JPH0332654A - 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係数を算出・表示す
る超音波診断装置に関し、 超音波散乱特性の明確な血液からの異なる狭帯域の信号
のそれぞれの散乱パワーを用いて被測定対象の組織から
のそれぞれの散乱パワーを正規化し、被測定対象の組織
の散乱係数を正確に算出・表示することを目的とし、 複数の狭帯域の超音波パルスを同時あるいは別々に送信
、または広帯域の超音波パルスを送信し、反射して到来
した反射信号について、複数の狭帯域の信号を取り出す
バンドパスフィルタと、このバンドパスフィルタによっ
て取り出した複数の狭帯域の信号について、生体内の血
液からのものの散乱パワーをそれぞれ算出し、算出した
散乱パワーから更に被測定対象のａ織の位置における血
液散乱パワーを推定する血液散乱パワー算出手段と、こ
のバンドパスフィルタによって取り出した複数の狭帯域
の信号について、生体内の被測定対象の＆ＩＩ織からの
ものの組織散乱パワーをそれぞれ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推定
した血液散乱パワーによって、上記ｍ織敗乱パワー算出
手段により算出した組織散乱パワーをそれぞれ正規化し
、組織の散乱係数ｂ、ｎを算出する散乱係数算出手段と
を備え、この算出した被測定対象の組織の散乱係数ｂ、
ｎを表示するように槽底する。

〔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係数を算
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。＆ｌ織の
質を表現するものとしてｍｍの音響特性、特に減衰特性
、散乱特性の違いから＆ｌｌ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
、散乱の周波数特性を Ｓ　　（ｆ）　　＝ｂｆ と表現したときの係数ｂ、ｎ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、切
り取った心臓壁の超音波の散乱係数を求めると、正常の
心臓壁と、梗塞を起こした部位の心臓壁とでは、係数ｂ
、ｎ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、散乱係数を
正確に求めることができないという問題がある。これを
解決するために、減衰に依存しない散乱係数の精度の高
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からの異なる狭
帯域の信号のそれぞれの散乱パワーを用いて被測定対象
のｍｍからのそれぞれの散乱パワーを正規化し、被測定
対象のｍ織の散乱係数を正確に算出・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！ｌ！題を解決する手段を説明する。

第１図において、バンドパスフィルタ（群）１０は、複
数の狭帯域の超音波パルスを同時あるいは別々に送信、
または広帯域の超音波パルスを送信し、反射して到来し
た反射信号について、複数の狭帯域の信号を取り出すフ
ィルタである。

血液散乱パワー算出手段６は、バンドパスフィルタｌＯ
によって取り出した複数の狭帯域の信号について、生体
内の血液からのものの散乱パワーをそれぞれ算出し、更
に被測定対象の組織の位置における血液散乱パワーをそ
れぞれ推定するものである。

組織散乱パワー算出手段５は、バンドパスフィルタｌＯ
によって取り出した複数の狭帯域の信号について、生体
内の被測定対象の＆Ｉｉ織からのちのの組織散乱パワー
をそれぞれ算出するものである。

散乱係数算出手段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それぞれ正規
化し、組織の散乱係数ｂｌｎ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、複数の狭帯域の超音波
パルスを同時あるいは別々に送信、または広帯域の超音
波パルスを送信し、反射して到来した反Ｉｔ　Ｂ号につ
いて、バンドパスフィルタ（群）１０によって複数の狭
帯域の信号を取り出し、血液散乱パワー算出手段６がバ
ンドパスフイルタ１０によって取り出した複数の狭帯域
の信号について、生体内の血液からのものの散乱パワー
をそれぞれ算出し、算出した散乱パワーから更に被測定
対象の組織の位置における血液散乱パワーをそれぞれ推
定し、Ｍｉｉ織散乱パワー算出手段５バンドパスフィル
タ１０によって取り出した複数の狭帯域の信号について
、生体内の被測定対象の組織からのものの組織散乱パワ
ーをそれぞれ算出し、散乱係数算出手段７が血液散乱パ
ワー算出手段６により推定した血液散乱パワーによって
、＆ｌ１ｒａｌ１ｒａ散乱パワ一算出より算出した組織
散乱パワーをそれぞれ正規化し、組織の散乱係数ｂ、ｎ
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からの異なる狭帯
域の信号のそれぞれの散乱パワーを用いて被測定対象の
ｍ織からのそれぞれの散乱パワーを正規化し、被測定対
象の組織の散乱係数を算出・表示することにより、被測
定対象までの減衰の影響を受けない＆ｌｌ織の散乱係数
を正確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８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、生体中の超音波
ビーム１）の方向に狭帯域の超音波パルスを複数同時に
あるいは別個に送信、または広帯域の超音波パルスを送
信し、血液領域Ａおよび組ｍ８ｉ域Ｂなどから反射して
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１を駆
動し、超音波パルスを放射する。

受信アンプ４ば、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。

バンドパスフィルタ（群）１０は、受信アンプ４で増幅
した受信信号から所定の狭帯域の周波数成分を持つ信号
をそれぞれ抽出するフィルタである。

Ｍｉｍｉｍ散乱パワー算出手段５５−１ないし５ｍのｍ
組から構成され、図中の組織領域Ｂから反射した超音波
の所定の狭帯域の信号のｍ個の散乱パワーをそれぞれ算
出するものである。

血液散乱パワー算出手段６ば、６−１ないし６−ｍ０ｍ
組から構成され、図中の血液領域Ａから反射した超音波
の所定の狭帯域の信号のｍ個の散乱パワーをそれぞれ算
出し、更にこれら算出した散乱パワーについて被測定対
象の組Ｗｔ領域Ｂの位置におけるｍ個の血液散乱パワー
をそれぞれ推定するものである。

散乱係数算出手段７ば、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ｍ個のそれ
ぞれの血液散乱パワーを使って、組織散乱パワー算出手
段５により算出したｍ個の＆ｌｌ′Ｉａ散乱パワーを正
規化しく比を求め）、散乱係数ｂ、ｎを正確に算出する
ものである（第２図参照）。

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、散乱係数算出手段７によって算出した本
実施例に係わる散乱係数ｂ、ｎ、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。

組織１２ば、本実施例に係わる被測定対象の組織である
。この組織１２中の組織領域Ｂが散乱係数ｂ、ｎを求め
ようとしている領域である。また、血液領域Ａは、散乱
パワーが既知の血液が流れている領域である。

第２図は本発明の概念説明図を示ｂ、これば、ｍ＝３の
時の概念説明図であって、３つの狭帯域の信号ｆ、　、
ｆ、、ｆ、についてそれぞれ組織散乱パワーおよび血液
散乱パワーを求め、散乱係数ｂ、ｎを求めるものである
。

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領域Ａからの散乱パワ
ーを狭帯域の信号ｆ、、ｆ２、ｆ、の３つについてそれ
ぞれ算出し、これら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それぞれ推定する。また、深さ
Ｚ３の組織領域Ｂからの散乱パワーを狭帯域の信号ｆ。

、ｆｇ　、ｆｓの３つについてそれぞれ算出する。

ここで、深さＺ２の位置には、血液とｍ織とを分ける壁
が図示のように存在する０次に、この深さＺ３の組織領
域Ｂの狭帯域の信号ｆ、、ｆｔ、ｆ、の３つの散乱パワ
ーと、深さＺｌの血液の狭帯域の信号ｆＩ、ｆｔ、、ｆ
、の３つの散乱パワーを使って、深さＺ３の位置におけ
る組織の散乱係数ｂＳｎ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
散乱パワースペクトルをＳｔ　　（ｆ＋　　２）、血液
からの散乱パワースペクトルをＳｓ　　（ｆ。

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。

ｆ４とすると、深さＺｌにおける血液散乱パワースペク
トルは、下式（１）のように表現される。

Ｓ　ｍ　（Ｌｚｌ）＝Ｔ（ＯＦ（ｆ、ｚｌ）　Ａ（ｆ、
ｚｌ）　ｂ　ｍ　ｆ’　・（１）この式（１）の散乱パ
ワースペクトルから、深さＺ３における散乱パワースペ
クトルは次式のように推定される。

Ｓ　ｍ　（４，ｚ３）＝Ｇ（ｆ、ｚ３；ｚｌ）　Ａ　ｓ
　（ｆ、ｚ２；ｚｌ）Ａ丁（ｆ、ｚ３；ｚ２）Ｓｌ（ｆ
ｌｚｌ）・・・・・・・（２）ここで、 Ｇ（ｆｌｚ３；ｚｌ）は深さＺｌと深さｚ３との間の音
場変化の補正項、即ち Ｇ（ｆ、ｚ３；ｚｌ）　−Ｆ（４，ｚ３）／Ｆ（ｆ、ｚ
ｌ）である。

Ａ　ｍ　（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）　　ば、深さＺ２と深さｚ
３との間の組織の減衰特性 である。

また、深さＺ３における組織の散乱パワースペクトルは
、下式（３）によって表現できる。

Ｓ　ｔ　（Ｌｚ３）＝Ｉ（ｆ）　Ｆ（ｆ、ｚ３）＾（ｆ
、ｚ３）　ｂ　ｔ　ｆ　”　（３１ここで、 Ａ（ｆ、ｚ３）＝Ａ（ｆ、ｚｌ）Ａ　ｍ　（ｆ、ｚ２；
ｚｌ）＾ｒ　（Ｌｚ３；ｚ２）Ｇ（ｆ、ｚ３；ｚｌ）＝
Ｆ（ｆ、ｚ３）／Ｆ（ｆ、ｚｌ）という関係を使用して
、式（３）を式（２）で正規化すると、下式（４）とな
る。

Ｓ（ｆ、ｚ３）＝Ｓｔ　（ｆ、ｚ３）／（Ｓ　ｍ　（ｆ
、ｚ３）　・ｆ　−’）＝ｂ丁　ｌ　ｂ　ｌ　　−ｆ　
ｆ１　　・　・　・　・　・　・　・　・　（４）ここ
で、式（４）は、血液散乱パワースペクトルを基準とし
た時の組織の散乱特性を表している０式（４）をデシベ
ルで表現すると下式（５）となる。

１０１ｏｇ＋５Ｓ（ｆ、ｚ３）＝１０　ｌｏｇ＋＋＋（
ｂｙ　／ｂａ　）＋ｔｏ　ｌｏｇｆ　　−ｎ　　・・・
・・・・・・・・・（５）ここで、式（３）の組織散乱
パワースペクトルと、式（２）の被測定対象の位置にお
ける血液の散乱パワースペクトルにおいて、バンドパス
フィルタｌＯを通したそれぞれの信号のパワーは、第２
図（ロ）に示すようになる。また、それぞれの周波数ｆ
ｔ１ｆｚ、ｆｓにおいて、式（５）に対応する操作を行
うと、第２図（ハ〉に示すようになる。ここで、得られ
た周波数ｆ、、ｆｇ、ｆ３の３つの信号の散乱パワーの
比に最小二乗法を適用し、第２図（ハ）に示すように、
その傾きからｎを求めると共に、Ｙ軸との交点から散乱
強度ｂ（＝ｂｙ／ｂ、）を推定することができる。

第３図は、送信超音波パルス特性と帯域分割側説明図を
示す。

第３図（イ）は、複数の狭帯域の超音波パルスを別々に
送信し、それぞれの反射信号を点線で示す特性を持つバ
ンドパスフィルタ（ＢＰフィルタ〉を通して抽出する様
子をそれぞれ示す。第３図（ロ）は、第３図（イ）点線
を用いて示すバンドパスフィルタ１０を通した後のそれ
ぞれの信号の周波数特性をまとめて表現したものである
。

第３図（ハ）は、広帯域の超音波パルスを送信し、反射
信号から点線を用いて示す特性を持つバンドパスフィル
タ１０を通す様子を示ｂ、第３図（二〉は、その時に得
られるそれぞれの信号の周波数特性をまとめて表現した
ものである。

第３図（ホ）は、複数の狭帯域の超音波パルスを同時に
送信し、それぞれの反射信号を点線で示す特性を持つバ
ンドパスフィルタ１０を通して抽出する様子を示す。　
第３図（へ）は、そのときに得られるそれぞれの信号の
周波数特性をまとめて表現したものである。

第４図は、血液散乱波の説明図を示す。

第４図（イ）は、第４図（ロ）に示す実質部（＆ｆｌ織
）および血液（血球）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、＆ｌ１ｍ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、＆ＩＩＶａ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ことが
難しいので、後述する第５図ドプラ検出器６−２−１な
いし６−２−ｍによってこれらの多重反射が血液からの
散乱パワーに混入することを防止している。

第５図は、本発明の具体例構成図を示す。

第５図において、ＲＦ信号は、バンドパスフィルタ（群
）１０に入力して複数の狭帯域の信号に分離する。これ
らの複数の狭帯域の信号はＬＰＦによって高周波成分を
遮断し、更に、ｆ−″特性フィルタ６−１−１ないし６
−１−ｍを介してドプラ検出器６−２−１ないし６−２
−ｍにそれぞれ人力する。ここで　ｆ−ＴＩ特性フィル
タ６−１−１ないし６−１−ｍを通すのは、血液の散乱
特性が周波数ｆ、散乱強度（あるいは微分散乱断面積）
をｂ、とすると、ｂ、［４であることが知られているの
で、ｆ−４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６−２−１ないし６−２−ｍは、直交検波
器、ＭＴ［フィルタ、血流速度検出手段、血液散乱パワ
ー算出手段から構成され、血流速度、血液散乱パワーを
算出するものである。

６−３は、血液速度あるいは血液の散乱パワーが閾値を
越える時間区間（時相）を検出するものである（第６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６５によって指定
された時間区間内で、血液からの散乱パワーをそれぞれ
の狭帯域の信号毎に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６図（ホ）は１次補間している）。

６−８は、式（２）で示すような深さを変えた時のそれ
ぞれの狭帯域の信号に対して補間するものである。

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、＆１）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＆１）ｗ１がらの散乱パ
ワーの空間平均を行うものである。

７−１は、第１図の血液領域Ａ、組織領域Ｂに示すよう
なＲｏｔやマーカを指定したり、あるいはＲｏｔ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、既述した散乱係数ｂ、ｎ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
乱特性が変化する量を補正するものであ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６図は、血液参照時間区間（時相）・部位の説明図を
示す。

第６図（イ〉は、Ｂモード像の表示領域と、血液パワー
の算出可能領域（Ｂｌ、Ｂ２）と、測定可能な＆ＩＩ織
の領域（ＴＩ、Ｔ２、Ｔ３）を示す。

第６図（ロ）は、心電図を示す。

第６図（ハ）は、血液散乱パワーと、血液パワーがある
閾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６図（ニ）は、血流速度と、当該血液の流速がある閾
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６図（ホ）は、点線で示すように散乱パワーのある周
波数成分を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ｍ織の散乱係数を求めることが可能
となる。

第７図は、散乱係数の表示例を示す。

第７図（イ）は、Ｂモード像の表示領域と、血液参照領
域Ｂｌ、Ｂ２の血液散乱パワーを使って、組織Ｔ１、Ｔ
２の組織の散乱係数の算出の様子を示す。

第７図（ロ）は、心電図である。

第７図（ハ）は、組織Ｔｉ　Ｔ２の散乱係数ｎの時間的
に変化する状態の表示例を示す。

第７図（ニ）は、組織Ｔ１、Ｔ２の散乱係数すの時間的
に変化する状態の表示例を示す。

第７図（ホ）は、血液参照時相マーカを示す。

第７図（へ〉は、Ｍモード像上に散乱係数をカラー表示
した例を示ｂ、ここで、第７図（イ）ないしくホ）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８図は、散乱係数の表示例を示す。

第８図（イ）は、カラードプラの表示されたＢモード像
上で散乱係数ｂ、ｎをカラー表示した例を示ｂ、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係数ｂ、、ｎ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
係数のみを表示してもよい。

第８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８図（ハ）に示すように与える。

第８図（二〉は、血液を参照とした空間的な組織の散乱
係数ｂ、ｎ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
の明確な血液からの異なる狭帯域の信号のそれぞれの散
乱パワーを用いて被測定対象の組織からのそれぞれの散
乱パワーを正規化し、被測定対象の＆Ｉ織の散乱係数を
算出・表示する構成を採用しているため、被測定対象ま
での減衰の影響を受けないＭｍの散乱係数を正確に算出
して表示することができる。そして、この推定した＆Ｉ
Ｉ織の正確な散乱係数ｂ、ｎ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実施例構戒図、第２図は本発明の概
念説明図、第３図は送信超音波パルス特性と帯域分割側
説明図、第４図は血液散乱波の説明図、第５図は本発明
の具体例構成図、第６図は血液参照時間区間（時相）・
部位の説明図、第７図、第８図は散乱係数の表示例を示
す。 図中、ｌは超音波プローブ、５、Ｓ−ｔないし５−ｍは
組織散乱パワー算出手段、６．６−１ないし６−ｍは血
液散乱パワー算出手段、７は散乱係数算出手段、９は表
示装置、１ｏはバンドパスフィルタ（群）を表す。

Claims (3)

【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係数を算出・
   表示する超音波診断装置において、 複数の狭帯域の超音波パルスを同時あるいは別々に送信
   、または広帯域の超音波パルスを送信し、反射して到来
   した反射信号について、複数の狭帯域の信号を取り出す
   バンドパスフィルタ（１０）と、このバンドパスフィル
   タ（１０）によって取り出した複数の狭帯域の信号につ
   いて、生体内の血液からのものの散乱パワーをそれぞれ
   算出し、算出した散乱パワーから更に被測定対象の組織
   の位置における血液散乱パワーを推定する血液散乱パワ
   ー算出手段（６）と、 このバンドパスフィルタ（１０）によって取り出した複
   数の狭帯域の信号について、生体内の被測定対象の組織
   からのものの組織散乱パワーをそれぞれ算出する組織散
   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
   パワーをそれぞれ正規化し、組織の散乱係数ｂ、ｎを算
   出する散乱係数算出手段（７）とを備え、 この算出した被測定対象の組織の散乱係数ｂ、ｎ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
   ーあるいは血流速度が閾値レベルを越える時間区間につ
   いてそれぞれの狭帯域の信号の散乱パワーの平均を算出
   し、これらの算出した血液散乱パワーを用いて被測定対
   象の組織の散乱係数ｂ、ｎ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）上記推定した組織の散乱係数ｂ、ｎ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）項および第（２）項記載の超音波
   診断装置。