WO2019082892A1 - 超音波診断システム及び超音波診断方法 - Google Patents

超音波診断システム及び超音波診断方法

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WO2019082892A1
WO2019082892A1 PCT/JP2018/039356 JP2018039356W WO2019082892A1 WO 2019082892 A1 WO2019082892 A1 WO 2019082892A1 JP 2018039356 W JP2018039356 W JP 2018039356W WO 2019082892 A1 WO2019082892 A1 WO 2019082892A1
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wave
data
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東　隆
天漢 唐
一郎 佐久間
弘文 中村
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株式会社Ｌｉｌｙ ＭｅｄＴｅｃｈ
国立大学法人東京大学
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    • G10K11/32—Sound-focusing or directing, e.g. scanning characterised by the shape of the source

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic system and an ultrasonic diagnostic method for producing a tomographic image of a subject by irradiating ultrasonic waves.
  • a noninvasive ultrasound diagnostic system is widely used in the medical field as a technique for diagnosing information inside a subject, since there is no need for a surgical operation to directly incise and observe a living body.
  • Ultrasonic CT (Computed Tomography), which is a method of ultrasonic diagnosis, irradiates an ultrasonic wave to a subject, and creates a tomographic image of the subject using reflected ultrasonic waves and transmitted ultrasonic waves. Studies have shown that it has utility in the detection of breast cancer.
  • Ultrasonic CT uses, for example, a ring-type array transducer in which a large number of elements for transmitting and receiving ultrasonic waves are arranged in a ring to create a tomogram.
  • the aperture synthesis method which is a type of conventional tomographic image formation method
  • frame data Two-dimensional data (frame data) indicating an echo signal arrival time is generated.
  • the echo signal arrives from the distance L TX from the transmitting element Em to the focused portion PI corresponding to one pixel of the tomographic image, the distance L RX from the focused portion PI to the receiving element En, and the speed of sound c.
  • the time t (L TX + L RX ) / c is found.
  • the echo data of the receiving element En and time t correspond to the focused portion PI.
  • One frame data includes echo data corresponding to the target position PI for each receiving element.
  • the ring-type array transducer includes N elements, the number of receiving elements is N. Therefore, one frame data includes N echo data corresponding to the target position PI. Since there are N pieces of frame data, the luminance of one pixel corresponding to the focused part PI is a combination of N ⁇ N pieces of echo data. Thus, the brightness of each pixel is calculated to create an image.
  • the echo signals of ultrasonic waves transmitted from one element are repeatedly received by all elements by the number of elements, so the number of times of transmission of ultrasonic waves is large, and it takes time for measurement. Also, in order to acquire a large amount of data, it took a long time to transfer data to the computer.
  • the present invention has been made in view of the above-mentioned conventional situation, and an object thereof is to provide an ultrasonic diagnostic system and an ultrasonic diagnostic method capable of shortening the time required for measurement and data transfer of an object.
  • a plurality of elements disposed around the subject and performing at least one of transmission and reception of ultrasonic waves, and any one of the plurality of elements transmit ultrasonic waves.
  • a control unit for controlling the plurality of elements such that all or a part of the plurality of elements receives the scattered wave in which the ultrasonic wave is scattered by the object, and an element that has received the scattered wave An ultrasonic wave transmitted from a predetermined element of the plurality of elements in each of a plurality of elements of a data collection unit for collecting measurement data which is data and divided areas obtained by dividing an imaging area including all or part of the subject
  • the divided area is an area obtained by dividing the imaging area into a lattice
  • the first element is an inverse matrix of a matrix having the arrival time as a component.
  • the element of is a vector having the measurement data as a component, and the calculation unit calculates the scattered sound pressure intensity from the product of the first element and the second element.
  • the product of the number of vertical and horizontal numbers of divided areas in a grid shape forming the divided area, the number of receiving elements, and the number of data sampling points in the time axis direction in collecting the measurement data The product of matches the number of columns and the number of rows of the matrix, respectively.
  • the control unit controls the second element to transmit ultrasonic waves after the first element transmits ultrasonic waves
  • the data collection unit controls the first element to transmit ultrasonic waves.
  • the first measurement data is collected from the element receiving the scattered wave corresponding to the transmitted ultrasonic wave
  • the second measurement data is collected from the element receiving the scattered wave corresponding to the ultrasonic wave transmitted by the second element
  • the calculation unit calculates a first scattered sound pressure intensity from a product of a first inverse matrix when the first element is an ultrasonic wave transmission element and a vector in which the first measurement data are arranged, and the second scattered sound pressure intensity is calculated
  • a second scattered sound pressure intensity is calculated from a product of a second inverse matrix when the element is an ultrasonic wave transmitting element and a vector obtained by arranging the second measurement data, and the first scattered sound pressure intensity and the second scattered sound pressure intensity are calculated. 2 Synthesize with the scattered sound pressure intensity.
  • the matrix has a rank equal to the product of the number of vertical and horizontal numbers of regions divided in the lattice.
  • the arrival time is calculated based on the occurrence of a difference between the speed of sound of the ultrasound inside the breast and the speed of sound of the ultrasound outside the breast.
  • the receiving element is disposed on the transmitting element side as viewed from the subject.
  • the scattering image is created at predetermined time intervals, and a portion where a change in pixel value in the created scattering image is equal to or more than a predetermined value is extracted.
  • an ultrasonic wave is transmitted from any one of a plurality of elements arranged around a subject, and the ultrasonic wave is transmitted to the subject with all or part of the plurality of elements.
  • a step of receiving a scattered wave scattered by the step of collecting measured data which is data obtained from an element receiving the scattered wave, and a divided region obtained by dividing an imaging region including all or part of the object It is a time until ultrasonic waves transmitted from a predetermined element among the plurality of elements are scattered by the object in the divided area and received by all or a part of the plurality of elements.
  • a step of creating a scatter image is an image obtained by converting the scattering sound pressure strength to the pixel values in each region, but with a.
  • the time required for measurement and data transfer of an object can be shortened.
  • FIG. 8a is a diagram showing a phantom
  • FIGS. 8b to 8f are diagrams showing simulation results to which an image forming method according to a comparative example is applied.
  • FIG. 9a is a diagram showing a phantom
  • FIGS. 9a is a diagram showing a phantom
  • FIG. 9b to 9f are diagrams showing simulation results to which an image forming method according to a comparative example is applied.
  • 10a and 10d are diagrams showing a phantom
  • FIGS. 10b and 10e are diagrams showing simulation results to which the image creating method according to the embodiment is applied.
  • FIG. 11 a is a diagram showing an example of reception aperture limitation
  • FIG. 11 b is a diagram showing an example of propagation times of a transmitted wave and a scattered wave.
  • 12a and 12b are diagrams for explaining a data acquisition method in the conventional aperture synthesis method.
  • 13a and 13b are diagrams showing evaluation models.
  • 14a, 14b show reconstructed images according to an embodiment.
  • 15a and 15b are diagrams showing a reconstructed image by the aperture synthesis method.
  • FIG. 16 a is a graph showing an analysis result of signal-to-noise ratio
  • FIG. 16 b is a graph showing an analysis result of resolution.
  • the ultrasonic diagnostic system irradiates an ultrasonic wave to an object such as a human body and creates a scattered image (map of scattered sound pressure intensity) using the received echo signal.
  • a doctor can diagnose a lesion such as a malignant tumor by confirming the generated scatter image.
  • the ultrasound diagnostic system 10 includes a ring array R, a switch circuit 110, a transmission / reception circuit 120, an arithmetic unit 130, and an image display unit 140.
  • the ring array R is a ring-shaped transducer preferably having a diameter of 80 to 500 mm, more preferably 100 to 300 mm, which is configured by combining a plurality of transducers.
  • the ring array R can also be configured to have a variable diameter.
  • a ring-shaped vibrator in which four concave vibrators P01 to P04 are combined is used.
  • each of the concave vibrators P01 to P04 has 256 strip-shaped piezoelectric elements E (hereinafter, also simply referred to as "elements E")
  • the ring array R is composed of 1024 elements E. become.
  • the number of elements E provided in the concave transducers P01 to P04 is not limited, and is preferably 1 to 1000, more preferably 100 to 500.
  • Each element E has a function of mutually converting an electrical signal and an ultrasonic signal.
  • the element E transmits an ultrasonic wave to the subject T, receives a scattered wave (forward scattered wave, side scattered wave, backward scattered wave) scattered (reflected) by the subject T, and uses an electrical signal as measurement data.
  • a scattered wave forward scattered wave, side scattered wave, backward scattered wave
  • each element E is described as having both the transmission and reception functions of ultrasonic waves, but is not limited thereto.
  • a plurality of transmitting elements and a plurality of receiving elements may be arranged in a ring using a transmitting element or a receiving element having only one of an ultrasonic wave transmitting function and a receiving function.
  • an element having both transmission and reception functions, a transmission element, and a reception element may be mixed.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line AA of FIG.
  • the ring array R is placed under the perforated bed so that the bed holes and the insertion portion SP overlap.
  • the subject inserts a body part (subject T) to be imaged from the hole in the bed into the insertion part SP.
  • An insertion portion SP for inserting the subject T is provided at the center of the ring array R.
  • the plurality of elements E of the ring array R are provided at equal intervals around the insertion portion SP along the ring.
  • a convex lens called an acoustic lens is attached to the surface.
  • the elements E are arranged in a ring at equal intervals, but the shape of the ring array R is not limited to a circle, for example, an arbitrary polygon such as a hexagon, a square, or a triangle, at least a part of The shape may be a shape including a curve or arc, or any other shape, or a part of these shapes (for example, a semicircle or arc). That is, the ring array R can be generalized to the array R.
  • the arrangement of the elements E constituting the array R is preferably, but not limited to, an arrangement that intermittently surrounds the periphery of the subject T by at least 90 degrees or more.
  • the ring array R is connected to the transmission / reception circuit 120 via the switch circuit 110.
  • the transmission / reception circuit 120 (control unit) transmits a control signal (electrical signal) to the element E of the ring array R to control transmission / reception of ultrasonic waves.
  • the transmission / reception circuit 120 instructs the element E the frequency and size of the ultrasonic wave to be transmitted, the type of wave (continuous wave, pulse wave, and the like), and the like.
  • the switch circuit 110 is connected to each of the plurality of elements E of the ring array R, transmits the signal from the transmission / reception circuit 120 to an arbitrary element E, drives the element E, and performs signal transmission / reception. For example, when the switch circuit 110 switches the element E that supplies the control signal from the transmission / reception circuit 120, any one of the plurality of elements E functions as a transmission element that transmits an ultrasonic wave, The scattered wave is received by the element E of.
  • All elements E may be driven simultaneously to collect measurement data, or plural elements E of the ring array R may be divided into several groups and measurement data may be collected sequentially in groups.
  • the measurement data can be collected almost in real time by switching the group in several microseconds or less.
  • the ring array R is vertically movably installed by a stepping motor or the like.
  • the ring array R is moved up and down to collect data of the entire subject T.
  • the arithmetic unit 130 is configured by, for example, a computer including a CPU, a storage unit (RAM, ROM, hard disk, etc.), a communication unit, and the like. By executing the program stored in the storage unit, the functions of the transmission element determination unit 131, the data collection unit 132, the calculation unit 133, the image generation unit 134, etc. as shown in FIG. 3 are realized, and matrix data storage The area 135 and the measurement data storage area 136 are secured in the storage unit. The processing by each unit will be described later.
  • the ultrasonic wave transmitted from one transmit element E T is scattered at this point scatterer PS, one consider the case where it is received by the receiving element E R.
  • the measurement data of the receiving element E R contains a specific pattern due to the influence of the point scatterers PS.
  • the measurement data of the receiving element E R include a linear combination of specific patterns due to the influence of each point scatterer PS.
  • each unique pattern is divided and determined from the measurement data, and the scattered sound pressure intensity which is the intensity of the sound pressure of the scattered wave of each point scatterer PS is calculated.
  • divided areas obtained by dividing an imaging area including the front or a part of the subject are set.
  • the imaging region (region of interest) R is divided into a grid, and a plurality of pixel regions are set.
  • the scattered sound pressure intensity of each scattered wave in the divided area is reached until the ultrasonic wave transmitted from the predetermined element is scattered by the object in the divided area and received by each of the plurality of elements. Calculated based on time and measured data.
  • the scattered sound pressure intensity of each pixel area can be expanded into a one-dimensional vector x. If the pixel region is two M, a vector x of M 2 ⁇ 1. Transmitting ultrasonic waves from a specific one of the transmission elements E T, using the N number of receiving elements E R, the measurement data when the sampling number per element was Nt is the vector of Nt ⁇ N ⁇ 1 It can be expressed by y.
  • Gx y.
  • G ⁇ 1 G E (E is an identity matrix)
  • G′G E ′ other than G ⁇ 1
  • E ′ is such that the sum of absolute values of the traces is minimized under the defined conditions It is a method of using G '.
  • G ′ can be obtained by the least squares method or the variational method with constraints. This method is excellent from the viewpoint of preventing the noise after processing from becoming large due to the divergence of the inverse matrix.
  • the transmission element E T is fixed, each pixel area regarded as one point scatterer, i th column signal arrival time when receiving ultrasonic waves scattered by the i-th point scatterer at a plurality of receiving elements
  • the measurement matrix G is constructed by setting it as a vector.
  • the ultrasonic wave transmitted from the transmitting element E T is scattered at a point scatterer in the first position of the pixel regions P 1, is received by the receiving element of a plurality (e.g., all)
  • a column vector c1 in which the signal arrival times until arrival are arranged in the arrangement order of the receiving elements is the first column vector of the measurement matrix G.
  • ultrasonic wave transmitted from the transmitting element E T is scattered at a point scatterer in the second position of the pixel regions P 2, a signal arrival time to be received by a plurality of receiving elements
  • the column vector c2 arranged in the arrangement order of the receiving elements is the second column vector of the measurement matrix G.
  • ultrasonic wave transmitted from the transmitting element E T is scattered at a point scatterer at position 61 th pixel regions P 56, a signal arrival time to be received by a plurality of receiving elements , column vector c 56 which are arranged in the order of arrangement of the receiving elements, the 61-th column vector of the measurement matrix G.
  • ultrasonic wave transmitted from the transmitting element E T is scattered at a point scatterer at position 121 th pixel regions P 121, a signal arrival time to be received by a plurality of receiving elements
  • the column vector c 121 arranged in the arrangement order of the receiving elements is the 121st column vector of the measurement matrix G.
  • the measurement matrix G is constructed.
  • the inverse matrix G ⁇ 1 of the measurement matrix G is calculated by a computer (not shown) and stored in the matrix data storage area 135.
  • the transmission element determination unit 131 instructs the transmission / reception circuit 120 to transmit ultrasonic waves from the element E assumed as a transmission element in the measurement matrix G.
  • the data collection unit 132 collects (including receiving or acquiring) measurement data (reception data) which is data obtained by a plurality of elements via the switch circuit 110 and the transmission / reception circuit 120.
  • the measurement data is stored in the measurement data storage area 136.
  • the calculator 133 calculates the scattering of each pixel area from the product of the inverse matrix G ⁇ 1 stored in the matrix data storage area 135 and the vector y having the measurement data stored in the measurement data storage area 136 as a component.
  • the sound pressure intensity x is calculated.
  • the image creating unit 134 converts the scattered sound pressure intensity of each pixel area into pixel values and arranges them in a two-dimensional array, thereby creating a scattered image of the imaging area (a map of the scattered sound pressure intensity).
  • the created scattered image is displayed on the image display device 140.
  • the rank (order number) of the matrix G be equal to the number of pixels M 2 in order to be able to obtain the inverse matrix G ⁇ 1 .
  • the rank can be reworded as the number of different eigenvalues that this matrix has.
  • a single transmission element transmits ultrasonic waves, and a vector in which echo data received by a plurality of reception elements are arranged and an inverse matrix of the measurement matrix G prepared in advance
  • the scattered sound pressure intensity of each pixel area of the imaging area (area of interest) is obtained from the product of G ⁇ 1 and a scattered image is created.
  • the scattered sound pressure intensity x can be determined by solving the least square method or the penalty term by the regularization method.
  • Gx + n y
  • x G ⁇ 1 (y ⁇ n)
  • n can not be specified.
  • Simulation The simulation which applied the scattering image creation method by the said embodiment was performed with respect to two types of simulation phantoms. Moreover, the simulation which applied the aperture synthetic
  • the phantoms were 49 point (7 ⁇ 7) point scatterers arranged in a grid as shown in FIG. 8a and FIG. 10a, and a Shep-Logan phantom as 64 ⁇ 64 pixels as shown in FIG. 9a and FIG. 10d.
  • the simulation conditions are shown in Table 1 below.
  • FIG. 8 shows a case where 49 discrete scatterers are modeled
  • FIG. 9 shows a case where a structure is modeled
  • Fig. 8a, Fig. 9a show the correct solution (original model).
  • FIGS. 8 b to 8 f and FIGS. 9 b to 9 f show the results of aperture synthetic imaging when the number of transmitting and receiving elements is 128, 64, 32, 16 and 8, respectively.
  • FIGS. 8 and 9 it can be confirmed that noise is generated in the pixel where the luminance is not originally present as the number of transmitting and receiving elements decreases.
  • FIG. 8 in the case where the number of transmitting and receiving elements is 128, 64 and 32, noise is only randomly distributed, but in the case where the number of transmitting and receiving elements is 16 and 8, it is an artifact as a specific pattern. And may cause misdiagnosis.
  • FIG. 10 shows the result of applying the method according to the present embodiment
  • FIGS. 10a and 10d show the correct solution (original model)
  • FIGS. 10b and 10e show restored images when the number of transmitting and receiving elements is eight. Indicates From FIG. 10, it was confirmed that the original model could be completely restored.
  • the matrix G was formed by vertically arranging submatrices by the number of transmission condition numbers. It was also confirmed that similar results were obtained when the number of transmitting elements was one and the number of receiving elements was sixteen. Furthermore, when the number of transmitting elements is one and the number of receiving elements is 32, 64 or 128, it is confirmed that the same reconstruction result as in the case where the number of receiving elements is 16 is obtained.
  • the transmission condition can be reduced to 1 while maintaining the number of elements constituting the ring array
  • the number of elements constituting the ring array is reduced from 128 to 8, and the transmission conditions are implemented by the number of elements It can be confirmed that there are two uses.
  • the imaging speed is 128 times and the amount of acquired data is 1/128, as compared with the aperture combining method.
  • the number of elements is 128, but in the sequence of 2048 elements and 256 transmission conditions, for example, the imaging speed is 256 times and the amount of acquired data is 1/256.
  • the time required for imaging of one cross section is: diameter ⁇ 2 / sonic speed ⁇ number of imaging conditions, so in the case of a diameter of 200 mm, speed of sound 1500 m / s, 256 imaging conditions of typical aperture synthesis method, imaging of one cross section It takes about 70 ms. When imaging at 1000 cross sections, if the moving speed of the motor is sufficiently low, it takes about 70 seconds. When the method of the present invention is applied, the imaging time is 0.23 seconds, even if imaging is performed for 1000 cross sections. As described above, as the imaging speed is increased and the amount of data is reduced, it is possible to use the freedom to increase the number of imaging.
  • the number of cross sections is 1000, it will be 10 TB per volume data. For this reason, it is necessary to reduce the number of cross sections or store image data (about 2 GB / volume) instead of echo data.
  • Elastography is a technology that extracts a strain by cross-correlation before and after pressurization on one line of one cross section, and detects a lesion by visualizing the distribution. Pressurization reduces the cross-correlation accuracy if the line or slice deviates.
  • the correlation error is proposed by fixing the imaging slice position and including only the line shift in the cross-correlation target, but if the imaging in the volume is accelerated, echo lines in the volume may be separated. It is possible to correlate and reduce the correlation error.
  • the description has been made on the assumption of the impulse response when generating the G matrix.
  • the bandwidth is finite because in practice the transducer is a band pass filter centered at the resonant frequency.
  • the calculation can be performed by generating the G matrix by renormalizing the waveform corresponding to the impulse response.
  • the speed of sound of the sound wave becomes non-uniform between the case where it penetrates the inside of the breast and the case where it does not so, and the change in the ratio of the part that penetrates the inside of the breast and the part that penetrates the outside in one path. It is preferable to take account of the difference in the speed of sound of both sound waves. For example, before creating a scatter image, it is possible to perform binarization processing for detecting inside and outside of the breast and to calculate the average sound speed in the breast from the integral propagation time. It is effective to improve the robustness of the reconstruction algorithm by making use of this sound velocity distribution to correct the G matrix corresponding to the sound velocity heterogeneity.
  • the reception aperture is limited so that reception is performed using only a part of elements arranged on the transmitting element side with respect to the object (imaging area), whereby the influence of the transmitted wave can be realized. It becomes possible to make it limited.
  • the method of the present invention can be realized by limiting the reception aperture to 3/8 of all elements.
  • Imaging of breast tissue with a ring-like array is broadly divided into the area within the breast and the area of water surrounding it.
  • the ring array When the ring array is close to the trunk (closer to the bed top), the data reduction effect of not taking data in the water area is small, but when it gets away from the trunk and approaches the tip of the breast, the imaging surface The breast cross section in the inside is reduced, and the reduction effect of the acquired data amount in the imaging condition optimized in the present invention is increased. At this time, if there are noises due to the presence of air bubbles and the like in the water, there is a possibility that an error will occur. Therefore, for one condition, change the time for imaging and extract only the components that do not change with time. By applying the treatment, it is effective to reduce the echo signal caused by the scatterer floating in the water for noise reduction.
  • the point of the present invention is to make it possible to represent in a matrix in order to treat the measurement area as a discrete model by gridding it.
  • the grid size is important. It will be described how the image quality changes with respect to the grid size, as compared to the aperture synthesis method which is a typical example of the conventional method of acquiring scattered waves and imaging.
  • FIG. 13a shows a structure consisting of an array of points
  • FIG. 13b shows a structure simulating a breast tomogram.
  • a space is gridded at a center frequency of 2 MHz and a pixel size of 0.2 mm (about one-eighth of the wavelength)
  • the total scattering amount of scatterers present in the grid is treated as existing at the grid center.
  • an approximation operation of replacing the spatial distribution of scatterers in the grid with a ⁇ function existing at the center of the grid causes generation of an artifact in the image reconstruction process and a reduction in resolution.
  • FIGS. 14a and 14b show the results according to the present invention, and FIGS.
  • FIGS. 15a and 15b show the results using the known aperture synthesis method as a comparative example.
  • the resolution is maintained but the increase in noise is significant.
  • the increase in noise is not remarkable, but the decrease in resolution is remarkable.
  • the present invention is based on the idea that objects can be discretely handled if there is a sufficient number of grids. As shown by this result, it is more severe condition that the present invention exerts the effect than the aperture synthesis method, but higher performance can be realized under the condition that exerts the effect. It becomes.
  • the present invention is used for measuring a temperature change in a breast.
  • cancer cells have a faster growth rate and are active in metabolism to achieve faster growth than cells constituting other normal tissues.
  • PET positron emission tomography
  • metabolism is achieved by administering radioactively-labeled isotope-labeled sugar and visualizing the spatial distribution of the ⁇ -ray source emitted from a site where metabolism is active.
  • Diagnostic methods that detect active sites masses are widely used in clinical practice. It is a technology that can detect lesions with high contrast, but the additional facilities such as accelerators for generating radioisotope drugs are expensive and bulky, and their exposure to internal organs hinders their use in medical examinations. .
  • the temperature dependence of the speed of sound of water and fat is about Xm / s / k, which can be detected by a ring array.
  • the deep part of the body can also be measured in principle, which is an advantage over using an infrared camera.
  • the temperature change is given to the breast, and the contrast is changed from the temperature change rate at the site where the metabolic amount is high and other sites. It is effective to get.
  • a normal ring echo imaging sequence not according to the present invention, it takes 5 to 10 minutes to acquire one volume of data.
  • the heat generated from the mass diffuses according to the thermal diffusion equation, and in the equilibrium state, the temperature difference with the surrounding tissue other than the heat source becomes small.
  • the subject placed the breast in the water tank in which the ring array was stored. It is desirable to observe the non-equilibrium process of the temperature immediately after.
  • the transient temperature change time is about 5 to 10 minutes with respect to 5 minutes of data acquisition time of one volume described above, and in order to observe the transient temperature change during this time, the imaging speed is 5 to 10 times faster Need to be Scattered images are continuously created at predetermined time intervals using the high-speed method according to the present invention, and regions with large changes (portions where pixel values and corresponding RF data change by a predetermined value or more) By extracting it and converting it to the magnitude of temperature change, it becomes possible to visualize differences in heat resistance due to metabolism.

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Abstract

本発明による超音波診断システムは、被検体の周囲に配置され、超音波の送受信を行う複数の素子と、少なくとも１つの素子が超音波を送信し、少なくとも一部の素子が散乱波を受信するように制御する制御部と、前記散乱波を受信した素子から得たデータである測定データを収集する収集部と、前記被検体の少なくとも一部が含まれる撮像領域を分割した複数の分割領域のそれぞれの、所定の素子から送信した超音波が分轄領域における被検体で散乱して複数の素子の各々で受信されるまでの時間である到達時間を成分とした第１要素と、前記測定データを成分とした第２要素とに基づき、それぞれの分割領域における散乱音圧強度を算出する計算部と、各分割領域の散乱音圧強度を画素値に変換し、散乱画像を作成する画像作成部と、を備える。

Description

超音波診断システム及び超音波診断方法
　本発明は、超音波を照射して被検体の断層画像を作成する超音波診断システム及び超音波診断方法に関する。
　非侵襲性である超音波による診断システムは、生体を直接切開して観察する外科手術の必要がないため、被検体内部の情報を診断する技術として医療分野で広く用いられている。
　超音波診断の一手法である超音波ＣＴ（Computed　Tomography）は、超音波を被検体に照射し、反射超音波や透過超音波を用いて被検体の断層画像を作成するものであり、近年の研究により、乳がんの検出に有用性があることが示されている。超音波ＣＴは、例えば、超音波の送受信を行う多数の素子をリング状に配置したリング型アレイトランスデューサを使用し、断層像を作成する。
　従来の断層像作成方法の１種である開口合成法では、まず、１つの素子から超音波を送信し、エコー信号を全素子で受信して、第１軸が受信素子番号、第２軸がエコー信号到達時間を示す２次元データ（フレームデータ）を生成する。超音波を送信する素子を順に変えていくことで、リング型アレイトランスデューサの素子数分のフレームデータが生成される。
　図１２ａに示すように、送信素子Ｅｍから断層像の１画素に対応する着目箇所ＰＩまでの距離ＬＴＸ、この着目箇所ＰＩから受信素子Ｅｎまでの距離ＬＲＸ、及び音速ｃから、エコー信号到達時間ｔ＝（ＬＴＸ＋ＬＲＸ）／ｃが求まる。図１２ｂに示すように、送信素子Ｅｍのフレームデータのうち、受信素子Ｅｎ、時間ｔのエコーデータが、着目箇所ＰＩに対応する。
　１つのフレームデータには、受信素子毎に、着目箇所ＰＩに対応するエコーデータが含まれる。リング型アレイトランスデューサがＮ個の素子からなる場合、受信素子はＮ個となるため、１つのフレームデータには着目箇所ＰＩに対応するエコーデータがＮ個含まれる。フレームデータはＮ個あるため、着目箇所ＰＩに対応する１画素の輝度は、Ｎ×Ｎ個のエコーデータの合成となる。このようにして各画素の輝度を算出し、画像を作成していた。
　上述したように、従来は、１素子から送信した超音波のエコー信号を全素子で受信することを、素子数分繰り返し行うため、超音波の送信回数が多く、計測に時間がかかっていた。また、大量のデータを取得するため、計算機へのデータ転送に時間がかかっていた。
国際公開第２０１７／０５１９０３号
　本発明は、上記従来の実状に鑑みてなされたものであり、被検体の計測及びデータ転送に要する時間を短縮できる超音波診断システム及び超音波診断方法を提供することを目的とする。
　本発明による超音波診断システムは、被検体の周囲に配置され、超音波の送信及び受信の少なくともいずれか一方を行う複数の素子と、前記複数の素子のいずれか１つが超音波を送信し、前記複数の素子の全部または一部が、前記超音波が前記被検体で散乱した散乱波を受信するように、前記複数の素子を制御する制御部と、前記散乱波を受信した素子から得たデータである測定データを収集するデータ収集部と、前記被検体の全部または一部が含まれる撮像領域を分割した分割領域のそれぞれの、前記複数の素子のうち所定の素子から送信した超音波が前記分割領域における前記被検体で散乱して前記複数の素子の全部または一部の各々で受信されるまでの時間である到達時間を成分とした第１の要素と、前記測定データを成分とした第２の要素に基づき、前記分割領域のそれぞれにおける前記散乱波の音圧の強度である散乱音圧強度を算出する計算部と、前記分割領域のそれぞれにおける前記散乱音圧強度を画素値に変換した画像である散乱画像を作成する画像作成部と、を備えるものである。
　本発明の一態様によれば、前記分割領域は、前記撮像領域を格子状に分割した領域であり、前記第１の要素は前記到達時間を成分とした行列の逆行列であり、前記第２の要素は前記測定データを成分としたベクトルであり、前記計算部は、前記第１の要素と、前記第２の要素の積から、前記散乱音圧強度を算出する。
　本発明の一態様によれば、前記分割領域を構成する格子状に分割した領域の縦の個数と横の個数の積と、受信素子数と前記測定データの収集における時間軸方向のデータサンプリング点数の積が、それぞれ、前記行列の列数と行数と一致する。
　本発明の一態様によれば、前記制御部は、第１素子が超音波を送信した後、第２素子が超音波を送信するように制御し、前記データ収集部は、前記第１素子が送信した超音波に対応する散乱波を受信した素子から第１測定データを収集し、前記第２素子が送信した超音波に対応する散乱波を受信した素子から第２測定データを収集し、前記計算部は、前記第１素子を超音波の送信素子とした場合の第１逆行列と、前記第１測定データを並べたベクトルとの積から第１散乱音圧強度を算出し、前記第２素子を超音波の送信素子とした場合の第２逆行列と、前記第２測定データを並べたベクトルとの積から第２散乱音圧強度を算出し、前記第１散乱音圧強度と前記第２散乱音圧強度とを合成する。
　本発明の一態様によれば、前記行列は、ランクが、前記格子状に分割した領域の縦の個数と横の個数の積に等しい。
　本発明の一態様によれば、前記到達時間は、乳房内部の前記超音波の音速と乳房外部の前記超音波の音速との差分が発生することを踏まえて計算される。
　本発明の一態様によれば、前記被検体からみて、受信素子は送信素子側に配置されている。
　本発明の一態様によれば、前記散乱画像を所定時間毎に作成し、作成した散乱画像における画素値の変化が所定値以上となる部分を抽出する。
　本発明による超音波診断方法は、被検体の周囲に配置された複数の素子のいずれか１つから超音波を送信し、前記複数の素子の全部または一部で、前記超音波が前記被検体で散乱した散乱波を受信する工程と、前記散乱波を受信した素子から得たデータである測定データを収集する工程と、前記被検体の全部または一部が含まれる撮像領域を分割した分割領域のそれぞれの、前記複数の素子のうち所定の素子から送信した超音波が前記分割領域における前記被検体で散乱して前記複数の素子の全部または一部の各々で受信されるまでの時間である到達時間を成分とした第１の要素と、前記測定データを成分とした第２の要素に基づき、前記分割領域のそれぞれにおける前記散乱波の音圧の強度である散乱音圧強度を算出する工程と、前記分割領域のそれぞれにおける前記散乱音圧強度を画素値に変換した画像である散乱画像を作成する工程と、を備えるものである。
　本発明によれば、被検体の計測及びデータ転送に要する時間を短縮できる。
本発明の実施形態における超音波診断システムの概略構成図である。 図１のＡ－Ａ線断面図である。 演算装置の機能ブロック図である。 散乱波の受信例を示す図である。 散乱波の受信例を示す図である。 関心領域のピクセル分割例を示す図である。 図７ａ～図７ｄは測定行列の作成方法を説明する図である。 図８ａはファントムを示す図であり、図８ｂ～図８ｆは比較例による画像作成方法を適用したシミュレーション結果を示す図である。 図９ａはファントムを示す図であり、図９ｂ～図９ｆは比較例による画像作成方法を適用したシミュレーション結果を示す図である。 図１０ａ、図１０ｄはファントムを示す図であり、図１０ｂ、図１０ｅは実施形態による画像作成方法を適用したシミュレーション結果を示す図である。 図１１ａは受信開口制限の例を示す図であり、図１１ｂは透過波と散乱波の伝搬時間の例を示す図である。 図１２ａ、図１２ｂは従来の開口合成法でのデータ取得方法を説明する図である。 図１３ａ、図１３ｂは評価用モデルを示す図である。 図１４ａ、図１４ｂは実施形態による再構成画像を示す図である。 図１５ａ、図１５ｂは開口合成法による再構成画像を示す図である。 図１６ａは信号対雑音比の解析結果を示すグラフであり、図１６ｂは解像度の解析結果を示すグラフである。
　以下、図面を参照して本発明についてさらに詳細に説明する。本発明の実施形態に係る超音波診断システムは、人体等の被検体に超音波を照射し、受信したエコー信号を用いて散乱画像（散乱音圧強度のマップ）を作成する。医師は、作成された散乱画像を確認することで、悪性腫瘍等の病変を診断することができる。
　図１に示すように、本実施形態に係る超音波診断システム１０は、リングアレイＲと、スイッチ回路１１０と、送受信回路１２０と、演算装置１３０と、画像表示装置１４０とを備えている。
　リングアレイＲは、複数の振動子が組み合わさって構成される、好ましくは直径８０～５００ｍｍ、より好ましくは直径１００～３００ｍｍのリング型形状の振動子である。また、リングアレイＲは、直径を可変とする構成をとることもできる。本実施形態では一例として、４つの凹面型振動子Ｐ０１～Ｐ０４を組み合わせたリング形状の振動子を用いる。
　例えば、凹面型振動子Ｐ０１～Ｐ０４が、それぞれ２５６個の短冊形圧電素子Ｅ（以下、単に「素子Ｅ」とも呼ぶ。）を有する場合、リングアレイＲは１０２４個の素子Ｅから構成されることになる。凹面型振動子Ｐ０１～Ｐ０４に設けられる素子Ｅの数は限定されず、好ましくは１～１０００個、より好ましくは１００～５００個である。
　各素子Ｅは、電気的信号と超音波信号とを相互変換する機能を有する。素子Ｅは被検体Ｔに超音波を送信し、被検体Ｔで散乱（反射）される散乱波（前方散乱波、側方散乱波、後方散乱波）を受信し、電気的信号を測定データとして形成する。
　本実施形態では、各素子Ｅが、超音波の送信及び受信の両方の機能を備えるものとして説明するが、これに限定されない。例えば、超音波の送信機能及び受信機能のうちいずれか一方のみを有する送信素子又は受信素子を使用し、複数の送信素子及び複数の受信素子をリング状に配置してもよい。また、送信及び受信の両方の機能を備える素子と、送信素子と、受信素子とが混在する構成であってもよい。
　図２は、図１のＡ－Ａ線断面図である。例えば、リングアレイＲは、穴の開いたベッドの下に、ベッドの穴と挿入部ＳＰとが重畳するように設置される。被験者はベッドの穴から、撮像対象となる身体の部位（被検体Ｔ）を挿入部ＳＰに挿入する。
　被検体Ｔを挿入するための挿入部ＳＰは、リングアレイＲの中央に設けられている。リングアレイＲの複数の素子Ｅは、リングに沿って挿入部ＳＰの周囲に等間隔で設けられている。リングアレイＲの内周側には、音響レンズと呼ばれる凸面レンズが表面に取り付けられている。このような表面加工をリングアレイＲの内周側に施すことで、各素子Ｅが送信する超音波を、リングアレイＲを含む平面内に収束させることができる。
　本実施形態では、各素子Ｅを等間隔にリング状に配置しているが、リングアレイＲの形状は円形に限定されず、例えば、六角形、正方形、三角形など任意の多角形、少なくとも一部に曲線や円弧を含む形状、その他任意の形状、または、これらの形状の一部（例えば、半円や円弧）であってもよい。すなわち、リングアレイＲは、アレイＲと一般化することができる。また、アレイＲを構成する各素子Ｅの配置は、被検体Ｔの周囲を断続的に少なくとも９０度またはそれ以上囲むような配置であれば好ましいものの、これらに限定されるものではない。
　リングアレイＲはスイッチ回路１１０を介して送受信回路１２０に接続されている。送受信回路１２０（制御部）は、リングアレイＲの素子Ｅに制御信号（電気的信号）を送信し、超音波の送受信を制御する。例えば、送受信回路１２０は、素子Ｅに対して、送信する超音波の周波数や大きさ、波の種類（連続波やパルス波等）等を指示する。
　スイッチ回路１１０は、リングアレイＲの複数の素子Ｅの各々に接続されており、送受信回路１２０からの信号を任意の素子Ｅに伝達し、素子Ｅを駆動させ、信号の送受信を行わせる。例えば、スイッチ回路１１０が、送受信回路１２０からの制御信号を供給する素子Ｅを切り替えることで、複数の素子Ｅのいずれか１つを、超音波を送信する送信素子として機能させ、複数（例えば全て）の素子Ｅで散乱波を受信させる。
　全ての素子Ｅを同時に駆動して測定データを収集してもよいし、リングアレイＲの複数の素子Ｅをいくつかのグループに分けて、グループ単位で順に測定データを収集してもよい。グループの切り替えを数μｓ～ｍｓオーダ以下で行うことで、ほぼリアルタイムに測定データの収集を行うことができる。
　リングアレイＲは、ステッピングモータ等により上下動可能に設置されている。リングアレイＲを上下動させて、被検体Ｔの全体のデータ収集が行われる。
　演算装置１３０は、例えばＣＰＵ、記憶部（ＲＡＭ、ＲＯＭ、ハードディスク等）、通信部等を備えたコンピュータにより構成されている。記憶部に格納されたプログラムが実行されることで、図３に示すような、送信素子決定部１３１、データ収集部１３２、計算部１３３、画像作成部１３４等の機能が実現され、行列データ格納領域１３５及び測定データ格納領域１３６が記憶部に確保される。各部による処理については後述する。
　次に、本実施形態による散乱画像の作成方法について説明する。図４に示すように、１つの点散乱体ＰＳ（被検体Ｔの１点）に着目し、１つの送信素子ＥＴから送信された超音波が、この点散乱体ＰＳで散乱し、１つの受信素子ＥＲで受信される場合を考える。このとき、受信素子ＥＲでの測定データには、この点散乱体ＰＳの影響による固有パターンが含まれる。
　本実施形態では、被検体Ｔが、多数の点散乱体で構成されていることを前提に、被検体Ｔを構成する特定の部分が超音波を反射し散乱させるものとする。図５に示すように、多数の点散乱体ＰＳが存在する場合、受信素子ＥＲでの測定データには、各点散乱体ＰＳの影響による固有パターンの線形結合が含まれる。本実施形態では、測定データから、各固有パターンを切り分けて判別し、各点散乱体ＰＳの散乱波の音圧の強度である散乱音圧強度を算出する。
　本実施形態では、被検体の前部又は一部が含まれる撮像領域を分割した分割領域を設定する。具体的には、図６に示すように、撮像領域（関心領域）Ｒを格子状に分割し、複数のピクセル領域を設定する。例えば、撮像領域ＲをＭ２（＝Ｍ×Ｍ）個のピクセル領域に分割する。図６は、Ｍ＝１１とし、撮像領域Ｒを１２１個のピクセル領域Ｐ１～Ｐ１２１に分割した例を示す。
　本実施形態では、分割領域のそれぞれの散乱波の散乱音圧強度を、所定の素子から送信した超音波が分割領域における被検体で散乱して複数の素子の各々で受信されるまでの信号到達時間と、測定データに基づき、算出する。
　各ピクセル領域の散乱音圧強度は１次元ベクトルｘに展開することができる。ピクセル領域がＭ２個ある場合、Ｍ２×１のベクトルｘとなる。ある特定の１つの送信素子ＥＴから超音波を送信し、Ｎ個の受信素子ＥＲを使用し、一素子あたりのサンプリング数をＮｔとした場合の測定データは、Ｎｔ×Ｎ×１のベクトルｙで表現できる。
　ここで、適切な測定行列Ｇを使用すると、Ｇｘ＝ｙとして数式化することができる。Ｇの逆行列Ｇ－１を用いて、ｘ＝Ｇ－１ｙからｘが求まる。すなわち、逆行列Ｇ－１と、Ｎ個の受信素子ＥＲでの測定データとから、各ピクセル領域の散乱音圧強度を算出することができる。
　なお、逆行列以外にも、いわゆる疑似逆行列を用いる方法も有効である。これはＧ－１Ｇ＝Ｅ（Ｅは単位行列）となるＧ－１以外にも、Ｇ’Ｇ＝Ｅ’、Ｅ’は定められた条件において、トレースの絶対値和が最小となるようなＧ’を用いる方法である。Ｇ’は、最小二乗法や拘束条件付きの変分法などにより求めることが出来る。この手法は、逆行列の発散に起因して処理後のノイズが大きくなることを防ぐ観点から優れている。同じように、Ｈ＝Ｇ＋λＥに対する逆行列Ｈ’を計算する手法なども有効である。
　次に、測定行列Ｇの構造について説明する。送信素子ＥＴを固定し、各ピクセル領域を１つの点散乱体とみなし、ｉ番目の点散乱体で散乱された超音波を複数の受信素子で受信する場合の信号到達時間をｉ番目の列ベクトルとすることで、測定行列Ｇを構築する。
　例えば、図７ａに示すように、送信素子ＥＴから送信した超音波が、１番目のピクセル領域Ｐ１の位置にある点散乱体で散乱し、複数（例えば全て）の受信素子で受信されるまでの信号到達時間を、受信素子の配置順に並べた列ベクトルｃ１が、測定行列Ｇの１番目の列ベクトルとなる。
　図７ｂに示すように、送信素子ＥＴから送信した超音波が、２番目のピクセル領域Ｐ２の位置にある点散乱体で散乱し、複数の受信素子で受信されるまでの信号到達時間を、受信素子の配置順に並べた列ベクトルｃ２が、測定行列Ｇの２番目の列ベクトルとなる。
　図７ｃに示すように、送信素子ＥＴから送信した超音波が、６１番目のピクセル領域Ｐ５６の位置にある点散乱体で散乱し、複数の受信素子で受信されるまでの信号到達時間を、受信素子の配置順に並べた列ベクトルｃ５６が、測定行列Ｇの６１番目の列ベクトルとなる。
　図７ｄに示すように、送信素子ＥＴから送信した超音波が、１２１番目のピクセル領域Ｐ１２１の位置にある点散乱体で散乱し、複数の受信素子で受信されるまでの信号到達時間を、受信素子の配置順に並べた列ベクトルｃ１２１が、測定行列Ｇの１２１番目の列ベクトルとなる。
　このようにして測定行列Ｇが構築される。図示しない計算機により測定行列Ｇの逆行列Ｇ－１が計算され、行列データ格納領域１３５に格納される。
　送信素子決定部１３１は、この測定行列Ｇで送信素子として仮定した素子Ｅから超音波が送信されるように、送受信回路１２０に指示する。
　データ収集部１３２は、スイッチ回路１１０及び送受信回路１２０を介して、複数の素子により得られたデータである測定データ（受信データ）を収集（受信又は取得することを含む）する。測定データは、測定データ格納領域１３６に格納される。
　計算部１３３は、行列データ格納領域１３５に格納されている逆行列Ｇ－１と、測定データ格納領域１３６に格納されている測定データを成分とするベクトルｙとの積から、各ピクセル領域の散乱音圧強度ｘを算出する。
　画像作成部１３４は、各ピクセル領域の散乱音圧強度を画素値に変換し、２次元アレイ状に配置することで、撮像領域の散乱画像（散乱音圧強度のマップ）を作成する。作成された散乱画像は、画像表示装置１４０に表示される。
　逆行列Ｇ－１を求めることが可能となるのは、行列Ｇのランク（階数）がピクセル数Ｍ２と等しい必要がある。ランクとは、この行列がもつ異なる固有値の数と言い換えることもできる。逆にいうと、行列Ｇがランク＝Ｍ２を満たす条件で、求めるべきピクセル数と受信素子数の対応関係を定めて、その条件にてデータ取得を行うように構成する。予め計算したＧ-1に対して、取得データｙを乗算した時に、解が望ましくない場合（著しいアーチファクトが存在する場合など）には、データ取得後により小さなピクセル数（Ｍ２）２に対して構成したＧ２に対して計算されたＧ２ -1にデータを乗算して画像再構成を行うように構成することも可能である。（Ｍ２＜Ｍ）
　このように、本実施形態によれば、単一の送信素子から超音波を送信し、複数の受信素子で受信したエコーデータを並べたベクトルと、予め準備しておいた測定行列Ｇの逆行列Ｇ－１との積から、撮像領域（関心領域）の各ピクセル領域の散乱音圧強度を求め、散乱画像を作成する。
　そのため、１素子から送信した超音波のエコー信号を全素子で受信することを、送信素子を切り替えながら繰り返し行う従来の開口合成法と比較して、被検体の計測に要する時間を短縮できる。また、取得するデータ量を削減し、データ転送に要する時間を短縮できる。
　上記実施形態では、送信素子を１つだけとする例について説明したが、これは、ピクセル領域の数が少ない場合や、ノイズが極めて少ない場合に好適である。ピクセル領域の数が多い場合や、ノイズが大きい場合は、複数の送信素子を切り替えて順に超音波を送信し、測定データを収集することが好ましい。この場合、送信素子毎に逆行列Ｇ－１を予め準備しておく。逆行列Ｇ－１と測定データのベクトルとの積を計算し、送信素子数分の散乱音圧強度ｘを求める。複数の散乱音圧強度ｘを合成することで、信号対雑音比を改善することができる。
　上記実施形態において逆行列Ｇ－１が解けない場合は、最小二乗法や、ペナルティタームを正則化法により解くことで、散乱音圧強度ｘを求めることができる。特にノイズｎの影響が無視できない場合には、Ｇｘ＋ｎ＝ｙとなり、ｘ＝Ｇ-1（ｙ-ｎ）となるが、一般的にはｎを特定できないためである。
　シミュレーション
　２種類のファントムに対し、上記実施形態による散乱画像作成方法を適用したシミュレーションを行った。また、比較例として、開口合成法を適用したシミュレーションを行った。ファントムは、図８ａ、図１０ａに示す格子状に配置された４９点（７×７）の点散乱体と、図９ａ、図１０ｄに示す６４×６４ピクセルのＳｈｅｐｐ－Ｌｏｇａｎファントムとした。シミュレーション条件を以下の表１に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　比較例による開口合成法を適用した結果を図８、図９に示す。図８は４９点の離散的な散乱体をモデル化した場合を示し、図９は構造をモデル化した場合を示す。図８ａ、図９ａが正解（元のモデル）を示す。
　図８ｂ～図８ｆ、図９ｂ～図９ｆは、それぞれ、送受信素子数を１２８個、６４個、３２個、１６個、８個とした場合の開口合成撮像の結果を示す。図８、図９に示すように、送受信素子数の減少に伴い、本来輝度が存在しない画素においてノイズが生じていることが確認できた。特に図８では、送受信素子数が１２８個、６４個、３２個の場合はノイズがランダムに分布しているのみであるが、送受信素子数が１６個、８個の場合、特定のパターンとしてアーチファクトを形成しており、誤診等の原因となりうる。
　図９では、送受信素子数１２８個のときから、腫瘍と乳腺の分離が困難となるようなコントラストの低下が生じており、送受信素子数が３２個、１６個、８個の画像においては、様々なアーチファクトの発生により画像の視認性が著しく低下した。
　一方、図１０は本実施形態による方法を適用した結果であり、図１０ａ、図１０ｄが正解（元のモデル）を示し、図１０ｂ、図１０ｅが送受信素子数を８個とした場合の復元画像を示す。図１０から、元のモデルを完全に復元できていることが確認された。
　送信素子数が増えた場合は、送信条件数の数だけ部分行列を縦にならべて行列Ｇを形成した。他にも、送信素子数を１個、受信素子数を１６個とした場合においても、同様の結果が得られることが確認された。更に、送信素子数を１個とし、受信素子数を３２個、６４個、１２８個とした場合も、受信素子数が１６個の場合と同様な再構成結果が得られることを確認した。
　これらの結果から、
［１］リングアレイを構成する素子数を維持したまま、送信条件を１に削減可能
［２］リングアレイを構成する素子数を１２８から８に削減し、送信条件は素子数の分だけ実施する
という２つの使途があることが確認できる。
　［１］の場合は、開口合成法と比較して、撮像速度が１２８倍、取得データ量は１／１２８になる。上記の例では素子数を１２８個としているが、例えば２０４８素子、２５６送信条件のシーケンスでは、撮像速度が２５６倍、取得データ量は１／２５６になる。
　［２］の場合は、リングアレイを構成する素子数の削減や、マルチプレクサの回路規模低減、素子とマルチプレクサ間のケーブル本数の低減（いずれも１／１６）というコスト削減や装置サイズ縮小の効果がある。
　一断面の撮像に要する時間は、直径×２／音速×撮像条件数となるので、直径２００ｍｍ、音速１５００ｍ／ｓ、代表的な開口合成法の撮像条件数２５６回の場合、一断面の撮像に約７０ｍｓかかる。１０００断面撮像する場合、モータでの移動速度が十分に小さいと、７０秒程度要することになる。本発明の方法を適用すると、１０００断面撮像しても、撮像時間は０．２３秒となる。このように、撮像が高速化され、データ量も削減された分、撮像枚数を増やすことに自由度を使うことも可能となる。
　データ量に関しては、素子数２０４８、送信条件２５６、直径２０ｃｍのリングでサンプリング周波数が４０ＭＨｚ、ＡＤ変換器の出力が２Ｂｙｔｅの開口合成法の場合、深さ方向（超音波伝搬方法）のサンプル点数が２００ｅ－３×２／１５００×４０ｅ６＝１ｅ４であり、１フレーム当たり、２×１ｅ４×２０４８×２５６＝１０ＧＢとなる。断面数が１０００の場合は、１つのボリュームデータあたり１０ＴＢとなる。このため、断面数を削減するか、エコーデータではなく、画像データ（約２ＧＢ／体積）で保存することを余儀なくされる。１つのエコーデータに多様なアプリケーション処理を加えることで診断能力の向上が期待されるが、毎回１０ＴＢのデータを保存することは現実的ではなくなってしまっている。一方、本発明により、大よそ２桁から３桁でデータ削減が可能となることにより、エコーデータ自体の保存も可能となり、画像化する前のエコーデータの状態で過去データとの比較が可能となるなど、新しい使い道の発展にもつながる。
　ボリュームでの撮像が高速化されると、乳腺撮像の主要なアプリケーションの一つであるエラストグラフィにおいても、大きな改善が可能となる。エラストグラフィでは一断面の１ライン上での加圧前後での相互相関によって歪を抽出、その分布を可視化することで病変を検出する技術である。加圧により、ラインやスライスがずれると相互相関精度が低下する。通常は撮像スライス位置を固定して、ラインのずれのみ相互相関対象に含めることで、相関エラーを提言しているが、ボリュームでの撮像が高速化されれば、ボリューム内でのエコーライン間の相関が可能とあり、相関エラーの低減が可能となる。
　ここまでの説明では、Ｇ行列を生成する際にインパルス応答を前提とした説明を行った。実際にはトランスデューサは共振周波数を中心としたバンドパスフィルタであるので、帯域幅は有限である。この場合においても、Ｇ行列の生成時にインパルス応答に対応した波形を繰り込むことで演算が可能となる。
　また、ここまでの説明では、音速不均質が与える影響に関して議論を行っていない。すなわち、音波の音速は、乳房の内部を透過する場合と、そうでない場合、また１つの経路中で乳房内部を透過する部分と外部を透過する部分の比の変化とで不均一となることから、両音波の音速の違いを踏まえることが好ましい。例えば、散乱画像を作成する前に乳房の内外を検出する二値化処理を行い、積分伝搬時間から乳房内の平均音速を算出することが可能である。この音速分布を活用することで、音速不均質に対応したＧ行列の修正をすることは、再構成アルゴリズムのロバスト性向上に有効である。
　Ｇ行列の生成における留意点としては、透過波の分離の観点もある。送信に用いる周波数によるが、一般的には散乱波より透過波の方が強いことが多い。図１１ｂに示すように、透過波が散乱エコー信号の上に重なっていると、本発明の方法により再構成を行う際に影響を受け得る。そこで、図１１ａに示すように、被検体（撮像領域）からみて送信素子側に配置された一部の素子のみを用いて受信を行うように受信開口制限を行うことで、透過波の影響を限定的にすることが可能となる。図示した例では、受信開口を全素子の３／８に制限することで、本発明の手法が実現可能となることが確認されている。
　ここまでの実施例ではリング内の広い領域で等間隔に画素を設定する方法に関して説明を行った。リング状のアレイを用いた乳腺組織の撮像においては、乳房内の領域と、それを取り囲む水の領域に大別される。当然、計測においては水の領域に関しては撮像を行う必要がない。そこで撮像領域を乳房が存在する領域のみに設定することで、画素数が削減され、それに応じて、必要な送信条件数、サンプリング周波数を低下させることが、本発明によって可能となる。リングアレイが体幹部に近い（ベッドの天板に近い）場合では、水の領域でデータを取らないことによるデータ削減効果は少ないが、体幹部から離れ、乳房の先端に近づいていくと撮像面内での乳房断面積は低下し、本発明で最適化された撮像条件における取得データ量の削減効果は大きくなる。この時に、水の中に気泡などが存在することによって、ノイズが存在すると、エラーとなる可能性があるので、一条件に関して、時間を変えて撮像を行い、経時変化しない成分のみを抽出する前処理を適用することで、水中に浮遊する散乱体に起因するエコー信号の除去を行うことがノイズ低減のために有効となる。
　次に本発明が成立する条件、主要なパラメータの設定方法に関して、補足的な説明を行う。本発明のポイントは、計測エリアをグリッド化することで、離散化して、離散的なモデルとして取り扱うために、行列での表現が可能とすることである。この時、グリッドサイズが重要である。散乱波を取得して、画像化する従来法の代表例である開口合成法と比較して、グリッドサイズに対して画質がどのように変化するかを説明する。
　図１３に２つの評価用モデルを示す。図１３ａは点の配列からなる構造を示し、図１３ｂは乳房断層像を模擬した構造を示す。中心周波数２ＭＨｚ、空間を画素サイズ０．２ｍｍ（波長の約８分の１）でグリッドした時に、グリッド内に存在する散乱体の散乱量の総和をグリッド中心に存在するものとして取り扱う。この時、グリッド内の散乱体の空間分布を、グリッド中央に存在するδ関数に置き換える近似操作が、画像再構成プロセスにおけるアーチファクトの生成や、解像度の低下の原因となる。典型的な結果として、図１４ａ、図１４ｂに本発明による結果、図１５ａ、図１５ｂに比較例として公知の開口合成法を用いた結果を示す。図１４ａ、図１４ｂでは、解像度は維持されているが、ノイズの増加が顕著である。一方、図１５ａ、図１５ｂでは、ノイズの増加は顕著ではないが、解像度の低下が顕著である。
　そこで、グリッド内の散乱体位置誤差（設定位置と、グリッド中央の距離）を横軸にして、２つの画質評価因子に関する解析を行った。すなわち、信号対雑音比（ＳＮＲ）と、解像度（半値幅）を縦軸にとり、開口合成を用いた場合と、本発明の場合に関して、図１６ａ、図１６ｂにプロットした。結果として、開口合成の場合は、誤差が増えると解像度は低下する（分解能＝分解可能な下限サイズ［ｍ］が増大する）が、ＳＮＲには大きな変化がない。一方、本発明では解像度の変化は小さいがＳＮＲの低下が大きい。
　解像度の低下は、画像がぼやけるが、観察対象が消失するわけではない。（もちろん、程度による。）一方、ＳＮＲがある値を下回ると、そもそも観察対象を視認することが出来なくなる。従来、逆行列の演算が実用的に計算可能な範囲で考えると、グリッドサイズが大きくなり、位置誤差が増え、ＳＮＲが急激に劣化するため、本発明のような手法が検討されることは無かった。本発明は、十分なグリッド数があれば対象を離散的に取り扱えるという着想から、発明に至ったものである。この結果で示すように、本発明が効果を発揮するのは、開口合成法に比べると、より厳しい条件となっているが、効果を発揮する条件においては、より高い性能を実現することが可能となる。
　また、別の実施例として、乳房内の温度変化計測に本発明を用いる例について説明を行う。がん細胞は他の正常組織を構成する細胞に比べ、増殖速度が速く、早い増殖を実現するために代謝が活発であることが知られている。このため、既存のＰＥＴ（ポジトロン断層法）では、放射性崩壊する同位体でラベリングした糖を投与して、代謝が活発な部位から放射されるγ線源の空間分布を可視化することによって、代謝が活発な部位＝腫瘤を検出する診断法が臨床現場で広く用いられている。高いコントラストで病変検出が可能な技術であるが、放射性同位体薬剤を生成するための加速器などの付帯設備が高額、大型であることや、体内被曝を伴うことが検診での利用を妨げている。
　代謝計測をより簡易に行う方法として、赤外線カメラを用いて、代謝に伴う温度上昇部位を検出する手法に関しても、検討の歴史は長く、かつては臨床装置も販売されていた。（近年、ＡＩ技術の発展に伴い、再度開発を検討するグループもある。）赤外線で計測する場合には、生体中の水分が熱輻射に伴う赤外線を吸収してしまうため、計測可能な領域は体表に近い浅部に限られることが課題であった。
　リングアレイを用いた計測では、温度変化に伴う音速分布の変化を計測することが可能である。実際に水分や脂肪の音速の温度依存性は、Ｘｍ／ｓ／ｋ程度であり、リングアレイでも検出可能である。体内深部も原理的には計測可能である点が赤外線カメラを用いた場合に比べた長所である。ただし、音速の温度依存性から計測可能なのは、絶対温度ではなく、温度変化であるので、乳房に温度変化を与え、代謝量が多い部位と、他の部位で、温度変化速度の違いからコントラストを得るのが有効である。本発明によらない、通常のリングエコー撮像のシーケンスでは、１ボリュームのデータを取得するのに、５分から１０分の時間を要する。腫瘤で発生した熱は、熱拡散方程式に従い拡散し、平衡状態においては、熱源以外の周囲の組織との温度差は小さくなってしまう。この平衡状態に達するまでの温度変化を効率的に取得し、かつ付加的な設備を設けずに温度変化を与えるには、リングアレイが格納された水槽中に、被検者が乳房を入れた直後の温度の非平衡過程を観察することが望ましい。
　この目的おいて、本発明による、送信条件数の削減は効果的である。上記の１ボリュームのデータ取得時間５分に対して、過渡的な温度変化時間が５～１０分程度であり、この間に過渡的な温度変化を観察するには、撮像速度を５～１０倍高速化する必要がある。本発明による高速化手法を用い、散乱画像を所定時間毎に連続して作成し、経時的な画像変化から、変化の大きい領域（画素値や対応するＲＦデータが所定値以上変化する部分）を抽出し、それを温度変化の大小に換算することで、代謝による熱抵抗の相違を可視化することが可能となる。
　本発明を特定の態様を用いて詳細に説明したが、本発明の意図と範囲を離れることなく様々な変更が可能であることは当業者に明らかである。
　本出願は、２０１７年１０月２４日付で出願された日本特許出願２０１７－２０５３４３に基づいており、その全体が引用により援用される。
　１０　超音波診断システム
　１１０　スイッチ回路
　１２０　送受信回路
　１３０　演算装置
　１４０　画像表示装置

Claims (9)

  1. 　被検体の周囲に配置され、超音波の送信及び受信の少なくともいずれか一方を行う複数の素子と、
    　前記複数の素子の少なくとも１つが超音波を送信し、前記複数の素子の全部または一部が、前記超音波が前記被検体で散乱した散乱波を受信するように、前記複数の素子を制御する制御部と、
    　前記散乱波を受信した素子から得たデータである測定データを収集するデータ収集部と、
    　前記被検体の全部または一部が含まれる撮像領域を分割した分割領域のそれぞれの、前記複数の素子のうち所定の素子から送信した超音波が前記分割領域における前記被検体で散乱して前記複数の素子の全部または一部の各々で受信されるまでの時間である到達時間を成分とした第１の要素と、前記測定データを成分とした第２の要素に基づき、前記分割領域のそれぞれにおける前記散乱波の音圧の強度である散乱音圧強度を算出する計算部と、
    　前記分割領域のそれぞれにおける前記散乱音圧強度を画素値に変換した画像である散乱画像を作成する画像作成部と、
    　を備える超音波診断システム。
  2. 　前記分割領域は、前記撮像領域を格子状に分割した領域であり、
    　前記第１の要素は前記到達時間を成分とした行列の逆行列であり、
    　前記第２の要素は前記測定データを成分としたベクトルであり、
    　前記計算部は、前記第１の要素と、前記第２の要素の積から、前記散乱音圧強度を算出することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断システム。
  3. 　前記分割領域を構成する格子状に分割した領域の縦の個数と横の個数の積と、受信素子数と前記測定データの収集における時間軸方向のデータサンプリング点数の積が、それぞれ、前記行列の列数と行数と一致することを特徴とする請求項２に記載の超音波診断システム。
  4. 　前記制御部は、第１素子が超音波を送信した後、第２素子が超音波を送信するように制御し、
    　前記データ収集部は、前記第１素子が送信した超音波に対応する散乱波を受信した素子から第１測定データを収集し、前記第２素子が送信した超音波に対応する散乱波を受信した素子から第２測定データを収集し、
    　前記計算部は、前記第１素子を超音波の送信素子とした場合の第１逆行列と、前記第１測定データを並べたベクトルとの積から第１散乱音圧強度を算出し、前記第２素子を超音波の送信素子とした場合の第２逆行列と、前記第２測定データを並べたベクトルとの積から第２散乱音圧強度を算出し、前記第１散乱音圧強度と前記第２散乱音圧強度とを合成することを特徴とする請求項２又は３に記載の超音波診断システム。
  5. 　前記行列は、ランクが、前記格子状に分割した領域の縦の個数と横の個数の積に等しいことを特徴とする請求項３に記載の超音波診断システム。
  6. 　前記到達時間は、乳房内部の前記超音波の音速と乳房外部の前記超音波の音速との差分が発生することを踏まえて計算されることを特徴とする請求項５に記載の超音波診断システム。
  7. 　前記被検体からみて、受信素子は送信素子側に配置されていることを特徴とする請求項５に記載の超音波診断システム。
  8. 　前記散乱画像を所定時間毎に作成し、作成した散乱画像における画素値の変化が所定値以上となる部分を抽出することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断システム。
  9. 　被検体の周囲に配置された複数の素子のいずれか１つから超音波を送信し、前記複数の素子の全部または一部で、前記超音波が前記被検体で散乱した散乱波を受信する工程と、
    　前記散乱波を受信した素子から得たデータである測定データを収集する工程と、
    　前記被検体の全部または一部が含まれる撮像領域を分割した分割領域のそれぞれの、前記複数の素子のうち所定の素子から送信した超音波が前記分割領域における前記被検体で散乱して前記複数の素子の全部または一部の各々で受信されるまでの時間である到達時間を成分とした第１の要素と、前記測定データを成分とした第２の要素に基づき、前記分割領域のそれぞれにおける前記散乱波の音圧の強度である散乱音圧強度を算出する工程と、
    　前記分割領域のそれぞれにおける前記散乱音圧強度を画素値に変換した画像である散乱画像を作成する工程と、
    　を備える超音波診断方法。
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