JP4884476B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、超音波診断装置に関し、特に、生体内の組織の性状特性を計測する超音波診断装置に関する。

近年、心筋梗塞や脳梗塞などの循環器系疾病を患う人々が増加してきており、このような疾病の予防および治療を行うことが大きな課題となっている。

心筋梗塞や脳梗塞の発病には、動脈硬化が深く関係している。具体的には、動脈壁に粥腫が形成されたり、高血圧等の種々の要因によって動脈の新しい細胞が作られなくなったりすると、動脈は弾力性を失い、硬く、脆くなる。そして、粥腫が形成された部分において血管が閉塞したり、粥腫を覆う血管組織が破裂することにより粥腫が血管内へ流出し、別の部分において動脈を閉塞させたり、動脈が硬化した部分が破裂したりすることによって、これらの疾病が引き起こされる。このため、動脈硬化を早期に診断することがこれらの疾病予防や治療には重要となる。

従来、動脈硬化病変の診断は、血管カテーテルを用いて血管内部の様子を直接観察することによって行われていた。しかし、この診断には、血管カテーテルを血管に挿入する必要があるため、被験者への負荷が大きいという問題があった。このため、血管カテーテルによる観察は、動脈硬化病変が存在していることが確かである被験者に対して、その場所を特定するために用いられ、例えば、健康管理のための検査として、この方法が用いられることはなかった。

動脈硬化の一因であるコレステロール値を測定したり、血圧値を測定したりすることは、被験者への負担が少なく、容易に行うことのできる検査である。しかし、これらの値は、動脈硬化の度合いを直接示すものではない。

また、動脈硬化を早期に診断して、動脈硬化の治療薬を被験者に対して投与することができれば、動脈硬化の治療に効果を発揮する。しかし、動脈硬化が進行してしまうと、治療薬によって動脈硬化の進展を抑制することはできても、硬化した動脈を完全に回復させることは難しいと言われている。

こうした理由から、被験者への負担が少なく、動脈硬化が進行する前に早期段階で診断する診断方法あるいは診断装置が求められている。

一方、被験者への負担が少ない非侵襲の医療診断装置として、超音波診断装置やＸ線診断装置が従来用いられている。超音波やＸ線を体外から照射することによって、被験者に苦痛を与えることなく、体内の形状情報、あるいは形状の時間変化情報を得ることができる。体内の測定対象物の形状の時間変化情報（運動情報）が得られると、測定対象物の性状情報を求めることができる。つまり、生体内の血管の弾性特性を求めることができ、動脈硬化の度合いを直接知ることが可能となる。

特に超音波診断は、Ｘ線診断と比較した場合、被験者に超音波プローブをあてるだけで測定できるので、被験者への造影剤投与が不要である点やＸ線被爆のおそれがない点で優れている。

また、近年のエレクトロニクス技術の進歩によって、超音波診断装置の測定精度を飛躍的に向上させることも可能になってきた。これに伴って、生体組織の微小運動を計測する超音波診断装置の開発が進んでいる。例えば、特許文献１に記載された技術を用いると、血管運動の振幅数ミクロンで数百Ｈｚまでの速い振動成分を高精度に計測できるため、血管壁の厚さ変化や歪みを数ミクロンのオーダーで高精度な計測をすることが可能になると報告されている。

このような高精度な計測手法を用いることにより、動脈壁の弾性特性の二次元分布を詳細に測定することが可能となる。例えば非特許文献１では、頸動脈血管壁の弾性率の二次元分布の様子をＢモード断層像に重ねて表示した一例を示している。動脈壁の硬さ度合いは一様ではなく、ある分布を持って存在しており、動脈硬化症の診断においては、動脈の硬化度合いを示す特徴量である弾性率の局所的な分布を的確に把握することが重要なためである。
特開平１０−５２２６号公報 Hiroshi Kanai et al, "Elasticity Imaging of Atheroma With Transcutaneous Ultrasound Preliminary Study", Circulation, Vol.107, p.3018-3021,2003.

前述の方法によって、動脈血管壁の弾性率を求める場合、動脈血管壁の歪み量を計測によって求める必要があり、歪み量は、血管壁に設定した２つの計測点の変位量の差として求められる。

一方、動脈血管壁は心臓から送り出される血液によって拡張および収縮を繰り返す。このとき、血管壁全体が歪みながら半径方向に変位する。本願発明者の検討によれは、血管壁自体の歪み量の１０倍程度の大きさで血管壁全体が半径方向に変位することが分かった。変位量の計測誤差は、変位量の大きさに比例するため、特許文献１あるいは非特許文献１に開示される方法によれば、血管壁全体が半径方向に変位することによって生じる誤差が、動脈血管壁の歪み量を求める際に重畳することになる。このため、精度の高い弾性率の算出が困難であった。

本発明は、前述したような要因による計測精度の低下を抑制し、高い精度で計測を行うことのできる超音波診断装置を提供することを目的とする。

本発明の超音波診断装置は、生体の組織へ超音波送信波を送信するための超音波プローブを駆動する送信部と、前記超音波送信波が前記生体組織において反射することにより得られ、前記超音波プローブにより受信する超音波反射波を増幅し、受信信号を生成する受信部と、前記受信信号上に設定された基準点の変位量を測定する基準変位量測定部と、前記基準点の変位量に基づき、受信信号の距離方向の位置を調整する受信信号調整部と、前記調整された受信信号に基づき、前記生体の組織内に設定された複数の計測点における位置変位量を計測する形状変化値演算部とを備える。

ある好ましい実施形態において、前記生体組織は、心周期に一致した周期で運動し、前記基準変位量測定部は、前記基準点の一心周期中の最大変位量を決定する。

ある好ましい実施形態において、前記送信部および受信部は、心周期ごとに、前記生体の組織に設定された計測領域を走査するように、前記超音波送信波を複数回送信受信することによって、複数フレーム分の受信信号を生成し、前記受信信号調整部は、少なくとも前記各心周期において前記基準点の最大変位量が得られたフレームにおいて、受信信号の距離方向の位置を調整する。

ある好ましい実施形態において、前記受信信号調整部は、前記基準点の位置が距離方向において一致するように前記基準点の最大変位量が得られたフレームにおいて、受信信号の距離方向の位置を調整する。

ある好ましい実施形態において、前記送信部および受信部は、心周期ごとに、前記生体の組織に設定された計測領域を走査するように、前記超音波送信波を複数回送信受信することによって、複数フレーム分の受信信号を生成し、前記基準変位量測定部は、フレームごとに前記基準点の変位量を測定し、前記変位量が所定の値の整数倍（だたし０を除く）以上である場合、前記所定の値を前記整数倍した値を変位量として前記受信信号調整部へ出力し、前記受信信号調整部は、前記変位量に基づいて、受信信号の距離方向の位置を調整する。

ある好ましい実施形態において、前記受信信号調整部は、前記変位量を相殺するように、前記受信信号の距離方向の位置を調整する。

ある好ましい実施形態において、前記所定の値はサンプリング間隔に等しい。

ある好ましい実施形態において、前記生体の組織は、動脈血管壁であり、前記基準点は、前記受信信号上において、前記血管腔と内膜との境界に対応する位置に設定される。

ある好ましい実施形態において、前記生体組織は、心周期に一致した周期で運動し、前記形状変化値演算部は、前記位置変位量に基づき、前記複数の計測点に基づいて設定された任意の２点間の最大厚さ変化量を求める。

ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記最大厚さ変化量から前記組織の性状特性値を求める組織性状値演算部を更に備える。

ある好ましい実施形態において、前記生体組織は動脈血管であり、前記性状特性値は弾性率値である。

ある好ましい実施形態において、前記基準変位量測定部は前記受信信号の基準点における位相を解析することによって前記変位量を求める。

ある好ましい実施形態において、前記形状変化値演算部は、前記調整された受信信号の各計測点における位相を解析することによって前記位置変位量を求める。

本発明によれば、受信信号上に基準点を設定し、基準点の変位量を測定することにより、測定対象である生体組織全体の変位量を求めることができる。この変位量を用いて受信信号を距離方向にシフトさせることにより、生体組織全体の変位を相殺することができる。したがって、シフトさせた信号を用いて、生体組織の微小な運動を計測することにより、変位量に比例した誤差を抑制することができ、高い精度で生体組織の微小な変位量、厚さ変化量、歪み量あるいは弾性率値を計測することができる。

本発明の超音波診断装置は測定対象物である生体組織の各部の形状測定値である位置変位量や、最大厚さ変化量、および、性状測定値である歪み量、弾性率値、粘性率値などを計測する。以下において説明するように、本発明は、特に、生体組織全体が変位運動を行いながら組織の各部に微小変位が生じる場合に組織各部の微小変位量を精度よく計測するのに好適に用いられる。

図１Ａおよび図１Ｂは、生体の動脈血管３の軸方向に平行な断面を模式的に示しており、図１Ａは血管が収縮した状態を示し、図１Ｂは拡張した状態を示している。図１Ａに示すように、動脈血管３が収縮した状態において、動脈血管３の血管腔の直径はｄであり、血管壁の厚さをｔとする。血管壁と血管腔との境界を原点とし、半径方向に座標を設定する。血管壁と血管腔との境界および血管壁と血管外組織との境界にそれぞれ計測点ｘ１およびｘ７を設定し、ｘ１とｘ７との間を６等分して計測点ｘ２〜ｘ６を設定する。ｘ１〜ｘ７の間隔はいずれもδであるとする。

図１Ｂに示すように、心臓の駆出によって血液が押し出されると、動脈血管３の血管壁は血管腔が拡張するとともに薄くなる。拡張後の血管腔ｄ’および血管壁の厚さｔ’はｄ’＞ｄかつｔ’＜ｔとなっている。

このとき、血管が収縮した状態の血管壁と血管腔との境界を原点に固定したままで、血管壁に設定した計測点ｘ１〜ｘ７がそれぞれｘ１’〜ｘ７’に移動したとする。図から明らかなように、血管壁は拡張することによって半径方向に全体的に移動するとともに、血管壁が薄くなることによって血管壁組織の各部が圧縮されるように歪む。このとき各部の歪み方は均一ではない。ｘ１’〜ｘ７’の各測定点間の距離をδ_1,2〜δ_6,7とすれば、計測点ｘ１’とｘ２’との間の組織の歪み量は、（δ_1,2−δ）／δとなる。歪み量から弾性率値が求められる。

特許文献１に記載されているように、血管壁組織の歪み量は、各計測点における受信信号の位相差を追跡することによって、各測定点の変位位置が求められ、２つの測定点間の位置の差の最大値および最小値を求めることによって求められる。

特許文献１の方法によれば、まず各計測点の変位位置を求めるので、各計測点の変位量が大きい場合、求める各計測点の変位位置には変位量に比例した大きな誤差が生じてしまう。その結果、弾性率値に各計測点の位置変位量に比例した誤差が含まれてしまう。これは、以下の理由による。

特許文献１に開示される方法のように、受信信号の位相をもとに対象物の変位を算出するためには、超音波の中心周波数の情報が必要である。動脈壁などのように複数の散乱体が測定対象領域内に存在する場合、散乱波はお互いに干渉する。計測に用いる超音波はパルスであるため、単一周波数ではなく、有限の帯域を持つ。したがって、干渉によって本来の中心周波数ｆ０付近にディップが生じると、中心周波数が見掛け上変化する。受信波の中心周波数がｆ０と異なる場合、生じる誤差は対象物の変位の大きさに比例する。

動脈血管壁の場合、心臓の拍動にともなう動脈壁の歪み量 は、動脈壁全体の位置変化(並進運動)の１０分の１以下であるため、本来計測したい歪み量により生じる誤差に比べ、位置変化成分により発生する誤差の方がはるかに大きい。例えば、中心周波数が１０％変化すれば、位置変化成分により発生する誤差が歪み量と同程度の大きさとなる。このため、歪み量を正確に計測できない。

しかし、弾性率値の測定に必要な計測値は、２点間の正確な歪み量であって、計測点の正確な位置ではない。このため、基準点を設けて基準点に対する計測点の相対的な変位量を計測すれば、各計測点の位置変位量を小さくし、変位量に比例する誤差を小さくすることができる。

動脈血管壁の場合、内腔−内膜境界からのエコーを基準とすることが好ましい。内腔−内膜境界からの強いエコーは、干渉の影響を受けにくく、中心周波数の変化が小さいからである。

例えば、図１Ｂに示すように、動脈血管が拡張した状態において、血管壁と血管腔との境界がΔｘ移動する場合、ｘ１’は変位をしていないと見なせるように受信信号を調整しても、計測点ｘ２’〜ｘ７’のｘ１’に対する相対的な変位量を求めることが可能である。このようにすることによって、計測点の変位量をΔｘ分だけ減少させることができる。したがって、位相の変化を算出する前に血管壁の変位成分を相殺することによって、変位量に比例する誤差を低減することができる。本発明では、この方法を用いることによって精度の高い計測が可能な超音波診断装置を実現する。

（第１の実施形態）
以下、本発明による超音波診断装置の第１の実施形態を説明する。第１の実施形態は、特に、各計測点の一心周期中における最大歪み量を高い精度で求めることができ、弾性率値の測定に好適に用いられる。

図２は、本実施形態の超音波診断装置１１を用いて血管壁組織の性状診断を行うための構成を示すブロック図である。超音波診断装置１１に接続された超音波プローブ１３は被験者の体表２に密着するよう設置され、血管外組織１の内部へ超音波を送信する。送信された超音波は血管３や血液５にて反射、散乱し、その一部が超音波プローブ１３へ戻り、エコー（超音波反射波）として受信される。超音波診断装置１１は、受信信号の解析、演算を行い、血管前壁４や血管後壁の形状情報を求める。超音波診断装置１１は、例えば特許文献１に開示されている方法にしたがって、検波信号の振幅および位相の両方を用い、制約付最小二乗法によって対象の瞬時の位置を決定する。高精度な（位置変化量の測定精度は±０．２ミクロン）位相トラッキングを行うことにより、血管前壁４における微小部位の厚みや厚み変化量の時間変化の様子を十分な精度で測定することができる。超音波診断装置１１には血圧計１２が接続されることが好ましい。血圧計１２から得た血圧データを用いることで、血管前壁４における微小部位の弾性率値を求めることができる。また、好ましくは、超音波診断装置１１には心電計２２が接続されており、心電計２２が測定した心電波形は超音波診断装置１１へと入力され、データ取得やデータリセットのタイミングを決定するトリガ信号として使用される。心電計２２は他の生体信号検出手段である心音計や脈波計と置き換えることも可能であり、心電波形の替わりに心音波形や脈波波形をトリガ信号として用いることも可能である。

以下、超音波診断装置１１の構成および動作を詳細に説明する。図３は、超音波診断装置１１の構成を示すブロック図である。超音波診断装置１１は、送信部１４、受信部１５、遅延時間制御部１６、演算部１９および演算データ記憶部２０、画像合成部２１および表示部３０を備えている。また、超音波診断装置１１は制御部２３を備え、各部の動作を制御する。操作者は、マウス、キーボード、トラックボールなどを含むユーザーインターフェース２５を用いて制御部２３に超音波診断装置１１の動作指令を与えることができる。

送信部１４は、所定の駆動パルス信号を生成し、超音波プローブ１３に出力する。駆動パルス信号により超音波プローブ１３から送信される超音波送信波は、血管３等の生体組織において反射、散乱し、生じた超音波反射波が超音波プローブ１３で受信される。超音波を発生させる駆動パルスの送信間隔は、時間軸上で隣接している前後の超音波パルスが重ならないように、測定対象の深さと超音波の音速とを考慮して決定される。

受信部１５は超音波プローブ１３を用いて超音波反射波を受信する。受信部１５はＡ／Ｄ変換部を含み、超音波反射波を増幅して受信信号を生成し、さらにデジタル信号に変換する。送信部１４および受信部１５は電子部品などを用いて構成される。

遅延時間制御部１６は送信部１４および受信部１５に接続されており、送信部１４から超音波プローブ１３の超音波振動子群に与える駆動パルス信号の遅延時間を制御する。これにより、超音波プローブ１３から送信される超音波送信波の超音波ビームの音響線の方向や焦点深度を変化させる。また、超音波プローブ１３によって受信され、受信部１５によって増幅された受信信号の遅延時間を制御することにより、開口径を変化させたり、焦点位置を変化させたりすることができる。遅延時間制御部１６の出力は演算部１９および断層画像生成部２４に入力される。

送信部１４および受信部１５は、心周期ごとに、生体組織に設定された計測領域を走査するように、超音波送信波を複数回送受信する。これにより、心周期ごとに複数フレーム分の受信信号が生成する。

断層画像生成部２４は、受信信号から断層画像を生成する。たとえば受信信号の振幅強度を表示部３０に表示する画像の輝度情報に変換することによってＢモード断層画像を生成する。

図４は演算部１９の構成を詳細に示すブロック図である。演算部１９は、基準設定部５１、基準変位量測定部５２、受信信号調整部５３、形状変化値演算部５４および組織性状値演算部５５を含む。演算部１９は、ソフトウエアによってもハードウエアによっても構成することができる。

基準設定部５１は、測定対象である生体組織全体の変位を求めるために、受信信号の距離方向の軸上に基準点を設定する。基準点は、受信信号上において、振幅が大きく、スペックルなどのノイズの影響を受けにくい位置に設定することが好ましい。

超音波診断装置による計測では、超音波プローブ１３の表面から異なる深さで生体組織の各部が位置することになるため、生体組織の各部から得られる超音波反射波は、深さ方向の位置に応じた時間の遅れが生じる。このため、受信信号の距離方向の軸は生体組織の分布に対応している。

本実施形態では、動脈血管の血管壁を測定対象としているため、例えば、血管内腔を流れる血流と内膜との境界に対応した受信信号の距離方向の軸上の位置に基準点を設定することが好ましい。血流と内膜とでは、音響インピーダンスが大きく異なるため、これらの境界において比較的強い超音波の反射が得られ、また、スペックルの影響が少ないからである。

血流と内膜との境界への基準点の設定は、手動で行ってもよいし、自動で行ってもよい。基準点の設定を手動で行う場合には、表示部３０に表示されるＢモード断層画像上において、操作者がカーソルなどで血流と内膜との境界位置を指定する。基準設定部５１はカーソルの位置情報から受信信号上の位置を決定する。基準点の設定を自動で行う場合には、基準設定部５１は受信信号の振幅等に基づき基準点を設定する。血管壁中に比べて、血流中での超音波の反射や散乱は少ないため、血流と内膜との境界は振幅などに基づき自動的に設定しても、比較的精度よく基準点を設定できる。

基準変位量測定部５２は、設定した基準点の変位量を測定する。本実施形態では、特に生体組織の弾性率値を求めるため、心周期ごとに基準点の最大変位量を決定する。具体的には、特許文献１に開示される位相差トラッキング法などにより、受信信号の基準点における位相を解析することによって、各フレームの受信信号における基準点の変位をフレームごとに逐次計測し、最大変位量を決定する。好ましくは、動脈が最も収縮した時刻における受信信号を基準として設定した基準点の変位量を測定する。

受信信号調整部５３は、基準変位量測定部５２が測定した基準点の最大変位量を受け取り、最大変位量が得られた受信信号の距離方向の位置を調整する。具体的には、求めた基準点の変位が０となるように、基準点の最大変位量分だけ受信信号を距離方向にシフトさせた信号を生成する。本実施形態では、基準変位量測定部５２は心周期ごとに基準点の最大変位量を決定する。本実施形態では、弾性率値を求めるため、受信信号の調整は、少なくとも基準点の最大変位量が得られたフレームの受信信号について行えばよい。

形状変化値演算部５４は、調整された受信信号に基づき、生体の組織内に設定された複数の計測点における最大相対変位量を求める。この演算には、特許文献１に開示される位相差トラッキング法を用いることができる。具体的には、動脈が最も収縮した時刻における受信信号と調整された受信信号との間で位相差トラッキング法などにより、受信信号の各計測点における位相を解析することにより、各計測点における最大相対変位量を求める。形状変化値演算部５４は、さらに、各計測点における最大相対変位量に基づき、複数の計測点に基づいて設定された任意の２点間の最大厚さ変化量を求める。

組織性状値演算部５５は、最大厚さ変化量から前記組織の性状特性値を求める。弾性特性値を求める場合には、血圧計１２から一心周期中の最高血圧および最低血圧に関する情報を受け取り、最大厚さ変化量および血圧に関する情報から弾性率値を求める。計測点を計測領域内において２次元で設定している場合には、弾性率値を各計測点間で求めることによって、計測領域内の弾性率の２次元分布を求めるができる。

画像合成部２１は、断層画像生成部２４で生成した断層画像と、演算部１９から得られる弾性率値などの組織性状の２次元マッピングデータを合成し、合成した画像を表示部３０に表示させる。

なお、超音波診断装置１１に記憶部２０を設け、デジタル化された受信信号や演算部１９において演算したデータを記憶部２０に記憶し、計測を終了した後に、基準点の位置を変更して演算を再度行ったり、記憶部２０に記憶されたデータを表示部３０に表示してもよい。

前述したように、基準変位量測定部５２および形状変化値演算部５４において基準点および各計測点の変位量を求めるために、位相差トラッキング法を用いることが好ましい。位相差トラッキング法は、特許文献１に詳細に説明されているように、微小な時間差をおいて計測された２つの受信信号において、振幅は変化せず、位相および反射位置のみが変化するという制約のもとで、２つの受信信号の整合誤差が最小となるよう最小二乗法によって位相差を求める。この位相差から、計測点の運動速度が求められ、さらにこれを積分することにより、位置変位量が求められる。このために、基準変位量測定部５２および形状変化値演算部５４は、遅延時間制御部１６で遅延制御された受信信号を直交検波し、実部信号と虚部信号とに分離する。また、分離された実部信号および虚部信号からフィルタを用いて高周波成分、測定対象以外からの反射成分およびノイズ成分等を除去する。このように処理された受信信号を用いて位相差トラッキング法による演算を行う。直交検波およびフィルタ処理はソフトウエアによってもハードウエアによっても構成することができる。

この場合、受信信号調整部５３における受信信号のシフトは、直交検波前の受信信号を用いてもよいし、直交検波後の受信信号を用いてもよい。ただし、直交検波後の受信信号を用いる場合には、距離方向へ受信信号をシフトさせるとともにシフト量に応じて受信信号の位相を回転させる必要がある。組織の歪み量Ｓは、生体組織の２点間の一心周期における最大厚さ変化量Δｈを求め、２点間の厚さの最大値をＨとしたと場合、Ｓ＝Δｈ／Ｈによって求められる。弾性率値χは、血圧の最大値と最小値との差をΔｐとした場合、χ＝Δｐ／Ｓによって求められる。

次に、図３、図４および図５から図８を参照しながら、本実施形態による計測方法の主要な部分の手順を詳細に説明する。図５は、本実施形態による計測方法の主要な部分を示すフローチャートであり、図６から図８は、本実施形態による計測方法の主要なステップにおける処理を説明する図である。

まず、超音波プローブ１３を駆動して、生体組織に超音波を送信し、反射してきた超音波反射波を受信部１５によって検出し, フレーム１の受信信号ｘ（１，ｔ）を得る（ステップ１００）。図６は、動脈血管壁の後壁の同じ部位に対して繰り返し超音波を送信した場合の受信信号を示している。１回目の送信に対する受信信号をｘ（１，ｔ）、２回目の送信に対する受信信号をｘ（２，ｔ）と表示している。ｔは送信時刻を起点とした受信時間であり、深さを表す。以下、第ｎ回目の送信に対する受信信号を表す場合には、フレームｎの受信信号ｘ（ｎ，ｔ）と記述する。

基準設定部５１は、フレーム１の受信信号上で、基準点の深さＴを設定する（ステップ１０１）。前述したように基準点の設定は自動的に行ってもよいし、手動でおこなってもよい。図６では、各受信信号において波がほとんど見られない部分は血流領域からの反射波成分であり、強い波が見られる部分が血流と内膜との境界から得られる反射波成分である。また、その下のスペックル状の波が見られる部分は血管壁から得られる反射波成分である。本実施形態では、前述した理由から血流と内膜との境界に基準点を設定する。したがって、基準点は、図６において、黒丸印（●）で示されるように、フレーム１の受信信号ｘ（１，ｔ）上において、振幅の最も大きい波上に位置する。

次に、設定した基準点の変位量Δｘ（１，Ｔ）を０にリセットする（ステップ１０２）。つまり、図６に示すように、フレーム１の受信信号ｘ（１，ｔ）上の基準点の変位量Δｘ（１，Ｔ）を０とする。

次に、生体組織に超音波を送信し、受信信号を得る。つまり、フレーム２の受信信号ｘ（２，ｔ）を取得する（ステップ１０３においてｎ＝２）。フレーム２の受信信号ｘ（２，ｔ）とフレーム１の受信信号ｘ（１，ｔ）との間で、位相差トラッキング法により、基準点の変位量を算出し、フレーム２の受信信号における基準点の変位量を決定する。具体的には、フレーム１の受信信号とフレーム２の受信信号間で位相差トラッキング法を適用し、基準点の変位量Δｘ（２，Ｔ）を算出する（ステップ１０４においてｎ＝２）。

次に、心拍同期信号が検出されたかどうかの判定を行う。心拍同期信号は、心周期ごとに計測をリセットするトリガとして用いられ、例えば心電波形のＲ波あるいは、Ｒ波形に基づいて生成される。前述したように心音波形など他の生体信号を用いてもよい。

基準変位量測定部５２が心拍同期信号を検出しなかった場合（ステップ１０５においてＮｏの場合）には、ステップ１０３およびステップ１０４を繰り返し行ない、基準点のフレームｎの受信信号における変位Δｘ（ｎ，Ｔ）を求める。

ステップ１０５において、基準変位量測定部５２が心拍同期信号を検出した場合、基準変位量測定部５２は、これまで計測してきた基準点の変位量から、基準点の最大変位を与えるフレームとしてその番号Ｎとその時の最大変位量Δｘ（Ｎ，Ｔ）を得る。得られたフレーム番号と最大変位量Δｘ（Ｎ，Ｔ）が受信信号調整部５３へ出力される。

受信信号調整部５３は、フレーム番号と最大変位量Δｘ（Ｎ，Ｔ）を受け取り、フレームＮの受信信号ｘ（Ｎ，ｔ）を−Δｘ（Ｎ，Ｔ）だけ深さ方向にシフトさせた信号ｙ（ｔ）を生成する（ステップ１０７）。この操作により、図７に示すように、基準点の位置が一致した受信信号ｙ（ｔ）を得る。

形状変化値演算部５４は、受信信号調整部から少なくとも、最初の受信信号であるｘ（１，ｔ）と、ステップ１０７で得られた信号ｙ（ｔ）とを受け取り、最初の受信信号であるｘ（１，ｔ）と、ステップ１０７で得られた信号ｙ（ｔ）との間で、位相差トラッキング法を用いて、図８に示すように、基準点以外の計測点の最大変位量Δｘ’（Ｎ，ｔ）を算出する（ステップ１０８）。図８において、基準点以外の計測点を○で示している。基準点の位置はｘ（１，ｔ）とｙ（ｔ）とにおいて一致しており変位量はゼロである。このとき求められる最大変位量Δｘ’ （Ｎ，ｔ）は、基準点の最大変位量に対する相対的な値である。

計測点間の歪みを求め、弾性率値を計算する場合には、ステップ１０８において求めた各計測点の最大変位量Δｘ（Ｎ，ｔ）の差が最大厚さ変化量Δｈとなる。したがって、前述したように組織性状値演算部５５は、各計測点間の最大厚さ変化量Δｈを受け取り、血圧計１２からの血圧情報を用いて弾性率値を求めることができる。

ステップ１０９に示すように、ステップ１０８において求めた最大変位量Δｘ’（Ｎ，ｔ）に、ステップ１０６で得られた基準点の最大変位Δｘ（Ｎ，Ｔ）を加算すれば、基準点以外の計測点の絶対的な最大変位Δｘ（Ｎ，ｔ）を算出することができる。

ステップ１００からステップ１０８またはステップ１０９を繰り返すことによって、心周期ごとに弾性率値を連続して計測を行うことができる。

このように本実施形態の超音波診断装置によれば、受信信号上に基準点を設定し、基準点の変位量を測定することにより、測定対象である生体組織全体の変位量を概略求めることができる。この変位量を用いて受信信号を距離方向にシフトさせることにより、生体組織全体の変位を相殺することができる。したがって、シフトさせた信号を用いて、生体組織の微小な運動を計測することにより、変位量に比例した誤差を抑制することができ、高い精度で生体組織の微小な変位量を計測することができる。特に、心周期ごとに受信信号上に設定した基準点の最大変位量を求め、受信信号を求めた最大変位量に基づき距離方向にシフトさせ、基準点の位置が距離方向において変化しないように受信信号を調整し、調整した受信信号を用いて、各計測点の最大相対変位量を求めることにより、変位量に比例した誤差を抑制し、高い精度で厚さ変化量、歪み量や弾性率値を求めることができる。

（第２の実施形態）
以下、本発明による超音波診断装置の第２の実施形態を説明する。第１の実施形態は、特に、各計測点の一心周期中における最大歪み量を高い精度で求めることができるのに対し、本実施形態では、一心周期内において、各計測点の変位を高い精度でもとめることができる。

図９は、本実施形態の超音波診断装置の演算部１９’の構成を示すブロック図である。演算部１９’以外の構成は、図３に示す第１の実施形態の超音波診断装置１１と同じである。

演算部１９’は、基準設定部５１、基準変位量測定部５６、受信信号調整部５７、形状変化値演算部５８および組織性状値演算部５５を含む。

基準設定部５１は、第１の実施形態と同様、測定対象である生体組織全体の変位を求めるために、受信信号中に基準点を設定する。

基準変位量測定部５６は、各フレームの受信信号を用いて基準点の変位量を測定し、変位量が所定の値の整数倍（だたし０を除く任意の値）以上であれば、所定の値を整数倍した値を変位量として受信信号調整部５７へ出力する。

前記受信信号調整部５７は、基準変位量測定部５６から受け取った変位量に基づいて、受信信号上の基準点の位置を調整する。具体的には、求めた変位量分だけ受信信号を距離方向の軸上でシフトさせた信号を生成する。変位量の絶対値が所定の値に満たない受信信号については、基準点の位置調整は行われない。

形状変化値演算部５８は、調整された受信信号に基づき、生体の組織内に設定された複数の計測点における位置変位量を求める。この演算には、特許文献１に開示される位相差トラッキング法を用いることができる。具体的には、第１フレームの受信信号と調整された受信信号との間、または、時間軸上において隣接する２つの調整された受信信号間で位相差トラッキング法により、各計測点における位置変位量を求める。形状変化値演算部５８は、さらに、各計測点における位置変位量に基づき、複数の計測点に基づいて設定された任意の２点間の厚さ変化量を求める。

組織性状値演算部５５は、厚さ変化量から前記組織の性状特性値を求める。本実施形態では、歪み量を求める。計測点を計測領域内において２次元で設定している場合には、歪み量を各計測点間で求めることによって、計測領域内の歪み量の２次元分布を求めることができる。

第１の実施形態と同様、画像合成部２１は、断層画像生成部２４で生成した断層画像と、演算部１９’から得られる歪み量の２次元マッピングデータを合成し、合成した画像を表示部３０に表示させる。

次に、図３、図９および図１０から図１４を参照しながら、本実施形態による計測方法の主要な部分の手順を詳細に説明する。図１０は、本実施形態による計測方法の主要な部分を示すフローチャートであり、図１１から図１４は、本実施形態による計測方法の主要なステップにおける処理を説明する図である。

まず、超音波プローブ１３を駆動して、生体組織に超音波を送信し、反射してきた超音波反射波を受信部１５によって検出し、フレーム１の受信信号ｘ（１，ｔ）を得る（ステップ２００）。図１１は、動脈血管壁の後壁の同じ部位に対して繰り返し超音波を送信した場合の受信信号を示している。１回目の送信に対する受信信号をｘ（１，ｔ）、２回目の送信に対する受信信号をｘ（２，ｔ）と表示している。ｔは送信時刻を起点とした受信時間であり、深さを表す。以下、第ｎ回目の送信に対する受信信号を表す場合には、フレームｎの受信信号ｘ（ｎ，ｔ）と記述する。

基準設定部５１は、第１の実施形態と同様、フレーム１の受信信号上で、基準点の深さＴを設定する（ステップ２０１）。基準点は、図１１において、黒丸印（●）で示されるように、フレーム１の受信信号ｘ（１，ｔ）上において、振幅の最も大きい波上に位置する。

次に、設定した基準点の変位量Δｘ（１，Ｔ）を０にリセットする（ステップ２０２）。つまり、図１１に示すように、フレーム１の受信信号ｘ（１，ｔ）上の基準点の変位量Δｘ（１，Ｔ）を０とする。また、全計測点の変位を決定した直前（最後）のフレームを示す変数ｍに最初のフレームを示す１を代入する。

次に、生体組織に超音波を送信し、受信信号を得る。つまり、フレーム２の受信信号ｘ（２，ｔ）を取得する（ステップ２０３においてｎ＝２）。フレーム２の受信信号ｘ（２，ｔ）とフレーム１の受信信号ｘ（１，ｔ）との間で、位相差トラッキング法により、基準点の変位量を算出し、フレーム２の受信信号における基準点の変位量を決定する。具体的には、フレーム１の受信信号とフレーム２の受信信号間で位相差トラッキング法を適用し、基準点の変位量Δｘ（２，Ｔ）を算出する（ステップ２０４においてｎ＝２）。

次に、心拍同期信号を検出したかどうかの判定、および、最後に全計測点の変位を決定したフレーム番号ｍのときの基準点の位置と現在の受信信号における基準点の位置との差の絶対値が所定量Ａ以上であるかどうかの判定を行なう（ステップ２０５）。第１の実施形態と同様、心拍同期信号として、たとえば、心電図のＲ波を好適に用いることができる。心音波形を用いてもよいし、基準点の変位波形Δｘ（ｎ，Ｔ）を解析して求めてもよい。

所定量Ａは任意に決めることができるが、受信信号のサンプリング間隔とすることが望ましい。心拍同期信号を検出せず、また、最後に全計測点の変位を決定したフレーム番号ｍのときの基準点の位置と現在の受信信号における基準点の位置との差の絶対値がＡよりも小さい場合には、ステップ２０３およびステップ２０４を繰り返し行い、基準点のフレームｎの受信信号上の変位量Δｘ（ｎ，Ｔ）を求める。

心拍同期信号が検出された場合、または、前述の２つの基準点の位置の差の絶対値が、Ａ以上である場合には、離散変位量Ｘｎとして、Ａの整数倍（０を除く）でかつ基準点の変位Δｘ（ｎ，Ｔ）に最も近い変位量を求める（ステップ２０６）。また、このときのフレーム番号を最後に全計測点の変位を決定したフレーム番号ｍに代入する。

次に、フレームｎの受信信号ｘ（ｎ，ｔ）を−Ｘｎだけ深さ方向にシフトさせた信号ｙ（ｔ）を得る。この操作により、図１２に示すように、基準点の位置がほぼ一致した受信信号を得る（ステップ２０７）。

次に、図１３に示すように、全計測点の変位を決定した直前のフレームの受信信号ｘ（ｍ、ｔ）と、ステップ２０７で得られた信号ｙ（ｔ）間で、位相差トラッキング法を適用して、基準点以外の計測点の変位量Δｘ’（Ｎ，ｔ）を算出する（ステップ２０８）。図１３において、基準点以外の計測点を○で示している。基準点の位置はｘ（１，ｔ）とｙ（ｔ）とにおいて一致しており変位量はゼロである。このとき求められる変位量Δｘ’（Ｎ，ｔ）は、基準点に対する相対的な値である。

次に、ステップ２０８で得られた基準点以外の計測点の変位量Δｘ’（Ｎ，ｔ）にステップ２０４で得られた変位量Δｘ（ｎ，Ｔ）を加算して、基準点以外の計測点の変位Δｘ（Ｎ，ｔ）を算出する。

次に、心拍同期信号を検出したかどうかの判定を行う（ステップ２０９）。心拍同期信号を検出しない場合には、ステップ２０３からステップ２０９を繰り返す。心拍同期信号を検出した場合には、現在の心周期における計測を終了し、次の心周期における計測を開始する。このため、ステップ２００からステップ２１０を繰り返す。

図１４は、このようにして各計測点の変位を追跡した結果を示している。これにより、位相差トラッキング法による累積誤差を低減させることができ、追跡精度を向上させることができる。図１４に示すように基準点の変位が所定の値Ａを超えたときに受信信号をシフトさせ、計測点の変位量を求めている。この変位量の演算は、生体組織全体の変位量を差し引き、位相差トラッキング法により行っているため、変位量の大きさに比例する誤差が小さくなっている。したがって高い精度で計測点を追跡することが可能となる。また、一心周期中に複数回変位量を求めることができるため、計測の時間分解能も高められる。

本実施形態は、第１の実施形態と組み合わせてもよい。この場合、基準点は１つでよいが、基準変位量測定部は、基準点の最大変位量とフレームごとの変位量とは独立して計測しなくとも良い。

なお、本実施形態では、各心周期における計測点の変位量を求めるための基準として、直前（最後）に計測点の変位量を求めたフレームの受信信号を用いた。具体的には、直前に各計測点の変位量を計測したフレームからの変位量が決められた値Ａ以上となったとき、受信信号を値Ａの整数倍だけシフトさせて、直前に各計測点の変位量を計測したフレームとの間で位相差トラッキング法により変位量を求めた。しかし、最初のフレームの受信信号を各心周期における計測点の変位量を求めるための基準として用いてもよい。具体的には、最初のフレームからの変位量が決められた値Ａの整数倍以上となったときに、受信信号を値Ａの整数倍だけシフトさせて、最初のフレームの受信信号との間で位相差トラッキング法により変位量を求めてもよい。

（実験例）
本発明の効果を確かめるため、第１の実施形態の超音波診断装置を用いて、弾性体チューブの歪み量を測定した。測定試料として、外径１０ｍｍ、内径８ｍｍのシリコーンゴムからなる管（試料Ａとする）、および、外径１０ｍｍ、内径８ｍｍのシリコーンゴムからなる内管と、外径１２ｍｍ、内径１０ｍｍのシリコーンゴムからなる外管とからなる二重管（試料Ｂとする）を用意した。試料Ｂの管は、内管のほうが外管よりも弾性率が小さくなっている。

これらの試料に流体ポンプを用いて周期的に液体を加圧し、試料を周期的に収縮させ、第１の実施形態の超音波診断装置を用いて計測を行った。また、比較のために従来の位相差トラッキング法による超音波診断装置を用いて同じ試料の歪み量を測定した。

図１５Ａおよび図１５Ｂはそれぞれ従来の超音波診断装置および本発明による超音波診断装置を用いて試料Ａを計測した結果を示している。これらの図において、横軸は管の半径方向の距離を示し、縦軸は歪み量を示している。また、歪み量の値はエラーバーで示している。破線は、管を構成するシリコーンゴムの弾性率から求めた理論的な歪み量の半径方向の分布を示している。

図１５Ａに示すように、従来の超音波診断装置によれば、得られた歪み量は、半径方向に平均をとれば、概ね理論値に近い値になっている。しかし、ばらつきが非常に大きくなっている。これに対し、本発明の超音波診断装置によれば、理論値とよく一致しており、ばらつきも非常に小さくなっている。

図１６Ａおよび図１６Ｂはそれぞれ従来の超音波診断装置および本発明による超音波診断装置を用いて試料Ｂを計測した結果を示している。試料Ｂは硬さの異なる二重管で構成されているが、図１６Ａに示すように、従来の超音波診断装置による計測では硬さの違いによる歪み量の差異を明瞭には識別できない。これに対し、図１６Ｂに示すように、本発明の超音波診断装置によれば、柔らかい内管の歪み量が硬い外管の歪み量よりも大きく計測されており、硬さの差異に基づく歪み量の差異が明瞭に識別できる。

これらの結果から、本発明の超音波診断装置によれば、高い精度で歪み量を計測することが可能であり、特に、測定対象領域中に弾性率の異なる領域が存在しても、正しく、弾性率の差異に基づく、歪み量の差異を計測することが可能であることが分かる。したがって、本発明の超音波診断装置を用いて生体の動脈血管壁の歪み量や弾性率を測定した場合、病変による弾性率の異なる領域を精度よく検出することができると考えられる。このため、医師が生体組織の性状特性を正確に診断することが可能な超音波診断装置が実現する。

本発明は、生体組織の性状特性を計測する超音波診断装置に好適に用いられ、特に、血管壁の弾性特性を計測する超音波診断装置に好適に用いられる。

収縮した状態にある動脈血管の断面を模式的に示している。 拡張した状態にある動脈血管の断面を模式的に示している。 本発明による超音波診断装置を用いて血管壁組織性状の診断を行うための構成を示すブロック図である。 本発明による超音波診断装置の第１の実施形態の構成を示すブロック図である。 図２に示す超音波診断装置の演算部の構成を詳細に示すブロック図である。 第１の実施形態による計測方法の主要な部分を示すフローチャートである。 第１の実施形態による計測方法の主要なステップにおける処理を説明する図である。 第１の実施形態による計測方法の主要なステップにおける処理を説明する図である。 第１の実施形態による計測方法の主要なステップにおける処理を説明する図である。 本発明による超音波診断装置の第２の実施形態であって、超音波診断装置の演算部の構成を詳細に示すブロック図である。 第２の実施形態による計測方法の主要な部分を示すフローチャートである。 第２の実施形態による計測方法の主要なステップにおける処理を説明する図である。 第２の実施形態による計測方法の主要なステップにおける処理を説明する図である。 第２の実施形態による計測方法の主要なステップにおける処理を説明する図である。 第２の実施形態による計測方法の主要なステップにおける処理を説明する図である。 従来の超音波診断装置を用いて試料の歪み量を測定した結果を示す図である。 本発明による超音波診断装置を用いて試料の歪み量を測定した結果を示す図である。 従来の超音波診断装置を用いて他の試料の歪み量を測定した結果を示す図である。 本発明による超音波診断装置を用いて他の試料の歪み量を測定した結果を示す図である。

１ 血管外組織
２ 体表
３ 血管
４ 血管前壁
５ 血液
１１ 超音波診断装置
１２ 血圧計
１３ 超音波プローブ
１４ 送信部
１５ 受信部
１６ 遅延時間制御部
１９ 演算部
２０ 演算データ記憶部
２１ 表示部
２２ 心電計
５１ 基準設定部
５２、５６ 基準変位量測定部
５３、５７ 受信信号調整部
５４、５８ 形状変化値演算部
５５ 組織性状値演算部

Claims (13)

1. 生体の組織へ超音波送信波を送信するための超音波プローブを駆動する送信部と、
   前記超音波送信波が前記生体組織において反射することにより得られ、前記超音波プローブにより受信する超音波反射波を増幅し、受信信号を生成する受信部と、
   前記受信信号上に設定された基準点の変位量を測定する基準変位量測定部と、
   前記基準点の変位量に基づき、受信信号の距離方向の位置を調整する受信信号調整部と、
   前記調整された受信信号に基づき、前記生体の組織内に設定された複数の計測点における位置変位量を計測する形状変化値演算部と、
   を備える超音波診断装置。
2. 前記生体組織は、心周期に一致した周期で運動し、
   前記基準変位量測定部は、前記基準点の一心周期中の最大変位量を決定する請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記送信部および受信部は、心周期ごとに、前記生体の組織に設定された計測領域を走査するように、前記超音波送信波を複数回送信受信することによって、複数フレーム分の受信信号を生成し、
   前記受信信号調整部は、少なくとも前記各心周期において前記基準点の最大変位量が得られたフレームにおいて、受信信号の距離方向の位置を調整する請求項２に記載の超音波診断装置。
4. 前記受信信号調整部は、前記基準点の位置が距離方向において一致するように前記基準点の最大変位量が得られたフレームにおいて、受信信号の距離方向の位置を調整する請求項３に記載の超音波診断装置。
5. 前記送信部および受信部は、心周期ごとに、前記生体の組織に設定された計測領域を走査するように、前記超音波送信波を複数回送信受信することによって、複数フレーム分の受信信号を生成し、
   前記基準変位量測定部は、フレームごとに前記基準点の変位量を測定し、前記変位量が所定の値の整数倍（だたし０を除く）以上である場合、前記所定の値を前記整数倍した値を変位量として前記受信信号調整部へ出力し、
   前記受信信号調整部は、前記変位量に基づいて、受信信号の距離方向の位置を調整する請求項１に記載の超音波診断装置。
6. 前記受信信号調整部は、前記変位量を相殺するように、前記受信信号の距離方向の位置を調整する請求項５に記載の超音波診断装置。
7. 前記所定の値はサンプリング間隔に等しい請求項６に記載の超音波診断装置。
8. 前記生体の組織は、動脈血管壁であり、前記基準点は、前記受信信号上において、前記血管腔と内膜との境界に対応する位置に設定される請求項１から７のいずれかに記載の超音波診断装置。
9. 前記生体組織は、心周期に一致した周期で運動し、
   前記形状変化値演算部は、前記位置変位量に基づき、前記複数の計測点に基づいて設定された任意の２点間の最大厚さ変化量を求める請求項１から８に記載の超音波診断装置。
10. 前記最大厚さ変化量から前記組織の性状特性値を求める組織性状値演算部を更に備える請求項９に記載の超音波診断装置。
11. 前記生体組織は動脈血管であり、前記性状特性値は弾性率値である請求項１０に記載の超音波診断装置。
12. 前記基準変位量測定部は前記受信信号の基準点における位相を解析することによって前記変位量を求める請求項１から９のいずれかに記載の超音波診断装置。
13. 前記形状変化値演算部は、前記調整された受信信号の各計測点における位相を解析することによって前記位置変位量を求める請求項１から９のいずれかに記載の超音波診断装置。

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