JPWO2009063691A1 - 超音波撮像システム - Google Patents

Abstract

予想される組織変位方向と、変位探索方向との間にずれが生じる場合に、ずれに起因した誤差を小さくし、弾性画像の精度向上が可能な超音波撮像システムを提供する。ＲＦ信号間の相互相関により算出した超音波伝播方向に関するＲＦ変位と、二次元ビデオ画像間のブロックマッチングにより求めたベクトル変位マップから求めた補正角マップを用いた圧力の超音波伝播方向成分マップから、変位方向のずれが補正されたエラストグラフィを作る。この方法により、組織の変位ベクトルの超音波探触子の送波面の法線ベクトルの向きからずれても、精度を落とさずに硬さ率の画像化が出来る。

Description

本発明は、被検体の生体組織の歪みや硬さなどの性状を現わす弾性画像を撮像する超音波撮像技術に関する。

超音波診断装置として、被検体の生体組織の歪みや硬さなどの性状が現わされた弾性画像を撮像するものが知られている（例えば、特許文献１）。

通常、超音波撮像における点応答関数は、超音波の伝播方向に短く、伝播方向に直交する方向（以下、方位方向と呼ぶ）に広がっているため、局所変位計測は伝播方向のみに関して計測をおこなう。実際には、必ずしも被検体に圧力を与えた際に生体組織が実際に変位する方向（以下、組織変位方向という）と、生体組織の変位を計測する弾性演算方向（以下、変位探索方向という）は平行でない状況がある。このような状況に対応する手法として、変位探索方向を組織変位方向に一致させる方法がある（例えば、特許文献２）。
特開２００４−５７６５３号公報 国際公開２００６／０７３０８８号パンフレット

上記従来技術では、生体組織の変位方向がより複雑な動きをする場合、予想される組織変位方向と、変位探索方向との間にずれが生じることが未解決の問題であった。

本発明の目的は、予想される組織変位方向と、変位探索方向との間にずれが生じる場合に、ずれに起因した誤差を小さくし、弾性画像の精度向上が可能な超音波撮像システムを提供することにある。

本発明の超音波撮像システムは、被検体に対して超音波を照射し反射エコーを受波する超音波探触子と、被検体の着目する変形の前に照射した超音波に対応する第１のＲＦラスター信号と、前記着目する変形の後に照射した超音波に対応する第２のＲＦラスター信号を取得するＲＦ信号処理部と、前記第１のＲＦラスター信号と第２のＲＦラスター信号から、被検体各部のラスター方向の変位量を取得するＲＦ変位算出部と、前記着目する変形の前後における被検体各部の変位を表す二次元変位ベクトルを算出する二次元変位算出部と、前記算出された二次元変位ベクトルの方向と超音波照射方向に対応して前記着目する変形による加圧算出量を補正する加圧算出量補正部と、前記補正された加圧算出量と二次元変位ベクトルとから、前記被検体各部の硬さを算出する硬さ算出部と、前記硬さ算出部によって算出された硬さ情報を表示する表示部と、を有することを特徴とする。

本発明によれば、予想される組織変位方向と、変位探索方向との間にずれが生じる場合に、ずれに起因した誤差を小さくし、弾性画像の精度向上が可能な超音波撮像システムを提供できる。

超音波撮像の概略説明図。 超音波診断装置の構成例を示すブロック図。 超音波撮像処理のフロー図。 変位探索方向と組織変位方向の関係を説明する図。 一組のＲＦラスター信号の例を示す図。 相関窓を設定する深さをずらして変位算出を行う処理の説明図。 ブロックマッチング法の説明図。 相関ブロックと探索領域の位置をずらして変位ベクトルを求める処理の説明図。 超音波診断装置の構成例を示すブロック図。 超音波診断装置の構成例を示すブロック図。 ２方向の超音波送波の説明図。 超音波撮像処理のフロー図。 超音波診断装置の構成例を示すブロック図。 超音波撮像処理のフロー図。 超音波送波方向に関する他の例の説明図。

符号の説明

１００ 弾性画像構成部
１０１ 被検体
１０２ 探触子
１０３ 超音波送受信部
１０４ ＲＦ信号処理部
１０５ ビデオ信号処理部
１０６ 断層像ＤＳＣ
１０８ ＲＦ変位算出部
１１０ 二次元変位算出部
１１１ 補正角算出部
１１２ 算出加圧量補正部
１１３ 歪算出部
１１４ 硬さ算出部
１１５ カラーＤＳＣ
１１６ 制御部
１１７ 操作部
１１８ 画像合成部
１１９ 表示部
１２０ 加圧補正値計算部
１２１ 歪補正部
３０１ 組織変位方向
３０２ 変位探索方向
５００ 口径
５０１ ラスター
５０２ 相関窓
５０３ 探索領域
５０４ 相関ブロック
５０５ 探索領域
５０６ 変位量
５０７ 変位ベクトル

以下、本発明の実施形態の例を説明する。

まず図１を用いて超音波撮像の概略を説明する。超音波探触子１０２内の口径５００ａを用いて送受信を行い、ラスター５０１ａ上のエコーデータを取得する。このラスター方向を以下深さ方向と呼ぶ。ラスター５０１ａでエコーデータの取得が終わると、口径５００ｂに移動し、ラスター５０１ｂ上のエコーデータを取得し、口径移動と取得ラスターの移動をラスター５０１ｃに対応する口径５００ｃまで繰り返し、一フレーム分のエコーデータを取得する。このラスターの並んだ方向を、方位方向と呼ぶ。超音波撮像のフレームレートは、
（一本のラスター上のエコーデータを取得する時間）×（ラスター本数）
で決まり、一本のラスター上のエコーデータを所得するのに要する時間は（往復の距離／音速）である。生体の音速はほぼ一定であるため、視野が決まると、一本のラスターのデータを取得する時間は決まってしまう。そのため生体の動きに追随可能なフレームレートで撮像を行う場合には、ラスターの本数は限られてしまい、通常１００本から２００本程度である。このため、深さ方向にはフレームレートの低下を招かずにサンプリング間隔を細かくできるが、方位方向には細かくすることができない。被検体の変形を調べる場合に、深さ方向には高精度に測定できるが、方位方向には精度が悪くなってしまう。このため弾性画像の形成に当たっては、通常は、加圧の方向と深さ方向を一致させるように撮像を行う。

本発明は、高精度一次元変位算出と、二次元変位算出に基づく変位の角度算出を行うことを特徴としている。高精度一次元変位算出では、精度は高いが超音波伝播方向の変位量しか算出できない。一方、二次元変位算出を用いると、変位をベクトルとして求めることが出来る。硬さの算出には、変位量と、加圧量の二つのパラメータが必要となる。本発明では、超音波伝播方向に平行な高精度変位算出方向と、変位をもたらす加圧ベクトルとが平行でないときに、加圧ベクトルから変位算出方向成分を抽出し、加圧ベクトルの変位算出方向成分と高精度変位算出量を用いて、硬さを算出する。

以下、本発明を適用した超音波診断装置及び超音波撮像方法の実施例について図面を参照して説明する。図２は、本実施例の超音波診断装置のブロック図である。図３は、図２に示した装置における処理のフロー図である。

図２に示すように、超音波診断装置は、被検体１０１との間で超音波を送受する超音波探触子（以下、探触子）１０２、探触子１０２に送波用の駆動信号を供給すると共に探触子１０２から出力される受信信号を処理する超音波送受信部１０３、超音波送受信部１０３の出力信号を処理するＲＦ信号処理部１０４、ＲＦ信号をビデオ信号に変換するビデオ信号変換部１０５、ビデオ信号から断層像を形成する断層像ディジタルスキャンコンバータ（以下、断層像ＤＳＣ）１０６、超音波送受信部１０３の出力信号から計測される生体組織の変位に基づき弾性画像を構成する弾性画像構成部１００、弾性画像を表示する表示手段としての画像表示部１１９などを備えている。ここでの弾性画像構成部１００は、ＲＦ変位算出部１０８、二次元変位算出部１１０、補正角算出部１１１、算出加圧量補正部１１２、歪算出部１１３、硬さ算出部１１４、カラーディジタルスキャンコンバータ（以下、カラーＤＳＣ）１１５などから構成されている。また、超音波送受信部１０３や弾性画像構成部１００などに制御指令を出力する制御部１１６が設けられている。

次に図３を用いて、処理フローを説明する。まず１フレーム目の画像データを取得する（Ｓ１１）。次に、２フレーム目の画像データを取得する（Ｓ１２）。被検体中では、１フレーム目と２フレーム目の間に、加圧によって組織変位が生じているものとする。加圧は典型的には探触子１０２で被検体を押圧することによって与えるが、例えば動脈の拍動によって生じたものであってもよい。この二つの工程で得たＲＦデータの対応するラスター、深さのデータ間の相互相関演算により各深さでの変位を計算する（Ｓ１３）ここで、関数ｆ₁(ｘ)とｆ₂(ｘ)の相互相関演算は∫ｆ₁(ν)ｆ₂ ^*(ν−ｘ)ｄνで表される。次に１フレームのビデオ画像データ（ＲＦデータの包絡線検波を行い、Log圧縮、深さ方向のリサンプリング処理を行ったもの）を、二次元のサブリージョンに分割する（Ｓ１４）。このサブリージョンに対応する探索領域を、２フレーム目の画像データ中に設定し、絶対値誤差和が最小となる二フレーム目のサブリージョン位置を探索し（Ｓ１５）、探索結果のサブリージョンの移動量を二次元変位ベクトルとして計算する（Ｓ１６）。ステップ１６で得た二次元変位ベクトルから、変位の超音波伝播方向成分を計算するため、変位の方向と超音波伝播方向のなす角αを求める。

ここで、角度αを、図４を使って説明する。図４（ａ）のように動脈の拍動によって、組織変位が起きている場合や、図４（ｂ）のように、対象部位近傍に骨や気管など硬さの異なる領域が存在するため、組織の変位方向３０１が揃わない場合がある。このような場合には、仮に超音波探触子１０２などによる加圧の大きさが一定であったとしても、超音波伝播方向（変位探索方向）３０２の加圧成分は一定とならない。以下の硬さ計測においては、加圧量が一定であることを仮定して、加圧量と歪量から硬さを求めているので、加圧量が一定でない場合には、硬さの算出の精度が低下する可能性がある。本発明においては、ＲＦ信号に基づいた従来の変位計測（超音波伝播方向に関する）に加えて、二次元ビデオ画像から変位ベクトルマップを求め、変位の方向を算出、加圧方向と変位方向のなす角を補正角αとして求める（Ｓ１７）。この補正角αに基づいて算出加圧量の補正を行う（Ｓ１８）。

算出加圧量の補正を行ったあとは、従来の超音波エラストグラフィにおける硬さの算出と同様に、歪を計算し（Ｓ１９）、硬さを計算（Ｓ２０）する。ここで、変位をΔＬとすると、歪Ｓは変位の空間微分なので、Ｓ＝ΔＬ／Δｘとして求まる。弾性率Ｅは、応力ΔＰを均一と仮定すると、Ｅ＝ΔＰ／Ｓとして算出することが出来る。

なお、ここでΔＰは、実際の値を求めることは困難な場合が多い。しかし画像のなかでΔＰの空間変化がＳやＥの空間的な変化に比べて小さければ、画像内でのＥの分布は、真のＥに対して一定の係数εが掛った状態で求めることが出来る。この係数εは、一般に求めることは困難であるが、弾性率のイメージングにおいて、画像内で弾性率の異なる部分を、その形状が視認できる形で提示することが最も重要であり、弾性率の値を提示できなくても、十分に画像診断方法としては有用である。本発明の特徴である、角度の補正に関しても、係数εを求めることが目的ではなく、ΔＰの画像内での変化を補正することが目的である。

以下、より詳細に本実施例の超音波診断装置について説明する。超音波診断装置の構成要素は、超音波送受系、断層像撮像系、弾性画像撮像系、表示系、制御系に大別される。超音波送受系は、探触子１０２と超音波送受信部１０３を備えている。探触子１０２は、機械的又は電子的にビーム走査を行うことによって被検体１０１との間で超音波を送受する超音波送受面を有する。超音波送受面には、複数の振動子が並べて配設されている。各振動子は、電気信号と超音波とを相互に変換する。

超音波送受信部１０３は、探触子１０２に送受信手段を介して送波用の駆動信号（パルス）を供給する送信手段と、探触子１０２から送受信手段を介して出力される受信信号を処理する受信手段とを有する。

超音波送受信部１０３の送信手段は、探触子１０２の振動子を駆動して超音波を発生させる駆動信号としての送波パルスを設定間隔で送信する回路や、探触子１０２から射出される超音波送波ビームの収束点の深度を設定する回路を有する。ここで本実施例の送信手段は、送受信手段を介してパルスを供給する振動子群を選択すると共に、探触子１０２から送信される超音波ビームが組織変位方向に走査されるように、送波パルスの発生タイミングを制御する。すなわち、送信手段は、該パルス信号の遅延時間を制御することにより、超音波ビームの走査方向を制御するようになっている。

超音波送受信部１０３の受信手段は、探触子１０２から送受信手段を介して出力される信号に対して所定のゲインで増幅してＲＦ信号すなわち受エコー信号を生成する回路や、ＲＦ信号の位相を整相加算してＲＦ信号データを時系列に生成する回路を有する。このような受信手段は、送受信手段を介して探触子１０２から送信された超音波ビームによって取得した受信エコー信号に所定の遅延時間を与え位相を揃えて整相加算する。

断層像撮像系は、ＲＦ信号処理部１０４、ビデオ信号処理部１０５、断層像ＤＳＣ１０６を有する。ＲＦ信号処理部は、超音波送受信部１０３から出力されたＲＦ信号に対しローパスフィルタや周波数移動処理を施し、複素ＲＦデータを生成している。この複素ＲＦデータから自乗和ルートで絶対値に変換し、時間軸上のデータのリサンプリングによってデータ量を圧縮し、更にLog圧縮処理をビデオ信号処理部１０５にて行い、被検体１０１に関する濃淡断層像データ（例えば、白黒断層像データ）を構成する。更にこの処理の中では必要に応じて、ゲイン補正、輪郭強調などが行われる場合もある。断層像ＤＳＣ１０６は、フレームメモリに格納された被検体１０１に関する断層像データをフレーム単位で読出し、読み出した断層像データをテレビ同期で出力する。

弾性画像撮像系は、超音波送受信部１０３の断層像撮像系のＲＦ信号処理部１０４から分岐して設けられたＲＦラスタメモリと、同じく断層像撮像系のビデオ信号処理部１０５から分岐して設けられたフレームメモリの二つをデータの入力部としている。図３においては、RFラスタメモリはRF変位推定部１０８に内蔵され、フレームメモリは二次元変異推定部１１０に内蔵されている。

ＲＦ変位算出部１０８は、超音波送受信部１０３から出力されるＲＦ信号データに基づき被検体１０１の生体組織の超音波伝播方向に関する変位を計測する。このＲＦ変位算出部１０８は、ＲＦ信号選択部と、計算部と、フィルタ部とを有する。このＲＦ信号選択部は、超音波送受信部１０３から出力された時系列のＲＦ信号データを格納したＲＦラスタメモリから、二つの時間軸上で隣接するフレーム中の一組のＲＦラスター信号を選択部により選択する。一組のＲＦラスター信号の例を図５に示す。次に１フレーム目のＲＦラスター信号中に深さを限定する相関窓５０２を設定し、２フレーム目のＲＦラスター信号に深さを限定する探索領域５０３を設定する。

以上の処理を、数式を用いて説明する。以下、ｉフレーム、ｊラスタ、深さ方向のサンプリング点ｋ₁からｋ₂のＲＦデータをwave(ｋ₁〜ｋ₂，ｊ，ｉ)と表記する。例えば、１フレームと２フレームの間での、Ｊラスタ、深さ（超音波伝播方向）ＫにおけるＲＦ変位disp(Ｋ，Ｊ，１)は、wave(Ｋ−ΔＫ／２〜Ｋ＋ΔＫ／２，Ｊ，１)とwave(Ｋ−ΔＳ／２〜Ｋ＋ΔＳ／２，Ｊ，２)の二つのベクトル（ＲＦデータ）の間で相互相関関数を取り、その最大値をとる位置の変化を変位量５０６として扱う。

変位量を求める処理を図で説明すると、２フレーム目のＲＦ信号から探索領域５０３で切り出された信号の中で、１フレーム目のＲＦ信号から相関窓５０２内で切り出した信号にもっとも形状が近い波形を探す操作である。相関窓５０２の位置と探索領域５０３から抽出された最も類似する波形の位置までのずれが変位量となる。ここで、ΔＫは相関窓５０２の幅であり、ΔＳは探索領域５０３の幅である。ΔＳはΔＫより、算出される範囲内でのフレーム間最大移動量の分だけ大きくとる。ΔＫは小さいほど空間分解能がよくなるが、信号対雑音比が劣化するため、信号によって適切なΔＫを選択する。ΔＳに関しては、大き過ぎると演算コストが大きくなるが、小さすぎると探索範囲が変位最大値より小さくなり、適切な変位算出が出来ない可能性がある。ある深さにおける変位の算出が完了すると、図６に示すように、相関窓５０２を設定する深さをずらして、対応した探索領域５０３を設定し、再び変位算出を行う。このように、相関窓と探索領域の位置を最も深い位置までずらしていくことで、全深さに関する変位算出が終了すると、隣のラスターに移る。この操作をすべてのラスターに関して行うことで、１フレーム分の変位の算出が行われる。

二次元変位算出部１１０の計算は、例えば、相関処理としてブロックマッチング法を適用することによって、断層像の各ピクセルに対応する生体組織の変位探索方向における変位や変位ベクトル（以下、変位と総称する）を求める。ここでの変位ベクトルとは、変位の方向と大きさに関する二次元変位分布である。ブロックマッチング法とは、図７に示すように画像を例えばＮ×Ｎ画素からなる相関ブロック５０４に分け、隣接フレームの探索領域５０５内で相関ブロック５０４に最も類似する領域を探し、相関ブロック５０４の変位ベクトル５０７を相関ブロックの中心点の移動として求める方法である。類似する領域を探すのは、画素同士の差分値の絶対値の総和が最小となる領域を探す方法や、二次元の相互相関関数により、ブロックの移動を求める方法がある。ある相関ブロックに関して、変位ベクトル５０７が求まると、図８に示すように、相関ブロック５０４及び、対応する探索領域５０５の位置をずらし、同様な探索により変位ベクトルを求める。この操作をフレーム内全域に対して行うことで、変位ベクトルマップを求める。変位ベクトルマップには、断層像のピクセル座標（ｘ，ｙ）を変数として変位ベクトルと超音波照射方向のなす角α（ｘ，ｙ）が記録される。

歪み推定部１１３は、変位推定部１０８から出力された生体組織の移動量、例えば変位△Ｌを空間微分して生体組織の歪みデータ（Ｓ＝△Ｌ／△Ｘ）を算出する。また、硬さ推定部１１４は、圧力変化を変位の変化で除することによって生体組織の硬さデータを算出する。硬さ推定部１１４は、探触子１０２の超音波送受面に加えられた圧力△ｐを補正角度推定部１１１の結果に基づいて、変位方向のムラによって発生する圧力の超音波伝播方向成分を補正し、圧力△ｐと変位ΔＬに基づき硬さデータとして例えば（ΔＰ×cosα）／Ｓを求める。具体的には、生体組織のあるピクセル座量（ｘ，ｙ）での硬さデータは次のように求められる。

（ΔＰ(ｘ，ｙ)×cosα(ｘ，ｙ)）／Ｓ(ｘ，ｙ)
このように硬さ推定部１１４は、断層像の各点に対応して硬さデータをそれぞれ求めることによって二次元の硬さ画像データを取得する。また、歪みデータと硬さデータを含めて硬さデータと適宜総称する。なお、ΔＰは一定もしくは、探触子１０２からの距離の関数として近似してよいことを仮定する。

ここまでは図２に示した硬さを補正して表示する場合に関して、説明を行ったが、加圧量が均一とみなせるような補正値を歪みに対して適用する場合に関して、図１３、１４を使って説明する。図１３はブロック図、図１４はフローチャートである。実測で求まった歪Ｓに対して、加圧が均一だった場合の歪をＳ’とする。このとき加圧量が均一でなくなる要因が、加圧ベクトルが角度αでずれた効果で説明できるとすると、Ｓ（ｘ,ｙ）＝Ｓ’（ｘ,ｙ）×cosα(ｘ，ｙ)と表現できる。つまり実測値Ｓと角度補正量αがわかると、Ｓ’（ｘ,ｙ）＝Ｓ（ｘ,ｙ）／cosα(ｘ，ｙ)と補正できる。勿論、厳密な物理としては、加圧とひずみはテンソルの関係にあり、このような補正は難しい。しかし歪みの空間的なばらつきと、加圧の空間的なばらつきが混ざった状態で得られる、歪みの空間分布画像に対して、理想的な均一加圧が実現できた場合とのずれを補正することは実用上の意義がある。

カラーＤＳＣ１１５は、歪推定部１１３から出力された歪データもしくは、硬さ推定部１１４から出力された硬さデータに基づき、被検体１０１の生体組織に関するカラー弾性画像を構成する。カラーＤＳＣ１１５のカラースキャンコンバータは、硬さ推定部１１４から出力された硬さデータに対し、カラーマップに基づき色調変換処理を実行する色調変換部である。ここでのカラーマップは、硬さデータの大きさに対し、赤（Ｒ）、緑（Ｇ）、青（Ｂ）で定まる色相情報を関連付けたものである。なお、赤（Ｒ）、緑（Ｇ）、青（Ｂ）のそれぞれは２５６階調を有し、２５５の階調に近づくにつれて大輝度に表示されるし、ゼロの階調に近づくにつれて低輝度に表示される。

例えば、歪データを表示する場合はカラーＤＳＣ１１５のカラースキャンコンバータは、歪推定部１１３から出力された歪データが小さいときに青色コードに変換するとともに、歪みデータが大きいときは赤色コードに変換してフレームメモリに格納する。また、硬さデータを表示する場合はカラーＤＳＣ１１５のカラースキャンコンバータは、硬さ推定部１１４から出力された硬さデータが大きいときに青色コードに変換するとともに、硬さデータが小さいときは赤色コードに変換してフレームメモリに格納する。そして、画像合成部１１８は、制御指令に応じ、フレームメモリから歪フレームデータもしくは硬さフレームデータをテレビ同期で読み出して表示部１１９に表示させる。ここでの色調変換後の歪フレームデータに基づいた硬さ画像は、生体組織の硬い部位（例えば、腫癌、歪が小さい）が青色系に描画されるとともに、柔らかい部位の周辺部位が赤色系に描画されたものになる。そのような硬さ画像を視認することにより、例えば腫癌の広がりや大きさを視覚的に把握できる。なお、カラーＤＳＣ１１５は、制御演算部１１６を介して接続されているキーボードなどの操作部１１７操作部１１７を介して入力された指令に応じ、カラーマップの色合いなどを変更できる。

表示系は、画像合成部１１８、画像表示器１１９などを備えている。画像合成部１１８は、断層像ＤＳＣ１０６から出力された断層像と、カラーＤＳＣ１１５から出力された硬さ画像とを合成して１つの超音波像を生成する。例えば、画像合成部１１８は、フレームメモリと、画像処理部と、画像選択部とを有する。ここでのフレームメモリは、断層像ＤＳＣ１０６から出力された断層像や、カラーＤＳＣ１１５から出力された硬さ画像を読出し、断層像や弾性画像の同一座標系で相互に対応する画素に対し、その各画素の輝度情報や色相情報を設定割合で加算して合成する。すなわち、画像処理部は、断層像上に弾性画像を同一座標系で相対的に重畳させる。画像選択部は、制御指令に応じ、フレームメモリに格納された画像群のうちから表示部１１９に表示させる画像を選択する。表示器１１９は、画像合成部１１８から出力された画像データを表示するモニタなどを有する。

本実施例では、ビデオ信号から二次元変位ベクトルを求めたが、図９に示すように二次元ＲＦデータからブロックマッチングもしくは相互相関関数によって変位ベクトルも求めることも可能である。データ数が増えるため、計算精度は向上する。通常のビデオデータは、ＲＦデータから検波し、Log圧縮したラスター信号を複数並べたものであるが、二次元ＲＦデータとは、検波やLog圧縮などをせずに、単純にＲＦらスターデータを複数並べたものである。もちろん、深さ方向に多少リサンプリングを行い、データ点数を減らしたものも、ここでいう二次元ＲＦデータに含まれる。

これは、例えば対象とする組織の奥に、骨や気管、腸管など硬さが変わる領域が含まれている場合に、超音波探触子で対象組織に対して加圧した場合などに、複雑な動きが生じる場合に有用である。また、加圧源と、測定対象部位の間にすべり面（臓器境界面など）が有る場合にも、すべり面を介して力が伝わるため、動きの向きが不均一になりやすい。乳腺領域や、前立腺などにおいては、このような複雑な動きはあまり問題とならないが、上記の複雑な動きにも歪イメージングができるようになると、その適応対象が広がることになる。その場合、前記ずれに起因した誤差が計測値に含まれるおそれがなくなる。よって、組織の変位の均一性が乏しい場合にも、精度の高い弾性率画像を求めることができる。

実施例１においては、補正角を算出するために、二次元画像のブロックマッチング法を用いたが、本実施例においては、二方向の変位測定から、補正角を算出する方法について説明する。

図１０は、本実施例の超音波診断装置のブロック図である。この装置は、二次元変位算出部１１０ｃがＲＦ変位算出部１０８から出力されるデータに基づいて二次元変位を算出する点で、図２あるいは図９に示した装置構成と異なる。

まず２方向の超音波送波を、図１１を用いて説明する。フェーズドアレイ６００を用いた電子スキャンによる超音波撮像においては、素子間の遅延時間を制御することによって、超音波ビームを正面だけでなく、正面から角度θ偏向させて、送受波を行うことが出来る。そこで、素子の被検体に面する面と垂直な方向と角度−θをなす方向を第１の計測方向（計測ベクトル１方向）６０１ａとする。このステアリングで被検体の変形前後にフレーム１の撮像を複数回（例えば二回）行い、フレーム間の相関で角度−θ方向の変位を求める（変位探索ベクトル１方向の変位）。次に、被検体の変形前後に第２の計測方向（計測ベクトル２方向）６０１ｂで撮像を行い、フレーム間の相関で角度＋θ方向の変位を求める（変位探索ベクトル２方向の変位）。この計測ベクトル１と計測ベクトル２との加算処理により、二次元歪に対応する変位二次元ベクトルを求める。

計測ベクトル１と計測ベクトル２が直交する場合は、二つの計測ベクトルの加算により、変位二次元ベクトルを得ることは容易である。しかし、超音波撮像において、ステアリング角を大きくしすぎる場合、グレーティングビームによるアーチファクトを大きくする可能性がある。そこで、ステアリング角は４５度未満、望ましくは２０度以上３０度以下に設定してもよい。その上、二つの計測ベクトル各々に直交する方向に補助線を引き、その交点を終点とする変位二次元ベクトル６０２を求めてもよい。

また、図１１では、送波面の法線ベクトルを中心に左右に角度θずつひらいたステアリング角の例で説明したが、図１５（ａ）に示すように、法線ベクトルと、角度θのステアリング角の組み合わせのように、左右非対称に設定しても良い。ステアリング角０度の場合、グレーティング角が最少となるので、音響信号対雑音比を極力小さくすることが出来る。この図では法線ベクトルと左にステアリングした組み合わせを用いているが、対称性の観点から、左右に交互に振っても良い。また、図１５（ｂ）に示すように、変位方向を計算するためのステアリングは三本以上にしても良い。この場合、フレームレートは低下するが、変位検出の推定精度を向上することが出来る。またこの場合は交点の位置が二つ以上になる場合があるが、その場合は、その平均値をもって、一つの交点を求めることが出来る。

図１２は、本実施例における処理のフロー図である。第１の計測方向６０１ａについて、被検体の変形前後にＲＦデータを取得し（Ｓ２１，Ｓ２２）、相互相関演算により第１の計測方向６０１ａへの変位を計算する（Ｓ２３）。次に、第２の計測方向６０１ｂについて、被検体の変形前後にＲＦデータを取得し（Ｓ２４，Ｓ２５）、同様に相互相関演算により第１の計測方向６０１ａへの変位を計算する（Ｓ２６）。次に、第１の計測方向６０１ａへの変位及び第２の計測方向６０１ｂへの変位から二次元変位ベクトルを計算する（Ｓ２７）。このようにして二つの異なる方向に関するＲＦ相関から二次元変位ベクトルを求めた後は、実施例１に説明した方法によって、角度補正を行い（Ｓ２８）、推定加圧量を補正し（Ｓ２９）、あらかじめ求めた（図１１のθが０の方向での撮像から求めた）歪推定結果から硬さを推定する（Ｓ３０，Ｓ３１）。本方法によれば、実施例１よりはフレームレートが低下するものの、変位ベクトルの推定精度は向上することが出来る。

上述のとおり、本発明を適用した実施例の超音波診断装置を説明したが、本発明を適用した超音波診断装置は、その精神又は主要な特徴から逸脱することなく、他の様々な形態で実施できる。そのため、前述の実施例はあらゆる点で単なる例示に過ぎず、限定的に解釈されるものではない。

Claims (13)

1. 被検体に対して超音波を照射し反射エコーを受波する超音波探触子と、
   被検体の着目する変形の前に照射した超音波に対応する第１のＲＦラスター信号と、前記着目する変形の後に照射した超音波に対応する第２のＲＦラスター信号を取得するＲＦ信号処理部と、
   前記第１のＲＦラスター信号と第２のＲＦラスター信号から、被検体各部のラスター方向の変位量を取得するＲＦ変位算出部と、
   前記着目する変形の前後における被検体各部の変位を表す二次元変位ベクトルを算出する二次元変位算出部と、
   前記算出された二次元変位ベクトルの方向と超音波照射方向に対応して前記着目する変形による加圧算出量を補正する加圧算出量補正部と、
   前記補正された加圧算出量と二次元変位ベクトルとから、前記被検体各部の歪みを算出する歪み算出部と、
   前記歪み算出部によって算出された歪み情報を表示する表示部と
   を有することを特徴とする超音波撮像システム。
2. 請求項１に記載の超音波撮像システムにおいて、前記加圧算出量補正部は、前記被検体各部での前記二次元変位ベクトルと超音波照射方向のなす角度を補正角として求め、前記求められた補正角に基づいて前記着目する変位の加圧算出量を補正することを特徴とする超音波撮像システム。
3. 請求項２に記載の超音波撮像システムにおいて、前記変位量を空間微分し、被検体各部の硬さ情報を算出する硬さ算出部をさらに有し、
   前記硬さ算出部は、前記補正された加圧算出量と前記歪情報から、被検体各部の硬さを算出することを特徴とする超音波撮像システム。
4. 請求項１に記載の超音波撮像システムにおいて、前記二次元変位算出部は、前記着目する変形の前における被検体の超音波画像フレームと変形の後における被検体の超音波画像フレームをそれぞれ複数の領域に分割し、２つのフレームの領域間を比較することにより各領域の二次元変位ベクトルを算出することを特徴とする超音波撮像システム。
5. 請求項１に記載の超音波撮像システムにおいて、前記二次元変位算出部は、第一の方向に対する超音波送受波によって求められた第一の変位量と、これと異なる第二の方向に対する超音波送受波によって求められた第二の変位量から二次元変位ベクトルを算出することを特徴とする超音波撮像システム。
6. 請求項１に記載の超音波撮像システムにおいて、前記二次元変位算出部は、二次元ＲＦデータからブロックマッチングもしくは相互相関関数によって変位ベクトルも求めることを特徴とする超音波撮像システム。
7. 請求項１に記載の超音波撮像システムにおいて、前記ＲＦ信号処理部は、前記超音波探触子によって受信された時系列のＲＦ信号データを格納するメモリと、前記格納された二つの時間軸上で隣接するフレーム中の一組のＲＦラスター信号を選択するＲＦ信号選択部と、を有することを特徴とする超音波撮像システム。
8. 請求項７に記載の超音波撮像システムにおいて、前記ＲＦ信号選択部は、第１フレーム目のＲＦラスター信号中に深さを限定する相関窓を設定し、第２フレーム目のＲＦラスター信号に深さを限定する探索領域を設定することを特徴とする超音波撮像システム。
9. 請求項２に記載の超音波撮像システムにおいて、前記補正角は４５度未満、望ましくは２０度以上３０度以下に設定することを特徴とする超音波撮像システム。
10. 請求項９に記載の超音波撮像システムにおいて、前記変位二次元ベクトルは、二つの計測ベクトル各々に直交する方向に補助線を引き、その交点を終点とするベクトルから求めることを特徴とする超音波撮像システム。
11. 請求項５に記載の超音波撮像システムにおいて、前記第一の方向と第二の方向のうち、片方は前記超音波探触子の送波面の法線方向に一致することを特徴とする超音波撮像システム。
12. 請求項１１に記載の超音波撮像システムにおいて、前記第一の方向と第二の方向のうち、前記超音波探触子の送波面の法線方向に一致しない方向に関しては、フレーム毎に異なる方向になるように設定することを特徴とする超音波撮像システム。
13. 請求項１に記載の超音波撮像システムにおいて、前記二次元変位算出部は、３以上の方向に関して超音波送受波を行い、求められた各方向の変位量から一つの二次元変位ベクトルを算出することを特徴とする超音波撮像システム。

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