JPH0263444A - 超音波走査システム - 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】 ［産業上の利用分野コ 本発明は超音波走査システムに関し、特に、後方散乱減
衰（ｂａｃｋｓｃａｔｔｅｒ　ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ
　）を決定し、後方散乱減衰を用いて身体における選択
された点に対する定量的後方散乱の絶対値を決定し、お
よび／またはユニークな方法で定量的後方散乱の絶対値
を表示する方法および装置に関する。

［従来技術とその問題点］ 多年わたり、超音波走査システムは肉眼では観測できな
い身体の部分または機械部分の映像を得るために医療お
よびその他の応用に利用されている。周知のドプラ技術
を使用することによって、走査領域内の、血液流等の流
体流を表示することも可能である。最近、様々な診断目
的のために後方散乱の電力（ｐｏｗｅｒ　ｏｆ　ｔｈｅ
　ｂａｃｋｓｃａｔｔｅｒ）　　（すなわち、入射超音
波信号の方向に対して１８０°の方向におけるエコー信
号の電力）を測定することが提案されている。たとえば
、１９８５年９月１０月発行のＰｒｏｇｒｅｓｓ　ｉｎ
　Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ　Ｄｉｓｅａｓｅの「
心筋層の超音波特性化（υ１ｔｒａｓｏｎｉｃ　Ｃｈａ
ｒａｃｔｅｒｉｚａ−ｔｉｏｎ　ｏｆ　Ｍｙｏｃａｒｄ
ｉｕｍ）　Ｊと題する論文中に、超音波信号の後方散乱
の電力と心筋層の状態間の定量的な関係が論じられる。

特に、この論文は、心筋からの定量的後方散乱の絶対値
を観察することにより心筋層虚血（ｍｙｏｃａｒｄｉａ
ｌ　ｉｓｃｈｅｍｉａ）　（すなわち心筋組織の血液が
不足すること）を検出することが述べられている。心筋
から受信される定量的（ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ）後
方散乱の絶対値は、心臓が正常であるときは約４ｄＢの
周期的変化（ｒｈｙｔｈｍｉｃ　ｖａｒｉａｔｉｏｎ）
を有する。しかしながら、心筋に心筋層虚血が起きてい
るとき、電力における変化が鈍くなり、そして、さらに
重要なことは受信電力の絶対値が心筋が正常である場合
よりもかなり高くなる。絶対値におけるこのような変化
を検出することによって、患者が心臓発作を経験したこ
とがあるか、または、経験しつつある程度、すなわち現
在の技術を用いて解析に数日を要する事項を迅速に判断
することが可能である。

しかしながら、上記の論文は定量的な後方散乱を決定す
る方法については述べられていない。

１９８０年１月発行の１．　Ｅ、　Ｅ、、Ｔｒａｎｓａ
ｃｔｉｏｎｓ　ｏｎ　［１ｔｒａｓｏｎｉｃ　Ｆｅｒｒ
ｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ　ａｎｄ　Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ　
Ｃｏｎｔｒｏｌのνｏ１．ＵＦＦ　　３３、Ｎａ　１に
、「定量的心臓組織の特性化のためのリアルタイム集積
後方散乱測定システム（Ａ　Ｒｅａｌ−Ｔｉｍｅ　Ｉｎ
ｔｅｇｒａｔｅｄ　ＢａｃｋｓｃａｔｔｅｒＭｅａｓｕ
ｒｅｍｅｎｔ　Ｓｙｓｔｅｍ　ｆｏｒ　Ｑｕａｎｔｉｔ
ａｔｉｖｅ　ＣａｒｄｉａｃＴｉｓｓｕｅ　Ｃｈａｒａ
ｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ）　Ｊと題する論文には、定量
的後方散乱信号を得るための装置について述べられてい
る。しかしながら、ここに記載されるシステムは後方散
乱電力を測定する能力はあるが、このシステムは、超音
波トランスジューサから、定量的後方散乱の決定がなさ
れる心筋または身体内における他の点への送信信号の減
衰を考慮しておらず、またこの点からの後方散乱信号の
減衰も考慮されていないことから、定量的後方散乱の絶
対値の真の表示を提供するものでない。ここで用いられ
るとき、１点」という語は、身体中の微小な領域、サン
プル容積（ｓａｍｐｌｅ　ｖｏｌｕｍｅ）または分析容
積であると考えられる。点は、たとえば、走査される身
体領域の表示映像内の単一のビクセルとして現われるこ
とになる。およその定量後方散乱を決定するため予測減
衰ファクターが使用されると同時にこの方法で行われた
定量的後方散乱決定の正確度は、例えば、健康的な生体
組織と不健康的な生体組織に対する絶対値の差が大きく
ない心筋層虚血を検出する等、様々な診断目的に対して
適切ではない。たとえば、心筋層虚血の場合、明らかな
健康な心筋と心筋層虚血を経験している明らかな部分間
の定量的後方散乱の絶対値の差は、たった４ｄＢにすぎ
ない。したがって、好ましくは生体内（ｐｒｅｆｅｒａ
ｂｌｙ　ｉｎ　ｖｉｖｏ）で、後方散乱信号の減衰を決
定し、患者の身体内における所与の点に対する定量的後
方散乱の絶対値を得るためこのように決定された決定減
衰を提供する確実な方法および装置が必要とされる。

定量的後方散乱の絶対値かけ決定されると、迅速かつ正
確な患者の健康状態に関する決定及びポテシャルな問題
が存在する領域の迅速かつ正確な確認を可能にする観測
を実施する医師または他の衛生技術者にこの情報を表示
するかまたは他の方法で提供することが必要である。こ
れらの諸口的を達成するために上記の情報を表示する方
法および装置は、現在に至るまで既知のものはなく、ま
た、実施されていない。

［発明の目的］ 本願発明の目的は、上述の問題点を克服し、正確な後方
散乱減衰の絶対値を得ることのできる超音波走査システ
ム及びその決定及び表示方法を提供することにある。

［発明の概要］ 本願発明は、例えば所与の電圧を有する超音波信号が患
者の身体の選択された複数個の点に向けて送信され、こ
の選択された点からの後方散乱を検出及び測定する型式
の超音波走査システムに用いる。本発明では、選択され
た点より受信した後方散乱信号の定量値を検出し、選択
された点付近の特定の点における移動する血液に対する
後方散乱減衰を決定する。血液に関して決定された後方
散乱減衰は、次に検出後方散乱信号に関して減衰補正を
行うために用いられ、これによって定量的な後方散乱の
絶対値を得ることができる。

好適な一実施例では、移動する血液に対する後方散乱減
衰は、選択された点に近接した身体内の特定の点におけ
る移動中の血液のドプラ・スペク１、＋Ｉｔ　＊　’ｒ
ｈ　’ｊ’　ｌ　　宰冑用涜数範囲にわたってこのドプ
ラ・スベソ１ル、＝　ｕ；　、、　　　　　’ＮＪＩ分
の結果を用いて特定の点に対する血液後方散乱減衰（ｂ
ｌｏｏｒｌ　ｈ、＋ｃｋｓｃａｔｔｅｒ　ａｔｔｅｎｕ
ａｔｉｏｎ）を決定することによって、得ることが可能
となる。選択された点と特定の点は非常に近接している
ので、これら画点の減衰は同一であると仮定されるかま
たは画点間の間隔を補正するために決定された減衰値に
ある因子を加える。積分が実行される周波数範囲は正の
ナイキスト周波数から負のナイキスト周波数に及ぶこと
が好ましく、また血液移動以外のあるものの結果と考え
られるこの範囲の中心の低周波数をフィルタリングする
かまたは除去することが好ましい。

決定された定量的後方散乱の絶対値は表示手段にカラー
でマツピング（ｃｏｌｏｒ−ｍａｐｐｅｄ　）され、特
に、所与の点における量的後方散乱の決定された絶対値
は、選択された点をデイスプレィの映像の部分の少なく
とも色と輝度（ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ）とを制御するため
に使用することが可能となる。色は色相（主周波数）と
彩度（純度または帯域幅）とから成り、これに対し輝度
はこの色の強さを表わす。

好適な一実施例では、定量的後方散乱値の絶対値に応答
してアドレス指定を行い、入力値に応答して対応する色
および輝度の読出しを行うＲＯＭまたは他の適切なメモ
リが設けられ、カラーマツピング機能は必要な伝達機能
を有する他の回路構成によっ°ζ実施される。したがっ
て、第１および第２の絶対値が第１または第２の値に対
する近接度に依存する特定の重みをその間に有する値の
条件で、第１の絶対値が健康であると仮定し、第２の絶
対値が不健康であるとする。システムは身体内に対応す
る点における定量的後方散乱の絶対値が第１の値である
場合、デイスプレィ上の適切な箇所に第１の色の表示を
行ない、決定された絶対値が第２の値に等しい場合、不
健康状態を示す、第２の色および輝度を表示する。そし
て第１と第２の絶対値の中間にある各決定された絶対値
については選択された色および／または輝度を表示する
。

代わりに、デイスプレィの色を一定とし、第１と第２の
値開の絶対値に応答して連続的に輝度を変化させること
も可能である。

［発明の実施例コ 第１図に本発明の好適な一実施例を示す。超音波走査シ
ステム１０は、超音波トランスジューサ１２と送受信回
路部１４と超音波２次元（２Ｄ）映像検出回路部１６と
ドプラ流検出回路部１８とから構成され、更に定量的映
像検出及び表示制御回路部２０を備える。本発明の教示
するものは、その大部分が、該回路構成部２０に組み込
まれる。

一般に、超音波走査システム１０は、例えば、心筋が心
筋層虚血にかかっているかどうか、そしてこのため患者
身体２４が心臓発作の経験があるかどうかを決定するた
めに、例えば、前記患者の心筋上の選択された点２２に
対する定量的な後方散乱を決定することを試みるもので
ある。しかしながら、点２２に対する後方散乱信号の相
対的な電力の検出は可能だが、この後方散乱の絶対値は
超音波トランジューサ１２から点２２へ伝送される際の
身体内で送信ビームが減衰した量及び身体によって後方
散乱信号が点２２とトランジューサ１２間で減衰された
量が既知でなければ決定することはできないが、身体の
生体組織の散乱効率（ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ　ｅｆｆｉ
ｃｉｅｎ−ｃｙ）は生体組織の健康性によって変化しそ
して身体生体組織によって生じる信号減衰の著しい変動
もあるので、この減衰を正確に測定することは不可能で
ある。この結果として、過去において、定量的な後方散
乱の絶対値（すなわち、後方散乱電力の絶対値）を決定
する最良の方法は、この減衰（ある生体組織内の前記減
衰の値および周波数依存性についである種の先験的な仮
定を用いる）を推定することであった。

本発明は、ヘマトクリット値（すなわち、血液中の赤血
球の量または比率）が男性の場合は４１％、女性の場合
は３９％でほぼ一定であることまたは必要であれば容易
に測定可能である事実を利用し、上記の問題を克服する
。これにより、所与のトランスジューサに関する中心周
波数、帯域幅および屈折パターンによって変動する血液
の後方散乱効率（Ｂｓ）を所与のトランスジューサに対
して様々な深度におてい予め測定することが可能である
。

様々な深度（ｄｏ）に対する測定値Ｂｓは、後続に使用
するため超音波走査システム１０内にストアされる。し
たがって、例えば、点２２の近くに隣接する点２６等の
点におけるブラッド・プール（ｂｌｏｏｄｐｏｏｌ）へ
の減衰またはブラッド・プールからの後方散乱電力を検
出することによって決定される。

点２２と点２６は近くに隣接するので（図面においては
、明示するためその間隔を大幅に誇張しているが、実際
には、点２２と点２６間は通常約１　ｃｍである）、こ
れらの各点とトランスジューサ１２との間の身体生体組
織はほぼ同一であり、したがって点２６に対して決定さ
れた減衰は定量的後方散乱の絶対値を決定するための減
衰値として用いることができる。

代わりに、減衰（Ａ’　ｙ　（ｄｏ））をＡ’　ｔ　（
ｄｏ）＝Ａ　ｒ　（ｄｏ）　ｄｆ　／　ｄｏより決定す
ることができる。ここで、ＡＴ　（ｄｏ）は決定された
減衰値、ｄｆは測定対象の生体組織までの距離、ｄｏは
点２６までの距離である。そしてこの較正された減衰は
精度の向上をはかるために決定された減衰値と置換する
ことができる。走査される身体領域にわたって減衰が一
定であると仮定する上記のＡ’（ｄｏ）の計算の代りに
、点２２および点２６の領域内の減衰が他の領域内の減
衰と異なるあるものについて、短い距離（ｄｆ　−ｄｏ
）にわたるこの減衰に対する推測値をＡｒ　（ｄｏ）に
加算するかまたはＡア（ｄｏ）から減算することによっ
て行なうことがある。

しかしながら、血液からの散乱は生体組織からの散乱よ
りも少ないことから、同時にトランスジューサに戻る隣
接生体組織からの時間および横方向サイドロープ・アー
ティファクトの存在下において血液からの後方散乱を正
確に測定することは極めて難しい。これは、血液から得
られた後方散乱と生体組織から得られた後方散乱とを区
別することを困難にしている。

本発明によれば、血液が身体内を移動する事実と、心臓
の運動等から生じる比較的に低い周波数の運動を除き生
体組織が実質上静止していることに対して標準のドプラ
技術が上記の血液の運動を検出するために使用可能であ
る事実とを利用して、上記の問題を克服することができ
る。したがって、電圧スペクトクルを得るためにドプラ
信号の電圧スペクトルを積分しかつ生体組織による運動
から生じうる低い周波数信号（たとえば、２００１（ｚ
以内の信号）をフィルタリングすることによって、血液
から受信した定量的後方散乱を生体組織から受信した後
方散乱と分離することができる。また、たとえば、点２
６等の特定の点における被走査血液とトランスジューサ
間の両方向についての減衰（以下、「血液後方散乱減衰
」と称する）を決定することができる。特に、下記の関
係を用いて、血液後方散乱を決定することができる。

（２）弐を解くと、 Ａｒ　（ｄｏ）　　＝ となる。ここでは、 Ａア（ｄｏ）＝距離ｄｏにおける血液後方散乱減衰、Ｇ
　（ｄｏ）　＝深度（距離）ｄｏに対するビーム・スキ
ャナ利得１ 、Ｄｇ＝付加ドプラ利得、 Ｂｓ＝血液散乱効率、 Ｖｔ　Ｏ）＝時点（１）における送信電圧、Ｈア（ｔ）
＝ｌ−ランスジューサのインパルス応答、Ｓ　　（Ｗ）
＝　　ドプラ信号の電圧スペクトル、１、−超音波送信
の開始時点、 ｔｚ＝超音波送信の終了時点、 Ｎｑ　＝ナイキスト周波数 である。

点２２に対する定量的後方散乱の絶対値を決定するため
、（３）式で決定した減衰は、直接またはこの点からの
検出された定量的後方散乱を修正する補正係数（ｆ）と
共に用いる。

本実施例では、上述の手段を実施する。ビーム送受信回
路部１４は送信器３ｏを含み、送信電圧及び電圧（（２
）式の第１項で与えられる）が既知（または決定可能）
であり、その表示はうイン３２に供給される。送信器３
０からの信号は、トランスジューサＩ２に印加され、超
音波ビームが出力される。トランスジューサエ２によっ
て受信された後方散乱信号は、前置増幅器３４を通って
時間−利得制御回路３６に印加される。時間−利得制御
回路３６は、例えば、送信信号と受信信号間の時間に発
生する減衰における較正を助けるため手動で制御し、出
力の振幅を変化させる標準的な回路であり、この時間差
は超音波ビームがフォーカスされる点２２の深度の関数
である。時間−利得制御回路３６からの出力は標準ビー
ムのステアリング・フォーカシング回路３８に印加され
、この回路３８からの出力はライン４０上に２Ｄ映像回
路部１６、ドプラ回路部１８および映像検出及び表示制
御回路部２０に印加される。出力ライン３２および出力
ライン４０に加えて、時間−利得制御回路３６の利得設
定に比例する信号を含んでいるラインであるビーム送受
信回路部Ｉ４からの出力ライン４２、およびトランスジ
ューサのインパルス応答（Ｈア（ｔ））を表わす信号を
含む出力ライン４４もある。トランスジューサのインパ
ルス応答は、所与のトランスジューサ１２に対して固定
される。

ライン４０の信号は２Ｄ映像回路部１６に印加され、例
えば、心臓４６等の身体２４の部分の映像がデイスプレ
ィ４８に表示される。デイスプレィ４８は、たとえば、
従来の陰極線管モニタでよい。２Ｄ映像回路１６がデイ
スプレィ４８上に映像を生成する方法は従来の方法でよ
く、これば本発明の一部を成すものではない。

同様に、ライン４０の信号はドブう回路部１８に印加さ
れ、血液の動きを表すドプラ・スペクトルをデイスプレ
ィ４８に表示する。これが達成される方法もまた従来と
同様なものでよく、直交位相検出５０、高域フィルタ５
２およびスペクトラム・アナライザ５４を介して受信信
号を伝送させるスペクトラム・アナライザ５４からの出
力ではドプラ信号の電圧スペクトルはメモリ５６にスト
アされ、以下に説明する理由のため、デイスプレィ４８
上の表示と映像検出及び表示制御回路部２ｏを制御する
ためその電圧スペクトルが印加される。

ドプラ回路部１８の動作は従来と同様のものでょいが、
特に本発明に関する２つの点に注目すべきである。第１
に、ドプラ回路部１８はドプラ・シフト（Ｄｏｐｐｌｅ
ｒ　５ｈｉｆｔ）周波数を測定し、またこのシフトは移
動の結果としてのみ発生するので、移動中の血液が走査
される時だけ出力がドプラ回路１８より出力を得ること
ができる。心臓領域においては血液が常時心臓以外の領
域の血液と同様な移動状態にあるとは限らないので、本
発明の減衰決定は観察される血液が十分に早い移動であ
る時のみ実施する。よって、周波数スペクトルは高域フ
ィルタ５２の周波数を越える。第２に、ドプラ回路部１
８は、高域フィルタ５２を備え、呼吸または心臓鼓動等
に起因する生体組織運動より生じる場合がある低周波数
信号をフィルタリングする。したがって、スペクトラム
・アナライザ５４に印加される信号およびライン５日に
現れる信号Ｓ（−は、低周波数成分を含まない選択され
た範囲の周波数スペクトルを表す。

最後に、ライン４０の信号は回路部２０内の電力検出回
路６０の入力として印加される。電力検出回路６０は、
トランスジューサ１２によって、例えば、点２２から受
信された電力の関数である出力をライン６２へ供給する
。ライン６２の信号は、乗算回路６４に入力として印加
される。

乗算回路６４の他方の入力は、減衰決定または較正（ｃ
ａｌｉｂｒａｔｉｏｎ）回路６６からの出力である。較
正回路６６はその諸入力として、ライン３２の送信電力
信号（または回路６６により電力に変換される送信電圧
信号）、ライン４２の時間利得制御値、ライン４４のト
ランスジューサ１２のインパルス応答の指示（ｉｎｄ　
ｉｃａ　ｔｏｒ）、およびライン５８のドプラ電圧スペ
クトル信号を受信する。付加にプラ利得は較正回路６６
に予め書込れるかまたはライン５８によってこの回路に
印加されるかのいずれかであり、患者２４に対する血液
散乱効率はこの回路６６に初期的に人力されかつストア
される。この値は前述のとおり様々な深度におけるトラ
ンスジューサ１２に対して決定され、そして患者の性的
へマドクリット値を補正するため変更される。これらの
入力と共に、較正回路６６は、たとえば、点２６におけ
る血液後方散乱を決定するために必要とされる情報のす
べてを有し、及びこの計算を実施しそして決定された減
衰を第２の入力として乗算回路６４へ印加するように動
作する。較正回路６６は（３）式を実行するために設計
された特殊な目的の回路でもよいが、この機能を実施さ
せるプログラムを施したマイクロプロセッサでもよい。

代わりに、超音波走査システムに包含され、このシステ
ムに関連して他の目的に使用される汎用処理回路構成に
よって、上述の操作について適切な点における減衰の決
定を行うようにプログラミングさせることも可能である
。

乗算回路６４の機能も、このシステム内のプログラムを
施されたプロセッサによって、または特殊な目的の構成
素子または回路によって実施可能である。決定された減
衰で乗算された検出電力は、乗算回路６４の出力に望ま
れる定量的後方散乱の絶対値を供給する。

乗算回路６４からの出力は、マツピング（ＲＯＭ）回路
６８にアドレス指定入力として印加される。好適な一実
施例では、乗算回路６４からの定量的後方散乱の絶対値
によってアドレス指定されるＲＯＭを備える。このＲＯ
Ｍは、たとえば、点２２等の走査される点に対応し、デ
イスプレィ４Ｂに表示される、２Ｄ映像回路部１６から
の映像上の点に表示される色相、彩度、および／または
輝度（ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ）　（赤色、青色、緑色輝度
）を、アドレス指定可能な位置の各位置において、含む
ＲＯＭを備える。

したがって、点２２からの定量的後方散乱の絶対値が被
走査中の心筋が健康であることを意味する第１の低い値
のものである場合、点２２に対応する映像上の点におい
てデイスプレィ４８を制御する回路６８から出力される
色（すなわち、色相および彩度）と輝度は第１の選択さ
れた色および輝度である。

たとえば、映像上の点は、明るく、濃い緑色である。逆
に、回路６８に印加される定量的後方散乱の絶対値が不
健康であると確定される第２の高い値である場合は、回
路６８から読み出される値は点２２に対応する領域内の
表示を異なる、たとえば、濃い赤色のものとする。第１
の値と第２値との間の選択された点における定量的後方
散乱の絶対値によって色の混合を与え、よって出力が完
全に赤色になる第２の値に到達するまで、値が健康値か
ら不健康値に移動するにしたがって、表示される色が赤
い色合い（ｒｅｄｔｉｎｇｅ）が増加され、たくさんの
赤色が緑色と混合され、そして、ますます薄くなる緑色
がこの表示される色に現われる。第２の選択は、色は一
定であるが、絶対値が第１の健康値から第２の不健康値
に移動した際に輝度を増加（または減少）させるものが
ある。後者の選択は、例えば、健康を示す白色または淡
灰色から不健康を示す黒に変化するグレイスケールを備
えた白黒モニタに特に部用である。２つの絶対値間で色
相、彩度および／または輝度を変化させるための他のオ
プションもある。いずれの場合における目的は、超音波
走査システムのオペレータが観測した際、試験中の特定
の兆候に関する患者の健康状態の明瞭で迅速な表示を提
供する装置を得ることである。

第１と第２の値の間の範囲外では、生体組織が健康であ
るかまたは梗塞であるかが疑わしく、したがって、これ
らの値における後方散乱の決定された絶対値に対して、
たとえば青色等の第３の色、または白色等の輝度を選択
する。

上述の説明は、患者の２４の心筋内の単一の点２２に関
するものであるが、本システムは、心臓を実際上走査し
かつ連続的に多数の点を観察して所望の映像を提供する
ことは明らかである。上述のプロセスは、走査対象の各
点について繰り返されるため、最終の映像にはポテンシ
ャルな問題が存在する心臓全領域または他の身体器官が
表示される。

第１図の超音波走査システムでは、所与の走査点２２に
対する減衰の決定を行なう際に移動中の血液にプールが
存在する点２６の選択は、各点毎に（ｐｏｉｎｔ　ｂｙ
　ｐｏｉｎｔ　ｂａｓｉｓ）で実施されるか、または自
動的に実施される。このプロセスが手動的に実施される
場合、デイスプレィ４８のスクリーンに現われるサンプ
ル容積カーソル（ｓａｍｐｌｅ　ｖｏｌｕｍｅ　ｃｕｒ
ｓｏｒ）を周知の方法でスクリーンに表示されたランド
・プールへ移動させる。このブラッド・プールは、問題
の患者の身体の点に対して最も近接した利用可能なブラ
ンド・プールを選択する。そしてブランド・プール内の
血液が移動していることをスクリーンが表示するまで待
ち、次に、ボタンを押圧する等の適切な操作を行なって
、トリガ信号を２Ｄ映像回路部２０に印加し、点２２に
対する定量的後方散乱の決定を行う。このプロセスは、
測定が望まれる心筋上の連続する点に対して繰返される
。

手動モードまたは自動モードのいずれの場合も、少なく
とも２つの他の方法で２Ｄ映像回路部２０へのトリガ信
号を発生させることができる。第１の方法は患者の身体
上の適切な点に接続するプローブを備えた心電図計（Ｅ
ＳＧ　ｍａｃｈｉｎｅ）を使用し、選択されたブラッド
・プール中の血液が移動する時に出力させ、この出力が
トリガ・パルスとして機能する。代わりに、カーソルに
よって指示される点における所定のスレッシュホールド
値を越える、ドプラ回路部１８からのライン５８の出力
を用い、回路部２０へのトリガ入力とする。上述の３つ
の技術のいずれを使用しても、最終の目的は選択された
ブランド・プールが動くときのみ定量的後方散乱の絶対
値の決定が行なわれることを保証する。

完全な自動モードの場合、様々な方法のうちの１つを生
体内で用いて、各選択された点２２に対する減衰決定を
行なうために適切なブラッド・プールを決定することが
できる。たとえば、患者に関する観測対象の点２２をデ
イスプレイ４８上のカーソル、キーボードまたは他の適
当な手段を使用し、システムへ手動的に駆動することが
できる。ビームがこれらの点を走査すると、システムは
ドプラ回路部１８からの出力をモニタして各選択された
点に最も近接するブラッド・プールを見つける。ドプラ
回路部１８からの決定は血液が移動しているときにのみ
行われるので、選択された点に最も近接するブラット・
プールが所与の走査時に移動しないこともあることより
、決定を行うために多数の走査が必要である。したがっ
て、所与の走査中、最も近い点が表示され、かつストア
される。この点は、後続の走査中に決定された最も近接
した点と比較される。この場合、後者の点が所与の選択
された２２に対してストアされている点より近接してい
ると決定されたときに新しい値が置換される。

前述の機能によって、上記の自動モードによる動作は特
殊な目的のハードウェアでまたはプログラムされたプロ
セッサと共に実施可能である。

加えて、マツピング回路６８は本発明の好適な一実施例
では、テーブル・ルックアップＲＯＭまたは他のメモリ
で示され、マツピング回路６８は必要な伝達機能（ｔｒ
ａｎｓｆｅｒ　ｆｕｎｃｔｉｏｎ）を有する他の回路（
ハードウェアまたはソフトウェアのどちらでもよい）に
よって実行可能となることは明らかである。したがって
、乗算回路６４からの所与の出力電圧は適切なアナログ
回路部、ゲート回路部、または同様な他の回路構成を介
して印加され、マツピング回路６８はデイスプレィ４８
に出力電圧を出力し、この電圧がこのデイスプレィ４８
の色および輝度を制御することになる。

更に、以上の説明は主に一般的な心臓の問題点、特に心
筋層虚血の診断に関するものであるが、ここに開示され
た測定、較正および表示技術は判別可能な定量的後方散
乱パターンを示す他の身体器官における問題の検出及び
診断に使用することができる。

最後に、本発明は、上述の実施例に限定されることなく
、本明細書に述べられた機能の実施可能な他のハードウ
ェアおよび／またはソフトウェアを使用して実行するこ
とも可能である。したがって、本発明を好適な一実施例
に関連して詳細に図示、説明したが、形式および細部に
おける前述の変更やその他の変更は、本発明より離脱す
ることなく可能であることは当業者にとって明らかであ
る。

〔発明の効果〕

以上説明したように本願発明により後方散乱の絶対値を
測定することができ、この定量値よりより正確な診断を
迅速に実施することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例である超音波走査システムの
概略図である。 １０：超音波走査システム １２ニドランスジユーサ １４：ビーム送受信回路部 ２次元映像回路部 ドプラ回路部 映像検出及び表示制御回路部 患者身体 デイスプレィ。

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. （１）超音波信号を被検査身体の特定の点に向けて送信
   し、予め決定された血液散乱効率値を用いて前記特定の
   点からの後方散乱を検出、測定する超音波走査システム
   において、前記選択された特定の点に近接し、前記被検
   査身体内で血液が流動している点に関するドプラ電圧ス
   ペクトルを決定する手段と、 前記ドプラ電圧スペクトルを選定した範囲で積分する手
   段と、 前記積分手段の出力と前記血液散乱効率値と前記超音波
   信号の所与の電圧値を用いて、特定の点における血液後
   方散乱減衰を決定する手段と、 前記血液後方散乱減衰を用いて、選択された点における
   後方散乱減衰を決定する手段とより成ることを特徴とす
   る超音波走査シテスム。
2. （２）特許請求の範囲第１項記載の超音波走査システム
   はさらに前記積分手段に印加させる以前にドプラ電圧ス
   ペクトルの予め定めた低周波数成分を除去する手段を含
   むことを特徴とする。
3. （３）超音波信号を被検査身体の特定の点に向けて送信
   し、前記特定の点からの後方散乱を、予め決定された血
   液散乱効率値を用いて、検出、測定する超音波走査シテ
   スムにおいて、前記被検査身体の特定の点についての後
   方散乱の減衰を決定する方法は次の（イ）から （ニ）のステップで構成されることを特徴とする。 （イ）前記選択された特定の点に近接し、前記被検査身
   体内で血液が流動している点に関するドプラ電圧スペク
   トルを決定し、 （ロ）前記ドプラ電圧スペクトルを選定した範囲で積分
   する手段と、 （ハ）前記積分出力と前記血液散乱効率値と前記超音波
   信号の所与の電圧値を用いて、特定の点における血液後
   方散乱減衰値を決定し、 （ニ）前記血液後方散乱減衰を用いて、選択された点に
   おける後方散乱減衰を決定する。