WO2017056587A1 - 音響波診断装置およびその制御方法 - Google Patents

音響波診断装置およびその制御方法 Download PDF

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拓明 山本
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富士フイルム株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to a diagnostic apparatus using an acoustic wave such as an ultrasonic wave and a control method thereof.
  • Patent Documents 1 to 6 Various diagnostic devices using ultrasonic waves have been developed to observe tomographic images and blood flow.
  • Patent Documents 1 to 6 Various diagnostic devices using ultrasonic waves have been developed to observe tomographic images and blood flow.
  • elastography is also known in which information on the hardness or softness of living tissue is measured using ultrasonic waves and used for medical diagnosis.
  • an elastic image having a hue (color) corresponding to the magnitude of distortion or the like representing the hardness or softness of a living tissue is used for diagnosis.
  • Elastography calculates the strain of a living tissue by differentiating the displacement (displacement) of the living tissue caused by compression, pulsation, etc., and estimates the hardness of the living tissue.
  • the distortion required in this case may be a result of misrecognizing a flickering of signal noise as a distortion, not a distortion of a living tissue, that is, a noise. If noise is misrecognized as distortion, noise that is not caused by the hardness of the biological tissue appears in the elastic image as if it represents the hardness of the biological tissue.
  • Patent Document 1 by changing the color conversion table according to the amount of movement of the heart wall, a portion having the same elasticity is elastic regardless of the degree of compression and relaxation of the living tissue due to the heartbeat. It describes what is displayed in a color that does not differ greatly in the image.
  • Patent Document 1 no consideration is given to a case where the degree of compression and relaxation of the living tissue is so small that the distortion cannot be obtained correctly. Therefore, since the degree of compression and relaxation of the living tissue is small, noise is caused as distortion. When erroneously recognized, the noise is displayed on the elastic image as if it was normally measured as distortion.
  • Patent Document 2 discloses that a low S / N region is displayed as an image by distinguishing it from a region with high reliability, and a region with high reliability is targeted for analysis.
  • a low S / N region is determined from a B-mode image obtained by executing only reception processing without transmitting ultrasonic waves. No consideration is given to the removal of recognized noise.
  • An object of the present invention is to prevent noise from being noticeable in an elastic image when the amount of movement of a living tissue is small.
  • the acoustic wave diagnostic device generates movement amount frame data using acoustic wave frame data generated using an acoustic wave echo signal representing an acoustic wave echo reflected from a living tissue of a subject, and Movement amount calculation means for calculating a representative value of movement amount using movement amount frame data, distortion calculation means for calculating distortion using movement amount frame data between frames, and a representative value of the calculated movement amount are determined in advance.
  • an elastic image representing the distortion calculated using the first hue conversion lookup table is generated, and if the representative value of the calculated movement amount is smaller than a predetermined threshold value, , Representing the distortion calculated using the second hue conversion look-up table having a smaller degree of hue change than the first hue conversion look-up table And a resilient image generating means for generating a sex image.
  • the present invention also provides a control method suitable for the acoustic wave diagnostic apparatus. That is, in this method, the movement amount calculation means generates movement amount frame data using acoustic wave frame data generated using an acoustic wave echo signal representing an acoustic wave echo reflected from the biological tissue of the subject. In addition, a representative value of the movement amount is calculated using the movement amount frame data, the distortion calculation means calculates the distortion using the movement amount frame data between the frames, and the elastic image generation means calculates the calculated movement amount. Is larger than a predetermined threshold value, an elastic image representing the distortion calculated using the first hue conversion lookup table is generated, and a representative value of the calculated movement amount is determined in advance. If it is smaller than the threshold value, it is calculated using the second hue conversion lookup table in which the degree of hue change is smaller than that of the first hue conversion lookup table. Generating an elastic image representing the distortion.
  • either the first or second hue conversion lookup table can be used for generating an elastic image.
  • the movement amount calculating means calculates an average value of movement amounts for each unit area of a pair of acoustic wave frame data having different acquisition times generated from the acoustic wave echo signal as a representative value of the movement amount. It is.
  • threshold control means for varying the threshold according to the frame rate of the acoustic wave frame data generated with time from the acoustic wave echo signal.
  • the strain represented by the hue in the elastic image is calculated from the movement amount (displacement) of the living tissue.
  • the hue change is compared with the first hue conversion lookup table used when the representative value of the movement amount is larger than the threshold value.
  • An elastic image is generated using a second hue conversion look-up table with a small degree. Therefore, when the amount of movement is small, it is possible to prevent or reduce noise from appearing prominently in the elastic image due to hue.
  • FIG. 1 It is a block diagram which shows the whole structure of an ultrasound diagnosing device. It is a flowchart which shows the flow of an elastic image creation process.
  • a hue conversion lookup table is shown.
  • the inside of a living body where a diseased tissue exists is schematically shown.
  • It is a graph which shows the displacement amount of the surrounding tissue before and after compression, and a lesioned tissue.
  • the elasticity image in the prior art and the elasticity image in the ultrasonic diagnostic apparatus of the present application are shown for each of when the tissue movement amount is large and small.
  • the other example of a hue conversion lookup table is shown.
  • the sound wave is not limited to an ultrasonic wave, and an acoustic wave having an audible frequency may be used as long as an appropriate frequency is selected according to the test subject, measurement conditions, and the like.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus 1.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 1 includes an ultrasonic probe 2, a transmission / reception beam former 3, an echo data processing device 4, an image control device 5, a display device 6, an operation device 7, a control device 8, and a storage device 9.
  • the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 is overall controlled by the control device 8.
  • the storage device 9 connected to the control device 8 stores a control program for controlling various devices, which will be described in detail below, constituting the ultrasonic diagnostic apparatus 1, a hue conversion lookup table, frame data, and the like which will be described later.
  • An operator's instruction, a value to be set or adjusted, and the like are input from the operation device 7.
  • the ultrasonic probe 2 is pressed against the body surface of the subject (patient).
  • the ultrasonic probe 2 transmits an ultrasonic beam toward the subject, receives an ultrasonic echo reflected from a living tissue in the subject, and outputs an ultrasonic echo signal representing the ultrasonic echo.
  • An ultrasonic probe 2 having an arbitrary shape such as a convex type, a sector type, or a linear type can be used.
  • the transmission / reception beam former 3 scans the ultrasonic beam by driving the ultrasonic probe 2 under a predetermined scanning condition. Arbitrary scanning methods such as sector scanning, offset / sector scanning, and linear scanning can be employed.
  • the transmission / reception beamformer 3 performs predetermined signal processing such as phasing addition processing on the ultrasonic echo signal from the ultrasonic probe 2, and generates ultrasonic frame data (one tomography) corresponding to one scanning plane (one slice) of the living tissue. Tomographic echo data).
  • the generated ultrasonic frame data is sequentially stored in the storage device 9.
  • the ultrasonic frame data is generated with time at a predetermined frame rate (the number of ultrasonic frame data generated per unit time). By changing the transmission timing of the ultrasonic beam transmitted by the ultrasonic probe 2, the frame rate of the ultrasonic frame data can be changed.
  • the ultrasonic frame data is then input to the echo data processing device 4.
  • the echo data processing device 4 includes a B-mode data creation unit 4A, a movement amount measurement unit 4B, and a distortion calculation unit 4C.
  • the B-mode data creation unit 4A performs logarithmic compression processing, envelope detection processing, and the like on the ultrasonic frame data to create B-mode data.
  • the movement amount measuring unit 4B calculates the following movement amount using the ultrasonic frame data. That is, the movement amount of the living tissue for each unit region (for each pixel) is calculated based on a pair of frame data at predetermined time intervals among a plurality of ultrasonic frame data having different acquisition times stored in the storage device 9 sequentially. , Move amount frame data is created. The amount of movement can be in units of pixels (pix). Thereafter, a representative value of the tissue movement amount is calculated by calculating an average value of the movement amount for each unit area in the movement amount frame data. As will be described later, the calculated tissue movement amount representative value is used for setting (selecting and switching) the hue conversion lookup table.
  • the representative value of the tissue movement amount may be calculated using the unit area at the center of the frame instead of the entire frame, and the maximum value, the minimum value, and the variance are used as the representative values of the tissue movement amount instead of the average value. Also good. Furthermore, when a part of the ultrasound image is designated as a region of interest (Region Of Interest, ROI), a representative value of the amount of tissue movement may be calculated using a unit region in the ROI.
  • ROI region of interest
  • the distortion calculation unit 4C (distortion calculation means) obtains distortion for each unit area (for each pixel) based on the movement amount frame data created by the movement amount measurement unit 4B described above, and creates distortion frame data.
  • the distortion frame data is created (calculated) by differentiating the movement amount frame data.
  • the B-mode data output from the B-mode data creation unit 4A of the echo data processing device 4 and the distortion frame data output from the distortion calculation unit 4C are input to the image control device 5.
  • the image control device 5 includes a B-mode image data creation unit 5A, an elastic image data creation unit 5B, and an image display control unit 5C.
  • the B-mode image data creation unit 5A performs scan conversion on the B-mode data by a scan converter to create two-dimensional tomographic image data (B-mode image data) suitable for display on the display device 6.
  • B-mode image data the signal intensity is represented by luminance.
  • the B-mode image data has information representing, for example, 256 gradations of luminance for each pixel.
  • the elastic image data creation unit 5B creates color elastic image data that represents the distortion of each unit area in the distortion frame data by the hue (color difference) according to the magnitude, that is, the process of converting the distortion into hue. Execute. In an elastic image represented by elastic image data, the magnitude of strain is represented by a difference in hue. The correspondence between the magnitude of distortion and hue is based on a hue conversion lookup table stored in advance in the storage device 9. Details of the hue conversion lookup table will be described later.
  • the image display control unit 5C synthesizes the B-mode image data and the elastic image data to create composite image data.
  • a composite ultrasonic image obtained by combining the B-mode image and the elastic image is displayed on the display screen of the display device 6.
  • the B-mode image and the elastic image may be displayed side by side on the display screen without being combined.
  • FIG. 2 is a flowchart showing an elastic image creation process in the ultrasonic diagnostic apparatus 1.
  • Ultrasonic frame data corresponding to a tomogram is continuously obtained while the living tissue is physically displaced by lightly pressing the ultrasonic probe 2 on the subject or using the pulsation of the heart or the like.
  • Obtain (ultrasonic measurement) (step 11).
  • the ultrasonic frame data is acquired at a predetermined frame rate and sequentially recorded in the storage device 9.
  • the echo data processing device 4 measures the amount of movement of the tissue for each unit region of the ultrasound frame data and moves the amount of movement. Frame data is created. Further, a representative value of the above-described tissue movement amount is calculated (step 12).
  • a hue conversion lookup table (hereinafter referred to as a hue conversion LUT) is set in accordance with the calculated representative value of the tissue movement amount (steps 13, 14, and 15).
  • FIG. 3 shows the hue conversion LUT stored in the storage device 9 as a graph with the horizontal axis representing distortion ⁇ and the vertical axis representing color information frequency N.
  • the color information frequency N takes a value between 0 and 255, for example.
  • the hue conversion LUT is used to convert the distortion into a hue corresponding to the size.
  • red is associated with a biological tissue (soft biological tissue) having a large strain.
  • blue color is generally associated with a biological tissue (hard biological tissue) with small distortion.
  • Green is associated with intermediate distortions. As a result, the hardness of the living tissue is easily visualized by the hue.
  • the storage device 9 stores two hue conversion LUTs, a hue conversion LUT_large and a hue conversion LUT_small.
  • the gradient (solid line) of the hue conversion LUT_large has a large gradient (ratio of the degree of hue change to the amount of distortion change, the gradient of the graph), and on the other hand, the gradient of the hue conversion LUT_small graph (dashed line) Is very small.
  • the hue conversion LUT_large having a large gradient means that the degree of hue change with respect to the amount of distortion change is large, and the color expression range is wide.
  • the hue conversion LUT_small with a small gradient means that the degree of hue change with respect to the amount of change in distortion is small and the color expression range is narrow.
  • the hue conversion LUT_large graph and the hue conversion LUT_small graph intersect at N / 2 (green).
  • either the hue conversion LUT_large or the hue conversion LUT_small is selected according to the size of the representative value of the tissue movement amount calculated in the echo data processing device 4.
  • the control device 8 compares the representative value of the tissue movement amount with a predetermined threshold value (step 13). If the representative value is greater than or equal to a predetermined threshold, the hue conversion LUT_large is set (YES in step 13; step 14). That is, the hue conversion LUT_large is read from the storage device 9 and given to the image control device 5. On the other hand, if the representative value is less than the predetermined threshold, the hue conversion LUT_small is set (NO in step 13, step 15). Of course, the hue conversion LUT_large may be set when the representative value exceeds a predetermined threshold, and the hue conversion LUT_small may be set when the representative value is equal to or smaller than the predetermined threshold.
  • the tissue movement amount When the representative value of the tissue movement amount is equal to or greater than the threshold value, the tissue movement amount is considered to be caused by the hardness of the living tissue, and the reliability is high. In this case, by using a hue conversion LUT_large having a conventional gradient, an elastic image (elastography image) that is not different from the conventional one can be expressed. On the other hand, when the representative value of the tissue movement amount is smaller than the threshold value, the tissue movement amount may not be caused by the hardness of the living tissue but may be dominated by noise. In this case, by using the hue conversion LUT_small having a small gradient, it is possible to obtain an elastic image in which noise is not noticeable (details will be described later).
  • the echo data processing device 4 differentiates the movement amount frame data to calculate the distortion for each unit region, and creates distortion frame data (step 16).
  • elastic image data is created by performing hue conversion of the distortion frame data using the above-described hue conversion LUT_large or hue conversion LUT_small and converting the hue into color (step 17).
  • An elastic image representing the distortion by a hue corresponding to the magnitude is displayed on the display device 6 under the control of the image control device 5 (step 18).
  • FIG. 4 schematically shows the inside of a living body where a hard lesion tissue exists so as to be surrounded by soft surrounding tissue (normal living tissue).
  • FIG. 5 schematically shows the surrounding tissue and the lesion tissue at the cross-sectional position along the line VV in FIG. 4, ie, passing through the lesion tissue.
  • Reference numeral 21 denotes the surrounding tissue and the lesion tissue before compression (at the time of relaxation).
  • Reference numerals 22 and 23 indicate the surrounding tissue and lesioned tissue after compression (during compression).
  • reference numeral 22 schematically shows a case where the tissue movement amount is large
  • reference numeral 23 schematically shows a case where the tissue movement amount is small.
  • the left end of the surrounding tissue is shown as being fixed (no displacement) in the schematic diagram of the surrounding tissue and the lesion tissue denoted by reference numerals 21 to 23 in FIG.
  • FIG. 6 is a graph showing the displacement amounts of the surrounding tissue and the lesioned tissue before and after compression shown by reference numerals 21 and 22 and reference numerals 21 and 23 in FIG.
  • FIG. 7 is a derivative of the displacement shown in FIG.
  • a graph (relationship between reference numeral 21 and reference numeral 22 in FIG. 5) when the tissue movement amount is large (representative value is greater than or equal to the threshold value) is indicated by a thick solid line, and the tissue movement amount is small (representative value is The graph (the relationship between reference numeral 21 and reference numeral 23 in FIG. 5) at the time of less than the threshold value is indicated by a thin solid line.
  • FIG. 8 shows a conventional elastic image in which only the hue conversion LUT_large is used when the tissue movement amount is large and when the tissue movement amount is small, and the hue conversion LUT_large when the tissue movement amount is large.
  • the elastic images displayed in the ultrasonic diagnostic apparatus 1 of the present application in which the hue conversion LUT_small is respectively set when the hue is small are shown side by side.
  • the tissue range displayed in blue is schematically indicated by “B”
  • the tissue range indicated in red is indicated by “R”
  • the tissue range indicated in green is indicated by “G”. Shown in
  • the tissue movement amount is large, that is, the case where the representative value of the tissue movement amount is equal to or greater than the threshold value.
  • the relationship between reference numeral 21 and reference numeral 22 in FIG. 5 and the bold solid line graph in FIG. 6 when the amount of tissue movement is large, there is a large difference between the displacement amount of the soft surrounding tissue and the displacement amount of the hard lesion tissue. Occurs (the slope of the graph is completely different).
  • the strain calculated by differentiating the displacement is a large value for the soft surrounding tissue, and for the hard lesion tissue. A small value is calculated. Referring to FIG.
  • the hue conversion LUT_large is used both in the conventional example and in the present application.
  • a blue color B indicating that the lesion tissue is hard (small distortion) is shown.
  • the surrounding tissue is expressed by a color (green G here) indicating that it is softer than the diseased tissue.
  • the presence of hard living tissue (lesioned tissue) can be visually recognized.
  • the tissue movement amount is small, that is, the representative value of the tissue movement amount is less than the threshold value.
  • the amount of tissue movement when the pressure by the ultrasonic probe is very small or the measurement location of the subject is deep (the distance from the ultrasonic probe is far) is Get smaller. If the living tissue is displaced by pulsation, the amount of tissue movement is small when the measurement location of the subject is far from the heart or aorta and the pulsation is difficult to be transmitted.
  • the threshold value between 0.2 and 0.5 pixels, for example. This value is the fluctuation range when the noise flicker is calculated as the displacement. Since the noise flicker varies depending on the performance of the system and probe used, it is desirable to investigate the amount of displacement corresponding to the noise flicker and set an appropriate threshold value for each condition used.
  • FIG. 9 shows another example of the hue conversion LUT stored in the storage device 9.
  • a hue conversion LUT_middle having an intermediate color expression range is stored.
  • the hue conversion LUT_small (one-dot chain line) having the smallest inclination of the graph has an intermediate graph inclination if it is 0.5 pixels or more and less than 1 pixel. If the hue conversion LUT_middle (two-dot chain line) is 1 pixel or more, the hue conversion LUT_large (solid line) is set.
  • hue conversion LUTs having different color expression ranges may be stored in the storage device 9, and the hue conversion LUT set according to the size of the representative value of the calculated tissue movement amount may be finely switched.
  • the hue conversion LUT may be set more finely by defining the hue conversion LUT as a function of the representative value of the tissue movement amount.
  • the hue may be displayed in gray scale, and in this case, an elastic image is displayed by changing the gradation from white to black.
  • the above threshold value for switching the hue conversion LUT may be changed according to the frame rate of the ultrasonic diagnostic apparatus 1. For example, when the frame rate is doubled, the amount of tissue movement calculated by a pair of frames is halved. Assuming that the threshold value at a certain frame rate is A, if the threshold value is set to A / 2 when the frame rate is doubled, the change of the frame rate can be prevented from affecting the switching of the hue conversion LUT. .
  • the threshold may be set between 0.1 and 0.5 pixels when the frame rate is 20 fr / sec or more, and the threshold may be set between 0.2 and 1.0 pixels when the frame rate is less than 20 fr / sec.
  • the change of the frame rate is input from the operation device 7, and the change of the threshold according to the frame rate can be executed by the control device 8.

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Abstract

生体組織から反射される超音波エコーから生成される超音波フレームデータを用いて生体組織の移動量およびその代表値が算出される（ステップ12）。組織移動量の代表値が閾値以上の場合には（ステップ13でYES ），色相変化の程度が大きい色相変換ＬＵＴ_Largeが用いられて，歪みをその大きさに応じた色相によって表す弾性画像が生成される（ステップ14，16，17，18）。他方，生体組織の移動量の代表値があらかじめ定められる閾値未満の場合（ステップ13でNO），色相変化の程度が小さい色相変換ＬＵＴ_smallが用いられて弾性画像が生成される（ステップ15，16，17，18）。

Description

音響波診断装置およびその制御方法
　この発明は，音響波たとえば超音波を利用した診断装置およびその制御方法に関する。
　断層像や血流を観察するために超音波を利用した様々な診断装置が開発されている（特許文献１～６）。近年では，生体組織の硬さまたは柔らかさに関する情報を，超音波を用いて計測し，これを医学的診断に利用するエラストグラフィも知られている。エラストグラフィでは，生体組織の硬さまたは柔らかさを表す歪み等の大きさに応じた色相（色）を有する弾性画像が診断に用いられる。
特開２０１４－３６７７８号公報 特開２０１３－５８７６号公報 特開２０１５－２３９１３号公報 特開２０１５－１６０６２号公報 特開２０１４－４２８２３号公報 特開２０１３－１２１４８３号公報
　エラストグラフィでは，圧迫，拍動などに起因して生じる生体組織の移動量（変位）を微分することで生体組織の歪みを算出し，生体組織の硬さを推定する。ここで，生体組織が変位を起こせない程度に圧迫，拍動が小さい場合には生体組織の歪みを正しく算出することは難しい。この場合に求められる歪みは，生体組織の歪みではなく，信号のノイズのちらつきなどを歪みとして誤認識した結果である，すなわちノイズに起因するものであることがある。ノイズが歪みとして誤認識されてしまうと，生体組織の硬さに起因しないノイズがあたかも生体組織の硬さを表しているかのように弾性画像に現れてしまう。
　上記特許文献のうち，たとえば特許文献１には，心臓壁の移動量に応じて色変換テーブルを変えることで，心拍による生体組織の圧迫と弛緩の度合にかかわらず，同じ弾性を有する部分を弾性画像において大きく異なることがない色で表示させるものが記載されている。しかしながら，特許文献１では，生体組織の圧迫と弛緩の度合が歪みを正しく求めることができない程度に小さい場合について考慮されていないため，生体組織の圧迫と弛緩の度合が小さいためにノイズが歪みとして誤認識されたときにそのノイズがあたかも正常に歪みとして計測できているものとして弾性画像に表示されてしまう。また，たとえば，特許文献２には，低Ｓ／Ｎ領域を信頼性の高い領域と区別して画像表示し，信頼性が高い領域を解析の対象とするものが開示されている。しかしながら，特許文献２では超音波を送信せずに受信処理のみを実行することで得られるＢモード画像から低Ｓ／Ｎ領域を決定しており，生体組織の移動量が小さい場合に歪みとして誤認識されるノイズの除去については何ら考慮されていない。
　この発明は，生体組織の移動量が小さい場合にノイズが弾性画像において目立たないようにすることを目的とする。
　この発明による音響波診断装置は，被検体の生体組織から反射される音響波エコーを表わす音響波エコー信号を用いて生成された音響波フレームデータを用いて移動量フレームデータを生成し，かつ，移動量フレームデータを用いて移動量の代表値を算出する移動量算出手段，フレーム間の移動量フレームデータを用いて歪みを算出する歪み算出手段，算出された移動量の代表値があらかじめ定められる閾値よりも大きい場合には，第１の色相変換ルックアップテーブルを用いて算出された歪みを表す弾性画像を生成し，算出された移動量の代表値があらかじめ定められる閾値よりも小さい場合には，第１の色相変換ルックアップテーブルよりも色相変化の程度が小さい第２の色相変換ルックアップテーブルを用いて算出された歪みを表す弾性画像を生成する弾性画像生成手段を備えている。
　この発明は，音響波診断装置に適した制御方法も提供している。すなわち，この方法は，移動量算出手段が，被検体の生体組織から反射される音響波エコーを表わす音響波エコー信号を用いて生成された音響波フレームデータを用いて移動量フレームデータを生成し，かつ，移動量フレームデータを用いて移動量の代表値を算出し，歪み算出手段が，フレーム間の移動量フレームデータを用いて歪みを算出し，弾性画像生成手段が，算出された移動量の代表値があらかじめ定められる閾値よりも大きい場合には，第１の色相変換ルックアップテーブルを用いて算出された歪みを表す弾性画像を生成し，算出された移動量の代表値があらかじめ定められる閾値よりも小さい場合には，第１の色相変換ルックアップテーブルよりも色相変化の程度が小さい第２の色相変換ルックアップテーブルを用いて算出された歪みを表す弾性画像を生成する。
　算出された移動量の代表値が閾値に一致する場合は，第１または第２の色相変換ルックアップテーブルのいずれかを，弾性画像の生成に用いることができる。
　好ましい実施態様では，移動量算出手段は，音響波エコー信号から生成される取得時刻の異なる一対の音響波フレームデータの単位領域ごとの移動量の平均値を，移動量の代表値として算出するものである。
　一実施態様では，音響波エコー信号から経時的に生成される音響波フレームデータのフレームレートに応じて閾値を変動させる閾値制御手段を備えている。
　弾性画像において色相によって表される歪み（生体組織の硬さを表す指標）は，生体組織の移動量（変位）から算出される。移動量が小さい場合，移動量から算出される歪みはノイズの影響を受けやすくなる。この発明によると，移動量の代表値があらかじめ定められる閾値よりも小さい場合に，移動量の代表値が閾値よりも大きい場合に用いられる第１の色相変換ルックアップテーブルに比べて，色相変化の程度が小さい第２の色相変換ルックアップテーブルが用いられて弾性画像が生成される。したがって，移動量が小さいときに，ノイズが色相によって弾性画像中に顕著に現れてしまうことを防止するまたは低減することができる。
超音波診断装置の全体構成を示すブロック図である。 弾性画像の作成処理の流れを示すフローチャートである。 色相変換ルックアップテーブルを示す。 病変組織が存在する生体内部を模式的に示す。 圧迫前の周辺組織および病変組織の位置と，組織移動量が大きいときの圧迫後の周辺組織および病変組織の位置と，組織移動量が小さいときの圧迫後の周辺組織および病変組織の位置とを，それぞれ示す。 圧迫前後の周辺組織および病変組織の変位量を示すグラフである。 周辺組織および病変組織の歪みを示すグラフである。 組織移動量が大きいときおよび小さいときのそれぞれについて，従来技術における弾性画像と本願の超音波診断装置における弾性画像を，それぞれ示す。 色相変換ルックアップテーブルの他の例を示す。
　以下に説明する実施例では，音響波として超音波を用いる例を説明する。超音波に限定されることはなく，被験対象，測定条件などに応じて適切な周波数が選択されれば，可聴周波数の音響波を用いるようにしてもよい。
　図１は，超音波診断装置１の全体構成を示すブロック図を示している。超音波診断装置１は，超音波プローブ２，送受信ビームフォーマ３，エコーデータ処理装置４，画像制御装置５，表示装置６，操作装置７，制御装置８および記憶装置９を備えている。
　制御装置８によって超音波診断装置１の動作が全体的に統括される。制御装置８に接続される記憶装置９に，超音波診断装置１を構成する以下に詳述する各種装置を制御する制御プログラム，後述する色相変換ルックアップテーブル，フレームデータなどが記憶される。操作者の指示，設定ないし調整される値などが，操作装置７から入力される。
　超音波プローブ２が被検体（患者）の体表面に押し当てられる。超音波プローブ２は，被検体に向けて超音波ビームを送信し，かつ被検体内の生体組織から反射される超音波エコーを受信し，超音波エコーを表す超音波エコー信号を出力する。コンベックス型，セクタ型，リニア型など，任意の形状の超音波プローブ２を用いることができる。
　送受信ビームフォーマ３は，超音波プローブ２を所定の走査条件で駆動して超音波ビームを走査する。セクタ走査，オフセット・セクタ走査，リニア走査など任意の走査方式を採用することができる。また送受信ビームフォーマ３は，超音波プローブ２からの超音波エコー信号に対し整相加算処理等の所定の信号処理を行ない，生体組織の一走査面（一断層）に対応する超音波フレームデータ（断層エコーデータ）を生成する。生成された超音波フレームデータは順次記憶装置９に記憶される。超音波フレームデータは所定のフレームレート（超音波フレームデータの単位時間あたりの生成数）によって経時的に生成される。超音波プローブ２によって送信される超音波ビームの送信タイミングを変更することで，超音波フレームデータのフレームレートを変更することができる。
　超音波フレームデータは，次にエコーデータ処理装置４に入力する。エコーデータ処理装置４は，Ｂモードデータ作成部４Ａ，移動量計測部４Ｂおよび歪み演算部４Ｃを備える。
　Ｂモードデータ作成部４Ａは，超音波フレームデータに対し，対数圧縮処理，包絡線検波処理等を行い，Ｂモードデータを作成する。
　移動量計測部４Ｂ（移動量算出手段）は，超音波フレームデータを用いて以下の移動量を算出する。すなわち，順次記憶装置９に記憶される取得時刻の異なる複数の超音波フレームデータのうちの所定時間間隔の一対のフレームデータに基づいて単位領域ごと（ピクセルごと）の生体組織の移動量を算出し，移動量フレームデータを作成する。移動量の大きさはピクセル（pix）を単位とすることができる。その後，移動量フレームデータにおける単位領域ごとの移動量の平均値を算出することで組織移動量の代表値を算出する。算出される組織移動量の代表値は，後述するように，色相変換ルックアップテーブルの設定（選択，切り換え）に用いられる。フレーム全体ではなくフレーム中心の単位領域を用いて組織移動量の代表値を算出してもよく，また平均値に代えて，最大値，最小値，分散などを組織移動量の代表値として用いてもよい。さらに，超音波画像の一部を関心領域（Region Of Interest，ＲＯＩ）として指定した場合には，ＲＯＩ中の単位領域を用いて組織移動量の代表値を算出してもよい。
　歪み演算部４Ｃ（歪み算出手段）は，上述した移動量計測部４Ｂによって作成された移動量フレームデータに基づいて単位領域ごと（ピクセルごと）の歪みを求め，歪みフレームデータを作成する。歪みフレームデータは，移動量フレームデータを微分することによって作成（演算）される。
　エコーデータ処理装置４のＢモードデータ作成部４Ａから出力されるＢモードデータおよび歪み演算部４Ｃから出力される歪みフレームデータは画像制御装置５に入力する。画像制御装置５は，Ｂモード画像データ作成部５Ａ，弾性画像データ作成部５Ｂおよび画像表示制御部５Ｃを備えている。
　Ｂモード画像データ作成部５ＡはＢモードデータに対してスキャンコンバータによる走査変換を行い，表示装置６における表示に適する２次元の断層像データ（Ｂモード画像データ）を作成する。Ｂモード画像データでは信号強度が輝度によって表される。Ｂモード画像データはたとえばピクセルごとに２５６階調の輝度を表す情報を持つ。
　弾性画像データ作成部５Ｂは，歪みフレームデータにおける単位領域ごとの歪みを，その大きさに応じた色相（色の違い）によって表すカラーの弾性画像データを作成する，すなわち歪みを色相化する処理を実行する。弾性画像データによって表される弾性画像では，歪みの大きさが色相の違いによって表される。歪みの大きさと色相との対応関係は，記憶装置９にあらかじめ記憶される色相変換ルックアップテーブルに基づく。色相変換ルックアップテーブルの詳細は後述する。
　画像表示制御部５Ｃは，Ｂモード画像データと弾性画像データとを合成し，合成画像データを作成する。合成画像データが表示装置６に与えられることで，Ｂモード画像と弾性画像とが合成された合成超音波画像が表示装置６の表示画面に表示される。もちろん，Ｂモード画像と弾性画像と合成せずに，表示画面上に並べて表示してもよい。
　図２は超音波診断装置１における弾性画像の作成処理を示すフローチャートである。
　被検体に超音波プローブ２を軽く押し付ける，または心臓の拍動等を利用することで，生体組織を物理的に変位させつつ，断層（一走査面）に対応する超音波フレームデータを連続的に取得する（超音波の計測）（ステップ11）。超音波フレームデータは所定のフレームレートで取得されて記憶装置９に順次記録される。
　記憶装置９に順次記録される超音波フレームデータのうちの一対の超音波フレームデータを用いて，エコーデータ処理装置４において超音波フレームデータの単位領域ごとの組織の移動量が計測されて移動量フレームデータが作成される。さらに上述した組織移動量の代表値が算出される（ステップ12）。
　次に，算出された組織移動量の代表値の大きさに応じて，色相変換ルックアップテーブル（以下，色相変換ＬＵＴという）が設定される（ステップ13，14，15）。
　図３は記憶装置９に記憶される色相変換ＬＵＴを，横軸を歪みσ，縦軸を色情報度数Ｎとするグラフによって示している。色情報度数Ｎはたとえば０～２５５の間の値をとる。
　色相変換ＬＵＴは，歪みを，その大きさに応じた色相に変換するために用いられる。歪みが大きい生体組織（柔らかい生体組織）には一般に赤色が対応付けられる。逆に歪みが小さい生体組織（硬い生体組織）には一般に青色が対応づけられる。中間の大きさの歪みには緑色が対応づけられる。これにより生体組織の硬さが色相によって分かりやすく可視化されることになる。
　記憶装置９には，色相変換ＬＵＴ_largeと，色相変換ＬＵＴ_smallの２つの色相変換ＬＵＴが記憶されている。図３を参照して，色相変換ＬＵＴ_largeのグラフ（実線）の勾配（歪みの変化量に対する色相変化の程度の割合，グラフの傾き）は大きく，他方，色相変換ＬＵＴ_smallのグラフ（一点鎖線）の勾配は非常に小さい。勾配の大きい色相変換ＬＵＴ_largeは歪みの変化量に対する色相変化の程度が大きく，色表現範囲が広いことを意味する。他方，勾配の小さい色相変換ＬＵＴ_smallは歪みの変化量に対する色相変化の程度が小さく，色表現範囲が狭いことを意味する。色相変換ＬＵＴ_largeのグラフと色相変換ＬＵＴ_smallのグラフはＮ／２（緑色）において交差している。
　図２に戻って，エコーデータ処理装置４において算出される組織移動量の代表値の大きさに応じて，色相変換ＬＵＴ_largeと色相変換ＬＵＴ_smallのいずれかが選択される。制御装置８において組織移動量の代表値と所定の閾値とが比較される（ステップ13）。代表値が所定の閾値以上の場合には色相変換ＬＵＴ_largeが設定される（ステップ13でYES ，ステップ14）。すなわち，色相変換ＬＵＴ_largeが記憶装置９から読み出されて画像制御装置５に与えられる。他方，代表値が所定の閾値未満の場合には，色相変換ＬＵＴ_smallが設定される（ステップ13でNO，ステップ15）。もちろん，代表値が所定の閾値を超える場合に色相変換ＬＵＴ_largeを設定し，かつ代表値が所定の閾値以下の場合に色相変換ＬＵＴ_smallを設定してもよい。
　組織移動量の代表値が閾値以上である場合，その組織移動量は生体組織の硬さに起因していると考えられ，信頼性は高い。この場合には，従来通りの勾配を持つ色相変換ＬＵＴ_largeを用いることで，従来と変わらない弾性画像（エラストグラフィ画像）を表現することができる。他方，組織移動量の代表値が閾値よりも小さい場合，その組織移動量は生体組織の硬さに起因するのではなく，ノイズによって支配されている可能性がある。この場合に勾配の小さい色相変換ＬＵＴ_smallを用いることで，ノイズが目立たない弾性画像とすることができる（詳細は後述する）。
　エコーデータ処理装置４において移動量フレームデータを微分することによって単位領域ごとの歪みが算出され，歪みフレームデータが作成される（ステップ16）。次に，上述した色相変換ＬＵＴ_largeまたは色相変換ＬＵＴ_smallを用いて歪みフレームデータを色相変換して，色相化（カラー化）することで弾性画像データが作成される（ステップ17）。歪みをその大きさに応じた色相によって表わす弾性画像が，画像制御装置５の制御の下，表示装置６に表示される（ステップ18）。
　図４から図８を参照して，組織移動量に応じて色相変換ＬＵＴ_largeまたは色相変換ＬＵＴ_smallのいずれかを選択する効果を説明する。図４は柔らかい周辺組織（正常な生体組織）に囲まれるようにして硬い病変組織が存在する生体内部を模式的に示している。図５は，図４のＶ－Ｖ線に沿う，すなわち病変組織を通る断面位置における周辺組織および病変組織を模式的に示すもので，符号21は圧迫前（弛緩時）の周辺組織および病変組織を，符号22および23はいずれも圧迫後（圧縮時）の周辺組織および病変組織を示している。ここで符号22は組織移動量が大きいときを，符号23は組織移動量が小さいときを，それぞれ模式的に示している。分かりやすくするために，図５の符号21～23の周辺組織および病変組織の模式図において，周辺組織の左端は固定されている（変位がない）ものとして示されている。
　図６は，図５の符号21と符号22，符号21と符号23のそれぞれに示す圧迫前後の周辺組織および病変組織の変位量をグラフによって示している。図７は図６に示す変位を微分したものである。図６および図７において，組織移動量が大きい（代表値が閾値以上）ときのグラフ（図５の符号21と符号22の関係）が太実線によって示され，組織移動量が小さい（代表値が閾値未満）ときのグラフ（図５の符号21と符号23の関係）が細実線によって示されている。
　図８は，組織移動量が大きいときおよび組織移動量が小さいときのそれぞれについて，色相変換ＬＵＴ_largeのみが用いられる従来の弾性画像と，組織移動量が大きいときに色相変換ＬＵＴ_largeが，組織移動量が小さいときに色相変換ＬＵＴ_smallがそれぞれ設定される，本願の超音波診断装置１において表示される弾性画像とを並べて示している。図８に示す弾性画像において，青色で表示される組織範囲を「Ｂ」により，赤色で表示される組織範囲を「Ｒ」により，緑色で表示される組織範囲を「Ｇ」により，それぞれ模式的に示す。
　まず，組織移動量が大きい場合，すなわち組織移動量の代表値が閾値以上である場合を説明する。図５の符号21と符号22の関係，および図６の太実線のグラフを参照して，組織移動量が大きい場合には，柔らかい周辺組織の変位量と硬い病変組織の変位量に大きな相違が生じる（グラフの傾きが全く異なる）。図７の太実線を参照して，組織移動量が大きい場合，変位を微分（深さ方向に微分）することで算出される歪みは，柔らかい周辺組織について大きな値が算出され，硬い病変組織について小さい値が算出される。図８を参照して，組織移動量が大きい場合には，従来例においても，本願においても，色相変換ＬＵＴ_largeが用いられる。弾性画像では，病変組織については硬い（歪みが小さい）ことを表す青色Ｂが示される。周辺組織については病変組織よりも柔らかいことを表す色（ここでは緑色Ｇ）によって表現される。硬い生体組織（病変組織）の存在を視覚的に認識することができる。
　次に組織移動量が小さい，すなわち組織移動量の代表値が閾値未満である場合を説明する。超音波プローブによる圧迫によって生体組織を変位させる場合には，超音波プローブによる圧迫が非常に小さい場合や，被検体の計測箇所が深い（超音波プローブからの距離が遠い）場合に組織移動量は小さくなる。拍動によって生体組織を変位させる場合であれば，被検体の計測箇所が心臓や大動脈から離れており拍動が伝わりにくい場合に組織移動量が小さくなる。
　図５の符号21と符号23の関係，および図６の細線を参照して，組織移動量が小さい場合，周辺組織の変位量と病変組織の変位量との間に変位の差が認められなくなり，さらにノイズ信号が現れることがある。これを微分すると，図７の細線のグラフを参照して，病変組織の硬さと周辺組織の硬さの違いに起因しない値（ノイズ）が大きな歪みとして算出されてしまう。
　図８を参照して，組織移動量の大きさにかかわらずに同じ色相変換ＬＵＴ_largeが用いられる従来技術では，組織移動量が小さいとき，ノイズに起因する，生体組織の硬さを表さない色相（ここでは赤色（Ｒ）：柔らかいことを示す色）が弾性画像に現れてしまう。他方，組織移動量の代表値が閾値よりも小さい場合に色相変換ＬＵＴ_smallを用いる本願においては，色相変換ＬＵＴ_smallの色表現範囲が狭いので（図３），生体組織の硬さに起因しないノイズに基づく色相が弾性画像中に顕著に表示されることはない。このように，組織移動量が小さいときに，ノイズが目立つ弾性画像が表示されないようにすることができる。
　上述した閾値はたとえば0.2～0.5ピクセルの間で設定するのが望ましい。この値は，ノイズのちらつきを変位量として計算したときの変動範囲である。ノイズのちらつきは，使用するシステム，プローブなどの性能によって変わるので，使用する条件ごとに，ノイズのちらつきがどの程度の変位量に相当するのかを調べて，適切な閾値を設定するのが望ましい。
　図９は記憶装置９に記憶される色相変換ＬＵＴの他の例を示している。色相変換ＬＵＴ_largeおよび色相変換ＬＵＴ_smallに加えて，中間の色表現範囲を持つ色相変換ＬＵＴ_middleが記憶されている。
　たとえば，算出される組織移動量の代表値が0.5ピクセル未満であれば，最もグラフの傾きの小さい色相変換ＬＵＴ_small（一点鎖線）が，0.5ピクセル以上１ピクセル未満であれば中間のグラフの傾きを持つ色相変換ＬＵＴ_middle（二点鎖線）が，１ピクセル以上であれば色相変換ＬＵＴ_large（実線）が，それぞれ設定される。
　４つ以上の色表現範囲の異なる色相変換ＬＵＴを記憶装置９に記憶しておき，算出される組織移動量の代表値の大きさに応じて設定する色相変換ＬＵＴを細かく切り換えるようにしてもよい。もちろん，色相変換ＬＵＴを組織移動量の代表値の関数として規定して色相変換ＬＵＴをさらに細かく設定してもよい。また，色相はグレースケールによる色表示としてもよく，この場合には白から黒までの階調変化によって弾性画像が表示される。
　色相変換ＬＵＴを切り換えるための上述の閾値は，超音波診断装置１のフレームレートに応じて変更できるようにしてもよい。たとえばフレームレートが２倍になると，一対のフレームによって算出される組織移動量は半分になる。あるフレームレートにおける閾値をＡとすると，フレームレートが２倍にされたときに閾値をＡ／２にすれば，フレームレートの変更が色相変換ＬＵＴの切り換えに影響を及ぼさないようにすることができる。たとえば，フレームレートが20fr／sec以上の場合に閾値を0.1～0.5ピクセルの間に設定し，フレームレートが20fr／sec未満の場合に閾値を0.2～1.0ピクセルの間に設定してもよい。フレームレートの変更は操作装置７から入力され，フレームレートに応じた閾値の変更は制御装置８によって実行することができる。
１　超音波診断装置（音響波診断装置）
２　超音波プローブ
３　送受信ビームフォーマ
４　エコーデータ処理装置（移動量算出手段，歪み算出手段）
５　画像制御装置（弾性画像生成手段）
６　表示装置
７　操作装置
８　制御装置（閾値制御手段）
９　記憶装置

Claims (4)

  1. 　被検体の生体組織から反射される音響波エコーを表わす音響波エコー信号を用いて生成された音響波フレームデータを用いて移動量フレームデータを生成し，かつ，該移動量フレームデータを用いて移動量の代表値を算出する移動量算出手段，
    　フレーム間の移動量フレームデータを用いて歪みを算出する歪み算出手段，および
    　上記算出された移動量の代表値があらかじめ定められる閾値よりも大きい場合には，第１の色相変換ルックアップテーブルを用いて上記算出された歪みを表す弾性画像を生成し，上記算出された移動量の代表値が上記あらかじめ定められる閾値よりも小さい場合には，上記第１の色相変換ルックアップテーブルよりも色相変化の程度が小さい第２の色相変換ルックアップテーブルを用いて上記算出された歪みを表す弾性画像を生成する弾性画像生成手段，
    　を備える音響波診断装置。
  2. 　上記移動量算出手段は，上記音響波エコー信号から生成される取得時刻の異なる一対の音響波フレームデータの単位領域ごとの移動量の平均値を，移動量の代表値として算出するものである，
    　請求項１に記載の音響波診断装置。
  3. 　上記音響波エコー信号から経時的に生成される音響波フレームデータのフレームレートに応じて上記閾値を変動させる閾値制御手段を備えている，
    　請求項１または２に記載の音響波診断装置。
  4. 　移動量算出手段が，被検体の生体組織から反射される音響波エコーを表わす音響波エコー信号を用いて生成された音響波フレームデータを用いて移動量フレームデータを生成し，かつ，移動量フレームデータを用いて移動量の代表値を算出し，
    　歪み算出手段が，フレーム間の移動量フレームデータを用いて歪みを算出し，
    　弾性画像生成手段が，算出された移動量の代表値があらかじめ定められる閾値よりも大きい場合には，第１の色相変換ルックアップテーブルを用いて算出された歪みを表す弾性画像を生成し，算出された移動量の代表値が上記あらかじめ定められる閾値よりも小さい場合には，第１の色相変換ルックアップテーブルよりも色相変化の程度が小さい第２の色相変換ルックアップテーブルを用いて算出された歪みを表す弾性画像を生成する，
    　音響波診断装置の制御方法。
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Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010017585A (ja) * 2004-06-09 2010-01-28 Hitachi Medical Corp 超音波診断装置の作動方法及び超音波診断装置
JP2010220801A (ja) * 2009-03-24 2010-10-07 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波診断装置およびその制御プログラム
JP2014036778A (ja) * 2012-08-20 2014-02-27 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波診断装置及びその制御プログラム

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2005122906A1 (ja) * 2004-06-18 2005-12-29 Hitachi Medical Corporation 超音波診断装置
WO2007011000A1 (ja) * 2005-07-20 2007-01-25 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. 超音波診断装置
GB0708358D0 (en) * 2007-05-01 2007-06-06 Cambridge Entpr Ltd Strain image display systems
WO2012039192A1 (ja) * 2010-09-21 2012-03-29 株式会社 日立メディコ 超音波診断装置および超音波画像の表示方法
JP5925438B2 (ja) 2011-06-23 2016-05-25 株式会社東芝 超音波診断装置
JP5950599B2 (ja) 2011-11-07 2016-07-13 キヤノン株式会社 被検体情報取得装置、被検体情報取得方法及びプログラム
CN105596032B (zh) 2012-07-31 2019-11-29 东芝医疗系统株式会社 超声波诊断装置以及控制方法
JP5863628B2 (ja) * 2012-11-30 2016-02-16 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 超音波診断装置及びその制御プログラム
JP6169911B2 (ja) 2013-07-10 2017-07-26 株式会社日立製作所 超音波画像撮像装置及び超音波画像表示方法
JP6257942B2 (ja) 2013-07-24 2018-01-10 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 弾性計測装置、弾性計測装置のプログラム及び超音波診断装置

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010017585A (ja) * 2004-06-09 2010-01-28 Hitachi Medical Corp 超音波診断装置の作動方法及び超音波診断装置
JP2010220801A (ja) * 2009-03-24 2010-10-07 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波診断装置およびその制御プログラム
JP2014036778A (ja) * 2012-08-20 2014-02-27 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波診断装置及びその制御プログラム

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