(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の２次元又は３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フレーム内における前記第１局所領域に対して空間的に近傍する複数の第２局所領域内の受信信号各々との間で相互相関係数を計算し、前記計算した相互相関係数の中の最大値を用いて前記第１局所領域に関する前記第２局所領域に対する類似性を表す特徴量を定義し、前記第１局所領域の位置を変えながら前記特徴量の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。
【請求項２】
被検体の２次元又は３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フレーム内における前記第１局所領域に対して空間的に近傍する複数の第２局所領域内の受信信号各々との間での信号差分の絶対値の総和を計算し、前記計算した総和の中の最小値を用いて前記第１局所領域に関する前記第２局所領域に対する類似性を表す特徴量を定義し、前記第１局所領域の位置を変えながら前記特徴量の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。
【請求項３】
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又は２記載の超音波診断装置。
【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】
本発明の第１局面は、被検体の２次元又は３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フレーム内における前記第１局所領域に対して空間的に近傍する複数の第２局所領域内の受信信号各々との間で相互相関係数を計算し、前記計算した相互相関係数の中の最大値を用いて前記第１局所領域に関する前記第２局所領域に対する類似性を表す特徴量を定義し、前記第１局所領域の位置を変えながら前記特徴量の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。
本発明の第２局面は、被検体の２次元又は３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フレーム内における前記第１局所領域に対して空間的に近傍する複数の第２局所領域内の受信信号各々との間での信号差分の絶対値の総和を計算し、前記計算した総和の中の最小値を用いて前記第１局所領域に関する前記第２局所領域に対する類似性を表す特徴量を定義し、前記第１局所領域の位置を変えながら前記特徴量の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。
【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ＲＦ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１２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ＲＯＩ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ＲＦ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ＲＯＩ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、ＤＳＣ１３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´（ｘｉ，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。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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