JP3357000B2 - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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Description
し、特に、組織性状を評価するための指標値としての公
知のIntegrated Backscatter値又はそのサイクリックバ
リエーション(周期変動)を演算可能な超音波診断装置
に関する。
(IB)値は、主として心筋組織の硬質化や繊維化など
を診断評価するための指標値として利用されている。心
筋のある部位についてIB値を求める場合、その部位か
らのエコーのパワーが時間軸(深さ)方向に積分され、
一方、水槽中の同一深さにおかれた完全反射体からのエ
コーのパワーが同様に積分される。そして、それらの積
分値の比として、IB値が定義される。しかし、各測定
毎に水槽を利用してリファレンス計測を行うのは煩雑で
あるという問題がある。
用して組織性状を評価することも行われている。そのサ
イクリックバリエーションは、心周期に対応したIB値
の変動であり、その変動幅は、例えば、拡張期のIB値
(あるいはパワー積分値)と、収縮期のIB値(パワー
積分値)と、の比として定義される。例えば、正常人で
はその比が6dBあるが、心筋に疾患があるとその比が
ゼロになったり、あるいは符合が逆転したりする。
場合、上記のように、RF信号を深さ方向に沿って平均
化(積分)する処理が実行されていた。この場合、どう
しても高速のA/D変換器が必要とされ、またそれに従
って大量のデータを記憶するメモリなどが必要となる。
ものであり、その目的は、組織性状を評価するための指
標値を簡単な構成で演算することにある。
く演算することにある。
るために、本発明は、超音波の送受波を行う送受波手段
と、前記超音波の送受波により得られた受信信号を複素
信号に変換する複素信号変換手段と、前記複素信号に基
づいてパワーを演算するパワー演算手段と、設定された
二次元の関心領域内で前記パワーに対して積分を実行す
ることにより、組織性状を表す指標値としてインテグレ
イテッドバックスキャッター値を演算する指標値演算手
段と、を含むことを特徴とする。
変換され、その複素信号からパワーが演算される。この
場合、例えば複素信号の実数部の二乗及び虚数部の二乗
の加算値としてパワーが演算され、演算されたパワーが
二次元の関心領域にわたって積分され、これにより組織
性状を表す指標値が演算される。上記の複素信号変換手
段は例えば直交検波器であり、パワー演算手段は例えば
ラグ0で動作する自己相関器である。直交検波後の信号
はベースバンド信号であり、この結果A/D変換器の変
換速度を低減でき、比較的安価なA/D変換器を使うこ
とができ、また、データ量も減るので、メモリを節約で
きる。速度計測を行う超音波診断装置においては、一般
に自己相関器が備わっており、例えばパワー演算用とし
て同一回路(自己相関器)を利用でき、あるいは同一回
路を速度演算及びパワー演算の双方に時分割で利用でき
る。その結果、製造コストを大幅に低減できる。
定するための関心領域設定手段を含む。
算された2つの指標値を対比して周期変動の変動幅を演
算する手段を含む。望ましくは、前記周期変動はサイク
リックバリエーションである。
閾値とを比較する第1比較手段と、前記所定の閾値より
も前記パワーの方が大きい場合に当該パワーを有効と判
定する第1有効判定手段と、を含み、前記指標値演算手
段は、有効と判定されたパワーについてだけ積分を実行
する。血流部からのエコーパワーに比べて組織(心筋な
ど)からのエコーパワーは非常に大きく、そのような現
象を利用して、例えば関心領域内に血流が含まれる場合
でも組織由来の信号だけを弁別することが可能となる。
を演算する速度演算手段と、前記速度と所定の閾値とを
比較する第2比較手段と、前記所定の閾値よりも前記速
度が大きい場合に当該パワーを有効と判定する第2有効
判定手段と、を含み、前記指標値演算手段は、有効と判
定されたパワーについてだけ積分を実行する。上記構成
によれば、例えば多重反射のような固定エコーの影響を
排除して、動いている組織のみのパワーを弁別できる。
は、超音波画像上に関心領域を設定するための関心領域
設定手段と、超音波画像上に参照領域を設定するための
参照領域設定手段と、受信信号からパワーを演算するパ
ワー演算手段と、前記関心領域内において前記パワーを
積分して関心領域パワー積分値を演算する第1積分手段
と、前記参照領域内において前記パワーを積分して参照
領域パワー積分値を演算する第2積分手段と、前記関心
領域パワー積分値を前記参照領域パワー積分値で規格化
して、組織性状を表す指標値としてインテグレイテッド
バックスキャッター値を演算する規格化演算手段と、を
含むことを特徴とする。
関心領域及び参照領域の両方を指定できるので、従来手
法による煩雑さを大幅に解消できる。望ましくは、前記
関心領域は心臓の心筋部位上に設定され、前記参照領域
は心臓の血流部位上に設定される。血流部のパワーは、
人によってあまり異ならないという現象を利用したもの
であり、信号のゲインの変化も規格化により排除でき
る。
は、超音波画像上に、血流部位と組織部位とに跨って単
一の関心領域を設定するための関心領域設定手段と、受
信信号からパワーを演算するパワー演算手段と、前記関
心領域内の組織部位について前記パワーを積分して組織
パワー積分値を演算する第1積分手段と、前記関心領域
内の血流部位について前記パワーを積分して血流パワー
積分値を演算する第2積分手段と、前記組織パワー積分
値を前記血流パワー積分値で規格化して、組織性状を表
す指標値としてインテグレイテッドバックスキャッター
値を演算する規格化演算手段と、を含むことを特徴とす
る。
を行うだけで、規格化された指標値を演算できる。
部位及び血流部位の各面積を考慮して前記指標値が演算
される。この構成によれば、組織部位と血流部位の面積
が異なる場合でも、その差異に応じて適正な規格化を行
える。
図面に基づいて説明する。
好適な実施形態が示されており、図1はその全体構成を
示すブロック図である。
接して用いられあるいは体腔内に挿入して用いられる超
音波探触子である。探触子10は、複数の振動素子から
なるアレイ振動子を有しており、そのアレイ振動子を電
子走査することによって二次元データ取込み領域を形成
できる。本実施形態においては、精度良くドプラ情報の
抽出を行うために、従来装置同様に、一方向当たり複数
回(例えば10回)の超音波パルスの送信が行われてい
る。したがって、Bモード画像形成用の超音波パルスが
1回送信されると、それと相前後して同一の方向におい
てドプラ画像用の超音波パルスが複数回送信される。こ
れが二次元のデータ取込み領域にわたって繰り返される
ことになる。
号を供給するとともに、探触子10から出力される受信
信号を処理する公知の回路である。送受信器12から出
力される受信信号は検波器13を介して後述する表示処
理部42に出力されている。検波器13はBモード画像
を形成するために受信信号に対して検波を行う回路であ
る。ちなみに、Bモード画像形成用の他の回路について
は図示省略されている。
直交検波器14に入力されている。この直交検波器14
は受信信号を複素信号に変換する公知の回路であり、2
つのミキサ16,18を有している。各ミキサ16,1
8においては受信信号に対して互いに位相が90度異な
る2つの参照信号が混合されている。
成する実数部信号及び虚数部信号のそれぞれに対してサ
ンプリングを行う回路であり、これによって受信信号が
アナログ信号からデジタル信号に変換される。このサン
プリングはベースバンド領域において行われるため、従
来のようにRF信号領域でサンプリングを行う必要はな
い。ちなみに、ミキサ16,18とA/D変換器20,
22との間には、必要なローパスフィルタなどが設けら
れている。
れた複素信号を一旦格納するための記憶部であり、この
メモリ24,26には例えば複数音線の信号が格納さ
れ、必要に応じてそれらの信号が読み出されている。
に相当する信号成分を抽出するためのフィルタである。
しかしながら、血流エコーに比べて心筋エコーは極めて
大きいため、このようなローパスフィルタ30を必ずし
も設ける必要はない。ローパスフィルタ30から出力さ
れる実数部の信号I及び虚数部の信号Qは自己相関器3
2,34に入力されている。
複数の受信信号のそれぞれの間において自己相関を演算
する公知の回路である。この場合、相関を求める2つの
受信信号間の時間的なずれ、すなわち「ラグ」は送信パ
ルスの繰り返し周波数のTに一致している。
関器32と同一の構成を有している。この自己相関器3
4はラグ0で動作するように構成され、すなわち各信号
自身について自己相関が演算され、結果として実数部の
二乗及び虚数部の二乗を加算したものが出力されてい
る。自己相関器32及び自己相関器34については後に
図2を用いて説明する。
力される2つの出力X,Yの偏角を演算することにより
速度を求める公知の回路である。これにより求められた
速度情報は表示処理部42に送られると共に、比較器3
8に送られている。この速度情報を利用して公知の二次
元組織ドプラ画像が形成される。
較する回路であり、速度がその閾値V0以上の場合に信
号104が出力されている。
加算平均回路44に入力され、ここで、各送受信方向ご
とにパワーが加算され、その加算結果が加算個数によっ
て除算されて、パワーの平均値が求められている。すな
わち、以下の値が求められている。
パルスの送信回数に相当しており、{gn(t)}2は受
信信号のパワーを表している。ちなみに、nはエコーデ
ータの深さを表しており、それは時間tの関数である。
路44が設けられていたが、もちろんそのような加算平
均を行うことなくパワーを直接的に演算部40に出力し
てもよい。
閾値P0とを比較する回路であり、パワーがその閾値P0
以上である場合に信号106を出力している。上記の比
較器38によって速度の大きさを考慮することにより、
IB値を演算するのに当たって多重エコーなどに代表さ
れるアーチファクトの影響を排除することが可能とな
る。また、上記の比較器46によって信号のパワーを考
慮することにより、IB値の演算に当たってたとえ関心
領域内に血流が存在していても心筋のみの情報を抽出で
きるという利点がある。これらについては後に説明す
る。
平均化されたパワーを記憶し、該入力信号に基づいてI
B値を演算する回路である。そのIB値100は表示処
理部42に出力され、所定のグラフが作成されている。
また、演算部40は、後述するサイクリックバリエーシ
ョンの変動幅を演算する機能も有しており、その変動幅
102も表示処理部42に出力されている。ROI設定
器50は、二次元の超音波画像上においてIB値を演算
するための関心領域(ROI)を設定するための装置で
ある。ここで、必要に応じて、2つのROIが設定さ
れ、そのうちの一方が関心領域として利用され、もう一
方が参照領域として設定される。また、必要に応じて単
一の関心領域のみが設定され、この場合においては、そ
の単一の関心領域内において心筋部位のパワーと血流部
位のパワーの双方が利用されつつIB値の演算が行われ
る。
ションにおいて互いに対比するIB値を特定するための
時間指定を行う装置である。例えば、拡張期及び収縮期
におけるIB値がこれによって指定される。ちなみに、
ROI設定器50及び時相指定器52は例えばキーボー
ドやトラックボールなどの入力装置で構成されるもので
ある。もちろん、そのような設定及び指定が自動的に行
われるようにしてもよい。
ンコンバータ(DSC)等で構成されるものであり、こ
の表示処理部42によって二次元ドプラ画像、Bモード
画像及びIB値グラフなどが形成される。それらの各画
像は互いに合成され、1枚の画像として表示器48に出
力されることになる。ちなみに、その画像内には必要に
応じてサイクリックバリエーションの変動幅を示す値な
ども数値として含まれる。
具体的な構成例が示されている。この自己相関器32の
回路構成はそれ自体公知である。図2において、自己相
関器32は、2つのディレイ54,56と、4つのミキ
サ58〜64と、2つの加算器66,68で構成されて
いる。ディレイ54,56においては超音波ビーム1本
分のディレイが行われており、すなわち、同一方向につ
いて取得された受信信号間において各深さごとに自己相
関が演算されている。
成からディレイ54,56を除去したものに相当する。
すなわち、実数部の二乗と虚数部の二乗を加算したもの
を演算する回路に相当する。この場合、加算器66から
の出力のみが利用されることになる。
例が示されている。パワー積分器70には、自己相関器
34で演算されたパワーあるいはそれを平均化した平均
化パワーが入力される。積分制御器72は、積分を行う
か否かを判定する回路であり、積分制御器72は、上述
したように比較器38から信号104が出力され、か
つ、比較器46から信号106が出力された場合のみパ
ワーの積分を許容している。もちろん、その積分はRO
I内において実行され、このために積分制御器72には
ROI座標データ及び各データのアドレスが入力されて
いる。メモリ74には、組織についてのパワー積分値が
格納され、一方、メモリ76には血流についてのパワー
積分値が格納される。もちろん、いずれか一方のメモリ
のみを設け、そのメモリに先に求められたパワー積分値
を格納するようにしてもよい。
ワー積分値で除算することによって、組織パワー積分値
を規格化するための回路であり、この除算部78の出力
結果としてIB値を得ることが可能となる。IB値は上
述したように表示処理部42に出力される。その表示処
理部42には上述のようにIB値グラフ作成器84を有
しており、それによってIB値グラフが作成される。
がメモリ80内に格納されている。具体的には、心臓の
複数心拍にわたってメモリ80内にIB値が格納されて
いる。変動幅演算部82は時相指定器52によって指定
された2つの時相に対応するIB値を求め、それらの比
を演算することによってサイクリックバリエーションの
変動幅を演算している。その変動幅の単位は例えばdB
である。
される2つの関心領域ROI1,ROI2が示されてい
る。ROI1は組織に対する関心領域であり、ROI2
は血流部位に対する関心領域すなわち参照領域である。
このように同一のフレーム内に参照領域を設定すること
により、組織パワーを極めて簡単に規格化することが可
能となる。ちなみに、血流パワーは個体差があまりない
ことが確認されており、精度のよい規格化を行えること
が実証されている。
を演算する場合が示されている。すなわち、超音波画像
内において組織と血流とに跨るように単一のROIが設
定される。そして、血流部についてのパワー積分値と組
織についてのパワー積分値の両者が個別的に演算され、
上述のように組織パワーの積分値を血流パワーの積分値
で除算することによってIB値が演算されている。
ける演算部40の構成例が示されている。なお、図3に
示した構成と同様の構成には同一符号を付しその説明を
省略する。
構成例において速度比較結果及びパワー比較結果に基づ
き組織と血流との判別を行っている。その判別結果は、
積分制御器72に入力されている。もちろん、その判別
はROI内において行われており、そのためにROI座
標データが入力され、座標データが組織/血流判別部8
8に入力されている。その判別結果は面積演算部90に
送られており、面積演算部90は同じROI内における
組織の面積と血流の面積を別々に演算している。そし
て、その演算結果は、それを重み付け値として利用する
ために除算部78に送られている。除算部78では、組
織パワー積分値を組織面積で規格化し、一方血流パワー
積分値を血流面積で規格化する演算を実行した上で、上
述した除算演算を実行してIB値を求めている。
流とに跨るように設定するだけで、自動的に規格化され
たIB値を得ることが可能となる。
グラフが示されている。図1に示した時相指定器52に
よって、そのグラフ上において最大ピークと最小ピーク
が指定され(符号94,96参照)、各指定されたIB
値の比としてサイクリックバリエーションの変動幅が自
動演算される。なお、パワー積分値による規格化を行う
必要がない場合には、パワー積分結果をそのままIB値
としてもよい。但し、この場合にはROIの面積でその
組織パワー積分値を規格化する必要がある。
2の面積は同一である。それらの2つのROIの面積が
異なる場合には、その差を補償する演算を除算部78で
行う必要がある。
組織性状を評価するための指標値を簡単な構成で演算す
ることができ、また、その指標値を精度良く演算するこ
とができる。
態を示すブロック図である。
0 ローパスフィルタ(LPF)、32,34 自己相
関器、36 速度演算器、38 比較器、40演算部、
42 表示処理部、44 加算平均回路、46比較器、
50 ROI設定器、52 時相指定器。
Claims (11)
- 【請求項1】 超音波の送受波を行う送受波手段と、 前記超音波の送受波により得られた受信信号を複素信号
に変換する複素信号変換手段と、 前記複素信号に基づいてパワーを演算するパワー演算手
段と、設定された二次元の関心領域内で 前記パワーに対して積
分を実行することにより、組織性状を表す指標値として
インテグレイテッドバックスキャッター値を演算する指
標値演算手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項2】 請求項1記載の装置において、 前記パワー演算手段は、ラグ0で動作する自己相関演算
器であることを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項3】 請求項1記載の装置において、 超音波画像上で関心領域を設定するための関心領域設定
手段を含むことを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項4】 請求項1記載の装置において、 心臓の拡張期及び収縮期で演算された2つの指標値を対
比して周期変動の変動幅を演算する手段を含むことを特
徴とする超音波診断装置。 - 【請求項5】 請求項4記載の装置において、 前記周期変動はサイクリックバリエーションであること
を特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項6】 請求項1記載の装置において、 前記パワーの大きさと所定の閾値とを比較する第1比較
手段と、 前記所定の閾値よりも前記パワーの方が大きい場合に当
該パワーを有効と判定する第1有効判定手段と、 を含み、 前記指標値演算手段は、有効と判定されたパワーについ
てだけ積分を実行することを特徴とする超音波診断装
置。 - 【請求項7】 請求項1記載の装置において、 前記受信信号に基づいて速度を演算する速度演算手段
と、 前記速度と所定の閾値とを比較する第2比較手段と、 前記所定の閾値よりも前記速度が大きい場合に当該パワ
ーを有効と判定する第2有効判定手段と、 を含み、 前記指標値演算手段は、有効と判定されたパワーについ
てだけ積分を実行することを特徴とする超音波診断装
置。 - 【請求項8】 超音波画像上に関心領域を設定するため
の関心領域設定手段と、 超音波画像上に参照領域を設定するための参照領域設定
手段と、 受信信号からパワーを演算するパワー演算手段と、 前記関心領域内において前記パワーを積分して関心領域
パワー積分値を演算する第1積分手段と、 前記参照領域内において前記パワーを積分して参照領域
パワー積分値を演算する第2積分手段と、 前記関心領域パワー積分値を前記参照領域パワー積分値
で規格化して、組織性状を表す指標値としてインテグレ
イテッドバックスキャッター値を演算する規格化演算手
段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項9】 請求項8記載の装置において、 前記関心領域は心臓の心筋部位上に設定され、前記参照
領域は心臓の血流部位上に設定されることを特徴とする
超音波診断装置。 - 【請求項10】 超音波画像上に、血流部位と組織部位
とに跨って単一の関心領域を設定するための関心領域設
定手段と、 受信信号からパワーを演算するパワー演算手段と、 前記関心領域内の組織部位について前記パワーを積分し
て組織パワー積分値を演算する第1積分手段と、 前記関心領域内の血流部位について前記パワーを積分し
て血流パワー積分値を演算する第2積分手段と、 前記組織パワー積分値を前記血流パワー積分値で規格化
して、組織性状を表す指標値としてインテグレイテッド
バックスキャッター値を演算する規格化演算手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項11】 請求項10記載の装置において、 前記関心領域内における組織部位及び血流部位の各面積
を考慮して前記指標値が演算されることを特徴とする超
音波診断装置。
Priority Applications (1)
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JP32910898A JP3357000B2 (ja) | 1998-11-19 | 1998-11-19 | 超音波診断装置 |
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JP3357000B2 true JP3357000B2 (ja) | 2002-12-16 |
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---|---|---|---|---|
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-
1998
- 1998-11-19 JP JP32910898A patent/JP3357000B2/ja not_active Expired - Fee Related
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