JPH08164139A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】本発明は正常心筋と差別して梗塞心筋を特徴的
に画像化することのできる超音波診断装置を提供するこ
とを目的とする。 【構成】本発明は、被検体の２次元領域を超音波で走査
することにより、１フレーム分の受信信号を繰り返し
得、この受信信号を検波することにより画像を生成する
超音波診断装置において、第１フレームのカーネルＲＯ
Ｉ内の受信信号と、第１フレームと走査タイミングの異
なる第２フレームのオブジェクトＲＯＩ内の受信信号と
の間の類似性を表す特徴量の２次元分布を生成する特徴
量画像生成部７と、この２次元分布を特徴量画像として
表示する表示器６とを具備する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、被検体の２次元領域を
超音波で走査し、得られた受信信号を検波して組織断層
像を生成する超音波診断装置に係り、特に、正常心筋と
差別して梗塞心筋を画像化する新規な技術に関する。

【０００２】

【従来の技術】超音波は、音響インピーダンスが異なる
２つの媒質の境界で反射、屈折を繰り返しながら伝搬す
る。反射強度は２つの媒質の音響インピーダンスの差に
依存する。超音波イメージングは反射信号の振幅を輝度
変換して表示するもので、反射信号の振幅が小さい、つ
まり音響インピーダンスの差が小さいと２つの媒質間で
輝度変化（濃度変化）が小さくなり、したがってこのよ
うな音響インピーダンスの差が小さい２つの媒質を超音
波断層像上で識別する精度は、診断医師の知識や経験に
依存する場合が多く、客観性に乏しい。

【０００３】このようなケースは例えば心筋梗塞の超音
波診断に当て嵌まる。つまり、梗塞心筋と正常心筋との
音響インピーダンスの差は小さく、両者を超音波断層像
上で識別することは困難であり且つ客観性に乏しい。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】本発明では、正常心筋
と差別して梗塞心筋を特徴的に画像化することのできる
超音波診断装置を提供しようとするものである。

【０００５】

【課題を解決するための手段】本発明は、被検体の２次
元領域を超音波で走査することにより、１フレーム分の
受信信号を繰り返し得、この受信信号を検波することに
より画像を生成する超音波診断装置において、第１フレ
ームの第１局所領域内の受信信号と、前記第１フレーム
と走査タイミングの異なる第２フレームの第２局所領域
内の受信信号との間の類似性を表す特徴量の２次元分布
を生成する特徴量２次元分布生成手段と、前記２次元分
布を特徴量画像として表示する表示手段とを具備する。

【０００６】

【作用】本発明によれば、正常心筋の周期的な収縮に従
って、組織が変型しないで単に位置が変化（転移）する
梗塞部分を、第１フレームの第１局所領域内の受信信号
と第２フレームの第２局所領域内の受信信号との間の類
似性を高いとして、とらえることができる。

【０００７】

【実施例】以下、図面を参照して本発明の一実施例を説
明する。なお、ここでは心臓診断に好適な浅部視野が狭
く深部視野の広いセクタ電子走査法が採用されるものと
して説明するが、被検体の２次元領域を走査可能であれ
ば、リニア電子走査法やコンベックス電子走査法さらに
他の走査法であってもかまわない。音響信号と電気信号
とを可逆的に変換する複数の振動子を配列したセクタ走
査用の振動子アレイを先端に装備してなる超音波プロー
ブ１は、送信時には送信系２に接続され、受信時には受
信系３に接続される。送信系２は、クロック発生器、レ
ートパルス発生器、振動子毎（チャンネル毎）に設けら
れた遅延回路、振動子毎（チャンネル毎）に設けられた
パルサから構成される。クロック発生器から発生するク
ロックパルスはレートパルス発生器で例えば５ＫＨｚの
レートパルスに分周される。このレートパルスは分配さ
れ各遅延回路を介してパルサに送られる。各遅延回路
は、超音波をビーム状に集束し且つこの超音波ビームの
方向（走査線方向または方位方向と呼ばれる）を決定す
るのに必要な遅延時間をレートパルスに与える。パルサ
はレートパルスを受けたタイミングで、対応する振動子
にパルス電圧を印加する。これによりプローブ１から超
音波パルスが遅延時間に応じた方位方向に発射される。
被検体内の音響インピーダンスの境界で反射した反射波
は、プローブ１の各振動子で電気信号に変換され、受信
器３で取り込まれる。

【０００８】受信系３としては、特公平６−１４９３４
号に示されているようなディジタルビームフォーマ方式
が好例として挙げられ、前置増幅器、アナログディジタ
ル変換器、ディジタル遅延回路、加算器から構成され
る。各振動子からのアナログの受信信号は、前置増幅器
で増幅された後、アナログディジタル変換器でディジタ
ル信号に変換され、ディジタル遅延回路に送られ、そこ
で受信指向性を得るために、送信時とは逆の遅延時間を
チャンネル毎に与えられ、さらに加算器で加算される。
この加算ディジタル信号を以下、ＲＦ受信信号と称す
る。上述した送受信時の遅延時間制御を超音波パルスの
繰り返し毎に順次変化させることにより、被検体の２次
元領域をセクタ走査して、１フレーム分のＲＦ受信信号
群を得ることができる。さらに、このようなセクタ走査
を繰り返すことにより、ＲＦ受信信号群を繰り返し得る
ことができる。

【０００９】受信系３からの出力は、信号処理部４で検
波され、さらにダイナミックレンジを実質的に拡大する
対数増幅にかけられる。これによりＢモード画像（組織
断層像）データが生成される。このＢモード画像データ
はディジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）５を介して
表示器６に送られ、アナログに変換された後、ビジュア
ルなＢモード画像として濃淡表示される。

【００１０】また、受信系３からの出力は、特徴量画像
生成部７に送られる。特徴量画像生成部７は、走査タイ
ミングが異なり、且つ心拍時相の異なる２フレームのＲ
Ｆ受信信号群を用いて、心筋の梗塞程度に応じて値が変
化する特徴量の２次元分布（特徴量画像）を生成するこ
とができるように構成される。この特徴量画像データは
表示器６に送られ、アナログに変換された後、ビジュア
ルな特徴量画像として濃淡またはカラー表示される。

【００１１】図２は特徴量画像生成部７のブロック図で
ある。フレームメモリ１１は、一連のセクタ走査の繰り
返しにより得られた時間的に連続する複数フレーム分の
ＲＦ受信信号群を記憶できる容量を有している。また、
フレームメモリ１１には２つの出力ポートが設けられて
いる。一方の出力ポートには、第１フレームのＲＦ受信
信号群が装填され、他方の出力ポートには、第１フレー
ムと心拍時相の異なる、例えば第１フレームから１フレ
ーム分遅れた第２フレームのＲＦ受信信号群が装填され
る。

【００１２】例えば複数フレーム分のＲＦ受信信号群は
フレーム単位でフレーム番号ｎで管理される。フレーム
番号ｎは、走査順序にしたがって連番として付される。
同様に、ＤＳＣ５では画像はフレーム番号Ｎで管理され
る。フレーム番号ｎとフレーム番号Ｎとは対応させてお
く。表示器６に表示された特定の画像を図示しない入力
器を介してオペレータが指定すると、当該特定の画像の
フレーム番号Ｎに対応する第１フレームとしてのフレー
ム番号ｎのＲＦ受信信号群が一方の出力ポートに装填さ
れ、第２フレームとしてのフレーム番号ｎ＋１のＲＦ受
信信号群が他方の出力ポートに装填される。このように
オペレータは、特徴量画像を作成するための心拍時相
を、当該所望とする心拍時相の画像を指定することで特
定することが可能となる。

【００１３】一方の出力ポートからは所定のサイズの局
所領域（カーネルＲＯＩという）内のＲＦ受信信号群
が、また他方の出力ポートからは同じサイズであって、
カーネルＲＯＩの近傍の局所領域（オブジェクトＲＯＩ
という）内のＲＦ受信信号群がそれぞれ特徴量演算部１
２に取り込まれる。特徴量演算部１２は、両ＲＦ受信信
号群どうしの類似性を表す特徴量、例えば相互相関係数
を計算する。特徴量演算部１２は、カーネルＲＯＩの位
置を固定したままで、オブジェクトＲＯＩの位置を所定
の範囲のサーチＲＯＩ内で転移しながら、特徴量の計算
を繰り返す。これにより、或る位置のカーネルＲＯＩに
対して、複数の特徴量が計算され、特徴量演算部１２は
これら複数の特徴量の中から最大値（または最小値）を
選択し、この選択した最大値を当該カーネルＲＯＩに対
応する特徴量として認識する。特徴量演算部１２は、カ
ーネルＲＯＩの位置を変えながら、このような特徴量の
計算を繰り返す。これにより、特徴量の２次元分布、つ
まり特徴量画像データが得られる。この特徴量画像デー
タはディジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）１３を介
して表示器６に送られ、アナログに変換された後、ビジ
ュアルな特徴量画像として濃淡またはカラー表示され
る。

【００１４】なお、制御系１０は、１フレーム分の特徴
量画像データの生成処理及びそのＤＳＣ１３への格納が
終了して特徴量画像の表示が可能となったとき、特徴量
画像表示が可能となった旨のメッセージをＤＳＣ１３を
介して表示器６に表示させるようにすることが好まし
い。このメッセージが表示された後、図示しない入力器
を介してオペレータが特徴量画像を表示させるための指
示をしたとき、制御系１０は、これを受けてＤＳＣ１３
から特徴量画像データを表示器６に読み出させ表示させ
る。

【００１５】図３はＤＳＣ１３のブロック図である。特
徴量演算部１２で求められた特徴量画像データは、輝度
変換部１４、座標変換部１５、フレームメモリ１６を介
して適当な例えばオペレータに指定されたタイミングで
ディジタルビデオ信号として表示器６に送られる。輝度
変換部１４は、特徴量を輝度データ（またはＲＧＢ色相
データ）に変換するものであり、例えば、入力を特徴量
とし、出力を輝度としたＲＯＭで構成される。この特徴
量と輝度の対応関係（いわゆる設定）は割り付けテーブ
ルに纏められて輝度変換部１４に記憶される。輝度変換
部１４は、図５に示すような設定の異なる複数種類のテ
ーブルを装備し、オペレータの指定により任意のテーブ
ルを選択可能に構成されていることが好ましい。図５
（ａ）は輝度変換の設定を示し、図５（ｂ）は色相変換
の設定を示している。座標変換部１５は、特徴量が表現
されている座標系（θ，ｄ）を、表示器６に応じた適当
な座標系、例えば直交座標系（ｘ，ｙ）に変換する。θ
とは超音波ビームの振り角，ｄは深さを示している。な
お、ＤＳＣ１３では特徴量の空間的な補間を実行するこ
とが好ましい。

【００１６】図４は特徴量画像の生成過程の概略的説明
図である。上述したように特徴量とは、心筋の梗塞程度
を数値化した梗塞心筋を正常心筋と差別化可能な計算値
である。例えば、特徴量が大きいほど梗塞程度が強く、
特徴量が小さいほど正常に近くなることを意味する。と
ころで、梗塞心筋は、正常心筋に対して収縮率が小さ
く、心臓の拍動に関係なく、その部分の組織が固形化
（梗塞）している。したがって、梗塞部分は、正常心筋
の周期的な収縮に従って、単に位置が変化（転移）する
のみである。本発明はこの点に着目したものであり、つ
まり、第１フレームの梗塞心筋部分と、その部分が転移
した第２フレームの梗塞心筋部分とは、組織変化が少な
いので、その部分内のＲＦ受信信号群の分布は両フレー
ム間で非常に類似（酷似）し、このＲＦ受信信号群どう
しの類似性を数値化したものが特徴量として与えられ
る。しかし、梗塞心筋部分はどの位置に転移するか不明
であるのが問題である。この問題は後述するように、カ
ーネルＲＯＩの位置を固定したままで、オブジェクトＲ
ＯＩの位置をサーチＲＯＩ内で転移しながら、その各位
置で特徴量を計算し、複数の特徴量の中の最大値を当該
カーネルＲＯＩに対応する特徴量として決定する、つま
り梗塞心筋部分が転移する可能性のある広い範囲でオブ
ジェクトＲＯＩを移動して特徴量をサーチすることで解
決する。以下に特徴量画像の生成過程を具体的に説明す
る。

【００１７】図４（ａ）に示すように、走査タイミング
が異なり、且つ心拍時相の異なる２フレームのＲＦ受信
信号群、好ましくはＢモード像を観察しながらオペレー
タにより指定されたフレーム番号ｎの第１フレームのＲ
Ｆ受信信号群と、第１フレームから１フレーム分遅れた
フレーム番号ｎ＋１の第２フレームのＲＦ受信信号群と
から、特徴量画像が生成される。

【００１８】まず、図４（ｂ），（ｃ），（ｄ）を参照
して、或るカーネルＲＯＩ（中心点（xm,ym,n ））の特
徴量を求める手順を説明する。フレームメモリ１１の一
方の出力ポートからは第１フレームのカーネルＲＯＩ内
のＲＦ受信信号群が、また他方の出力ポートからは、カ
ーネルＲＯＩの近傍の第２フレームのオブジェクトＲＯ
Ｉ内のＲＦ受信信号群が、特徴量演算部１２に取り込ま
れる。両ＲＦ受信信号群の分布の類似性（特徴量）が、
例えば相互相関係数として計算される。特徴量の計算方
法の詳細は後述する。このカーネルＲＯＩの位置を固定
したままで、オブジェクトＲＯＩの位置をサーチＲＯＩ
内で転移し、この特徴量を計算する。さらに、オブジェ
クトＲＯＩの位置を転移し、同様に特徴量を計算する。
このようにオブジェクトＲＯＩをサーチＲＯＩ内で転移
しながら、カーネルＲＯＩの位置が同じで、オブジェク
トＲＯＩの位置が異なる複数の特徴量を求める。これら
複数の特徴量の中の最大値（または最小値）が、当該カ
ーネルＲＯＩに対応する特徴量として認識され、この最
大値に当該カーネルＲＯＩの中心点の位置情報が与えら
れる。

【００１９】そして、カーネルＲＯＩを例えば中心点
（xm+1,ym+1,n ）に移動し、同様に特徴量を求める。カ
ーネルＲＯＩの位置を変えながら、その各位置で特徴量
を求める。これにより、特徴量の２次元分布、つまり特
徴量画像が求められる。

【００２０】こうして求められた特徴量画像は、ＤＳＣ
１３の輝度変換部１４、座標変換部１５、フレームメモ
リ１６を順に介して、適当な例えばオペレータに指定さ
れたタイミングでディジタルビデオ信号として表示器６
に送られ、図６（ａ）に示すようにＢモード画像と並列
に、または図６（ｂ）に示すようにＢモード画像に重ね
合わして表示される。

【００２１】次に特徴量の計算方法を説明する。特徴量
の計算方式としては、２つの方式を提供する。特徴量演
算部１２を両方式実行可能に構成して、オペレータの指
示で選択的に使用するようにしてもよいし、予め一方の
方式を固定的に採用してもよい。第１の方式は特徴量と
して相互相関係数を計算する方式であり、第２の方式は
特徴量として両フレームのカーネルとＲＯＩオブジェク
トＲＯＩ間での差分の絶対値の総和を計算する方式であ
る。

【００２２】さらに、第１の方式として、直接法と２次
元フーリエ変換法とが提供される。直接法は相互相関係
数の一般式（定義式）に基づいて計算するものであり、
２次元フーリエ変換法は相互相関関数が原関数のパワー
スペクトラムのフーリエ逆変換であるというウィナー・
ヒンチンの定理を利用して計算するものである。

【００２３】図７は第１の方式の全体の流れの説明図で
ある。c(x,y)が求める相互相関係数分布である。c(x,y)
は複素信号なので、最終的に画像化するには絶対値処理
が必要である。ここで、演算点Ｘ，Ｙループのステップ
（カーネルＲＯＩの転移ピッチ）は、図８に示したカー
ネルＲＯＩ（オブジェクトＲＯＩに同じ）のサイズの縦
横（ｒｘ、ｒｙ）に対して、それぞれ１／４程度とする
ことは、c(x,y)の誤差が許容範囲に収まり、且つ計算時
間の短縮化という観点から好ましい。この場合、計算し
なかったc(x,y)は、補間する。

【００２４】図９は直接法の計算手順の説明図であり、
図１０は２次元フーリエ変換法の計算手順の説明図であ
る。なお、前提条件として図８のように定義する。 ^*c
はcの複素共役、 cc(τx,τy)は相互相関係数、csumは
相互相関係数の x＝τx 、 y＝τy の要素値、ccとcsum
は複素信号とする。

【００２５】図１１は第２の方式の説明図である。或る
カーネルＲＯＩ（中心点(x,y) ）に対してオブジェクト
ＲＯＩをサーチＲＯＩ内で移動しながら各位置で、対応
位置間での差分の総和の絶対値ε(xi,yj) 、及びこのε
(xi,yj) のカーネルＲＯＩ内の総和に対する比率ε´(x
i,yj) を計算し、ε´(xi,yj) の最小値（または最大
値）を当該カーネルＲＯＩ（中心点(x,y) ）における特
徴量とする。このような計算をカーネルＲＯＩを転移し
ながら繰り返すことにより特徴量の２次元分布を生成す
る。

【００２６】上述したように本実施例によると、心筋の
変形の程度を、心時相の異なる２フレームを用いて各フ
レームの局所領域内のＲＦ受信信号の分布間での類似度
（特徴量）として定量化（数値化）して、梗塞心筋を客
観的に画像化できる。しかも、この類似度は、サーチ領
域をサーチするので、梗塞心筋の転移を追従できる。

【００２７】本実施例は、次のように変形可能であり、
上述の説明では２次元の局所領域間のＲＦ受信信号の分
布に基づいて類似性を見たものであるが、これを１次元
追加して３次元の局所領域間での類似性に発展させたも
のである。これは、ＲＦ受信信号の位置情報に奥行き情
報を加えることで、容易に実現できる。つまり、図１２
に示すように、図１の構成にプローブ１の位置を検出す
る位置検出器２０を追加し、特徴量画像生成部７にこの
プローブ１の位置情報を奥行き情報として与えること
で、プローブ１を例えば平行移動しながら得られる多段
層のＲＦ受信信号群を１つの３次元データとして取り扱
うことが可能となる。図１３に、３次元画像処理を施し
たＢモード画像と並列に表示した３次元の特徴量画像の
一例を示す。この変型例によれば、不明な梗塞心筋の３
次元的な転移を捕捉可能である。本発明はその要旨を逸
脱しない範囲において種々変形して実施可能である。な
お上述ではＢモード、カラーフローマッピングにも適用
可能である。

【００２８】

【発明の効果】本発明は、被検体の２次元領域を超音波
で走査することにより、１フレーム分の受信信号を繰り
返し得、この受信信号を検波することにより画像を生成
する超音波診断装置において、第１フレームの第１局所
領域内の受信信号と、前記第１フレームと走査タイミン
グの異なる第２フレームの第２局所領域内の受信信号と
の間の類似性を表す特徴量の２次元分布を生成する特徴
量２次元分布生成手段と、前記２次元分布を特徴量画像
として表示する表示手段とを具備し、正常心筋の周期的
な収縮に従って、組織が変型しないで単に位置が変化
（転移）する梗塞部分を、第１フレームの第１局所領域
内の受信信号と第２フレームの第２局所領域内の受信信
号との間の類似性を高いとして、とらえることができる
ので、正常心筋と差別して梗塞心筋を特徴的に画像化す
ることのできる超音波診断装置を提供できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明による超音波診断装置の一実施例の構成
を示すブロック図。

【図２】図１の特徴量画像生成部のブロック図。

【図３】図２のＤＳＣのブロック図。

【図４】特徴量画像の生成過程の概略的説明図。

【図５】輝度及び色相変換の設定変化を示す図。

【図６】特徴量画像の表示例を示す図。

【図７】特徴量を求める第１の方式の説明図。

【図８】相互相関係数計算に使われるパラメータの説明
図。

【図９】相互相関係数を計算する直接法の計算手順の説
明図。

【図１０】相互相関係数を計算する２次元フーリエ変換
法の計算手順の説明図。

【図１１】特徴量を求める第２の方式の説明図。

【図１２】本発明の超音波診断装置の変型例の構成を示
すブロック図。

【図１３】変型例による特徴量画像の表示例を示す図。

【符号の説明】

１…超音波プローブ、 ２…送信系、３…受信系、
４…信号処理部、５…ＤＳＣ、
６…表示器、７…特徴量画像生成部。

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体の２次元領域を超音波で走査する
   ことにより、１フレーム分の受信信号を繰り返し得、こ
   の受信信号を検波することにより画像を生成する超音波
   診断装置において、 第１フレームの第１局所領域内の受信信号と、前記第１
   フレームと走査タイミングの異なる第２フレームの第２
   局所領域内の受信信号との間の類似性を表す特徴量の２
   次元分布を生成する特徴量２次元分布生成手段と、 前記２次元分布を特徴量画像として表示する表示手段と
   を具備することを特徴とする超音波診断装置。
2. 【請求項２】 前記特徴量２次元分布生成手段は、１つ
   の第１局所領域に対して空間的に近傍する複数の第２局
   所領域各々について特徴量を求め、複数の特徴量の中の
   最大値と最小値の一方を当該第１局所領域の特徴量とす
   ることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
3. 【請求項３】 前記特徴量は前記第１局所領域内の受信
   信号と、前記第２局所領域内の受信信号との間の相互相
   関係数であることを特徴とする請求項１記載の超音波診
   断装置。
4. 【請求項４】 前記特徴量は前記第１局所領域内の受信
   信号と、前記第２局所領域内の受信信号との間の差分値
   であることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装
   置。
5. 【請求項５】 前記表示手段は前記２次元分布を輝度変
   換処理と色相変換処理の一方を介して表示することを特
   徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
6. 【請求項６】 被検体の３次元領域を超音波で繰り返し
   走査することにより前記３次元領域に関する受信信号を
   繰り返し得る手段と、 走査タイミングの異なる第１の受信信号と第２の受信信
   号を用いて局所領域間の類似性を表す特徴量の３次元分
   布を生成する特徴量３次元分布生成手段と、 前記３次元分布を３次元の特徴量画像として表示する表
   示手段とを具備することを特徴とする超音波診断装置。