(57)【要約】【課題】ノイズに影響されずに血管壁を高精度に検出する。【解決手段】包絡線信号５０は、血管を通過する超音波ビームの受信ＲＦ信号に対する検波の結果として得られるものである。このため、包絡線信号５０は、血管前壁および血管後壁の各々において二つのピークを有している。包絡線信号の加算波形５２は、血管内腔中心Ｏを開始点として、ビーム方向の一方又は両方に向けて包絡線信号５０を累積加算処理して得られる。そして、血管壁検出のしきい値５４によって、血管前壁および血管後壁のいずれか一方の血管壁、あるいは、両方の血管壁が検出される。また、包絡線信号の加算波形５２の傾きの変化から変曲点Ｍ１を検出することで、対応するピークＰ１の位置、すなわち、血管壁を検出することもできる。【選択図】図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体内の血管を通過して超音波ビームを形成する送受波手段と、
前記超音波ビームにより受信した時間軸上の信号を処理する手段であって、血管内部に設定された開始点からビーム方向の一方又は両方に向けて前記時間軸上の信号を累積加算処理して累積加算信号を生成する加算処理手段と、
前記累積加算信号に基づいて血管壁を検出する血管壁検出手段と、
を有する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
請求項１に記載の超音波診断装置において、
前記時間軸上の信号は、超音波の送受波によって得られたＲＦ受信信号を検波して生成される包絡線信号である、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項３】
請求項１に記載の超音波診断装置において、
前記時間軸上の信号は、超音波の送受波によって得られたＲＦ受信信号を整流して得られた正又は負の単極性の成分だけをもった整流信号である、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項４】
請求項３に記載の超音波診断装置において、
前記ＲＦ受信信号はデジタルＲＦ受信信号であり、
前記デジタルＲＦ受信信号における正及び負の両極性をもった各デジタルデータに対して補数関係をもってビット変換を行うことにより前記整流信号を生成するビット変換処理部をさらに有する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項５】
請求項１に記載の超音波診断装置において、
前記血管壁検出手段は、前記累積加算信号のレベルおよび傾きのうちの少なくとも一方を参照して前記血管壁を検出する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は超音波診断装置に関し、特に超音波ビーム上における血管壁の検出に関する。
【背景技術】
【０００２】
近時、血管の動脈硬化、循環器の機能などを計測、診断するために、超音波診断装置が用いられる。例えば、頸部に対してプローブが当接され、その状態で頸動脈に直交するように超音波ビームが形成される。超音波ビームの形成で得られたＲＦ受信信号が検波され、検波後の受信信号において血管内部の中心点からビーム方向に沿って血管壁が探索される。血管内腔と血管壁との境界に相当するエッジおいては一般にエコーの振幅が大きいので、例えば微分処理、閾値処理などによって、そのエッジが検出される。具体的には、血管壁は、内膜、中膜、外膜で検出される。検波後の受信信号においては、内膜に相当するピークと、中膜と外膜の境界面に相当するピークとの内で一方又は両方が特定される。なお、血管壁が検出された場合、例えば、その位置に対してトラッキングゲートが設定されて血管壁の時間変位が計測される。また、血管の直径あるいはその時間的変化を計測することができる。
【０００３】
下記特許文献１には、断層画像上において血管壁を検出する技術が開示されている。しかし、ノイズの影響を排除して血管壁を検出する技術について開示されていない。
【０００４】
【特許文献１】特開平１１−３１８８９６号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
受信信号には多様なノイズが含まれる。例えば、そのノイズとして、血管内部における多重エコーをあげることができる。そのようなノイズが含まれている状態で受信信号に対して、微分処理、閾値処理等を適用して血管壁を検出しようとすると、ノイズを血管壁と誤認してしまう可能性がある。
【０００６】
本発明の目的は、ノイズに影響されずに血管壁を高精度に検出することにある。
【０００７】
本発明の他の目的は、簡易な構成で、ノイズに影響されずに血管壁を高精度に検出することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記目的を達成するために、本発明の好適な態様である超音波診断装置は、生体内の血管を通過して超音波ビームを形成する送受波手段と、前記超音波ビームにより受信した時間軸上の信号を処理する手段であって、血管内部に設定された開始点からビーム方向の一方又は両方に向けて前記時間軸上の信号を累積加算処理して累積加算信号を生成する加算処理手段と、前記累積加算信号に基づいて血管壁を検出する血管壁検出手段と、を有することを特徴とする。
【０００９】
上記構成において、時間軸上の信号とは、例えば、超音波の送受波によって得られたＲＦ受信信号を検波して生成される包絡線信号、または、ＲＦ受信信号を整流して得られた正又は負の単極性の成分だけをもった整流信号などである。また、血管内部に設定された開始点とは、例えば、血管内部の中心点であり、累積加算処理とは、例えば、ビーム方向での積分処理である。
【００１０】
上記構成では、累積加算処理によって、血管内のノイズの影響を低減することができる。つまり、ノイズは、一般的に激しい変化を伴い、また、過渡的に大きな振幅を有する場合があり、これに対して、累積加算処理を行う前に微分処理や閾値処理によって血管壁を検出しようとすると、ノイズを血管壁と誤認してしまう可能性がある。これに対し、累積加算処理を行った後の累積加算信号では、ノイズの激しい変化や過渡的に大きな振幅が平滑化され、血管壁を検出する際のノイズによる影響が低減される。
【００１１】
望ましくは、前記時間軸上の信号は、超音波の送受波によって得られたＲＦ受信信号を検波して生成される包絡線信号である、ことを特徴とする。望ましくは、前記時間軸上の信号は、超音波の送受波によって得られたＲＦ受信信号を整流して得られた正又は負の単極性の成分だけをもった整流信号である、ことを特徴とする。望ましくは、前記ＲＦ受信信号はデジタルＲＦ受信信号であり、前記デジタルＲＦ受信信号における正及び負の両極性をもった各デジタルデータに対して補数関係をもってビット変換を行うことにより前記整流信号を生成するビット変換処理部をさらに有する、ことを特徴とする。望ましくは、前記血管壁検出手段は、前記累積加算信号のレベルおよび傾きのうちの少なくとも一方を参照して前記血管壁を検出する、ことを特徴とする。
【発明の効果】
【００１２】
本発明によれば、ノイズに影響されずに血管壁を高精度に検出することが可能になる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。
【００１４】
図１には、本発明に係る超音波診断装置の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。
【００１５】
プローブ１０は、生体内に超音波を送受波する超音波探触子である。プローブ１０は、生体内の血管を通過するように超音波ビーム４０を形成する。必要に応じて、プローブ１０は、超音波ビーム４０を二次元平面内に亘って走査し、あるいは、三次元空間内に亘って走査する。
【００１６】
送受信部１２は、プローブ１０へ送信信号を供給し、また、プローブ１０から受信信号を取得する。送受信部１２は、送受信制御部１４の指示に基づいて動作する。送受信部１２は、プローブ１０に含まれる複数の振動素子に対し送信信号を供給して超音波ビーム４０を所定方向に走査し、また、プローブ１０から出力される各振動素子ごとの受信信号に整相加算処理などを施して受信ＲＦ信号（受信ビーム）を形成する。つまり、送受信部１２は、いわゆる、送信ビームフォーマおよび受信ビームフォーマとして機能し、超音波ビームごとに受信ＲＦ信号を形成する。送受信部１２で形成された受信ＲＦ信号は、断層画像形成部１６および直交検波器１８へ出力される。
【００１７】
断層画像形成部１６は、受信ＲＦ信号に基づいて、血管を含む生体内の断層画像を形成する。断層画像の形成には周知の技術が利用され、いわゆるＢモード画像が形成される。形成された画像は表示部３０へ出力され、表示部３０に画像が表示される。なお、本実施形態では、受信ＲＦ信号を利用して、三次元画像やドプラ画像などを形成してもよい。これらの画像の形成にも周知の技術が利用される。
【００１８】
直交検波器１８は、参照信号を用いて受信ＲＦ信号を直交検波する。直交検波では、参照信号とその参照信号の位相をπ／２シフトした参照信号を用いて検波が行われる。なお、直交検波器１８に換えて、一つの参照信号で検波を行う検波器を利用してもよい。
【００１９】
包絡線検出器２０は、直交検波器１８における検波結果に基づいて、受信ＲＦ信号の包絡線信号を検出する。そして、検出された包絡線信号は、加算器２４と血管壁検出器２６で構成される血管壁検出部２２へ出力される。
【００２０】
加算器２４は、血管内部に設定された開始点からビーム方向の一方又は両方に向けて包絡線信号を累積加算処理して累積加算信号を生成する。開始点は、開始点設定部２８で設定される。血管壁検出器２６は、累積加算信号に基づいて血管壁を検出する。
【００２１】
図２は、図１の超音波診断装置における血管壁検出処理を説明するための図である。以下、図１に示した部分には図１の符号を用いて血管壁検出処理を説明する。
【００２２】
包絡線信号５０は、包絡線検出器２０で検出される信号である。つまり、包絡線信号５０は、超音波ビームごとの受信ＲＦ信号に対する検波の結果として得られるものである。本実施形態では、血管を通過して超音波ビームが形成される。図２の包絡線信号５０は、血管を通過する一本の超音波ビームに対応しており、血管前壁、血管内腔および血管後壁の各々に対応する部分を含んでいる。血管壁は、内膜、中膜、外膜を含んでおり、一般に、超音波ビームによる検出では、内膜に相当するピークと、中膜及び外膜の境界面に相当するピークが観測される。このため、図２の包絡線信号５０は、血管前壁および血管後壁の各々において、二つのピークを有している。さらに、血管内腔には、多重エコーなどの影響に伴うノイズが含まれている。
【００２３】
ちなみに、この包絡線信号５０を利用して、例えば、血管壁検出のしきい値５４´によるしきい値により血管壁を検出しようとすると、ノイズが血管壁検出のしきい値５４´を超えてしまい、血管壁のみを的確に検出できない。また、微分処理を利用する場合、ノイズ部分における激しい変化が微分処理に大きな影響を及ぼしてしまい、血管壁のみを的確に検出するのが困難である。そこで、本実施形態では、包絡線信号５０に対して加算処理を施した包絡線信号の加算波形５２を利用する。
【００２４】
包絡線信号の加算波形５２は、加算器２４において生成される。加算器２４は、血管内腔中心Ｏを開始点として、ビーム方向の一方又は両方に向けて包絡線信号を累積加算処理する。
【００２５】
開始点となる血管内腔中心Ｏは、開始点設定部２８において設定される。開始点設定部２８は、例えば、ユーザが血管の断層画像を見ながらトラックボールなどの入力デバイスを利用して設定する血管内腔の中心部の位置を血管内腔中心Ｏとして、その位置情報を加算器２４へ出力する。また、開始点設定部２８は、ユーザによって血管部分に設定される血管ＲＯＩ（関心領域）に基づいて血管内腔中心Ｏを決定してもよい。なお、後に説明する加算処理において、開始点は、厳密に血管内腔の中心に位置する必要がない。このため、開始点は、血管内腔の中心付近に設定されていればよく、あるいは、加算処理を妨げない範囲において中心からずれた位置に設定されてもよい。
【００２６】
加算器２４は、設定された開始点としての血管内腔中心Ｏから、前壁側の加算方向および後壁側の加算方向のうちの一方又は両方に向けて包絡線信号５０を累積加算処理する。つまり、一方又は両方に向けて包絡線信号５０の振幅値を積分処理する。その結果、包絡線信号の加算波形５２が得られる。図２において、包絡線信号の加算波形５２は、前壁側の加算方向および後壁側の加算方向の両方の加算結果として示されているが、一方のみの加算処理では、その方向に対応する波形のみが得られる。
【００２７】
包絡線信号５０と包絡線信号の加算波形５２とを比較すると、ノイズの部分に大きな相違が見られる。包絡線信号５０のノイズは、過渡的に大きな振幅を有しているものの、その時間軸方向（積分処理の方向）における広がりが小さい。このため、血管壁における積分処理結果に対してノイズ部分の積分処理結果が極端に小さくなり、例えば、血管壁検出器２６において血管壁検出のしきい値５４によって、血管壁部分とノイズ部分が的確に区別できる。こうして、例えば、血管壁の対象部分（内膜、中膜、外膜など）に合わせて血管壁検出のしきい値５４を適宜設定することにより、ノイズに影響されずに血管壁を高精度に検出することが可能になる。
【００２８】
血管壁検出器２６は、血管壁検出のしきい値５４によって、血管前壁および血管後壁のいずれか一方の血管壁、あるいは、両方の血管壁を検出する。両方の血管壁を検出することにより、血管径の計測などが可能になる。なお、血管壁検出のしきい値５４の値を、血管前壁および血管後壁において異なるように設定してもよい。
【００２９】
血管壁検出器２６は、しきい値を利用した検出処理の他、加算波形の傾きの変化から血管壁を検出することもできる。例えば、図２において、包絡線信号５０の血管前壁におけるピークＰ１は、包絡線信号の加算波形５２における変曲点Ｍ１に対応する。つまり、ピークＰ１の前後において、加算処理の進行状態が変化するため、包絡線信号の加算波形５２では、ピークＰ１の位置に対応する変曲点Ｍ１が発生する。変曲点Ｍ１では、その傾きが大きく変化するため、血管壁検出器２６は、包絡線信号の加算波形５２の傾きの変化から屈折点を検出することで、対応するピークの位置、すなわち、血管壁を検出することができる。
【００３０】
なお、変曲点は、ノイズの部分にも発生している。このため、血管壁検出器２６は、傾きの変化を求める際に、所定期間（積分処理方向における所定長さ）だけ傾きが略一定の部分を検出し、その傾きからノイズの部分ではないと判定する。ノイズは、時間軸方向（積分処理方向）における広がりが小さく、ノイズ部分において包絡線信号の加算波形５２の傾きは短い期間で変化する。このため、所定期間だけ傾きが略一定の部分のみを抽出することで、ノイズ部分が検出対象から除外される。
【００３１】
図１に戻り、血管壁検出器２６において検出された血管壁の位置情報は、表示部３０に出力され、断層画像形成部１６で形成された断層画像上に、血管壁の位置を示すカーソルなどが重ねられ、表示部３０に表示される。もちろん、カーソルの表示などに加えて、あるいは、カーソルの表示とは別に、血管壁の位置を利用した血管径の計測値などを表示してもよい。
【００３２】
図３には、本発明に係る超音波診断装置の別の好適な実施形態が示されており、図３はその全体構成を示すブロック図である。図３の超音波診断装置は、図１の超音波診断装置における直交検波器１８および包絡線検出器２０を、全波整流器２１に置き換えたものに相当する。図３において、図１に示した部分と同じ符号のものは、図１における構成と同じである。
【００３３】
つまり、送受信部１２は、プローブ１０へ送信信号を供給し、また、プローブ１０から受信信号を取得して受信ＲＦ信号を形成する。受信ＲＦ信号は、断層画像形成部１６および全波整流器２１へ出力される。断層画像形成部１６は、受信ＲＦ信号に基づいて、血管を含む生体内の断層画像を形成する。
【００３４】
全波整流器２１は、受信ＲＦ信号を全波整流して正又は負の単極性の成分（絶対値）だけをもった整流信号を出力する。整流信号は、加算器２４と血管壁検出器２６で構成される血管壁検出部２２へ出力される。加算器２４は、血管内部に設定された開始点からビーム方向の一方又は両方に向けて整流信号を累積加算処理して累積加算信号を生成する。開始点は、開始点設定部２８で設定される。血管壁検出器２６は、累積加算信号に基づいて血管壁を検出する。
【００３５】
図４は、図３の超音波診断装置における血管壁検出処理を説明するための図である。以下、図３に示した部分には図３の符号を用いて血管壁検出処理を説明する。
【００３６】
図４の受信ＲＦ信号５１は、血管を通過する一本の超音波ビームに対応しており、血管前壁、血管内腔および血管後壁の各々に対応する部分を含んでいる。血管壁は、内膜、中膜、外膜を含んでおり、一般に、超音波ビームによる検出では、内膜に相当するピークと、中膜と外膜の境界面に相当するピークが観測される。このため、図４の受信ＲＦ信号５１は、血管前壁および血管後壁の各々において、比較的大きな振幅を有している。さらに、血管内腔には、多重エコーなどの影響に伴うノイズが含まれている。
【００３７】
受信ＲＦ信号の整流信号５３は、全波整流器２１で整流された結果として得られる信号であり、受信ＲＦ信号５１の負方向成分が正方向へ折り返されたものである。また、整流信号の加算波形５５は、加算器２４において生成されるものである。加算器２４は、血管内腔中心Ｏを開始点として、ビーム方向の一方又は両方に向けて受信ＲＦ信号の整流信号５３を累積加算処理する。開始点となる血管内腔中心Ｏは、開始点設定部２８において設定される。
【００３８】
加算器２４は、設定された開始点としての血管内腔中心Ｏから、前壁側の加算方向および後壁側の加算方向のうちの一方又は両方に向けて受信ＲＦ信号の整流信号５３を累積加算処理する。つまり、一方又は両方に向けて受信ＲＦ信号の整流信号５３の振幅値を積分処理する。その結果、整流信号の加算波形５５が得られる。図４において、整流信号の加算波形５５は、前壁側の加算方向および後壁側の加算方向の両方の加算結果として示されているが、一方のみの加算処理では、その方向に対応する波形のみが得られる。
【００３９】
そして、血管壁検出器２６は、血管壁検出のしきい値（図２における血管壁検出のしきい値５４に対応する）によって、血管前壁および血管後壁のいずれか一方の血管壁、あるいは、両方の血管壁を検出する。両方の血管壁を検出することにより、血管径の計測などが可能になる。また、血管壁検出器２６は、しきい値を利用した検出処理の他、加算波形の傾きの変化から血管壁を検出することもできる。つまり、血管壁検出器２６は、整流信号の加算波形５５の傾きの変化から屈折点を検出することで血管壁を検出する。この原理は、図２を利用して説明した包絡線信号の加算波形５２の傾きの変化から屈折点を検出して対応するピークの位置、すなわち、血管壁を検出する原理と同じである。
【００４０】
図３に戻り、血管壁検出器２６において検出された血管壁の位置情報は、表示部３０に出力され、断層画像形成部１６で形成された断層画像上に、血管壁の位置を示すカーソルなどが重ねられ、表示部３０に表示される。図３の構成によれば、図１の構成に比べて、直交検波器と包絡線検出器が不要なため、装置の小型化などの点においてメリットがある。
【００４１】
また、図３の装置において、送受信部１２で形成されるＲＦ受信信号がデジタルＲＦ受信信号の場合、そのデジタルＲＦ受信信号における正及び負の両極性をもった各デジタルデータに対して補数関係をもってビット変換を行うことにより整流信号を生成することができる。例えば、図示しないビット変換処理部がその変換処理を実行する。
【００４２】
図５は、デジタルＲＦ受信信号に対するビット変換処理を説明するための図である。デジタルＲＦ受信信号は、各時刻ごとに、その時刻におけるＲＦ受信信号の振幅を示すものであり、振幅の大きさ情報と振幅の極性（正負の符号）情報を含んでいる。
【００４３】
図５では、デジタルＲＦ受信信号の例として４ビットのデータが示されている。例えば、最上位ビットから最下位ビットまでの４ビットが、０１１１の場合は振幅の大きさが＋７であることを示し、０１１０の場合は＋６、０００１の場合は＋１を示している。そして、００００は、振幅の大きさが０であることを示している。
【００４４】
また、図５のデジタルＲＦ受信信号は、２の補数のデジタル信号であり、例えば、最上位ビットから最下位ビットまでの４ビットが、１１１１の場合は振幅の大きさが−１であることを示し、１０１０の場合は−６、１００１の場合は−７を示している。ちなみに、図５に示すように、最上位ビットが０の場合は正の数（０を含む）であり、最上位ビットが１の場合は負の数に対応するため、最上位ビットが符号ビットの役割を担っている。また、２の補数のデジタル信号のため、絶対値が同じで符号が異なる二つのデータを加算すると、その加算結果は、繰り上げられるビットを無視すると００００となる。
【００４５】
そこで、最上位ビットが１の場合に、そのデジタルＲＦ信号の４つのビットの各々をビット反転して１を加えることにより、極性を反転させたデジタルＲＦ信号を得ることができる。例えば、振幅の大きさが−６の場合、１０１０の各ビットをビット反転させた結果０１０１が得られ、さらに１を加えることにより、０１１０となる。これは、振幅の大きさが＋６のデータに相当する。こうして、デジタルＲＦ受信信号に対する整流処理が実行される。
【００４６】
なお、最上位ビットが１の場合に、そのデジタルＲＦ信号の４つのビットの各々をビット反転することのみによって、つまり、その後に１を加えることを省略して、整流処理を実行してもよい。この場合、振幅の大きさで１に相当する誤差が生じることになるが、振幅が大きい場合にはその誤差は無視できるであろう。
【００４７】
このように、整流処理をビット反転処理により実現することで、図３の全波整流器２１をビット反転回路で実現できるため、回路をさらに小型化することも可能になる。例えば、ビット反転回路を加算器２４に設けて、全波整流器２１を省略した構成なども可能である。
【００４８】
以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、上述した実施形態は、あらゆる点で単なる例示にすぎず、本発明の範囲を限定するものではない。
【図面の簡単な説明】
【００４９】
【図１】本発明に係る超音波診断装置の全体構成を示すブロック図である。
【図２】図１の超音波診断装置における血管壁検出処理を説明するための図である。
【図３】本発明に係る別の超音波診断装置の全体構成を示すブロック図である。
【図４】図３の超音波診断装置における血管壁検出処理を説明するための図である。
【図５】デジタルＲＦ受信信号に対するビット変換処理を説明するための図である。
【符号の説明】
【００５０】
１８  直交検波器、２０  包絡線検出器、２１  全波整流器、２４  加算器、２６  血管壁検出器、２８  開始点設定部。
【図１】
2006051285.tif 000003
【図２】
2006051285.tif 000004
【図３】
2006051285.tif 000005
【図４】
2006051285.tif 000006
【図５】
2006051285.tif 000007