決手段】このため、第1コード信号を生体組織側に発信して、第1コード信号の応答としての第1エコー信号を記録する。次に、生体組織に対して歪みを与える(例えば圧迫や拡張)。それから、第2コード信号を生体組織側に発信する。この第2信号は、発信された第1信号の時間領域における圧縮(あるいは伸長)バージョンである。第2信号の反応としての第2エコー信号を記録する。第2発信信号に与えられた圧縮ファクタまたは伸長ファクタに適合するファクタによって、第2エコー信号を時間領域において伸長処理する。最後に、生体組織のエラストグラフ画像を提供するために第1エコー信号と処理済みの第2エコー信号との交差相関処理を行う。本発明は、生体組織に歪みを与える前と与えている時に異なった発信信号を使用し、エラストグラフィー画質を良好に改善できる。
【選択図】図2
Description
この発明はエラストグラフィーの実施方法に係り、特に被検体のエラストグラフ画像処理の方法に関するものである。
超音波エラストグラフィーは、弾性生体組織の歪み分布を計測して画像化するシステムである。
このシステムは、通常、被検体の外部圧迫を基礎にしており、加圧前および加圧後に音波パルスを発生させるとともに被検体からエコーシーケンスを受信する一つ以上のトランスデューサを使用する(このトランスデューサは、それ自体がコンプレッサとして機能するかコンプレッサとともに用いる)。
それから、この一組の加圧前および加圧後のエコーシーケンスは、音波パルスの経路に沿って歪みを判定して好ましくは歪みプロファイルを出力するよう交差相関処理(cross−correlation)または適合化が行われる。
この歪みプロファイルは、加圧装置で圧迫した応力を計測しこの応力および歪みプロファイルに基づく弾性係数を計算することによって、圧縮率プロファイルに変換される。
このシステムは、通常、被検体の外部圧迫を基礎にしており、加圧前および加圧後に音波パルスを発生させるとともに被検体からエコーシーケンスを受信する一つ以上のトランスデューサを使用する(このトランスデューサは、それ自体がコンプレッサとして機能するかコンプレッサとともに用いる)。
それから、この一組の加圧前および加圧後のエコーシーケンスは、音波パルスの経路に沿って歪みを判定して好ましくは歪みプロファイルを出力するよう交差相関処理(cross−correlation)または適合化が行われる。
この歪みプロファイルは、加圧装置で圧迫した応力を計測しこの応力および歪みプロファイルに基づく弾性係数を計算することによって、圧縮率プロファイルに変換される。
エラストグラフィーは、生体組織の弾性を判定して異常塊を検知すべく、加圧時に生体組織が受ける内部変形を評価するための医療用画像手段となっている。
この手段は、例えばガンの選別に使用することができる。
この手段は、例えばガンの選別に使用することができる。
エラストグラフィーの方法および装置は、以下の特許文献1に開示されている。
米国特許第5,474,070号公報
ここでエラストグラフ画像やエラストグラムとは、空間ベースにおける歪み分布を指す。
空間ベースとは、深さに対して横方向にスキャンすることであると定義し得る。
深さは、信号伝達の時間、すなわちパルス発信からエコー受信までの時間により決定される。
横方向のスキャンにより、分析対象である生体組織の表面部分が示される。
これにより、所定生体組織表面の画像が与えられる。
空間ベースとは、深さに対して横方向にスキャンすることであると定義し得る。
深さは、信号伝達の時間、すなわちパルス発信からエコー受信までの時間により決定される。
横方向のスキャンにより、分析対象である生体組織の表面部分が示される。
これにより、所定生体組織表面の画像が与えられる。
エラストグラフィーの画質は、エラストグラフ信号対ノイズの比率(SNRe)や距離分解能(Ra)によって評価される。
SNReは、均等な歪み領域における測定歪みの標準偏差比に対する平均値と定義される。
Raは、二つの対象物の解像識別可能な最小距離と定義される。
SNReは、均等な歪み領域における測定歪みの標準偏差比に対する平均値と定義される。
Raは、二つの対象物の解像識別可能な最小距離と定義される。
変位を正確に評価(ひいては歪みを正確に評価)するためには、加圧前信号と加圧後信号との間に、高い交差相関値が要求されることが示された。
エラストグラフィーにおいては、二つの要因、すなわち、歪みが増加することと、ソノグラフ信号とノイズとの比率が減少することにより相関性が劣化する。
歪みの増加に伴って相関性が劣化するため、1〜2%を越える歪みのエラストグラフが得られないという上限界が存する。
時間遅延評価前における加圧後後方散乱信号を伸長することが提案されてきたが、この方法は、相関性劣化を部分的に克服するのみである。
加圧後信号の伸長に関しては、刊行物(”Noise reduction in elastograms using temporal stretching with multicompression averaging”, by T. Varghese, J.Ophir and I.Cespedes, Ultrasound in Med & Biol, Vol.22, No.8, pp 1043−1052,1996、および”An adaptative strain estimator for elastography”, by SK.Alam, J.Ophir, E.Konofagou, IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control, Vol.45, No.2, pp 461−472, 1998)や特許(米国特許第6,514,204号、第6,277,074号)を参照できる。
歪みの増加に伴って相関性が劣化するため、1〜2%を越える歪みのエラストグラフが得られないという上限界が存する。
時間遅延評価前における加圧後後方散乱信号を伸長することが提案されてきたが、この方法は、相関性劣化を部分的に克服するのみである。
加圧後信号の伸長に関しては、刊行物(”Noise reduction in elastograms using temporal stretching with multicompression averaging”, by T. Varghese, J.Ophir and I.Cespedes, Ultrasound in Med & Biol, Vol.22, No.8, pp 1043−1052,1996、および”An adaptative strain estimator for elastography”, by SK.Alam, J.Ophir, E.Konofagou, IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control, Vol.45, No.2, pp 461−472, 1998)や特許(米国特許第6,514,204号、第6,277,074号)を参照できる。
文献(”Deformation models and correlation analysis in elastography” by Bilgen M and Insana MF, J.Acoust.Soc.Am.99 (5), 3212−3224(1996))において、BilgenおよびInsanaは、相関性を改良するために、ガウスパルスの場合に、加圧後エコー信号の伸長に加え、加圧後の点広がり関数(PSF、point spread function)を形づける方法を示した。
超音波システムのPSFは、単一点散乱体の画像である。
PSFは、トランスデューサの電気−機械性質や、トランスデューサに与えられる励磁電圧に左右される。
また、対象媒体の音響性質、例えば周波数に応じた減衰により影響を受けることがある。
超音波信号の伝搬軸に沿ったPSFの寸法は、対象点から受信したエコー信号の持続時間によって求められるのであって、多くの場合、前記エコー信号の半値全幅(FHWM)で測定される。
超音波システムのPSFは、単一点散乱体の画像である。
PSFは、トランスデューサの電気−機械性質や、トランスデューサに与えられる励磁電圧に左右される。
また、対象媒体の音響性質、例えば周波数に応じた減衰により影響を受けることがある。
超音波信号の伝搬軸に沿ったPSFの寸法は、対象点から受信したエコー信号の持続時間によって求められるのであって、多くの場合、前記エコー信号の半値全幅(FHWM)で測定される。
SNRsは、所定空間位置における超音波信号パワーに対するノイズパワーの比率と定義される。
相関性を高めるには、SNRsを高くすることが必要となる。
これは、信号の振幅や持続時間を増大することでこれを達成できる。
生体組織においては、キャビテーション誘発破壊が起こるまで適用されるメカニカル指数(MI)により、最大信号振幅が制限される。
ほとんどの超音波スキャナはこのレベルで作動するので、パルス振幅をこれ以上増大させることはできない。
バースト用いてパルス持続時間を増加させるとSNRsが増加するが、超音波システムの距離分解能が低下する。
相関性を高めるには、SNRsを高くすることが必要となる。
これは、信号の振幅や持続時間を増大することでこれを達成できる。
生体組織においては、キャビテーション誘発破壊が起こるまで適用されるメカニカル指数(MI)により、最大信号振幅が制限される。
ほとんどの超音波スキャナはこのレベルで作動するので、パルス振幅をこれ以上増大させることはできない。
バースト用いてパルス持続時間を増加させるとSNRsが増加するが、超音波システムの距離分解能が低下する。
この画質の問題は、ソノグラフ画像において確認されている。
通常のソノグラフシステムは、距離分解能を改良するために短パルス波を用いるとともに、SNRsの信号処理を行うように選択している。
通常のソノグラフシステムは、距離分解能を改良するために短パルス波を用いるとともに、SNRsの信号処理を行うように選択している。
あるいは、従来のソノグラフやドッペラー撮像において、長コード化された励磁信号を発信すると、空間分解能を悪化させずにSNRsを増加できることが示されている。
この長コードの励磁信号に関しては、”Coded excitation for diagnostic ultrasound:A system developer’s perspective”, by RY.Chiao and X.Hao, Proceeding IEEE Ultrasonics Symposium 2003, Vol.1, pp 437−448の文献、および米国特許第6,213,947号を参照できる。
この長コードの励磁信号に関しては、”Coded excitation for diagnostic ultrasound:A system developer’s perspective”, by RY.Chiao and X.Hao, Proceeding IEEE Ultrasonics Symposium 2003, Vol.1, pp 437−448の文献、および米国特許第6,213,947号を参照できる。
この発明の目的は、歪みによる画像劣化を完全に克服するとともに、距離分解能を劣化させずにSNRsによる画像劣化を最小限にするエラストグラフィーの実施方法を提供するところにある。
そこで、この発明は、上述不都合を除去するために、
a)第1超音波信号p1(t)を生体組織側に発信するようトランスデューサに第1コード電圧波形u1(t)を印加するステップ(p1(t)=u1(t)*h(t)は、波形u1によって生成された点広がり関数(PSF)である)(式中、tは時間、記号*は畳み込み積、h(t)はトランスデューサのインパルス応答である)、
b)前記第1発信信号の反応としての第1エコー信号s1(t)を記録するステップ、
c)生体組織に対して歪みを与えるステップ、
d)歪みの下方に位置する生体組織側に第2超音波信号p2(t)を発信するよう前記トランスデューサに第2コード電圧波形u2(t)を印加するステップ(p2(t)=u2(t)*h(t)は、波形u2によって生成されたPSFであって、前記第2発信信号は、前記第1発信信号と以下の関係を有する:
p2(t)=p1(αt)
、(α=1/(1+ε)であって、εは生体組織に与えられる歪みの初期推定値である))、
e)前記第2発信信号の反応としての第2エコー信号s2(t)を記録するステップ、
f)以下の関係式により、前記第2エコー信号を処理するステップ、
s2”(t)=s2(t/α)、
g)前記生体組織のエラストグラフ画像を提供するため、前記第1エコー信号s1(t)と処理後第2エコー信号s”2(t)とを交差相関処理するステップからなることを特徴とする。
a)第1超音波信号p1(t)を生体組織側に発信するようトランスデューサに第1コード電圧波形u1(t)を印加するステップ(p1(t)=u1(t)*h(t)は、波形u1によって生成された点広がり関数(PSF)である)(式中、tは時間、記号*は畳み込み積、h(t)はトランスデューサのインパルス応答である)、
b)前記第1発信信号の反応としての第1エコー信号s1(t)を記録するステップ、
c)生体組織に対して歪みを与えるステップ、
d)歪みの下方に位置する生体組織側に第2超音波信号p2(t)を発信するよう前記トランスデューサに第2コード電圧波形u2(t)を印加するステップ(p2(t)=u2(t)*h(t)は、波形u2によって生成されたPSFであって、前記第2発信信号は、前記第1発信信号と以下の関係を有する:
p2(t)=p1(αt)
、(α=1/(1+ε)であって、εは生体組織に与えられる歪みの初期推定値である))、
e)前記第2発信信号の反応としての第2エコー信号s2(t)を記録するステップ、
f)以下の関係式により、前記第2エコー信号を処理するステップ、
s2”(t)=s2(t/α)、
g)前記生体組織のエラストグラフ画像を提供するため、前記第1エコー信号s1(t)と処理後第2エコー信号s”2(t)とを交差相関処理するステップからなることを特徴とする。
以上詳細に説明した如くこの本発明によれば、歪みによる画像劣化を完全に克服することができるとともに、距離分解能を劣化させずにSNRsによる画像劣化を最小限にするエラストグラフィーの実施方法を提供することができるものである。
上述の如く発明したことにより、特に、この発明は、
a)第1超音波信号p1(t)を生体組織側に発信するようトランスデューサに第1コード電圧波形u1(t)を印加するステップ(p1(t)=u1(t)*h(t)は、波形u1によって生成された点広がり関数(PSF)である)(式中、tは時間、記号*は畳み込み積(convolution product)、h(t)はトランスデューサのインパルス応答である)、
b)前記第1発信信号の反応としての第1エコー信号s1(t)を記録するステップ、
c)生体組織に対して歪みを与えるステップ、
d)歪みの下方に位置する生体組織側に第2超音波信号p2(t)を発信するよう前記トランスデューサに第2コード電圧波形u2(t)を印加するステップ(p2(t)=u2(t)*h(t)は、波形u2によって生成されたPSFであって、前記第2発信信号は、前記第1発信信号と以下の関係を有する:
p2(t)=p1(αt)
、(α=1/(1+ε)であって、εは生体組織に与えられる歪みの初期推定値である))、
e)前記第2発信信号の反応としての第2エコー信号s2(t)を記録するステップ、
f)関係式:
s2”(t)=s2(t/α)
により、前記第2エコー信号を処理するステップ、
g)前記生体組織のエラストグラフ画像を提供するため、前記第1エコー信号s1(t)と処理後第2エコー信号s”2(t)とを交差相関処理するステップからなるエラストグラフィーの実施方法に関するものである。
a)第1超音波信号p1(t)を生体組織側に発信するようトランスデューサに第1コード電圧波形u1(t)を印加するステップ(p1(t)=u1(t)*h(t)は、波形u1によって生成された点広がり関数(PSF)である)(式中、tは時間、記号*は畳み込み積(convolution product)、h(t)はトランスデューサのインパルス応答である)、
b)前記第1発信信号の反応としての第1エコー信号s1(t)を記録するステップ、
c)生体組織に対して歪みを与えるステップ、
d)歪みの下方に位置する生体組織側に第2超音波信号p2(t)を発信するよう前記トランスデューサに第2コード電圧波形u2(t)を印加するステップ(p2(t)=u2(t)*h(t)は、波形u2によって生成されたPSFであって、前記第2発信信号は、前記第1発信信号と以下の関係を有する:
p2(t)=p1(αt)
、(α=1/(1+ε)であって、εは生体組織に与えられる歪みの初期推定値である))、
e)前記第2発信信号の反応としての第2エコー信号s2(t)を記録するステップ、
f)関係式:
s2”(t)=s2(t/α)
により、前記第2エコー信号を処理するステップ、
g)前記生体組織のエラストグラフ画像を提供するため、前記第1エコー信号s1(t)と処理後第2エコー信号s”2(t)とを交差相関処理するステップからなるエラストグラフィーの実施方法に関するものである。
この発明の実施例によると、前記方法は、
−ステップc)において生体組織に与えられる歪みは負であって、それにより前記生体組織が圧迫されること、
−ステップc)において生体組織に与えられる歪みは陽であって、それにより前記生体組織が拡張すること、
−第1および第2の発信信号は、バースト信号であること、
−第1発信信号は、その点広がり関数の持続時間が増加するように前伸長していること、のうち一つ以上の要素を備えている。
−ステップc)において生体組織に与えられる歪みは負であって、それにより前記生体組織が圧迫されること、
−ステップc)において生体組織に与えられる歪みは陽であって、それにより前記生体組織が拡張すること、
−第1および第2の発信信号は、バースト信号であること、
−第1発信信号は、その点広がり関数の持続時間が増加するように前伸長していること、のうち一つ以上の要素を備えている。
この発明の一実施例によると、前記第2信号p2(t)は、ステップd)において所定値αで発信され、それによりステップg)においてエラストグラフ画像を提供し、さらに以下のステップを含む:
h)前記エラストグラフ画像の結果から生体組織に与えられる局部歪みεを計算するステップ、
i)計算した局部歪みεに応じてα値を調整するステップ、
j)調整されたα値によってステップd)からステップg)を繰り返すステップ。
h)前記エラストグラフ画像の結果から生体組織に与えられる局部歪みεを計算するステップ、
i)計算した局部歪みεに応じてα値を調整するステップ、
j)調整されたα値によってステップd)からステップg)を繰り返すステップ。
この発明の一実施例によると、ステップh)からステップj)は、調整α値が前記第2発信信号p2(t)に与えられた値にほぼ等しくなるまで繰り返される。
また、この発明は、
−発信される第2信号を第1発信信号と関係づけるハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェア、
−エコー信号の交差相関処理を行うハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェアからなるエラストグラフィーの実施システムに関するものである。
−発信される第2信号を第1発信信号と関係づけるハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェア、
−エコー信号の交差相関処理を行うハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェアからなるエラストグラフィーの実施システムに関するものである。
この発明の実施例によると、前記システムは、さらに
−生体組織に与えられる局部歪みεを計算しそれに応じてα値を調整するハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェア、および/または
−発信された信号をコード化するハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェアを有する。
−生体組織に与えられる局部歪みεを計算しそれに応じてα値を調整するハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェア、および/または
−発信された信号をコード化するハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェアを有する。
この発明の特徴や利点は、例示である本発明の実施例についての以下の詳細な説明を添付の図面と関連づけて読むことで明らかになる。
以下図面に基づいてこの発明の実施例を詳細に説明する。
図1及び図2はこの発明の実施例を示すものである。
図1は、加圧前と加圧後における短パルス発信信号のグラフである。
図2は、加圧前と加圧後におけるバーカーコード発信信号のグラフである。
図1は、加圧前と加圧後における短パルス発信信号のグラフである。
図2は、加圧前と加圧後におけるバーカーコード発信信号のグラフである。
この発明は、加圧前と加圧後の発信信号が異なった特性を有しており、この特性は測定される歪みに応じて選択されるという方法に関するものである。
この発明によると、以下のステップからなる新規のエラストグラフィー実施方法が提供される。
まず、第1コード信号を生体組織側に発信して、この第1コード信号の応答としての第1エコー信号を記録する。
次に、好ましくは既知の値で生体組織に対して歪みを与える(例えば圧迫や拡張)。
生体組織に与えられる歪みは、圧迫および拡張を交互に行うこともある。
それから、第2コード信号を生体組織側に発信する。
この第2信号は、発信された第1信号の時間領域における圧縮(あるいは伸長)バージョンである。
それから、前記第2信号の反応としての第2エコー信号を記録する。
それから、第2発信信号に与えられた圧縮ファクタまたは伸長ファクタに適合するファクタによって、この第2エコー信号を時間領域において伸長(あるいは圧縮)処理する。
最後に、前記生体組織のエラストグラフ画像を提供するために第1エコー信号と処理済みの第2エコー信号との交差相関処理を行う。
まず、第1コード信号を生体組織側に発信して、この第1コード信号の応答としての第1エコー信号を記録する。
次に、好ましくは既知の値で生体組織に対して歪みを与える(例えば圧迫や拡張)。
生体組織に与えられる歪みは、圧迫および拡張を交互に行うこともある。
それから、第2コード信号を生体組織側に発信する。
この第2信号は、発信された第1信号の時間領域における圧縮(あるいは伸長)バージョンである。
それから、前記第2信号の反応としての第2エコー信号を記録する。
それから、第2発信信号に与えられた圧縮ファクタまたは伸長ファクタに適合するファクタによって、この第2エコー信号を時間領域において伸長(あるいは圧縮)処理する。
最後に、前記生体組織のエラストグラフ画像を提供するために第1エコー信号と処理済みの第2エコー信号との交差相関処理を行う。
前記第2発信信号の時間領域における伸長または圧縮は、生体組織に与えられる歪みに左右される。
すなわち、もし生体組織が圧迫された場合(拡張した場合)、第2発信信号は、第1発信信号の圧縮バージョン(伸長バージョン)となる。
すなわち、もし生体組織が圧迫された場合(拡張した場合)、第2発信信号は、第1発信信号の圧縮バージョン(伸長バージョン)となる。
この発明によると、エラストグラフィー実施方法は、生体組織に歪みを与える前と与えた後に発信される異なった発信信号を使用する。
特に、本発明は、加圧後の信号の形状が加圧前信号の圧縮バージョン(伸長バージョン)となる方法に関するものである。
圧縮ファクタ(あるいは伸長ファクタ)αは、与えられた歪みεの推測値に適合化させる。
加圧前信号と加圧後信号はコード化された信号であって、これはバーストコードの信号でありうる。
特に、本発明は、加圧後の信号の形状が加圧前信号の圧縮バージョン(伸長バージョン)となる方法に関するものである。
圧縮ファクタ(あるいは伸長ファクタ)αは、与えられた歪みεの推測値に適合化させる。
加圧前信号と加圧後信号はコード化された信号であって、これはバーストコードの信号でありうる。
コード化された励磁を使用することにより、距離分解能の損失なしに、ソノグラフ信号対ノイズ比(SNRs)が低い領域の画質がさらに改良される。
この発明によると、最初は静止状態の生体組織側に超音波信号が発信される。
ソノグラフィーにおいて知られているように、生体組織からエコー信号が戻る。
かかるエコー信号は記録され、生体組織状態の情報を得るために分析が行われる。
ソノグラフィーにおいて知られているように、生体組織からエコー信号が戻る。
かかるエコー信号は記録され、生体組織状態の情報を得るために分析が行われる。
生体組織側に発信される超音波パルスp(t)は、以下のようにモデル化される:
p(t)=u(t)*h(t)
(式中、tは時間を示し、u(t)は、超音波トランスデューサに与えられる電気パルス、h(t)は、トランスデューサのインパルス応答、記号*は、畳み込み積である)。
エコー信号s(t)は、以下のようにモデル化される:
s(t)=p(t)*m(t)+η(t)
(m(t)は、生体組織をモデル化する錯乱分布の反射率関数であり、η(t)は、添加電気ノイズである)。
p(t)=u(t)*h(t)
(式中、tは時間を示し、u(t)は、超音波トランスデューサに与えられる電気パルス、h(t)は、トランスデューサのインパルス応答、記号*は、畳み込み積である)。
エコー信号s(t)は、以下のようにモデル化される:
s(t)=p(t)*m(t)+η(t)
(m(t)は、生体組織をモデル化する錯乱分布の反射率関数であり、η(t)は、添加電気ノイズである)。
ノイズを無視する場合、生体組織に歪みを与える前に記録したエコー信号は、
s1(t)=p1(t)*m(t)
であって、生体組織に歪みを与えている際に記録したエコー信号は、
s2(t)=p2(t)*m(αt)
である(α=1/(1+ε)は、生体組織に与えられる均等な歪みεと関連している)。
もしεが正である場合生体組織は拡張しており、また負である場合は生体組織は圧迫されている。p1(t)およびp2(t)は、それぞれ加圧前および加圧後の発信超音波パルスである。
s1(t)=p1(t)*m(t)
であって、生体組織に歪みを与えている際に記録したエコー信号は、
s2(t)=p2(t)*m(αt)
である(α=1/(1+ε)は、生体組織に与えられる均等な歪みεと関連している)。
もしεが正である場合生体組織は拡張しており、また負である場合は生体組織は圧迫されている。p1(t)およびp2(t)は、それぞれ加圧前および加圧後の発信超音波パルスである。
歪みが与えられる前と与えられている際の前記エコー信号の周波数領域における交差相関関係は、以下のような式で表される。
C(f)=S1(f)S2 *(f)
S1(f)およびS2(f)は、それぞれエコー信号s1(t)およびs2(t)のフーリエ変換であり、記号*は複素共役(complex conjugation)である。
C(f)=S1(f)S2 *(f)
S1(f)およびS2(f)は、それぞれエコー信号s1(t)およびs2(t)のフーリエ変換であり、記号*は複素共役(complex conjugation)である。
従来のソノグラフィーにおいては、加圧前と加圧後の発信信号p1(t)およびp2(t)は等しいものである。
交差相関関数は、以下のように表される。
C(f)=(1/|α|)||P1(f)||2M(f)M*(f/α)
M(f)は、反射率関数m(t)のフーリエ変換である。相関関係は歪みの増大とともに低下するが、これは、M(f)M*(f/α)の積は、生体組織の自己相関関数||M(f)||2よりも低いからである。
交差相関関数は、以下のように表される。
C(f)=(1/|α|)||P1(f)||2M(f)M*(f/α)
M(f)は、反射率関数m(t)のフーリエ変換である。相関関係は歪みの増大とともに低下するが、これは、M(f)M*(f/α)の積は、生体組織の自己相関関数||M(f)||2よりも低いからである。
均一なあるいは局部的な伸長は、生体組織の自己相関関数を回復するとされている。
これについては、前に引用した刊行物(T.Varghese, 1996;SK.Alam, 1998)および特許(米国特許第6,514,204号および第6,277,074号)を参照できる。
これについては、前に引用した刊行物(T.Varghese, 1996;SK.Alam, 1998)および特許(米国特許第6,514,204号および第6,277,074号)を参照できる。
これらの方法の原理は、加圧後のエコー信号s2(t)を時間領域においてファクタαにより伸長するものである。
すなわち、s2’(t)は以下のように示される。
s2’(t)=s2(t/α)=p2(t/α)*m(t)/α
すなわち、s2’(t)は以下のように示される。
s2’(t)=s2(t/α)=p2(t/α)*m(t)/α
それから、加圧前信号s1(t)および伸長された加圧後の信号s2’(t)との交差相関関係は、周波数領域において以下のように表される:
C(f)=(1/|α|)P1(f)P1 *(αf)||M(f)||2
C(f)=(1/|α|)P1(f)P1 *(αf)||M(f)||2
この方法は、送信パルス||P1(f)||2の自己相関関数劣化の犠牲のもとに、生体組織の自己相関関数を回復する。
これは、点広がり関数(PSF)もこの方法によって伸長されたからである。
これは、点広がり関数(PSF)もこの方法によって伸長されたからである。
しかし、この発明によると、歪みを与える前およびその後の信号は等しいものではなく、第2発信信号の持続時間は、第1発信信号の持続時間と比較して伸長または短縮されている。
加圧後のパルスp2(t)は、加圧前のパルスp1(t)と比較して時間領域において圧縮されており、以下のように示される:
p2(t)=p1(αt)
p2(t)=p1(αt)
これは、異なった励磁電圧波形u1(t)およびu2(t)を使用して達成されるのであって、
u2(t)*h(t)=αu1(αt)*h(αt)
によって関連づけられる。
u2(t)*h(t)=αu1(αt)*h(αt)
によって関連づけられる。
インパルス反応h(t)の知識がこの式の適用に必要となる。
実施時には、インパルス反応h(t)のスペクトルH(f)は限られた周波数範囲でのみ正確に測定されるので、困難が生じる。
この解決手段は、理論モデル、例えばガウス分布を実験的なインパルス反応に適用することである。
あるいは(インパルス反応を正確に測定できる周波数の範囲内の)実験データの組み合わせや、(その範囲外の)論理データの組み合わせを用いることもできる。
実施時には、インパルス反応h(t)のスペクトルH(f)は限られた周波数範囲でのみ正確に測定されるので、困難が生じる。
この解決手段は、理論モデル、例えばガウス分布を実験的なインパルス反応に適用することである。
あるいは(インパルス反応を正確に測定できる周波数の範囲内の)実験データの組み合わせや、(その範囲外の)論理データの組み合わせを用いることもできる。
さらに、最も短いPSFは、常にスパイク電圧で実現されるので、もし加圧前PSF p1(t)がスパイク励磁で得られた場合には、加圧後PSF p2(t)の圧縮を実現できない。
しかし、もし加圧後PSF p2(t)=p1(αt)の持続時間がインパルス反応の持続時間以上になるように加圧前PSF p1(t)を前伸長すれば、これは依然として実現可能である。
しかし、もし加圧後PSF p2(t)=p1(αt)の持続時間がインパルス反応の持続時間以上になるように加圧前PSF p1(t)を前伸長すれば、これは依然として実現可能である。
図1は、被検体の生体組織に適用された2%圧力歪みεに相当するファクタα=1.02での発信信号p1(t)およびp2(t)の実施例を示すものである。
この発明による方法は、加圧前と加圧後のエコー信号の相関関係を改善することで、信号対ノイズ比を大幅に改善することができる。
この発明による方法は、加圧前と加圧後のエコー信号の相関関係を改善することで、信号対ノイズ比を大幅に改善することができる。
図1の実施例において、中心周波数5Mhzでパルス励磁を与える超音波トランスデューサが使用された。
信号p2(t)は、p1(t)の時間領域における圧縮バージョンであることが分かる。
信号p2(t)は、p1(t)の時間領域における圧縮バージョンであることが分かる。
この方法により、画像システムのPSF(点広がり関数)の時間領域の圧縮(あるいは拡張)をもたらし、それから以下のようにエコー信号の数値伸長(圧縮)によって回復する。
加圧後の信号は:s2(t)=αp1(αt)*m(αt)
それから、加圧後の信号を全体的にあるいは適合的に伸長して、加圧後エコー信号の伸長バージョンs2”が得られる:
s2”(t)=s2(t/α)=p1(t)*m(t)=s1(t)
s2”(t)=s2(t/α)=p1(t)*m(t)=s1(t)
それから、加圧前信号s1(t)と伸長した加圧後の信号s2”(t)との交差相関は、以下のように示される:
C(f)=S1(f)S2”*(f)=||S1(f)||2=||P1(f)||2||M(f)||2
C(f)=S1(f)S2”*(f)=||S1(f)||2=||P1(f)||2||M(f)||2
この交差相関関数は、加圧前圧縮パルスの自己相関関数に等しいことが注目される。
したがって、生体組織に与えられる歪みによる非相関ノイズは、完全に排除されている。
この発明のかかる方法により、エラストグラフィーの画質は、かなり改善される。
したがって、生体組織に与えられる歪みによる非相関ノイズは、完全に排除されている。
この発明のかかる方法により、エラストグラフィーの画質は、かなり改善される。
発信信号の形状如何とは関係なしに、すなわち、短パルス波、バースト信号、コード波形とは関係なしに、かかる計算を適用できる。
生体組織に与えられる歪みは圧迫または拡張であるが、これはこの発明の方法に影響を与えるものではない。
ファクタαの値は、生体組織に与えられる歪みのタイプに左右されるので、加圧前、加圧後、全体的伸長等という用語は、前述の式を変更せずに、伸長前、伸長後、全体的圧縮に変更可能である。
ファクタαの値は、生体組織に与えられる歪みのタイプに左右されるので、加圧前、加圧後、全体的伸長等という用語は、前述の式を変更せずに、伸長前、伸長後、全体的圧縮に変更可能である。
この発明の実施例によると、適用される実際の歪みεにできるだけ近づくようにα値を調整することで、画質は改良される。
まず第1に、本発明の方法は、図1に示すように所定値αで第2信号p2(t)を発信することにより行われる。
第1エラストグラフ画像が得られ、この第1エラストグラフ画像から生体組織に与えられる局部歪みεが計算される。
そこで、α値は計算された歪みεになるよう調整され、さらに新たなエラストグラムを発生させるよう調整α値で第2信号p2(t)が発信される。
加圧後の信号p2(t)の発信は、計算された調整α値が第2発信信号p2(t)に与えられる値とほぼ等しくなるまで繰り返される。
まず第1に、本発明の方法は、図1に示すように所定値αで第2信号p2(t)を発信することにより行われる。
第1エラストグラフ画像が得られ、この第1エラストグラフ画像から生体組織に与えられる局部歪みεが計算される。
そこで、α値は計算された歪みεになるよう調整され、さらに新たなエラストグラムを発生させるよう調整α値で第2信号p2(t)が発信される。
加圧後の信号p2(t)の発信は、計算された調整α値が第2発信信号p2(t)に与えられる値とほぼ等しくなるまで繰り返される。
この発明によると、コード化された励磁を使用することにより、距離分解能の損失なしにソノグラフ信号対ノイズ比(SNRs)が低い領域の画質をさらに改善する。
この場合、加圧前の発信信号p1(t)は、例えば周波数変調チャープ、バーカーコード、ゴレイ補系列、あるいはその自己相関関数がディラック関数である疑似ランダムシーケンスのように、ソノグラフに使用できるコードならどのようなコード化信号でもよい。
加圧後の発信信号p2(t)は、式
p2(t)=p1(αt)
を使用しており、コード化された加圧前発信信号p1(t)に由来している。
加圧後の発信信号p2(t)は、式
p2(t)=p1(αt)
を使用しており、コード化された加圧前発信信号p1(t)に由来している。
図2は、加圧前の発信コード化信号p1(t)および適合化した加圧後の発信信号p2(t)を示しており、予測した加圧歪み2%(α=1.02)、およびべーカーコード長7を使用して中心周波数が5Mhzの超音波トランスデューサ用に設計されている。
信号p2(t)は、p1(t)の時間領域における圧縮バージョンである。
信号p2(t)は、p1(t)の時間領域における圧縮バージョンである。
この発明のコード化された励磁を組み合わせると、ポテンシャルが良好となる。
これは、エラストグラフィーの変位評価におけるノイズの主要原因のうちの二つの原因、すなわち歪みによる非相関性およびSNRsによる劣化が、かなり減少するからである。
これは、エラストグラフィーの変位評価におけるノイズの主要原因のうちの二つの原因、すなわち歪みによる非相関性およびSNRsによる劣化が、かなり減少するからである。
さらに、エラストグラフィーにコード化された励磁を使用することは、非常に単純なものとなる。
これは、エコー信号の交差相関を評価する前に、適合化フィルタリングがエコー信号に不要となるからである。
第1エコー信号s1(t)と処理後の第2エコー信号s”2(t)との交差相関処理は、エラストグラフ画像に影響を与えずにコード化された信号に対して行われる。
これは、エコー信号の交差相関を評価する前に、適合化フィルタリングがエコー信号に不要となるからである。
第1エコー信号s1(t)と処理後の第2エコー信号s”2(t)との交差相関処理は、エラストグラフ画像に影響を与えずにコード化された信号に対して行われる。
また、この発明は、この発明による方法を実行可能なコンピュータシステムに関する。
かかるコンピュータシステムは、発信される第2信号を第1発信信号と関係づけるコンピュータが実行するソフトウェアと、エコー信号の交差相関処理を行うコンピュータが実行するソフトウェアとからなる。
かかるコンピュータシステムは、発信される第2信号を第1発信信号と関係づけるコンピュータが実行するソフトウェアと、エコー信号の交差相関処理を行うコンピュータが実行するソフトウェアとからなる。
この発明によるコンピュータシステムは、この発明の第1または第2実施例による基準に従って発信される加圧後信号p2(t)のパラメータを決定するように信号を処理すべく構成されている。
特に、コンピュータは、第2信号パルスを第1信号パルスへ伸長または圧縮するハードウェアまたはコンピュータ実行のソフトウェアを有する。
特に、コンピュータは、第2信号パルスを第1信号パルスへ伸長または圧縮するハードウェアまたはコンピュータ実行のソフトウェアを有する。
また、コンピュータは、生体組織に与えられる局部歪みεおよびそれに応じた調整α値を計算するコンピュータ実行のソフトウェアを有する。
また、コンピュータシステムは、発信信号をコード化するコンピュータ実行のソフトウェアを有する。
コンピュータシステムは、ソフトウェアコードジェネレータまたは制御されたハードウェアコードジェネレータを有する。
コンピュータシステムは、ソフトウェアコードジェネレータまたは制御されたハードウェアコードジェネレータを有する。
この発明によるエラストグラフィー方法を実施するために従来の機器を使用してもよい。かかる機器は、コンピュータ、この発明による信号を生体組織側に発信するトランスミッタ、生体組織からのエコー信号のレシーバ、手持ち式コンプレッサやコンピュータ制御モータ駆動のコンプレッサのような生体組織に歪みを与える手段からなる。
コンピュータは、生体組織側への発信信号および生体組織からのエコー信号をデジタル化した信号を受け取る交差相関装置に連結している。
モニターによってエラストグラフ画像が表示される。
かかる機器は、米国特許第5,474,070号に開示されている。
コンピュータは、生体組織側への発信信号および生体組織からのエコー信号をデジタル化した信号を受け取る交差相関装置に連結している。
モニターによってエラストグラフ画像が表示される。
かかる機器は、米国特許第5,474,070号に開示されている。
Claims (10)
- a)第1超音波信号p1(t)を生体組織側に発信するようトランスデューサに第1コード電圧波形u1(t)を印加するステップ(p1(t)=u1(t)*h(t)は、波形u1によって生成された点広がり関数(PSF)である)(式中、tは時間、記号*は畳み込み積、h(t)はトランスデューサのインパルス応答である)、
b)前記第1発信信号の反応としての第1エコー信号s1(t)を記録するステップ、
c)生体組織に対して歪みを与えるステップ、
d)歪みの下方に位置する生体組織側に第2超音波信号p2(t)を発信するよう前記トランスデューサに第2コード電圧波形u2(t)を印加するステップ(p2(t)=u2(t)*h(t)は、波形u2によって生成されたPSFであって、前記第2発信信号は、前記第1発信信号と以下の関係を有する:
p2(t)=p1(αt)
、(α=1/(1+ε)であって、εは生体組織に与えられる歪みの初期推定値である))、
e)前記第2発信信号の反応としての第2エコー信号s2(t)を記録するステップ、
f)以下の関係式により、前記第2エコー信号を処理するステップ、
s2”(t)=s2(t/α)、
g)前記生体組織のエラストグラフ画像を提供するため、前記第1エコー信号s1(t)と処理後第2エコー信号s”2(t)とを交差相関処理するステップからなることを特徴とするエラストグラフィーの実施方法。 - ステップc)において、生体組織に与えられる歪みは負であって、それにより前記生体組織が圧迫されることを特徴とする請求項1に記載のエラストグラフィーの実施方法。
- ステップc)において、生体組織に与えられる歪みは陽であって、それにより前記生体組織が拡張することを特徴とする請求項1に記載のエラストグラフィーの実施方法。
- 第1および第2の発信信号は、バースト信号であることを特徴とする請求項1〜請求項3のいずれかに記載のエラストグラフィーの実施方法。
- 第1発信信号p1(t)は、その点広がり関数(PSF)の持続時間が増加するように前伸長していることを特徴とする請求項1〜請求項6のいずれかに記載のエラストグラフィーの実施方法。
- 前記第2信号p2(t)は、ステップd)において所定値αで発信され、それによりステップg)においてエラストグラフ画像を提供するものであって、さらに、
h)前記エラストグラフ画像の結果から生体組織に与えられる局部歪みεを計算するステップ、
i)計算した局部歪みεに応じてα値を調整するステップ、
j)調整されたα値によってステップd)からステップg)を繰り返すステップを有することを特徴とする請求項1〜請求項5のいずれかに記載のエラストグラフィーの実施方法。 - ステップh)からステップj)は、調整α値が前記第2発信信号p2(t)に与えられた値にほぼ等しくなるまで繰り返されることを特徴とする請求項6に記載のエラストグラフィーの実施方法。
- 発信される第2信号を第1発信信号と関係づけるハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェアと、
エコー信号の交差相関処理を行うハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェアとからなることを特徴とする請求項1〜請求項7のいずれかに記載のエラストグラフィー実施システム。 - さらに、生体組織に与えられる局部歪みεを計算しそれに応じてα値を調整するハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェアを有することを特徴とする請求項8に記載のエラストグラフィー実施システム。
- さらに、発信された信号をコード化するハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェアを有することを特徴とする請求項8または請求項9に記載のエラストグラフィー実施システム。
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