JP4603323B2 - Ultrasonic diagnostic equipment - Google Patents
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Description
本発明は、超音波を送受信することにより生体内の臓器や骨等の撮像を行って、診断のために用いられる超音波画像を生成する超音波診断装置に関する。 The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that performs imaging of an organ or bone in a living body by transmitting and receiving ultrasonic waves to generate an ultrasonic image used for diagnosis.
医療用に用いられる超音波撮像装置においては、通常、超音波の送受信機能を有する複数の超音波トランスデューサを含む超音波用探触子（プローブ）が用いられる。このような超音波用探触子を用いて、複数の超音波トランスデューサから送信された超音波を合成することにより形成される超音波ビームによって被検体を走査し、被検体内部において反射された超音波エコーを受信することにより、超音波エコーの強度に基づいて被検体に関する画像情報が得られる。さらに、この画像情報に基づいて、被検体に関する２次元又は３次元画像が再現される。 In an ultrasonic imaging apparatus used for medical use, an ultrasonic probe (probe) including a plurality of ultrasonic transducers having an ultrasonic transmission / reception function is usually used. Using such an ultrasonic probe, the object is scanned with an ultrasonic beam formed by synthesizing ultrasonic waves transmitted from a plurality of ultrasonic transducers, and the ultrasonic wave reflected inside the object is scanned. By receiving the acoustic echo, image information about the subject is obtained based on the intensity of the ultrasonic echo. Furthermore, based on this image information, a two-dimensional or three-dimensional image relating to the subject is reproduced.
ところで、人体には、筋肉等の軟部組織や骨等の硬部組織のような様々な組織が含まれている。超音波撮像においては、これらの組織を区別するための情報として、超音波エコーに含まれている複数の周波数成分を利用することが考えられる。 By the way, the human body includes various tissues such as soft tissue such as muscle and hard tissue such as bone. In ultrasonic imaging, it is conceivable to use a plurality of frequency components included in an ultrasonic echo as information for distinguishing these tissues.
関連する技術として、下記の特許文献１には、多数の弱いエコーが加算され干渉した結果として生じるスペックル成分を低減でき、高画質の超音波画像を得る超音波診断装置が開示されている。この超音波診断装置においては、異なる送信周波数に対応する複数の送信信号を超音波ラスタ毎に送信し、被検体から反射される各受信信号をこれに対応する周波数帯域でフィルタリングする。これにより、超音波ラスタ間の干渉が異なるので、超音波ラスタ間の相関がなくなる。その結果、超音波ラスタ間のスペックルの相関がなくなり、スペックルを低減することができる。しかしながら、異なる送信周波数に対応する複数の送信信号を送信することにより、フレームレートが低下するという問題があった。また、各々の超音波ラスタにおいて複数の周波数成分を利用することに関しては、示唆されていない。 As a related technique, the following Patent Document 1 discloses an ultrasonic diagnostic apparatus that can reduce speckle components generated as a result of adding and interfering with a large number of weak echoes to obtain a high-quality ultrasonic image. In this ultrasonic diagnostic apparatus, a plurality of transmission signals corresponding to different transmission frequencies are transmitted for each ultrasonic raster, and each reception signal reflected from the subject is filtered in a frequency band corresponding to the transmission signal. Thereby, since the interference between the ultrasonic rasters is different, there is no correlation between the ultrasonic rasters. As a result, there is no speckle correlation between the ultrasonic rasters, and speckle can be reduced. However, there is a problem that the frame rate is lowered by transmitting a plurality of transmission signals corresponding to different transmission frequencies. Further, there is no suggestion regarding the use of a plurality of frequency components in each ultrasonic raster.
また、下記の特許文献２には、周波数コンパウンド方式に従ってスペックル低減を行う場合に、距離方向の空間分解能の劣化を低減する超音波診断装置が開示されている。この超音波診断装置においては、受信信号から、互いに異なる狭帯域通過フィルタによって複数の狭帯域信号成分が抽出されると共に、広帯域通過フィルタによって広帯域信号成分が抽出され、それらの信号成分は重み付け加算される。複数の狭帯域の他に、それらを包含する広帯域が設定されているため、距離方向の空間分解能の低下に対処可能である。しかしながら、複数の周波数における超音波の減衰情報を被検体内の組織に関する情報として利用することに関しては、示唆されていない。
そこで、上記の点に鑑み、本発明は、複数の周波数における超音波の減衰情報を被検体内の組織に関する情報として利用することにより、生体組織に関してより多くの画像情報を得ることが可能な超音波診断装置を提供することを目的とする。 Therefore, in view of the above points, the present invention uses ultrasound attenuation information at a plurality of frequencies as information about a tissue in a subject, and thus can obtain more image information about a living tissue. An object is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus.
上記課題を解決するため、本発明に係る超音波診断装置は、被検体に超音波を送信して被検体から反射された超音波を受信することによって得られる信号の周波数成分を異なる周波数又は周波数帯域における周波数成分に分離して、複数の周波数成分を得る分離手段と、前記分離手段によって得られる複数の周波数成分の強度の相対関係を複数の異なる時点において求め、前記強度の相対関係の変化を得る演算手段と、前記演算手段によって得られた前記強度の相対関係の変化に基づいて周波数成分を抽出することにより、被検体に関する画像データを生成する画像データ生成手段とを具備する。 To solve the above problem, an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention, a frequency different frequency components of the signal obtained by receiving the ultrasonic waves reflected from the subject by transmitting an ultrasonic wave to a subject, or Separation means for obtaining a plurality of frequency components by separating into frequency components in a frequency band, and obtaining a relative relationship between the strengths of the plurality of frequency components obtained by the separation means at a plurality of different time points, and changing the relative relationship of the strengths and Starring Sante stage to obtain, by extracting the frequency components based on a change in the relative relationship between the intensity obtained by said calculating means, and a image data producing Narute stage for generating image data about the subject To do.
本発明によれば、超音波を送受信することによって得られる信号の周波数成分を異なる周波数又は周波数帯域における周波数成分に分離して、得られた複数の周波数成分の強度の相対関係を複数の異なる時点において求め、求めた強度の相対関係の変化に基づいて画像データを生成することにより、複数の周波数における超音波の減衰情報を被検体内の組織に関する情報として利用して、生体組織に関してより多くの画像情報を得ることが可能となる。 According to the present invention, the frequency components of a signal obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves are separated into frequency components in different frequencies or frequency bands, and the relative relationships of the intensity of the obtained plurality of frequency components are obtained at a plurality of different time points. By generating image data based on the obtained relative change in intensity, the ultrasonic attenuation information at a plurality of frequencies is used as information on the tissue in the subject, and more biological tissue is obtained. Image information can be obtained.
以下、本発明を実施するための最良の形態について、図面を参照しながら詳しく説明する。なお、同一の構成要素には同一の参照番号を付して、説明を省略する。
図１は、本発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。本実施形態に係る超音波診断装置は、超音波用探触子１０と、走査制御部１１と、送信遅延パターン記憶部１２と、送信制御部１３と、駆動信号発生部１４とを含んでいる。
Hereinafter, the best mode for carrying out the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The same constituent elements are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment of the present invention. The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment includes an ultrasonic probe 10, a scanning control unit 11, a transmission delay pattern storage unit 12, a transmission control unit 13, and a drive signal generation unit 14. .
被検体に当接させて用いられる超音波用探触子１０は、トランスデューサアレイを構成する１次元又は２次元状に配列された複数の超音波トランスデューサ１０ａを備えている。これらの超音波トランスデューサ１０ａは、印加される駆動信号に基づいて超音波ビームを送信すると共に、被検体内からの超音波エコーを受信して検出信号を出力する。 An ultrasonic probe 10 used in contact with a subject includes a plurality of ultrasonic transducers 10a arranged in a one-dimensional or two-dimensional manner to constitute a transducer array. These ultrasonic transducers 10a transmit an ultrasonic beam based on an applied drive signal, receive an ultrasonic echo from within the subject, and output a detection signal.
各々の超音波トランスデューサ１０ａは、例えば、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛：Pb(lead) zirconate titanate）に代表される圧電セラミックや、ＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン：polyvinylidene difluoride）に代表される高分子圧電素子等の圧電性を有する材料（圧電素子）の両端に電極を形成した振動子によって構成される。このような振動子の電極に、パルス状の電気信号又は連続波の電気信号を送って電圧を印加すると、圧電素子は伸縮する。この伸縮により、それぞれの振動子からパルス状の超音波又は連続波の超音波が発生し、これらの超音波の合成によって超音波ビームが形成される。また、それぞれの振動子は、被検体内からの超音波エコーを受信することによって伸縮し、電気信号を発生する。これらの電気信号は、超音波エコーの検出信号として出力される。 Each of the ultrasonic transducers 10a includes, for example, a piezoelectric ceramic represented by PZT (Pb (lead) zirconate titanate) or a polymer piezoelectric element represented by PVDF (polyvinylidene difluoride). It is comprised with the vibrator | oscillator which formed the electrode in the both ends of the material (piezoelectric element) which has piezoelectricity, such as. When a pulsed electric signal or a continuous wave electric signal is applied to the electrodes of such a vibrator to apply a voltage, the piezoelectric element expands and contracts. By this expansion and contraction, pulsed ultrasonic waves or continuous wave ultrasonic waves are generated from the respective vibrators, and an ultrasonic beam is formed by synthesizing these ultrasonic waves. Each transducer expands and contracts by receiving an ultrasonic echo from within the subject and generates an electrical signal. These electrical signals are output as ultrasonic echo detection signals.
或いは、超音波トランスデューサ１０ａとして、変換方式の異なる複数種類の素子を用いても良い。例えば、超音波を送信する素子として上記の振動子を用い、超音波を受信する素子として光検出方式の超音波トランスデューサを用いるようにする。光検出方式の超音波トランスデューサとは、超音波信号を光信号に変換して検出するものであり、例えば、ファブリーペロー共振器やファイバブラッググレーティングによって構成される。 Alternatively, a plurality of types of elements having different conversion methods may be used as the ultrasonic transducer 10a. For example, the above-described vibrator is used as an element that transmits ultrasonic waves, and a photodetection type ultrasonic transducer is used as an element that receives ultrasonic waves. The photodetection type ultrasonic transducer converts an ultrasonic signal into an optical signal and detects it, and is constituted by, for example, a Fabry-Perot resonator or a fiber Bragg grating.
走査制御部１１は、超音波ビームの送信方向及び超音波エコーの受信方向を順次設定する。送信遅延パターン記憶部１２は、超音波ビームを形成する際に用いられる複数の送信遅延パターンを記憶している。送信制御部１３は、走査制御部１１において設定された送信方向に応じて、送信遅延パターン記憶部１２に記憶されている複数の遅延パターンの中から所定のパターンを選択し、そのパターンに基づいて、複数の超音波トランスデューサ１０ａの各々に与えられる駆動信号の遅延時間を設定する。 The scanning control unit 11 sequentially sets the transmission direction of the ultrasonic beam and the reception direction of the ultrasonic echo. The transmission delay pattern storage unit 12 stores a plurality of transmission delay patterns used when forming an ultrasonic beam. The transmission control unit 13 selects a predetermined pattern from a plurality of delay patterns stored in the transmission delay pattern storage unit 12 according to the transmission direction set in the scanning control unit 11, and based on the pattern The delay time of the drive signal given to each of the plurality of ultrasonic transducers 10a is set.
駆動信号発生部１４は、バースト信号や周波数多重信号のような複数の周波数成分を有する信号を発生する信号発生回路と、信号発生回路が発生する信号に所望の遅延を与え、複数の超音波トランスデューサ１０ａに供給される複数の駆動信号をそれぞれ発生する複数の駆動回路とによって構成されている。これらの駆動回路は、送信制御部１３において設定された遅延時間に基づいて、信号発生回路が発生する信号を遅延させる。 The drive signal generation unit 14 generates a signal having a plurality of frequency components such as a burst signal and a frequency multiplexed signal, and gives a desired delay to the signal generated by the signal generation circuit, and a plurality of ultrasonic transducers And a plurality of drive circuits that respectively generate a plurality of drive signals supplied to 10a. These drive circuits delay the signal generated by the signal generation circuit based on the delay time set in the transmission control unit 13.
また、本実施形態に係る超音波診断装置は、操作卓１５と、ＣＰＵによって構成された制御部１６と、ハードディスク等の記録部１７とを含んでいる。制御部１６は、操作卓１５を用いたオペレータの操作に基づいて、走査制御部１１、駆動信号発生部１４、及び、画像選択部３５を制御する。記録部１７には、制御部１６を構成するＣＰＵに各種の動作を実行させるプログラムや、超音波トランスデューサ１０ａの送受信における周波数特性が記録される。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment includes an operation console 15, a control unit 16 configured by a CPU, and a recording unit 17 such as a hard disk. The control unit 16 controls the scanning control unit 11, the drive signal generation unit 14, and the image selection unit 35 based on an operator's operation using the console 15. The recording unit 17 records a program for causing the CPU constituting the control unit 16 to execute various operations, and frequency characteristics in transmission / reception of the ultrasonic transducer 10a.
さらに、本実施形態に係る超音波診断装置は、プリアンプ２１と、ＴＧＣ（time gain compensation：タイム・ゲイン・コンペンセーション）増幅器２２と、Ａ／Ｄ（アナログ／ディジタル）変換器２３と、１次記憶部２４と、受信遅延パターン記憶部２５と、受信制御部２６と、広帯域フィルタ部２７と、包絡線検波処理部２８と、Ｂモード画像データ生成部２９と、狭帯域フィルタ部３０ａ、３０ｂ、・・・と、ピーク検出部３１ａ、３１ｂ、・・・と、差分演算部３２と、減衰率演算部３３と、周波数画像データ生成部３４と、画像選択部３５と、２次記憶部３６と、画像処理部３７と、表示部３８とを含んでいる。 Furthermore, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment includes a preamplifier 21, a TGC (time gain compensation) amplifier 22, an A / D (analog / digital) converter 23, and a primary storage. Unit 24, reception delay pattern storage unit 25, reception control unit 26, wideband filter unit 27, envelope detection processing unit 28, B-mode image data generation unit 29, narrowband filter units 30a, 30b,. ..., peak detectors 31a, 31b, ..., difference calculator 32, attenuation factor calculator 33, frequency image data generator 34, image selector 35, secondary storage 36, An image processing unit 37 and a display unit 38 are included.
複数の超音波トランスデューサ１０ａの各々から出力される超音波エコーの検出信号は、プリアンプ２１によって増幅され、ＴＧＣ増幅器２２によって、被検体内において超音波が到達した距離による超音波の減衰の補正が施される。 The ultrasonic echo detection signal output from each of the plurality of ultrasonic transducers 10a is amplified by the preamplifier 21, and the TGC amplifier 22 corrects the attenuation of the ultrasonic wave according to the distance that the ultrasonic wave has reached within the subject. Is done.
ＴＧＣ増幅器２２から出力されるアナログの検出信号は、Ａ／Ｄ変換器２３によってディジタルの検出信号に変換される。なお、Ａ／Ｄ変換器２３のサンプリング周波数としては、少なくとも超音波の周波数の１０倍程度の周波数が必要であり、超音波の周波数の１６倍以上の周波数が望ましい。また、Ａ／Ｄ変換器２３の分解能としては、１０ビット以上が望ましい。１次記憶部２４は、Ａ／Ｄ変換器２３から出力されるディジタルの検出信号を、超音波トランスデューサ１０ａごとに時系列に記憶する。 The analog detection signal output from the TGC amplifier 22 is converted into a digital detection signal by the A / D converter 23. The sampling frequency of the A / D converter 23 needs to be at least about 10 times the frequency of the ultrasonic wave, and is preferably a frequency that is 16 times or more the frequency of the ultrasonic wave. The resolution of the A / D converter 23 is preferably 10 bits or more. The primary storage unit 24 stores the digital detection signal output from the A / D converter 23 in time series for each ultrasonic transducer 10a.
受信遅延パターン記憶部２５は、複数の超音波トランスデューサ１０ａから出力された複数の検出信号に対して受信フォーカス処理を行う際に用いられる複数の受信遅延パターンを記憶している。受信制御部２６は、走査制御部１１において設定された受信方向に基づいて、受信遅延パターン記憶部２５に記憶されている複数の受信遅延パターンの中から所定のパターンを選択し、そのパターンに基づいて複数の検出信号に遅延を与えて加算することにより、受信フォーカス処理を行う。この受信フォーカス処理により、超音波エコーの焦点が絞り込まれた音線信号を表す音線データが形成される。なお、受信フォーカス処理は、Ａ／Ｄ変換器２３による検出信号のＡ／Ｄ変換の前、又は、ＴＧＣ増幅器２２による検出信号の補正の前に行うようにしても良い。 The reception delay pattern storage unit 25 stores a plurality of reception delay patterns used when performing reception focus processing on a plurality of detection signals output from the plurality of ultrasonic transducers 10a. The reception control unit 26 selects a predetermined pattern from a plurality of reception delay patterns stored in the reception delay pattern storage unit 25 based on the reception direction set in the scanning control unit 11, and based on the pattern. The reception focus processing is performed by adding a delay to the plurality of detection signals. By this reception focus processing, sound ray data representing the sound ray signal in which the focus of the ultrasonic echo is narrowed is formed. Note that the reception focus process may be performed before A / D conversion of the detection signal by the A / D converter 23 or before correction of the detection signal by the TGC amplifier 22.
広帯域フィルタ部２７は、受信制御部２６から出力される音線データに対して、広帯域バンドパスフィルタ処理を施す。包絡線検波処理部２８は、広帯域フィルタ処理された音線データに対して包絡線検波処理を施し、音線信号のエンベロープを表すエンベロープデータを求める。Ｂモード画像データ生成部２９は、音線信号のエンベロープデータに基づいて、Ｂモード画像データを生成する。なお、広帯域フィルタ部２７を省略して、狭帯域フィルタ部３０ａ、３０ｂ、・・・による狭帯域バンドパスフィルタ処理によって得られる複数の周波数成分を合成したデータを生成し、そのデータに基づいてＢモード画像データを生成するようにしても良い。 The wideband filter unit 27 performs a wideband bandpass filter process on the sound ray data output from the reception control unit 26. The envelope detection processing unit 28 performs envelope detection processing on the sound ray data subjected to the wideband filter processing, and obtains envelope data representing the envelope of the sound ray signal. The B-mode image data generation unit 29 generates B-mode image data based on the envelope data of the sound ray signal. Note that the broadband filter unit 27 is omitted, and data in which a plurality of frequency components obtained by the narrowband bandpass filter processing by the narrowband filter units 30a, 30b,. Mode image data may be generated.
狭帯域フィルタ部３０ａ、３０ｂ、・・・は、受信制御部２６から出力される音線データに対して、互いに通過帯域が異なる複数の狭帯域バンドパスフィルタ処理を施すことにより、音線信号の周波数成分を異なる周波数又は周波数帯域における周波数成分に分離して、複数の周波数成分を得る。ピーク検出部３１ａ、３１ｂ、・・・は、それぞれの狭帯域フィルタ部３０ａ、３０ｂ、・・・から出力される複数の周波数成分のピークを検出して、複数の時点における複数の周波数成分のピーク値を求める。 The narrowband filter sections 30a, 30b,... Perform a plurality of narrowband bandpass filter processes having different passbands on the sound ray data output from the reception control section 26, thereby A frequency component is separated into frequency components in different frequencies or frequency bands to obtain a plurality of frequency components. The peak detectors 31a, 31b,... Detect peaks of a plurality of frequency components output from the respective narrowband filter units 30a, 30b,. Find the value.
差分演算部３２は、各々の時点における複数の周波数成分のピーク値について差分を演算することにより、これらのピーク値の差分を求める。さらに、減衰率演算部３３は、複数の時点におけるピーク値の差分の変化量を演算することにより、複数の周波数間における超音波の減衰情報を求める。このようにして、音線データに含まれている音線信号の複数の周波数成分の強度の相対関係の変化に基づいて、複数の周波数間における超音波の減衰情報が求められる。この超音波の減衰情報は、被検体内の組織に関する情報として利用される。 The difference calculation unit 32 calculates a difference between peak values of a plurality of frequency components at each time point, thereby obtaining a difference between these peak values. Furthermore, the attenuation rate calculation unit 33 calculates the amount of change in the difference between the peak values at a plurality of points in time, thereby obtaining ultrasonic attenuation information between the plurality of frequencies. In this manner, ultrasonic attenuation information between a plurality of frequencies is obtained based on a change in the relative relationship of the intensity of the plurality of frequency components of the sound ray signal included in the sound ray data. The ultrasonic attenuation information is used as information related to the tissue in the subject.
図２に、超音波のバースト信号を送受信して得られた、複数の異なる時刻に測定された複数の異なる組織についての音線信号の周波数特性を示し、図３に、この音線信号に含まれている２つの周波数成分の波形を示す。図２に示すように、超音波のバースト信号を送受信して得られた音線信号は広い帯域の周波数成分を有しているが、その中で、周波数ｆＬの低域成分と周波数ｆＨの高域成分とに注目する。 FIG. 2 shows the frequency characteristics of sound ray signals obtained by transmitting and receiving ultrasonic burst signals and measured for a plurality of different tissues at different times, and FIG. 3 includes these sound ray signals. 2 shows waveforms of two frequency components. As shown in FIG. 2, the sound ray signal obtained by transmitting and receiving the ultrasonic burst signal has a wide frequency component, among which the low frequency component of the frequency f L and the frequency f H Pay attention to the high-frequency component.
図３に示すように、時点ｔ１及び時点ｔ２において強い超音波エコーが観測されており、これらの部分は、被検体の軟部組織（筋等）と硬部組織（骨等）との境界のように超音波の反射率の大きな部分において超音波が反射されたことを示している。２つの境界に挟まれている被検体内の組織における超音波の減衰特性は、超音波のバースト信号を送受信して得られた音線信号の周波数成分を複数の周波数における周波数成分（周波数ｆＬの低域成分と周波数ｆＨの高域成分）に分離して、分離した複数の周波数成分の強度を計測することにより求めることができる。 As shown in FIG. 3, and a strong ultrasonic wave echo at time t 1 and time t 2 is observed, these portions, the boundary between the subject soft tissue (muscle, etc.) and hard portions tissue (such as bone) This shows that the ultrasonic wave is reflected in the portion where the ultrasonic wave reflectance is large. The attenuation characteristics of the ultrasound in the tissue in the subject sandwiched between the two boundaries are the frequency components of the sound ray signal obtained by transmitting and receiving an ultrasonic burst signal (frequency f L). it is separated into high-frequency components) of the low-frequency component and the frequency f H of the can be determined by measuring the intensity of a plurality of frequency components separated.
図２及び図３において、時点ｔ１における低域成分及び高域成分の強度を、それぞれＰ１Ｌ及びＰ１Ｈとし、時点ｔ２における低域成分及び高域成分の強度を、それぞれＰ２Ｌ及びＰ２Ｈとする。本実施形態に係る超音波診断装置においては、分離した複数の周波数成分の強度をピーク値として求めているが、分離した複数の周波数成分の強度を、ＰＶ値（ピーク・トゥー・バレー値）、実効値、又は、積分値等として求めても良い。 2 and 3, the intensities of the low-frequency component and the high-frequency component at time t 1 are P 1L and P 1H , respectively, and the intensities of the low-frequency component and the high-frequency component at time t 2 are P 2L and P 1, respectively. 2H . In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment, the intensity of a plurality of separated frequency components is obtained as a peak value, but the intensity of the separated plurality of frequency components is expressed as a PV value (peak-to-valley value), You may obtain | require as an effective value or an integral value.
図３に示す例においては、低域成分及び高域成分共に、時点ｔ１における強度Ｐ１Ｌ及びＰ１Ｈよりも時点ｔ２における強度Ｐ２Ｌ及びＰ２Ｈの方が小さくなっている。これは、直ちに超音波の減衰に対応するものではないが、複数の周波数成分の強度差の変化を算出することにより、超音波の減衰における周波数特性を求めることができる。 In the example illustrated in FIG. 3, the strengths P 2L and P 2H at the time point t 2 are smaller than the strengths P 1L and P 1H at the time point t 1 for both the low frequency component and the high frequency component. This does not immediately correspond to the attenuation of the ultrasonic wave, but the frequency characteristic in the attenuation of the ultrasonic wave can be obtained by calculating the change in the intensity difference of the plurality of frequency components.
超音波の反射点における強度が音線信号の強度に変換されるまでのゲインを、時点ｔ１において計測された音線信号についてＧ１とし、時点ｔ２において計測された音線信号についてＧ２とすると、時点ｔ１から時点ｔ２までの時間Δｔにおける単位時間当りの超音波の減衰における周波数特性は、次式（１）で表される。
｛（Ｐ２Ｈ／Ｇ２−Ｐ１Ｈ／Ｇ１）−（Ｐ２Ｌ／Ｇ２−Ｐ１Ｌ／Ｇ１）｝／Δｔ
＝｛（Ｐ２Ｈ−Ｐ２Ｌ）／Ｇ２−（Ｐ１Ｈ−Ｐ１Ｌ）／Ｇ１｝／Δｔ ・・・（１）
The gain until the intensity at the reflection point of the ultrasonic wave is converted into the intensity of the sound ray signal is G 1 for the sound ray signal measured at time t 1 , and G 2 for the sound ray signal measured at time t 2 . When the frequency characteristic of the ultrasonic attenuation per unit time in the time Δt from the time t 1 to time t 2 is expressed by the following equation (1).
{(P 2H / G 2 -P 1H / G 1) - (P 2L / G 2 -P 1L / G 1)} / Δt
= {(P 2H -P 2L) / G 2 - (P 1H -P 1L) / G 1} / Δt ··· (1)
ここで、超音波の反射点における強度が音線信号の強度に変換されるまでのゲインが一定である場合には、式（１）の替わりに次式（２）を用いることができる。
｛（Ｐ２Ｈ−Ｐ２Ｌ）−（Ｐ１Ｈ−Ｐ１Ｌ）｝／Δｔ ・・・（２）
さらに、Ｐ１Ｈ＝Ｐ１Ｌである場合には、式（２）の替わりに次式（３）を用いることができる。この場合には、音線信号の時点ｔ２における低域成分及び高域成分の強度差（Ｐ２Ｈ−Ｐ２Ｌ）が、超音波の減衰における周波数特性を表していることになる。
（Ｐ２Ｈ−Ｐ２Ｌ）／Δｔ ・・・（３）
Here, when the gain until the intensity at the reflection point of the ultrasonic wave is converted into the intensity of the sound ray signal is constant, the following equation (2) can be used instead of the equation (1).
{(P 2H -P 2L) - (P 1H -P 1L)} / Δt ··· (2)
Further, when P 1H = P 1L , the following formula (3) can be used instead of the formula (2). In this case, the intensity difference (P 2H −P 2L ) between the low frequency component and the high frequency component at the time point t 2 of the sound ray signal represents the frequency characteristic in the attenuation of the ultrasonic wave.
(P 2H −P 2L ) / Δt (3)
以上においては、音線信号の複数の周波数成分の強度の相対関係として、複数の周波数成分の強度差を求める例について説明したが、複数の周波数成分の強度の比を求めるようにしても良い。被検体内の組織における超音波の反射率は周波数にあまり依存しないと考えられるので、式（１）等により減衰特性を算出すれば、被検体内の隣接する組織の違いによって変動する超音波反射率の影響を受けにくいという利点がある。 In the above description, the example in which the intensity difference between the plurality of frequency components is obtained as the relative relationship between the intensity of the plurality of frequency components of the sound ray signal has been described. However, the intensity ratio of the plurality of frequency components may be obtained. Since the reflectance of the ultrasound in the tissue in the subject is considered to be less dependent on the frequency, if the attenuation characteristic is calculated by the equation (1) or the like, the ultrasound reflection that varies depending on the difference in the adjacent tissue in the subject. There is an advantage that it is not easily affected by the rate.
また、式（１）に示すように、ゲインＧ１及びＧ２についての補正を行う場合には、図１に示すＴＧＣ増幅器２２において減衰の補正を行うために用いられる制御信号を利用して、ゲインＧ１及びＧ２に対応する値を求めることができる。さらに、超音波トランスデューサ１０ａの送受信における周波数特性を記録部１７に記録しておき、超音波トランスデューサ１０ａの周波数特性に対応して音線信号の複数の周波数成分の強度を補正するようにすれば、より正確な減衰特性を算出することができる。 Further, as shown in the equation (1), when correcting the gains G 1 and G 2 , the control signal used for correcting the attenuation in the TGC amplifier 22 shown in FIG. Values corresponding to the gains G 1 and G 2 can be obtained. Furthermore, if the frequency characteristic in transmission / reception of the ultrasonic transducer 10a is recorded in the recording unit 17, and the intensity of a plurality of frequency components of the sound ray signal is corrected in accordance with the frequency characteristic of the ultrasonic transducer 10a, More accurate attenuation characteristics can be calculated.
このようにして、差分演算部３２及び減衰率演算部３３は、撮像すべき組織において超音波の減衰特性が異なる複数の周波数成分に基づいて、軟部組織と硬部組織との違いや、軟部組織内でも腱と筋肉等の組織の違いのような、被検体内の組織に関する情報を得ることができる。この情報に基づいて、適切な周波数成分を抽出することにより、周波数画像データ生成部３４が、周波数画像データ（スペクトル画像データ）を生成する。 In this way, the difference calculation unit 32 and the attenuation rate calculation unit 33 are based on a plurality of frequency components having different ultrasonic attenuation characteristics in the tissue to be imaged, the difference between the soft tissue and the hard tissue, or the soft tissue. Information about the tissue in the subject, such as the difference between tendons and muscles, can be obtained. Based on this information, by extracting an appropriate frequency component, the frequency image data generation unit 34 generates frequency image data (spectral image data).
画像選択部３５は、Ｂモード画像データ生成部２９によって生成されたＢモード画像データと、周波数画像データ生成部３４によって生成された周波数画像データとを合成して、或いは、これらの内の一方を選択して出力する。２次記憶部３６は、画像選択部３５から出力される画像データを記憶する。画像処理部３７は、２次記憶部３６に記憶されている画像データに、各種の画像処理を施す。表示部３８は、例えば、ＣＲＴやＬＣＤ等のディスプレイ装置を含んでおり、画像処理部３７によって画像処理が施された画像データに基づいて超音波画像を表示する。 The image selection unit 35 synthesizes the B-mode image data generated by the B-mode image data generation unit 29 and the frequency image data generated by the frequency image data generation unit 34 or one of them. Select and output. The secondary storage unit 36 stores the image data output from the image selection unit 35. The image processing unit 37 performs various types of image processing on the image data stored in the secondary storage unit 36. The display unit 38 includes, for example, a display device such as a CRT or LCD, and displays an ultrasonic image based on the image data subjected to image processing by the image processing unit 37.
図４に、本実施形態に係る超音波診断装置において表示される超音波画像の例を模式的に示す。図４の（ａ）は、Ｂモード画像を示す図であり、硬部組織（骨）の内部はほとんど不明であるが、硬部組織（骨）の外側に存在する軟部組織（筋）が表された超音波画像が生成される。一方、図４の（ｂ）は、周波数画像を示す図であり、適切な周波数成分を抽出することにより、硬部組織（骨）の内部を強調して表示することができる。また、硬部組織（骨）と軟部組織（筋）との分離もはっきりと表されており、骨から表皮までを撮像することが可能である。図４の（ｃ）は、Ｂモード画像と周波数画像とを合成して表示したものであり、例えば、画像選択部３５（図１参照）は、Ｂモード画像データ生成部２９によって生成されたＢモード画像データに基づいて輝度信号（又は色度信号）を出力し、周波数画像データ生成部３４によって生成された周波数画像データに基づいて色度信号（又は輝度信号）を出力するようにしても良い。また、表示画面において、減衰率情報を表示する関心領域を指定できるようにしても良い。 FIG. 4 schematically shows an example of an ultrasonic image displayed in the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment. FIG. 4A is a diagram showing a B-mode image, where the inside of the hard tissue (bone) is almost unknown, but the soft tissue (muscle) existing outside the hard tissue (bone) is represented. An ultrasonic image is generated. On the other hand, FIG. 4B is a diagram showing a frequency image. By extracting an appropriate frequency component, the inside of the hard tissue (bone) can be emphasized and displayed. In addition, the separation between the hard tissue (bone) and the soft tissue (muscle) is clearly shown, and it is possible to image from the bone to the epidermis. FIG. 4C shows a composite image of the B-mode image and the frequency image. For example, the image selection unit 35 (see FIG. 1) displays the B-mode image data generated by the B-mode image data generation unit 29. A luminance signal (or chromaticity signal) may be output based on the mode image data, and a chromaticity signal (or luminance signal) may be output based on the frequency image data generated by the frequency image data generation unit 34. . Moreover, you may enable it to designate the region of interest which displays attenuation rate information on a display screen.
上記の実施形態に係る超音波診断装置においては、駆動信号発生部１４が複数の周波数成分を有する駆動信号を発生することにより、超音波の１回の送受信で断層像情報と減衰率情報との両方を同時に求めるようにしたが、駆動信号発生部１４が音線毎に異なる周波数を有する駆動信号を発生することにより、複数フレーム分の断層像情報を求める間に１フレーム分の減衰率情報を求めるようにしても良い。また、ＴＧＣ増幅器２２において用いられる制御信号を利用したゲインの補正は行わずに、減衰特性の相対値のみを表示したり、減衰特性の正負のみを判定するようにしても良い。 In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the above-described embodiment, the drive signal generation unit 14 generates a drive signal having a plurality of frequency components, so that the tomographic image information and the attenuation rate information are transmitted and received in a single transmission / reception of the ultrasonic wave. Both are obtained simultaneously, but when the drive signal generator 14 generates drive signals having different frequencies for each sound ray, the attenuation rate information for one frame is obtained while obtaining tomographic image information for a plurality of frames. You may make it ask. Further, without correcting the gain using the control signal used in the TGC amplifier 22, only the relative value of the attenuation characteristic may be displayed, or only the positive / negative of the attenuation characteristic may be determined.
本発明は、超音波を送受信することにより生体内の臓器や骨等の撮像を行って、診断のために用いられる超音波画像を生成する超音波診断装置において利用することが可能である。 INDUSTRIAL APPLICABILITY The present invention can be used in an ultrasonic diagnostic apparatus that performs imaging of an organ or bone in a living body by transmitting and receiving ultrasonic waves to generate an ultrasonic image used for diagnosis.
１０ 超音波用探触子
１０ａ 超音波トランスデューサ
１１ 走査制御部
１２ 送信遅延パターン記憶部
１３ 送信制御部
１４ 駆動信号発生部
１５ 操作卓
１６ 制御部
２１ プリアンプ
２２ ＴＧＣ増幅器
２３ Ａ／Ｄ変換器
２４ １次記憶部
２５ 受信遅延パターン記憶部
２６ 受信制御部
２７ 広帯域フィルタ部
２８ 包絡線検波処理部
２９ Ｂモード画像データ生成部
３０ａ、３０ｂ、・・・ 狭帯域フィルタ部
３１ａ、３１ｂ、・・・ ピーク検出部
３２ 差分演算部
３３ 減衰率演算部
３４ 周波数画像データ生成部
３５ 画像選択部
３６ ２次記憶部
３７ 画像処理部
３８ 表示部
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Ultrasonic probe 10a Ultrasonic transducer 11 Scan control part 12 Transmission delay pattern memory | storage part 13 Transmission control part 14 Drive signal generation part 15 Console 16 Control part 21 Preamplifier 22 TGC amplifier 23 A / D converter 24 Primary Storage unit 25 Reception delay pattern storage unit 26 Reception control unit 27 Broadband filter unit 28 Envelope detection processing unit 29 B-mode image data generation units 30a, 30b, ... Narrowband filter units 31a, 31b, ... Peak detection unit 32 Difference calculation unit 33 Attenuation rate calculation unit 34 Frequency image data generation unit 35 Image selection unit 36 Secondary storage unit 37 Image processing unit 38 Display unit
Claims (10)
前記分離手段によって得られる複数の周波数成分の強度の相対関係を複数の異なる時点において求め、前記強度の相対関係の変化を得る演算手段と、
前記演算手段によって得られた前記強度の相対関係の変化に基づいて周波数成分を抽出することにより、被検体に関する画像データを生成する画像データ生成手段と、
を具備する超音波診断装置。 Separating the frequency components in different frequency or frequency band frequency component of the signal obtained by receiving the ultrasonic waves reflected from the transmitter to the object an ultrasonic wave to a subject, separated to obtain a plurality of frequency components Means,
Calculating means for obtaining the relative relationship of the intensity of the plurality of frequency components obtained by the separating means at a plurality of different time points, and obtaining a change in the relative relation of the intensity;
Image data generating means for generating image data relating to the subject by extracting a frequency component based on a change in the relative relationship of the intensity obtained by the calculating means;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:
前記画像データ生成手段が、前記補正手段において得られた情報に基づいて、前記強度の相対関係の変化を補正する、
請求項１又は２記載の超音波診断装置。 A correction means for correcting the intensity of a signal obtained by transmitting the ultrasonic wave to the subject and receiving the ultrasonic wave reflected from the subject according to the distance reached by the ultrasonic wave in the subject; ,
The image data generation means corrects the change in the relative relationship of the intensity based on the information obtained by the correction means;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1 or 2.
前記画像データ生成手段によって生成された画像データと、前記他の画像データ生成手段によって生成された画像データとの内の少なくとも一方を選択する画像選択手段と、
をさらに具備する請求項１〜５のいずれか１項記載の超音波診断装置。 Based on the intensity of the signal obtained by receiving the ultrasonic waves reflected from the transmitter to the object an ultrasonic wave to the subject, and other image data generation means for generating image data about the object,
Image selection means for selecting at least one of the image data generated by the image data generation means and the image data generated by the other image data generation means;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising:
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