JP5085144B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、被検体から得られる超音波ドプラ信号に基づいて画像化を行う超音波診断装置に関するものである。

超音波診断法に於けるカラードプラ法は、超音波パルスにより生体内の所定断面を走査し、血液（血球）等の移動する反射体に対して超音波が照射された場合に、上記反射体の速度（血流速度）に対応して生ずるドプラ周波数偏移を捉えて画像化を行うものである。こうしたカラードプラ法に於いては、超音波の干渉現象等によって生ずる画像抜け（いわゆる黒抜けパターン）が問題になる。また、ノイズ境界付近の信号では速度表示の色が付いたり付かなかったりというノイズ問題がある。

これらの問題に対して、単純な平滑化を行うと画像がぼけてしまうという問題がある。画像のぼけを抑えながら平滑化を掛ける手段としては、例えば２次元のメディアンフィルタ（中央値抽出フィルタ）が知られている。

カラードプラ法に於ける画像データは、速度、分散、パワーの各成分を有しているが、このうち速度値はカラードプラ処理プロセスに於ける複素自己相関関数の位相で計算される。そのため、位相角度が−π〜πの範囲外では折り返りが生ずる。

ここで、折りかえりが生じた速度値画像データにメディアン等のフィルタを適用した場合の問題点について、図６及び図７を参照して説明する。

図６（ａ）は速度値の分布を複素平面の位相で表した図である。同図に於いて、速度値の分布範囲１のうちの一部１ａでは、位相角度がπを越えているため、折り返りが発生している。メディアン処理の結果は、分布範囲１の中心になることが期待されるが、実際には前述した折り返りの影響を受けるために、前記中心よりずれてしまうことになる。

図６（ｂ）は、速度値の分布を帯状に表した図である。図６（ａ）の速度値の分布範囲１、１ａは、図６（ｂ）の速度値分布２、２ａに相当する。この場合、図６（ｂ）に示されるように、折り返りの影響を受けたために、メディアン処理のためのソート（並べ替え）の順番が変わってしまい、その結果、メディアン処理の出力値が期待値とずれてしまうという現象が生じる。

図７（ａ）は、速度値の分布を複素平面の位相で表した別の例を示した図である。図７（ａ）に於いては、主要な速度値分布範囲３は位相がπ及び−π付近に存在しており、ノイズ成分３ａが位相ゼロ付近に存在する。このような場合、速度値の分布を図７（ｂ）に示されるように、直線上で表すと、主要な速度値分布範囲４が分布の両端に現れ、ノイズ成分４ａが分布の中央に現れるために、ノイズ成分をメディアンとしてしまうことがわかる。

以上の２例のように、速度値のメディアン処理は、折り返りが生ずることによって、期待値と異なる処理結果が出力されるおそれがある。これに対して、速度値画像データのメディアン処理で折り返りが起こらないよう、メディアンフィルタのために設定した所定範囲内の各画素値と中心画素値の差を仮設定し（変調：中心画素値はゼロとなる）、仮設定した各画素値にフィルタを適用してから、フィルタ処理後の出力画素に前記中心画素値を加える（復調する）方法が、下記特許文献１に記載されている。
特開２００５−２０４７２５号公報

しかしながら、前記特許文献１に記載の例によれば、速度値のメディアン処理に於ける折り返りの影響を防ぐことはできるが、前記所定範囲内の画素値が折り返っている場合には、中心画素値から連続しているものとして扱う必要がある等、データ処理が煩雑になるという課題を有している。

したがって本発明は、上記課題に鑑みてなされたものであり、その目的は、カラードプラ法のフィルタリングに於いて折り返りの影響を考慮する必要がなく、データ処理が煩雑にならない超音波診断装置を提供することである。

すなわち本発明は、超音波の送受信を行う送受信手段と、前記送受信手段によって得られた受信信号から血流情報を検出し、該血流情報から複素ベクトル値を画素の属性とする画像データを生成する画像データ生成手段と、前記画像データ生成手段で生成された前記画像データの所定画素を基準位置とする所定範囲の各画素値を抽出して入力行列を生成する入力行列生成手段と、前記入力行列に於ける各画素の複素ベクトル値の実部と虚部を各々独立に大きさの順に並べ替え、その並べ替えの結果に基づいて、前記実部と虚部のそれぞれについて所定画素値を抽出してそれらを基準画素の複素ベクトル出力値とするフィルタと、前記フィルタより出力された複素ベクトル値の位相値を算出する算出手段と、を具備することを特徴とする。

また、本発明は、超音波の送受信を行う送受信手段と、前記送受信手段によって得られた受信信号から血流情報を検出し、該血流情報から２次のベクトル値を画素の属性とする画像データを生成する画像データ生成手段と、前記画像データの所定画素を基準位置とする所定範囲の各画素値を抽出して入力行列を生成する入力行列生成手段と、前記入力行列に於ける各画素の２次のベクトル値の各要素を各々独立に大きさの順に並べ替え、その並べ替えの結果に基づいて前記各要素のそれぞれについて所定画素値を抽出してそれらを基準画素の２次ベクトルの出力値とするフィルタと、前記フィルタより出力された２次のべクトル値の位相値を算出する算出手段と、を具備することを特徴とする。

更に、本発明は、被検体内の血流情報を得るためにプローブを用いて該被検体に対して超音波送受を行う超音波診断装置に於いて、前記プローブによって得られた血流情報から２次のベクトル値を画素の属性とする画像データを生成する画像データ生成手段と、前記画像データの所定画素を基準位置とする所定範囲の各画素値を抽出して入力行列を生成する入力行列生成手段と、前記入力行列に於ける各画素の２次のベクトル値の各要素を各々独立に大きさの順に並べ替え、その並べ替えの結果に基づいて前記各要素のそれぞれについて所定画素値を抽出してそれらを基準画素の２次ベクトルの出力値とするフィルタと、前記フィルタより出力された２次のべクトル値の位相値を算出する算出手段と、を具備することを特徴とする。

本発明によれば、カラードプラ法のフィルタリングに於いて折り返りの影響を考慮する必要がなく、データ処理が煩雑にならない超音波診断装置を提供することができる。

以下、図面を参照して、本発明の実施形態について説明する。

図１は、本発明の一実施形態による超音波診断装置の全体構成を示すブロック図である。

図１に於いて、この超音波診断装置１０は、図示されない被検体に対して超音波の送受波を行う超音波プローブ１１と、所定の走査方向に対して超音波の送受波を行うために超音波プローブ１１に対して電気信号の送受信を行う送受信部１２と、所定の走査方向から得られた受信超音波信号に基づいてＢモード超音波画像データを生成・処理する画像処理部１３と、該画像処理部１３で処理された超音波画像を表示するための表示部１６とを備えて構成されている。

上記画像処理部１３は、受信超音波信号よりＢモード画像データの生成・処理を行うＢモード画像処理部１４と、受信超音波信号よりドプラ画像データの生成・処理を行うドプラ画像処理部１５とを有して成る。また、上記表示部１６は、上記画像処理部１３で処理された超音波画像の走査方式を表示用に変換するスキャンコンバータ１７と、該スキャンコンバータ１７によって走査変換された超音波画像を表示するカラーモニタ１８とから成っている。

このような構成の超音波診断装置１０に於いて、送受信部１２を介して超音波プローブ１１から、図示されない被検体に対して所定の操作方向に超音波ビームが照射される。そして、超音波プローブ１１にて反射されたビームを受けると、該超音波プローブ１１から受信信号（受信エコー）が送受信部１２に出力される。すると、この送受信部１２で受信された受信超音波信号に基づいて、画像処理部１３内のＢモード画像処理部１４にてＢモード画像データの生成・処理が行われると共に、ドプラ画像処理部１５にてドプラ画像データの生成・処理が行われる。

そして、これらの生成・処理されたＢモード画像及びドプラ画像のデータが、表示部１６内のスキャンコンバータ１７にて表示用の操作方式に変換される。次いで、このスキャンコンバータ１７によって走査変換された超音波画像が、カラーモニタ１８上に表示される。

次に、図１に示されるドプラ画像処理部１５の構成について、図２を参照して詳細に説明する。

図２は、ドプラ画像処理部１５の詳細な構成を示したブロック図である。このドプラ画像処理部１５は、直交位相検波器２１と、Ａ／Ｄ変換器２２と、ドプラ信号記憶部２３と、ＭＴＩ（Ｍｏｖｉｎｇ Ｔａｒｇｅｔ Ｉｎｄｉｃａｔｉｏｎ）フィルタ２４と、自己相関器２５と、第１の演算器２６と、複素メディアンフィルタ２８と、第２の演算器２９と、線形空間フィルタ（スムーズフィルタ）３０と、を備えている。

上記直交位相検波器２１では、複数回の超音波送受信で得られる受信信号に対して直交位相検波が行われ、互いに位相が９０度異なるＩ成分及びＱ成分を有するＩＱ信号として出力される。前記ＩＱ信号は、Ａ／Ｄ変換器２２でデジタル信号に変換され、順次ドプラ信号記憶部２３に格納される。ドプラ信号記憶部２３では、同一走査方向の位置（深さ）順に格納されたＩＱ信号が、同一位置の送受信時間順に読み出される。ＭＴＩフィルタ２４では、ドプラ信号記憶部２３で読み出されるＩＱ信号のうち、生体組織の移動に起因する成分（クラッタ信号成分）が除去されて、血流情報のみが抽出される。

自己相関器２５では、ＭＴＩフィルタ２４を通過したドプラ信号に対して自己相関処理が行われる。遅延がゼロの場合の自己相関は血流のパワー値を与え、遅延をサンプリング時間とした場合の自己相関は血流の平均流速値と分散値を情報として有する複素ベクトル値である。そして、第１の演算器２６にて、複素ベクトル値Ｒ＝Ｒ_x ＋ｊＲ_y 、パワー値Ｐから、流速値φと分散値σが、下記（１）式及び（２）式のようにして計算される。

但し、ここでのθ＝ｔａｎ^-1（Ｒ_y ／Ｒ_x ）は、θの範囲が−π〜πの四象限逆正接である。しかし、本実施形態に於いては、第１の演算器２６では流速値φが計算されず、下記（３）式、（４）式から次の複素血流情報ｚ＝ｘ＋ｊｙが算出される。

したがって、流速値φと分散値σは、前記ｘ、ｙから、下記（５）式、（６）式で求められる。

尚、本実施形態では、Ｒ_x 、Ｒ_y をＰで割った値をｘ、ｙにしているが、Ｒ_x 、Ｒ_y をそのままｘ、ｙとして処理し、後にＰで割ってもよい。

複素メディアンフィルタ２８では、血管や血流分布の境界線が平滑化され、ノイズが除去されて、画像抜けが低減される。尚、この複素メディアンフィルタ２８の詳細な処理手順については後述する。

第２の演算器２９では、前記（５）式が用いられて流速値が算出される。尚、本実施形態では、流速値φは第１の演算器２６、複素メディアンフィルタ２８、第２の演算器２９の順で計算されるが、分散値σは第１の演算器２６で算出された後、複素メディアンフィルタ２８、第２の演算器２９を経由せずに、スムーズフィルタ３０に直接入力される。しかしながら、これに限られずに、複素メディアンフィルタ２８の出力から前記（６）式を用いて分散値が算出され、該（６）式の計算が第２の演算器２９に含まれるような構成にしてもよい。

スムーズフィルタ３０も画像の平滑化を行うためのものであるが、その伝達関数は一般的に線形であり、フィルタリングの効果は前記複素メディアンフィルタ２８と異なっている。

次に、図３乃至図５を参照して、前述した複素メディアンフィルタ２８の処理手順について説明する。

図３は所定の時刻に於ける速度値画像データを、走査方向、深さ方向に行列として表した図である。

先ず、速度値画像データ全体の行列４０のうち、所定位置４１のフィルタリングのために、所定位置４１を基準位置とする所定範囲４２が設定される。

所定範囲４２の各画素値の例を図４（ａ）及び（ｂ）に示す。ここでは、複素画素値をｘ＋ｊｙの形式で表現しており、（ａ）は実部（ｘ）を、（ｂ）は虚部（ｊｙ）をそれぞれ示した図である。

各画素値のうち、図４（ａ）、（ｂ）に於いて斜線で示されているものはノイズとみられる値であり、各画素値の分布は図３と同様になっている。このとき、もし所定範囲４２の各画素値の位相を算出し、各画素の流速値を、前記（５）式を用いてそれぞれ求めてからそれらのメディアン値をとると、結果はゼロとなり、所定範囲４２の主要な画素値の分布を反映しない。

図５は、所定範囲４２の各画素の流速値を計算した結果を示した図である。但し、流速値は位相をπで正規化している。

そこで、前述したとおり、各画素値の実部（図４（ａ）参照）と虚部（図４（ｂ）参照）のそれぞれについてメディアン値をとると、実部のメディアン値：ｘ_MED ＝−６２、虚部のメディアン値：ｙ_MED ＝０となる。したがって、第２の演算器２９による流速値φの結果は、前記（５）式を用いて計算すれば、結果はπとなり、所定位置４１に於ける流速が速いにもかかわらず遅く表示される、という矛盾を防ぐことができる。

このように、本実施形態によれば、カラードプラ法のフィルタリングに於いて折り返りの影響を考慮する必要のない超音波診断装置を提供することができる。

以上、本発明の実施形態について説明したが、本発明は上述した実施形態以外にも、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々の変形実施が可能である。

更に、上述した実施形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件の適当な組合せにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、発明が解決しようとする課題の欄で述べた課題が解決でき、発明の効果の欄で述べられている効果が得られる場合には、この構成要件が削除された構成も発明として抽出され得る。

本発明の一実施形態による超音波診断装置を説明するためのブロック構成図である。 図１のドプラ画像処理部１５の詳細な構成を示したブロック図である。 複素メディアンフィルタ２８の処理手順について説明するもので、所定の時刻に於ける速度値画像データを、走査方向、深さ方向に行列として表した図である。 複素メディアンフィルタ２８の処理手順について説明するもので、所定範囲４２の各画素値の例で、（ａ）は実部（ｘ）を、（ｂ）は虚部（ｊｙ）をそれぞれ示した図である。 複素メディアンフィルタ２８の処理手順について説明するもので、所定範囲４２の各画素の流速値を計算した結果を示した図である。 折りかえりが生じた速度値画像データにメディアン等のフィルタを適用した場合の問題点について説明するもので、（ａ）は速度値の分布を複素平面の位相で表した図、（ｂ）は速度値の分布を帯状に表した図である。 折りかえりが生じた速度値画像データにメディアン等のフィルタを適用した場合の問題点について説明するもので、速度値の分布を複素平面の位相で表した別の例を示した図である。

符号の説明

１０…超音波診断装置、１１…超音波プローブ、１２…送受信部、１３…画像処理部、１４…Ｂモード画像処理部、１５…ドブラ画像処理部、１６…表示部、１７…スキャンコンバータ、１８…カラーモニタ、２１…直交位相検波器、２２…Ａ／Ｄ変換器、２３…ドプラ信号記憶部、２４…ＭＴＩ（Ｍｏｖｉｎｇ Ｔａｒｇｅｔ Ｉｎｄｉｃａｔｉｏｎ）フィルタ、２５…自己相関器、２６…第１の演算器、２８…複素メディアンフィルタ、２９…第２の演算器、３０…スムーズフィルタ、４０…行列、４１…所定位置、４２…所定範囲。

Claims (3)

1. 超音波の送受信を行う送受信手段と、
   前記送受信手段によって得られた受信信号から血流情報を検出し、該血流情報から複素ベクトル値を画素の属性とする画像データを生成する画像データ生成手段と、
   前記画像データ生成手段で生成された前記画像データの所定画素を基準位置とする所定範囲の各画素から、直交座標からなる複素ベクトル値を抽出して、前記複素ベクトル値の実部についてパワー値に基づく規格化を行った値を用いて実部入力行列を生成し、前記複素ベクトル値の虚部についてパワー値に基づく規格化を行った値を用いて虚部入力行列を生成する入力行列生成手段と、
   前記実部入力行列の各値を大きさの順に並び替えて実部の中央値を抽出し、前記虚部入力行列の各値を大きさの順に並び替えて虚部の中央値を抽出し、前記実部及び虚部の中央値を合成した値を複素ベクトル出力値とするフィルタと、
   前記フィルタより出力された複素ベクトル値の位相値を算出する算出手段と、
   を具備することを特徴とする超音波診断装置。
2. 超音波の送受信を行う送受信手段と、
   前記送受信手段によって得られた受信信号から血流情報を検出し、該血流情報から２次のベクトル値を画素の属性とする画像データを生成する画像データ生成手段と、
   前記画像データの所定画素を基準位置とする所定範囲の各画素から、直交座標からなる複素ベクトル値を抽出して、前記複素ベクトル値の実部についてパワー値に基づく規格化を行った値を用いて実部入力行列を生成し、前記複素ベクトル値の虚部についてパワー値に基づく規格化を行った値を用いて虚部入力行列を生成する入力行列生成手段と、
   前記実部入力行列の各値を大きさの順に並び替えて実部の中央値を抽出し、前記虚部入力行列の各値を大きさの順に並び替えて虚部の中央値を抽出し、前記実部及び虚部の中央値を合成した値を２次ベクトルの出力値とするフィルタと、
   前記フィルタより出力された２次のべクトル値の位相値を算出する算出手段と、
   を具備することを特徴とする超音波診断装置。
3. 被検体内の血流情報を得るためにプローブを用いて該被検体に対して超音波送受を行う超音波診断装置に於いて、
   前記プローブによって得られた血流情報から２次のベクトル値を画素の属性とする画像データを生成する画像データ生成手段と、
   前記画像データの所定画素を基準位置とする所定範囲の各画素から、直交座標からなる複素ベクトル値を抽出して、前記複素ベクトル値の実部についてパワー値に基づく規格化を行った値を用いて実部入力行列を生成し、前記複素ベクトル値の虚部についてパワー値に基づく規格化を行った値を用いて虚部入力行列を生成する入力行列生成手段と、
   前記実部入力行列の各値を大きさの順に並び替えて実部の中央値を抽出し、前記虚部入力行列の各値を大きさの順に並び替えて虚部の中央値を抽出し、前記実部及び虚部の中央値を合成した値を２次ベクトルの出力値とするフィルタと、
   前記フィルタより出力された２次のべクトル値の位相値を算出する算出手段と、
   を具備することを特徴とする超音波診断装置。

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