JP4189405B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、被検体組織の弾性率などの組織特性を画像化する超音波診断装置に関する。

従来の超音波診断装置は、超音波を被検体に照射し、その反射エコー信号の強度を対応する画素の輝度に変換することで、被検体の構造を断層画像として得るものであった。また、近年、反射エコー信号の位相を解析することで、被検体の動きを精密に測定し、そこから被検体の弾性率を求めるという試みがある。

例えば、特許文献１には、反射エコー信号の検波出力信号の振幅と位相の両者を用いて、被検体の瞬間的な位置を決定することによって高精度に組織の追跡を行ない、拍動による大振幅変位運動上の微小振動を捕らえる方法が記載されている。特許文献１に記載された被検体組織の追跡方法について、図２１を参照して説明する。

図２１において、被検体の同一方向に対して、ΔＴの期間をおいて送信された超音波パルスの受信信号を、ｙ（ｔ）、及びｙ（ｔ＋ΔＴ）とする。ここで、ｔは時刻を表す。パルス送信時刻をｔ＝０とすると、一定深度ｘ１からの受信信号の受信時刻ｔ１は、ｔ１＝ｘ１／（Ｃ／２）となる。ただし、Ｃは音速である。このとき、ｙ（ｔ１）とｙ（ｔ１＋ΔＴ）との間の位相変位をΔθ、時刻ｔ１付近での超音波の中心周波数をｆとすると、この期間ΔＴにおけるｘ１の移動量Δｘは、
Δｘ＝−Ｃ・Δθ／４πｆ …（式１）
となる。これをｘ１に加算することで、ΔＴ秒後のｘ１の位置ｘ１’は、
ｘ１’＝ｘ１＋Δｘ …（式２）
のように求めることができ、これを繰り返すことで、被検体の同一部位ｘ１を追跡していくことができる。

また、特許文献１に記載の方法をさらに発展させた例として、特許文献２には、心拍による血管壁の内面および外面の各大振幅変位運動を精密に追跡することにより局所弾性率を求める方法が記載されている。すなわち、大振幅変位運動に重畳されている微小振動の運動速度を求め、その差から血管壁の歪み量を計測し、歪み量と血圧差から局所弾性率を求める。それにより、弾性率の空間分布を画像表示することもできる。特許文献２に記載された弾性率算出方法について、図２２Ａおよび図２２Ｂを参照して説明する。

図２２Ａは、一例として粥腫３０３のある血管３００を示す。探触子１０１は、被検体３０４に対して超音波を照射し、血管３００、特に動脈からのエコーを受信する。血管壁上に測定点Ａ、Ｂを設定し、測定点Ａ、Ｂからの受信信号を上述の方法により解析し、測定点Ａ、Ｂの動き（位置）を追跡する。

図２２Ｂの心電波形ＥＣＧに示すように、動脈は心拍によって収縮拡張を繰り返しており、このため測定点Ａ、Ｂは、それぞれ追跡波形ＴＡ、ＴＢに示すような周期的な動きをする。すなわち、心臓収縮期には急激に血管壁が広がり、心臓拡張期にはゆっくりと血管が収縮するという動きに追随する。追跡波形ＴＡ、ＴＢから、測定点Ａ−Ｂ間の厚み変化波形Ｗ（＝ＴＢ−ＴＡ）が求められる。厚み変化波形Ｗの変化量をΔＷ、測定点初期化時の基準厚みをＷｓとすると、測定点Ａ−Ｂ間の歪み量εは、
ε＝ΔＷ／Ｗｓ …（式３）
となる。このときの血圧差をΔＰとすると、測定点Ａ−Ｂ間の弾性率Ｅｒは、
Ｅｒ＝ΔＰ／ε
＝ΔＰ・Ｗｓ／ΔＷ …（式４）
のように求めることができる。これを断層画像上の複数点に対して行なうことで、弾性率画像が得られる。
特開平１０−５２２６号公報 特開２０００−２２９０７８号公報

しかしながら、特許文献１に記載の組織追跡方法では、位置の変化量を加算していくために、ノイズや手ぶれなどさまざまな原因で発生した誤差が累積し、追跡精度が低下するという問題があった。特許文献２に記載の方法では、この問題を解決するために、心電図から検出したＲ波によって、定期的に追跡位置を初期化するようにしている。しかし、心電図を取得するためには、被検体に３箇所以上の電極を取り付ける必要があり、付け外しに手間がかかるという問題があった。

本発明は、心電装置や心音装置など装置と被検体との間に特別な接続を必要とせず、探触子を被検体に当てるだけの簡単な操作で、歪み量や弾性率、粘性率などの組織の特徴量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。また本発明は、被検体組織の動きを精度良く追跡することができる超音波診断装置を提供することを目的とする。

前記の目的を達成するため、本発明の第１の基本構成に係る超音波診断装置は、被検体に対して超音波を送受信する超音波送受信手段と、受信信号を解析して被検体組織の動きを追跡する組織追跡手段と、追跡している前記被検体組織の動きに基づいて、前記被検体組織の動きに関する特徴量を検出して特徴量検出信号を出力する特徴量検出手段と、前記特徴量検出信号を所定の遅延時間だけ遅延させる遅延手段を備え、前記遅延させた特徴量検出信号によって前記組織追跡手段が初期化されることを特徴とする。

本発明の第２の基本構成に係る超音波診断装置は、被検体に対して超音波を送受信する超音波送受信手段と、受信信号を解析して被検体組織の動きを追跡する組織追跡手段と、前記被検体組織の動きに応じた前記受信信号の振幅または位相に基づいて、前記被検体組織の動きに関する特徴量を検出して特徴量検出信号を出力する特徴量検出手段と、前記特徴量検出信号を所定の遅延時間だけ遅延させる遅延手段を備え、前記遅延させた特徴量検出信号によって前記組織追跡手段が初期化されることを特徴とする。

第１〜第２のいずれかの基本構成によれば、被検体と装置間の特別な接続を必要とせず、探触子を被検体に当てるだけの簡単な操作で、被検体組織を正確に追跡することができる。

また、この構成によれば、より適切なタイミングで初期化が行われ、被検体組織の動きを追跡する精度が向上する。

この構成において、前記所定の遅延時間は、直前複数回の動きに関する特徴量検出間隔から推定することができる。それにより、例えば被検体組織を血管とした場合、組織追跡手段の初期化タイミングを血管収縮末期の直前に設定することができるので、初期化タイミングから血管壁の厚み変化が最大および最小になる時間をともに短くすることができ、追跡精度が高い状態で弾性率などの組織特性量を求めることができる。

本発明の第３の基本構成に係る超音波診断装置は、被検体に対して超音波を送受信する超音波送受信手段と、ビームフォーミング後の受信信号を遅延する遅延手段と、少なくとも前記遅延されたビームフォーミング後の受信信号を解析して被検体組織の動きを追跡する組織追跡手段と、遅延されないビームフォーミング後の受信信号を解析して得られた被検体組織の動きに関する特徴量を検出して特徴量検出信号を出力する特徴量検出手段とを備え、前記特徴量検出信号によって前記組織追跡手段が初期化されることを特徴とする。

第１から第３のいずれかの基本構成において、複数の前記被検体組織の動きを解析して、複数の被検体組織から１つを選択する選択手段を備え、前記特徴量検出手段は、前記選択した被検体組織の動きに関する特徴量を検出して前記特徴量検出信号を出力する構成とすることができる。

第１から第３のいずれかの基本構成において、複数の受信信号を解析して、複数の前記被検体組織から１つを選択する選択手段をさらに備え、前記特徴量検出手段は、前記選択した前記被検体組織の動きに関する特徴量を検出して前記特徴量検出信号を出力する構成とすることができる。

第１から第３のいずれかの基本構成において、複数の受信信号のドプラ変位を解析して、複数の前記被検体組織から１つを選択する選択手段をさらに備え、前記特徴量検出手段は、前記選択した被検体組織の動きに関する特徴量を検出して前記特徴量検出信号を出力する構成とすることができる。

第１から第３のいずれかの基本構成において、前記被検体組織の動きに基づいて、歪み量、粘性率、弾性率などの被検体組織の特性を計算する手段と、前記被検体組織の特性を解析して、複数の前記被検体組織から１つを選択する選択手段とをさらに備え、前記特徴量検出手段は、前記選択した被検体組織の動きに関する特徴量を検出して前記特徴量検出信号を出力する構成とすることができる。

上記いずれかの構成において、前記動きに関する特徴量は、心拍に同期する特徴量とすることができる。あるいは、前記動きに関する特徴量は、外部からの圧迫弛緩または加振に同期する特徴量とすることができる。

また、上記いずれかの構成において、前記初期化手段による初期化動作と、心電や心音を含む心拍情報測定手段から取り込んだ心拍に同期した信号により前記追跡手段を初期化する初期化動作とを切り換える手段を備えることが好ましい。それにより、従来の心電図による初期化動作と、上記いずれかの構成における初期化動作とを、状況に応じて容易に切り換えることができる。

また、上記いずれかの構成において、複数の前記被検体組織の動きに基づいて、歪み量、粘性率等の被検体組織の特性を計算する手段をさらに備えることができる。あるいは、
複数の前記被検体組織の動きに基づいて前記被検体組織の歪み量を求め、前記歪み量と、血圧測定手段から取り込んだ血圧値とに基づいて前記被検体組織の弾性率を計算する手段をさらに備えることができる。

本発明の超音波診断装置によれば、被検体と心電装置などの装置間に特別な接続を必要とせず、探触子を被検体に当てるだけの簡単な操作で、被検体組織の動きを精度よく追跡することができ、それにより弾性率、歪み量または歪み率、粘性率などの組織特性状を示す量を容易に得ることができる。

（実施の形態１）
図１を参照して、本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置の動作について説明する。図１は、本実施の形態に係る超音波診断装置の動作を示す、各部の波形図である。この波形は、図２２Ａに示したように、被検体の血管に超音波を当てたときに得られるものである。図１において、ＥＣＧは心電波形、ＴＡは、図２２Ａにおける測定点Ａの追跡波形、ＴＢは測定点Ｂの追跡波形である。Ｗ（＝ＴＢ−ＴＡ）は厚み変化波形、ＴＡ’はＴＡの微分波形、ＲＳＴは初期化パルスを示す。

（式１）及び（式２）を用いて説明したように、血管壁上に測定点Ａ、Ｂを設定し、受信信号の位相を解析することで、測定点Ａ、Ｂの動きが追跡される。動脈は心拍によって収縮拡張を繰り返しており、このため測定点Ａ、Ｂは、図１の追跡波形ＴＡ、ＴＢに示すような周期的な動きをする。追跡波形ＴＡ、ＴＢから測定点Ａ−Ｂ間の厚み変化波形Ｗが求められる。

上述のように、厚み変化波形Ｗの変化量をΔＷ、測定点初期化時の基準厚みをＷｓとすると、測定点Ａ−Ｂ間の歪み量εは、
ε＝ΔＷ／Ｗｓ
で表される。このときの血圧差をΔＰとすると、測定点Ａ−Ｂ間の弾性率Ｅｒは、
Ｅｒ＝ΔＰ／ε＝ΔＰ・Ｗｓ／ΔＷ
として求めることができる。

以上のような操作および処理を断層画像上の複数の測定点に対して行なうことで、被検体組織の硬さ柔らかさを表す弾性率画像が得られる。

さらに本実施の形態では、従来心電図から検出されるＲ波によって行っていた測定点Ａ、Ｂの追跡位置の初期化を、図１に示すように、追跡波形ＴＡの変化量、つまり微分波形ＴＡ’を利用して行う。すなわち、微分波形ＴＡ’から、１心拍に１回の初期化パルスＲＳＴを作成し、その初期化パルスＲＳＴによって測定点Ａ、Ｂの追跡位置の初期化を行なう。追跡波形ＴＡの微分波形ＴＡ’に対し、閾値処理などにより初期化パルスＲＳＴを発生させる。この場合、閾値ＴＨは、一定値としてもよいし、直前最大値の一定割合としたものや、時間経過に伴って減少するような動的な閾値としてもよい。また、連続して初期化パルスＲＳＴが発生することがないように、数百ミリ秒の不感期間を設けることも有効である。つまり、確実に１心拍に１回の初期化パルスＲＳＴを発生することが肝要である。

以上のようにして、心電装置などの装置と被検体との間の特別な接続を必要とせず、探触子を被検体に当てるだけの簡単な操作で、弾性率画像を求めることができる。

なお、図１では、組織追跡波形ＴＡを用いて初期化を行なったが、初期化用に別途測定点を設けてもよい。この場合、測定点は血管壁上であることが望ましいが、血管周辺組織など心拍に同期して動いているすべての組織が使用可能である。

また、図１の構成では、組織追跡波形の微分波形を用いて初期化を行なうが、本実施の形態はこれに限定されるものではなく、心拍に同期する被検体の特徴量として他の種々の情報を用い、特徴量検出信号を得ることができる。例えば、組織追跡波形そのものや、厚み変化波形Ｗ、歪み量εの変化、血管上の脈波、血流速度、血流強度、脈拍、瞬時血圧波形、心音、それらの微分波形など、心拍に同期して動いているすべての情報が使用可能である。

次に、以上説明した動作を実現する超音波診断装置の具体的な構成について、図２を参照して説明する。図２は、本実施の形態に係る超音波診断装置の一構成例を示す回路ブロック図である。

図２において、制御部１００は、超音波診断装置全体を制御する。送信部１０２は、制御部１００からのパルス幅、タイミング、パルスの数等の指示を受けて、探触子１０１を駆動する高圧送信パルスを発生する。探触子１０１は、送信部１０２からの高圧送信パルスを超音波に変換して被検体に照射するとともに、被検体内部から反射してきた超音波エコーを電気信号に変換する。受信部１０３は、受信信号を増幅するとともに、定められた位置および方向からの超音波のみを検出する。断層画像処理部１０４は、バンドパスフィルタ、対数圧縮器、検波器などからなり、受信信号の主に振幅を解析して、被検体の内部構造を画像化する。

弾性率画像処理部１０５は、直交検波部１１４と、組織追跡部１１５と、組織特性量計算手段としての弾性率計算部１１６と、弾性率画像作成部１１７とから構成され、弾性率の２次元分布を画像化する。直交検波部１１４は受信信号を直交検波する。組織追跡部１１５は、本実施の形態の被検体組織の動きを精度良く追跡するための中心的な構成の一つであり、受信信号の主に位相を解析して組織の動きを追跡する。弾性率計算部１１６は、追跡した複数の組織の動きから組織の歪み量を計算し、血圧測定部１０８で測定された血圧値と歪み量に基づいて、組織の局所弾性率を計算する。弾性率画像作成部１１７は弾性率の２次元分布を画像化する。

ドプラ信号処理部１１８は、受信信号のドプラ変移を解析して、組織の動きまたは血流を検出する。特徴量検出部１２０は、受信した一次元の受信信号の振幅や位相、またはそれらを解析して得られたドプラ変移や組織追跡波形を解析して、心拍に同期する被検体の特徴量を検出し、組織追跡部１１５を初期化する初期化パルスを特徴量検出信号として発生する。本実施の形態では、画像化する前の一次元の信号を用いているため、画像を解析して心拍に同期する信号を検出する方法と比べ、簡便かつ正確に心拍に同期する信号を検出できる。この初期化パルスは、弾性率計算部１１６において、弾性率を計算するタイミング信号でもある。心拍情報測定部１２２は、脈拍計、リアルタイム血圧計、脈波計などから、心拍に同期した特徴量を検出する。スイッチ１１９は、組織追跡部１１５、ドプラ信号処理部１１８、及び受信部１０３の出力から、特徴量検出部１２０への入力信号を選択する。スイッチ１２１は、特徴量検出部１２０、心拍情報測定部１２２、及び心電測定部１０９の出力から、組織追跡部１１５への初期化信号を選択する。

画像合成部１０６は、断層画像と弾性率画像、さらに心電波形などを合成し、モニタ１０７に表示する。また、断層画像メモリ１１０は断層画像を、弾性率画像メモリ１１１は弾性率画像を、波形メモリ１１２は心電波形や心音波形をそれぞれ記録する。

図３は、モニタ１０７の表示画面の一例を示す図である。モニタ画面では、断層画像２００上に弾性率画像２０１が重畳表示される。図３には、一例として、粥腫３０３のある血管の長軸方向の断層画像２００（血管の前壁３０１、後壁３０２）が示されている。さらに、断層画像２００の反射強度と画面上の輝度との対応を示す反射強度スケール２０２、弾性率と画面上の色調または輝度との対応を示す弾性率スケール２０３、心電または心音波形２０４などが表示される。

図２において、スイッチ１２１を操作することで、組織追跡部１１５の初期化信号が選択される。スイッチ１２１の可動接点をｂ側接点に切り換えることで、従来のように心電波形を用いて初期化を行ない、スイッチ１２１の可動接点をａ側接点に切り換えることで、本実施の形態の方法で初期化を行なうことができる。これにより、短時間に多数の被検体の弾性率画像を求める必要があるときには、本実施の形態の初期化方法を用いることで、心電装置の付け替えなどの煩雑な操作をせずに迅速に弾性率画像を求めることができ、スイッチ１２１を切り換えることで、心電による確実な初期化が必要な場合にも対応することができる。

また、スイッチ１２１の可動接点をｃ側接点に切り換えることで、装置外部に設置した脈拍計、リアルタイム血圧計、脈波計などの心拍情報測定部１２２から、心拍に同期した特徴量を検出し、初期化を行なうことができる。脈拍計、リアルタイム血圧計、脈波計などは、心電装置と比べ、少ないケーブル数で被検体と装置間を接続でき、被検体への装着も容易なため、操作者の手間を大幅に削減することができる。

また、スイッチ１１９を操作することで、特徴量検出部１２０への入力信号を選択することができる。スイッチ１１９の可動接点をａ側接点に切り換えることで、組織追跡部１１５からの組織追跡波形に基づいて初期化パルスを作成し、スイッチ１１９の可動接点をｂ側接点に切り換えることで、血管中を流れる血流の速度や強度、組織の動きによるドプラ変移に基づいて初期化パルスを作成することができる。また、スイッチ１１９の可動接点をｃ側接点に切り換えることで、受信信号の振幅や位相などに基づいて初期化パルスを作成することができる。

なお、上述の例では、１心拍の血圧変化に応じた被検体組織の歪み量を計算し、弾性率を求める超音波診断装置について説明したが、本実施の形態は、外部からの圧迫弛緩または加振に応じた被検体組織を追跡し、歪み量、弾性率、粘性率などの被検体組織の特性を求める超音波診断装置に対しても適用することができる。この場合、組織追跡部の初期化パルスは、外部からの圧迫弛緩または加振に同期したものとする。

（実施の形態２）
図４は、本発明の実施の形態２に係る超音波診断装置の一構成例を示すブロック図である。図４において、図２に示した実施の形態１と同様な構成の要素については、同一の参照番号を付して、説明を簡略にする。

本実施の形態の被検体組織の動きを精度良く追跡するための中心的な構成の一つである特徴量検出部１２０は、受信した一次元の受信信号の振幅や位相、またはそれらを解析して得られたドプラ変移や組織追跡波形を解析して、被検体の動きに関する特徴量（心拍を含む）、特に動きに同期した特徴量を検出し、その検出タイミングから特徴量検出信号である同期パルスＳＰを作成する。本実施の形態では、画像化する前の一次元の信号を用いているため、画像を解析して心拍に同期する信号を検出する方法と比べ、簡便かつ正確に心拍に同期する信号を検出できる。さらにもう一つの主要構成であるパルス遅延部１２４は、同期パルスＳＰを所定の遅延時間だけ遅延させて、組織追跡部１１５を初期化する初期化信号である初期化パルスＲＳＴを作成する。この初期化パルスＲＳＴは、弾性率計算部１１６において、弾性率を計算するタイミング信号でもある。

スイッチ１２１により、組織追跡部１１５への初期化信号を、パルス遅延部１２４及び生体信号測定部１２５の出力信号から選択する。生体信号測定部１２５は心電や心音などを測定する手段である。モニタ１０７の表示画面の例は、図３に示したものと同様である。

次に、本実施の形態の要部である特徴量検出部１２０とパルス遅延部１２４の動作について、図５および図６を用いてさらに詳しく説明する。なお、以下の説明では、図４において、組織追跡部１１５を初期化するための初期化信号として、パルス遅延部１２４により遅延された特徴量検出信号ＲＳＴを用いるように、スイッチ１２１の共通接点がａ接点側に接続され、特徴量検出部１２０は、被検体組織の追跡波形に基づいて被検体組織の動きに関する特徴量を検出する場合について説明する。

図５には、上側から、心電波形ＥＣＧ、血管３００（図２２Ａ）の測定点Ａの追跡波形ＴＡ、測定点Ｂの追跡波形ＴＢ、厚み変化波形Ｗ（＝ＴＢ−ＴＡ）、ＴＡの微分波形ＴＡ’、同期パルスＳＰが示されている。まず追跡波形を処理して、１心拍に１回の同期パルスＳＰを検出する。図５には、追跡波形ＴＡの微分波形ＴＡ’を閾値ＴＨと比較して、閾値ＴＨを超えた時点で同期パルスＳＰを発する場合が例示されている。但し、本実施の形態はこれに限られるものではない。受信信号の振幅変化や位相変化、組織追跡波形そのものや、厚み変化Ｗ、歪み量εの変化、血管上の脈波、受信信号のドプラ変位より検出される血流速度や血流強度、脈拍、瞬時血圧波形、心音、それらの微分波形など、心拍に同期して動いているすべての情報が使用可能である。つまり、確実に１心拍に１回の同期パルスＳＰを発生することが肝要である。

この同期パルスＳＰによって追跡波形の初期化を行なうことで、心電装置や心音装置などの、被検体と装置間の特別な接続を必要とせずに、１心拍に１回の追跡波形の初期化を行なうことができる。この場合、初期化のタイミングが血管の拡張期間にあたる。血管は拡張するときは急激に拡張し、収縮するときはゆっくりと収縮する。弾性率を求めるためには、血管壁の厚み変化の最大値と最小値（その差ΔＷ）が必要である。最小値は、血管拡張末期つまり初期化直後（図５中のＣ点）に現われるが、最大値は、血管収縮末期つまり初期化からかなり時間が経過した後（図５中のＤ点）に現われる。

被検体組織の追跡は、上記（式２）に示すように、位置の変化量を累積加算していくことにより行なわれるので、追跡精度は初期化からの経過時間にしたがって低下し、初期化
からかなり時間が経過したＤ点では、かなりの誤差が累積している。このため、追跡精度を上げるには、Ｃ点とＤ点を初期化直後にもってくることが好ましい。

そこで、本実施の形態では、同期パルスＳＰで直接、追跡波形の初期化を行うのではなく、さらにパルス遅延部１２４を通したパルスを用いる。すなわち、図６に示すように、２つ（本パルスと一つ前のパルス）の同期パルスＳＰの間隔Ｔ１に比例した時間αＴ１だけ、同期パルスＳＰを遅延させて初期化パルスＲＳＴを作成する。これを用いて組織追跡部１１５をリセットすることにより、追跡波形の初期化を行なう。遅延時間は、２つ（本パルスと一つ前のパルス）の特徴量検出パルス（同期パルスＳＰ）間隔の９０％程度とすることで、初期化のタイミングを血管収縮末期の直前に設定することができる。それにより、血管壁の厚み変化の最大値および最小値について、ともに初期化からの時間を短くすることができる（図６中のＢ点とＣ点）。これにより追跡精度の低下を防ぎ、追跡精度の高い状態で弾性率を求めることができる。また、これにより、従来の心電図のＲ波による初期化とほぼ同じタイミングで初期化を行うことができる。

なお、心拍は常に同じ周期で拍動するとは限らない（特に、不整脈の場合など）ため、遅延時間を、特徴量検出パルス間隔の７０〜９５％程度の範囲で被検体に合わせて変えられるようにしたり、直前数回の特徴量検出パルス間隔の平均値の７０〜９５％としたり、あるいは直前数回のパルス間隔を多項式で近似して次のパルス間隔を推定し、その間隔の７０〜９５％としたりすることにより、心拍間隔をより正確に推定し、初期化タイミングを血管収縮末期に正確に合わせることができるため、より適切な初期化を行うことができる。

なお、図７に示すように、受信信号のドプラ変位を検出するドプラ信号処理部１１８を設け、動きに関する特徴量をドプラ変位から検出するようにすることも可能である。ドプラ信号処理部１１８は、従来の超音波診断装置にも設けられており、血流を検出するために用いられている。血流の速度やパワーは心臓の動きをダイレクトに表しており、それらを使うことにより、高い精度で確実に１心拍に１回のパルスを発生させることができる。また、図８に示すように、受信信号を直接解析して特徴量を検出することも可能である。この場合は、一定深度からの受信信号の振幅または位相を監視し、振幅または位相が大きく変化した点などを検出することにより、簡単に１心拍に１回のパルスを発生させることができる。

（実施の形態３）
図９は、本発明の実施の形態３に係る超音波診断装置の一構成例を示すブロック図である。本実施の形態は、実施の形態２と比べると、パルス遅延部１２４を設けず、代わりに受信信号メモリ１１３を設け、初期化パルスＲＳＴを求めるための追跡波形と、厚み変化を求めるための追跡波形を別個にした点が相違する。なお、図９において、実施の形態２と同一の構成および機能を有する部分については、同一の符号を付して説明を省略する。

図９において、受信信号メモリ１１３は、受信信号を記憶し、先入先出（ファースト・イン・ファースト・アウト：ＦＩＦＯ）方式で読み書きを行なうことで、受信信号に所定の遅延時間を与える。受信信号としては、直交検波前のものでも、直交検波後のものでもよい。

次に、本実施の形態の要部である特徴量検出部１２０と受信信号メモリ１１３の動作について、図１０Ａおよび図１０Ｂを用いて詳しく説明する。なお、以下の説明は、図９において、スイッチ１２２の共通接点はａ接点側に接続されている状態に関する。

図１０Ａは、被検体組織の動きを追跡する箇所（測定点）を示す模式図であり、図２２Ａに示した測定点Ａ、Ｂに加えて測定点Ｚが示されている。図１０Ｂには、上側から心電波形ＥＣＧ、血管３００（図１０Ａ）の測定点Ａの追跡波形ＴＡ、測定点Ｂの追跡波形ＴＢ、厚み変化波形Ｗ（ＴＢ−ＴＡ）、測定点Ｚの追跡波形ＴＺ、追跡波形ＴＺの微分波形ＴＺ’、初期化パルスＲＳＴが示される。本実施の形態では、追跡波形を処理して、１心拍に１回の初期化パルスＲＳＴを検出する。この初期化パルスＲＳＴによって追跡波形の初期化を行なうことで、心電装置や心音装置などの、被検体と装置間の特別な接続を必要とせずに１心拍に１回の追跡波形の初期化を行なう。ところが、初期化のタイミングが、実施の形態２において図５を用いて説明したように、血管の拡張期間にあたり、厚み変化波形の最大値が現れるのに、初期化からかなり時間を要することになる。

そこで、本実施の形態では、初期化パルスＲＳＴを求めるための追跡波形ＴＺと、厚み変化を求めるための追跡波形ＴＡ、ＴＢを別個のものとする。初期化パルスを求めるための追跡波形ＴＺは、受信後直ちに測定して、動きに関する特徴量検出処理を行ない、初期化パルスＲＳＴが作成される。厚み変化を求めるための追跡波形ＴＡ、ＴＢは、まず受信信号メモリ１１３に記憶され、所定の遅延時間の後、組織追跡部１１５に送られ、厚み変化が求められる。

所定の遅延時間は、追跡波形ＴＺを解析して、血管収縮末期の直前から初期化パルスＲＳＴの検出までの時間Ｔ２とすることが望ましいが、０．１〜０．２秒程度の固定値とすることでも十分な効果が得られるとともに、処理を簡略化できる。このようにすることで、初期化のタイミングを血管収縮末期の直前とすることができ、血管壁の厚み変化の最大値および最小値が現れる、初期化からの時間をともに短くすることができ（図６中のＢ点とＣ点）、追跡精度の高い状態で弾性率を求めることができる。

なお、遅延を与えた受信信号から組織追跡波形を求め、それらから弾性率を求めるため、得られた弾性率画像と断層画像の時相がずれるという問題が生ずるが、本実施の形態では、断層画像メモリ１１０を用いて、断層画像に遅延を与えることで、これを回避できる。

なお、図１１に示すように、受信信号のドプラ変位を検出するドプラ信号処理部１１８を設け、動きに関する特徴量をドプラ変位から検出するようにすることも可能である。ドプラ信号処理部１１８は、従来の超音波診断装置にも設けられており、血流を検出するために用いられている。血流の速度やパワーは心臓の動きをダイレクトに表しており、それらを使うことにより、高い精度で確実に１心拍に１回のパルスを発生させることができる。また、図１２に示すように、受信信号を直接解析して特徴量を検出することも可能である。この場合は、一定深度からの受信信号の振幅または位相を監視し、振幅または位相が大きく変化した点などを検出することにより、簡単に１心拍に１回のパルスを発生させることができる。

なお、図４および図９の構成において、スイッチ１２１、１２２の共通接点をｂ接点側に接続することで、従来のように心電波形や心音波形などを用いて初期化を行ない、スイッチ１２１、１２２の共通接点をａ接点側に接続することで、本実施の形態に示す方法で初期化を行なうように切り換えることができる。これにより、短時間に多数の被検体の弾性率画像を求める必要がある健康診断などのときには、本実施の形態に示した方法を用いることで、心電装置などの付け替えなどの煩雑な操作をせずに迅速に弾性率画像を求めることができ、スイッチ１２１、１２２を切り換えることで、心電などによる確実な初期化が必要な場合にも対応することができる。

なお、実施の形態２、３では、１心拍の血圧変化に応じた被検体組織の歪み量を計算し、弾性率を求める超音波診断装置について説明したが、これらの実施の形態は、外部からの圧迫弛緩または加振に応じた被検体組織を追跡し、歪み量、弾性率、粘性率などの被検体組織の物理的特性を表す組織特性量を求める超音波診断装置に対しても適用することができる。この場合、組織追跡部への同期パルスは、外部からの圧迫弛緩または加振に同期したものとし、所定の遅延時間は、外部からの圧迫弛緩または加振の方法に応じて、特徴量検出パルス間隔の０〜１００％の範囲で、厚み変化幅の最大値と最小値が初期化からできるだけ近くなるように調整することが肝要である。

（実施の形態４）
図１３は、本発明の実施の形態４に係る超音波診断装置の一構成例を示すブロック図である。この超音波診断装置は、図４に示した実施の形態２の構成とは、波形選択部１３０がさらに設けられた点が相違する。図１３において、実施の形態２と同一の構成および機能を有する部分については、同一の符号を付して説明を省略する。

波形選択部１３０は、２つの入力端子（入力端子Ｒおよび入力端子Ｑ）を持ち、入力端子Ｒに入力された波形を解析し、その結果をもとに、入力端子Ｑに入力された波形から１つを選択して出力する。図１３の構成では、波形選択部１３０の入力端子Ｑには、複数の追跡波形信号が、入力端子Ｒには複数の追跡波形信号が入力される。波形選択部１３０は、入力端子Ｒに入力された追跡波形信号を解析し、その解析結果を用いて、入力端子Ｑに入力された追跡波形信号から１本の追跡波形信号を選択する。

選択された追跡波形に対して、特徴量検出部１２０は、例えば図６に示されるのと同様の解析を行う。すなわち、例えば被検体の測定点Ａの追跡波形ＴＡの変化量、つまり微分波形に閾値処理を行い、１心拍に１回の初期化パルスＲＳＴを作成し、その初期化パルスＲＳＴによって全部位の追跡波形の初期化を行なう。本実施の形態の要点は、初期化パルスを作成するための追跡波形の測定点の選び方にある。

以下に、本実施の形態における超音波診断装置の動作について、より具体的に説明する。図１４と図１５は、モニタ１０７の表示画面の一例を示す。図１４では、粥腫３０３のある血管長軸断層画像２００上に、同じ位置の弾性率画像２０１が重畳表示されている。図１５では、粥腫３０３のある血管短軸断層画像２０５上に、同じ位置の弾性率画像２０６が重畳表示されている。図１４と図１５のＣ〜Ｐは、追跡波形の測定点を示す。図１６Ｂには、図１６Ａに示す各測定点から得られる追跡波形の例を示す。図１６Ｂに示されるように、送受信超音波の入射方向と被検体組織の運動方向の違いや、組織の反射率の違いにより追跡波形の振幅やＳＮ比が大幅に異なる。したがって、精度良く初期化パルスを作成するためには、追跡波形の測定点の選び方が重要である。

図１４に示すように血管の長軸断面を撮像した場合では、測定点ＤまたはＦが最適であり、次いで測定点ＣまたはＧが適当である。測定点ＤまたはＦは血管壁上であり、超音波エコーの振幅が大きいためＳＮがよく、正確な追跡波形が得られ、また血圧による血管の脈動を直接反映しているためである。測定点ＣまたはＧも同様に正確な追跡波形が得られるが、血管から距離があるために、脈動の振幅がやや小さくなる。測定点Ｅは血管内であるために、超音波エコーの振幅が小さいためＳＮが悪く、正確な追跡波形が得られないため適当ではない。また、測定点Ｈは粥腫内であり、組織の移動方向が超音波の進行方向と必ずしも平行とはいえないため、正確な追跡波形が得られないと考えられるので、適当ではない。

図１５に示すように血管の短軸断面を撮像した場合では、測定点ＪまたはＫが最適であり、次いで測定点ＩまたはＬが適当である。測定点ＪまたはＫは血管壁上であり、超音波エコーの振幅が大きいためＳＮがよく、正確な追跡波形が得られ、また血圧による血管の脈動を直接反映しているためである。測定点ＩまたはＬも同様に正確な追跡波形が得られるが、血管から距離があるために、脈動の振幅がやや小さくなる。測定点Ｏは血管内であるために、超音波エコーの振幅が小さいためＳＮが悪く、正確な追跡波形が得られないため適当ではない。また、測定点Ｐは粥腫内であり、組織の移動方向が超音波の進行方向と必ずしも平行とはいえないため、正確な追跡波形が得られないと考えられるので、適当ではない。測定点Ｍは血管壁上であるが、脈動の方向が左右方向であるのに対し、超音波の進行方向は上下方向であるので、正確な追跡が行なえない。したがって、測定点Ｍは適当ではない。計測点Ｎも同様に適当ではない。

図１３に示す構成の超音波診断装置では、波形選択部１３０は、入力端子Ｒに入力された複数の追跡波形信号の解析結果を用いて、入力端子Ｑに入力された複数の追跡波形信号から１本の追跡波形を選択する。波形選択部１３０により選択された追跡波形が特徴量検出部１２０に入力される。特徴量検出部１２０はその位置の追跡波形を解析して同期パルスＳＰを作成する。同期パルスＳＰが、パルス遅延部１２４により遅延させられて初期化パルスＲＳＴが作成される。このようにして、初期化パルスＲＳＴを作成するのに最適な追跡波形を自動的に選択することができる。最適な追跡波形は、以下のようにして選択することができる。

例えば、最適な測定点の追跡波形は振幅が大きく、ノイズが少なく、周期的であるという特徴を利用して、最適な追跡波形を選定することができる。ノイズの量の判定は、数周期分の追跡波形を比較して波形のばらつき量を評価したり、ローパスフィルタを通した追跡波形と元の追跡波形を比較したりすればよい。周期性の判定には、相関関数などを用いて周期を求めればよい。また、ＦＦＴなどを用いて、周波数領域で判定することも有効である。また、血流部分と血管壁部分では追跡波形の動きが異なるが、これを利用して血管壁と血流部分の境界を求め、血管壁部分を決定してもよい。以上のように最適な追跡波形を選択し、上述の実施の形態のように特徴量検出部１２０等を動作させることにより、心電装置などの被検体と装置間の特別な接続を必要とせず、探触子を被検体に当てるだけの簡単な操作で被検体組織のより正確な追跡が可能となる。

図１７は、追跡波形の測定点の選び方に関する他の構成の超音波診断装置を示す。この構成では、波形選択部１３０ａの入力端子Ｑには、複数の追跡波形信号が入力される。さらに、制御部１００を介して、ユーザーが最適な測定点を指定する。制御部１００は、指定された位置情報を波形選択部１３０ａに伝え、波形選択部１３０ａにより対応する追跡波形が選択されて特徴量検出部１２０に入力される。特徴量検出部１２０はその位置の追跡波形を解析して同期パルスＳＰを作成し、パルス遅延部１２４により初期化パルスＲＳＴが作成される。これにより、血管が変形しているなど、自動滴に測定点を決定することが困難な場合にも対応することができる。

図１８はさらに他の構成の超音波診断装置を示す。この構成では、波形選択部１３０ｂの入力端子Ｒには、弾性率計算部１１６の出力である局所弾性率が入力される。波形選択部１３０ｂでは、局所弾性率から超音波ビームに並行する血管壁を検出し、それに基づいて、複数の追跡波形信号Ｑからその位置の追跡波形を選択して特徴量検出部１２０に入力する。その追跡波形を解析して、上述のように初期化パルスＲＳＴが作成される。血管と血流部分の局所弾性率は明らかに異なるので、区別は可能である。以上のようにして、探触子を被検体に当てるだけの簡単な操作で、被検体組織のより正確な追跡が可能となる。

図１９はさらに他の構成の超音波診断装置を示す。この構成では、波形選択部１３０ｃの入力端子Ｒには、受信部１０３から複数の受信信号が入力される。波形選択部１３０ｃは、受信信号の振幅を解析して血流と血管壁の境界を検出する。それにより、図１８の構成の場合と同様に、特徴量検出部１２０が血管壁側の位置の追跡波形を解析して、初期化パルスＲＳＴが作成される。血管壁は受信信号の強度が大きく、血流部分は強度が小さいため、区別は可能である。

図２０はさらに他の構成の超音波診断装置を示す。この構成では、ドプラ信号処理部１１８が設けられ、複数の受信信号の複数のドプラ変位を解析し、血流を検出して、波形選択部１３０ｄの入力端子Ｒにデータを供給する。波形選択部１３０ｄでは、検出された血流からその外側にある血管壁を推定する。それにより、図１８の構成の場合と同様に、特徴量検出部１２０が血管壁側の位置の追跡波形を解析して、初期化パルスＲＳＴが作成される。

なお、以上の構成において、波形選択部１３０の入力端子Ｑへ入力される信号は、複数の追跡波形信号に限られない。例えば、図７、８に示したような、受信信号やドプラ変位信号を用いることもできる。

以上の説明では、1心拍の血圧変化に応じた被検体組織の歪み量を計算し、弾性率を求める超音波診断装置について説明したが、本実施の形態は、外部からの圧迫弛緩または加振に応じた被検体組織を追跡し、歪み量、弾性率、粘性率などの被検体組織の特性を求める超音波診断装置に対しても適用することができる。この場合、組織追跡部の同期パルスは、外部からの圧迫弛緩または加振に同期したものとすればよい。

なお、本発明は、最終出力を弾性率に限るものではなく、組織追跡波形を求め、歪み量や弾性率、粘性率を測定し癌や腫瘍組織を検出する超音波診断装置や、血管の内中膜厚（ＩＭＴ）や血管の内径変化、スティフネスパラメータ、脈波速度などから動脈硬化を検出する超音波診断装置などにも応用することが可能である。

本発明に係る超音波診断装置は、被検体と心電装置などの装置間に特別な接続を必要とせず、探触子を被検体に当てるだけの簡単な操作で、被検体組織の動きを精度よく追跡することができ、それにより弾性率、歪み量または歪み率、粘性率などの組織特性状を示す量を容易に得ることができ、操作者の手間が少なく、医療等の用途に有用である。

本発明の実施の形態１における超音波診断装置の動作を示す各部の波形図である。 同実施の形態における超音波診断装置のブロック図である。 同超音波診断装置におけるモニタ１０７上の表示画面の一例を示す図である。 本発明の実施の形態２における超音波診断装置のブロック図である。 同実施の形態における超音波診断装置の利点を説明するための波形図である。 同実施の形態における超音波診断装置の動作を説明するための波形図である。 同実施の形態における超音波診断装置の変形例を示すブロック図である。 同実施の形態における超音波診断装置の他の変形例を示すブロック図である。 本発明の実施の形態３における超音波診断装置の一構成例を示すブロック図である。 同実施の形態における超音波診断装置を用いて被検体組織の動きを追跡する箇所（測定点）を示す模式図である。 同実施の形態における超音波診断装置の動作を説明するための波形図である。 同実施の形態における超音波診断装置の変形例を示すブロック図である。 同実施の形態における超音波診断装置の他の変形例を示すブロック図である。 本発明の実施の形態４における超音波診断装置のブロック図である。 同実施の形態における超音波診断装置の画面説明図である。 同実施の形態における超音波診断装置の他の画面説明図である。 被検体の各測定点を示す図である。 図１６Ａに示した各測定点から得られる追跡波形の例を示す波形図である。 本発明の実施の形態４における超音波診断装置の変形例を示すブロック図である。 同実施の形態における超音波診断装置の他の変形例を示すブロック図である。 同実施の形態における超音波診断装置の他の変形例を示すブロック図である。 同実施の形態における超音波診断装置の他の変形例を示すブロック図である。 従来例における被検体組織の追跡方法を説明するための波形図である。 従来例及び本発明の実施の形態において被検体組織の動きを追跡する箇所（測定点）を示す模式図である。 従来例における被検体組織の追跡方法を説明するための波形図である。

Claims (13)

1. 被検体に対して超音波を送受信する超音波送受信手段と、
   受信信号を解析して被検体組織の動きを追跡する組織追跡手段と、
   追跡している前記被検体組織の動きに基づいて、前記被検体組織の動きに関する特徴量を検出して特徴量検出信号を出力する特徴量検出手段と、
   前記特徴量検出信号を所定の遅延時間だけ遅延させる遅延手段を備え、
   前記遅延させた特徴量検出信号によって前記組織追跡手段が初期化されることを特徴とする超音波診断装置。
2. 被検体に対して超音波を送受信する超音波送受信手段と、
   受信信号を解析して被検体組織の動きを追跡する組織追跡手段と、
   前記被検体組織の動きに応じた前記受信信号の振幅または位相に基づいて、前記被検体組織の動きに関する特徴量を検出して特徴量検出信号を出力する特徴量検出手段と、
   前記特徴量検出信号を所定の遅延時間だけ遅延させる遅延手段を備え、
   前記遅延させた特徴量検出信号によって前記組織追跡手段が初期化されることを特徴とする超音波診断装置。
3. 前記所定の遅延時間は、直前複数回の動きに関する特徴量検出間隔から推定する請求項１または２に記載の超音波診断装置。
4. 被検体に対して超音波を送受信する超音波送受信手段と、
   ビームフォーミング後の受信信号を遅延する遅延手段と、
   少なくとも前記遅延されたビームフォーミング後の受信信号を解析して被検体組織の動きを追跡する組織追跡手段と、
   遅延されないビームフォーミング後の受信信号を解析して得られた被検体組織の動きに関する特徴量を検出して特徴量検出信号を出力する特徴量検出手段とを備え、
   前記特徴量検出信号によって前記組織追跡手段が初期化される超音波診断装置。
5. 複数の前記被検体組織の動きを解析して、複数の被検体組織から１つを選択する選択手段を備え、
   前記特徴量検出手段は、前記選択した被検体組織の動きに関する特徴量を検出して前記特徴量検出信号を出力する請求項１、２、４のいずれか１項記載の超音波診断装置。
6. 複数の受信信号を解析して、複数の前記被検体組織から１つを選択する選択手段をさらに備え、
   前記特徴量検出手段は、前記選択した前記被検体組織の動きに関する特徴量を検出して前記特徴量検出信号を出力する請求項１、２、４のいずれか１項記載の超音波診断装置。
7. 複数の受信信号のドプラ変位を解析して、複数の前記被検体組織から１つを選択する選択手段をさらに備え、
   前記特徴量検出手段は、前記選択した被検体組織の動きに関する特徴量を検出して前記特徴量検出信号を出力する請求項１、２、４のいずれか１項記載の超音波診断装置。
8. 前記被検体組織の動きに基づいて、歪み量、粘性率、弾性率などの被検体組織の特性を計算する手段と、前記被検体組織の特性を解析して、複数の前記被検体組織から１つを選択する選択手段とをさらに備え、
   前記特徴量検出手段は、前記選択した被検体組織の動きに関する特徴量を検出して前記特徴量検出信号を出力する請求項１、２、４のいずれか１項記載の超音波診断装置。
9. 前記動きに関する特徴量は、心拍に同期する特徴量である請求項１から８のいずれか１項記載の超音波診断装置。
10. 前記動きに関する特徴量は、外部からの圧迫弛緩または加振に同期する特徴量である請求項１から８のいずれか１項記載の超音波診断装置。
11. 前記初期化手段による初期化動作と、心電や心音を含む心拍情報測定手段から取り込んだ心拍に同期した信号により前記追跡手段を初期化する初期化動作とを切り換える手段を備えた請求項１から８のいずれか１項記載の超音波診断装置。
12. 複数の前記被検体組織の動きに基づいて、歪み量、粘性率等の被検体組織の特性を計算する手段をさらに備えた請求項１から７のいずれか１項記載の超音波診断装置。
13. 複数の前記被検体組織の動きに基づいて前記被検体組織の歪み量を求め、前記歪み量と、血圧測定手段から取り込んだ血圧値とに基づいて前記被検体組織の弾性率を計算する手段をさらに備えた請求項１から８のいずれか１項記載の超音波診断装置。

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