JP2017217359A - 超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法、及び超音波観測装置の作動プログラム - Google Patents
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Abstract
【課題】観測対象に応じた正確なMI値を知ることができる超音波観測装置を提供すること。【解決手段】超音波観測装置は、観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で反射された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波観測装置であって、前記超音波信号に基づいて超音波の中心周波数を算出する中心周波数算出部と、前記超音波信号に基づいて超音波の減衰率を算出する減衰率算出部と、予め取得した音圧データを記憶する記憶部と、前記減衰率算出部が算出した減衰率、前記中心周波数算出部が算出した中心周波数、及び前記記憶部に記憶された音圧データに基づいてMI値を算出するMI値算出部と、を備える。【選択図】図1
Description
本発明は、超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法、及び超音波観測装置の作動プログラムに関する。
従来、超音波を送受信する超音波振動子を備えた超音波観測システムが知られている。超音波観測システムでは、観測対象である被検体の安全性を確保するため、超音波振動子から送信される超音波の最大出力がMI(Mechanical Index)値によって定められている。MI値として、従来の超音波観測システムでは、超音波の減衰率を固定値として算出したMI値を用いていた(例えば、特許文献1参照)。
しかしながら、実際には観測対象によって減衰率が異なる。そのため、従来の超音波観測システムでは、観測対象に応じた正確なMI値を知ることができなかった。
本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、観測対象に応じた正確なMI値を知ることができる超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法、及び超音波観測装置の作動プログラムを提供することを目的とする。
上述した課題を解決し、目的を達成するために、本発明の一態様に係る超音波観測装置は、観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で反射された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波観測装置であって、前記超音波信号に基づいて超音波の中心周波数を算出する中心周波数算出部と、前記超音波信号に基づいて超音波の減衰率を算出する減衰率算出部と、予め取得した音圧データを記憶する記憶部と、前記減衰率算出部が算出した減衰率、前記中心周波数算出部が算出した中心周波数、及び前記記憶部に記憶された音圧データに基づいてMI値を算出するMI値算出部と、を備えることを特徴とする。
また、本発明の一態様に係る超音波観測装置は、前記中心周波数算出部は、前記超音波信号の各音線上のサンプリング点ごとの中心周波数を算出し、前記減衰率算出部は、前記サンプリング点ごとの減衰率を算出し、前記記憶部は、前記サンプリング点ごとに予め取得した音圧データを記憶しており、前記MI値算出部は、前記サンプリング点ごとのMI値を算出することを特徴とする。
また、本発明の一態様に係る超音波観測装置は、前記超音波信号に基づいて前記超音波画像を生成する画像生成部と、前記超音波画像においてMI値が最適範囲内にある領域を抽出する最適領域抽出部と、前記超音波画像上に前記最適領域抽出部が抽出した領域を合成した画像を生成する画像合成部と、を備えることを特徴とする。
また、本発明の一態様に係る超音波観測装置は、前記音圧データは、前記超音波振動子から送信する超音波の送信条件を変更して測定を行うことにより、予め取得したデータであることを特徴とする。
また、本発明の一態様に係る超音波観測装置は、前記中心周波数算出部は、前記サンプリング点のうち、受信エコーの振幅が閾値以下のサンプリング点において、該サンプリング点の中心周波数を所定の他のサンプリング点の中心周波数に代替することを特徴とする。
また、本発明の一態様に係る超音波観測装置は、前記最適領域抽出部は、造影剤ごとに異なる前記最適範囲を用いて領域の抽出を行うことを特徴とする。
また、本発明の一態様に係る超音波観測装置は、当該超音波観測装置は、前記超音波振動子からの超音波の送信条件が変更された場合に、送信条件が変更された後に前記超音波プローブが取得した前記超音波画像に基づいてMI値が最適範囲内にある領域の抽出を行うことを特徴とする。
また、本発明の一態様に係る超音波観測装置の作動方法は、超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波観測装置の作動方法であって、中心周波数算出部が、前記超音波信号に基づいて超音波の中心周波数を算出する中心周波数算出ステップと、減衰率算出部が、前記超音波信号に基づいて超音波の減衰率を算出する減衰率算出ステップと、MI値算出部が、算出した前記減衰率及び前記中心周波数と予め取得した音圧データとに基づいてMI値を算出するMI値算出ステップと、を含むことを特徴とする。
また、本発明の一態様に係る超音波観測装置の作動プログラムは、超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波観測装置の作動プログラムであって、中心周波数算出部が、前記超音波信号に基づいて超音波の中心周波数を算出する中心周波数算出ステップと、減衰率算出部が、前記超音波信号に基づいて超音波の減衰率を算出する減衰率算出ステップと、MI値算出部が、算出した前記減衰率及び前記中心周波数と予め取得した音圧データとに基づいてMI値を算出するMI値算出ステップと、を前記超音波観測装置に実行させることを特徴とする。
本発明によれば、観測対象に応じた正確なMI値を知ることができる超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法、及び超音波観測装置の作動プログラムを実現することができる。
以下に、図面を参照して本発明に係る超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法、及び超音波観測装置の作動プログラムの実施の形態を説明する。なお、これらの実施の形態により本発明が限定されるものではない。本発明は、造影モードを搭載した超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法、及び超音波観測装置の作動プログラム一般に適用することができる。
また、図面の記載において、同一又は対応する要素には適宜同一の符号を付している。また、図面は模式的なものであり、各要素の寸法の関係、各要素の比率などは、現実と異なる場合があることに留意する必要がある。図面の相互間においても、互いの寸法の関係や比率が異なる部分が含まれている場合がある。
(実施の形態)
図1は、本発明の実施の形態に係る超音波観測装置を備えた超音波観測システムの構成を示すブロック図である。超音波観測システム1は、観測対象である被検体へ超音波を送信し、該被検体で反射された超音波を受信する超音波プローブ2と、超音波プローブ2が取得した超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波観測装置3と、超音波観測装置3が生成した超音波画像を表示する表示装置4と、を備える。超音波観測装置3は、超音波の観測モードとして、エコー信号の振幅を輝度に変換して画像を生成するBモード及び、観測対象に導入された微小気泡の懸濁液である超音波用の造影剤を強調して表示する画像を生成する造影モードを選択することができる超音波観測装置である。
図1は、本発明の実施の形態に係る超音波観測装置を備えた超音波観測システムの構成を示すブロック図である。超音波観測システム1は、観測対象である被検体へ超音波を送信し、該被検体で反射された超音波を受信する超音波プローブ2と、超音波プローブ2が取得した超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波観測装置3と、超音波観測装置3が生成した超音波画像を表示する表示装置4と、を備える。超音波観測装置3は、超音波の観測モードとして、エコー信号の振幅を輝度に変換して画像を生成するBモード及び、観測対象に導入された微小気泡の懸濁液である超音波用の造影剤を強調して表示する画像を生成する造影モードを選択することができる超音波観測装置である。
超音波プローブ2は、その先端部に、超音波観測装置3から受信した電気的なパルス信号を超音波パルス(音響パルス)に変換して被検体の観測対象へ照射するとともに、被検体で反射された超音波エコーを電圧変化で表現する電気的なエコー信号(超音波信号)に変換して出力する超音波振動子21を有する内視鏡である。超音波振動子21は、複数の音線方向に沿って放射状に超音波を送受信するコンベックス型の振動子により実現される。超音波プローブ2は、超音波振動子21をメカ的に走査させるものであってもよいし、超音波振動子21として複数の素子をアレイ状に設け、送受信にかかわる素子を電子的に切り替えたり、各素子の送受信に遅延をかけたりすることで、電子的に走査させるものであってもよい。
超音波プローブ2は、通常は撮像光学系及び撮像素子を有しており、被検体の消化管(食道、胃、十二指腸、大腸)、又は呼吸器(気管・気管支)へ挿入され、消化管、呼吸器やその周囲臓器(膵臓、胆嚢、胆管、胆道、リンパ節、縦隔臓器、血管等)を撮像することが可能である。また、超音波プローブ2は、撮像時に被検体へ照射する照明光を導くライトガイドを有する。このライトガイドは、先端部が超音波プローブ2の被検体への挿入部の先端まで達している一方、基端部が照明光を発生する光源装置に接続されている。
超音波観測装置3は、送信部31と、受信部32と、信号処理部33と、画像生成部34と、演算部35と、画像合成部36と、入力部37と、制御部38と、記憶部39と、を備える。
送信部31は、超音波プローブ2と電気的に接続され、所定の波形及び送信タイミングに基づいて高電圧パルスからなる送信信号(パルス信号)を超音波振動子21へ送信する。送信部31が送信するパルス信号の周波数帯域は、超音波振動子21におけるパルス信号の超音波パルスへの電気音響変換の線型応答周波数帯域をほぼカバーする広帯域にするとよい。また、送信部31は、制御部38が出力する各種制御信号を超音波プローブ2に対して送信する。
受信部32は、超音波振動子21から電気的な受信信号であるエコー信号を受信して、A/D変換することによってデジタルの高周波(RF:Radio Frequency)信号のデータ(以下、RFデータという)を生成、出力する。また、受信部32は、超音波プローブ2から識別用のIDを含む各種情報を受信して制御部38へ送信する機能も有する。
信号処理部33は、受信部32から受信したRFデータをもとにデジタルのBモード用受信データを生成する。具体的には、信号処理部33は、RFデータに対してバンドパスフィルタ、包絡線検波、対数変換など公知の処理を施し、デジタルのBモード用受信データを生成する。対数変換では、RFデータを基準電圧Vcで除した量の常用対数をとってデシベル値で表現する。信号処理部33は、生成した1フレーム分のBモード用受信データを、画像生成部34へ出力する。信号処理部33は、CPU(Central Processing Unit)や各種演算回路等を用いて実現される。
画像生成部34は、受信部32から受信したRFデータに基づいて画像データを生成する。画像生成部34は、記憶部39に記憶されているBモード用受信データに対して、スキャンコンバーター処理、ゲイン処理、コントラスト処理等の公知の技術を用いた信号処理を行うとともに、表示装置4における画像の表示レンジに応じて定まるデータステップ幅に応じたデータの間引き等を行うことによってBモード画像データを生成する。スキャンコンバーター処理では、Bモード用受信データのスキャン方向を、超音波のスキャン方向から表示装置4の表示方向に変換する。Bモード画像は、色空間としてRGB表色系を採用した場合の変数であるR(赤)、G(緑)、B(青)の値を一致させたグレースケール画像である。
画像生成部34は、信号処理部33からのBモード用受信データに走査範囲を空間的に正しく表現できるよう並べ直す座標変換を施した後、Bモード用受信データ間の補間処理を施すことによってBモード用受信データ間の空隙を埋め、Bモード画像データを生成する。
演算部35は、中心周波数算出部35aと、減衰率算出部35bと、MI値算出部35cと、最適領域抽出部35dと、を有する。演算部35は、超音波信号に基づいてMI値が最適範囲内にある領域(以下、「最適領域」という)を生成する。具体的には、演算部35は、超音波信号の各音線上のサンプリング点ごとのMI値を算出する。
図2は、超音波振動子の音線上のサンプリング点を表す図である。図2に示すように、超音波振動子21の表面に位置する原点Oから音線方向に沿ってサンプリング点である点A、点B、点C、・・・点Zが並んでいる。なお、図2には、中央に位置する1本の音線上のサンプリング点を図示したが、各音線について同様に音線方向に沿ってサンプリング点が放射状に並んでいる。そして、演算部35は、各音線方向に沿って並んでいるサンプリング点の全てに対して、MI値の算出を行い、最適領域を抽出する。
中心周波数算出部35aは、超音波信号に基づいて超音波信号の各音線上のサンプリング点ごとの中心周波数を算出する。減衰率算出部35bは、超音波信号に基づいて超音波信号の各音線上のサンプリング点ごとの減衰率を算出する。以下に、中心周波数及び減衰率の算出方法を説明する。ただし、中心周波数及び減衰率の算出方法は特に限定されない。
はじめに、中心周波数算出部35aは、各音線のRFデータ(ラインデータ)を所定の時間間隔でサンプリングし、図2のサンプリング点に対応するサンプルデータを生成する。中心周波数算出部35aは、サンプルデータ群に高速フーリエ変換(FFT:Fast Fourier Transform)処理を施すことにより、RFデータ上の複数の箇所(データ位置)における周波数スペクトルを算出する。
図3は、超音波信号の1つの音線におけるデータ配列を模式的に示す図である。図3に示す音線SRkにおいて、白又は黒の長方形は、1つのサンプリング点におけるデータを意味している。また、音線SRkにおいて、右側に位置するデータほど、超音波振動子21から音線SRkに沿って計った場合の深い箇所からのサンプルデータである(図3の矢印を参照)。音線SRkは、受信部32が行うA/D変換におけるサンプリング周波数(例えば50MHz)に対応した時間間隔で離散化されている。図2では、番号kの音線SRkの8番目のデータ位置を受信深度zの方向の初期値Z(k) 0として設定した場合を示しているが、初期値の位置は任意に設定することができる。
図3に示すデータ群Fj(j=1、2、・・・、K)は、FFT処理の対象となるサンプルデータ群である。一般に、FFT処理を行うためには、サンプルデータ群が2のべき乗のデータ数を有している必要がある。この意味で、サンプルデータ群Fj(j=1、2、・・・、K−1)はデータ数が16(=24)で正常なデータ群である一方、サンプルデータ群FKは、データ数が12であるため異常なデータ群である。異常なデータ群に対してFFT処理を行う際には、不足分だけゼロデータを挿入することにより、正常なサンプルデータ群を生成する処理を行う。
図4は、中心周波数算出部が算出する周波数スペクトルの例を示す図である。ここでいう「周波数スペクトル」とは、サンプルデータ群にFFT処理を施すことによって得られた「ある受信深度zにおける強度の周波数分布」を意味する。また、ここでいう「強度」とは、例えばエコー信号の電圧、エコー信号の電力、超音波エコーの音圧、超音波エコーの音響エネルギー等のパラメータ、これらパラメータの振幅や時間積分値やその組み合わせのいずれかを指す。
図4では、横軸が周波数fである。また、図4では、縦軸が、強度I0を基準強度Ic(定数)で除した量の常用対数(デシベル表現)I=10log10(I0/Ic)である。図4において、受信深度zは一定である。図4に示す直線L10については後述する。なお、本実施の形態において、曲線及び直線は、離散的な点の集合からなる。
図4に示す周波数スペクトルC1において、以後の演算に使用する周波数帯域の下限周波数fL及び上限周波数fHは、超音波振動子21の周波数帯域、送信部31が送信するパルス信号の周波数帯域などをもとに決定されるパラメータである。以下、図4において、下限周波数fL及び上限周波数fHによって定まる周波数帯域を「周波数帯域F」という。
中心周波数算出部35aは、下限周波数fL及び上限周波数fH用いて中心周波数fC=(fL+fH)/2を算出する。なお、あるサンプリング点の中心周波数fCを算出するために設定する周波数帯域Fは、算出対象のサンプリング点の深度等に応じて変更してもよい。
なお、嚢胞等において、中心周波数を正しく算出することができない場合がある。図5は、嚢胞がある場合の中心周波数の算出方法を説明するための図である。図5の領域ARcが嚢胞である。このとき、嚢胞内に位置するサンプリング点である点N+1では、嚢胞があることによりエコー信号が検出されない、又はエコー信号が微弱である。そのため、点N+1のエコー信号から中心周波数を正しく算出することができない。そこで、中心周波数算出部35aは、点N+1の中心周波数を、音線方向に沿って原点Oに1つ近いサンプリング点であって、嚢胞外に位置するサンプリング点である点Nのエコー信号を用いて算出した中心周波数に代替する。なお、音線方向に沿って原点Oに1つ近いサンプリング点が嚢胞内である場合、音線方向に沿って原点O側に進んで最初の嚢胞外のサンプリング点の中心周波数に代替すればよい。このように、中心周波数算出部35aは、受信エコーの振幅が閾値以下の点において、該点の中心周波数を所定の他の点の中心周波数にすることが好ましい。ただし、点N+1の中心周波数を、例えば音線方向に沿って原点Oから遠い側のサンプリング点など、その他の点の中心周波数に代替してもよい。
減衰率算出部35bは、周波数スペクトルを直線で近似することによって周波数スペクトルの補正前特徴量を算出し、算出した補正前特徴量に対して複数の減衰率候補値の各々に基づいた減衰補正を行うことによって補正特徴量を算出し、すべての周波数スペクトルに対して算出した補正特徴量の統計的なばらつきを算出し、算出した統計的なばらつきに基づいて複数の減衰率候補値の中から最適な減衰率を抽出する。減衰率算出部35bは、超音波の走査領域(観測対象領域)内で設定される1又は複数の関心領域(ROI:Region of Interest)の各々に対し、最適な減衰率を算出する。本実施の形態では、複数の関心領域を設定する場合、それらの関心領域は互いに交わりを有しないものとする。なお、図2には、一例として走査領域を放射状に分割し、さらに受信深度ごとに分割してROIを設定した様子を図示した。
減衰率算出部35bは、所定周波数帯域における周波数スペクトルの回帰分析を行って周波数スペクトルを一次式(回帰直線)で近似することにより、この近似した一次式を特徴付ける補正前特徴量を算出する。例えば、図4に示す周波数スペクトルC1の場合、減衰率算出部35bは、周波数帯域Fで回帰分析を行い周波数スペクトルC1を一次式で近似することによって回帰直線L10を得る。換言すると、減衰率算出部35bは、回帰直線L10の傾きa0、切片b0、及び周波数帯域Fの中心周波数fCの回帰直線上の値であるミッドバンドフィット(Mid−band fit)c0=a0fC+b0を補正前特徴量として算出する。
3つの補正前特徴量のうち、傾きa0は、超音波の散乱体の大きさと相関を有し、一般に散乱体が大きいほど傾きが小さな値を有すると考えられる。また、切片b0は、散乱体の大きさ、音響インピーダンスの差、散乱体の数密度(濃度)等と相関を有している。具体的には、切片b0は、散乱体が大きいほど大きな値を有し、音響インピーダンスの差が大きいほど大きな値を有し、散乱体の数密度が大きいほど大きな値を有すると考えられる。ミッドバンドフィットc0は、傾きa0と切片b0から導出される間接的なパラメータであり、有効な周波数帯域内の中心におけるスペクトルの強度を与える。このため、ミッドバンドフィットc0は、散乱体の大きさ、音響インピーダンスの差、散乱体の数密度に加えて、Bモード画像の輝度とある程度の相関を有していると考えられる。なお、減衰率算出部35bは、回帰分析によって二次以上の多項式で周波数スペクトルを近似するようにしてもよい。
減衰率算出部35bが行う補正について説明する。一般に、超音波の減衰量A(f,z)は、超音波が受信深度0と受信深度zとの間を往復する間に生じる減衰であり、往復する前後の強度変化(デシベル表現での差)として定義される。減衰量A(f,z)は、一様な組織内では周波数に比例することが経験的に知られており、以下の式(1)で表現される。
A(f,z)=2αzf ・・・(1)
ここで、比例定数αが減衰率であり、単位長さ及び単位周波数あたりの減衰量である。また、zは超音波の受信深度であり、fは周波数である。減衰率αの具体的な値は、観測対象が生体である場合、生体の部位に応じて定まる。減衰率αの単位は、例えばdB/cm/MHzである。本実施の形態において、減衰率算出部35bは、観測対象に最も適合する減衰率(最適な減衰率)を設定するために、複数の減衰率候補値に対してそれぞれ減衰補正を行う。
A(f,z)=2αzf ・・・(1)
ここで、比例定数αが減衰率であり、単位長さ及び単位周波数あたりの減衰量である。また、zは超音波の受信深度であり、fは周波数である。減衰率αの具体的な値は、観測対象が生体である場合、生体の部位に応じて定まる。減衰率αの単位は、例えばdB/cm/MHzである。本実施の形態において、減衰率算出部35bは、観測対象に最も適合する減衰率(最適な減衰率)を設定するために、複数の減衰率候補値に対してそれぞれ減衰補正を行う。
減衰率算出部35bは、抽出した補正前特徴量(傾きa0、切片b0、ミッドバンドフィットc0)に対し、以下に示す式(2)〜(4)にしたがって減衰補正を行うことにより、補正特徴量a、b、cを算出する。
a=a0+2αz ・・・(2)
b=b0 ・・・(3)
c=c0+A(fC,z)=c0+2αzfC(=afC+b) ・・・(4)
式(2)、(4)からも明らかなように、減衰率算出部35bは、超音波の受信深度zが大きいほど、補正量が大きい補正を行う。また、式(3)によれば、切片に関する補正は恒等変換である。これは、切片が周波数0(Hz)に対応する周波数成分であって減衰の影響を受けないためである。
a=a0+2αz ・・・(2)
b=b0 ・・・(3)
c=c0+A(fC,z)=c0+2αzfC(=afC+b) ・・・(4)
式(2)、(4)からも明らかなように、減衰率算出部35bは、超音波の受信深度zが大きいほど、補正量が大きい補正を行う。また、式(3)によれば、切片に関する補正は恒等変換である。これは、切片が周波数0(Hz)に対応する周波数成分であって減衰の影響を受けないためである。
減衰率算出部35bは、すべての周波数スペクトルに対して減衰率候補値ごとに算出した補正特徴量の統計的なばらつきとしての分散を関心領域ごとに算出する。その後、減衰率算出部35bは、分散が最小である減衰率候補値を関心領域ごとの最適な減衰率として抽出する。なお、複数種類の特徴量に対して減衰補正が行われた場合、減衰率算出部35bは適宜設定される1種類の補正特徴量の分散のみを算出すればよい。また、同一の関心領域において分散が最小となる減衰率候補値が複数ある場合、減衰率算出部35bは、例えば分散が最小となる複数の減衰率候補値の平均を最適な減衰率とすればよい。
ここで、統計的なばらつきに基づいて最適な減衰率を設定することができる理由を説明する。観測対象に最適な減衰率を適用した場合、観測対象と超音波振動子21との距離に関わらず、特徴量は観測対象に固有の値へ収束し、統計的なばらつきが小さくなると考えられる。その一方で、観測対象に適合しない減衰率候補値を最適な減衰率とした場合、減衰補正が過剰であるか又は不足するため、超音波振動子21との距離に応じて特徴量にずれが生じ、特徴量の統計的なばらつきが大きくなると考えられる。したがって、統計的なばらつきが最も小さい減衰率候補値が、観測対象にとって最適な減衰率であるということができる。なお、より詳細な最適な減衰率の算出方法の説明は、例えば特許第5927367号公報等に記載されている。
MI値算出部35cは、中心周波数算出部35aが算出した中心周波数fC、減衰率算出部35bが算出した減衰率α(上述した最適な減衰率)、及び後述する記憶部39に記憶された負音圧Pに基づいて超音波信号の各音線上のサンプリング点ごとのMI値を算出する。ここで、点Aの減衰率をα(A)、中心周波数をfC(A)、負音圧をP(A)、原点Oと点Aとの距離である受信深度をz(A)とすると、点AのMI値であるMI(A)は、以下の式(5)ように算出することができる。
MI(A)=
|−P(A)×10{−α(A)×z(A)×f C (A)/20}|/√fC(A)
・・・(5)
MI(A)=
|−P(A)×10{−α(A)×z(A)×f C (A)/20}|/√fC(A)
・・・(5)
最適領域抽出部35dは、被検体に投与された造影剤に応じて定められたMI値が最適範囲内にある領域(最適領域)を抽出する。MI値の最適範囲とは、超音波振動子21からの超音波の出力が、造影剤を破壊しない、かつ十分なエコー信号が得られる範囲であり、造影剤による腫瘍等の強調表示が有効な範囲である。この最適範囲は、使用する造影剤によって異なるため、入力部37から造影剤の情報を入力することにより変更できることが好ましい。
画像合成部36は、造影剤モードにおいて、被検体に造影剤が投与された場合に、造影剤からの高調波成分を画像化する。画像合成部36は、超音波画像内における血流情報を取得し、Bモード画像上に血流情報に応じた色情報を重畳するように画像合成を行う。また、画像合成部36は、画像生成部34が生成した超音波画像上に最適領域抽出部35dが抽出した最適領域を重畳するように画像合成を行う。図6は、超音波画像にMI値が最適範囲内にある領域を重畳した様子を表す図である。図6に示すように、画像合成部36は、超音波画像上に重畳するように、最適領域抽出部35dが抽出した領域ARe1が所定の色で着色された画像を合成する。
入力部37は、キーボード、ボタン、マウス、トラックボール、タッチパネル等のユーザインタフェースへの入力操作に基づく信号を受け付ける。入力部37は、ユーザによる造影モードの開始を指示する指示入力や、造影モードの終了を指示する指示入力を受け付ける。また、入力部37は、超音波振動子21からの超音波の送信条件を変更する指示入力を受け付ける。送信条件とは、例えば超音波振動子21からの超音波の出力の強さ等である。
制御部38は、超音波観測システム1の全体を制御する。制御部38は、演算及び制御機能を有するCPUや各種演算回路等を用いて実現される。制御部38は、記憶部39が記憶、格納する情報を記憶部39から読み出し、超音波観測装置3の作動方法に関連した各種演算処理を実行することによって超音波観測装置3を統括して制御する。なお、制御部38を信号処理部33、画像生成部34、演算部35、及び画像合成部36と共通のCPU等を用いて構成することも可能である。
記憶部39は、超音波観測システム1を動作させるための各種プログラム、及び超音波観測システム1の動作に必要な各種パラメータ等を含むデータなどを記憶する。記憶部39は、例えば、超音波振動子21が観測する深度と超音波振動子21が各音線方向に送信するパルス繰り返し周波数との対応関係を記憶している。また、記憶部39は、予め取得した超音波信号の各音線上のサンプリング点ごとの音圧データである負音圧を記憶している。負音圧は、水中において超音波振動子21を駆動させ、超音波信号の各音線上のサンプリング点の位置に超音波受信機を配置してエコー信号を測定することにより得られる。
また、記憶部39は、超音波観測システム1の作動方法を実行するための作動プログラムを含む各種プログラムを記憶する。作動プログラムは、ハードディスク、フラッシュメモリ、CD−ROM、DVD−ROM、フレキシブルディスク等のコンピュータ読み取り可能な記録媒体に記録して広く流通させることも可能である。なお、上述した各種プログラムは、通信ネットワークを介してダウンロードすることによって取得することも可能である。ここでいう通信ネットワークは、例えば既存の公衆回線網、LAN(Local Area Network)、WAN(Wide Area Network)などによって実現されるものであり、有線、無線を問わない。
以上の構成を有する記憶部39は、各種プログラム等が予めインストールされたROM(Read Only Memory)、及び各処理の演算パラメータやデータ等を記憶するRAM(Random Access Memory)等を用いて実現される。
表示装置4は、映像ケーブルを介して超音波観測装置3が生成した超音波画像のデータ信号を受信して表示する。表示装置4は、液晶又は有機EL(Electro Luminescence)等のモニタを用いて構成される。
図7は、本発明の実施の形態に係る超音波観測装置が行う処理の概要を示すフローチャートである。はじめに、超音波観測装置3は、Bモードで駆動しており、制御部38は、入力部37に造影モードの指示入力があったか否かを適宜判定している(ステップS1)。制御部38が入力部37に造影モードの指示入力がなかったと判定した場合(ステップS1:No)、ステップS1の判定を繰り返す。一方、制御部38が入力部37に造影モードの指示入力があったと判定した場合(ステップS1:Yes)、超音波観測装置3は、造影モードに切り替わる。造影モードでは、画像合成部36が、超音波画像内における血流情報を取得し、Bモード画像上に血流情報に応じた色情報を重畳するように画像合成を行う。
造影モードに切り替わると、まず、演算部35の中心周波数算出部35aは、超音波信号に基づいて超音波信号の各音線上のサンプリング点ごとの中心周波数を算出する(ステップS2)。
続いて、減衰率算出部35bは、超音波信号に基づいて超音波信号の各音線上のサンプリング点ごとの減衰率を算出する(ステップS3)。
さらに、MI値算出部35cは、中心周波数算出部35aが算出した中心周波数、減衰率算出部35bが算出した減衰率、及び記憶部39に記憶された負音圧に基づいて、上述した式(5)を用いて、超音波信号の各音線上のサンプリング点ごとのMI値を算出する(ステップS4)。
そして、最適領域抽出部35dは、MI値が被検体に投与された造影剤に応じて定められた最適領域を抽出する(ステップS5)。
さらに、画像合成部36は、画像生成部34が生成した超音波画像上に最適領域抽出部35dが抽出した最適領域を合成した画像を生成する(ステップS6)。
その後、制御部38は、入力部37に超音波振動子21からの超音波の送信条件を変更する指示入力があったか否かを判定する(ステップS7)。制御部38が入力部37に送信条件を変更する指示入力があったと判定した場合(ステップS7:Yes)、ステップS2に戻り、演算部35が最適領域の抽出を再度実行する。一方、制御部38が入力部37に送信条件を変更する指示入力がなかったと判定した場合(ステップS7:No)、制御部38は、入力部37に造影モード終了の指示入力があったか否かを判定する(ステップS8)。制御部38が入力部37に造影モード終了の指示入力がなかったと判定した場合(ステップS8:No)、ステップS5に戻り、画像合成部36は、最新の超音波画像に順次MI値を合成した画像を生成する。一方、制御部38が入力部37に造影モード終了の指示入力があったと判定した場合(ステップS8:Yes)、超音波観測装置3は一連の処理を終了する。
ここで、造影モードでは、超音波振動子から出力される超音波出力が大きすぎると造影剤が破壊されるため、組織に滞留する造影剤を適切に観測することができない。一方、超音波振動子から出力される超音波出力が小さすぎると十分なエコー信号が得られず、鮮明な超音波画像が得られない。図6に示す最適領域である領域ARe1では、超音波出力が造影剤に適した値であるため、造影剤による腫瘍等の強調表示が有効な造影剤による観察が適切に行われている領域である。
図6に示す領域AR1及び領域AR2は、腫瘍等であり造影剤により強調表示されている領域である。一方、領域AR3は、ユーザが観測対象としている領域であり、領域ARe1に含まれているが、強調表示されていない領域である。この領域AR3は、造影剤により適切な観測が行われているにもかかわらず強調表示されていないため、造影剤により強調表示される腫瘍等ではないことがわかる。
また、図8は、図6と同様に超音波画像にMI値が最適範囲内にある領域を重畳した様子を表す図である。図6の場合には、領域AR3が領域ARe2に含まれておらず、領域AR3を造影剤により適切に観測できていない。この場合、超音波振動子21からの超音波の送信条件を変更することにより、超音波観測装置3に最適領域を再度算出させて、最適領域を移動させればよい。適宜超音波振動子21からの超音波の送信条件を調整することにより、領域AR3が最適領域に含まれるようにすることで領域AR3を造影剤により適切に観測することができる。なお、図8のような場合に、従来の超音波観測装置では、最適領域が表示されないため、領域AR3が造影剤による適切な観測が行えていない領域か、造影剤により適切に観測しているが強調表示されない(すなわち、腫瘍等でない)領域であるかを判別することができなかった。
以上説明したように、実施の形態によれば、造影剤による適切な観測がなされている最適領域を知ることができるため、超音波振動子21からの超音波の送信条件を変更することにより、超音波画像内の任意の位置において造影剤による適切な観測を行うことができる。
なお、上述した実施の形態においては、減衰率算出部35bにおいて、ROIを設定し、各ROIにおける最適な減衰率を算出する構成を説明したが、これに限られない。例えば、減衰率算出部35bにおいて、各ROIにサンプリング点が1ずつ含まれるように設定し、各サンプリング点に対応する最適な減衰値を算出してもよい。また、減衰率算出部35bにおいて、走査領域全体を1つのROIに設定して最適な減衰率を算出してもよい。この場合に、例えばいずれか1つのサンプリング点のMI値を表示装置4に表示させることにより、ユーザがMI値を見ながら、超音波振動子21からの超音波の出力を調整できる構成としてもよい。
また、上述した実施の形態においては、コンベックス型の超音波振動子21を用いる例を説明したがこれに限られない。超音波振動子は、ラジアル型やリニア型であってもよい。さらに、超音波プローブ2は、超音波振動子21を被検体の体内に挿入する内視鏡に限られない。例えば、上述した構成を、被検体内の体表から体内に向けて超音波パルスを送信するとともに被検体の体内で反射された超音波エコーを受信してエコー信号を出力する機能を有する体外型の超音波プローブに対して適用してもよい。
さらなる効果や変形例は、当業者によって容易に導き出すことができる。よって、本発明のより広範な態様は、以上のように表わしかつ記述した特定の詳細及び代表的な実施形態に限定されるものではない。したがって、添付のクレーム及びその均等物によって定義される総括的な発明の概念の精神又は範囲から逸脱することなく、様々な変更が可能である。
1 超音波観測システム
2 超音波プローブ
3 超音波観測装置
4 表示装置
21 超音波振動子
31 送信部
32 受信部
33 信号処理部
34 画像生成部
35 演算部
35a 中心周波数算出部
35b 減衰率算出部
35c MI値算出部
35d 最適領域抽出部
36 画像合成部
37 入力部
38 制御部
39 記憶部
A、B、C、N、N+1、Z 点
O 原点
AR1、AR2、AR3、ARc、ARe1、ARe2 領域
2 超音波プローブ
3 超音波観測装置
4 表示装置
21 超音波振動子
31 送信部
32 受信部
33 信号処理部
34 画像生成部
35 演算部
35a 中心周波数算出部
35b 減衰率算出部
35c MI値算出部
35d 最適領域抽出部
36 画像合成部
37 入力部
38 制御部
39 記憶部
A、B、C、N、N+1、Z 点
O 原点
AR1、AR2、AR3、ARc、ARe1、ARe2 領域
Claims (9)
- 観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で反射された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波観測装置であって、
前記超音波信号に基づいて超音波の中心周波数を算出する中心周波数算出部と、
前記超音波信号に基づいて超音波の減衰率を算出する減衰率算出部と、
予め取得した音圧データを記憶する記憶部と、
前記減衰率算出部が算出した減衰率、前記中心周波数算出部が算出した中心周波数、及び前記記憶部に記憶された音圧データに基づいてMI値を算出するMI値算出部と、
を備えることを特徴とする超音波観測装置。 - 前記中心周波数算出部は、前記超音波信号の各音線上のサンプリング点ごとの中心周波数を算出し、
前記減衰率算出部は、前記サンプリング点ごとの減衰率を算出し、
前記記憶部は、前記サンプリング点ごとに予め取得した音圧データを記憶しており、
前記MI値算出部は、前記サンプリング点ごとのMI値を算出することを特徴とする請求項1に記載の超音波観測装置。 - 前記超音波信号に基づいて前記超音波画像を生成する画像生成部と、
前記超音波画像においてMI値が最適範囲内にある領域を抽出する最適領域抽出部と、
前記超音波画像上に前記最適領域抽出部が抽出した領域を合成した画像を生成する画像合成部と、
を備えることを特徴とする請求項2に記載の超音波観測装置。 - 前記音圧データは、前記超音波振動子から送信する超音波の送信条件を変更して測定を行うことにより、予め取得したデータであることを特徴とする請求項1〜3のいずれか1つに記載の超音波観測装置。
- 前記中心周波数算出部は、前記サンプリング点のうち、受信エコーの振幅が閾値以下のサンプリング点において、該サンプリング点の中心周波数を所定の他のサンプリング点の中心周波数に代替することを特徴とする請求項2〜4のいずれか1つに記載の超音波観測装置。
- 前記最適領域抽出部は、造影剤ごとに異なる前記最適範囲を用いて領域の抽出を行うことを特徴とする請求項3〜5のいずれか1つに記載の超音波観測装置。
- 当該超音波観測装置は、前記超音波振動子からの超音波の送信条件が変更された場合に、送信条件が変更された後に前記超音波プローブが取得した前記超音波画像に基づいてMI値が最適範囲内にある領域の抽出を行うことを特徴とする請求項3〜6のいずれか1つに記載の超音波観測装置。
- 超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波観測装置の作動方法であって、
中心周波数算出部が、前記超音波信号に基づいて超音波の中心周波数を算出する中心周波数算出ステップと、
減衰率算出部が、前記超音波信号に基づいて超音波の減衰率を算出する減衰率算出ステップと、
MI値算出部が、算出した前記減衰率及び前記中心周波数と予め取得した音圧データとに基づいてMI値を算出するMI値算出ステップと、
を含むことを特徴とする超音波観測装置の作動方法。 - 超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波観測装置の作動プログラムであって、
中心周波数算出部が、前記超音波信号に基づいて超音波の中心周波数を算出する中心周波数算出ステップと、
減衰率算出部が、前記超音波信号に基づいて超音波の減衰率を算出する減衰率算出ステップと、
MI値算出部が、算出した前記減衰率及び前記中心周波数と予め取得した音圧データとに基づいてMI値を算出するMI値算出ステップと、
を前記超音波観測装置に実行させることを特徴とする超音波観測装置の作動プログラム。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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JP2016116174A JP2017217359A (ja) | 2016-06-10 | 2016-06-10 | 超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法、及び超音波観測装置の作動プログラム |
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DE112018005391T5 (de) | 2017-11-10 | 2020-06-25 | Denso Corporation | Anzeigeverarbeitungsvorrichtung |
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