JP4073092B2 - 超音波イメージング・システムおよび方法 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は一般にディジタル超音波イメージング・システムに関するものであり、更に詳しくはデータ依存性フィルタリングにより医用超音波像を改善するための方法に関するものである。
【０００２】
【発明の背景】
従来の超音波イメージング・システムは、超音波ビームを送出し且つ被検査物体から反射されたビームを受ける超音波トランスジューサ素子のアレイ（ａｒｒａｙ）を有する。超音波走査は、ステアリング（ｓｔｅｅｒｉｎｇ）された超音波を送出してから短時間後に受信モードにシステムを切り替えて、反射された超音波を受信して記憶する一連の測定で構成される。典型的には、各々の測定では送信および受信は同じ方向にステアリングされて、音響ビームすなわち走査線に沿った一連の点からデータが取得される。受信器は、反射された超音波を受信するとき走査線に沿った相次ぐ距離（レンジ）に動的に集束するように作用する。
【０００３】
超音波イメージングのため、アレイは典型的には１つ以上の横列（ｒｏｗ）を成すように配置され且つ別々の電圧で駆動される多数のトランスジューサ素子を有する。印加電圧の振幅および時間遅延（または位相）を選択することによって、所与の横列内の個々のトランスジューサ素子は制御されて、好ましいベクトル方向に沿って進行し且つビームに沿った選択された点に集束される正味の超音波を形成するように組み合わされる超音波を発生する。多数のファイヤリング（ｆｉｒｉｎｇ）を使用することにより、同じ解剖学的情報を表すデータを取得することが出来る。各々のファイヤリングのビーム形成パラメータを変えることにより、最大焦点を変更し、さもなければ例えば各ビームの焦点を前のビームの焦点に対してシフトさせながら同じ走査線に沿って相次ぐビームを送出することによって、各ファイヤリングにおける受信データの内容を変えることが出来る。印加電圧の時間遅延および振幅を変えることによって、物体を走査する平面内でビームをその焦点と共に動かすことが出来る。
【０００４】
受信モードで反射された音波を受信するためにトランスジューサ・プローブを採用するとき同じ原理が適用される。受信トランスジューサ素子で発生された電圧は、物体内の１つの焦点から反射された超音波を表す正味の信号が得られるように加算される。送信モードの場合と同様に、この集束された超音波エネルギの受信は各々のトランスジューサ素子からの信号に別々の時間遅延（および／または位相）および利得を与えることによって達成される。次いで、ビーム形成チャンネルの出力信号をコヒーレントに加算することにより、物体内のサンプル体積または関心のある体積に対応する各々の焦点についてそれぞれの画素強度値が形成される。これらの画素強度値は対数圧縮され、走査変換されてから、走査している解剖学的構造の像として表示される。
【０００５】
組織の種類および解剖学的特徴は、それらが像の輝度において異なっているとき超音波像内で最も容易に識別される。従来の医用超音波イメージング・システムでの像の輝度は、ビーム形成された受信信号の振幅の関数、すなわち各トランスジューサ素子からの遅延された受信信号のコヒーレント加算後の振幅の関数である。より正確に述べると、ユーザ調節可能な利得およびコントラストで、更に希望される場合は多数のグレースケール・マッピング・テーブルの選定により、ビーム形成された信号の振幅の対数が表示される。
【０００６】
腎臓は超音波像内で通常暗い楕円体の領域（腎皮質に対応する）として、明るい不規則な形状の内部（髄質）と共に現れる。超音波像品質を評価するために音波検査者によって使用される１つの判断基準は、腎皮質と髄質との間のコントラスト（すなわち、表示された輝度の差）である。これは、後で手動でグレースケール・マップを調節することによって人為的に増大することが出来るが、この方法は余り実用的でない。組織の種類を区別するために受信振幅に加えて使用できるような別の組織コントラスト機構を識別することが一層望ましい。
【０００７】
【発明の概要】
本発明はデータ依存性フィルタリングにより医用超音波像を改善するための方法および装置を提供する。フィルタは、受信超音波信号のコヒーレンス度に基づいて組織の種類を区別することによって組織の種類の間のコントラストを増大する。本発明の方法ではまた、分解能を著しく劣化させることなくスペックル・ノイズを抑圧する。本発明の方法は、既存の超音波イメージング・システムのハードウエアの僅かな変更により実時間で実施することが出来る。本発明はベースバンド・ビーム形成装置または純時間遅延ビーム形成装置（これはＲＦビーム形成装置としても知られている）のいずれかを持つディジタル超音波イメージング・システムのうちのビーム形成システムに取り入れることが出来る。
【０００８】
本発明の方法によれば、コヒーレンス度と呼ばれる量が像の角画素に対して計算される。コヒーレンス度は、２つの量の比、すなわちコヒーレントに加算された受信信号の振幅と非コヒーレントに加算された受信信号の振幅との比として定義される。このコヒーレンス・データはバッファ・メモリに記憶され、また随意選択により、空間的にフィルタリングされてマッピング（ｍａｐｐｉｎｇ）される。振幅データは同時に取得されて、バッファ・メモリに記憶される。
【０００９】
本発明のシステムは、コヒーレンス情報のみ、振幅情報のみ又はコヒーレンスおよび振幅情報の組合せを表示するように選択的に作動することが出来る。好ましい実施態様によれば、この組合せは、サンプル毎に、受信ビーム形成された振幅にコヒーレンス度を乗算し、次いでこの修正された振幅を従来のように、すなわち対数圧縮および走査変換することによって表示することにより構成される。
【００１０】
【発明の実施の形態】
図１に示されているように、本発明を取り入れたトランスジューサ・アレイ１０は複数の別々に駆動されるトランスジューサ素子２を有し、各々のトランスジューサ素子２は送信器１２で発生されたパルス波形によって付勢されたときに超音波エネルギのバーストを発生する。検査している物体から反射されてトランスジューサ・アレイ１０へ戻る超音波エネルギは、各々の受信トランスジューサ素子２によって電気信号に変換されて、一組の送受切替え（Ｔ／Ｒ）スイッチ１６を介して受信器１４へ別々に印加される。送信器１２、受信器１４および送受切替えスイッチ１６は、操作者による命令に応答したディジタル制御器１８の制御の下に作動される。１回の完全な走査が、一連のエコーを取得することによって実行される。その際、送受切替えスイッチ１６を送信位置に設定し、送信器１２を一時的にオンにゲート駆動して各々のトランスジューサ素子２を付勢し、次いで送受切替えスイッチ１６を受信位置に設定し、その後にトランスジューサ素子２によって発生されたエコー信号を受信器１４へ印加する。各々のトランスジューサ素子２からの別々のエコー信号が受信器１４内で組み合わされて、単一のエコー信号を形成し、このエコー信号が表示装置２０上の像に線を形成するために使用される。
【００１１】
送信器１２は、発生される超音波エネルギがビームの形で方向付けられ又はステアリングされるようにトランスジューサ・アレイ１０を駆動する。これを達成するため、送信器１２は相次ぐトランスジューサ素子２に印加されるそれぞれのパルス波形２４に時間遅延Ｔi を与える。時間遅延Ｔi を通常のように適切に調節することにより、超音波ビームは軸線２５から角度θだけ離れた方向に向けられ且つ一定の距離（レンジ）Ｒの所に集束される。相次ぐ励起の時間遅延Ｔi を漸進的に変えることによりセクター走査が実行される。従って、角度θが増分的に変えられて、送出されるビームが相次ぐ方向にステアリングされる。
【００１２】
超音波ビームに沿って相次ぐ距離に位置する物体から反射された超音波エネルギの各バーストによりエコー信号が作成される。エコー信号は各々のトランスジューサ素子２によって別々に検知され、特定の時点におけるエコー信号振幅のサンプルが特定の距離で生じる反射の量を表す。しかしながら、反射点Ｐとトランスジューサ素子２との間の伝搬経路の差により、これらのエコー信号は同時に検出されない。受信器１４は別々のエコー信号を増幅し、その各々に適切な時間遅延を与えて、それらの加算して、角度θの方向を向いた超音波ビームに沿って距離Ｒに位置する点Ｐから反射された全超音波エネルギを正確に表す単一のエコー信号を構成する。
【００１３】
各トランスジューサ素子２に突き当たるエコーによって発生された電気信号を同時に加算するために、受信器１４の各々の別々のチャンネル３４（図２参照）に時間遅延が導入される。受信のためのビーム時間遅延は、前述の送信時の時間遅延と同じ時間遅延Ｔi である。しかしながら、各受信チャンネルの時間遅延はエコーの受信の際は連続的に変化して、エコー信号が発生する距離Ｒの所に受信ビームを動的に集束させる。
【００１４】
ディジタル制御器１８の指令の下に、受信器１４は走査中に遅延を与えて、受信器１４のステアリングが、送信器１２によってステアリングされたビームの方向θを追跡するようにすると共に、相次ぐ距離Ｒでエコー信号をサンプリングして、適切な遅延および位相シフト（移相）を与えてビームに沿った点Ｐに動的に集束するようにする。従って、超音波パルス波形の各々の送出により一連のデータ点が取得され、これらは超音波ビームに沿って位置する対応する一連の点Ｐから反射された音波の量を表す。
【００１５】
走査変換器１９が受信器１４によって作成された一連のデータ点を受け取って、データを所望の像に変換する。具体的に述べると、走査変換器１９は音響像データを極座標（Ｒ−θ）セクター形式またはデカルト座標線形アレイから適切にスケーリングされたデカルト座標表示画素データへビデオ速度で変換する。この走査変換された音響データは次いで表示装置２０の表示モニタ（図示しいてない）に供給され、表示モニタは信号エンベロープの時間的に変化する振幅を映像化する。
【００１６】
図２に示されているように、受信器１４は３つの構成部、すなわち時間利得制御部２６、受信ビーム形成部２８および中間プロセッサ３０を有する。時間利得制御（ＴＧＣ）部２６は各々の受信チャンネル３４に対するそれぞれの増幅器３２を含み、時間利得制御回路３６は増幅器３２の利得を制御するために設けられている。各増幅器３２は入力が対応する１つのトランスジューサ素子２に結合されていて、受信したエコー信号を増幅する。増幅器３２の増幅度は時間利得制御（ＴＧＣ）回路３６によって駆動される制御線３８を介して制御され、時間利得制御回路３６はポテンショメータ４０の手による操作によって設定される。
【００１７】
受信器１４の受信ビーム形成部２８は多数の受信チャンネル３４を含み、各々の受信チャンネル３４は対応する増幅器３２からアナログ・エコー信号をそれぞれの入力４２に受け取る。これらのアナログ信号はディジタル化されて、符号付きディジタル化サンプルの流れを生じる。これらのサンプルはそれぞれの受信チャンネルで別々に遅延されて、それらが他の受信チャンネルの各々からのサンプルと加算されたときに該加算された信号の振幅がステアリング角度θのビームに沿った距離Ｒに位置する点Ｐから反射されたエコー信号の強度を表すようにする。
【００１８】
図３に示されているように、各受信チャンネル３４は、遅延された符号付きサンプルに加えて、遅延された符号付きサンプルの振幅または絶対値を供給する。図３に示されているように、遅延された符号付きサンプルがコヒーレント加算母線４４に供給され、遅延された符号付きサンプルの振幅が非コヒーレント加算母線４６に供給される。コヒーレント加算母線４４は、パイプライン加算器４８を使用して各々の受信チャンネル３４からの遅延された符号付きサンプルを加算することにより、コヒーレント和Ａを作成する。非コヒーレント加算母線４６は、パイプライン加算器５０を使用して遅延された符号付きサンプルの振幅を加算することにより、非コヒーレント和Ｂを作成する。
【００１９】
受信器１４の中間プロセッサ３０は、図２に示されているように、パイプライン加算器４８の出力Ａからコヒーレントに加算されたビーム・サンプルを受け取ると共に、パイプライン加算器５０の出力Ｂから非コヒーレントに加算されたビーム・サンプルを受け取る。中間プロセッサ３０は検出プロセッサ５２を有し、これについては図４に詳しく示してある。
【００２０】
検出プロセッサ５２は本発明に従ってコヒーレンス度Ｃを計算する。コヒーレンス度は像内に各画素に対して計算され、２つの量の比、すなわち受信信号の和の振幅と受信信号の振幅の和との比として定義され、次式で表される。
【００２１】
【数１】
ここで、Ｓi はｉ番目のトランスジューサ素子についての遅延された信号である。
【００２２】
この比を検出プロセッサ５２内で計算するため、図４に示されているように、加算器５４でコヒーレント和Ａの絶対値を計算し、次いで除算器５６でコヒーレント和Ａの絶対値と非コヒーレント和Ｂとの比（すなわち、Ｃ＝｜Ａ｜／Ｂ）を計算する。
【００２３】
純時間遅延ビーム形成装置の場合、各チャンネルからの信号は実数の符号付きの量であり、コヒーレント和はこれらの信号の算術和である。非コヒーレント和は各々の信号の絶対値の算術和、すなわち負でない数の和である。
【００２４】
ベースバンド・ビーム形成装置の場合、チャンネル信号は実数部Ｉおよび虚数部Ｑを持つ複素数Ｉ＋ｊＱである。コヒーレント和はこれらの複素数の和であり、和もまた複素数である。このコヒーレント和の絶対値は実数の負でない数、すなわち（Ｉ2 ＋Ｑ2 ）1/2 である。これは対数圧縮され、走査変換され、表示される通常の信号である。ベースバンド・ビーム形成装置の場合の非コヒーレント和は各々の（複素）チャンネル信号の絶対値の和、すなわち実数の負でない数である。
【００２５】
従って、コヒーレンス度Ｃは実数の負でない量である。コヒーレンス度Ｃは２つの負でない数の比であるので、コヒーレンス度Ｃの最小値はゼロである。式（１）の分母は、全てのＳi がゼロであるときのみゼロになる。この場合、分子もまたゼロになるので、コヒーレンス度Ｃはゼロになる。コヒーレンス度Ｃの最大値は１である。これは下記の式（２）ようにベッセルの不等式で表される。コヒーレンス度ＣはＳi がｉに関係なく一定であるときのみ１になる。それは、受信信号がトランスジューサ・アレイ全体にわたって完全にコヒーレントであるとき、すなわち同じであるときである。
【００２６】
【数２】
【００２７】
コヒーレンス度の空間的フィルタリングは、普通の振幅像と同様にコヒーレンス度に関してスペックル・ノイズの問題が生じ得るので有利である。コヒーレンス情報を空間的にフィルタリングすることにより、コヒーレント・データが独立に表示されない場合（以下に説明する透明なオーバーレイおよび修正グレースケール）において最終的な像の見かけの分解能の著しい劣化を生じることなくスペックル・ノイズを低減することが出来る。例えば、コヒーレンス度は簡単な５×５フィルタでフィルタリングすることが出来る。５×５フィルタは、５×５フィルタ核（ｋｅｒｎｅｌ）内の中心値の代わりに２５個の値の平均値を用いる。空間的フィルタリングを使用することにより、例えば腎臓の明るい領域と暗い領域との間および脂肪および筋肉層内のコントラストが増大する。
【００２８】
本発明の別の随意選択の面によれば、コヒーレンス度は表示し又は振幅像に適用する前にマッピングして、特定のイメージング用途のためにコヒーレンス・データを最適化することが出来る。例えば、図５に示す別のマッピングＭ１は、コヒーレンス度Ｃが所定の閾値以下であるときデータをゼロにする（Ｃ′＝０）。同様に、別のマッピングＭ２は他の閾値でデータをゼロにする。これは、主な診断上の関心事が像内の血管を識別することである場合に有用である。
【００２９】
コヒーレンス度Ｃは組織について独立の情報を与え、従って別個の像として又はＢモード像の上にオーバーレイされた透明なカラー・マップとして表示することが出来る。この代わりに、コヒーレンス情報は振幅情報と組み合わせて、単一のグレースケール像として表示することが出来る。最も簡単な場合、この組合せは、サンプル毎に、受信ビーム形成された振幅にコヒーレンス度を乗算し、次いでこの修正された振幅を通常のように（すなわち、対数圧縮および走査変換することによって）表示することから成る。
【００３０】
図４は、コヒーレンス情報のみ、振幅情報のみ、又はコヒーレンスおよび振幅情報の組合せを表示するように選択的に作動することが出来るシステムを示す。本発明の好ましい実施態様によれば、コヒーレント和の絶対値すなわち｜Ａ｜がＲ−θバッファ・メモリ５８内に入れられる。Ｒ−θバッファ・メモリ５８は各々の距離Ｒに対して且つ各々の走査線方向θに対してサンプルを保持する。前に述べたように計算されたコヒーレンス度Ｃが別個のＲ−θバッファ・メモリ６０に入れられる。前に述べたように、コヒーレンス情報は随意選択によりフィルタリングされ且つスケーリングされる。フィルタリングおよびスケーリング操作はＲ−θバッファ・メモリ６０内で、二次元フィルタ６２およびコヒーレンス・マップ６４を適用することによって実行される。フィルタリングされ且つスケーリングされたコヒーレンス度データは、図４に出力Ｃ′で示されている。
【００３１】
Ｒ−θバッファ・メモリ５８の出力信号｜Ａ｜が三位置スイッチ６６の入力に供給される。スイッチ６６が位置１に設定されているとき、スイッチ６６の入力は乗算器７０の第１の入力に結合される。スイッチ６６が位置２に設定されているとき、スイッチ６６の入力は使用されない。スイッチ６６が位置３に設定されているとき、スイッチ６６の入力は対数圧縮メモリ７２に結合される。メモリ７２は対数圧縮ルックアップ・テーブルを内蔵している。
【００３２】
同様に、Ｒ−θバッファ・メモリ６０の出力Ｃ′が三位置スイッチ６８の入力に結合される。スイッチ６８が位置１に設定されているとき、スイッチ６８の入力は乗算器７０の第２の入力に結合される。スイッチ６８が位置２に設定されているとき、スイッチ６８の入力は走査変換器１９に結合される。スイッチ６８が位置３に設定されているとき、スイッチ６８の入力は使用されない。
【００３３】
第１の動作モードでは、コヒーレンス・データのみが表示される。これは、スイッチ６６および６８の両方を位置２に設定して、出力信号Ｃ′を走査変換器１９に直接供給し、走査変換されたコヒーレンス・データを図１に示す表示装置２０によって線形スケールで表示することによって達成される。
【００３４】
第２の動作モードでは、振幅データのみが表示される。これを達成するには、スイッチ６６および６８の両方を位置３に設定して、出力信号｜Ａ｜を対数圧縮メモリ７２に直接供給する。振幅データがメモリ７２で対数圧縮され、次いで走査変換器１９で通常のように走査変換される。対数圧縮され走査変換された振幅データは表示装置によって表示される。
【００３５】
第３の動作のモードでは、コヒーレンスおよび振幅データの積が表示される。これを達成するには、スイッチ６６および６８の両方を位置１に設定して、出力信号｜Ａ｜およびＣ′を乗算器７０のそれぞれの入力に供給する。乗算器７０は、サンプル毎に、振幅データをそれぞれのコヒーレンス・データに乗算する。このように修正された振幅データは通常のように対数圧縮され走査変換されて表示される。
【００３６】
本発明の特定の好ましい特徴について例示し説明したが、当業者には種々の変更および変形をなし得よう。従って、特許請求の範囲は本発明の真の精神および趣旨の範囲内にあるこの様な全ての変更および変形を包含することを意図していることを理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を取り入れた超音波イメージング・システムのブロック図である。
【図２】図１のシステムの一部を形成する受信器を示すブロック図である。
【図３】図２の受信器をより詳しく示すブロック図である。
【図４】図２の検出プロセッサをより詳しく示すブロック図である。
【図５】本発明の第１および第２の実施態様に従ったコヒーレンス度のマッピングを示すグラフであり、実線はデフォールト値（マッピングなし）を示し、破線は閾値を持つ２つの線形マッピングを示す。
【符号の説明】
２ トランスジューサ素子
１０ トランスジューサ・アレイ
１２ 送信器
１４ 受信器
１６ 送受切替えスイッチ１６
１８ ディジタル制御器
１９ 走査変換器
２０ 表示装置
２４ パルス波形
２６ 時間利得制御部
２８ 受信ビーム形成部
３０ 中間プロセッサ
３２ 増幅器
３４ 受信チャンネル
３６ 時間利得制御回路
４０ ポテンショメータ
４４ コヒーレント加算母線
４６ 非コヒーレント加算母線
４８ パイプライン加算器
５０ パイプライン加算器
５２ 検出プロセッサ
５４ 加算器
５６ 除算器
５８ Ｒ−θバッファ・メモリ
６０ Ｒ−θバッファ・メモリ
６２ 二次元フィルタ
６４ コヒーレンス・マップ
６６ 三位置スイッチ
６８ 三位置スイッチ
７０ 乗算器
７２ 対数圧縮メモリ
【発明の属する技術分野】
本発明は一般にディジタル超音波イメージング・システムに関するものであり、更に詳しくはデータ依存性フィルタリングにより医用超音波像を改善するための方法に関するものである。
【０００２】
【発明の背景】
従来の超音波イメージング・システムは、超音波ビームを送出し且つ被検査物体から反射されたビームを受ける超音波トランスジューサ素子のアレイ（ａｒｒａｙ）を有する。超音波走査は、ステアリング（ｓｔｅｅｒｉｎｇ）された超音波を送出してから短時間後に受信モードにシステムを切り替えて、反射された超音波を受信して記憶する一連の測定で構成される。典型的には、各々の測定では送信および受信は同じ方向にステアリングされて、音響ビームすなわち走査線に沿った一連の点からデータが取得される。受信器は、反射された超音波を受信するとき走査線に沿った相次ぐ距離（レンジ）に動的に集束するように作用する。
【０００３】
超音波イメージングのため、アレイは典型的には１つ以上の横列（ｒｏｗ）を成すように配置され且つ別々の電圧で駆動される多数のトランスジューサ素子を有する。印加電圧の振幅および時間遅延（または位相）を選択することによって、所与の横列内の個々のトランスジューサ素子は制御されて、好ましいベクトル方向に沿って進行し且つビームに沿った選択された点に集束される正味の超音波を形成するように組み合わされる超音波を発生する。多数のファイヤリング（ｆｉｒｉｎｇ）を使用することにより、同じ解剖学的情報を表すデータを取得することが出来る。各々のファイヤリングのビーム形成パラメータを変えることにより、最大焦点を変更し、さもなければ例えば各ビームの焦点を前のビームの焦点に対してシフトさせながら同じ走査線に沿って相次ぐビームを送出することによって、各ファイヤリングにおける受信データの内容を変えることが出来る。印加電圧の時間遅延および振幅を変えることによって、物体を走査する平面内でビームをその焦点と共に動かすことが出来る。
【０００４】
受信モードで反射された音波を受信するためにトランスジューサ・プローブを採用するとき同じ原理が適用される。受信トランスジューサ素子で発生された電圧は、物体内の１つの焦点から反射された超音波を表す正味の信号が得られるように加算される。送信モードの場合と同様に、この集束された超音波エネルギの受信は各々のトランスジューサ素子からの信号に別々の時間遅延（および／または位相）および利得を与えることによって達成される。次いで、ビーム形成チャンネルの出力信号をコヒーレントに加算することにより、物体内のサンプル体積または関心のある体積に対応する各々の焦点についてそれぞれの画素強度値が形成される。これらの画素強度値は対数圧縮され、走査変換されてから、走査している解剖学的構造の像として表示される。
【０００５】
組織の種類および解剖学的特徴は、それらが像の輝度において異なっているとき超音波像内で最も容易に識別される。従来の医用超音波イメージング・システムでの像の輝度は、ビーム形成された受信信号の振幅の関数、すなわち各トランスジューサ素子からの遅延された受信信号のコヒーレント加算後の振幅の関数である。より正確に述べると、ユーザ調節可能な利得およびコントラストで、更に希望される場合は多数のグレースケール・マッピング・テーブルの選定により、ビーム形成された信号の振幅の対数が表示される。
【０００６】
腎臓は超音波像内で通常暗い楕円体の領域（腎皮質に対応する）として、明るい不規則な形状の内部（髄質）と共に現れる。超音波像品質を評価するために音波検査者によって使用される１つの判断基準は、腎皮質と髄質との間のコントラスト（すなわち、表示された輝度の差）である。これは、後で手動でグレースケール・マップを調節することによって人為的に増大することが出来るが、この方法は余り実用的でない。組織の種類を区別するために受信振幅に加えて使用できるような別の組織コントラスト機構を識別することが一層望ましい。
【０００７】
【発明の概要】
本発明はデータ依存性フィルタリングにより医用超音波像を改善するための方法および装置を提供する。フィルタは、受信超音波信号のコヒーレンス度に基づいて組織の種類を区別することによって組織の種類の間のコントラストを増大する。本発明の方法ではまた、分解能を著しく劣化させることなくスペックル・ノイズを抑圧する。本発明の方法は、既存の超音波イメージング・システムのハードウエアの僅かな変更により実時間で実施することが出来る。本発明はベースバンド・ビーム形成装置または純時間遅延ビーム形成装置（これはＲＦビーム形成装置としても知られている）のいずれかを持つディジタル超音波イメージング・システムのうちのビーム形成システムに取り入れることが出来る。
【０００８】
本発明の方法によれば、コヒーレンス度と呼ばれる量が像の角画素に対して計算される。コヒーレンス度は、２つの量の比、すなわちコヒーレントに加算された受信信号の振幅と非コヒーレントに加算された受信信号の振幅との比として定義される。このコヒーレンス・データはバッファ・メモリに記憶され、また随意選択により、空間的にフィルタリングされてマッピング（ｍａｐｐｉｎｇ）される。振幅データは同時に取得されて、バッファ・メモリに記憶される。
【０００９】
本発明のシステムは、コヒーレンス情報のみ、振幅情報のみ又はコヒーレンスおよび振幅情報の組合せを表示するように選択的に作動することが出来る。好ましい実施態様によれば、この組合せは、サンプル毎に、受信ビーム形成された振幅にコヒーレンス度を乗算し、次いでこの修正された振幅を従来のように、すなわち対数圧縮および走査変換することによって表示することにより構成される。
【００１０】
【発明の実施の形態】
図１に示されているように、本発明を取り入れたトランスジューサ・アレイ１０は複数の別々に駆動されるトランスジューサ素子２を有し、各々のトランスジューサ素子２は送信器１２で発生されたパルス波形によって付勢されたときに超音波エネルギのバーストを発生する。検査している物体から反射されてトランスジューサ・アレイ１０へ戻る超音波エネルギは、各々の受信トランスジューサ素子２によって電気信号に変換されて、一組の送受切替え（Ｔ／Ｒ）スイッチ１６を介して受信器１４へ別々に印加される。送信器１２、受信器１４および送受切替えスイッチ１６は、操作者による命令に応答したディジタル制御器１８の制御の下に作動される。１回の完全な走査が、一連のエコーを取得することによって実行される。その際、送受切替えスイッチ１６を送信位置に設定し、送信器１２を一時的にオンにゲート駆動して各々のトランスジューサ素子２を付勢し、次いで送受切替えスイッチ１６を受信位置に設定し、その後にトランスジューサ素子２によって発生されたエコー信号を受信器１４へ印加する。各々のトランスジューサ素子２からの別々のエコー信号が受信器１４内で組み合わされて、単一のエコー信号を形成し、このエコー信号が表示装置２０上の像に線を形成するために使用される。
【００１１】
送信器１２は、発生される超音波エネルギがビームの形で方向付けられ又はステアリングされるようにトランスジューサ・アレイ１０を駆動する。これを達成するため、送信器１２は相次ぐトランスジューサ素子２に印加されるそれぞれのパルス波形２４に時間遅延Ｔi を与える。時間遅延Ｔi を通常のように適切に調節することにより、超音波ビームは軸線２５から角度θだけ離れた方向に向けられ且つ一定の距離（レンジ）Ｒの所に集束される。相次ぐ励起の時間遅延Ｔi を漸進的に変えることによりセクター走査が実行される。従って、角度θが増分的に変えられて、送出されるビームが相次ぐ方向にステアリングされる。
【００１２】
超音波ビームに沿って相次ぐ距離に位置する物体から反射された超音波エネルギの各バーストによりエコー信号が作成される。エコー信号は各々のトランスジューサ素子２によって別々に検知され、特定の時点におけるエコー信号振幅のサンプルが特定の距離で生じる反射の量を表す。しかしながら、反射点Ｐとトランスジューサ素子２との間の伝搬経路の差により、これらのエコー信号は同時に検出されない。受信器１４は別々のエコー信号を増幅し、その各々に適切な時間遅延を与えて、それらの加算して、角度θの方向を向いた超音波ビームに沿って距離Ｒに位置する点Ｐから反射された全超音波エネルギを正確に表す単一のエコー信号を構成する。
【００１３】
各トランスジューサ素子２に突き当たるエコーによって発生された電気信号を同時に加算するために、受信器１４の各々の別々のチャンネル３４（図２参照）に時間遅延が導入される。受信のためのビーム時間遅延は、前述の送信時の時間遅延と同じ時間遅延Ｔi である。しかしながら、各受信チャンネルの時間遅延はエコーの受信の際は連続的に変化して、エコー信号が発生する距離Ｒの所に受信ビームを動的に集束させる。
【００１４】
ディジタル制御器１８の指令の下に、受信器１４は走査中に遅延を与えて、受信器１４のステアリングが、送信器１２によってステアリングされたビームの方向θを追跡するようにすると共に、相次ぐ距離Ｒでエコー信号をサンプリングして、適切な遅延および位相シフト（移相）を与えてビームに沿った点Ｐに動的に集束するようにする。従って、超音波パルス波形の各々の送出により一連のデータ点が取得され、これらは超音波ビームに沿って位置する対応する一連の点Ｐから反射された音波の量を表す。
【００１５】
走査変換器１９が受信器１４によって作成された一連のデータ点を受け取って、データを所望の像に変換する。具体的に述べると、走査変換器１９は音響像データを極座標（Ｒ−θ）セクター形式またはデカルト座標線形アレイから適切にスケーリングされたデカルト座標表示画素データへビデオ速度で変換する。この走査変換された音響データは次いで表示装置２０の表示モニタ（図示しいてない）に供給され、表示モニタは信号エンベロープの時間的に変化する振幅を映像化する。
【００１６】
図２に示されているように、受信器１４は３つの構成部、すなわち時間利得制御部２６、受信ビーム形成部２８および中間プロセッサ３０を有する。時間利得制御（ＴＧＣ）部２６は各々の受信チャンネル３４に対するそれぞれの増幅器３２を含み、時間利得制御回路３６は増幅器３２の利得を制御するために設けられている。各増幅器３２は入力が対応する１つのトランスジューサ素子２に結合されていて、受信したエコー信号を増幅する。増幅器３２の増幅度は時間利得制御（ＴＧＣ）回路３６によって駆動される制御線３８を介して制御され、時間利得制御回路３６はポテンショメータ４０の手による操作によって設定される。
【００１７】
受信器１４の受信ビーム形成部２８は多数の受信チャンネル３４を含み、各々の受信チャンネル３４は対応する増幅器３２からアナログ・エコー信号をそれぞれの入力４２に受け取る。これらのアナログ信号はディジタル化されて、符号付きディジタル化サンプルの流れを生じる。これらのサンプルはそれぞれの受信チャンネルで別々に遅延されて、それらが他の受信チャンネルの各々からのサンプルと加算されたときに該加算された信号の振幅がステアリング角度θのビームに沿った距離Ｒに位置する点Ｐから反射されたエコー信号の強度を表すようにする。
【００１８】
図３に示されているように、各受信チャンネル３４は、遅延された符号付きサンプルに加えて、遅延された符号付きサンプルの振幅または絶対値を供給する。図３に示されているように、遅延された符号付きサンプルがコヒーレント加算母線４４に供給され、遅延された符号付きサンプルの振幅が非コヒーレント加算母線４６に供給される。コヒーレント加算母線４４は、パイプライン加算器４８を使用して各々の受信チャンネル３４からの遅延された符号付きサンプルを加算することにより、コヒーレント和Ａを作成する。非コヒーレント加算母線４６は、パイプライン加算器５０を使用して遅延された符号付きサンプルの振幅を加算することにより、非コヒーレント和Ｂを作成する。
【００１９】
受信器１４の中間プロセッサ３０は、図２に示されているように、パイプライン加算器４８の出力Ａからコヒーレントに加算されたビーム・サンプルを受け取ると共に、パイプライン加算器５０の出力Ｂから非コヒーレントに加算されたビーム・サンプルを受け取る。中間プロセッサ３０は検出プロセッサ５２を有し、これについては図４に詳しく示してある。
【００２０】
検出プロセッサ５２は本発明に従ってコヒーレンス度Ｃを計算する。コヒーレンス度は像内に各画素に対して計算され、２つの量の比、すなわち受信信号の和の振幅と受信信号の振幅の和との比として定義され、次式で表される。
【００２１】
【数１】
【００２２】
この比を検出プロセッサ５２内で計算するため、図４に示されているように、加算器５４でコヒーレント和Ａの絶対値を計算し、次いで除算器５６でコヒーレント和Ａの絶対値と非コヒーレント和Ｂとの比（すなわち、Ｃ＝｜Ａ｜／Ｂ）を計算する。
【００２３】
純時間遅延ビーム形成装置の場合、各チャンネルからの信号は実数の符号付きの量であり、コヒーレント和はこれらの信号の算術和である。非コヒーレント和は各々の信号の絶対値の算術和、すなわち負でない数の和である。
【００２４】
ベースバンド・ビーム形成装置の場合、チャンネル信号は実数部Ｉおよび虚数部Ｑを持つ複素数Ｉ＋ｊＱである。コヒーレント和はこれらの複素数の和であり、和もまた複素数である。このコヒーレント和の絶対値は実数の負でない数、すなわち（Ｉ2 ＋Ｑ2 ）1/2 である。これは対数圧縮され、走査変換され、表示される通常の信号である。ベースバンド・ビーム形成装置の場合の非コヒーレント和は各々の（複素）チャンネル信号の絶対値の和、すなわち実数の負でない数である。
【００２５】
従って、コヒーレンス度Ｃは実数の負でない量である。コヒーレンス度Ｃは２つの負でない数の比であるので、コヒーレンス度Ｃの最小値はゼロである。式（１）の分母は、全てのＳi がゼロであるときのみゼロになる。この場合、分子もまたゼロになるので、コヒーレンス度Ｃはゼロになる。コヒーレンス度Ｃの最大値は１である。これは下記の式（２）ようにベッセルの不等式で表される。コヒーレンス度ＣはＳi がｉに関係なく一定であるときのみ１になる。それは、受信信号がトランスジューサ・アレイ全体にわたって完全にコヒーレントであるとき、すなわち同じであるときである。
【００２６】
【数２】
コヒーレンス度の空間的フィルタリングは、普通の振幅像と同様にコヒーレンス度に関してスペックル・ノイズの問題が生じ得るので有利である。コヒーレンス情報を空間的にフィルタリングすることにより、コヒーレント・データが独立に表示されない場合（以下に説明する透明なオーバーレイおよび修正グレースケール）において最終的な像の見かけの分解能の著しい劣化を生じることなくスペックル・ノイズを低減することが出来る。例えば、コヒーレンス度は簡単な５×５フィルタでフィルタリングすることが出来る。５×５フィルタは、５×５フィルタ核（ｋｅｒｎｅｌ）内の中心値の代わりに２５個の値の平均値を用いる。空間的フィルタリングを使用することにより、例えば腎臓の明るい領域と暗い領域との間および脂肪および筋肉層内のコントラストが増大する。
【００２８】
本発明の別の随意選択の面によれば、コヒーレンス度は表示し又は振幅像に適用する前にマッピングして、特定のイメージング用途のためにコヒーレンス・データを最適化することが出来る。例えば、図５に示す別のマッピングＭ１は、コヒーレンス度Ｃが所定の閾値以下であるときデータをゼロにする（Ｃ′＝０）。同様に、別のマッピングＭ２は他の閾値でデータをゼロにする。これは、主な診断上の関心事が像内の血管を識別することである場合に有用である。
【００２９】
コヒーレンス度Ｃは組織について独立の情報を与え、従って別個の像として又はＢモード像の上にオーバーレイされた透明なカラー・マップとして表示することが出来る。この代わりに、コヒーレンス情報は振幅情報と組み合わせて、単一のグレースケール像として表示することが出来る。最も簡単な場合、この組合せは、サンプル毎に、受信ビーム形成された振幅にコヒーレンス度を乗算し、次いでこの修正された振幅を通常のように（すなわち、対数圧縮および走査変換することによって）表示することから成る。
【００３０】
図４は、コヒーレンス情報のみ、振幅情報のみ、又はコヒーレンスおよび振幅情報の組合せを表示するように選択的に作動することが出来るシステムを示す。本発明の好ましい実施態様によれば、コヒーレント和の絶対値すなわち｜Ａ｜がＲ−θバッファ・メモリ５８内に入れられる。Ｒ−θバッファ・メモリ５８は各々の距離Ｒに対して且つ各々の走査線方向θに対してサンプルを保持する。前に述べたように計算されたコヒーレンス度Ｃが別個のＲ−θバッファ・メモリ６０に入れられる。前に述べたように、コヒーレンス情報は随意選択によりフィルタリングされ且つスケーリングされる。フィルタリングおよびスケーリング操作はＲ−θバッファ・メモリ６０内で、二次元フィルタ６２およびコヒーレンス・マップ６４を適用することによって実行される。フィルタリングされ且つスケーリングされたコヒーレンス度データは、図４に出力Ｃ′で示されている。
【００３１】
Ｒ−θバッファ・メモリ５８の出力信号｜Ａ｜が三位置スイッチ６６の入力に供給される。スイッチ６６が位置１に設定されているとき、スイッチ６６の入力は乗算器７０の第１の入力に結合される。スイッチ６６が位置２に設定されているとき、スイッチ６６の入力は使用されない。スイッチ６６が位置３に設定されているとき、スイッチ６６の入力は対数圧縮メモリ７２に結合される。メモリ７２は対数圧縮ルックアップ・テーブルを内蔵している。
【００３２】
同様に、Ｒ−θバッファ・メモリ６０の出力Ｃ′が三位置スイッチ６８の入力に結合される。スイッチ６８が位置１に設定されているとき、スイッチ６８の入力は乗算器７０の第２の入力に結合される。スイッチ６８が位置２に設定されているとき、スイッチ６８の入力は走査変換器１９に結合される。スイッチ６８が位置３に設定されているとき、スイッチ６８の入力は使用されない。
【００３３】
第１の動作モードでは、コヒーレンス・データのみが表示される。これは、スイッチ６６および６８の両方を位置２に設定して、出力信号Ｃ′を走査変換器１９に直接供給し、走査変換されたコヒーレンス・データを図１に示す表示装置２０によって線形スケールで表示することによって達成される。
【００３４】
第２の動作モードでは、振幅データのみが表示される。これを達成するには、スイッチ６６および６８の両方を位置３に設定して、出力信号｜Ａ｜を対数圧縮メモリ７２に直接供給する。振幅データがメモリ７２で対数圧縮され、次いで走査変換器１９で通常のように走査変換される。対数圧縮され走査変換された振幅データは表示装置によって表示される。
【００３５】
第３の動作のモードでは、コヒーレンスおよび振幅データの積が表示される。これを達成するには、スイッチ６６および６８の両方を位置１に設定して、出力信号｜Ａ｜およびＣ′を乗算器７０のそれぞれの入力に供給する。乗算器７０は、サンプル毎に、振幅データをそれぞれのコヒーレンス・データに乗算する。このように修正された振幅データは通常のように対数圧縮され走査変換されて表示される。
【００３６】
本発明の特定の好ましい特徴について例示し説明したが、当業者には種々の変更および変形をなし得よう。従って、特許請求の範囲は本発明の真の精神および趣旨の範囲内にあるこの様な全ての変更および変形を包含することを意図していることを理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を取り入れた超音波イメージング・システムのブロック図である。
【図２】図１のシステムの一部を形成する受信器を示すブロック図である。
【図３】図２の受信器をより詳しく示すブロック図である。
【図４】図２の検出プロセッサをより詳しく示すブロック図である。
【図５】本発明の第１および第２の実施態様に従ったコヒーレンス度のマッピングを示すグラフであり、実線はデフォールト値（マッピングなし）を示し、破線は閾値を持つ２つの線形マッピングを示す。
【符号の説明】
２ トランスジューサ素子
１０ トランスジューサ・アレイ
１２ 送信器
１４ 受信器
１６ 送受切替えスイッチ１６
１８ ディジタル制御器
１９ 走査変換器
２０ 表示装置
２４ パルス波形
２６ 時間利得制御部
２８ 受信ビーム形成部
３０ 中間プロセッサ
３２ 増幅器
３４ 受信チャンネル
３６ 時間利得制御回路
４０ ポテンショメータ
４４ コヒーレント加算母線
４６ 非コヒーレント加算母線
４８ パイプライン加算器
５０ パイプライン加算器
５２ 検出プロセッサ
５４ 加算器
５６ 除算器
５８ Ｒ−θバッファ・メモリ
６０ Ｒ−θバッファ・メモリ
６２ 二次元フィルタ
６４ コヒーレンス・マップ
６６ 三位置スイッチ
６８ 三位置スイッチ
７０ 乗算器
７２ 対数圧縮メモリ
Claims (16)
- 超音波散乱体をイメージングするシステムにおいて、
多数の超音波トランスジューサ素子で構成されていて、超音波ビームを送出し且つ前記超音波散乱体から反射された超音波エコーを検出する超音波トランスジューサ・アレイ、
前記トランスジューサ・アレイに結合されていて、多数のサンプル体積の各々に対する送信ビームを形成する送信手段、
前記多数のトランスジューサ素子からそれぞれの振幅信号を受信する多数の受信チャンネルを有する受信手段、
１つのサンプル体積によって反射された超音波エコーから導き出された受信振幅信号の非コヒーレント和を形成する手段であって、前記多数のサンプル体積の各々に対してそれぞれの非コヒーレント和を形成する手段、
画素で構成された像を表示する表示手段であって、各々の画素の強度が前記多数のサンプル体積のうちの対応する１つに対して形成された非コヒーレント和の関数である表示手段、
１つのサンプル体積によって反射された超音波エコーから導き出された受信振幅信号のコヒーレント和を形成する手段であって、前記多数のサンプル体積の各々に対してそれぞれのコヒーレント和を形成する手段、および
前記多数のサンプル体積の各々に対して、それぞれのサンプル体積に対するコヒーレント和の絶対値をそれぞれのサンプル体積に対する非コヒーレント和で除算した値に等しい比を形成する手段を含んでいる超音波イメージング・システム。 - 前記表示される像内の各々の画素の強度が、前記多数のサンプル体積のうちの対応する１つに対して形成された前記比に線形に比例する請求項１記載のシステム。
- 更に、前記像の各々の画素に対して、それぞれのサンプル体積に対するコヒーレント和の絶対値と該それぞれのサンプル体積に対する前記比との積を形成する手段を含んでいる請求項１記載のシステム。
- 前記表示される像内の各々の画素の強度が、前記多数のサンプル体積のうちの対応する１つに対して形成された前記比に対数的に比例する請求項３記載のシステム。
- 更に、前記多数のサンプル体積に対する前記比を表示の前にフィルタリングする二次元フィルタを含んでいる請求項１記載のシステム。
- 更に、前記多数のサンプル体積に対する前記比を表示の前にマッピングする手段を含んでいる請求項１記載のシステム。
- 超音波イメージング・システムが超音波散乱体をイメージングする方法において、
超音波散乱体を含んでいる多数のサンプル体積の各サンプル体積についての多数の検出位置の各々から反射され、検出された超音波エコーに応答してそれぞれの振幅信号を前記超音波イメージング・システムが発生するステップ、
１つのサンプル体積によって反射された超音波エコーから導き出された振幅信号の非コヒーレント和を前記超音波イメージング・システムが形成するステップであって、前記多数のサンプル体積の各々に対してそれぞれの非コヒーレント和を前記超音波イメージング・システムが形成するステップ、
画素で構成された像を前記超音波イメージング・システムが表示するステップであって、各々の画素の強度が前記多数のサンプル体積のうちの対応する１つに対して形成された非コヒーレント和の関数であるステップ、
１つのサンプル体積によって反射された超音波エコーから導き出された振幅信号のコヒーレント和を前記超音波イメージング・システムが形成するステップであって、前記多数のサンプル体積の各々に対してそれぞれのコヒーレント和を前記超音波イメージング・システムが形成するステップ、および
前記多数のサンプル体積の各々に対して、それぞれのサンプル体積に対するコヒーレント和の絶対値を該それぞれのサンプル体積に対する非コヒーレント和で除算した値に等しい 比を前記超音波イメージング・システムが形成するステップを含んでいる超音波イメージング方法。 - 前記表示される像内の各々の画素の強度が、前記多数のサンプル体積のうちの対応する１つに対して形成された前記比に線形に比例する請求項７記載の方法。
- 更に、前記像の各々の画素に対して、それぞれのサンプル体積に対するコヒーレント和の絶対値と該それぞれのサンプル体積に対する前記比との積を前記超音波イメージング・システムが形成するステップを含んでいる請求項７記載の方法。
- 前記表示される像内の各々の画素の強度が、前記多数のサンプル体積のうちの対応する１つに対して形成された前記比に対数的に比例する請求項９記載の方法。
- 更に、前記多数のサンプル体積に対する前記比を表示の前に前記超音波イメージング・システムが空間的にフィルタリングするステップを含んでいる請求項７記載の方法。
- 更に、前記多数のサンプル体積に対する前記比を表示の前に前記超音波イメージング・システムがマッピングするステップを含んでいる請求項７記載の方法。
- 超音波散乱体をイメージングするシステムにおいて、多数の超音波トランスジューサ素子で構成されていて、超音波ビームを送出し且つ前記超音波散乱体から反射された超音波エコーを検出する超音波トランスジューサ・アレイ、前記トランスジューサ・アレイに結合されていて、多数のサンプル体積の各々に対する送信ビームを形成する送信手段、前記多数のトランスジューサ素子からそれぞれの振幅信号を受信する多数の受信チャンネルを有する受信手段、１つのサンプル体積によって反射された超音波エコーから導き出された受信振幅信号の非コヒーレント和を形成する手段であって、前記多数のサンプル体積の各々に対してそれぞれの非コヒーレント和を形成する手段、１つのサンプル体積によって反射された超音波エコーから導き出された受信振幅信号のコヒーレント和を形成する手段であって、前記多数のサンプル体積の各々に対してそれぞれのコヒーレント和を形成する手段、前記多数のサンプル体積の各々に対して、それぞれのサンプル体積に対するコヒーレント和の絶対値を該それぞれのサンプル体積に対する非コヒーレント和で除算した値に等しい比を形成する手段前記多数のサンプル体積の各々に対するコヒーレント和の絶対値を記憶する第１のメモリ手段、前記多数のサンプル体積の各々に対する前記比を記憶する第２のメモリ手段、前記像の各々の画素に対して、それぞれのサンプル体積に対するコヒーレント和の絶対値と該それぞれのサンプル体積に対する前記比との積を形成する手段、前記積を形成する手段の出力に結合されていて、データを対数圧縮する手段、第１のスイッチング状態にあるときは前記第１および第２のメモリ手段を前記積を形成する手段に結合し、また第２のスイッチング状態にあるときは前記第１のメモリ手段を前記対数圧縮手段に結合するスイッチング手段、並びに前記対数圧縮手段に結合されていて、画素で構成された像を表示する表示手段を含んでいることを特徴とする超音波イメージング・システム。
- 前記表示手段が、前記対数圧縮手段に結合されていて、データを走査変換する手段を含んでおり、更に前記スイッチング手段が、第３のスイッチング状態にあるときは前記第２のメモリ手段を前記走査変換手段に結合するように構成されている請求項１３記載のシステム。
- 更に、前記多数のサンプル体積に対する前記比を表示の前にフィルタリングする二次元フィルタを含んでいる請求項１３記載のシステム。
- 更に、前記多数のサンプル体積に対する前記比を表示の前にマッピングする手段を含んでいる請求項１３記載のシステム。
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