JP2021065395A - Ultrasonic medical system - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、超音波断層像を生成し表示する技術に関する。 The present invention relates to a technique for generating and displaying an ultrasonic tomographic image.
超音波診断は、被検者の体内の断層像を非侵襲的に測定する手法であり，広く医療現場に普及している。超音波診断により得られる超音波断層像の空間分解能およびコントラストは，診断精度に直結する重要な要素である。このため、超音波断層像の空間分解能およびコントラストを向上させる技術が種々提案されており、その一例としては非特許文献１に開示の技術が挙げられる。非特許文献１に開示の技術では、複数の超音波振動子からなる配列型超音波振動子により受信された各エコー信号間の相関性（coherence）に基づき，超音波断層像の方位分解能およびコントラストを向上させている。
Ultrasound diagnosis is a method for non-invasively measuring tomographic images in a subject's body, and is widely used in medical practice. The spatial resolution and contrast of the ultrasonic tomographic image obtained by ultrasonic diagnosis are important factors that are directly linked to the diagnostic accuracy. Therefore, various techniques for improving the spatial resolution and contrast of the ultrasonic tomographic image have been proposed, and one example thereof is the technique disclosed in
前述したように、超音波断層像の空間分解能およびコントラストは，診断精度に直結するため、高ければ高い程好ましい。さらに、空間分解能およびコントラストの向上をより顕在化させることが嘱望されている。 As described above, the higher the spatial resolution and contrast of the ultrasonic tomographic image, the more preferable it is because it is directly related to the diagnostic accuracy. Furthermore, it is desired that the improvement of spatial resolution and contrast becomes more apparent.
本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであり、超音波断層像の空間分解能およびコントラストを向上させ、８Ｋモニタの採用により、その向上による効果をより顕在化させることを目的とする。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to improve the spatial resolution and contrast of an ultrasonic tomographic image, and to make the effect of the improvement more apparent by adopting an 8K monitor.
上記課題を解決するために、本発明の第１の態様に係る超音波医用システムでは、表示装置としての８Ｋモニタと、超音波断層像生成装置と、を備え、前記超音波断層像生成装置は、送信方式として、送信時に各振動子への励振パルスの位相を制御し、集束型の送信ビームを形成する集束型送信、又は送信波の位相を制御せずに同時に又は送信ビームが拡散するように位相制御する非集束型送信のいずれかを採用し、受信方式として、Ｍ（２以上の自然数）個の超音波振動子からの超音波のエコーを受信してエコー信号を出力する超音波プローブから出力されるＭチャネルのエコー信号の位相を制御する適合型ビームフォーミングを採用した。 In order to solve the above problems, the ultrasonic medical system according to the first aspect of the present invention includes an 8K monitor as a display device and an ultrasonic tomographic image generating device, and the ultrasonic tomographic image generating device is provided. As a transmission method, the phase of the excitation pulse to each oscillator is controlled at the time of transmission to form a focused transmission beam, or focused transmission, or the transmission beam is diffused simultaneously or without controlling the phase of the transmission wave. An ultrasonic probe that receives ultrasonic echoes from M (2 or more natural numbers) ultrasonic transducers and outputs an echo signal as a receiving method by adopting one of the unfocused transmissions whose phase is controlled by We adopted adaptive beamforming that controls the phase of the echo signal of the M channel output from.
本発明の第２の態様に係る超音波医用システムは、表示装置としての８Ｋモニタと、超音波断層像生成装置と、を備え、前記超音波断層像生成装置は、Ｍ（２以上の自然数）個の超音波振動子から発せられた超音波のエコーを受信してエコー信号を出力する超音波プローブから出力されるＭチャネルのエコー信号における雑音を推定し、受信焦点からのエコーを強調する重み係数を前記Ｍチャネルのエコー信号における信号対雑音比に応じて算出する推定手段と、超音波断層像を表すビームフォーマを、前記推定手段にて算出された重み係数を用いて前記Ｍチャネルのエコー信号から生成する生成手段と、を含む。 The ultrasonic medical system according to the second aspect of the present invention includes an 8K monitor as a display device and an ultrasonic tomographic image generating device, and the ultrasonic tomographic image generating device is M (natural number of 2 or more). A weight that estimates the noise in the echo signal of the M channel output from the ultrasonic probe that receives the echo of the ultrasonic waves emitted from the ultrasonic transducers and outputs the echo signal, and emphasizes the echo from the receiving focus. Echo of the M channel using an estimation means that calculates the coefficient according to the signal-to-noise ratio in the echo signal of the M channel and a beamformer that represents an ultrasonic tomographic image using the weighting coefficient calculated by the estimation means. A generation means for generating from a signal, and the like.
ここで、前記推定手段は、前記Ｍチャネルのエコー信号に遅延和ビームフォーミングにおける遅延を付与して得られるｍ番目のエコー信号ｓｍまでを累算して得られる累積要素信号ｕｍと、エコー信号ｓｍに含まれる直流成分ｙと付加的ノイズに起因するバイアスｎとを用いてモデル化したモデル化要素信号Ｕｍ＝ｍ×ｙ＋ｎと、の平均二乗差αが最小になるようにｙおよびｎの値を設定し、設定したｙおよびｎを用いて前記平均二乗差αの最小値を算出し、当該最小値と前記設定したｙとから前記重み係数を算出し、前記生成手段は、前記設定したｙに前記重み係数を乗算して、超音波断層像を表すビームフォーマを生成するようにしてよい。 Here, the estimating means includes a cumulative element signals u m obtained by accumulating until m-th echo signal s m obtained by giving a delay in the delay sum beamforming echo signal of the M channel, the echo y and so the bias n and modeling element signals were modeled using the U m = m × y + n , the mean square difference α is minimized due to the DC component y and additive noise in the signal s m A value of n is set, the minimum value of the mean square difference α is calculated using the set y and n, the weighting coefficient is calculated from the minimum value and the set y, and the generation means is described. The set y may be multiplied by the weighting factor to generate a beamformer representing an ultrasonic tomographic image.
さらに、前記推定手段は、前記Ｍチャネルのエコー信号に遅延和ビームフォーミングにおける遅延を付与して得られるｍ番目のエコー信号ｓｍまでに含まれる雑音の積分値ｎｍの二乗平均と、遅延補償後のエコー信号ｓｍの平均ＹDASの二乗平均とから前記重み係数を算出し、前記生成手段は、前記平均ＹDASに前記重み係数を乗算して、超音波断層像を表すビームフォーマを生成するようにしてよい。 Further, the estimating means includes a mean square of the noise of the integrated value n m contained up to m-th echo signal s m obtained by giving a delay in the delay sum beamforming echo signal of said M channels, delay compensation calculating the weighting coefficients from mean square and the average Y DAS echo signal s m after, the generating means generates the average Y DAS said multiplied by the weighting factor, beamformer representing the ultrasonic tomographic image You may try to do it.
本発明によれば、超音波断層像の空間分解能およびコントラストを向上させ、８Ｋモニタの採用により、その向上による効果をより顕在化させる技術を提供することができる。 According to the present invention, it is possible to provide a technique for improving the spatial resolution and contrast of an ultrasonic tomographic image and making the effect of the improvement more apparent by adopting an 8K monitor.
以下、図面を参照しつつ本発明の実施形態を説明する。
（Ａ．実施形態）
図１は、本発明の一実施形態によれる超音波断層像生成装置２０を含む超音波医用システム１の構成例を示す図である。超音波医用システム１は、医療現場において被検者の体内の超音波断層像を非侵襲的に撮像するためのシステムである。図１に示すように、超音波医用システム１は、超音波断層像生成装置２０の他に、信号線を介して各々超音波断層像生成装置２０に接続された超音波プローブ１０、操作装置３０および表示装置４０、を有する。
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
(A. Embodiment)
FIG. 1 is a diagram showing a configuration example of an ultrasonic
超音波プローブ１０は、複数の超音波振動子よりなる配列型超音波振動子を有する。本実施形態の超音波医用システム１では、超音波プローブ１０として、Ｍ（２以上の自然数）個の超音波振動子を０．１ｍｍ間隔で配列したリニアアレイプローブ（ＰＵ−０５５８：上田日本無線株式会社）が用いられている。複数の超音波素子の各々は、超音波断層像生成装置２０による制御の下、被検者の検査部位に向けて超音波を放射するとともに、当該超音波のエコーを受信してエコー信号を出力する。
The
超音波断層像生成装置２０は、超音波プローブ１０に超音波を送信させるとともに、超音波プローブ１０からの出力信号に信号処理を施して画像データを生成する。操作装置３０は、例えばマウスなどのポインティングデバイスやキーボードを含む。操作装置３０は、超音波医用システム１の利用者（例えば、超音波診断のための各種操作を行う検査技師）に超音波断層像生成装置２０に対する各種入力操作を行わせるための装置である。表示装置４０は、例えば液晶ディスプレイである。表示装置４０は、超音波断層像生成装置２０の出力する画像データに応じて画像を表示する。
The ultrasonic tomographic
超音波断層像生成装置２０は、図１に示すように、制御部２００と、送信部２１０と、受信部２２０と、信号処理部２３０と、を有する。図１では詳細な図示を省略したが、超音波断層像生成装置２０は、ＯＳ（Operating System）などの各種ソフトウェアを記憶した記憶部（例えば、ハードディスク）も有する。
As shown in FIG. 1, the ultrasonic tomographic
制御部２００は例えばＣＰＵ（Central Processing Unit）である。制御部２００は、上記記憶部に記憶されているソフトウェアを実行することにより、超音波断層像生成装置２０の制御中枢として機能し、各部の作動制御を行う。より詳細に説明すると、制御部２００は、従来と同様のライン毎の取得シーケンスによって超音波断層像が生成されるように、各部の作動制御を行う。
The
送信部２１０および受信部２２０には、信号線を介して超音波プローブ１０が接続されている。送信部２１０は、制御部２００から与えられる送信データにＤ／Ａ変換を施して送信信号を生成し、超音波プローブ１０が備えるＭ個の超音波振動子の各々に与える。これにより、超音波プローブ１０が備えるＭ個の超音波振動子の各々は超音波を放射する。受信部２２０は、超音波プローブ１０の複数の超音波振動子の各々から出力されるエコー信号にＡ／Ｄ変換を施し、さらに遅延を付与して遅延補償し、信号処理部２３０に与える。なお、本実施形態において、受信部２２０がエコー信号に付与する遅延は、従来の超音波断層像生成手法である遅延和ビームフォーミング（以下、ＤＡＳビームフォーミング）に準拠した遅延である。
An
超音波プローブ１０のｍ（ｍ＝０、１、２・・・Ｍ−１）番目の超音波振動子から出力され、受信部２２０により遅延を付与されたエコー信号をｓｍとすると、超音波プローブ１０の受信開口に含まれるＭ個の超音波振動子により得られるエコー信号は以下の数１に示すベクトルＳで表される。遅延補償の後、ベクトルＳに含まれる受信焦点からのエコーは受信開口を横切る直流（ＤＣ）成分となる。したがって、従来のＤＡＳビームフォーミングでは、受信焦点ｙからのエコーに相当するビームフォーマ（すなわち、超音波断層像を表すビームフォーマ）ＹDASは、遅延補償後のエコー信号ｓｍの平均として以下の数２のように求められていた。
これに対して、信号処理部２３０は、遅延補償後のエコー信号ｓｍに対して、本実施形態の特徴を顕著に示す信号処理（信号対雑音比に基づくビームフォーミング処理）を施して超音波断層像を表すビームフォーマを生成して表示装置４０に与える。信号処理部２３０は、例えばＤＳＰ（Digital Signal Processor）であり、図１では詳細な図示を省略したが、信号処理部２３０には、信号対雑音比に基づくビームフォーミング処理を当該信号処理部２３０に実行させる信号処理プログラムが予めインストールされている。信号処理部２３０は、受信部２２０により遅延を付与された信号に対して、上記信号処理プログラムにしたがって、信号対雑音比ビームフォーミングまたは線形回帰ビームフォーミングを実行する。信号処理部２３０により実行されるビームフォーミング処理としては、従来技術に係る整相加算受信ビームフォーミングに加えて、本実施形態特有の適応型受信ビームフォーミング、即ち、信号対雑音比ビームフォーミングと線形回帰ビームフォーミングの２種類がある。これら信号対雑音比ビームフォーミングおよび線形回帰ビームフォーミングは、広義にはどちらも信号対雑音比に基づくものであるが、２つの手法を区別するために異なる名称とした。
In contrast, the
また、本実施形態に係る超音波断層像生成装置２０では、送信方式については、例えば、集束型送信と非集束型送信のいずれにも対応可能である。集束型送信とは、送信時に各振動子への励振パルスの位相を制御し、集束型の送信ビームを形成する方法をいう。また、整相加算受信ビームフォーミングとは、各振動子から受信したエコー信号の位相を制御して受信ビームを形成する方法をいう。一方、非集束型送信とは、送信波の位相を制御せずに同時にまたは、送信ビームが拡散するように位相制御する送信方式をいう。適合型ビームファーミングとは、受信信号が各時刻で代々エネルギーとなるように各振動子からのエコー信号の位相を制御する詳細は後述する方法である。
Further, in the ultrasonic tomographic
本実施形態では、表示装置４０として、８Ｋモニタを採用するが、各方式に対する３つの分解能に係る当該８Ｋモニタの有用性は、図２にまとめられている。
In the present embodiment, an 8K monitor is adopted as the
図２の中の数値は、装置の設定条件に応じて変化する範囲を示す。また分解能の仮定として、集束型送信時の分解能は非集束型のそれと比較して２倍高いとする。また、適応型受信ビームフォーミングでは、整相加算受信ビームフォーミングのそれと比較して２倍良くなると仮定する。一般に、分解能の具体的な数値は、超音波周波数、超音波ビームの走査方法などのパラメータにより変化するが、１）集束型＋整相加算受信ビームフォーミングの方式では、空間分解が０．１〜３ｍｍと仮定し、コントラスト分解能は１２８送受信チャンネルを仮定して４８ｄＢとする。一方、２）非集束型送信＋整相加算受信ビームフォーミングの方式では、受信時のみでのビームフォーミングであるので、空間分解能は１）と比較して２倍悪くなるので０．２〜６ｍｍと仮定した。さらに、１）２）の整相加算受信ビームフォーマと３）４）の適応型受信ビームフォーマとの比較では、空間分解能が適応型処理をすることで２倍改善されると仮定し、即ち、１）の０．１〜３ｍｍが３）では０．０５〜１．５ｍｍとなる。これらのエコーの分解能を現行の表示系と８Ｋモニタとを比較し、エコー分解能を十分に表示できているかそれとも不十分であるかを図２は示している。 The numerical values in FIG. 2 indicate a range that changes according to the setting conditions of the apparatus. As a hypothesis of resolution, it is assumed that the resolution at the time of focused transmission is twice as high as that at the time of unfocused transmission. It is also assumed that adaptive receive beamforming is twice as good as that of phase-aligned additive receive beamforming. Generally, the specific value of the resolution changes depending on the parameters such as the ultrasonic frequency and the scanning method of the ultrasonic beam. 1) In the focusing type + phasing addition reception beamforming method, the spatial decomposition is 0.1 to 1. Assuming 3 mm, the contrast resolution is 48 dB assuming 128 transmission / reception channels. On the other hand, in the 2) unfocused transmission + phasing addition reception beamforming method, the beamforming is performed only at the time of reception, so the spatial resolution is twice as bad as that of 1), so it is 0.2 to 6 mm. Assumed. Furthermore, in the comparison between the phasing addition receiving beamformer of 1) 2) and the adaptive receiving beamformer of 3) 4), it is assumed that the spatial resolution is improved twice by the adaptive processing, that is, 0.1 to 3 mm in 1) becomes 0.05 to 1.5 mm in 3). The resolutions of these echoes are compared with the current display system and an 8K monitor, and FIG. 2 shows whether the echo resolutions can be sufficiently displayed or insufficient.
図３（ａ）には集束型ビームフォーミング、図３（ｂ）には非集束型ビームフォーミングについて、超音波ビームの様子が示されている。 FIG. 3A shows the state of the ultrasonic beam for focused beamforming, and FIG. 3B shows the state of the unfocused beamforming.
前者では、音波の波面が焦点で集束するように超音波パルスの位相が制御されて送信されている。後者では、超音波パルスが同時刻で送信されているために、超音波の波面は平面波となっている。もしくは、送信パルスの位相を制御して、集束とは反対に超音波の波面が円弧状に拡散する場合も含む。受信時には両者ともプローブ内の各アレイ振動子で同時に受信し、受信信号をメモリに記録する。それら記録された受信信号から受信ビームを形成することは共通である。 In the former, the phase of the ultrasonic pulse is controlled and transmitted so that the wave surface of the sound wave is focused at the focal point. In the latter, since the ultrasonic pulses are transmitted at the same time, the wave surface of the ultrasonic waves is a plane wave. Alternatively, the case where the phase of the transmission pulse is controlled and the wave surface of the ultrasonic wave is diffused in an arc shape contrary to the focusing is also included. At the time of reception, both receive at the same time by each array oscillator in the probe, and the received signal is recorded in the memory. It is common to form a reception beam from these recorded reception signals.
図４には受信信号から超音波ビームラインを形成し、その情報を従来モニタ（１Ｋ相当）と８Ｋモニタに表示したときの様子を示す。 FIG. 4 shows a state when an ultrasonic beam line is formed from a received signal and the information is displayed on a conventional monitor (equivalent to 1K) and an 8K monitor.
従来モニタでのピクセルサイズは図２に示したように０．１〜０．６ｍｍと仮定する。この範囲は超音波画像をモニタに表示する際の診断距離（診断装置ではＭＡＧ機能に当たる）により変化する。即ち、モニタの２００ピクセルに超音波診断距離２０ｍｍで表示すると１ピクセル当たり０．１ｍｍとなるが、診断距離１２ｃｍを表示する場合には１ピクセル当たり０．６ｍｍとなる。この場合に、８Ｋモニタではピクセルのサイズが１Ｋの８分の１となるので、０．０１２５〜０．０７５ｍｍとなる。 The pixel size on a conventional monitor is assumed to be 0.1 to 0.6 mm as shown in FIG. This range changes depending on the diagnostic distance (corresponding to the MAG function in the diagnostic apparatus) when displaying the ultrasonic image on the monitor. That is, when the ultrasonic diagnostic distance of 20 mm is displayed on 200 pixels of the monitor, it is 0.1 mm per pixel, but when the diagnostic distance of 12 cm is displayed, it is 0.6 mm per pixel. In this case, since the pixel size on an 8K monitor is one-eighth that of 1K, it is 0.0125 to 0.075 mm.
図４（ａ）では従来モニタでの表示時の状態を、図４（ｂ）では８Ｋモニタでの表示時の状態を示している。従来モニタの１）、４）では超音波ビームの実寸と表示系のピクセルサイズが同じであり、また２）ではビーム幅よりピクセルサイズが小さいためにそれらのビームで検出された反射体からのエコー信号がモニタに表示された画像（ピクセルにより表示された黒点）はビーム幅と等しい。それに対して、３）の場合は超音波ビーム幅がピクセルサイズよりも小さいので、画像は実際のビーム幅よりも大きく表示される。一方、８Ｋモニタでの表示の場合には表示系のピクセルサイズすべての場合において実際の超音波ビーム幅よりも十分に小さいので、それらのビームから得られた反射体の画像は実際のビームと等しくなる。 FIG. 4A shows a state when displayed on a conventional monitor, and FIG. 4B shows a state when displayed on an 8K monitor. In 1) and 4) of the conventional monitor, the actual size of the ultrasonic beam and the pixel size of the display system are the same, and in 2), the pixel size is smaller than the beam width, so the echo from the reflector detected by those beams. The image of the signal displayed on the monitor (black dots displayed by pixels) is equal to the beam width. On the other hand, in the case of 3), since the ultrasonic beam width is smaller than the pixel size, the image is displayed larger than the actual beam width. On the other hand, in the case of display on an 8K monitor, the pixel size of the display system is sufficiently smaller than the actual ultrasonic beam width in all cases, so the reflector image obtained from those beams is equal to the actual beam. Become.
次に、図５を参照して、従来モニタでの表示能力について説明を行う。 Next, the display capability of the conventional monitor will be described with reference to FIG.
生体から得られるエコー強度のダイナミックレンジは７０ｄＢ近くあることが知られている。つまり、一番小さなエコーから最大のエコーの比が７０ｄＢ近くなる。一方、従来モニタ明るさの表示能力は暗い輝度から最も明るい輝度までのダイナミックレンジが４８ｄＢである。このため、同時に７０ｄＢのエコー画像を表示することができない。仮に最大のエコー画像をモニタの最大輝度で表示したとすると、図５（ａ）の上段に示すように強い輝度にエコーは表示できるが、小さなエコーは画面には表示されない。 It is known that the dynamic range of echo intensity obtained from a living body is close to 70 dB. That is, the ratio of the smallest echo to the largest echo is close to 70 dB. On the other hand, the display capability of the conventional monitor brightness has a dynamic range of 48 dB from dark brightness to the brightest brightness. Therefore, it is not possible to display an echo image of 70 dB at the same time. Assuming that the maximum echo image is displayed at the maximum brightness of the monitor, the echo can be displayed at a high brightness as shown in the upper part of FIG. 5A, but the small echo is not displayed on the screen.
逆に、図５（ａ）の下段に示すように最小のエコーをモニタの最小輝度で表示すると、４８ｄＢを超える強度のエコー画像はモニタの最大輝度で飽和した画像となってしまう。このような表示方法は、かなり以前にはリニア表示として実用化されていた時代もあったものの、診断としは同時に最大エコーと最小エコーを観察する必要があり、この表示では不十分であった。 On the contrary, when the minimum echo is displayed at the minimum brightness of the monitor as shown in the lower part of FIG. 5A, the echo image having an intensity exceeding 48 dB becomes an image saturated with the maximum brightness of the monitor. Although such a display method was put into practical use as a linear display long ago, it was necessary to observe the maximum echo and the minimum echo at the same time for diagnosis, and this display was insufficient.
そこで、採用された方法がモニタの表示ダイナミックレンジに合うように、エコー信号を一度対数圧縮してモニタのダイナミックレンジ内に収める方法であり、この方法は対数圧縮表示、またはログ圧縮表示と呼ばれている（図５（ｂ）参照）。 Therefore, the method adopted is a method of logarithmically compressing the echo signal once to fit it within the dynamic range of the monitor so that it matches the display dynamic range of the monitor. This method is called logarithmic compression display or log compression display. (See FIG. 5 (b)).
この方法では、同時にすべてのエコー輝度情報を表示できる利点があるが、高輝度のエコー同士のわずかな違いを表現できない問題点があった。 This method has an advantage that all echo brightness information can be displayed at the same time, but has a problem that a slight difference between high-brightness echoes cannot be expressed.
以下、図６を参照して、その問題点と８Ｋモニタでの利点を説明する。 Hereinafter, the problems and the advantages of the 8K monitor will be described with reference to FIG.
図６（ａ）はリニア表示の場合であり、図５（ａ）、図５（Ｂ）に対応する。この場合ではエコー輝度の低いときのモニタ表示の輝度差ΔＡと高輝度での輝度差ΔＢとは等しくなる。ただし、欠点として上記のようにダイナミックレンジが狭くエコー情報をカバーできない、それに対して、図６（ｂ）のログ表示の場合には、ダイナミックレンジはカバーできるものの、それらは等しくならずΔＡ＞ΔＢとなる。ところが、８Ｋモニタの場合には、ダイナミックレンジが広くリニア表示でカバーできるので、エコー情報を漏れなく表示でき、かつ、エコー輝度の量子化は均等となる。つまり、ΔＡ＝ΔＢとなる。 FIG. 6A shows a linear display, which corresponds to FIGS. 5A and 5B. In this case, the brightness difference ΔA on the monitor display when the echo brightness is low and the brightness difference ΔB at high brightness are equal. However, as a drawback, the dynamic range is narrow and the echo information cannot be covered as described above. On the other hand, in the case of the log display of FIG. 6B, although the dynamic range can be covered, they are not equal and ΔA> ΔB. It becomes. However, in the case of an 8K monitor, since the dynamic range is wide and can be covered by the linear display, the echo information can be displayed without omission, and the quantization of the echo brightness becomes uniform. That is, ΔA = ΔB.
なお、以上の説明では、生体のエコー情報のダイナミックレンジが７０ｄＢであるとして説明したが、実際の装置で得られるエコー情報のダイナミックレンジは図２で分類したように、送信の方法や受信ビームフォーミングの方式により異なる。このために、それらの方式で生体情報７０ｄＢを十分に検出できない送受信のビームフォーミング、例えば図２の方式１）ではエコー情報は４８ｄＢであるので、これを従来モニタの４８ｄＢで表現でき、モニタ表現能力としては満足している。ただし、繰り返しとなるが、本来生体情報としては７０ｄＢありものが送受信ビームフォーミングの性能として４８ｄＢしか得ていないので、このような場合には従来モニタから８Ｋモニタに替えても効果がないことになる。方式２）の非集束型送信では、さらに検出能力が下がり、４２ｄＢとなるので、従来モニタで十分となる。 In the above description, the dynamic range of the echo information of the living body is 70 dB, but the dynamic range of the echo information obtained by the actual device is the transmission method and the received beamforming as classified in FIG. It depends on the method of. For this reason, the echo information is 48 dB in the transmission / reception beamforming in which the biological information 70 dB cannot be sufficiently detected by these methods, for example, the method 1) in FIG. I am satisfied with it. However, once again, although the biological information is originally 70 dB, only 48 dB is obtained as the transmission / reception beamforming performance, so in such a case, switching from the conventional monitor to the 8K monitor will not be effective. .. In the non-focused transmission of the method 2), the detection capability is further reduced to 42 dB, so that the conventional monitor is sufficient.
しかし、方式３），４）では、適応型ビームファーミングを用いることにより、検出できるエコー情報のダイナミックレンジが格段と増し、この方式にも様々な方式が検討されているが、ここでは、６４〜７０ｄＢの情報が得られると仮定すると、従来のモニタでは表現できず不十分であり、８Ｋモニタではそれが可能となる。 However, in methods 3) and 4), the dynamic range of the echo information that can be detected is significantly increased by using adaptive beam farming, and various methods have been studied for this method. Assuming that 70 dB of information can be obtained, it is insufficient because it cannot be expressed by a conventional monitor, and it is possible with an 8K monitor.
また、超音波診断装置の大きな特徴の一つに時間分解能がある。 In addition, one of the major features of the ultrasonic diagnostic apparatus is time resolution.
ＣＴやＭＲＩなどの医用画像診断装置でも近年、完像時間が格段に短くなってきているが、超音波診断装置はそれらと比較して飛躍的に速くなっている。より具体的には、図２の中の方式１）、３）の集束型送信方式では、画像のフレームレートが３０−８０ｆｐｓ程度であるが、非集束型送信方式の方式２）、４）ではそれが１００〜５００ｆｐｓと圧倒的な速さである。このように、高速に得られる画像を従来のモニタでは６０ｆｐｓの速度でしか表示できなかった。 In recent years, the completion time of medical image diagnostic devices such as CT and MRI has become significantly shorter, but the ultrasonic diagnostic device has become dramatically faster than these. More specifically, in the focused transmission method of the methods 1) and 3) in FIG. 2, the frame rate of the image is about 30-80 fps, but in the non-focused transmission method 2) and 4), That is an overwhelming speed of 100 to 500 fps. As described above, the image obtained at high speed could be displayed only at a speed of 60 fps on the conventional monitor.
それに対して、８Ｋモニタでは１２０ｆｐｓで表示できることになる。これでも先ほどの１００〜５００ｆｐｓの全てをカバーしていないと思われるが、人の視覚限界が１２０ｆｐｓと言われる現状では、８Ｋモニタで十分である。それ以上に早く得られた画像情報は実時間表示ではなく、画像分析等に役立てることが可能である。 On the other hand, an 8K monitor can display at 120 fps. It seems that this does not cover all of the 100 to 500 fps mentioned above, but in the current situation where the human visual limit is said to be 120 fps, an 8K monitor is sufficient. The image information obtained earlier than that can be used for image analysis and the like instead of displaying in real time.
さらに、複雑な点は単に空間分解と時間分解能が独自にその特徴を発揮するのではなく、人の目の特性では、その両方を同時に感じ取る性質があるために、両者が同時に増すことによる相乗効果がある。 Furthermore, the complicated point is that spatial resolution and temporal resolution do not exhibit their own characteristics, but the characteristics of the human eye have the property of perceiving both at the same time, so the synergistic effect of increasing both at the same time. There is.
図７には理想的な画像（画素が無限小で表現される画像）の枠が示されている。枠の中は黒い画像として表示されるとする。この理想の画像が表示系のフレーム間の時間（Ｆ０からＦ１、またはＦ１からＦ２までの時間）に従来モニタのピクセルの半分程度右に平行移動した状況を想定している。また、フレーム間の時間は８Ｋの１２０ｆｐｓを想定している。この場合従来モニタでは６０ｆｐｓであるので、Ｆ１から次に表示されるフレームはＦ２となり、Ｆ１は表示されないが、ここではもし、単純に従来モニタの空間分解能は変わらず、時間分解能のみ２倍にできたとした場合を例として挙げている。 FIG. 7 shows a frame of an ideal image (an image in which pixels are represented by infinitesimal). It is assumed that the inside of the frame is displayed as a black image. It is assumed that this ideal image is translated to the right by about half of the pixels of the conventional monitor in the time between frames of the display system (time from F0 to F1 or F1 to F2). Further, the time between frames is assumed to be 120 fps of 8K. In this case, since it is 60 fps on the conventional monitor, the frame displayed next from F1 is F2 and F1 is not displayed, but here, if the spatial resolution of the conventional monitor is simply not changed, only the time resolution can be doubled. The case is given as an example.
従って、この例では、従来モニタでもＦ１時相で表示ができているわけであるが、理想の画像の位置が従来モニタのピクセル内での移動であるので結果的には、Ｆ０の画像と同じ表示画面となる。Ｆ２の時相になって初めて表示画像に変化が起こる。それに対して８Ｋ画像ではピクセルが小さいために、Ｆ１の時相でもＦ０のときとは異なる画像が表示されることになり、画像の変化を観測することが可能である。これは静止画でつまりＦ０の時相の画像では、空間分解能が８Ｋモニタで上がったとしても、従来モニタと違いが感じ取れないが、画像が時間変化する場合には空間分解能が関係してくることになり、即ち時空間で分解能を考える必要があり、その点でも８Ｋニターに有用性があると言える。 Therefore, in this example, the conventional monitor can also display in the F1 time phase, but since the ideal image position is the movement within the pixels of the conventional monitor, the result is the same as the F0 image. It becomes a display screen. The display image changes only in the F2 time phase. On the other hand, in the 8K image, since the pixels are small, an image different from that in the case of F0 is displayed even in the time phase of F1, and it is possible to observe the change in the image. This is a still image, that is, in the F0 time phase image, even if the spatial resolution is increased on the 8K monitor, the difference from the conventional monitor cannot be felt, but when the image changes with time, the spatial resolution is related. That is, it is necessary to consider the resolution in space and time, and it can be said that the 8K nitter is useful in that respect as well.
ここで、超音波取得フレームレートとモニタによる画像表示フレームレートの関係をもう少し詳しく説明する。 Here, the relationship between the ultrasonic wave acquisition frame rate and the image display frame rate by the monitor will be described in a little more detail.
先に図２で説明したように、超音波の送信＋受信の組み合わせで、集束型送信を行う方式（図２の１と３）では、超音波取得フレームレート（時間分解能）が３０−８０ｆｐｓである。それを表示するモニタの表示フレームレートが従来のモニタでは、６０ｆｐｓであり、超音波フレームレートが３０−６０ｆｐｓまでは表示が追いついているが、それ以上の超音波画像を実時間で表示することができない状態であった。そこで、そのような場合には、画像情報を超音波診断装置内のメモリに一旦記録しておき、あとで記録画像を再生する、いわゆるスロモーション画像表示を行っていた。しかし、８Ｋモニタでは画像表示フレームレートが１２０ｆｐｓであることから、集束型送信方式での画像情報をすべて実時間表示することが可能となった。ところが、非集束型送信方式（図２の２、４）では超音波取得フレームレートが１００−５００ｆｐｓにもなり、もはや８Ｋモニタといえども実時間表示は不可能である。仮に、それを実現できたとしても、人間の目の能力外であり、人間の目が追い付いていかない。そこで、取得した画像情報はスロモーションにより我々の感知できる８Ｋモニタの１２０ｆｐｓまで落として表示することとなるが、この場合にも繰り返しになるが、従来モニタの６０ｆｐｓよりも時間分解能の良い１２０ｆｐｓのスピードで再生が可能であり、よりスムーズなスロモーション画像再生となる。 As described earlier in FIG. 2, in the method of performing focused transmission by combining ultrasonic transmission + reception (1 and 3 in FIG. 2), the ultrasonic acquisition frame rate (time resolution) is 30-80 fps. is there. The display frame rate of the monitor that displays it is 60 fps on the conventional monitor, and the display is catching up to the ultrasonic frame rate of 30-60 fps, but it is possible to display an ultrasonic image higher than that in real time. It was in a state where it could not be done. Therefore, in such a case, the so-called slow motion image display is performed in which the image information is temporarily recorded in the memory in the ultrasonic diagnostic apparatus and the recorded image is reproduced later. However, since the image display frame rate of the 8K monitor is 120 fps, it is possible to display all the image information in the focused transmission method in real time. However, in the non-focused transmission method (2, 4 in FIG. 2), the ultrasonic wave acquisition frame rate becomes 100-500 fps, and even an 8K monitor can no longer display in real time. Even if it can be realized, it is out of the ability of the human eye, and the human eye cannot catch up. Therefore, the acquired image information is displayed by dropping it to 120 fps of the 8K monitor that we can detect by slow motion, but again in this case, the speed of 120 fps is better than the 60 fps of the conventional monitor. It can be played back with, and the slow motion image can be played back more smoothly.
次に、画像補間機能について、従来モニタと８Ｋモニタとの性能の違いについて説明する。一般に、集束型送信方式では、先に図２に示したように超音波ビームが非集束送信と比較してビーム幅が狭くかつ送信強度が高いなどの利点がある（空間分解能の例で、図２の１と２、または３と４との比較）ものの、前述したように、超音波画像フレームレートがモニタ表示速度よりも遅い問題がある。この場合に、表示系では同じ超音波取得画像を何フレームも表示することとなり、効率が悪い。そこで、画像補間機能を使用することがある。 Next, regarding the image interpolation function, the difference in performance between the conventional monitor and the 8K monitor will be described. In general, the focused transmission method has advantages such that the ultrasonic beam has a narrower beam width and a higher transmission intensity than the unfocused transmission as shown in FIG. 2 (in the example of spatial resolution, FIG. (Comparison with 1 and 2 of 2 or 3 and 4) However, as described above, there is a problem that the ultrasonic image frame rate is slower than the monitor display speed. In this case, the display system displays the same ultrasonic wave acquired image for many frames, which is inefficient. Therefore, the image interpolation function may be used.
図８には、その補間機能の説明図が示されている。超音波取得フレームＦ１とＦ２が取得できたと仮定する。そこで、この２枚の画像からその間の画像ＩＦ１，ＩＦ２，ＩＦ３を生成する。この生成方法には、色々な方法が考えられるが、ここでは一例として線形補間方法を示す。この様に補間機能により生成した画像を８Ｋモニタの高フレームレートで表示することにより、超音波取得フレームレートと同じ時間で、表示系では補間画像も含めて実時間で表示が可能となり、時間方向でも滑らかな画像表示を実現できる。 FIG. 8 shows an explanatory diagram of the interpolation function. It is assumed that the ultrasonic wave acquisition frames F1 and F2 can be acquired. Therefore, images IF1, IF2, and IF3 between these two images are generated. Various methods can be considered for this generation method, but here, a linear interpolation method is shown as an example. By displaying the image generated by the interpolation function at the high frame rate of the 8K monitor in this way, it is possible to display the image generated by the interpolation function in real time including the interpolation image in the same time as the ultrasonic acquisition frame rate, and in the time direction. However, a smooth image display can be realized.
以上は時間分解に関する効果を説明したが、８Ｋではそれに空間分解の効果がさらに影響することを次に説明する。 The effect on time decomposition has been described above, but it will be explained next that the effect of spatial decomposition further affects it at 8K.
図９において、ある点座標（Ｖ１，Ｈ１）から（Ｖ２，Ｈ２）まで移動したと仮定し、超音波取得フレームがＦ１とＦ２であったと仮定する。さらに、その間の画像ＩＦ１、ＩＦ２、ＩＦ３を、補間生成したと仮定する。これらの画像を、仮に従来の１Ｋモニタが高速に実時間で表示できたとしても、図９中段の１Ｋで示すように、補間された点の位置が１Ｋモニタでは同一の画素内に入るために、Ｆ１とＩＦ１では同じ画像となり、かつ同様に、ＩＦ２，ＩＦ３とＦ２は同じ画像となるために、せっかく補間機能を使用し高速表示しても、結果として人間の目には、この機能を使用しない場合と同じフレームレートとしか感知されないこととなる。それに対して、同図に８Ｋで示された画像表示では、補間された画像は８Ｋモニタの画素が細かいために、Ｆ１からＦ２まで補間画像を含めてすべて異なった画像として表示されるために、時間分解能と空間分解能の両方を同時に感知することが可能となる。 In FIG. 9, it is assumed that the ultrasonic wave acquisition frames have moved from a certain point coordinate (V1, H1) to (V2, H2), and the ultrasonic wave acquisition frames are F1 and F2. Further, it is assumed that the images IF1, IF2, and IF3 in the meantime are interpolated and generated. Even if a conventional 1K monitor can display these images at high speed in real time, as shown by 1K in the middle of FIG. 9, the positions of the interpolated points are within the same pixel on the 1K monitor. , F1 and IF1 have the same image, and IF2, IF3 and F2 have the same image. Therefore, even if the interpolation function is used and displayed at high speed, the human eye uses this function as a result. It will only be perceived as the same frame rate as if it were not. On the other hand, in the image display shown in 8K in the figure, the interpolated image is displayed as a different image including the interpolated image from F1 to F2 because the pixels of the 8K monitor are fine. It is possible to detect both temporal resolution and spatial resolution at the same time.
さらに、この補間機能の表示では、上述に加えてコントラスト分解能も関係してくることを次に説明する。 Further, it will be described next that the contrast resolution is also related to the display of this interpolation function in addition to the above.
図１０に示すように、ある画素の輝度が、理想的に連続で増加している場合でも、表示モニタでは、決められた階調のどれかに対応して表示することになる。この階調数が多い程、理想の変化に近づく。その点で、従来の１Ｋモニタでは輝度値を２５６階調で表現するのに対して、８Ｋモニタでは１６倍の４０９６階調である。この階調差は、次の結果をもたらす。すなわち、図８と同様に超音波取得フレームＦ１のある画素値が単調に増加してＦ２の画素値に変化したと仮定し、その間の画像ＩＦ１，ＩＦ２，ＩＦ３での値を補間機能により生成する場合を考える。この場合に、従来のモニタでは、せっかく補間機能により、異なる輝度値が生成されたとしても、その変化が１階調内である場合には、補間されなかった時と同じ表示になってしまう。しかし、１６倍の輝度分解能をもつ８Ｋモニタでは、画素の輝度変化が補間した画像を含めてすべての画像で異なり、１２０ｆｐｓの速さで我々には感知できるため、あたかも連続に画像が変化しているかのように見える。 As shown in FIG. 10, even when the brightness of a certain pixel is ideally continuously increased, the display monitor displays it corresponding to any of the determined gradations. The larger the number of gradations, the closer to the ideal change. In that respect, the conventional 1K monitor expresses the luminance value in 256 gradations, whereas the 8K monitor expresses the luminance value in 16 times 4096 gradations. This gradation difference gives the following results. That is, it is assumed that a certain pixel value of the ultrasonic acquisition frame F1 increases monotonically and changes to the pixel value of F2 as in FIG. 8, and the values in the images IF1, IF2, and IF3 during that period are generated by the interpolation function. Consider the case. In this case, in the conventional monitor, even if different luminance values are generated by the interpolation function, if the change is within one gradation, the display will be the same as when the interpolation is not performed. However, on an 8K monitor with 16 times the brightness resolution, the change in pixel brightness is different for all images including the interpolated image, and we can detect it at a speed of 120 fps, so it is as if the image changes continuously. Looks as if.
図１１では、補間機能により生成された画像の表示に関して、図９の空間分解能の違いによる表示の違いに加えて、図１０の輝度情報の表示の違いを合わせた状態を図示している。このように、図１０のところで８Ｋモニタでは、時間分解能と空間分解能の両方が関係することを述べたが、さらに輝度の変化、すなわちコントラスト分解能も同時に影響するため、１Ｋと８Ｋモニタでの補間機能の違いは、人間の目には、時間分解能と空間分解能とコントラスト分解能の３つの要素が個々に独立して感知されるのではなく、同時に感知されることとなり、大きな違いとして認識されることになる。 FIG. 11 shows a state in which the display of the image generated by the interpolation function is combined with the difference in the display of the luminance information in FIG. 10 in addition to the difference in the display due to the difference in the spatial resolution of FIG. As described above, in FIG. 10, it was stated that both the temporal resolution and the spatial resolution are related to the 8K monitor, but since the change in brightness, that is, the contrast resolution also affects at the same time, the interpolation function in the 1K and 8K monitors The difference is that the human eye does not perceive the three elements of temporal resolution, spatial resolution, and contrast resolution individually, but simultaneously, and recognizes them as a major difference. Become.
以下では、本実施形態の特徴を顕著に示す信号対雑音比ビームフォーミングおよび線形回帰ビームフォーミングについて詳細に説明する。 In the following, the signal-to-noise ratio beamforming and the linear regression beamforming that clearly show the features of the present embodiment will be described in detail.
図１２は、信号対雑音比ビームフォーミングおよび線形回帰ビームフォーミングの流れを示すフローチャートである。図２に示すように、両手法には、推定ステップＳＡ１００と、推定ステップＳＡ１００に後続する生成ステップＳＡ１１０の２つのステップが含まれる。つまり、信号処理プログラムにしたがって作動している信号処理部２３０は、図１に示すように、推定ステップＳＡ１００を実行する推定手段２３０ａ、および生成ステップＳＡ１１０を実行する生成手段２３０ｂとして機能する。
FIG. 12 is a flowchart showing the flow of signal-to-noise ratio beamforming and linear regression beamforming. As shown in FIG. 2, both methods include two steps, an estimation step SA100 and a generation step SA110 following the estimation step SA100. That is, as shown in FIG. 1, the
信号対雑音比ビームフォーミングにおける推定ステップＳＡ１００では、信号処理部２３０は、受信部２２０から出力されるＭチャネルのエコー信号における信号対雑音比を推定し、受信焦点からのエコーを強調する重み係数（信号対雑音比に応じた重み係数）を算出する。上述したように、受信焦点からのエコーyは、遅延補償後のエコー信号ｓmの直流成分となる。信号対雑音比ビームフォーミングにおける推定ステップＳＡ１００では、信号処理部２３０は、信号成分と雑音成分を遅延補償後のエコー信号ｓmの平均値と分散で推定し、受信焦点からのエコーを強調する重み係数ＷＳＮＲを以下の数３にしたがって算出する。そして、信号対雑音比ビームフォーミングにおける生成ステップＳＡ１１０では、信号処理部２３０は、信号対雑音比ビームフォーミングの出力（すなわち、超音波断層像を表すビームフォーマ）ＹSNRを以下の数４にしたがって算出して表示装置４０に与える。
遅延補償後のエコー信号ｓmの信号対雑音比が非常に高い場合は、数３の分母が非常に小さくなり、その結果ＷＳＮＲが極端に大きくなってビームフォーマ出力が不安定となる。それを避けるため、安定化パラメータβ(実数)を数５のように導入してもよい。
次いで、線形回帰ビームフォーミングについて説明する。
線形回帰ビームフォーミングにおける推定ステップＳＡ１００では、信号処理部２３０は、信号対雑音比ビームフォーミングにおける処理とは異なる処理で、受信部２２０から出力されるＭチャネルのエコー信号における雑音を推定し、受信焦点からのエコーを強調する重み係数を算出する。より詳細に説明すると、信号処理部２３０は、まず、累積要素信号ｕｍを以下の数６にしたがって算出する（ただし、ｕ０＝０）。なお、数６の右辺におけるｓｉはｉ番目の超音波振動子からの遅延補償後のエコー信号である。
In the estimation step SA100 in the linear regression beamforming, the
上述したように、受信焦点からのエコーyは、遅延補償後のエコー信号ｓmの直流成分となる。したがって、累積要素信号uｍは、以下の数７のような線形関数モデル化される。なお、数７におけるｎは付加的ノイズに起因するバイアスである。以下では、数７にしたがってモデル化した信号をモデル化要素信号と呼ぶ。測定された累積要素信号uｍとモデル化要素信号Ｕｍとの平均二乗差αは以下の数８のように定義され、信号処理部２３０は、数８で定義される平均二乗差αが最小になるように、ｙおよびｎの値（以下、最小二乗推定値）を設定（すなわち、信号対雑音比を推定）する。なお、ｙおよびｎの最小二乗推定値は、数９に示すように、yとnに対するαの偏微分をゼロに設定することによって得られる。
次いで、信号処理部２３０は、まず、数９にしたがって算出した最小二乗推定値ＹおよびＮを、数８におけるｙおよびｎに代入して平均二乗差αの最小値αｍｉｎを算出する。そして、信号処理部２３０は、受信焦点からのエコーを強調する重み係数ＷＬＲを以下の数１０にしたがって算出し、線形回帰ビームフォーミングにおける推定ステップＳＡ１００を終了する。線形回帰ビームフォーミングにおける生成ステップＳＡ１１０では、線形回帰ビームフォーマの出力（すなわち、超音波断層像を表すビームフォーマ出力）ＹＬRを以下の数１１にしたがって算出して表示装置４０に与える。
信号対雑音比ビームフォーミングと同様に、遅延補償後のエコー信号ｓmの信号対雑音比が非常に高い場合は、数１０の分母が非常に小さくなり、その結果ＷＬＲが極端に大きくなってビームフォーマ出力が不安定となる。それを避けるため、安定化パラメータγ(実数)を数１２のように導入してもよい。
上述した線形回帰ビームフォーミングの推定ステップＳＡ１００では、信号対雑音比の推定に最小二乗法が用いられているため、信号対雑音比ビームフォーミングに比べ計算負荷が高い。そこで、線形回帰ビームフォーミングの計算効率を向上させる（すなわち、計算負荷を低減させる）ため、以下のように変形してもよい。
計算効率を向上させた線形回帰ビームフォーミングの推定ステップＳＡ１００では、信号処理部２３０は、ｍ番目の素子による受信信号ｓmに含まれる雑音の積分値ｎmを数１３により算出する。
In calculating the linear regression efficiency is improved beamforming estimation step SA100, the
また、信号対雑音比ビームフォーミング、線形回帰ビームフォーミング、計算効率を向上させた線形回帰ビームフォーミングの何れについても，非特許文献２に示された開口分割処理を組み合わせることで、計算量を低減させてもよい。
Further, for all of signal-to-noise ratio beamforming, linear regression beamforming, and linear regression beamforming with improved calculation efficiency, the amount of calculation can be reduced by combining the aperture division processing shown in
図１３は、超音波断層像の空間分解能を評価するための点ターゲットをイメージングした結果である。より詳細には、図１３（ａ）はＤＡＳビームフォーミングにより得られた画像，図１３（ｂ）は受信信号間の相関性に基づく手法により得られた画像、図１３（ｃ）と（ｄ）はそれぞれ、本実施形態の信号対雑音比ビームフォーミングおよび線形回帰ビームフォーミングにより得られた画像である。図１３（ａ）〜（ｄ）の各図において、画像の輝度（白色の強さ）は超音波散乱波の強度を示す。図１３（ａ）〜（ｄ）に示す各画像を比較すれば明らかなように、本実施形態の信号対雑音比ビームフォーミングおよび線形回帰ビームフォーミングにより得られた画像（図１３（ｃ）、（ｄ））では、白の輝点のサイズが図１３（ａ）および図１３（ｂ）に比較して小さくなっている。このことから，本実施形態の信号対雑音比ビームフォーミングおよび線形回帰ビームフォーミングによれば、ＤＡＳビームフォーミングおよび受信信号管の相関性に基づく手法に比較して、高い空間分解能が得られることが判る。 FIG. 13 shows the result of imaging a point target for evaluating the spatial resolution of the ultrasonic tomographic image. More specifically, FIG. 13 (a) is an image obtained by DAS beamforming, FIG. 13 (b) is an image obtained by a method based on the correlation between received signals, and FIGS. 13 (c) and 13 (d). Are images obtained by the signal-to-noise ratio beamforming and the linear regression beamforming of the present embodiment, respectively. In each of FIGS. 13 (a) to 13 (d), the brightness (white intensity) of the image indicates the intensity of the ultrasonic scattered wave. As is clear from comparing the images shown in FIGS. 13 (a) to 13 (d), the images obtained by the signal-to-noise ratio beamforming and the linear regression beamforming of the present embodiment (FIGS. 13 (c) and 13 (c), In d)), the size of the white bright spot is smaller than that in FIGS. 13 (a) and 13 (b). From this, it can be seen that according to the signal-to-noise ratio beamforming and the linear regression beamforming of the present embodiment, higher spatial resolution can be obtained as compared with the method based on the correlation between the DAS beamforming and the received signal tube. ..
図１４は、超音波断層像のコントラストを評価するためのファントム（虚像）を画像化したものである。より詳細に説明すると、図１４（ａ）は、従来のＤＡＳビームフォーミングにより得られた画像、図１４（ｂ）は、受信信号間の相関性により得られた画像、図１４（ｃ）と図１４（ｄ）はそれぞれ、本実施形態の信号対雑音比ビームフォーミングおよび線形回帰ビームフォーミングにより得られた画像である。なお、図１４（ａ）〜図１４（ｄ）の各図においては、中央部の暗い部分は超音波散乱波が発生しない媒質（具体的には、嚢胞模擬部）であり，黒一色で描出されることが望ましい。図１４（ａ）および図１４（ｂ）の各画像では，嚢胞模擬部においても白い輝点が発生しており，これらの白い輝点は虚像である。図１４（ｃ）では虚像が低減されていることがわかる。さらに、図１４（ｄ）に示す画像では嚢胞模擬部において虚像が描出されていない。つまり、本実施形態の信号対雑音比ビームフォーミングおよび線形回帰ビームフォーミングによれば、従来のＤＡＳビームフォーミングおよび受信信号管の相関性に基づく手法に比較して、嚢胞模擬部における虚像の描出を抑制することができ、コントラストが向上していることが判る。 FIG. 14 is an image of a phantom (virtual image) for evaluating the contrast of an ultrasonic tomographic image. More specifically, FIG. 14 (a) is an image obtained by conventional DAS beamforming, and FIG. 14 (b) is an image obtained by correlation between received signals, FIG. 14 (c) and FIG. 14 (d) are images obtained by the signal-to-noise ratio beamforming and the linear regression beamforming of the present embodiment, respectively. In each of the figures of FIGS. 14 (a) to 14 (d), the dark part in the central part is a medium (specifically, a cyst simulation part) in which ultrasonic scattered waves are not generated, and is depicted in black. It is desirable to be done. In each of the images of FIGS. 14 (a) and 14 (b), white bright spots are also generated in the cyst simulated portion, and these white bright spots are virtual images. It can be seen in FIG. 14 (c) that the virtual image is reduced. Further, in the image shown in FIG. 14 (d), a virtual image is not drawn in the cyst simulation part. That is, according to the signal-to-noise ratio beamforming and the linear regression beamforming of the present embodiment, the depiction of a virtual image in the cyst simulation part is suppressed as compared with the conventional method based on the correlation between DAS beamforming and the received signal tube. It can be seen that the contrast is improved.
図１４において、虚像の抑圧効果が信号対雑音比ビームフォーミングに比べ線形回帰ビームフォーミングの方が高かった理由は、数６の処理による効果、すなわち、遅延補償後のエコー信号ｓｍの積分効果である。積分は低域通過フィルタに対応する。積分操作以外のフィルタを適用することで、線形回帰ビームフォーマの出力をさらに向上させることも可能である。なお、数１３の積分処理についても同様に他のフィルタ処理に適宜変更してもよい。
14, why it is higher in the linear regression beamforming than suppression effect of a virtual image to the signal-to-noise ratio beamforming effect by
以上説明したように、本発明によれば、超音波断層像の空間分解能およびコントラストを、従来のＤＡＳビームフォーミングは勿論、超音波受信信号間の相関性に基づく手法と比較しても、さらに向上させることが可能になる。 As described above, according to the present invention, the spatial resolution and contrast of the ultrasonic tomographic image are further improved as compared with the conventional method based on the correlation between the ultrasonic received signals as well as the conventional DAS beamforming. It becomes possible to make it.
（Ｂ．変形）
以上、本発明の一実施形態について説明したが、この実施形態に以下の変形を加えても勿論よい。
（１）上記実施形態では、超音波医用システムへの本発明の適用例を説明したが、物体の非破壊検査など、医療用以外の超音波断層像の生成への適用も可能である。医療用以外の技術分野においても、超音波断層像の空間分解能およびコントラストは，高ければ高い程好ましいからである。
(B. Deformation)
Although one embodiment of the present invention has been described above, the following modifications may be added to this embodiment.
(1) In the above embodiment, an example of application of the present invention to an ultrasonic medical system has been described, but it can also be applied to the generation of an ultrasonic tomographic image other than medical use, such as non-destructive inspection of an object. This is because the higher the spatial resolution and contrast of the ultrasonic tomographic image, the more preferable it is in the technical fields other than medical use.
（２）線形回帰ビームフォーミングの推定ステップＳＡ１００では、Ｍチャネルのエコー信号の信号対雑音比を最小二乗法により推定したが、尤度を用いる手法など他の手法により信号対雑音比を推定してもよい。要は、Ｍ（２以上の自然数）個の超音波振動子から発せられた超音波のエコーを受信してエコー信号を出力する超音波プローブから出力されるＭチャネルのエコー信号における雑音を推定し、受信焦点からのエコーを強調する重み係数を前記Ｍチャネルのエコー信号における信号対雑音比に応じて算出する推定ステップと、超音波断層像を表すビームフォーマを、前記推定ステップにて算出された重み係数を用いて前記Ｍチャネルのエコー信号から生成する生成ステップと、を含むことを特徴とする超音波断層像生成方法であればよい。 (2) In the linear regression beamforming estimation step SA100, the signal-to-noise ratio of the echo signal of the M channel was estimated by the least squares method, but the signal-to-noise ratio was estimated by another method such as a method using likelihood. May be good. In short, the noise in the echo signal of the M channel output from the ultrasonic probe that receives the echo of the ultrasonic waves emitted from M (two or more natural numbers) ultrasonic transducers and outputs the echo signal is estimated. , An estimation step for calculating the weighting coefficient for emphasizing the echo from the reception focus according to the signal-to-noise ratio in the echo signal of the M channel, and a beamformer representing the ultrasonic tomographic image were calculated in the estimation step. Any method may be used as long as it is an ultrasonic tomographic image generation method characterized by including a generation step of generating from the echo signal of the M channel using a weighting coefficient.
（３）上記実施形態では、超音波断層像生成装置２０の信号処理部２３０が推定手段２３０ａおよび生成手段２３０ｂとして機能したが、制御部２００を推定手段２３０ａおよび生成手段２３０ｂとして機能させてもよい。具体的には、受信部２２０の出力信号を制御部２００に与え、制御部２００に上記実施形態の信号処理プログラムを実行させるようにすればよい。
(3) In the above embodiment, the
（４）上記実施形態では、本実施形態の特徴を顕著に示す超音波断層像生成方法を実現する信号処理プログラムが超音波断層像生成装置２０に予めインストールされていた。しかし、ＣＰＵなどのコンピュータを、Ｍ（２以上の自然数）個の超音波振動子を有し、各超音波振動子から発せられた超音波のエコーを受信してエコー信号を出力する超音波プローブから出力されるＭチャネルのエコー信号における雑音を推定し、受信焦点からのエコーを強調する重み係数を前記Ｍチャネルのエコー信号における信号対雑音比に応じて算出する推定手段と、超音波断層像を表すビームフォーマを、前記推定手段により算出された重み係数を用いて前記Ｍチャネルのエコー信号から生成する生成手段と、して機能させるプログラムを単体で製造し、販売等の配布をしてもよい。上記プログラムの配布態様の具体例としては、インターネットなどの電気通信回線経由のダウンロードにより配布する態様や、ＣＤ−ＲＯＭ（Compact Disk-Read Only Memory）やフラッシュＲＯＭ（Read Only Memory）などのコンピュータ読み取り可能な記録媒体に書き込んで配布する態様が挙げられる。このようにして配布される上記プログラムにしたがって、コンピュータを作動させることで、当該コンピュータに、本発明の超音波断層像生成方法を実行させることが可能になるからである。
(4) In the above embodiment, a signal processing program that realizes an ultrasonic tomographic image generation method that remarkably exhibits the features of the present embodiment is pre-installed in the ultrasonic tomographic
（５）上記実施形態では、本実施形態の特徴を顕著に示す超音波断層像生成方法の各ステップを実行する推定手段２３０ａおよび生成手段２３０ｂがソフトウェアモジュールとして実現されていた。しかし、Ｍ（２以上の自然数）個の超音波振動子を有し、各超音波振動子から発せられた超音波のエコーを受信してエコー信号を出力する超音波プローブから出力されるＭチャネルのエコー信号における雑音を推定し、受信焦点からのエコーを強調する重み係数を前記Ｍチャネルのエコー信号における信号対雑音比に応じて算出する推定手段と、超音波断層像を表すビームフォーマを、前記推定手段により算出された重み係数を用いて前記Ｍチャネルのエコー信号から生成する生成手段の各々をＡＳＩＣなどの電子回路で構成し、これら電子回路を組み合わせて本発明の超音波断層像生成を構成してもよい。 (5) In the above embodiment, the estimation means 230a and the generation means 230b for executing each step of the ultrasonic tomographic image generation method that remarkably show the features of the present embodiment are realized as software modules. However, it has M (natural number of 2 or more) ultrasonic transducers, and is an M channel output from an ultrasonic probe that receives ultrasonic echoes emitted from each ultrasonic transducer and outputs an echo signal. An estimation means that estimates the noise in the echo signal of the above and calculates a weighting coefficient that emphasizes the echo from the reception focus according to the signal-to-noise ratio in the echo signal of the M channel, and a beamformer that represents an ultrasonic tomographic image. Using the weighting coefficient calculated by the estimation means, each of the generation means generated from the echo signal of the M channel is composed of an electronic circuit such as ASIC, and these electronic circuits are combined to generate the ultrasonic tomographic image of the present invention. It may be configured.
１…超音波医用システム、１０…超音波プローブ、２０…超音波断層像生成装置、３０…操作装置、４０…表示装置、２００…制御部、２１０…送信部、２２０…受信部、２３０…信号処理部、２３０ａ…推定手段、２３０ｂ…生成手段。 1 ... Ultrasonic medical system, 10 ... Ultrasonic probe, 20 ... Ultrasonic tomographic image generator, 30 ... Operating device, 40 ... Display device, 200 ... Control unit, 210 ... Transmitting unit, 220 ... Receiver unit, 230 ... Signal Processing unit, 230a ... estimation means, 230b ... generation means.
Claims (4)
超音波断層像生成装置と、を備え、
前記超音波断層像生成装置は、
送信方式として、送信時に各振動子への励振パルスの位相を制御し、集束型の送信ビームを形成する集束型送信、又は送信波の位相を制御せずに同時に又は送信ビームが拡散するように位相制御する非集束型送信のいずれかを採用し、
受信方式として、Ｍ（２以上の自然数）個の超音波振動子からの超音波のエコーを受信してエコー信号を出力する超音波プローブから出力されるＭチャネルのエコー信号の位相を制御する適合型ビームフォーミングを採用した
超音波医用システム。 8K monitor as a display device and
Equipped with an ultrasonic tomographic image generator
The ultrasonic tomographic image generator
As a transmission method, the phase of the excitation pulse to each oscillator is controlled at the time of transmission to form a focused transmission beam, or focused transmission, or the transmission beam is diffused at the same time without controlling the phase of the transmission wave. Adopts one of the phase-controlled unfocused transmissions,
As a reception method, it is suitable to control the phase of the echo signal of the M channel output from the ultrasonic probe that receives the echo of ultrasonic waves from M (natural number of 2 or more) ultrasonic transducers and outputs the echo signal. Ultrasound medical system that uses type beam forming.
超音波断層像生成装置と、を備え、
前記超音波断層像生成装置は、
Ｍ（２以上の自然数）個の超音波振動子から発せられた超音波のエコーを受信してエコー信号を出力する超音波プローブから出力されるＭチャネルのエコー信号における雑音を推定し、受信焦点からのエコーを強調する重み係数を前記Ｍチャネルのエコー信号における信号対雑音比に応じて算出する推定手段と、
超音波断層像を表すビームフォーマを、前記推定手段にて算出された重み係数を用いて前記Ｍチャネルのエコー信号から生成する生成手段と、
を含むことを特徴とする超音波医用システム。 8K monitor as a display device and
Equipped with an ultrasonic tomographic image generator
The ultrasonic tomographic image generator
Estimates the noise in the echo signal of the M channel output from the ultrasonic probe that receives the echo of the ultrasonic waves emitted from M (two or more natural numbers) ultrasonic transducers and outputs the echo signal, and the reception focus. An estimation means that calculates the weighting coefficient that emphasizes the echo from the echo signal according to the signal-to-noise ratio in the echo signal of the M channel.
A generation means for generating a beamformer representing an ultrasonic tomographic image from an echo signal of the M channel using a weighting coefficient calculated by the estimation means, and a generation means.
An ultrasonic medical system characterized by including.
前記Ｍチャネルのエコー信号に遅延和ビームフォーミングにおける遅延を付与して得られるｍ番目のエコー信号ｓｍまでを累算して得られる累積要素信号ｕｍと、エコー信号ｓｍに含まれる直流成分ｙと付加的ノイズに起因するバイアスｎとを用いてモデル化したモデル化要素信号Ｕｍ＝ｍ×ｙ＋ｎと、の平均二乗差αが最小になるようにｙおよびｎの値を設定し、設定したｙおよびｎを用いて前記平均二乗差αの最小値を算出し、当該最小値と前記設定したｙとから前記重み係数を算出し、
前記生成手段は、
前記設定したｙに前記重み係数を乗算して、超音波断層像を表すビームフォーマを生成する
ことを特徴とする請求項２に記載の超音波医用システム。 The estimation means
The cumulative element signals u m obtained by accumulating until m-th echo signal s m obtained by giving a delay in the delay sum beamforming echo signal of said M channels, direct current component included in the echo signal s m Set the values of y and n so that the mean square difference α of the modeling element signal Um = m × y + n modeled using y and the bias n due to additional noise is minimized. The minimum value of the mean square difference α is calculated using y and n, and the weighting coefficient is calculated from the minimum value and the set y.
The generation means
The ultrasonic medical system according to claim 2, wherein a beam former representing an ultrasonic tomographic image is generated by multiplying the set y by the weighting coefficient.
前記Ｍチャネルのエコー信号に遅延和ビームフォーミングにおける遅延を付与して得られるｍ番目のエコー信号ｓｍまでに含まれる雑音の積分値ｎｍの二乗平均と、遅延補償後のエコー信号ｓｍの平均ＹDASの二乗平均とから前記重み係数を算出し、
前記生成手段は、
前記平均ＹDASに前記重み係数を乗算して、超音波断層像を表すビームフォーマを生成する
ことを特徴とする請求項２に記載の超音波医用システム。 The estimation means
And root mean square of the M channel noise of the integrated value n m included delayed until m-th echo signal s m obtained by imparting the delay sum beamforming echo signals, after delay compensation of the echo signal s m Calculate the weighting coefficient from the root mean square of the average Y DAS,
The generation means
The ultrasonic medical system according to claim 2, wherein a beam former representing an ultrasonic tomographic image is generated by multiplying the average Y DAS by the weighting coefficient.
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