JP2011240006A

JP2011240006A - 超音波診断装置

Info

Publication number: JP2011240006A
Application number: JP2010116002A
Authority: JP
Inventors: Mutsuhiro Akaha; 睦弘赤羽
Original assignee: Hitachi Aloka Medical Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2010-05-20
Filing date: 2010-05-20
Publication date: 2011-12-01

Abstract

【課題】生体内情報が抽出される箇所を示した表示画像を提供する。
【解決手段】（ａ）は、超音波ビームを示したビームカーソル７０上に、目標位置を示すサンプルボリューム７２と、極大箇所を示す極大マーカ７４を設けた表示例である。サンプルボリューム７２と極大マーカ７４は、互いに異なる表示態様とされる。さらに、複数の極大マーカ７４も互いに異なる表示態様とされる。（ａ）の表示例では、サンプルボリューム７２からの距離に応じて、極大マーカ７４の線種が変更されている。（ｂ）の表示例では、サンプルボリューム７２からの距離に応じて、極大マーカ７４の線幅が変更されている。そして（ｃ）は、サンプルボリューム７２からの距離に応じて、極大マーカ７４の形状を変更した表示例である。サンプルボリューム７２からの距離に応じて、極大マーカ７４の色を変更するようにしてもよい。
【選択図】図６

Description

本発明は、超音波診断装置に関し、特に、連続波を利用する超音波診断装置に関する。

超音波診断装置の連続波を利用した技術として、連続波ドプラが知られている。連続波ドプラでは、例えば、数ＭＨｚの正弦波である送信波が生体内へ連続的に放射され、生体内からの反射波が連続的に受波される。反射波には、生体内における運動体（例えば血流など）によるドプラシフト情報が含まれる。そこで、そのドプラシフト情報を抽出して周波数解析することにより、運動体の速度情報を反映させたドプラ波形などを形成することができる。

連続波を利用した連続波ドプラは、パルス波を利用したパルスドプラに比べて一般に高速の速度計測の面で優れている。こうした事情などから、本願の出願人は、連続波ドプラに関する研究を重ねてきた。その成果の一つとして、特許文献１において、周波数変調処理を施した連続波ドプラ（ＦＭＣＷドプラ）に関する技術を提案している。

一方、連続波ドプラでは、連続波を利用していることにより位置計測が困難である。例えば、従来の一般的な連続波ドプラの装置（ＦＭＣＷドプラを利用しない装置）では、位置計測を行うことができなかった。これに対し、本願の出願人は、特許文献２において、ＦＭＣＷドプラにより選択的に生体内組織の所望の位置からドプラ情報を抽出することができる極めて画期的な技術を提案している。

特開２００５−２５３９４９号公報特開２００８−２８９８５１号公報

特許文献１や特許文献２に記載されたＦＭＣＷドプラの技術は、それまでにない超音波診断の可能性を秘めた画期的な技術である。本願の発明者らは、この画期的な技術の改良についてさらに検討を重ねてきた。特に、連続波を利用して目標位置からドプラ情報等の生体内情報を抽出する装置の表示画像について検討を重ねてきた。

本発明は、このような背景において成されたものであり、その目的は、生体内情報が抽出される箇所を示した表示画像を提供することにある。

上記目的にかなう好適な超音波診断装置は、周期的に周波数を変化させた連続波の送信信号を出力する送信処理部と、前記送信信号に対応した超音波の送信波を生体に送波してその送信波に伴う受信波を生体から受波することにより受信信号を得る超音波送受部と、生体内の目標位置との間の相関関係を調整しつつ前記受信信号に対して復調処理を施すことにより、当該目標位置に対応した復調信号を得る受信処理部と、前記復調信号から生体内情報を得る生体内情報抽出部と、前記相関関係が極大となる極大箇所を示した表示画像を形成する画像形成部と、を有することを特徴とする。

望ましい具体例において、前記画像形成部は、超音波ビームを示したビームカーソル上に前記目標位置と前記極大箇所を示した表示画像を形成する、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記画像形成部は、前記目標位置と前記極大箇所とを互いに異なる表示態様で示した表示画像を形成する、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記画像形成部は、複数の前記極大箇所のうち極大値の大きさが閾値以上となる極大箇所を示した表示画像を形成する、ことを特徴とする。

本発明により、生体内情報が抽出される箇所を示した表示画像が提供される。これにより、例えば、目標位置以外において生体内情報が抽出される箇所を確認することなどが可能になる。

本発明の実施において好適な超音波診断装置の全体構成を示す図である。変調度２に関するドプラ信号の強度と深さの対応関係を示す図である。変調度４に関するドプラ信号の強度と深さの対応関係を示す図である。変調度１０に関するドプラ信号の強度と深さの対応関係を示す図である。アーチファクトの出現を説明するための図である。目標位置と極大箇所の表示例を示す図である。

図１は、本発明の実施において好適な超音波診断装置の全体構成を示す図である。送信用振動子１０は生体内へ送信波を連続的に送波し、また、受信用振動子１２は生体内からの反射波を連続的に受波する。このように、送信および受信がそれぞれ異なる振動子で行われて、いわゆる連続波ドプラ法による送受信が実行される。なお、送信用振動子１０は複数の振動素子を備えており、これら複数の振動素子が制御されて超音波の送信ビームが形成される。また、受信用振動子１２も複数の振動素子を備えており、これら複数の振動素子により得られた信号が処理されて受信ビームが形成される。

送信ビームフォーマ（送信ＢＦ）１４は、送信用振動子１０が備える複数の振動素子に対して送信信号を出力する。送信ビームフォーマ１４には、例えば正弦波によるＦＭ変調処理が施されたＦＭ連続波（ＦＭＣＷ波）が入力される。送信ビームフォーマ１４は、ＦＭ連続波に対して、各振動素子に応じた遅延処理を施して各振動素子に対応した送信信号を形成する。なお、送信ビームフォーマ１４において形成された各振動素子に対応した送信信号に対して、必要に応じて電力増幅処理が施されてもよい。こうして、ＦＭ連続波による送信ビームが形成される。例えば、後に説明する目標位置を焦点として送信ビームが形成される。

ＦＭ変調器２０は、送信ビームフォーマ１４にＦＭ連続波を出力する。ＦＭ変調器２０は、変調波生成部２４から供給される変調信号を用いて、ＲＦ波発振器２２から供給されるＲＦ波（搬送波信号）に対して周波数変調を施すことにより、ＦＭ連続波を発生する。このＦＭ連続波の波形等については後に詳述する。

受信ビームフォーマ（受信ＢＦ）１６は、受信用振動子１２が備える複数の振動素子から得られる複数の受波信号を整相加算処理して受信ビームを形成する。つまり、受信ビームフォーマ１６は、各振動素子から得られる受波信号に対してその振動素子に応じた遅延処理を施し、複数の振動素子から得られる複数の受波信号を加算処理することにより受信ビームを形成する。例えば、後述する目標位置を焦点として受信ビームが形成される。なお、各振動素子から得られる受波信号に対して低雑音増幅等の処理を施してから、受信ビームフォーマ１６に複数の受波信号が供給されてもよい。こうして受信ビームに沿った受信ＲＦ信号が得られる。

受信ミキサ３０は受信ＲＦ信号に対して直交検波を施して複素ベースバンド信号を生成する回路であり、２つのミキサ３２，３４で構成される。各ミキサは受信ＲＦ信号を所定の参照信号と混合する回路である。

受信ミキサ３０の各ミキサに供給される参照信号は、ＦＭ変調器２０から出力されるＦＭ連続波に基づいて生成される。つまり、ＦＭ変調器２０から出力されるＦＭ連続波が遅延回路２５において遅延処理され、ミキサ３２には遅延処理されたＦＭ連続波が直接供給され、一方、ミキサ３４には遅延処理されたＦＭ連続波がπ／２シフト回路２６を経由して供給される。

π／２シフト回路２６は遅延処理されたＦＭ連続波の位相をπ／２だけずらす回路である。この結果、２つのミキサ３２，３４の一方から同相信号成分（Ｉ信号成分）が出力され、他方から直交信号成分（Ｑ信号成分）が出力される。なお、受信ミキサ３０の後段に設けられたＬＰＦ（ローパスフィルタ）３６，３８により、同相信号成分および直交信号成分の各々の高周波数成分がカットされ、検波後の必要な帯域のみの復調信号が抽出される。

ＦＦＴ処理部（高速フーリエ変換処理部）４２は、復調信号（同相信号成分および直交信号成分）の各々に対してＦＦＴ演算を実行する。その結果、ＦＦＴ処理部４２において復調信号が周波数スペクトラムに変換される。なお、ＦＦＴ処理部４２から出力される周波数スペクトラムは、回路の設定条件などにより周波数分解能δｆの周波数スペクトラムデータとして出力される。

ドプラ情報抽出部４４は、周波数スペクトラムに変換された復調信号からドプラ信号を抽出する。後に詳述するが、図１の超音波診断装置では、遅延回路２５における遅延処理により目標位置が設定され、ドプラ情報抽出部４４において目標位置からのドプラ信号が選択的に抽出される。ドプラ情報抽出部４４は、例えば、時間的に変化するドプラ信号の表示波形を形成する。なお、生体内の各深さ（各位置）ごとにドプラ信号を抽出して、例えば、超音波ビーム（音線）上の各深さごとに生体内組織の速度を算出し、リアルタイムで出力してもよい。また、超音波ビームを走査させて二次元的あるいは三次元的に生体内組織の各位置の速度を算出してもよい。

表示画像形成部４６は、ドプラ情報抽出部４４において形成されたドプラ信号の波形などを表示する。なお、ドプラ情報抽出部４４において目標位置からのドプラ信号が選択的に抽出されるが、後に詳述する位置選択性の原理上、目標位置以外からのドプラ情報も抽出されてしまう。そこで、表示画像形成部４６は、ドプラ情報が抽出される箇所を示した表示画像を形成する。その表示画像については後に詳述する。

図１に示す超音波診断装置内の各部は、システム制御部５０によって制御される。つまり、システム制御部５０は、送信制御や受信制御や表示制御などを行う。

以上、概説したように、図１の超音波診断装置では、連続波（ＣＷ）を変調波でＦＭ変調した超音波（ＦＭＣＷ波）を送受波して受信信号が得られて、目標位置からのドプラ情報が選択的に抽出される。そこで、目標位置からのドプラ情報が選択的に抽出される原理について詳述する。なお、図１に示した部分（構成）については、以下の説明においても図１の符号を利用する。

周波数ｆ₀のＲＦ波（搬送波）に対して、周波数ｆ_mの正弦波によりＦＭ変調を施したＦＭＣＷ送信波は次式のように表現できる。次式において、Δｆは周波数変動幅の０−Ｐ値（ゼロピーク値：最大周波数偏移）であり、最大周波数偏移Δｆと変調周波数ｆ_mの比であるβはＦＭの変調指数（変調度）である。

また、ドプラシフトを伴う場合のＦＭＣＷ受信波は、生体における往復の減衰をαとすると次式で表現できる。なお、次式において、ｆ_mに対するドプラシフトは、ｆ₀のシフト分ｆ_dに比べて小さいので無視している。

数２式で表される受信波形は、超音波振動子を介して受信される信号波形（受信ＲＦ信号）である。ＦＭＣＷドプラでは、受信ＲＦ信号に対する復調処理において、ＦＭＣＷ送信波を参照信号として受信波と乗算を行う。図１を利用して説明したように、ＦＭ変調器２０から出力されるＦＭ連続波が参照信号として利用され、遅延回路２５において遅延処理され、ミキサ３２には遅延処理されたＦＭ連続波が直接供給され、一方、ミキサ３４には遅延処理されたＦＭ連続波がπ／２シフト回路２６を経由して供給される。したがってミキサ３２へ供給される参照信号ｖ_rI（ｔ）とミキサ３４へ供給される参照信号ｖ_rQ（ｔ）は、次式のように表現できる。

数３式において、φ_mrは、遅延回路２５における遅延処理により任意に設定できる参照信号の位相を示しており、φ_0rは、任意に設定した参照信号の位相に対応して決まる搬送波の位相変化量を示している。

受信ミキサ３０では、復調処理として直交検波が行われる。つまり、ミキサ３２において、受信ＲＦ信号ｖ_R（ｔ）と参照信号ｖ_rI（ｔ）の乗算に相当する処理が実行され、また、ミキサ３４において、受信ＲＦ信号ｖ_R（ｔ）と参照信号ｖ_rQ（ｔ）の乗算に相当する処理が実行される。

ミキサ３２における受信ＲＦ信号ｖ_R（ｔ）と参照信号ｖ_rI（ｔ）の乗算ｖ_DI（ｔ）は次式のように表現される。なお、次式の計算途中において、周波数２ｆ₀の成分が消去されている。これは、ＬＰＦ３６によって除去される。

ここで、ベッセル関数に関する数５式の公式を利用すると、数４式は数６式のように計算される。

一方、ミキサ３４における受信ＲＦ信号ｖ_R（ｔ）と参照信号ｖ_rQ（ｔ）の乗算ｖ_DQ（ｔ）は次式のように表現される。なお、次式の計算途中において、周波数２ｆ₀の成分が消去されている。これは、ＬＰＦ３８によって除去される。

ここで、数６式のｖ_DI（ｔ）と数７式のｖ_DQ（ｔ）とに基づいて、複素ベースバンド信号を定義する。まず、ｖ_DI（ｔ）とｖ_DQ（ｔ）に含まれている直流（ＤＣ）成分、変調周波数ｆ_mの偶数次高調波成分を次式のように表現する。

次に、ｖ_DI（ｔ）とｖ_DQ（ｔ）に含まれている変調周波数ｆ_mの成分、変調周波数ｆ_mの奇数次高調波成分を次式のように表現する。

数８式と数９式から、直交検波後のベースバンド信号において、ドプラシフトｆ_dを含んだドプラ信号は、ＤＣ成分と変調周波数ｆ_mの成分と変調周波数ｆ_mの高調波成分とからなる複数の成分の各々についての両側帯波として出現することがわかる。

ここで、受信信号と参照信号の位相を互いに揃えた場合、つまり、遅延回路２５における遅延処理によりφ_mrを調整してφ_mと一致させた場合（φ_mr＝φ_m）を考える。φ_mrとφ_mを一致させた場合には、数４式におけるｋが０となる。この結果をベッセル関数に適用すると、第１次ベッセル関数の性質により、次式のように、０次のベッセル関数の値のみが１となり、それ以外のベッセル関数の値は０となる。

数１０式に示す結果を数８式と数９式に適用すると次式のとおりとなる。

数１１式は、参照波（参照信号）の位相φ_mrを送受信間の位相差φ_mに設定すると、圧縮変換により、ＤＣ成分（直流信号成分）に対応したドプラ信号のみが抽出できることを示している。

上述した数２式の受信波形は、ある深さからの受信信号の波形である。これに対し、ＦＭＣＷ送信波を利用して、実際に受信用振動子１２において得られる受信信号は、複数の深さからの信号が合成された受信信号である。受信ミキサ３０においては、複数の深さからの信号が合成された受信信号と参照信号との乗算に相当する処理が実行される。

数８式などに現れた直流信号成分に対応したドプラ信号の振幅を支配するＪ₀（ｋβ）は、第１次ベッセル関数の性質により、ｋβが０のときに最大値である１となり、ｋβが０からずれると急激に小さくなる。そのため、遅延回路２５においてφ_mrを調整し、目標位置から得られる受信信号のφ_mと一致させると、目標位置におけるＪ₀（ｋβ）が最大値である１となり、目標位置以外におけるＪ₀（ｋβ）が極端に小さな値となる。したがって、遅延回路２５においてφ_mrを調整し、目標位置から得られる受信信号のφ_mと一致させることにより、目標位置におけるドプラ信号（直流信号成分）を選択的に抽出することができる。

上述したとおり、遅延回路２５においてφ_mrを調整し、目標位置から得られる受信信号のφ_mと一致させると、目標位置におけるＪ₀（ｋβ）が最大値である１となり、目標位置以外におけるＪ₀（ｋβ）は極端に小さな値となる。そこで、ドプラ信号の振幅を支配するＪ₀（ｋβ）の因数であるｋβについて考察する。数４式におけるｋの定義からｋβは次式のように表現でき、ｋβが深さｄに依存して変化することがわかる。

数１２式に示すように、Ｊ₀（ｋβ）の因数であるｋβは深さｄに依存して変化する。そのため、ドプラ信号の振幅を支配するＪ₀（ｋβ）も深さｄに依存して変化する。つまり、ドプラ信号の振幅や強度が深さｄによって変化する。

図２から図４は、ドプラ信号の強度と深さの対応関係を示す図である。図２から図４の各図は、横軸に深さ（診断距離）を示して縦軸にドプラ信号の強度を示しており、ＲＦ波の周波数ｆ₀＝１．８７５ＭＨｚ、変調周波数ｆ_m＝５ｋＨｚ、目標位置を０．０７６ｍとして得られた結果である。なお、図２では変調度β＝２であり、図３では変調度β＝４であり、図４では変調度β＝１０である。

図２から図４において、目標位置である診断距離０．０７６ｍでドプラ信号の強度が最大値（０ｄＢ）となっている。そして、目標位置以外の診断距離において、−２０ｄＢ程度または−２０ｄＢ以下と比較的小さいものの、ドプラ信号の強度が極大となる極大箇所が存在する。そのため、目標位置のドプラ信号を観察する際に、目標位置以外の極大箇所のドプラ信号がアーチファクトとして観察されてしまう可能性が考えられる。

図５は、アーチファクトの出現を説明するための図である。（Ａ）は、超音波ビームＢ上において、観察したい血管の位置に目標位置６２が調整された場合の観察例を示している。目標位置６２においてドプラ信号の強度が最大となるため、（Ａ）の場合には、観察したい血管内の血流速度を最大の強度で観察することが可能になる。

これに対し、（Ｂ）では、調整された目標位置に血管が存在せず、ドプラ信号の強度が極大となる目標位置以外の極大箇所６４に血管が存在する。極大箇所６４においてドプラ信号の強度が極大となるため、目標位置に血管が存在しないにも関わらず、強度は小さいものの血流速度が観測されてしまう。そこで、図１の表示画像形成部４６は、目標位置に加えて極大箇所を示した表示画像を形成する。

図６は、目標位置と極大箇所の表示例を示す図である。（ａ）は、超音波ビームを示したビームカーソル７０上に、目標位置を示すサンプルボリューム７２と、極大箇所を示す極大マーカ７４を設けた表示例である。サンプルボリューム７２と極大マーカ７４は、互いに異なる表示態様とされる。さらに、複数の極大マーカ７４についても、サンプルボリューム７２からの距離に応じて異なる表示態様とされる。（ａ）の表示例では、サンプルボリューム７２からの距離に応じて、極大マーカ７４の線種が変更されている。例えば、破線の間隔が異なるように線種が変更される。また、１点鎖線、２点鎖線、点線、破線などから線種を選択してもよい。

（ｂ）の表示例では、サンプルボリューム７２からの距離に応じて、極大マーカ７４の線幅が変更されている。例えば、サンプルボリューム７２に近いものほど太い線で表示される。なお、（ｂ）の表示例においてビームカーソル７０が設けられてもよい。

そして（ｃ）は、サンプルボリューム７２からの距離に応じて、極大マーカ７４の形状を変更した表示例である。サンプルボリューム７２からの距離に応じて、極大マーカ７４の色を変更するようにしてもよい。さらに、線種、線幅、形状、色を適宜に組み合わせて極大マーカ７４の表示態様を異ならせてもよい。

また、全ての極大箇所に極大マーカ７４を対応付けて表示させてもよいが、多数の極大箇所が存在する場合には、閾値を設定して強度がその閾値以上となる極大箇所のみに、極大マーカ７４を対応付けて表示するようにしてもよい。例えば、図４に示す強度分布の場合に、−３０ｄＢを閾値として−３０ｄＢ以上の極大箇所のみが表示対象とされる。

図１の超音波診断装置を利用した診断例は次のとおりである。図１の超音波診断装置は図示した構成に加えて、公知のＢモード画像を表示する機能も備えている。その機能を用いて、ユーザ（検査者）は、血管等の診断対象を含んだＢモード画像を表示させ、そのＢモード画像上において、図６に示したように、ビームカーソル７０の角度等を調整し、ビームカーソル７０上にサンプルボリューム７２を設定する。サンプルボリューム７２は、ビームカーソル７０に沿って（深さ方向に沿って）、血管等の診断対象の位置に移動される。サンプルボリューム７２の位置（深さ）に応じて、遅延回路２５（図１）における遅延量が調整され、サンプルボリューム７２の位置が目標位置となる。ユーザは、サンプルボリューム７２の幅（深さ方向の長さ）も調整する。サンプルボリューム７２の幅に応じて、ＦＭ変調器２０（図１）における変調処理の変調度βが調整される。

こうして、サンプルボリューム７２が設定されると、その設定状態に応じて極大箇所の位置や強度が算出され（図２〜４参照）、図６に示したように極大マーカ７４が表示される。そして、ユーザがＦＭＣＷ連続波のドプラ計測モードを選択すると、Ｂモード画像がフリーズされ（静止画像とされ）てドプラ計測が開始される。

極大マーカ７４が表示されるため、例えば、診断対象とは異なる血管等が極大マーカ７４の位置に存在する場合に、ユーザは、プローブの姿勢や位置、ビームカーソル７０の角度、サンプルボリューム７２の位置や幅などを適宜調整し、診断対象とは異なる血管等と極大マーカ７４が重ならないようにする。これにより、目標位置の血管等から得られるドプラ波形などを高精度に計測することが可能になる。

以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、上述した本発明の好適な実施形態等は、あらゆる点で単なる例示にすぎず、本発明の範囲を限定するものではない。本発明は、その本質を逸脱しない範囲で各種の変形形態を包含する。

２０ＦＭ変調器、２２ＲＦ波発振器、２４変調波生成部、２５遅延回路、３０受信ミキサ、４２ＦＦＴ処理部、４４ドプラ情報抽出部、４６表示画像形成部。

Claims

周期的に周波数を変化させた連続波の送信信号を出力する送信処理部と、
前記送信信号に対応した超音波の送信波を生体に送波してその送信波に伴う受信波を生体から受波することにより受信信号を得る超音波送受部と、
生体内の目標位置との間の相関関係を調整しつつ前記受信信号に対して復調処理を施すことにより、当該目標位置に対応した復調信号を得る受信処理部と、
前記復調信号から生体内情報を得る生体内情報抽出部と、
前記相関関係が極大となる極大箇所を示した表示画像を形成する画像形成部と、
を有する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
請求項１に記載の超音波診断装置において、
前記画像形成部は、超音波ビームを示したビームカーソル上に前記目標位置と前記極大箇所を示した表示画像を形成する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
請求項２に記載の超音波診断装置において、
前記画像形成部は、前記目標位置と前記極大箇所とを互いに異なる表示態様で示した表示画像を形成する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
請求項１から３のいずれか１項に記載の超音波診断装置において、
前記画像形成部は、複数の前記極大箇所のうち極大値の大きさが閾値以上となる極大箇所を示した表示画像を形成する、
ことを特徴とする超音波診断装置。