(57)【要約】【課題】  従来の医用画像診断装置では、種々の要因により発生する偽の画像（アーチファクト）が真の組織像に重なって表示されるために診断に大きな支障を来たしていた。とくに、超音波水浸法は多重反射によるアーチファクトのため実用化が困難であった。【解決手段】  真の画像情報と偽の画像情報を含み偽の画像情報の位置が異なる複数の画像情報を収集し、複数の画像情報の加算、減算の組み合わせによる演算処理により偽の画像情報を除去し、真の組織像のみを表示する。【選択図】  図１
2007236681.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の体内臓器を画像として表示する医用画像診断装置において、
真の画像情報と偽の画像情報を含み、前記真の画像情報と前記偽の画像情報の位置関係が異なる複数の画像情報を収集するための画像収集手段と、
前記複数の画像情報について前記真の画像情報が同じ位置になるようにして、前記複数の画像情報の和から前記複数の画像情報の差に基づく情報を差し引くことにより、前記偽の画像情報を除去し前記真の画像情報のみの画像を出力するための演算手段と、
を備えることを特徴とする医用画像診断装置。
【請求項２】
前記演算手段は、
前記複数の画像情報の和から前記複数の画像情報の差の絶対値を差し引くことを特徴とする請求項１記載の医用画像診断装置。
【請求項３】
前記演算手段は、
前記複数の画像情報の和から前記複数の画像情報の差にステップ関数を掛けた値を差し引くことを特徴とする請求項１記載の医用画像診断装置。
【請求項４】
前記ステップ関数は、
前記複数の画像情報のうちの第１の画像情報における偽の画像情報と、前記複数の画像情報のうちの第２の画像情報における偽の画像情報とに対して、互いに逆の符合となる係数を掛ける関数であることを特徴とする請求項２記載の医用画像診断装置。
【請求項５】
前記画像収集手段は、
前記被検体に対して超音波パルスを送受信して得られた超音波信号に基づいて前記複数の画像情報を収集することを特徴とする請求項１記載の医用画像診断装置。
【請求項６】
前記画像収集手段は、
超音波パルスを送受信する超音波プローブを超音波ビーム方向へ移動して前記複数の画像情報を得ることを特徴とする請求項５記載の医用画像診断装置。
【請求項７】
前記超音波プローブの移動距離は超音波のパルス幅以上である請求項５記載の医用画像診断装置。
【請求項８】
前記画像収集手段は、
超音波ビーム方向を変えることによって得られた前記複数の画像情報を得ることを特徴とする請求項５記載の医用画像診断装置。
【請求項９】
前記超音波ビーム方向は、超音波プローブに配列された複数の超音波振動子の駆動タイミングを制御することにより、電子的に変化されることを特徴とする請求項８記載の医用画像診断装置。
【請求項１０】
前記演算手段は、
超音波の反射波の高周波信号あるいは直交検波信号に基づいて演算処理を行うことを特徴とする請求項５記載の医用画像診断装置。
【請求項１１】
前記演算手段は、
超音波の反射波の検波信号あるいはそれを処理した信号に基づいて演算処理を行うことを特徴とする請求項５記載の医用画像診断装置。
【請求項１２】
前記演算手段は、
空間処理された画像情報に基づいて演算処理を行うことを特徴とする請求項１記載の医用画像診断装置。
【請求項１３】
前記偽の画像情報は、
前記超音波プローブから送信された超音波パルスが、音響インピーダンス不整合面で反射され、さらに前記超音波プローブの超音波放射面で反射されることによって現れる画像であることを特徴とする請求項５記載の医用画像診断装置。
【請求項１４】
前記超音波プローブと前記被検体表面の間に音響伝播物質を配置するための音響伝播物質配置手段を備え、
前記音響インピーダンス不整合面は、前記音響伝播物質と接触した前記被検体の表面または表面を覆う膜であることを特徴とする請求項１３記載の医用画像診断装置。
【請求項１５】
前記音響インピーダンス不整合面は、
前記被検体の乳房を圧迫するための圧迫板であることを特徴とする請求項１３記載の医用画像診断装置。
【請求項１６】
被検体の体内臓器を画像として表示する医用画像診断装置に、
真の画像情報と偽の画像情報を含み、前記真の画像情報と前記偽の画像情報の位置関係が異なる複数の画像情報を収集するための画像収集機能と、
前記複数の画像情報について前記真の画像情報が同じ位置になるようにして、前記複数の画像情報の和から前記複数の画像情報の差に基づく情報を差し引くことにより、前記偽の画像情報を除去し前記真の画像情報のみの画像を出力するための演算処理機能と、
を実行させることを特徴とする医用画像診断装置の制御プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医用画像診断装置に係り、とくにアーチファクトの発生する画像においてアーチファクトを除去する機能を有する医用画像診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
医用画像診断装置は生体との相互作用により得られるエネルギー信号を検出して、体内臓器を画像として表示する装置であり、Ｘ線を用いるＸ線診断装置、Ｘ線ＣＴ装置、磁気エネルギーを用いるＭＲＩ、超音波を用いる超音波診断装置、γ線を用いる核医学診断装置などがある。これらの装置は、現在では広く普及しており、性能も年々向上している。
【０００３】
しかし、これらの装置で生成された体内臓器の画像は、必ずしも真の臓器の画像のみではなく、種々の要因により実際には存在しない偽の画像が混在することがある。これを通常アーチファクト（偽像）と呼んでいる。画像にアーチファクトが混在すると正確な診断ができず誤診につながりかねない。アーチファクトの出方は、診断装置の種類によって異なり、その対策には装置固有の改善方法がとられているが、十分に除去できないものもある。例えば、Ｘ線ＣＴ装置における線状のストリークアーチファクトや、超音波診断装置における各種のアーチファクトである。とくに、超音波診断装置における多重反射によるアーチファクト、サイドローブまたはグレイティングローブによるアーチファクトは、超音波水浸法では大きな障害となる。
【０００４】
超音波診断装置におけるアーチファクトの除去についてはすでに発明がある（特許文献１）。この発明では、超音波プローブを傾けて（文面によれば少なくとも２つの傾倒角で）複数のデータを収集し、評価プログラムを介して所定の閾値の周囲において方向に依存する構造を規定し、それぞれ走査方向上に投影して、減算によって比較し、アーチファクトを無視する方法が示されている。この評価プログラムは処理が複雑で、適切な閾値の設定も困難であり、閾値によってアーチファクトか否かの評価結果が異なるため確実なアーチファクト除去は難しい。また、明細書中に簡単な方法として真の画像に偽の画像が重なった画像（Ａ＋Ｂ）から真の画像Ａを差し引くと偽の画像Ｂだけが得られ、真の画像に偽の画像が重なった画像（Ａ＋Ｂ）から偽の画像Ｂを差し引くと、真の画像Ａが得られるとの説明があるが、２枚の画像がともに偽の画像を含む場合はこの演算処理では偽の画像を差し引くことはできない。
【特許文献１】特表２００２−５１２７３５号  公報
【特許文献２】特公昭６２−４９８９号  公報
【特許文献３】特公平４−１４０１５号  公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
以上述べたように、医用画像診断装置で得られる画像のアーチファクトは診断上大きな問題であり、アーチファクトを軽減あるいは除去することが常に重要な課題となっている。本発明は、このような従来の問題点を解決しようとするもので、アーチファクトを含む画像からアーチファクトを除去し、真の画像のみを出力する医用画像診断装置及び医用画像診断装置の制御プログラムを提供することを目的とする。また、とくに従来困難とされた超音波診断装置のアーチファクトを容易かつ確実に除去し、超音波診断装置の画質改善、超音波水浸法の実用化を可能にすることを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
上記課題を解決するため、本発明に係る医用画像診断装置は、被検体の体内臓器を画像として表示する医用画像診断装置において、真の画像情報と偽の画像情報を含み、前記真の画像情報と前記偽の画像情報の位置関係が異なる複数の画像情報を収集するための画像収集手段と、前記複数の画像情報について前記真の画像情報が同じ位置になるようにして、前記複数の画像情報の和から前記複数の画像情報の差に基づく情報を差し引くことにより、前記偽の画像情報を除去し前記真の画像情報のみの画像を出力するための演算手段と、を備えることを特徴とする。
【０００７】
また、本発明に係る医用画像診断装置の制御プログラムは、被検体の体内臓器を画像として表示する医用画像診断装置に、真の画像情報と偽の画像情報を含み、前記真の画像情報と前記偽の画像情報の位置関係が異なる複数の画像情報を収集するための画像収集機能と、前記複数の画像情報について前記真の画像情報が同じ位置になるようにして、前記複数の画像情報の和から前記複数の画像情報の差に基づく情報を差し引くことにより、前記偽の画像情報を除去し前記真の画像情報のみの画像を出力するための演算処理機能と、を実行させることを特徴とする。
【発明の効果】
【０００８】
本発明によれば、アーチファクトを含む画像からアーチファクトを除去し、真の画像のみを出力する医用画像診断装置及び医用画像診断装置の制御プログラムを提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００９】
（第１の実施形態）
以下、本発明の第１の実施形態を図１〜図８に基づいて説明する。図１では医用画像診断装置に共通な本実施形態のアーチファクト除去の方法およびその原理について、図２〜図８では超音波診断装置に本実施形態を適応した場合について説明する。
【００１０】
図１は医用画像診断装置で収集した２枚の画像（図１ａ、図１ｂ）と演算処理を行った３枚の画像（図１c〜図１e）を示している。体内臓器の表示領域１が四角の枠で示されており、その内部に組織の画像が表示されている。図１ａ、図１ｂに示された組織の画像２ａは真の画像であり、図１ａには真の画像２ａに重なって第１のアーチファクト３が表示され、図１ｂには真の画像２ａに重なって第２のアーチファクト４が表示されている。そして、第１のアーチファクト３と第２のアーチファクト４は真の画像２ａに対して異なる位置にある。真の画像２ａの信号の強さをＡ、第１のアーチファクト３の強さをＢ１、第２のアーチファクト４の強さをＢ２とする。アーチファクトは真の画像に重なって表示されているので、アーチファクトの表示されている部分の信号の大きさは、それぞれＡ＋Ｂ１、Ａ＋Ｂ２である。ここで、Ａ、Ｂ１、Ｂ２は正の値とする。
【００１１】
図１ｃは図１ａと図１ｂの和の画像であり、真の画像２ｂの信号の強さは２Ａ、第１のアーチファクト３の部分の強さは２Ａ＋Ｂ１、第２のアーチファクト４の部分の強さは２Ａ＋Ｂ２である。Ｂ１とＢ２の位置が異なるため、全体では２Ａ＋Ｂ１＋Ｂ２である。図１ｄは図１ａと図１ｂの差の絶対値の画像であり、真の画像２ａは同じであるから差がゼロとなり、第１のアーチファクト３の部分は｜Ａ＋Ｂ１−Ａ｜＝Ｂ１、第２のアーチファクト４の部分は｜Ａ−（Ａ＋Ｂ２）｜＝Ｂ２であり、全体ではＢ１＋Ｂ２である。すなわち、図１ｃは真の画像の２倍と２つのアーチファクトが重なった画像であり、図１ｄは２つのアーチファクトのみの画像である。したがって、図１ｃから図１ｄを差し引いて２で割ると、（２Ａ＋Ｂ１＋Ｂ２−Ｂ１−Ｂ２）／２＝Ａとなり、図１ｅに示すように、第１のアーチファクト３、第２のアーチファクト４がともに除去され真の画像２ａが得られる。
【００１２】
あるいは、図１ａと図１ｂの差の画像（Ｂ１−Ｂ２）に対して、第１のアーチファクト３と第２のアーチファクト４との中間の位置に境界５を設け、境界５の第１のアーチファクト３の側には＋１、第２のアーチファクト４の側には−１のステップ関数を掛けると、（Ｂ１＋Ｂ２）となり図１ｄと同じ画像が得られる。したがって、図１ｃから差にステップ関数を掛けた画像を差し引くことにより、偽の画像が除去され真の画像が得られる。ただし、この場合はＡ、Ｂ１、Ｂ２が正の値である必要はなく応用範囲が広い。
【００１３】
次に本実施形態を水浸法による超音波診断装置に応用した場合について詳細に説明する。
【００１４】
図２は、本実施形態に係る超音波診断装置のブロック構成図を示している。同図に示すように、本超音波診断装置は、超音波プローブ１１、プローブ移動機構２２、移動距離測定ユニット２７、モニタ２００、超音波送信ユニット１０１、超音波受信ユニット１０２、Ｂモード処理ユニット１０３、スキャンコンバータ１０５、メモリ１０６、演算ユニット１０７を具備している。以下、個々の構成要素の機能について説明する。
【００１５】
超音波プローブ１１は、超音波受信ユニット１０１からの駆動信号に基づき超音波を発生し、被検体からの反射波を電気信号に変換する複数の超音波振動子、当該超音波振動子に設けられる整合層、当該超音波振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材等を有している。当該超音波プローブ１１から被検体に超音波が送信されると、当該送信超音波は、音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、エコー信号として超音波プローブ１１に受信される。このエコー信号の振幅は、反射することになった不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。
【００１６】
プローブ移動機構２２は、超音波プローブ１１と被検体との距離を変化させるための機構である。例えば、被検体に接した液体容器に浸された超音波プローブ１１が被検体上部に機械的に支持される場合、この機械的支持手段に移動機構が組み込まれることにより、超音波プローブ１１の被検体に対する移動が可能となる。プローブ移動機構２２は装置本体１００からの命令に基づいて駆動される。
【００１７】
移動距離測定ユニット２７は、プローブの移動距離を検出する。本実施形態においては、超音波プローブ１１はプローブ移動機構２２によって機械的に移動されるので、このプローブ移動機構２２に周知の検出機構を設けることにより、移動距離が検出される。また、移動距離測定ユニット２７は、装置本体１００からプローブ移動機構２２への駆動情報を検知するものであってもよい。この場合は、移動距離測定ユニット２７は装置本体１００に内蔵されるものであってもよい。
【００１８】
この他にも、光学センサや磁気センサなどの周知の位置センサを用い、所定位置からの移動距離を検出するものであってもよい。本実施形態においては画像処理で精度の高い位置情報が求められるので、磁気センサよりも高精度に位置検出できる光学センサを用いることがより好適である。検出された移動距離は演算ユニット１０７に送信され、アーチファクト低減のための演算に用いられる。
【００１９】
モニタ２００は、スキャンコンバータ１０５からのビデオ信号に基づいて、生体内の形態学的情報を画像として表示する。
【００２０】
超音波送信ユニット１０１は、高電圧パルス発生回路等を有している。高電圧パルス発生回路では、所定のレート周波数ｆｒ  Ｈｚ（周期；１／ｆｒ秒）で、送信超音波を形成するための高電圧パルスが繰り返し発生される。
【００２１】
超音波受信ユニット１０２は、図示していないアンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、遅延回路、加算器等を有している。アンプ回路では、プローブ１２を介して取り込まれたエコー信号をチャンネル毎に増幅する。Ａ／Ｄ変換器では、この増幅されたエコー信号のアナログ−デジタル変換を行う。そして、遅延回路により、受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与え、その後加算器において加算処理を行う。この加算により、エコー信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的なビームが形成される。
【００２２】
Ｂモード処理ユニット１０３は、超音波受信ユニット１０２及び演算ユニット１０７からエコー信号を受け取り、検波処理、対数増幅、包絡線検波処理などを施し、信号強度がモニタ２００上に明るさで表現されるデータを生成する。このデータは、スキャンコンバータ１０５に送信され、反射波の強度を輝度にて表したＢモード画像としてモニタ２００に表示される。
【００２３】
スキャンコンバータ１０５は、超音波スキャンの走査線信号列を、テレビなどに代表される一般的なビデオフォーマットの走査線信号列に変換し、表示画像としての超音波診断画像を生成する。スキャンコンバータ１０５は、画像データを格納する記憶メモリを搭載しており、例えば診断の後に操作者が検査中に記録された画像を呼び出すことが可能となっている。
【００２４】
メモリ１０６は、超音波受信ユニット１０１からのエコー信号を記憶する。メモリ１０６にはプローブの位置を変えた複数時点における複数組のエコー信号が記憶される。
【００２５】
演算ユニット１０７は、メモリ１０６に記憶された複数組のエコー信号と、移動距離測定ユニットから取得した移動距離の情報を用い、上述した方式に基づく加減算や絶対値処理等の演算処理をする。演算処理によって得られたエコー信号は、Ｂモード処理ユニット１０３に入力され、最終的にアーチファクトの低減された超音波画像がモニタ２００に表示される。演算ユニット１０７の行う演算処理は本実施形態の特徴部である。以下、この演算処理の具体的手法を中心に詳述する。
【００２６】
図３は水浸法において組織に重なって表示される多重反射アーチファクトと、プローブの移動に伴う多重反射アーチファクトの位置の移動の様子を示すための説明図である。
【００２７】
まず、図３の左側の図を用いて説明する。多数の振動子１２が配列された超音波プローブ１１が液体容器内の温水１４の中におかれ、温水を介して例えば乳房などの被検体１６に対して超音波の送受信を行う。図２の超音波送信ユニット１０１から高電圧パルスがケーブル１３を通して振動子１２に加えられると超音波が発射され、被検体からの反射超音波が振動子に当たると電圧が発生しケーブル１３を通して図２の超音波受信ユニット１０２を介してメモリ１０６、Ｂモード処理ユニット１０３に入力され、スキャンコンバータ１０５により断面像が生成されモニタ２００に表示される。超音波プローブ１１は、図に矢印で示したプローブ移動機構２２により水面２３を越えないように超音波ビーム方向に移動する。移動距離は移動距離検出ユニット２７により検出される。
【００２８】
被検体の表面すなわち体表１５は通常は皮膚であり、温水１４との音響インピーダンスの差が大きいため比較的強い反射を起こし、最初の反射波は画像上では体表の断面として振動子表面１２からＸの距離に正しく表示される。体表の下の組織１６も断面像として表示される。
【００２９】
このとき、超音波ビームに垂直な体表の部分１９からの反射はとくに強く、反射して振動子表面１２に到達した超音波２０は、振動子の音響インピーダンスが水に比較して非常に大きいため強い反射を起こし、再び被検体の方向に向かい体表１９で反射されて振動子に到達する。これが多重反射信号となる。この信号の到達時間は振動子１２と体表１９の間を２度往復するため、初めの反射波の到達時間の２倍であり、多重反射像２１ａは振動子から体表までの２倍の距離すなわち振動子から２Ｘの位置に表示される。すなわち、体表１９からはＸの距離に表示される。この位置の本来の組織像１７を楕円で示してあり、組織像１７と多重反射像２１ａは重ねて表示される。
【００３０】
図３の右側の図は超音波プローブを上にＸｓだけ移動した場合を示している。このとき、振動子表面１２と体表１９の距離はＸ＋Ｘｓとなるが、多重反射の画像２１ｂは振動子表面２から２Ｘ＋２Ｘｓの距離になる。これらの画像全体の表示位置をＸｓだけ振動子側に戻すと、体表１５およびその下の組織１６、組織像１７は左側の図と同じ位置に表示される。一方、多重反射の画像２１ｂは体表１５、組織１６、１７に対してＸｓだけ下に表示される。この位置にある組織像１８を図には長方形で示してある。
【００３１】
したがって、左から右の画像を差し引けば同じ位置に表示されている体表１５、組織像１６、１７、１８は消え、多重反射像２１ａと２１ｂだけの画像を得ることができる。逆にこれらの画像を加算すれば、体表１５、組織像１６、１７、１８と多重反射像２１ａ、２１ｂとを重ねた画像になる。後者の重複画像から前者の多重反射だけの画像を差し引くことができれば、多重反射像を除去し真の組織画像を得ることができる。
【００３２】
しかしながら、実際には、単なる減算と加算だけでは多重反射像を取り除くことができない。次に、図４〜図６を用いて、多重反射を取り除くための演算処理について詳しく説明する。
【００３３】
図６には（ａ）〜（ｇ）の７種類の高周波信号の反射波波形が示されている。横軸は時間（μｓ）であり、縦軸は反射波信号電圧の相対的な値である。パルス波形の包絡線は正規分布曲線で近似し、超音波周波数は５ＭＨｚ、超音波パルスの半値幅は約０．６ｍｍ、プローブの移動距離すなわち組織１７と組織１８の位置の間隔は２．３ｍｍとした場合の例である。距離を時間に対応させると、パルスの半値幅は約０．８μｓ、プローブの移動距離は約３μｓである。組織１７、組織１８、多重反射２１ａの振幅比は０．７：１：０．５であり、多重反射２１ａの振幅が組織１７、組織１８の振幅より大きい場合である。
【００３４】
（ａ）の波形３１は図３の組織１７からの反射波、波形３２は組織１８からの反射波の波形である。（ｂ）の波形３３は図３の多重反射２１ａの波形である。（ｃ）の波形３４は組織１７の波形３１と多重反射の波形３３の波形が重なったものである。組織１７の波形と多重反射の波形３３は１／８波長だけずれている。（ｄ）と（ｅ）の波形はプローブをＸｓだけ移動し、得られた信号を距離Ｘｓに相当する時間だけ戻したシフト信号の波形である。（ｄ）の波形３５は図３の右側の図の多重反射２１ｂのシフト信号の波形であり、（ｅ）の波形３６は組織１７を表すシフト波形であり、波形３７は組織１８と多重反射２１ｂが重畳した波形のシフト波形である。
【００３５】
実際に反射信号として得られるのは、（ｃ）と（ｅ）の組織と多重反射が重なった波形のみであり、（ａ）、（ｂ）、（ｄ）など、組織単独あるいは多重反射単独の波形は測定できない。したがって、（ｃ）と（ｅ）の波形を用いて、真の波形（ａ）を求めることが本実施形態の課題である。
【００３６】
まず、（ｃ）と（ｅ）の波形を加算する。組織１７の反射波形３１をＴ１、組織１８の反射波形３２をＴ２、多重反射３３の波形をＭとする。すると、（ｃ）と（ｅ）を加算した波形は組織１７の位置が（２Ｔ１＋Ｍ）、組織１８の位置が（２Ｔ２＋Ｍ）となる。次に、（ｃ）から（ｅ）の波形を減算すると、組織１７の位置がＭ、組織１８の位置が−Ｍとなる。減算波形がともにＭであれば、加算波形から減算波形を差し引くことにより２（Ｔ１＋Ｔ２）となり、組織のみの真の画像が得られるが、一方がＭ、他方が−Ｍのためそうはならない。
【００３７】
図４（ｆ）は、距離が体表から（Ｘ＋Ｘｓ／２）に相当する時間より手前は１、その後は−１の値をもつステップ関数３８である。このステップ関数３８をＫｔとすると、Ｋｔと減算波形の積は、組織１７と組織１８の両方の位置においてＭとなる。（ｇ）の演算処理波形３９と４０は、加算波形からステップ関数Ｋｔと減算波形の積を差し引き２で割ったもので、組織のみの波形（ａ）の３１と３２に等しくなり、このような演算処理により多重反射信号が除去されて組織のみの画像が得られる。
【００３８】
以上の演算処理は、反射信号そのものすなわち高周波信号で行ったものであるが、本実施形態はこれに限られない。位相情報をもつ直交検波波形を用いても同じ結果が得られる。しかし、通常超音波断層像を表示するときに用いられる検波信号、すなわち高周波信号を両波整流したものの抱絡線では位相の情報をもたないため、上述の演算処理では多重反射を除去できない場合が出てくる。そこで、次に検波信号を用いて多重反射を除去する方法について詳しく説明する。
【００３９】
図５の（ｈ）〜（ｍ）は検波波形であり、超音波周波数その他の条件は図４と同じであり、組織１７の波形と多重反射２１ａの波形は１／８波長ずれている。
【００４０】
図５（ｈ）は、プローブ移動前の組織１７、組織１８、多重反射２１ａの合成波形であり、この場合は組織１７からの反射と多重反射２１ａが重なって波形４１を形成し、組織１８の位置には組織１８からの反射波４２のみがある。図４と同様に、組織１７の反射波形４１をＴ１、組織１８の反射波形４２をＴ２、多重反射４３の波形をＭとすれば、波形４１は｜Ｔ１＋Ｍ｜、波形４２は｜Ｔ２｜と表される。（ｉ）はプローブ移動後のシフト波形であり、波形４３は組織１７のみの波形｜Ｔ１｜、波形４４は組織１８と多重反射２１ｂが重なった波形｜Ｔ２＋Ｍ｜である。（ｈ）と（ｉ）はいずれも組織と多重反射の合成波形であり、受信信号から得られるものである。（ｊ）は（ｈ）と（ｉ）の平均であり、波形４５は（｜Ｔ１｜＋｜Ｔ１＋Ｍ｜）／２］、波形４６は（｜Ｔ２｜＋｜Ｔ２＋Ｍ｜）と表される。（ｋ）は（ｈ）と（ｉ）の差を２で割った値の絶対値の波形であり、波形４７は｜｜Ｔ１＋Ｍ｜−｜Ｔ１｜｜／２、波形４８は｜｜Ｔ２｜−｜Ｔ２＋Ｍ｜|／２と表される。
【００４１】
図５（ｌ）は（ｊ）から（ｋ）を差し引いた処理波形、（ｍ）は組織のみの波形である。処理波形（ｌ）が、組織のみの波形（ｍ）に等しくなればよい。図５の例では、組織１７と多重反射２１ａの波形が１／８波長ずれているがほとんど同位相であるため、（ｌ）と（ｍ）の差はほとんどゼロとなり、多重反射アーチファクトは除去される。
【００４２】
図６は組織１７と多重反射２１ａの波形が半波長ずれている場合について図５と同じものを示している。図５と図６の番号は４１と６１、４２と６２のように、図５の番号に２０を足した番号が図６の波形に対応している。
【００４３】
図６の（ｎ）の波形６１は組織１７と多重反射２１ａが重なった波形であるが、位相が反転しているため合成波形の振幅はそれぞれの和とはならず差となって、図５の（ｈ）とは異なりいずれの波形よりも小さくなっている。図６の（ｏ）の波形６４も同様である。
【００４４】
図６の（ｒ）は図５と同じ方法による処理波形であるが、組織のみの波形（ｓ）と比較すると、組織１７の位置にある処理波形６９はあきらかに真の波形７１に比較して小さく、組織の反射波と多重反射の位相が逆位相に近い場合は、厳密にはこの演算処理では多重反射アーチファクトが除去されない。すなはち、組織の反射波と多重反射の位相関係により、多重反射アーチファクトが除去される場合とされない場合があることが分かる。
【００４５】
しかし、プローブを移動させることにより、組織と多重反射の位相関係を変えることができる。例えば、プローブを１／８波長だけ遠ざけると往復距離が１／４波長だけ長くなり、組織の反射波に対する多重反射の位相は移動前後で１／４波長だけ変化する。したがって、プローブを１／８波長ずつ移動しながら４種類の信号を収集しそれらを加算したものについて、上記の演算処理を行うことによって位相の影響を除くことができる。
【００４６】
図７（ｔ）〜（ｙ）は、プローブを１／８波長（この例では０．０７５ｍｍ）ずつごく僅か移動して得られた４個の波形をそれぞれ移動した距離だけ戻して加算した波形と、その後プローブを７．５波長（４．５ｍｍ）移動しさらに１／８波長ずつ移動して得られた４個の波形をそれぞれ移動した距離戻して加算した波形との間で上記の演算処理を行った結果である。すなわち、図５あるいは図６において、移動前の合成波形として１／８波長ずつ移動して４個の波形を加算した波形、移動後のシフト波形として７．５波長移動してさらに１／８波長ずつ移動して４個の波形を加算した波形を用いたものである。
【００４７】
このようにすると、図７（ｘ）、（ｙ）に示すように、処理波形８９、９０と多重反射を含まない組織のみの反射波形９１、９２は、組織１７からの反射波と多重反射２１ａの位相関係によらずほとんど等しくなる。
【００４８】
例えば超音波の周波数が５ＭＨｚの場合、波長は約０．６ｍｍ、１／８波長は０．０７５ｍｍで、対応する時間は０．２μｓと０．０２５μｓでありごく僅かであるから、微細なプローブの移動機構および移動距離測定用のセンサが必要である。ただし、この程度の精密な機構は従来技術で十分である。僅かな移動距離だけ戻す場合は正確な移動距離の測定と適切な音速の設定が必要であるが、例えば水温を３７度に一定にするなどで十分可能である。また、移動距離に測定誤差などがあっても、多重反射の存在するおよその位置は分かっているので、正常組織のみの部分の移動前後の差の波形が最小になる位置を求めて微細な調整を行うことができる。
【００４９】
また、ここではプローブを１／８波長ずつずらした４つの波形を加算する場合を説明したが、これに限られない。例えば、３／８波長ずらした波形や、５／８波長ずらした波形など、１／８の奇数倍の波長ずらした波形を加算した信号を用いても適応可能である。
【００５０】
これまで、超音波信号の重なりが反射波の位相関係により加算にも減算にもなりうることから、その詳細を検討してすべての場合について多重反射の削除が可能なことを説明した。しかし、体内臓器は一般には超音波の波長（例えば、周波数が５ＭＨｚの場合は約０．３ｍｍ）より細かな組織構造をしており、超音波特有のスペックルパターンを生じ位相関係が崩れている。したがって、位相を考慮することなく加算、減算、絶対値などの演算を行ってもよい。このようにしても、アーチファクトの除去効果に大きな差はみられない場合も多い。
【００５１】
また、超音波診断装置で通常行われているように受信信号の振幅を対数圧縮したり、非線形処理をした後にアーチファクト除去の演算処理を行うことも可能である。さらに、画像に対してスペックル除去のための特殊な空間処理や一般的なフィルタ処理などを行った画像を用いてアーチファクト除去の演算処理を行ってもよい。つまり本実施形態においては、アーチファクト除去の演算処理をＢモード処理ユニット１０３の前段での信号を用いて行っているが、これに限られない。Ｂモード処理ユニット１０３で生成される信号や、スキャンコンバータ１０５に入力される信号、あるいはスキャンコンバータ１０５が生成する画像データに対して同様の処理を行うものであってもよい。
【００５２】
次に、本実施形態に係る超音波診断装置の実際の動作態様の一例について図８を用いて説明する。
【００５３】
まず、ステップＳ１として、操作者が被検体および装置を所定の位置にセッティングする。具体的には、被検体を寝台に仰向けに載置し、さらに被検体の乳房の上に超音波プローブ１１や、温水１４の入った液体容器をセットする。
【００５４】
次に、ステップＳ２として、操作者が所定の入力を行うことにより超音波信号の収集が開始される。この入力を受け、ステップＳ３へと移る。
【００５５】
ステップ３においては、プローブ移動機構２２が駆動し、超音波プローブ１１を所定位置まで移動する。これと同時に、移動距離測定ユニット２７は超音波プローブ１１の移動距離を検出し、メモリ１０６に記憶する。
【００５６】
そして、ステップＳ４として、超音波信号が収集される。具体的には、超音波プローブ１１から超音波が送受信され、得られた超音波信号が超音波受信ユニット１０２を介し、メモリ１０６に記憶される。なお、ここで収集される超音波信号は、一断面分の信号に限られない。例えば、超音波プローブ１１を超音波送受信方向と異なる方向に回転移動させたり、平行移動させたりすることにより、三次元的な領域の超音波信号を収集してもよい。
【００５７】
さらにステップＳ５において、設定された条件に基づき、さらに異なる位置における超音波信号の収集を行うか否かが判断される。さらに異なる位置での超音波信号の収集を行う場合はステップＳ３に戻り、また、設定された位置での収集を全て終了した場合には、ステップＳ６に移る。ここでの設定された条件とは、上述した演算処理を行うためのプローブの移動距離の条件であり、あらかじめ装置に設定されているものであってもよいし。操作者が適宜設定変更できるものであってもよい。しかし、少なくとも超音波のパルス幅以上離れた２つの位置で超音波信号を収集するよう設定されていることが必須である。このようなステップＳ３ないしステップＳ５の動作を繰り返して、それぞれ位置関係の異なる複数の超音波信号が収集される。
【００５８】
ステップＳ６において、演算ユニット１０７がメモリ１０６に記憶されている複数の超音波信号と、それぞれに対応するプローブの移動距離の情報を読み出す。演算ユニット１０７は、取得したこれらの情報に基づき、上述した加減算や絶対値処理等を行う。
【００５９】
そしてステップＳ７において、演算ユニット１０７において演算された超音波信号に基づいて、Ｂモード処理ユニット１０３やスキャンコンバータ１０５が画像化処理を行い、アーチファクトが除去された超音波画像が得られる。
【００６０】
なお、ここではプローブの移動および超音波信号の収集は自動的に行われるものとして説明しているが、これに限られない。操作者が適宜移動量を入力したり、手動で移動するものであってもよい。また、超音波信号の収集においても操作者の入力があった時点の超音波信号を収集するものであってもよい。
【００６１】
さらに、上述の説明では多重反射によるアーチファクトの除去を主として説明したがこれに限られない。超音波診断装置のアーチファクトでは、多重反射とともにとくに大きな問題になるのはグレイティングローブによるアーチファクトである。グレイティングローブは、振動素子を多数配列したアレイ振動子において、振動素子間隔と超音波周波数との関係から超音波送受信方向に対し例えば３０度などの特定方向に発生する。このグレイティングローブの発生により、超音波の送受信方向に対して例えば±３０度の方向にある反射体の反射波もある程度受信してしまい、アーチファクトの原因となる。
【００６２】
グレイティングローブアーチファクトも、図３のように超音波プローブを超音波ビーム方向に移動することにより発生位置が異なり、また、後述する図９のように超音波ビーム方向を変えても発生位置が異なる。したがって、超音波プローブの移動あるいは超音波ビームの方向を変えることによって、グレイティングローブアーチファクトを除去することが可能である。
【００６３】
次に、本実施形態の効果について説明する。本実施形態によれば、偽の画像情報を除去し真の画像情報のみを出力できる。
【００６４】
本実施形態によれば、超音波診断装置に適応させることにより、とくに水浸法において偽の画像情報の位置が異なる複数の画像情報を容易に得ることができる。例えば、超音波プローブを超音波ビーム方向へ移動することにより、多重反射やグレイティングローブなどによる偽の画像情報を含む複数の画像情報が得られ、これをもとに演算処理を行うので、多重反射やグレイティングローブが低減された画像情報を出力できる。
【００６５】
さらに、超音波プローブの移動距離を超音波のパルス幅以上にすることにより、多重反射やグレイティングローブなどの偽の画像情報を異なる位置に発生させることができる。
【００６６】
さらに、本実施形態によれば、超音波の反射波の高周波信号あるいは直交検波信号について演算処理を行うことにより、位相情報も考慮して正確な演算処理を行うことができる。
【００６７】
また、本実施形態によれば、超音波の反射波の検波信号あるいはそれを処理した信号について演算処理を行うことにより、通常の装置でも簡単に処理ができる。
【００６８】
さらに本実施形態によれば、空間処理された画像情報について演算処理を行うことにより、スペックルなどランダムな位相情報により生じるノイズあるいは高い空間周波数のノイズを軽減できる。
【００６９】
（第２の実施形態）
以下、本発明の第２の実施形態を図９〜図１１に基づいて説明する。ここでは第１の実施形態と異なる部分を中心に説明し、重複する説明は省略する。
【００７０】
第１の実施形態においては、超音波プローブ１１をビーム方向に移動する場合を説明した。しかし、図１の原理図でも説明したように必ずしもプローブを動かさなくとも多重反射が異なる位置に出るようにすればよい。その方法について以下に説明する。
【００７１】
図９は超音波プローブを固定したまま、超音波ビームの方向を電子的に変えることにより多重反射が異なる位置に発生するものである。図３では超音波ビームの送受信方向が振動子面１２に垂直な方向であるが、図９は超音波ビームの送受信方向が走査線２４ａ、２４ｂで示されるやや斜めの方向である。左の図ではやや右方向、右の図ではやや左方向に向けて送受信が行われる。
【００７２】
多重反射は体表１５に対して超音波ビームが垂直に入射する部分すなわち図９の点線で示した走査線２５ａ、２５ｂの体表部分で強く起こり、それぞれの多重反射像２１c、２１ｄが発生する。図９に示すようにビーム方向を変えることにより、多重反射の起こる体表部位が異なり多重反射の出る位置も異なる。したがって、これらの画像について上述の演算処理を行えば、プローブを固定したままで多重反射を除去することができる。
【００７３】
図１０は、本実施形態に係る超音波診断装置のブロック構成図を示している。本実施形態の構成において、第１の実施形態と異なる点は、プローブ移動機構２２や、移動距離測定ユニット２７が不要となる点と、ビーム方向制御ユニット１０８が必要となる点である。
【００７４】
ビーム方向制御ユニット１０８は、超音波送信ユニット１０１の高電圧パルス発生回路の駆動タイミングおよび超音波受信ユニット１０２の遅延回路を制御する。これにより、超音波プローブ１１に配列された複数の超音波振動子それぞれの駆動タイミングが調節されて、超音波プローブ１１から送受信される超音波のビーム方向が定まる。本実施形態においては、図９を参照して上述したように走査線の傾きが制御される。
【００７５】
さらに、ビーム方向制御ユニット１０８は、例えば超音波振動子面に対するビーム方向の角度などのビーム方向に関する情報をメモリ１０６に送信する。また、メモリ１０６には、ビーム方向を異ならせて得られた複数の超音波信号が記憶される。演算ユニット１０７は、メモリ１０６に記憶されたビーム方向に関する情報と複数の超音波信号を読み出して、アーチファクト除去のための演算を行う。本実施形態においては、ビーム方向の角度情報に基づき真の画像情報が同じ座標上に記録される。このようにして得られた画像を用いることにより第１の実施形態と同様の演算処理が可能であることはいうまでもない。
【００７６】
次に、本実施形態に係る超音波の動作態様について、図１１を用いて説明する。ステップＳ１１、ステップＳ１２においては第１の実施形態と同様に、装置のセッティングおよび超音波信号の収集開始の入力が行われる。
【００７７】
ステップＳ１３では、ビーム方向制御ユニット１０８がビーム方向を決定し、その情報を超音波送信ユニット１０１、超音波受信ユニット１０２やメモリ１０６に送信する。メモリ１０６はこのビーム方向に関する情報を記憶する。
【００７８】
ステップＳ１４では、超音波送信ユニット１０１および超音波受信ユニット１０２がビーム方向制御ユニット１０８から取得したビーム方向の情報に基づいて、超音波の送受信を行う。得られた超音波信号はメモリ１０６に記憶される。ステップＳ１５でさらに異なる角度で収集を行うか否かを判断し、ステップＳ１３〜ステップＳ１５のループにより、複数の超音波信号およびビーム方向の情報がメモリ１０６に記憶される。
【００７９】
ステップＳ１６では、演算ユニット１０７が複数の超音波信号およびビーム方向の情報に基づいて演算を行い、ステップＳ１７において、画像化処理が行われる。同一画面内で図９で示す異なる角度の２枚の画像データを収集する時間は、例えば約０．０５秒であり、電子的にビーム方向を変えると同時に超音波プローブ１１を超音波送受信方向と異なる方向に回転移動させたり、平行移動させたりしながら、数十秒で三次元的な領域の超音波信号を収集することも可能である。
【００８０】
ここで、ステップＳ１３で、ビーム方向制御ユニット１０８が逐一ビーム方向に関する情報をメモリ１０６に送信しているがこれに限られない。所定の条件をあらかじめ設定しておき、それにしたがって超音波送受信が行われるような場合は、逐一ビーム方向に関する情報を送信する必要はなく、設定時の条件をもとに演算が可能である。
【００８１】
次に本実施形態の効果について説明する。本実施形態によれば、上述の第１の実施形態の効果に加え、以下の効果を有する。
【００８２】
この方法によればプローブの傾倒角を変える方法（特許文献１）に比較して、プローブの移動機構が不要なため構造が簡単であり、かつ電子的にビーム方向を変えるため例えば０．０５秒などのごく短時間でデータ収集が可能なため呼吸による体動の影響も受けない利点がある。
【００８３】
ここで、本実施形態においても第１の実施形態と同様に、超音波プローブ１１を回転移動させたり平行移動させたりして３次元的に超音波信号を取得することが可能である。このような場合には上述の効果はさらに顕著である。第１の実施形態においては、超音波プローブ１１の支持機構に対して平行移動や回転移動のための機構と実施例１のような上下移動のための機構を並存させると、支持機構の複雑化の懸念がある。これに比べ、本実施形態では電子的な手法によりアーチファクトの位置を異ならせているため、機構を複雑にすることがない。
【００８４】
（変形例）
以下に本発明に係る実施形態のさらなる変形例を説明する。
【００８５】
図１２に第１の変形例として、機械的にビーム方向を変化させる場合を示した。この変形例に係る超音波診断装置の構成は、第１の実施形態の構成におけるプローブ移動機構２２をプローブを揺動移動させるための機構とし、移動距離測定ユニット２７を周知のロータリーエンコーダ等の揺動角度を検出する機構とする。演算ユニット１０７の行う演算は、第２の実施形態における演算とほぼ同様でよい。このような方式でも上述の実施形態と同様の作用・効果が得られることはいうまでもない。本方式においては同じ断面を異なる角度で超音波送受信しているので、３次元領域に対して超音波送受信を行うための機械揺動機構などとは異なる。
【００８６】
図１３には、第２の変形例として、マンモグラフィで用いるような圧迫板２６で乳房１６を挟んで超音波画像を得ようとする場合を示した。図は上から、超音波プローブの振動子面１２、温水１４、上部の圧迫板２６ａ、乳房表面１５、乳房組織１６、下部圧迫板２６ｂが配置される構造になる。圧迫板２６は３ｍｍ程度のポリカーボネイトなどの硬いプラスチック材料でできており、音響インピーダンスが水や皮膚などよりずっと大きいため、圧迫板２６が水１４と接する部分および体表１５と接する部分の両方で強い多重反射２１ｅを起こす。図１３では強い多重反射２１ｅを２本の線で表している。
【００８７】
図１３の配置で電子的に超音波ビームを走査すると紙面に平行な１枚の断層像が得られ、プローブを紙面に垂直な奥の方向へ機械的に動かすことにより、乳房全体の断層像が得られる。これらの断層像には図１３に示すように強い多重反射２１ｅの線がアーチファクトとして表示され、このままでは診断に供することはできない。そこで、次にプローブを上方に移動させてプローブ表面と圧迫板との距離を大きくし、奥から手前に紙面に垂直にプローブを戻す。すると、多重反射は前より下がった位置に現れ、多重反射が異なる位置にある複数の画像が得られる。多重反射の位置が異なるこれらの画像を利用すれば多重反射のアーチファクトを除去することができる。
【００８８】
また図１３に示される場合でも、プローブの上下移動以外の実施形態によってアーチファクトの位置が異なる画像が得られるのはいうまでもない。例えば第２の実施形態のように電子的にビーム方向を変化させることによってもアーチファクトの位置関係の異なる画像が取得できる。このようにすればプローブの上下方向の移動が不要なので、圧迫板に直接プローブを当接させる場合や一方の圧迫板の溝にプローブを嵌合するような、水浸法と異なる場合でも適応が可能である。
【００８９】
また、圧迫板を用いた水浸法の場合は第２の実施例の電子的にビーム方向を変える方法あるいは第１の変形例の機械的にビーム方向を移動する方式と第１の実施例のプローブをビーム方向に移動する方式を組み合わせて適応することも可能であり、これにより圧迫板を用いた場合も多重反射の影響がほとんどない三次元の超音波データを収集できる。
【００９０】
なお、上述した全ての実施形態や変形例において、メモリ１０６、演算ユニット１０７及びビーム方向制御ユニット１０８などはハードウェア的に専用基板として装置本体１００に備わっていてもよいし、ソフトウェア的に備わっていてもよい。ソフトウェア的に備わっている場合、具体的には装置本体１００が内蔵する記憶媒体や外部の記憶媒体などに本実施形態の機能を実現するためのプログラムが記憶されている。このプログラムが装置本体１００に内蔵されるメモリに展開され、内蔵するＣＰＵで演算されることにより、同様の機能、構成が実現されることはいうまでもない。
【図面の簡単な説明】
【００９１】
【図１】本発明に係る実施形態の原理の説明図
【図２】本発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置のブロック図
【図３】プローブの移動により多重反射アーチファクトを除去する方法の説明図
【図４】プローブ移動前後で得られる高周波信号の反射波形および処理波形
【図５】プローブ移動前後で得られる検波信号の反射波形および処理波形（組織の反射波と多重反射が同位相の場合）
【図６】プローブ移動前後で得られる検波信号の反射波形および処理波形（組織の反射波と多重反射が逆位相の場合）
【図７】プローブ移動前後で得られる検波信号を加算した波形およびその処理波形
【図８】図２の実施形態の動作態様を説明するためのフローチャート
【図９】電子的に超音波ビーム方向を変えて多重反射アーチファクトを除去する方法の説明図
【図１０】本発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置のブロック図
【図１１】図１１の実施形態の動作態様を説明するためのフローチャート
【図１２】機械的に超音波ビーム方向を変えて多重反射アーチファクトを除去する方法の説明図
【図１３】乳房を圧迫板で挟む方式における多重反射アーチファクトを除去する方法の説明図
【符号の説明】
【００９２】
１  体内臓器の表示領域
２ａ真の画像
３  第１のアーチファクト
４  第２のアーチファクト
１１  超音波プローブ
１２  振動子
１４  温水
１６  被検体
１７  プローブ移動前に多重反射と重なる組織
１８  プローブ移動後に多重反射と重なる組織
１９  超音波ビームに垂直な体表
１０  水中での多重反射
２１ａプローブ移動前の多重反射像
２１ｂプローブ移動後の多重反射像
２１ｃ超音波送受信方向を右斜めにした場合の多重反射像
２１ｄ超音波送受信方向を左斜めにした場合の多重反射像
２２  プローブ移動機構
２４ａ超音波送受信方向を右斜めにした場合の走査線
２４ｂ超音波送受信方向を左斜めにした場合の走査線
２４ａ超音波送受信方向を右斜めにした場合の多重反射が起こる走査線
２４ｂ超音波送受信方向を左斜めにした場合の多重反射が起こる走査線
２６  圧迫板
２７  移動距離測定ユニット
３１  組織１７からの反射波形
３２  組織１８からの反射波形
３３  プローブ移動前の多重反射の波形
３４  組織７と多重反射の合成波形
３７  プローブ移動後の組織１８と多重反射の合成波形のシフト波形
３８  ステップ関数
３９，４０  高周波信号による処理波形
４１，４２  プローブ移動前の組織と多重反射の合成検波波形
４３，４４  プローブ移動後の組織と多重反射の合成検波シフト波形
４９，５０  検波信号の処理波形
５１，５２  組織のみの真の反射波の検波波形
１００  装置本体
１０１  超音波送信ユニット
１０２  超音波受信ユニット
１０３  Ｂモード処理ユニット
１０５  スキャンコンバータ
１０６  メモリ
１０７  演算ユニット
１０８  ビーム方向制御ユニット
２００  モニタ
【図１】
2007236681.tif 000003
【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】
2007236681.tif 000013
【図１２】
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【図１３】
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