JPH02215448A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔概要〕 受信した超音波信号から生体の散乱パラメータを算出・
表示する超音波診断装置に関し、超音波散乱特性の明確
ダ血液の散乱パワーを用いて被測定対象の組織の散乱パ
ワーを正規化することで被測定対象の組織の散乱パワー
を定量的に算出・表示することを目的とし、 生体内の血液からの散乱パワーを算出する血液散乱パワ
ー算出手段と、生体内の被測定対象の組織からの散乱パ
ワーを算出する組織散乱パワー算出手段と、上記血液散
乱パワー算出手段により算出した血液の散乱パワーから
被測定対象の組織の位置における血液散乱パワーを推定
し、この推定した血液散乱パワーによって、上記組織散
乱パワー算出手段により算出した組織散乱パワーを正規
化し、組織の散乱パラメータを算出する散乱パラメータ
算出手段とを備え、この算出した被測定対象の組織の散
乱パラメータを表示するように構成する。

〔産業上の利用分野〕

本発明は、受信した超音波信号から生体の散乱パラメー
タを算出・表示する超音波診断装置に関するものである
。近年、超音波を用いた診断法は、より定量的、質的診
断によって診断精度を向上する要求が高まっている０組
織の質を表現するものとして組織の音響特性、特に減衰
特性、散乱特性の違いから組織の質を調べようとする試
みがなされている。ここで、本発明は、音響特性のうち
、散乱特性の１つである散乱パワー、即ち超音波の分野
でＩ　Ｂ　（Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ　Ｂａｃｋｓｃａｔ
ｔｅｒ）と呼ばれるものを定量的に正確に求め、表示す
る手法に関するものである。

〔従来の技術と発明が解決しようとする課題〕従来、超
音波を使って、心臓壁の散乱パワーを心拍に同期して観
察すると、正常と、梗塞を起こした部位とでは、超音波
散乱パワー（ＩＢ）の変化の度合が違うことが知られて
いる。

しかし、現実に体表面から超音波を使って診断する場合
、超音波が測定部位に至るまでにかなり減衰してしまう
ため、更に、減衰の度合も個々に違うため、得られる結
果の絶対量は必ずしも病変部の状態を正しく反映したも
のとはなっていないという問題があった。これを解決す
るために、減衰に依存しない散乱パワーの精度の高い測
定手法が要求されている。

本発明は、超音波散乱特性の明確な血液の散乱パワーを
用いて被測定対象のＭｉ織の散乱パワーを正規化するこ
とで、被測定対象の組織の散乱パワーを定量的に算出・
表示することを目的としている。

〔課題を解決する手段〕

第１図を参照して課題を解決する手段を説明する。

第１図において、血液散乱パワー算出手段６は、生体内
の血液からの散乱パワーを算出し、それを用いて被測定
対象の組織の位置における血液散乱パワーを推定するも
のである。

組織散乱パワー算出手段５は、生体内の被測定対象の！
Ｊｌ織からの散乱パワーを算出するものである。

散乱パラメータ算出手段７は、血液散乱パワー算出手段
６により推定した被測定対象の組織の位置における血液
散乱パワーによって、組織散乱パワー算出手段５により
算出した組織散乱パワーを正規化し、散乱パラメータ（
ｒＢ）を算出するものである。

〔作用〕

本発明は、第１図に示すように、生体の血液および被測
定対象のＭｉ織から反射してきた超音波信号に基づいて
、血液散乱パワー算出手段６が生体内の血液からの散乱
パワーを算出し、それを用いて被測定対象の組織の位置
における血液散乱パワーを推定し、組織散乱パワー算出
手段５が生体内の被測定対象の組織からの散乱パワーを
算出し、散乱パラメータ算出手段７が血液散乱パワー算
出手段６により推定した被測定対象のＭｉ織の位置にお
ける血液散乱パワーによって、組織散乱パワー算出手段
５により算出したｍ織散乱パワーを正規化（除算）し、
散乱パラメータを算出するようにしている。

従って、超音波散乱特性の明確な血液の散乱パワーから
被測定対象の組織の位置における血液散乱パワーを推定
し、この推定した散乱パワーによって被測定対象のｍ織
からの散乱パワーを正規化し、散乱パラメータを算出す
ることにより、組織の散乱パラメータ（ＩＢ）を定量的
に算出して表示することが可能となる。

〔実施例〕

次に、第１図から第７図を用いて本発明の１実施例の構
成および動作を順次詳細に説明する。

第１図において、超音波プローブ１は、超音波ビーム１
）の方向に超音波を放射し、反射して帰ってきた反射波
を受信するものである。

送信回路３は、予め定めたタイミングに従って超音波パ
ルスを生成するものである。この生成された超音波パル
スは、送信アンプ２で増幅され、超音波プローブＩを駆
動し、超音波を放射する。

受信アンプ４は、超音波プローブ１によって受信した信
号を増幅するものである。

Ｍｉ織散乱パワー算出手段５は、図中の組織領域Ｂから
反射した超音波の散乱パワーを算出するものである。

血液散乱パワー算出手段６は、図中の血液領域Ａから反
射した超音波の散乱パワーを算出し、それを用いて被測
定対象の組織の位置における血液散乱パワーを推定する
ものである。

散乱パラメータ算出手段７は、血液散乱パワー算出手段
６により推定した被測定対象の組織の位置における血液
散乱パワーによって、組織散乱パワー算出手段５により
算出した組織散乱パワーを正規化（除算）し、散乱パラ
メータ（ＩＢ）を算出するものである。

超音波画像生成部８は、既知のＢモード像、Ｍモード像
などを生成するものである。

表示装置９は、散乱パラメータ算出手段７によって算出
した本実施例に係わる散乱パラメータ、およびＢモード
像、Ｍモード像、心電図などを表示するデイスプレィで
ある。

Ｍｉ織１０は、本実施例に係わる被測定対象の組織であ
る。この組ｍｌＯ中の＆ｌＩ織領域Ｂが散乱パラメータ
を求めようとしている領域である。

血液領域Ａは、散乱パワーが公知の血液が流れている領
域である。

第２図はＩ　Ｂ　（Ｉｎｔｅｒｇａｔｅｄ　Ｂａｃｋｓ
ｃａｔｔｅｒ）の計測方法説明図を示す。

第２図（イ）において、超音波プローブ１から超音波ビ
ーム１）を図示のように放射する。そして、深さＺｌの
位置における血液が存在する血液参照部位Ａからの散乱
パワーを算出し、この算出した散乱パワーから深さＺ３
における血液散乱パワーを推定する。また、深さＺ３の
組織部位Ｂからの散乱パワーを算出する。ここで、深さ
ｚ２の位置には、血液と組織とを分ける壁が図示のよう
に存在する。次に、この深さｚ３の組織部位Ｂの散乱パ
ワーと、深さＺｌの血液の散乱パワーから推定した深さ
Ｚ３の位置における血液散乱パワーとから、深さＺ３の
位置における組織の散乱パラメータの算出について、式
を用いて説明する。

送信超音波パルスの周波数特性をＩ（ｆ）、組織からの
散乱パワーをＰア　（２）、血液からの散乱パワーをＰ
Ｉ（Ｚ）、超音波プローブの送受信特性や音場特性を含
めた特性をＦ（ｆ、ｚ）、深さ２までの往復の減衰特性
をＡ（ｆ、ｚ）、血液の散乱特性をす、ｒ’とすると、
深さＺｌにおける血液散乱パワーは、下式ｔｌ）のよう
に表現される。

Ｐｍ　　（ｚｌ）□　　ｆ　　　Ｉ（ｆ）Ｆ（ｆ、ｚｌ
）　　＾（ｆ、ｚｌ）ｂ　Ｉ　　ｆ’　　ｄｆ・　・　
・　・　・　・　・　・　・（１）この弐ｆｌｌの散乱
パワーから、深さＺ３における散乱パワーは近似的に次
式のように推定できる。

Ｐ　＊　　（ｚ３）＝ｈ　　（Ｚｌ）　ｆ　　Ｇ（ｆ、
ｚ３；ｚｌ）　　八ａ　　（ｆ、ｚ２Ｈｚｌ）Ａ　Ｔ　
（ｆ、ｚ３；ｚ２）ｄｆ・　・　・　・　・　・（２）
ここで、 Ｇ（ｆ、ｚ３；ｚｌ）は深さｚｌと深さｚ３との間の音
場変化の補正項 Ａ　ｓ　（ｆ、ｚ２．ｚｌ）は、深さＺｌと深さＺ２と
の間の血液の減衰特性 Ａ　Ｔ　（ｆ、ｚ３；ｚ２）　は、深さＺ２と深さｚ３
との間の組織の減衰特性 である。従って、 ＾（ｆ　、　ｚ３）　＝＾（ｆ、ｚｌ）八ｇ　（４，ｚ
２；ｚｌ）Ａ　ｒ　（ｆ、ｚ３；ｚ２）Ｇ（ｆ、ｚ３；
ｚｌ）＝Ｆ（ｆ、ｚ３）／Ｆ（ｆ、ｚｌ）という関係が
ある。

また、深さＺ３における組織の散乱パワーは、下式（３
）によって表現できる。

Ｐ　ｒ　　（ｚ３）＝　　、１”　　　Ｉ（ｆ）　　Ｆ
（ｆ、ｚ３）　　Ａ（ｆ、ｚ３）ｂ　７　ｒ　１Ｉｄｆ
・　・　・　・　・　・　・　・　・（３）ここで、式
（３）を式（２）で正規化すると、下式（４）となる。

Ｐ（ｚ３）＝ＰＴ（ｚ３）／Ｐ富（ｚ３）・・・・・・
・・・（４）ここで、式（４）は、血液散乱パワーを基
準とした時の組織の散乱パラメータを表し、本実施例は
、これをＩＢと呼ぶ。

第２図（ロ）は、式（４）で計算したＩＢを時間的なグ
ラフとして表したものである。本実施例のＩＢは、個人
差の少ない血液の散乱パワーを基準とし、組織の散乱パ
ワーを推定しているため、この測定したＩＢは精度の高
い絶対値を表している。

従って、従来の相対値のＩＢ８水和比し、精度の高いＩ
Ｂの絶対値も合わせて診断に供することが可能となる。

第２図（ハ）は、第２図（ロ）に時間軸を合わせた心電
図を表す。

第３図は、ｍ液散乱波の説明図を示す。

第３図（イ）は、第３図（ロ）に示す実質部（組織）お
よび血液からの散乱波（受信信号振幅）を対応づけて示
したものである。この散乱波から判明するように、血液
からの散乱パワーは、組織からの散乱パワーに比べてか
なり小さい。また、組織と血液との間の壁から、大きな
反射が帰ってくることが多い。このため、組織で起こる
多重反射の影響が血液の反射波に重なり、精度良く血液
の散乱パワーを算出するのが難しいので、後述する第４
図ドプラ検出器６−２によって求めた血液パワーを利用
することで、実質部で発生する多重反射の影響の少ない
血液散乱パラ−メータを算出するようにしてもよい。

第４図は、本発明の具体例構成図を示す。

第４図において、受信信号４−１は、超音波プローブ１
から受信した信号を示す。

ｆ−″特性ＬＰＦ６−１は、ｆ−″の特性を持つローパ
スフィルタである。血液の散乱特性は、周波数ｒ、散乱
強度（あるいは微分散乱断面積）をす、とすると、ｂｌ
ｌ　ｆ４であることが知られているので、ｆ−４の特性
を持つフィルタを通過させることにより、周波数に対し
て一定の散乱特性を持つ信号を得ることができる。尚、
ｎを他の値に設定するようにしてもよい。

ドプラ検出器６−２は直交検波器６−２−１、ＭＴＩフ
ィルタ、血流速度検出手段６−２−２、パワー算出手段
６−２−３などがら構成され、血流速度、血液からの散
乱パワーを算出するものである。

血液参照時間区間検出手段６−３は、血液速度あるいは
血液の散乱パワーが闇値を越える時間区間（時相）を検
出するものである（第５図参照）。

６−４は、血流速度によって血液からの散乱パワーが変
動する分を補償したり、あるいは被検者の赤血球の体積
分率のバラツキによる血液散乱パワーの変動分を補償す
るものである。

６−６は、血液参照時間区間検出手段６−３によって検
出された時間区間、あるいは外部指定６−５によって指
定された時間区間内で、血液がらの散乱パワーを平均す
るものである。

６−７は、血流が非常に遅く血液からの散乱パワーを十
分に取れない時相の血液からの散乱パワーをｍ次補関す
るものである（第５図（ホ）は１次補関している）。

６−８は、式（２）で示すような深さを変えた時の補正
手段である。

６−９は、各走査線間で得られる血液からの散乱パワー
の空間平均を行うものである。

５−１は、組織からの散乱パワーを算出するものである
。

５−２は、各走査線で得られる組織からの散乱パワーの
空間平均を行うものである。

７−１は、第１図の血液参照部位Ａ、組織部位Ｂに示す
ようなＲＯＩやマーカを指定したり、あるいはＲＯＩや
マーカが壁運動に追従する機能を動作させたりするもの
である。

７−２は、既述した散乱パラメータを算出するものであ
る。

７−３は、心筋方向と超音波とのなす角度によって、散
乱パラメータが変化する量を補正するものである。

８−１は、超音波診断装置からの画像、心電図などの情
報である。

９−１は、表示制御を行うものである。

９−２は、表示するデイスプレィなどである。

第５図は、血液参照時間区間（時相）・部位の説明図を
示す。

第５図（イ）は、Ｂモード像の表示領域と、血液散乱パ
ワーの算出可能領域（Ｂｌ、Ｂ２）と、測定可能な組織
の領域（ＴＩ、Ｔ２、Ｔ３）を示す。

第５図（ロ）は、心電図を示す。

第５図（ハ）は、血液散乱パワーがある闇値レベル以上
に達する時間区間にマーカを付与して両者を表示したも
のである。

第５図（ニ）は、血流速度と当該血液の流速がある闇値
レベル以上に達する時間区間にマーカを付けて両者を表
示したものである。

第５（ホ）は、点線で示すように散乱パワーのある区間
を１次補間したものである。この補間により、全ての時
相における組織の散乱パラメータ゛を求めることが可能
となる。

第６図は、散乱パラメータの表示例を示す。

第６図（イ）は、Ｂモード像の表示領域と、血液参照領
域Ｂ１、Ｂ２の血液散乱パワーを使って、組１）ｉＴ１
、Ｔ２の組織の散乱パラメータの算出の様子を示す。

第６図（ロ）は、心電図である。

第６図（ハ）は、組織Ｔ１、Ｔ２の散乱パラメータの時
間的に変化する状態の表示例を示す。

第６図（ニ）は、血液参照時相マーカを示す。

第６図（ホ）は、Ｍモード像上に散乱パラメータをカラ
ー表糸した例を示す、ここで、第６図（イ）ないしく二
）について、任意に組み合わせてデイスプレィ上に表示
する。

第７図は、散乱パラメータの表示例を示す。

第７図（イ）は、カラードプラの表示されたＢモード像
上で散乱パラメータをカラー表示した例を示す、また、
領域を表すＲＯＩも表示している。

この図では、カラードプラと散乱パラメータとを同時に
表示しているが、別々の画面に分けて、あるいは散乱パ
ラメータのみを表示してもよい。

第７図（ロ）は、Ｂモード像をフリーズした状態で、心
筋方向にマーカを設定し、走査線方向となす角度による
角度依存性を補正するためのものである。補正係数を例
えば第７図（ハ）に示すように与える。

第７図（ニ）は、血液を参照とした空間的な組織の散乱
パラメータ（ＩＢ）をプロファイル化して表示したもの
である。

〔発明の効果〕

以上説明したように、本発明によれば、超音波散乱特性
の明確な血液の散乱パワーから被測定対象の組織の位置
における血液散乱パワーを推定し、この推定した血液散
乱パワーによって被測定対象の組織からの散乱パワーを
正規化（除算）し、散乱パラメータ（ＩＢ）を算出し、
表示する構成を採用しているため、減衰による影響を除
去し、組織の散乱パラメータ（ＩＢ＞を定量的に推定す
ることができる。そして、この推定した組織の定量的な
散乱パラメータを画面上にＢモード像、心電図などと併
せて表示し、診断確度を向上させることが可能となる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の１実施例構成図、第２図はＩＢの計測
方法説明図、第３図は血液散乱波の説明図、第４図は本
発明の具体例構成図、第５図は血液参照時間区間（時相
）・部位の説明図、第６図、第７図は散乱パラメータの
表示例を示す。 図中、１は超音波プローブ、５は組織散乱パワー算出手
段、６は血液散乱パワー算出手段、６−２はドプラ検出
器、６−３は血液参照時間区間検出手段、７．７−２は
散乱パラメータ算出手段、９は表示装置を表す。

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. （１）受信した超音波信号から生体の散乱パラメータを
   算出・表示する超音波診断装置において、生体内の血液
   からの散乱パワーを算出する血液散乱パワー算出手段（
   ６）と、 生体内の被測定対象の組織からの散乱パワーを算出する
   組織散乱パワー算出手段（５）と、上記血液散乱パワー
   算出手段（６）により算出した血液の散乱パワーから被
   測定対象の組織の位置における血液散乱パワーを推定し
   、この推定した血液散乱パワーによって、上記組織散乱
   パワー算出手段（５）により算出した組織散乱パワーを
   正規化し、組織の散乱パラメータを算出する散乱パラメ
   ータ算出手段（７）とを備え、 この算出した被測定対象の組織の散乱パラメータを表示
   するように構成したことを特徴とする超音波診断装置。
2. （２）請求項第（１）項において、上記血液の散乱パワ
   ーが閾値レベルを越える時間区間について血液散乱パワ
   ーの平均を算出し、この算出した血液散乱パワーを用い
   て被測定対象の組織の散乱パラメータを算出・表示する
   ように構成したことを特徴とする超音波診断装置。
3. （３）上記血液の血流速度あるいは血流パワーが閾値レ
   ベル以上の部位および時間区間にマーク（あるいは色）
   を表示するように構成したことを特徴とする請求項第（
   １）項、第（２）項記載の超音波診断装置。
4. （４）上記推定した組織の散乱パラメータを時間的に変
   化するグラフとして表示するように構成したことを特徴
   とする請求項第（１）項ないし第（３）項記載の超音波
   診断装置。