JP2003164452A - 超音波診断装置、超音波信号解析装置、及び超音波映像化方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】対象とする生体内組織への血流の灌流程度を簡
便な手法で正確に且つ安定して映像化する。 【解決手段】超音波診断装置は、被検体に造影剤を投与
し、その造影剤からの反射及び散乱によって得られる超
音波信号を映像化する構成（超音波プローブ１１、コン
トロールユニット２１、送信部２２、受信部２３、ビー
ムフォーマー部２４、Ｂ／Ｍモード信号処理部２５、Ｃ
ＦＭモード信号処理部２６、画像再構成部２７、２８、
ビデオインターフェース２９、モニタ３０等）におい
て、被検体の組織内に前記造影剤が灌流する灌流開始時
刻を決定し、これで決定された灌流開始時刻以降の複数
画像又はそれに準じる信号を組織内の位置を揃えて時系
列に積算し、これで積算された画像又はそれに準じる信
号を表示する積算処理部３１を備える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、超音波造影剤を用
いて血流パフュージョンの検出およびそのパフュージョ
ンの定量評価を行うことの可能な超音波診断装置、超音
波信号解析装置、及び超音波映像化方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】超音波診断装置は、生体内に超音波を送
信し、かつ生体内から反射及び散乱されてくる超音波を
受信することにより、生体内の構造を映像化する医療用
映像装置であり、とくに近年では、超音波造影剤を用い
て、より正確な血流動態の評価も可能になってきてい
る。これは、超音波造影剤が、微小気泡から構成され、
その微小気泡が超音波に対してより強い散乱を引き起こ
し、血流からの超音波信号を増強できる点、また散乱の
非線形性が強く、送信に使用された周波数以外の周波数
成分を散乱の際に発生させることができる点等の性質に
基づくものである。この性質を用いて、より染影度の高
い映像手法も考案されている。

【０００３】その一例として、「ハーモニックイメージ
ング法」と呼ばれる手法がある。この手法は、送信に使
用された周波数の整数倍の周波数成分を用いて、映像化
を行う手法である。この手法においては、通常、造影剤
のない部分からの受信信号（以下、「組織信号」と称
す）には、比較的少ないハーモニック成分しか含まれて
いないため、組織信号に比べ相対的に造影剤からの受信
信号（以下、「造影信号」と称す）が多く受信され、よ
りコントラストの強い染影像を得ることができる。

【０００４】これとは別の映像法として、「フラッシュ
エコーイメージング法」と呼ばれる手法がある。この手
法は、超音波の照射により造影剤の微小気泡が崩壊する
際に、強い反射信号が得られることを利用した映像法で
ある。この映像法においては、通常、超音波の照射を一
定期間（例えば、数秒程度）停止することで組織中に造
影剤を溜めておいて、次に強い超音波を照射して強い造
影信号を得ることが行われている。この手法は、送信受
信のシーケンスを定めているもので、受信信号の周波数
を定めるものではないため、ハーモニックイメージング
法と併用されることも多い。

【０００５】さらに、強い超音波を照射して組織中の造
影剤を崩壊させた後、組織中に造影剤が再灌流してくる
様子を映像化する手法もある。この手法では、造影剤の
流入過程を繰り返し再現できるので、流入速度の定量化
に向いているといったメリットがある。

【０００６】上記のように超音波造影剤を用いて映像化
する手法においては、造影剤投与後の造影剤灌流の様子
を定量化する場合、一般的には「輝度変化曲線」と呼ば
れる手法が知られている。この輝度変化曲線は、横軸に
時間、縦軸に特定の場所の輝度を取って、その時系列の
輝度変化をプロットするものである。この輝度変化曲線
を用いた手法の例を図１３及び図１４に基づいて説明す
る。

【０００７】図１３は、超音波診断装置のモニタ上に表
示される体内の心筋と冠動脈の関係を模式的に示し、図
１４は、図１３に示す心筋上にＲＯＩ（関心領域）を設
定して、心筋の染影像の輝度変化を時間を横軸にして時
系列にプロットした輝度変化曲線を想定して描いてい
る。

【０００８】一般に、図１４に示す輝度変化曲線の到達
輝度値は、心筋内の血流容積を反映し、その曲線の立ち
上がりの態様が心筋部分への血流の流入速度を反映する
と言われている。従って、心筋に血液を供給する冠動脈
に狭窄があって、血流の心筋への流入速度が低ければ、
なかなか輝度が上昇しないが、最終的に到達する輝度レ
ベルは、流入速度に依存せず、心筋の単位体積内にどの
程度血流が充満し得るかを反映したものになる。図１４
は、その様子を表現しており、図中の黒丸のプロットで
形成される輝度変化曲線は、心筋に血液を供給する冠動
脈に狭窄がない場合、図中の白丸のプロットで形成され
る輝度変化曲線は、狭窄がある場合をそれぞれ示してい
る。

【０００９】図１４において、冠動脈に狭窄がある場合
とない場合とでは、心筋部分を流れる血液の量には差が
ないため、両方の輝度変化曲線の到達には違いが無く、
明瞭な違いが見られないが、そこに至る過程には大きな
違いがある。すなわち、冠動脈に狭窄がある場合は、心
筋への血液供給量が少ないため、冠動脈に狭窄がない場
合と比べ染影の立ち上がりが遅くなっている。従って、
輝度変化曲線の立ち上がる様子（過程）を検討すれば、
冠動脈の狭窄について評価することが可能となる。

【００１０】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、前述し
た輝度変化曲線は、１つの限定された領域の変化をプロ
ットするものであり、対象とする組織内で血流の灌流の
様子がどのように変化するかを表現することはできな
い。また、立ち上がりの様子を定量的に評価するといっ
ても、図１４の輝度変化曲線でも示されるように、曲線
の立ち上がり時刻として、どの時刻を用いるかによっ
て、その立ち上がりの傾きが変わってしまい、正確な評
価が難しくなる。

【００１１】本発明は、上記のような従来の事情を考慮
になされたもので、対象とする生体内組織への血流の灌
流程度を正確かつ簡便で、しかも安定して映像化し得る
手法を提供することを目的とする。

【００１２】

【課題を解決するための手段】本発明は、造影剤の投与
や再灌流のような輝度変化曲線の立ち上がり開始時刻か
ら、輝度が到達点に達するまでの画像を積算した積算画
像を生成及び表示する手段を提供することで、上記課題
を解決するものである。前述の図１４に示す２つの輝度
変化曲線を見ても分かるように、曲線の立ち上がりの傾
きによって、輝度変化曲線の面積が変化する。１点の輝
度変化曲線の面積は、画像として考えれば画像の積算値
に対応する。つまり、画像の積算を行えば、輝度変化曲
線の立ち上がりに依存した情報を画像として表現でき
る。本発明は、このような着想を元に完成されたもので
ある。

【００１３】すなわち、本発明に係る超音波診断装置
は、被検体に造影剤を投与し、その造影剤からの反射及
び散乱によって得られる超音波信号を映像化するもの
で、前記被検体の組織内に前記造影剤が灌流する灌流開
始時刻を決定する第１の処理手段と、前記超音波信号の
うち前記第１の処理手段で決定された灌流開始時刻以降
の複数画像又はそれに準じる信号を時系列に積算する第
２の処理手段と、この第２の処理手段で積算された画像
又はそれに準じる信号を表示する第３の処理手段とを備
えたことを特徴とする。

【００１４】前記第１の処理手段は、好ましくは、前記
造影剤の投入時刻を基準にして操作者の指定により前記
造影剤の灌流開始時刻を決定するように制御する処理手
段、前記超音波信号の高音圧送信とその低音圧送信を組
み合わせた送信シーケンスの条件下で前記高音圧送信の
タイミングを基準にして前記造影剤の灌流開始時刻を決
定するように制御する処理手段、及び前記超音波信号の
高音圧送信とその送信休止を組み合わせた送信シーケン
スの条件下で前記高音圧送信のタイミングを基準にして
前記造影剤の灌流開始時刻を決定するように制御する処
理手段の少なくとも１つを有する。

【００１５】前記第２の処理手段は、好ましくは、前記
灌流開始時刻以降の複数画像又はそれに準じる信号をそ
の対数変換前に積算する処理手段、前記灌流開始時刻以
降の複数画像又はそれに準じる信号をその対数変換後に
逆対数変換して積算する処理手段、前記灌流開始時刻以
降の複数画像又はそれに準じる信号のうち特定の心時相
の画像のみを選択して積算する処理手段、前記第２の処
理手段は、前記灌流開始時刻以降の複数画像又はそれに
準じる信号に対し前記被検体の臓器の変形に合わせて積
算する画素同士の組み合わせを変更する処理手段、及び
前記灌流開始時刻以降の複数画像又はそれに準じる信号
に対し輝度補正を加えた後に積算する処理手段の少なく
とも１つを有する。

【００１６】前記第３の処理手段は、好ましくは、前記
第２の処理手段による積算処理によって得られた画像に
対して輝度値に応じた色を割り当てる処理手段を有す
る。

【００１７】上記構成においては、前記３つの処理手段
により得られた互いに異なる動画像からの複数の積算画
像を互いに比較可能に並べて表示する第４の処理手段、
及び前記３つの処理手段により得られた互いに異なる動
画像からの２種類の積算画像を互いに減算しその差分量
に応じた画像を得る第５の処理手段をさらに備えること
が可能である。

【００１８】また、本発明に係る超音波信号解析装置
は、被検体に造影剤を投与し、その造影剤からの反射及
び散乱によって得られる超音波信号を解析するもので、
前記被検体の組織内に前記造影剤が灌流する灌流開始時
刻を決定する第１の処理手段と、前記超音波信号のうち
前記第１の処理手段で決定された灌流開始時刻以降の複
数画像又はそれに準じる信号を時系列に積算する第２の
処理手段と、この第２の処理手段で積算された画像又は
それに準じる信号を表示する第３の処理手段とを備えた
ことを特徴とする。

【００１９】さらに、本発明に係る超音波映像化方法
は、被検体に造影剤を投与し、その造影剤からの反射及
び散乱によって得られる超音波信号を映像化するもの
で、前記被検体の組織内に前記造影剤が灌流する灌流開
始時刻を決定し、前記超音波信号のうち前記灌流開始時
刻以降の複数画像又はそれに準じる信号を時系列に積算
し、これで積算された画像又はそれに準じる信号を表示
することを特徴とする。

【００２０】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態に係る
超音波診断装置、超音波信号解析装置、及び超音波映像
化方法を添付図面を参照して説明する。

【００２１】図１に示す超音波診断装置は、超音波プロ
ーブ１１と、その超音波プローブ１１に接続される装置
本体側の各ユニット、すなわちＣＰＵを主な構成要素と
するコントロールユニット２１のほか、このコントロー
ルユニット２１からの静的及び動的な制御を受けて全体
が一体となって動作する送信部２２、受信部２３、ビー
ムフォーマー部２４、Ｂ／Ｍモード信号処理部２５、Ｃ
ＦＭ（カラー・フロー・マッピング）モード信号処理部
２６、Ｂ／Ｍモード用の画像再構成部２７、ＣＦＭモー
ド用の画像再構成部２８、ビデオインターフェース２
９、モニタ３０、及び操作デバイス（操作者による各種
スイッチ操作、入力操作が可能なキーボード、マウス、
トラックボール等）４０に加え、本発明の各処理手段を
担う積算処理部３１から構成される。

【００２２】また、この超音波診断装置には、コントロ
ールユニット２１の制御の元で、心電計４１からのＥＣ
Ｇ（心電図）波形を入力可能となっている。

【００２３】図１に示す装置構成における基本的な動作
を説明すると、まず、コントロールユニット２１による
制御の元で、送信部２３からの駆動パルスを受けて超音
波プローブ１１からの超音波が被検体の生体内に向け送
信される。これにより生体内からの反射及び散乱によっ
て帰ってきた超音波が超音波プローブ１１により受信さ
れ、その各素子からの微小な電気信号が受信部２３にて
増幅される。この増幅された受信信号は、ビームフォー
マー部２４にてＡＤ（アナログ／デジタル）変換され、
適切な遅延付与後に整相加算され、これによりフォーカ
シングの処理が施される。このようにフォーカシングさ
れた信号は、Ｂ／Ｍモード信号処理部２５又はＣＦＭモ
ード信号処理部２６にて、それぞれのモードに特有の処
理が行われる。

【００２４】すなわち、Ｂ／Ｍモード信号処理部２５で
は、受信信号に対するバンドパスフィルタ処理が行われ
た後、その包絡線成分が検出され、さらにＬＯＧ（対
数）圧縮処理が行われる。その他、エッジ強調等の処理
が行われる場合もある。

【００２５】また、ＣＦＭモード信号処理部２６では、
組織信号と血流信号を分離するためのハイパスフィルタ
処理（ＭＴＩフィルタ若しくはＷａｌｌフィルタと呼ば
れている）が行われ、ついで、血流や組織の移動速度を
検出するための自己相関処理が行われる。その他、組織
信号を低減及び削除するための非線形処理が行われる場
合もある。

【００２６】その後、それぞれのモードで特有の処理が
施された信号は、画像再構成部２７、２８にて、超音波
ビームの送受信に対応した位置にマッピングされ、画像
化される。これで得られたＢ／Ｍモード用の画像信号及
びＣＦＭモード用の画像信号は、ビデオインターフェー
ス部２９にて、画像に関する様々な情報（グラフ等も含
む）と組み合わせる等、モニタ表示用のレイアウト処理
が施された画像として構成され、モニタ３０上に表示さ
れる。

【００２７】積算処理部３１は、例えばＣＰＵを含むプ
ロセッサから構成され、予め設定された処理シーケンス
を実行するもので、上記の各ユニット２２〜３０と同様
に、コントロールユニット２１からの制御を受けて上記
の各ユニット２２〜３０と共に一体に動作することによ
り、本発明の各処理手段を成す後述の各処理を実行可能
となっている。この積算処理部３１では、その処理対象
である入力信号として、画像再構成部２７、２８からの
出力信号のほか、処理の内容によって、それ以前の信
号、例えばＢ／Ｍモード信号処理部２５及びＣＦＭモー
ド信号処理部２６の入力信号又は出力信号を処理可能と
なっている。

【００２８】ここで、この積算処理部３１の処理例を中
心に本例の全体動作を図２〜図１１に基づいて説明する
積算処理部３１は、上記構成で得られる超音波信号に対
して、例えば図２に示す処理シーケンスを実行する。こ
の処理シーケンスは、大きく分けると、１）造影剤の対
象臓器への流入開始点（灌流開始点）を作り出す手法に
基づく処理（ステップＳ１）、２）得られた信号に対す
る積算処理（ステップＳ２）、３）積算画像の表示処理
（ステップＳ３）で構成される。以下、各ステップＳ１
〜Ｓ３毎にその処理内容を詳細に説明していく。

【００２９】１）超音波造影剤の対象臓器への流入開始
点を作り出す手法に基づく処理（ステップＳ１） 本発明の骨子は、前述の通り、画像もしくはそれに準じ
る信号を流入開始点からある特定の時相まで積算処理を
行うことである。よって、組織への造影剤の流入タイミ
ングを制御し、それに基づいて決められた流入開始点
（灌流開始時刻）から積算処理を開始する必要がある。
その方法には、大きく分けて、１Ａ）造影剤の投入タイ
ミングを基準点として灌流開始時刻を決める方法、１
Ｂ）高音圧による造影剤の崩壊とこれに引き続き行われ
る低音圧による映像化を組み合わせたシーケンスの条件
下で灌流開始時刻を決める手法、１Ｃ）フラッシュエコ
ー法を利用して灌流開始時刻を決める方法の３種類が考
えられる。以下、この３種類の方法を説明する。

【００３０】１Ａ）造影剤の投入タイミングを基準点と
して灌流開始時刻を決める方法 図３（ａ）は、この方法を説明する輝度変化曲線の例を
示す。この方法では、図示のように輝度変化曲線上で
「造影剤投入時刻ｔ_０」を基準点として「心筋灌流開始
時刻ｔ_ｓ」を決めるもので、特殊な処理シーケンスは必
要としない。この手法では、生体内に造影剤が投与され
た時点から対象となる組織に最初の造影剤が到達する時
点までに弱冠のタイムラグがある。そこで、実際にはモ
ニタ３０に表示される画像上で関心領域（ＲＯＩ）等に
より選んだ特定の部分の輝度変化曲線をモニタ３０上に
表示（又は印刷）し、そのグラフ形状を見て操作者が操
作デバイス４０を適宜操作して灌流開始時刻を決定する
必要がある。

【００３１】例えば、図１３（ｂ）に示すように、モニ
タ３０上に表示される超音波像（取得画像）上で操作者
がトラックボール等の操作デバイス４０を操作してＲＯ
Ｉを指定することにより、そのＲＯＩ指定箇所の輝度変
化曲線を同一モニタ３０上の所定位置にグラフ表示さ
せ、そのグラフを確認しながら操作者の指示操作により
灌流開始時刻を決定してもよい。

【００３２】この方法では、積算処理部３１の処理にて
上記のように操作者の操作に依存した制御が実施され
る。しかし、この手法は、投与開始によって灌流開始時
刻が決定されるため、１回の投与に対して１度しか計測
ができず、従って１断面からの結果しか得られず、これ
では超音波プローブ１１を用手的に操作して対象臓器の
様々な断面を映像化することで臓器全体からの情報を得
る場合にとくに不利となる。また、映像化するために超
音波の送信を行う必要があるため、超音波の送信により
常に造影剤が崩壊している可能性があり、正確な流入速
度を反映しない可能性も残る。従って、実際の使用に際
しては、これらのファクタを十分考慮に入れることがよ
り望ましい。

【００３３】１Ｂ）高音圧による造影剤の崩壊とこれに
引き続き行われる低音圧による映像化を組み合わせたシ
ーケンスの条件下で灌流開始時刻を決める手法 図４は、この手法の原理を示すものである。この手法
は、図４中の上段（縦軸：超音波送信時の駆動電圧、横
軸：時間）に示すように高い音圧と低い音圧の時相を組
み合わせて送信のシーケンス、すなわち高い音圧を送信
することで臓器内の造影剤を崩壊させることで「灌流開
始時刻ｔ_ｓ」を作り出し、次いで低い音圧で送信するこ
とで極力、造影剤を壊さないように造影剤の染影像を得
るものである。すなわち、図４中の下段（輝度変化曲
線）に示すように灌流開始時刻ｔ_ｓは、高音圧送信の終
了時点に相当する。また、この手法では、映像化の際に
造影剤の崩壊を防ぐため、送信音圧を極力、低くする必
要があるが、そうすると、映像化の際に十分なＳ／Ｎ比
を得ることが困難になってくるため、実際の使用に際し
ては両者のバランスを適宜取ることが望ましい。

【００３４】１Ｃ）フラッシュエコー法を利用して灌流
開始時刻を決める方法 この方法は、フラッシュエコー法を利用するものであ
る。フラッシュエコー法は、前述した通り、超音波の送
信を一定時間止めて、組織内に造影剤を蓄積してから、
強い超音波を放射して造影剤の微小気泡を崩壊させなが
ら造影剤からの強い受信信号を得る手法である。この手
法を応用すると、輝度変化の過程を得ることができる。
このことを図５を参照して説明する。

【００３５】図５は、この方法の具体的なシーケンスを
示す。この方法では、高音圧の送信により造影剤を崩壊
させ灌流開始時刻を作り出す点は、上記１Ｂ）と同様で
あるが、その映像化の手法が異なり、そのタイミングを
自動的に変化させている。例えば、図５中に上段（送信
及び映像化のシーケンス）に示すように、高音圧の送信
を休止する間隔を図中の休止時間Ｔ〜５Ｔに示すように
徐所に長くし、これにより組織へ充満する造影剤の量を
増やしていくと、その送信時刻に相当する映像化時刻ｔ
１〜ｔ５で得られる画像の輝度も徐々に上昇していく。

【００３６】すなわち、この手法の場合には、図５中の
下段（輝度変化曲線）に示すように、それぞれの休止時
間Ｔ〜５Ｔは、灌流開始時刻から輝度変化過程のそれぞ
れの時刻ｔ１〜ｔ５までの時間に相当している。また、
この手法によれば、造影剤が組織に充満する過程では一
切の送信は行われておらず、造影剤の崩壊がないので、
正確に流入速度を反映することも期待される。ただし、
この手法では、高音圧送信と休止期間を所定回数繰り返
す必要があるので、シーケンス完了までに時間が掛か
り、患者の体動や呼吸の影響を受けやすい面もあるた
め、この点を踏まえた上で適宜利用することが好まし
い。

【００３７】以上、上記１）のうち、１Ａ）〜１Ｃ）の
いずれかの方法・手法を用いた処理が、コントロールユ
ニット２１による制御の元で、積算処理部３１にて実行
され、造影剤の灌流開始時刻が決定される。

【００３８】（２）得られた信号に対する積算処理 上記１）にて造影剤の灌流開始時刻が決定されると、次
の段階として、その決定された灌流開始時刻以降の取得
画像を積算する処理が積算処理部３１にて行われる。図
６は、この積算処理の基本的な内容を模式的に説明する
ものである。図６において、上記１）の内の１Ａ）〜１
Ｃ）のいずれかの方法で得られた灌流開始時刻から始ま
る取得画像（動画像）〜を入力として灌流開始時刻
から当該時相までの積算処理（図中の例では＋、
＋＋、＋＋＋、＋＋＋＋、＋
＋＋＋＋参照）を行い、その結果を積算画像
（動画像）（図中の例では→Ａ１、＋→Ａ２、
＋＋→Ａ３、＋＋＋→Ａ４、＋＋＋
＋→Ａ５、＋＋＋＋＋→Ａ６参照）Ａ
１〜Ａ６として出力する。

【００３９】この例は、動画像であるが、静止画として
評価する場合には、操作者によって定められた時刻まで
の積算処理画像を静止画として出力できる。積算処理に
用いる画像は、図１に示すＢ／Ｍモード信号処理部２５
からのＢモード像でも、ＣＦＭモード信号処理部２６か
らのＣＦＭ像（特にパワー像）でも良い。

【００４０】上記の積算処理に際しては、必要に応じ
て、２Ａ）ＬＯＧ変換前の信号の積算、２Ｂ）積算対象
画像の選択と画像の位置調整（同一心時相の画像を選択
して積算する方法、又は臓器の変形・移動に合わせて積
算処理対象の制御点を移動させる方法）、２Ｃ）最大値
による正規化等のさらに詳細な処理が選択可能に行われ
る。以下、これらの処理を順次説明する。

【００４１】２Ａ）ＬＯＧ変換前の信号の積算 超音波診断装置では、一般に広いダイナミックレンジの
信号を表示可能とするための画像処理としてＬＯＧ変換
が行われる。そこで、上記の積算対象の画像として、通
常のＬＯＧ変換後の画像を使っても良いが、ＬＯＧ変換
前の画像を積算することにより、よりコントラストの良
い積算画像を得られる可能性もある。このようにＬＯＧ
変換前の画像を積算する方法としては、画像再構成（ス
キャンコンバージョン）後の画像に対し逆ＬＯＧ変換を
施すものでも、ＬＯＧ変換前の信号に対し積算処理し、
その後、画像再構成（スキャンコンバージョン）処理を
施すものでも良い。この２通りの積算処理が選択可能な
積算処理部の標準的な構成例を図７に示す。

【００４２】図７に示す積算処理部３１には、Ｂ／Ｍモ
ード信号処理部２５（図中の例ではバンドパスフィルタ
２５ａ、包絡線検波部２５ｂ、ＬＯＧ変換部２５ｃ、及
びエッジ強調部２５ｄで構成される）にてＬＯＧ変換さ
れ、画像再構成部２７にて処理された信号に対し積算処
理を行うＡ系統の処理系、すなわち第１逆ＬＯＧ変換部
３１ａ及び第１積算処理部３１ｂ及び第３ＬＯＧ変換部
３１ｃと、Ｂ／Ｍモード信号処理部２５にてＬＯＧ変換
される前の信号に対し積算処理を行うＢ系統の処理系、
すなわち第２積算処理部３１ｄ及び第２ＬＯＧ変換部３
１ｅとが含まれる。

【００４３】２Ｂ）積算対象画像の選択と画像の位置調
整 上記の積算対象の画像として、連続的に収集される動画
の全てのフレームを用いることもできるが、その場合は
臓器の移動が積算に影響すると想定される。例えば、心
臓のように運動が活発な臓器では、拍動により心筋が動
くので、心筋の異なる位置の輝度同士を積算処理してし
まう。これを防ぐために、以下の２つの方法を取ること
がより好ましい。

【００４４】１つ目は、同一心時相の画像を選択して積
算する方法であり、その手法の一例を図８に示す。図８
の例では、ＥＣＧ同期により同一心時相の画像を取得す
る方法を説明するものである。この方法は、心電計４１
（図１参照）から超音波診断装置に入力されるＥＣＧ波
形を元にこれに時系列に対応する一連の取得画像の中か
ら同一心時相、例えば図中の例では心臓の拡張末期の画
像（拡張末期像）のみを選び、その選ばれた拡張末期像
のみを積算対象とするものである。この方法によれば、
同一時相、特に拡張末期のように心臓があまり動かない
時相の画像を選んで積算処理を行えば、心臓の動きの影
響を受けずに適切に積算処理を行うことができる。

【００４５】２つ目は、臓器の変形・移動に合わせて積
算処理の制御点を移動させる方法であり、その方法の一
例を図９に示す。図９の例では、積算対象の画像とし
て、心臓の短軸像を例にしているが、他の心臓の異なる
断面や他の臓器でも同様の方法を適用可能である。

【００４６】図９に示す例では、操作者がＥＣＧ波形の
心時相に対応して得られた取得画像の内の適当なフレー
ムの画像（図中では心臓の拡張末期像及び収縮末期像）
を選び、その画像上で心筋の内膜と外膜の位置をそれぞ
れトレースする。この際のトレース方法は、例えば既知
のＡＣＴ技術（特開平８−９６１４３号参照）等の既存
の如何なる手法を用いても良い。図中の例では、心臓の
拡張末期と収縮末期の時相で心筋の内膜及び外膜がトレ
ースされている例（図中の点線参照）を示す。この心筋
の内外膜の位置で分かるように心臓の収縮末期では拡張
末期に比べて心筋が厚くなっている。

【００４７】上記のトレース後、心筋の内膜側から外膜
側にかけて全周的に積算位置を調整するための積算制御
点が仮想的に配置・設定される。図９に示す例では、積
算制御点がある１つの方向のみに沿って配置されている
が、これは便宜上、簡略化しただけであり、実際には全
周的に配置される。このとき、心筋の内外膜に指定され
たトレースラインの位置変化に応じて比例配分的に積算
制御点の位置が変更される。また、心臓の収縮末期と拡
張末期の間のフレームについては心筋の内外膜の位置が
補間処理で作成され、その位置に応じた積算制御点が上
記と同様の処理により配置・設定される。

【００４８】上記の積算制御点を変更する際の基準とな
る心筋の内外膜のトレースラインの設定手順をさらに詳
細に説明する。

【００４９】まず、積算対象となる取得画像（動画）に
含まれる心臓の拡張末期像の内の最初のフレームにトレ
ース処理が行われた後、一旦そのトレースラインが積算
対象となる取得画像の全てのフレームに適応される。そ
の後、例えば、心臓の収縮末期像に対してトレースライ
ンの位置が変更されたとする。

【００５０】そうすると、トレースライン上では既に積
算制御点が配置・設定されているため、トレースライン
位置の変更に伴い、そのトレースライン上の積算制御点
も変更される。この際、心臓の収縮末期像と次の拡張末
期像の間にさらに変更するフレームがあれば、同様の操
作を行い、変更するフレームがなければ、この時点で完
了のスイッチ操作が行われる。

【００５１】上記の操作によって、心臓の収縮末期像と
次の拡張末期像の間のフレームにおける心筋の内外膜ト
レースラインの全ての位置が補間処理により自動的に変
更され、全ての積算制御点の位置が変更される。そし
て、最後の処理段階で、対応する積算制御点同士で積算
処理が行われる。

【００５２】２Ｃ）最大値による正規化 前述の図６に示す基本的な積算処理の例では、得られた
信号値を単純に積算しているが、輝度変化曲線の傾きに
依存しやすいパラメータを画像化したい場合には、輝度
変化曲線の到達点を基準に正規化した値、すなわち到達
点の値で割った値を積算しても良い。これは、各画素の
積算対象となる値の最大値で全体を割るという処理にな
る。ただし、超音波像は、スペックルと呼ばれる斑文状
の模様で構成されており、単に各画素の積算対象となる
値の最大値で割るとスペックルの影響で不適切になって
しまうため、その対策として、近傍の画素の平均値を算
出し、そのフレーム間の最大値を正規化処理に用いるこ
とが望ましい。

【００５３】以上、上記２）の積算処理（必要に応じ
て、２Ａ）〜２Ｃ）の処理が付加される）は、コントロ
ールユニット２１による制御の元で、積算処理部３１に
て実行され、これにより、造影剤の灌流開始時刻以降の
取得画像が積算される。

【００５４】（３）積算画像の表示処理 上記２）で積算された画像は、積算処理部３１の処理に
より、ビデオインターフェース２９に出力され、モニタ
３０上に表示される。この際の画像表示は、図１０
（ａ）に示すグレースケール表示、又は図１０（ｂ）に
カラー表示のいずれの場合でもよい。この場合の積算画
像は、例えば輝度が小さいものから大きくなる程、グレ
ースケール表示では「黒色」→「灰色」→「白色」に、
またカラー表示では「暗赤色」→「赤色」→「黄色」
（他の例では「青色」→「緑色」→「赤色」等、操作者
が適宜操作して変更してもよい）に、それぞれ所定の表
示精度で漸次変化していく（図示の例では、グレースケ
ール表示に比べカラー表示の方がコントラストが明瞭で
分かりやすい）。

【００５５】従って、前述の図１及び図２に戻り、積算
処理部３１にて上記１）〜３）の積算処理（ステップＳ
１〜Ｓ３）を実行して積算画像を取得し表示することに
より、輝度変化曲線の立ち上がりに依存した情報を容易
に且つ迅速に識別可能な画像として正確に表現でき、こ
れにより対象とする生体内組織への血流の灌流程度を簡
便な手法で正確かつ安定して映像化できる。

【００５６】なお、本実施形態の変形例として、互いに
異なる２つの画像から得られる積算画像を比較する方法
を用いてもよい。例えば、心臓の検査では、心臓の動き
を活発にして心筋内の虚血現象を誘発するため、負荷エ
コー検査という手法がある。この負荷エコー検査には、
虚血性心疾患が疑われる患者に対して、ある一定の運動
をさせる場合と、薬物を与えることで心臓の心筋が活発
に動くようにさせる場合との２通りの方法がある。これ
らの手法を上記の積算処理１）〜３）と組み合わせる
と、より精度の高い診断を行うことが可能である。この
ことを図１１及び図１２に基づいて説明する。

【００５７】図１１（ａ）及び（ｂ）は、冠動脈の狭窄
の有無による輝度変化曲線の変化を説明するもので、図
１１（ａ）が正常領域（冠動脈の狭窄無し）の例、図１
１（ｂ）が狭窄のある冠動脈の支配領域の例をそれぞれ
示す。

【００５８】まず、冠動脈の狭窄がない正常領域では負
荷が与えられることによって心筋内への血流の流入が増
えるため、図１１（ａ）に示す負荷付与前後の２つの輝
度変化曲線で比べると、負荷付与前よりも負荷付与後の
方が輝度が急速に立ち上がるようになる。このため、負
荷付与前後の２つの積算画像の差分をとると、その値が
大きくなる傾向にある。

【００５９】これに対し、そこを支配する冠動脈に狭窄
がある場合、その狭窄により冠動脈の血流量が制限され
てしまうため、図１１（ｂ）に示す負荷付与前後の２つ
の輝度変化曲線で比べると、負荷付与前に対し負荷付与
後の輝度の立ち上がりはあまり変化しない。このため、
負荷付与前後の２つの積算画像の差分をとると、その値
が小さくなる傾向にある。

【００６０】上記の性質を利用して、負荷の有無により
得られる２種類の取得画像（動画）から、それぞれ上記
の積算処理１）〜３）にて２種類の積算画像を取得し、
例えば図１２（ａ）に示すように両者を容易に比較し得
るように並べてモニタ３０上に表示したり、図１２
（ｂ）に示すようにその２種類の積算画像の差分をとり
（両画像の減算処理を行い）、その差分の大小を反映し
た画像をモニタ３０上に表示したりする（なお、本例で
は図示していないが、同一モニタ３０上に負荷前後の２
種類の画像及びその両画像の減算処理後の画像の全てを
表示することも可能である）。

【００６１】この減算処理後の画像は、例えばグレース
ケール表示では、狭窄のある冠動脈の支配領域では差分
量が小さく、従って輝度が小さくなるために暗く、また
正常領域が差分量が大きく、従って輝度が大きくなるた
めに明るく表示される。

【００６２】なお、本発明は、代表的に例示した上述の
実施形態及び適用例に限定されるものではなく、当業者
であれば、特許請求の範囲の記載内容に基づき、その要
旨を逸脱しない範囲内で種々の態様に変形、変更するこ
とができ、それらも本発明の権利範囲に属するものであ
る。

【００６３】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
対象とする生体内組織への血流の灌流程度を簡便な手法
で正確に且つ安定して映像化し得る超音波診断装置、超
音波信号解析装置、及び超音波映像化方法を提供でき
る。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施の形態に係る超音波診断装置の全
体構成を示す概略ブロック図。

【図２】積算処理部の処理例を示す概略フローチャー
ト。

【図３】（ａ）及び（ｂ）は造影剤投与タイミングを基
準にして灌流開始時刻を決定する手法を説明する図で、
（ａ）は造影剤投与後の輝度変化を示すグラフ、（ｂ）
はモニタ上の表示例を示す図。

【図４】超音波の高音圧送信と低音圧送信を組み合わせ
たシーケンスの条件下で灌流開始時刻を決定する手法を
説明する図。

【図５】フラッシュエコー法を利用して灌流開始時刻を
決定する手法を説明する図。

【図６】積算処理の基本概念を説明する図。

【図７】ＬＯＧ変換前の信号に対し積算処理を施す場合
の詳細構成を示す概略ブロック図。

【図８】ＥＣＧ同期により同一心時相画像を取得する場
合の積算処理を説明する図。

【図９】心臓の動きに対する積算制御点の移動を説明す
る図。

【図１０】積算画像の表示例を示す図で、（ａ）はグレ
ースケール表示を示す図、（ｂ）はカラー表示を示す
図。

【図１１】冠動脈狭窄の有無による輝度変化曲線の変化
を説明するグラフで、（ａ）は正常領域を示す図、
（ｂ）は狭窄のある冠動脈の支配領域を示す図。

【図１２】（ａ）は負荷前後の２つの積算画像を並べた
表示例を示す図、（ｂ）は（ａ）に示す２つの積算画像
の減算処理後の画像の表示例を示す図。

【図１３】従来例の計測されている心筋と冠動脈の関係
を説明する模式図。

【図１４】従来例の輝度変化曲線を説明するグラフ。

【符号の説明】

１１ 超音波プローブ ２１ コントロールユニット ２２ 送信部 ２３ 受信部 ２４ ビームフォーマー部 ２５ Ｂ／Ｍモード信号処理部 ２５ａ バンドパスフィルタ ２５ｂ 包絡線検波部 ２５ｃ ＬＯＧ変換部 ２５ｄ エッジ強調部 ２６ ＣＦＭモード信号処理部 ２７ 画像再構成部（Ｂ／Ｍモード用） ２８ 画像再構成部（ＣＦＭモード用） ２９ ビデオインターフェース ３０ モニタ ３１ 積算処理部 ３１ａ 第１逆ＬＯＧ変換部 ３１ｂ 第１積算処理部 ３１ｃ 第３ＬＯＧ変換部 ３１ｄ 第２積算処理部 ３１ｅ 第２ＬＯＧ変換部 ４０ 操作デバイス ４１ 心電計

フロントページの続き (71)出願人 501468552 赤土 正洋 大阪府大阪市城東区鴫野西２丁目10−27 レジオン大阪城公園901 (72)発明者 神田 良一 栃木県大田原市下石上字東山1385番の１ 株式会社東芝那須工場内 (72)発明者 別府 慎太郎 大阪府池田市旭丘３−２−15 (72)発明者 石蔵 文信 大阪府大阪市淀川区十三東２−６−43 (72)発明者 赤土 正洋 大阪府大阪市城東区鴨野西２丁目10−27 レジオン大阪城公園901 Ｆターム(参考） 4C301 DD01 JB30 4C601 DD03 JB34 JB46

Claims (14)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体に造影剤を投与し、その造影剤か
   らの反射及び散乱によって得られる超音波信号を映像化
   する超音波診断装置において、 前記被検体の組織内に前記造影剤が灌流する灌流開始時
   刻を決定する第１の処理手段と、 前記超音波信号のうち前記第１の処理手段で決定された
   灌流開始時刻以降の複数画像又はそれに準じる信号を時
   系列に積算する第２の処理手段と、 前記第２の処理手段で積算された画像又はそれに準じる
   信号を表示する第３の処理手段とを備えたことを特徴と
   する超音波診断装置。
2. 【請求項２】 前記第１の処理手段は、前記造影剤の投
   入時刻を基準にして操作者の指定により前記造影剤の灌
   流開始時刻を決定するように制御する処理手段を有する
   請求項１記載の超音波診断装置。
3. 【請求項３】 前記第１の処理手段は、前記超音波信号
   の高音圧送信とその低音圧送信を組み合わせた送信シー
   ケンスの条件下で前記高音圧送信のタイミングを基準に
   して前記造影剤の灌流開始時刻を決定するように制御す
   る処理手段を有する請求項１記載の超音波診断装置。
4. 【請求項４】 前記第１の処理手段は、前記超音波信号
   の高音圧送信とその送信休止を組み合わせた送信シーケ
   ンスの条件下で前記高音圧送信のタイミングを基準にし
   て前記造影剤の灌流開始時刻を決定するように制御する
   処理手段を有する請求項１記載の超音波診断装置。
5. 【請求項５】 前記第２の処理手段は、前記灌流開始時
   刻以降の複数画像又はそれに準じる信号をその対数変換
   前に積算する処理手段を有する請求項１記載の超音波診
   断装置。
6. 【請求項６】 前記第２の処理手段は、前記灌流開始時
   刻以降の複数画像又はそれに準じる信号をその対数変換
   後に逆対数変換して積算する処理手段を有する請求項１
   記載の超音波診断装置。
7. 【請求項７】 前記第２の処理手段は、前記灌流開始時
   刻以降の複数画像又はそれに準じる信号のうち特定の心
   時相の画像のみを選択して積算する処理手段を有する請
   求項１記載の超音波診断装置。
8. 【請求項８】 前記第２の処理手段は、前記灌流開始時
   刻以降の複数画像又はそれに準じる信号に対し前記被検
   体の臓器の変形に合わせて積算する画素同士の組み合わ
   せを変更する処理手段を有する請求項１記載の超音波診
   断装置。
9. 【請求項９】 前記第２の処理手段は、前記灌流開始時
   刻以降の複数画像又はそれに準じる信号に対し輝度補正
   を加えた後に積算する処理手段を有する請求項１記載の
   超音波診断装置。
10. 【請求項１０】 前記第３の処理手段は、前記第２の処
    理手段による積算処理によって得られた画像に対して輝
    度値に応じた色を割り当てる処理手段を有する請求項１
    記載の超音波診断装置。
11. 【請求項１１】 前記３つの処理手段により得られた互
    いに異なる動画像からの複数の積算画像を互いに比較可
    能に並べて表示する第４の処理手段をさらに備えた請求
    項１記載の超音波診断装置。
12. 【請求項１２】 前記３つの処理手段により得られた互
    いに異なる動画像からの２種類の積算画像を互いに減算
    しその差分量に応じた画像を得る第５の処理手段をさら
    に備えた請求項１記載の超音波診断装置。
13. 【請求項１３】 被検体に造影剤を投与し、その造影剤
    からの反射及び散乱によって得られる超音波信号を解析
    する超音波信号解析装置において、 前記被検体の組織内に前記造影剤が灌流する灌流開始時
    刻を決定する第１の処理手段と、 前記超音波信号のうち前記第１の処理手段で決定された
    灌流開始時刻以降の複数画像又はそれに準じる信号を時
    系列に積算する第２の処理手段と、 前記第２の処理手段で積算された画像又はそれに準じる
    信号を表示する第３の処理手段とを備えたことを特徴と
    する超音波信号解析装置。
14. 【請求項１４】 被検体に造影剤を投与し、その造影剤
    からの反射及び散乱によって得られる超音波信号を映像
    化する方法において、 前記被検体の組織内に前記造影剤が灌流する灌流開始時
    刻を決定し、前記超音波信号のうち前記灌流開始時刻以
    降の複数画像又はそれに準じる信号を時系列に積算し、
    これで積算された画像又はそれに準じる信号を表示する
    ことを特徴とする超音波映像化方法。