JP4575505B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、被検体の断面を超音波で走査し、それにより得られる受信信号を検波し、その検波信号を対数圧縮にかけて超音波画像を生成する超音波診断装置に関する。

図９は従来の超音波診断装置の構成を示している。超音波プローブ３１には送信系３２から高周波の電圧パルスが印加される。これにより超音波プローブ３１から超音波が被検体に送信される。この超音波は被検体内の音響インピーダンスの境界で反射して、超音波プローブ３１に返ってきて、電気信号に変換される。この電気信号は、受信系３３において、増幅され、ディジタル信号に変換され、整相加算される。

この整相加算により得られる受信信号ｆｉには、時間的に変動の少ないノイズ、いわゆる固定ノイズが含まれており、この固定ノイズを高域通過型の固定ノイズ除去フィルタ３４で除去するようになっている。

この固定ノイズ除去フィルタ３４で固定ノイズが除去された受信信号ｆｉには、位相情報と振幅情報とが保存されており、このうち振幅情報だけを検波器３５で取り出すようになっている。この検波信号Ａｉのダイナミックレンジは、非常に広く、そのまま表現するには表示ユニット３７のダイナミックレンジは不足であるので、対数圧縮器３６で検波信号Ａｉを適度なダイナミックレンジに変換することが一般的に行われている。この対数圧縮後のビデオ信号Ｖｉは、表示ユニット３７に送られ組織断層構造を表すいわゆるＢモード像として表示される。

ところで、上記固定ノイズ除去フィルタ３４において、固定ノイズと一緒に、例えば静止心筋が消えてしまうことがないように、そのカットオフ周波数を心拍時相に応じて微妙に制御することが必要とされる。例えば、拡張後期のような心臓壁の運動が静止してる心拍時相では、カットオフ周波数を低くして、心筋エコーの減衰を抑えて、一方、収縮初期のような心臓壁の運動が激しい心拍時相では、カットオフ周波数を高くして、固定ノイズを十分に減衰させる。

しかしながら、心臓の動きは非常に複雑、つまり心筋といってもその全体が同じ速度で規則正しく動くわけではなく、激しく動いている部分と殆ど動かない部分とが混在しているものである。従って、カットオフ周波数を心拍時相に応じて制御しても、全ての心拍時相で固定ノイズを確実に除去し心筋エコーを確実に残すことは不可能に近く、従って固定ノイズが部分的に残ってしまったり、心筋エコーが部分的に消えてしまうという事態は避けられないものであった。

従って、心筋成分の表示を例にすると、殆ど動かない部分では、固定ノイズ除去フィルタ３４によってそのエコーが減衰されてしまうので、画像表示上の輝度（エコー信号のパワーに相当するもの）が低下してしまうが、一方、動いている部分ではそのエコーは減衰を受けないので、このような輝度低下は見られない。

その結果、心筋といっても同程度の輝度で表示されるのではなく、部分的に輝度が低くなってしまう。更に、この輝度が低下してしまう部分は、心臓の複雑な動き応じて刻々と変化するので、心筋像がちらついて非常に見難くなってしまうという問題があった。

本発明の目的は、超音波診断装置において、固定ノイズ除去に伴って発生する画像のチラツキを効果的に軽減することにある。

本発明のある局面は、被検体の断面を超音波で走査する走査部と、前記走査手段の出力信号に基づいて受信信号を得る受信部と、前記受信信号を濾過して、サンプル点ごとに時間的に変動の比較的少ない固定ノイズ成分を除去し時間的に変動の比較的多い心筋成分を通過させるために特定の心拍時相ではカットオフ周波数を低く、他の心拍時相では、前記カットオフ周波数を高く変化させる高域通過型フィルタと、前記高域通過型フィルタを通った受信信号に含まれる振幅情報を抽出する振幅抽出部と、前記振幅抽出部の出力信号を濾過して、サンプル点ごとに前記高域通過型フィルタの出力に残存している固定ノイズ成分を抑制し過度に消失した心筋成分を補うために低域通過型スムージングフィルタと、前記第２のフィルタ手段の出力信号のダイナミックレンジを圧縮する圧縮部と、前記圧縮手段の出力に基づいて超音波画像を表示する表示部とを具備したことを特徴とする。

本発明によれば、超音波診断装置において、固定ノイズ除去に伴って発生する画像のチラツキを効果的に軽減することができる。

本発明の好ましい実施形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図。 図１のスムージングフィルタ６の構成を示すブロック図。 本実施形態に係る超音波診断装置に対する比較例を示すブロック図。 本実施形態の効果を説明するための補足図であり、フレーム番号の定義を示す図。 本実施形態の効果を説明するための補足図であり、（ａ）は検波後であって対数圧縮前の検波信号Ａｉの時間波形を示す図、（ｂ）は検波及び対数圧縮後のビデオ信号Ｖｉの時間波形を示す図。 本実施形態の効果を説明するための補足図であり、図３の比較例のスムージングフィルタで平均化されたビデオ信号￣Ｖｉの時間波形を示す図。 本実施形態の効果を説明するための補足図であり、（ａ）は本実施形態のスムージングフィルタで平均化された検波信号￣Ａｉの時間波形を示す図、（ｂ）は（ａ）の平均化された検波信号￣Ａｉを対数圧縮した後のビデオ信号Ｖｉの時間波形を示す図。 本実施形態の超音波診断装置の変形例の構成を示すブロック図。 従来の超音波診断装置の構成を示すブロック図。

以下、図面を参照して、本発明による超音波診断装置を好ましい実施形態により説明する。
図１は本実施形態に係る超音波診断装置の構成を示している。超音波プローブ部１の先端には、電気的な振動を機械的な振動に、又その逆に変換する圧電セラミックス等の複数の振動子が配列されている。一般的には、１個の振動子が１チャンネルを構成するようになっている。この超音波プローブ部１は、送信時には送信系２に接続され、受信時には受信系３に接続される。送信系２は、図示しないが、クロック発生器、分周器、送信遅延回路、パルサから構成され、クロック発生器で発生されたクロックパルスを分周器で例えば６ＫＨｚ程度のレートパルスに落とし、このレートパルスを送信遅延回路を通してパルサに与えて高周波の電圧パルスを発生し、振動子を駆動する、つまり機械的に振動させるようになっている。こうして発生された超音波は、被検体内の音響インピーダンスの境界で反射して、超音波プローブ部１に戻ってきて、振動子を機械的に振動する。これにより振動子に電気信号が発生する。この電気信号は、受信系３に取り込まれる。受信系３は、図示しないが、プリアンプ、アナログディジタル変換器、受信遅延回路、加算器から構成され、電気信号をプリアンプで増幅してから、アナログディジタル変換器でディジタル信号に変換する。アナログディジタル変換器では、増幅された電気信号を、１本の超音波走査線上で例えば０．５ｍｍ間隔に相当するサンプリング周波数でサンプリングして、この０．５ｍｍ間隔のサンプル点毎にディジタル信号を離散的に発生する。このディジタル信号は、受信遅延回路と加算器とにより、いわゆる整相加算される。これにより組織間の音響インピーダンスの差、つまり組織構造を表す振幅情報と、血流等の移動体の速度を表している位相情報とを含む受信信号ｆｉが得られる。

この整相加算により得られる受信信号ｆｉには、時間的に変動の比較的少ないノイズ、いわゆる固定ノイズが含まれており、この固定ノイズを、高域通過型に設計された固定ノイズ除去フィルタ４でサンプル点毎に除去するようになっている。なお、この固定ノイズ除去フィルタ４において、固定ノイズと一緒に、例えば静止心筋が消えてしまうことがないように、そのカットオフ周波数はシステムコントローラ９によって心拍時相に応じて微妙に制御されるようになっている。例えば、拡張後期のような心臓壁の運動が静止してる心拍時相では、カットオフ周波数を低くして、心筋エコーの減衰を抑えて、一方、収縮初期のような心臓壁の運動が激しい心拍時相では、カットオフ周波数を高くして、固定ノイズを十分に減衰させる。

この固定ノイズ除去フィルタ４で固定ノイズが除去された受信信号ｆｉには、位相情報と振幅情報とが保存されており、このうち振幅情報だけが検波器５で取り出される。

ところで、心臓の動きは非常に複雑、つまり心筋といってもその全体が同じ速度で規則正しく動くわけではなく、激しく動いている部分と殆ど動かない部分とが混在しているものである。従って、固定ノイズ除去フィルタ４のカットオフ周波数を心拍時相に応じて制御しても、全ての心拍時相で固定ノイズを確実に除去し心筋エコーを確実に残すことは不可能に近く、従って固定ノイズが部分的に残ってしまったり、心筋エコーが部分的に消えてしまうという事態は避けられないものである。従って、心筋成分の表示を例にすると、殆ど動かない部分では、固定ノイズ除去フィルタ４によってそのエコーが減衰されてしまうので、画像表示上の輝度が時間的に大きく変動してチラツキが発生してしまう。

このチラツキを軽減するために、検波器５と対数圧縮器７との間に、低高域通過型に設計されたスムージングフィルタ６を設けて、検波後であって対数圧縮前の検波信号Ａｉを濾過して、時間的変動の比較的大きい成分をサンプル点毎に減衰する、換言すると近隣フレーム間で平均化処理、つまり同じサンプル点であって時間的に連続する複数の検波信号Ａｉを平均化処理するようになっている。

このスムージングフィルタ６で平均化された検波信号￣Ａｉのダイナミックレンジは、非常に広く、そのまま表現するには表示ユニット８のダイナミックレンジは不足であるので、対数圧縮器７で適度なダイナミックレンジまで狭め、そしてこの対数圧縮後のビデオ信号Ｖｉを表示ユニット８に供給するようになっている。尚、本実施形態では、対数圧縮によりダイナミックレンジの圧縮を行っているが、対数以外の非線形変換を用いて、ダイナミックレンジの圧縮を行うようにしてもよい。表示ユニット８では、ビデオ信号Ｖｉに従って組織断層構造を表すいわゆるＢモード像が表示される。

また、システムコントローラ９には、コンソール１０が接続されており、そのコンソール１０内のフィルタ特性選択スイッチ１１を操作して固定ノイズ除去フィルタ４のカットオフ周波数の基準値をオペレータが被検体に合わせて微調整したり、スムージングフィルタ６の加算数を選択できるようになっている。その他、コンソール１０には、表示されたＢモード像上に関心領域ＲＯＩをオペレータが設定するためのＲＯＩ設定器１２等の様々なスイッチ類、マウス、キーボード等が装備されている。

図２には、スムージングフィルタ６の構成例として、Ｎ次のＦＩＲ型フィルタを示している。スムージングフィルタ６は、図２に示すようなＦＩＲ型（非再帰型）のディジタルフィルタでも、ＩＩＲ型（再帰型）のディジタルフィルタでもいずれを採用してもよい。スムージングフィルタ６は、ディジタルフィルタの一般的な構成であり、フィルタコントローラ２１を制御中枢として、入力端子ＩＮに対して複数のフレームメモリ２３が縦続接続されている。このフレームメモリ２３は、フィルタコントローラ２１による入力出力制御によって、入出力の間にフレームレートＺの逆数の時間差を与える遅延回路として機能する。これにより人工端子ＩＮ及び複数のフレームメモリ２３の縦続接続からは同じサンプル点に関するＮ個前までの（Ｎ＋１）個の検波信号（Ａｉ、Ａi-1 、・・・、Ａi-N）が同期して一斉に出力される。この（Ｎ＋１）個の検波信号（Ａｉ、Ａi-1 、・・・、Ａi-N）は、（Ｎ＋１）個の乗算器２６にそれぞれ供給される。フィルタコントローラ２１にはフィルタ特性選択スイッチ１１を介して選択されたフィルタ特性を識別する識別情報がシステムコントローラ１０から供給されており、フィルタコントローラ２１はこのフィルタ特性の識別情報係数に応じてアドレスＦＣＡを発生し、乗算係数ＲＯＭ２２に供給する。この係数アドレスＦＣＡに応じた場所に記憶されている複数の乗算係数（ｋ0 、ｋ1 、・・・、kN ）が乗算係数ＲＯＭ２２から読み出され各々の乗算器２６に供給される。乗算器２６は、検波信号（Ａi 、Ａi-1 、・・・、Ａi-N ）にこの乗算係数（ｋ0 、ｋ1 、・・・、kN ）をそれぞれ乗算して加算器３０に送る。

加算器３０は、各乗算器２６の出力を加算し、時間的にフィルタリングされた検波信号￣Ａi として出力する。

表１は、本実施形態における係数アドレスＦＣＡと乗算係数（ｋ0 、ｋ1 、・・・、kN ）の対応を表したものである。表１の乗算係数ｋj は、フィルタの次数Ｎが４の場合を表しており、単純な移動平均特性となるように係数ｋj ＝１／Ｍに設定されている。Ｍは加算するフレーム枚数を表しており、この場合のカットオフ周波数は、加算フレーム枚数Ｍのみで決定される。表１では、係数アドレスＦＣＡが加算フレーム枚数Ｍと等しくなっており、係数アドレスＦＣＡを１〜５の中から選択することにより、加算フレーム枚数Ｍを１〜５の間で切り替えることができる。尚、加算フレーム枚数Ｍが１の時は、フィルタＯＦＦに相当する。

ここで、上述したように検波器５と対数圧縮器７との間に、低域通過型のスムージングフィルタ６を設けたことで、格別顕著な効果を奏することができるものである。この格別顕著な効果を説明する上で、比較のために、図３に示す検波器５と対数圧縮器７との後に、低域通過型のスムージングフィルタ６を設ける例を考える。ここで、図４に示すように、フレーム上のある点における信号をフレームＮｏ．ｉの関数として考えると、周知の通り、検波前の受信信号ｆｉ、検波信号Ａｉ、ビデオ信号Ｖｉは、それぞれ次式で与えられる。

図３の比較例では、検波及び対数圧縮後のビデオ信号Ｖｉを対象としてスムージングフィルタ６で平均化処理を行っている。この平均化されたビデオ信号￣Ｖｉは、次の式で与えられる。尚、加算フレーム枚数Ｍ（移動平均数）は、３とする。

この式から分かるように、図３の比較例では、スムージングフィルタ６における平均化処理は、実質的に検波信号Ａｉの相乗平均をとっていることに相当している。

一方、本実施形態では、検波後であって、対数圧縮前の検波信号Ａｉを対象としてスムージングフィルタ６で平均化処理を行っている。この平均化された検波信号￣Ａｉと、その検波信号￣Ａｉを対数圧縮して得られるビデオ信号Ｖｉは、次の式で与えられる。

この式から分かるように、本実施形態のように、検波後であって、対数圧縮前の検波信号Ａｉを対象としてスムージングフィルタ６で平均化処理を行う場合、その処理は、実質的に検波信号Ａｉの相加平均をとっていることに相当している。

このように比較例のように相乗平均をとるよりも、本実施形態のように相加平均をとる方が、チラツキを効果的に軽減することができる。この理由を以下に説明する。以下、加算フレーム枚数ＦＣＡ＝Ｍ＝３を例として図示する。

まず、図５（ａ）には検波信号Ａｉの時間変動の一例を示しており、これを平均化処理しないでそのまま対数圧縮すると、ビデオ信号Ｖｉは、図５（ｂ）のような時間波形を示す。図３の比較例のようにこのビデオ信号Ｖｉを対象として平均化処理を行うと、その平均化されたビデオ信号￣Ｖｉの時間変動は、図６に示すように、比較的激しくなる。つまり、画像中に消えている信号、つまり値がゼロないしゼロに近い信号が含まれていると、その相乗平均結果としては、ゼロ又はゼロに近くなってしまうので、スムージングによるチラツキ軽減の効果はあまり発揮されない。

一方、本実施形態のように、対数圧縮前の検波信号Ａｉを対象として平均化処理を行うと、図７（ａ）、図７（ｂ）に示すように、検波信号Ａｉの比較的激しい時間変動は、著しく軽減される。これは、本実施形態のような相加平均では、その相加平均結果としては、ゼロ又はゼロに近くならず、底上げされるからである。つまり、ある時相の検波信号Ａｉがゼロ又はゼロに近くであっても、その近隣のフレームの検波信号が比較的高値であれば、その近隣の値に引き上げられるのである。そして、この平均化された検波信号￣Ａｉを、対数圧縮器７で対数的に圧縮すれば、上記ある時相のゼロ又はゼロに近い検波信号Ａｉは、平均化処理により十分に大きな値になる。

この作用は、一般的には、以下の相加平均と相乗平均の不等式として知られている。

検波信号Ａｉは振幅信号であり、従って正数であり、また心筋は拍動していてその信号群は全ては等しくなることはないので、本実施形態のように検波後であって対数圧縮前の検波信号を対象として平均化処理、つまり相加平均をとると、、比較例のような対数圧縮後のビデオ信号を対象として平均化処理、つまり相乗平均をとるよりも、高いスムージング効果を実現でき、これによりチラツキを効果的に軽減することができる。

なお、本発明は、上述した実施形態だけにとどまらず、その要旨を逸脱しない範囲において、様々な変形例が得られることは言うまでもない。例えば、図３のような従来から用いられているビデオ信号ベースのスムージングフィルタを有する超音波診断装置においても、図８に示すように、対数圧縮器７の後にアンチログ変換器１３を設けてビデオ信号から対数圧縮前の検波信号Ａｉ（振幅情報）を再現し、その再現した検波信号Ａｉに対してスムージングフィルタ６を適用する。その後、再度、ビデオ信号に戻すために、スムージングフィルタ６の後に対数圧縮器１４を設けることで、上述した実施形態と同様の効果を奏することができる。なお、平均化処理演算に要するビット数は、振幅の有するダイナミックレンジを確保するために、ビデオ信号ベースの場合よりも、拡張されるべきである。

本発明は、超音波診断装置において、固定ノイズ除去に伴って発生する画像のチラツキを効果的に軽減する分野に産業上の利用可能性がある。

１…超音波プローブ、２…送信系、３…受信系、４…固定ノイズ除去フィルタ、５…検波器、６…スムージングフィルタ、７…対数圧縮器、８…表示ユニット、９…システムコントローラ、１０…コンソール、１１…フィルタ特性選択スイッチ、１２…ＲＯＩ設定器、１３…アンチログ変換器、１４…対数圧縮器、２１…フィルタコントローラ、２２…乗算係数ＲＯＭ、２３、２４、２５…フレームメモリ、２６、２７、２８、２９…乗算器、３０…加算器。

Claims (2)

1. 被検体の断面を超音波で走査する走査部と、
   前記走査手段の出力信号に基づいて受信信号を得る受信部と、
   前記受信信号を濾過して、サンプル点ごとに時間的に変動の比較的少ない固定ノイズ成分を除去し時間的に変動の比較的多い心筋成分を通過させるために特定の心拍時相ではカットオフ周波数を低く、他の心拍時相では、前記カットオフ周波数を高く変化させる高域通過型フィルタと、
   
   前記高域通過型フィルタを通った受信信号に含まれる振幅情報を抽出する振幅抽出部と、
   前記振幅抽出部の出力信号を濾過して、サンプル点ごとに前記高域通過型フィルタの出力に残存している固定ノイズ成分を抑制し過度に消失した心筋成分を補うために低域通過型スムージングフィルタと、
   前記第２のフィルタ手段の出力信号のダイナミックレンジを圧縮する圧縮部と、
   前記圧縮手段の出力に基づいて超音波画像を表示する表示部とを具備したことを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記振幅抽出部の出力信号は、前記低域通過型スムージングフィルタにおいて実質的に相加平均されることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。

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