JPH11327A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】本発明の目的は、診断を支援する新規な機能を
装備した超音波診断装置を提供することにある。 【解決手段】本発明は、超音波で被検体の断面を走査
し、得られたエコー信号に基づいて超音波画像を得る超
音波診断装置において、断面内に任意の位置で設定され
た２次元のＲＯＩ上の画素値の空間的変化を立体的に３
次元プロファイルとしてプロファイルユニット７で作成
し、モニタ６に表示する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、主に超音波造影剤
を被検体に投与して、血管部の血流動態、パフュージヨ
ンの検出による臓器実質レベルの血行動態の観測、およ
びそれらの定量評価を行う目的で施される種々の画像処
理機能を有する超音波診断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】超音波の医学的な応用としては種々の装
置があるが、その主流は超音波パルス反射法を用いて生
体の軟部組織の断層像を超音波診断装置である。この超
音波診断装置は無侵襲検査法で、組織の断層像を表示す
るものであり、Ｘ線診断装置、Ｘ線ＣＴ装置、ＭＲＩお
よび核医学診断装置などの他の診断装置に比べて、リア
ルタイム表示が可能、装置が小型で安価、Ｘ線などの被
曝がなく安全性が高く、さらに超音波ドップラ法により
血流イメージングが可能であるなどの独自の特徴を有し
ている。

【０００３】このため心臓、腹部、乳腺、泌尿器、およ
び産婦人科などでその活用範囲は広い。特に、超音波プ
ローブを体表から割り当てるだけの簡単な操作で心臓の
拍動や胎児の動きの様子がリアルタイム表示で得られ、
かつ安全性が高いため繰り返して検査が行えるほか、ベ
ッドサイドへ移動していっての検査も容易に行えるなど
簡便である。

【０００４】このように様々な優位性のある超音波診断
であるが、さらに近年では、プロファイル表示、距離計
測、面積計測、周囲長計測、駆出量や心拍出量などの心
機能計測等の様々な診断支援機能の充実も著しい。

【０００５】このような様々な支援機能の中で、プロフ
ァイル表示機能は、Ｂモードの組織断層イメージやカラ
ードップラモードの血流イメージ等の超音波画像上にプ
ロファイルラインを設定すると、このライン上の画素値
（輝度や血流速度等）の空間的変化が２次元のグラフで
表示されるという機能であり、この機能により、組織構
造や血流状態を細かく詳細に、しかも正確に観察できる
ようになった。

【０００６】また、このような超音波診断装置において
は、たとえば、心臓および腹部臓器などの検査で静脈か
ら超音波造影剤を注入して血流動態の評価が行われつつ
ある。静脈からの造影剤注入は侵襲性が小さいので、こ
の血流動態の評価法による診断が普及しつつある。造影
剤の多くは微小気泡（マイクロバブル）が反射源とな
り、その注入量・濃度が高ければ造影効果は大きくなる
が、気泡の性質上超音波照射によって造影効果時間の短
縮などが起こる。近年、持続性・耐圧型の造影剤も開発
されているが、体内に長時間存続することは侵襲性を増
すことが予想される。

【０００７】ここで、臨床における被検体部位を考えた
場合、関心領域には血流によって造影剤が次々に供給さ
れるわけであるから、１度の超音波照射によって気泡消
失が起こっても、次の送信の時点で新しい気泡が同一関
心領域に存在していれば造影効果は保たれるかもしれな
い。

【０００８】しかしながら、超音波送受信は通常１秒問
に数千回行われること、および血流速度が遅い臓器実質
もしくは比較的細い血管の血流動態の存在を加味する
と、これらの診断画像上では造影剤による輝度増強を確
認する前に次々に消失してしまい、造影効果が瞬時に減
弱することは十分予想され得る。

【０００９】造影剤を用いた診断の最も基本的なもの
は、造影剤による輝度増強の有無を調べることにより診
断部位における血流の有無を知るというものである。さ
らに進んだ診断としては、診断部位における造影剤の空
問分布の時間変化の様子を輝度変化の広がりや輝度増強
の程度を見て行われており、また、造影剤注入から関心
領域（ＲＯＩ）にそれが到達するまでの時間およびＲＯ
Ｉ内での造影剤によるエコー輝度の経時変化（Time Int
ensity Curve（以下、“ＴＩＣ”と略称する））、ある
いは最大輝度などを求めることにより行われている。

【００１０】最も一般的なＴＩＣの作成手順としては、
（１）あるフレーム画像内の腫瘍部などに例えば円形の
ＲＯＩを設け、（２）そのＲＯＩ中の輝度の平均値を求
め、（３）複数のフレーム画像に対し同様にＲＯＩを設
け、輝度平均値を求める。

【００１１】上記従来例は、同一画像に対して複数のＲ
ＯＩを設け、腫瘍部と非腫瘍部の違いを観察することも
あるが、その数は多くても３個程度である。しかも上記
従来例では１種類のＲＯＩに対して得られるＴＩＣは１
個のみである。

【００１２】次にハーモニックイメージングについて説
明する。上述した造影エコー法は、ハーモニックイメー
ジングという手法で更に効果的に診断ができる。ハーモ
ニックイメージングは、微小気泡が超音波励起されるこ
とによって起こる非線形挙動に夜高調波成分のみをエコ
ー信号から分離して検出しようという手法であり、生体
臓器は比較的非線形挙動を起こしにくいため、造影剤が
良好なコントラスト比で観測できる。

【００１３】このようなハーモニックイメージングで
は、臓器実質の微小な血流動態の観測ができ、その血流
動態を基にした鑑別診断などが可能となることが期待さ
れる。しかしながら、この情報を定量化する手法につい
ては確立していない。超音波診断装置のような２次元の
動画像は確かに情報量が大きく、現在行われているＴＩ
Ｃも画像上の１点から数点について計測できるに止まっ
ている。

【００１４】

【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、診断
を支援する新規な機能を装備した超音波診断装置を提供
することにある。また、本発明の目的は、より空問的な
情報を保持したままで、時間的変移を計測、表示するこ
とができ、さらにはそのデータを使って、従来にない鑑
別診断を行うことができる超音波診断装置を提供するこ
とにある。

【００１５】

【課題を解決するための手段】本発明は、超音波で被検
体の断面を走査し、得られたエコー信号に基づいて超音
波画像を得る超音波診断装置において、前記断面内に任
意の位置で設定された２次元領域上の画素値の空間的変
化を立体的に３次元プロファイルとして表示することが
可能に構成されている。

【００１６】また、本発明は、超音波で被検体の断面を
走査し、得られたエコー信号に基づいて超音波画像を得
る超音波診断装置において、前記断面内に任意の位置で
設定されたライン上の画素値の空間的変化を時間軸に沿
って立体的に３次元プロファイルとして表示することが
可能に構成されている。

【００１７】さらに、本発明は、超音波で被検体の断面
を周期的に走査し、得られたエコー信号に基づいて走査
時刻の相違する複数の超音波画像を得る超音波診断装置
において、前記複数の超音波画像の関心領域内に在る輝
度値を、空間的位置に関する軸と時間的経過に関わる軸
とに対して分布することが可能に構成されている。 （作用）本発明では、組織構造や血流の様子を３次元で
立体的に観察できる。これにより、従来には無い新たな
情報を与えられて、診断支援という目的が高度化するも
のである。

【００１８】また、本発明によれば、組織構造や血流状
態の時間変化を３次元で立体的に観察できる。これによ
り、従来には無い新たな情報を与えられて、診断支援と
いう目的が高度化するものである。

【００１９】さらに、本発明によれば、輝度インテンシ
テイの時問依存マトリクスを計測、表示することがで
き、さらにはそのデータを使って、鑑別診断を行うな
ど、コントラストエコー法における研究・臨床分野にお
いて新しい情報を提供することができる。

【００２０】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して、本発明に
よる超音波診断装置を好ましい実施形態により説明す
る。 （第１実施形態）図１に本実施形態に係る超音波診断装
置の構成を示す。この超音波診断装置は、電気信号を扱
う側と、超音波に内部情報を付与する被検体側との間を
媒介するために、先端部分に複数の微小圧電素子が配列
されている超音波プローブ１を有する。この超音波プロ
ーブ１の形態としては、セクタ対応、リニア対応、コン
ベックス対応等の中から任意に選択される。

【００２１】この超音波プローブ１には、送波ユニット
２が接続される。送波ユニット２は、クロック発生器２
１とレートパルス発生器２２と送信遅延回路２３とパル
サ２４とを一般的に有している。クロック発生器２１か
ら発振されたクロックに従ってレートパルス発生器２２
から超音波の送信レート（毎秒送信回数）を決定するた
めのレートパルスが出力される。このレートパルスは、
送信遅延回路２３で超音波の指向性を決めるために必要
な適当な遅延を受けて、パルサ２４にトリガパルスとし
て与えられる。このトリガパルスに同期してパルサ２４
からプローブ１の圧電素子に個別に又は近隣グループ単
位で、ｆ₀ を中心周波数とする高周波の信号パルスが印
可される。プローブ１の圧電素子は、この信号パルスを
受けて機械的に振動する。これにより超音波パルスが中
心周波数ｆ₀ で発生され、被検体に送信される。

【００２２】この超音波パルスは生体内を深く伝播して
いく。この伝播途中で、超音波は音響インピーダンスの
不連続面で次々と反射して、このエコーとしてプローブ
１に返ってくる。このエコーの振幅は当該不連続面での
音響インピーダンスの差に依存している。また、超音波
が血球や心臓壁等の移動体表面で反射したとき、そのエ
コーはドップラ効果により当該移動体のビーム方向の速
度成分に依存して、周波数偏移を受ける。

【００２３】さて、エコーがプローブ１に返ってくる
と、圧電素子が機械的に振動する。これにより、圧電素
子では微弱な電気信号を発生する。この電気信号は、受
波ユニット３に取り込まれる。受波ユニット３は、プリ
アンプ３１と受信遅延回路３２と加算器３３とを一般的
に有している。プローブ１からの電気信号はまずプリア
ンプ３１で増幅され、受信遅延回路３２で適当な遅延を
受けた後、加算器３３で加算される。これにより受信指
向性を持った１つのエコー信号が取得される。

【００２４】このエコー信号は、Ｂモードユニット４と
カラードップラユニット５とに供給される。ここではＢ
モードとカラードップラとの代表的な２種類のユニット
のみについて説明するが、他のモード、例えば１ライン
上の組織変化を経時的に表すＭモード、最高血流速を精
度よく検出する連続波ドップラモード、任意の深さの１
点に関する血流状態を詳細に表すパルス波ドップラモー
ド等のユニットを、装備してもよい。これら他のモード
のユニット構成は周知であるので、個々では説明を省略
する。

【００２５】まず、Ｂモードユニット４は、検波回路４
１と対数増幅器４２とアナログデジタルコンバータ（Ａ
／Ｄ）４３とを一般的に有している。上述したように、
検波回路４１でエコー信号を検波し、その包絡線を得
る。この包絡線信号を対数増幅器４２で対数増幅して、
さらにアナログデジタルコンバータ４３でディジタル信
号に変換する。

【００２６】次に、カラードップラユニット５は、ミキ
サ５１とローパスフィルタ５２とアナログデジタルコン
バータ（Ａ／Ｄ）５３とＭＴＩフィルタ５４と自己相関
器５５と演算部５６とから構成される。ミキサ５１とロ
ーパスフィルタ５２とは、直交位相検波回路を構成し、
中心周波数ｆ₀ の参照信号と、それから９０゜移相した
参照信号とをそれぞれ個別にエコー信号に掛け合わせ、
そしてこの掛け合わせにより得られた信号それぞれから
高周波成分を除去することにより、偏移周波数成分を持
つドップラ信号を取り出す。なお、このドップラ信号に
は、主に血球等の速い移動体での反射により周波数偏移
を受けた高周波成分と、主に心臓壁等の遅い移動体での
反射により周波数偏移を受けた低周波成分とが含まれて
いる。

【００２７】このドップラ信号をアナログデジタルコン
バータ５３で、１本の走査線に対して例えば０．５ｍｍ
間隔に相当する所定のサンプリング周波数に従ってサン
プリングして、ディジタル信号に変換してから、ＭＴＩ
フィルタ５４に送り込む。ＭＴＩフィルタ５４は、ハイ
パスフィルタとして機能し、主に血球等の速い移動体で
の反射により周波数偏移を受けた高周波成分（血流成
分）だけを通過し、主に心臓壁等の遅い移動体での反射
により周波数偏移を受けた低周波成分（クラッタ成分）
を除去する。

【００２８】そして、この血流成分だけになったドップ
ラ信号を自己相関器５５により周波数解析して、血球に
よる偏移周波数を求める。この偏移周波数に基づいて、
演算部５６では血流速度（平均速度）と、その分散と、
主に血流量（血球個数）を反映しているパワー（ドップ
ラ信号の振幅の２乗）とを、サンプル点毎に演算する。

【００２９】これらＢモードユニット４で得られた超音
波画像（組織断層イメージ）の信号や、カラードップラ
ユニット５で得られた超音波画像（血流イメージ）の信
号は、表示ユニット６に送られ、ディジタル・スキャン
・コンバータ回路（ＤＣ回路）６１でズームや補間等の
適当な処理を受け、さらにＴＶ走査方式に変換され、そ
して図示しないディジタルアナログコンバータでアナロ
グのビデオ信号に変換され、モニタ６２にそれぞれ濃淡
画像、カラー画像として表示される。

【００３０】また、ディジタル・スキャン・コンバータ
回路６１でＴＶ走査方式に変換された超音波画像の信号
は、プロファイルユニット７にも供給される。このプロ
ファイルユニット７は、超音波で走査した被検体の断面
内に、任意の形状、任意の大きさ、任意の位置、任意の
向きで設定された２次元領域（関心領域（以下単に“Ｒ
ＯＩ”と称する））に関する３次元プロファイル、つま
りＲＯＩ内での画素値の空間的変化を、連峰を斜視した
如く、疑似３次元画像として立体的に表現したものをモ
ニタ６２に表示させるために設けられている。

【００３１】プロファイルユニット７は、画像記録メモ
リ７１とプロファイルデータ取得回路７２と制御卓７３
と３次元プロファイル作成回路７４と３次元プロファイ
ル表示用メモリ７５とから構成される。画像記録メモリ
７１はディジタル・スキャン・コンバータ回路６１から
のビデオ信号変換前のディジタル信号の状態で超音波画
像信号を最大６４枚分記録できるディジタルメモリであ
り、例えばＤＲＡＭやフラッシュメモリで構成されてい
る。

【００３２】超音波走査が行われている間、画像記録メ
モリ７１では、ディジタル・スキャン・コンバータ回路
６１から送られてくる超音波画像信号の書き込みと消去
とが繰り返されている。そして、オペレータがモニタ６
２にリアルタイムで表示される超音波画像を観察しなが
ら重要と判断したとき、制御卓７３を適当に操作する
と、例えば書き込みページの移動により当該重要な１枚
又は複数枚の超音波画像信号が、制御卓１０の制御に従
って画像記録メモリ７１に記録される。

【００３３】画像記録メモリ７１に記録された複数の超
音波画像のうち、制御卓７３を介してオペレータが指定
した全て又は幾つかの超音波画像が３次元プロファイル
作成の対象とされ、モニタ６２に表示される。

【００３４】図２（ａ）に対象画像の表示例を示してい
る。この表示された超音波画像上に、オペレータが制御
卓７３を操作して例えば矩形でＲＯＩを、任意の大き
さ、任意の位置、任意の向きで設定すると、当該ＲＯＩ
内に含まれる複数画素の輝度や平均速度やパワー等に関
する画素データがプロファイルデータ取得回路７２によ
り画像記録メモリ７１から３次元プロファイル作成回路
７４に選択的に読み出される。ＲＯＩとしては矩形で設
定することに限定されることはなく、図３（ａ）に示す
ような楕円、円、自由曲線、さらに自動トレースを使っ
て任意に設定される。この手法によれば、上述の図３
（ａ）の任意形状のＲＯＩについても、図３（ｂ）のよ
うなプロファイルが得られる。

【００３５】３次元プロファイル作成回路７４はプロフ
ァイルデータ取得回路７２から送られてきた画素データ
から３次元プロファイルを作成する。この３次元プロフ
ァイルの作成法としては、３次元対象を立体感を持たせ
て擬似的に２次元平面上に表示する疑似３次元表示法に
依存して決まる。疑似３次元表示法としては、線画で立
体形状を表現するワイヤーフレーム法や、陰影を付けて
立体形状を表現するシェーディング（影付け）法が代表
的である。

【００３６】本実施形態では、処理が高速で構成も簡易
なワイヤーフレーム法に近似している独自の方法で３次
元プロファイルを作成する。この方法は、例えば水平走
査線と並行に規定したＸ軸に沿ってＡモードのような画
素値の空間変化を表すグラフを、例えば垂直線と並行に
規定したＹ軸上で離散的に複数作成し、これら複数のグ
ラフを図２（ｂ）に示すような斜めに設けた表示用Ｙ軸
に沿って少しずつずらしてアレンジするという非常に簡
易で高速化の図れる方法である。

【００３７】このようにして３次元プロファイル作成回
路７４で作成された３次元プロファイルデータは、これ
をディジタル・スキャン・コンバータ回路６１と同様に
ＴＶ走査方式に並べ替える３次元プロファイル表示用メ
モリ７５を介してモニタ６２に供給され、図２（ｂ）の
ようにＲＯＩ内の画像構造を立体的に把握できるような
形態で表示される。従って、組織構造や血流の様子を３
次元で立体的にしかも正確に観察することができ、従来
にないより高度な診断を支援することができる。

【００３８】次にこのような３次元プロファイルの様々
な応用例について説明する。図４には、第１の応用例を
示しており、同図（ａ）に示すように同一の超音波画像
上の異なる場所に複数のＲＯＩを設定して、同図（ｂ）
に示すように複数の３次元プロファイルを同一画面に並
べて同時表示することにより、場所を変えて比較診断を
行い得るようになる。

【００３９】また、図５（ａ）に示すように、同じ部位
に関して異なる時刻に収集した複数の超音波画像を対象
に、共有ＲＯＩを設定して、同図（ｂ）に示すように複
数の３次元プロファイルを同一画面に並べて同時表示す
ることにより、時間的な変化を比較診断により観察でき
る。この場合、被検体の心電波形（ＥＣＧ）を計測し
て、この心電波形上で関心時刻（関心時相）をオペレー
タが任意に指定できるようにしたり、またこの心電波形
を３次元プロファイルと同一画面に表示できるようにす
ることが好ましい。

【００４０】さらに、検査中の被検体の３次元プロファ
イルに、健常者の理想的な３次元プロファイルを並べて
表示したり、別々な被検体の３次元プロファイルを並べ
て表示するようなことも考えられる。

【００４１】また、図６（ａ）に示すように、超音波画
像上にライン状のＲＯＩを設定して、このライン上の画
素値の空間変化を表すグラフを、同図（ｂ）に示すよう
に時間軸に沿ってアレンジすることにより、組織構造や
血流状態の時間変化を３次元で立体的にしかも正確に観
察できるようになり、従来にないより高度な診断を支援
することができる。 （第２実施形態）本発明の第２実施形態に係る超音波診
断装置を、図面に基づいて説明する。本実施形態は、造
影剤を投与して染影度によって血流状態をみる場合の関
心部位全てについて適用可能であるが、ここでは、肝臓
実質か、もしくは心臓筋肉への染影度から血流状態を知
り、異常部位を同定する場合を例にとって説明する。 （構成と信号の流れについて）始めに、図７を参照し
て、第２実施形態に係る超音波診断装置の構成について
説明する。この装置は、被検体との間で超音波信号の送
受信を担う超音波プローブ２０１と、この超音波プロー
ブ２０１を駆動し、かつ超音波プローブ１の受信信号を
処理する装置本体２００と、この装置本体２００に接続
され、かつオペレータからの指示情報を装置本体２００
に入力可能な操作パネル２１０とを具備する。この操作
パネル２１０を使って、オペレータはグラフィカルに表
示画像上にＲＯＩを設定することが可能となる。

【００４２】超音波送信部２０２は、遅延回路とパルサ
とを有し、ＣＰＵ２ｌ２によって制御されたレートパル
スに従って一定の送信問隔でパルス状の超音波を発生す
る。そして、被検体内の音響インピーダンスの不連続面
で反射した反射波は、プローブ２０１で受信される。プ
ローブ２０１からチャンネル毎に出力されるエコー信号
は、超音波受信部２０３に取り込まれ、ここでエコー信
号は、チャンネル毎にプリアンプで増幅され、受信遅延
回路により受信指向性を決定するのに必要な遅延時問を
与えられ、加算器で加算される。この加算により受信指
向性に応じた方向からの反射成分が強調される。なお、
この送信指向性と受信指向性とにより送受信の総合的な
指向性が決まる。

【００４３】次にレシーバ部２０４は、図示しないが、
対数増幅器、包絡線検波回路、アナログディジタルコン
バータから構成される。ハーモニックイメージングを用
いる場合、このレシーバ部２０４には、帯域通過型フィ
ルタなどが具備され、エコー信号から送信周波数の２倍
の高調波成分のみを取り出して通過させる。

【００４４】このレシーバ部２０４からの出力は、Ｂモ
ード用ディジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）部２０
５で超音波スキャンのラスタ信号列から、ビデオフォー
マットのラスタ信号列に変換され、メモリ合成部２０６
に送られる。

【００４５】メモリ合成部２０６は、画像と設定パラメ
ータ等の情報を並ベる、あるいは重ねるなどしてビデオ
信号として出力し、これを表示部２０７に送り、被検体
組織形状の断層像が表示される。なお、カラードプラ法
においては、ドプラ信号を検波し、カラーフロー画像を
作成するドプラユニット２１５を通過後に、メモリ合成
部２０６においてＢモード像に重畳した形式で、表示さ
れる。

【００４６】イメージメモリ２０８は、Ｂモード用ディ
ジタルスキャンコンバータ部２０５やドプラユニット２
１５から超音波スキャンのラスタ信号列又はビデオフオ
ーマットのラスタ信号列を受け取り、記録するために設
けられている。この記録情報は、診断後などにオペレー
タの再生指示に従ってイメージメモリ２０８から読み出
され、リアルタイム時と同様に、Ｂモード用ディジタル
スキャンコンバータ部２０５、メモリ合成部２０６を経
由して表示部２０７に送られ、再生表示される。

【００４７】時間依存マトリクス（ＴＩＭ）演算回路２
０９は、特徴的な構成要素であり、詳細は後述するが、
超音波スキャンの繰り返しにより時間的に次々と得られ
る超音波画像のそれぞれについて、同じ位置の関心領域
（ＲＯＩ）内に含まれる画素の輝度インテンシティ（輝
度強度）を計算する。この結果はメモリ合成部２０６を
経由して表示部２０７に表示される。

【００４８】また、ＴＩＭ演算結果は、例えば、プリン
タ、磁気記憶媒体、ネットワーク経由したパソコンなど
に、外部出力装置２１８を介して出力される。 （時間依存マトリクス（ＴＩＭ）の概念）従来、時間依
存曲線（ＴＩＣ）と呼ばれるものは、複数画像（多くは
時系列的に並ぶ複数枚の超音波画像）に対して、１画素
の画素値（輝度）、又はある２次元領域内の画素の平均
値（平均輝度）等を画像ごとに求め、この輝度を時間軸
に関して並べて１次元的な曲線を求めるものである（図
８参照）。

【００４９】この図８でも明らかなように、ＴＩＣで
は、１画面の関心領域（ＲＯＩ）はある面積を有しては
いるが、そこから平均処理などを施して一値を求め、こ
れを時間軸に並べたものであるため、ＲＯＩを１つ設定
したとき、１本の曲線が得られるのみである。

【００５０】それに対して、ＴＩＭは、図９（ａ）に示
すように、ある第ｉ番目の画像に対して、空間的に連続
的又は離散的なＮ個の画素の輝度値のセットを空間的な
位置関係に従って順番に並べて、それを１つの数列ａi
＝｛ａi1，ａi2，…，ａim｝として表記する。

【００５１】このように全ての連続的に得られたｎ枚の
超音波画像に対して同様な数列を作り、これらを行方向
（時間軸方向）に並べる（図９（ｂ））。このように、
時間的に連続する複数枚の超音波画像を対象に、同じＲ
ＯＩ内の画素の輝度値を、空間的な位置を表す軸と、時
間的な軸とに従って配列した画像の如きデータセット
を、時間依存マトリクス（ＴＩＭ）と称している。

【００５２】次に、測定例（操作手順）について説明す
る。この操作手順はイメージメモリを使用するかしない
かで若干相違するので、別々に説明する。 （イメージメモリを使う場合） （１）まず、診断部位のスキャンを行った後、オペレー
タは一旦スキャンを止め、イメージメモリ２０８に記録
された画像を表示させる。（２）そして、ＴＩＭの時間
範囲を、例えば第１０フレームから第４２フレームまで
というように限定する。（３）次に、表示画像を参照し
てスキャン断面内の任意の位置に関心領域（ＲＯＩ）を
任意の形状で設定する（ＲＯＩの形状の例は後述）。
（４）ＲＯＩの設定が完了すると、上述したようにＴＩ
Ｍが作成され、その結果が様々な形態で表示される。
（５）必要があれば、ＴＩＭのデータを分析プログラム
にかける。 （イメージメモリを使わない場合（リアルタイムで行う
場合） （１）まず、オペレータは、心電波形（ＥＣＧ）を使っ
ていわゆる心拍同期により心拍時相が同じ又は近接して
いる心臓や肝臓腫瘍部に関する超音波画像をリアルタイ
ムで見ながら、ＲＯＩを設定する。（２）次に、スキャ
ンを継続しながら、操作パネル２１０上にある、開始ス
イッチを押し、計測を開始する。（３）すると、Ｂモー
ドディジタルスキャンコンバータ部２０５からの超音波
画像データに対して、ＲＯＩ内の画素の輝度列を次々に
作成していく。（４）オペレータが停止スイッチを押す
か、あるいは一定時間後に自動停止などして、輝度列の
作成が止まり、この輝度列を時間軸に関して配列してＴ
ＩＭを得、この結果を様々な形態で表示する。（５）必
要があれば、結果のデータを分析プログラムにかける。 （ＲＯＩの形状について） （１）ＲＯＩは、図１０（ａ）に示すように、超音波走
査線に沿って一次元にいわゆる線ＲＯＩとして設定さ
れ、または図１０（ｂ）に示すように、超音波走査線に
依存せずに任意の方向に線ＲＯＩとして設定され、この
ＲＯＩをｍ個の領域に分割し、そして領域ごとに領域内
の画素の平均値、最大値、最小値等の代表値を求め、こ
の代表値の数列データを得る。ｍの値を例えば２０００
という大きな値にして、走査線方向のサンプル数と等し
くし、数列データをＭモードの場合のＲＯＩと等価にす
ることはもちろん可能であるが、ｍを過度に増やすと、
計算量が増大するばかりか、スペックルパターンの凹凸
を無意味に反映させる結果になるので、平均処理を施し
てｍを数十から数百程度にするとよい。 （２）また、図１１（ａ）に示すように、ＲＯＩを長方
形で任意の位置及び方向に設定し、このＲＯＩをｍ個の
領域に分割し、そして線ＲＯＩの場合と同様に、各領域
内の画素の平均値、最大値、最小値等の代表値を領域ご
とに求め、結果として数列データを得る。領域はもちろ
ん等分割である必要はないが、通常は等分割である方が
わかりやすい。また、ＲＯＩは数列データを求めるのが
目的であるから、その形状も制限はなく、例えば図１１
（ｂ）に示すように、心筋に沿って湾曲させて円弧形状
にしてもよい。 （３）さらに、図１２に示すように、ＲＯＩを任意の半
径で円に設定してもよく、この場合、その中心点Ｐから
の距離に従ってΔｘの幅でｍ個のリング状の領域（Ｓ1
，Ｓ2 ，…，Ｓm ）に分割し、そして線ＲＯＩの場合
と同様に、各領域内の画素の平均値、最大値、最小値等
の代表値を領域ごとに求め、結果として数列データを得
る。

【００５３】このような様々なＲＯＩのオリジナルデー
タを予め用意していて、オペレータが操作パネル２１０
を介して選択できるようになっている。または、キーボ
ード等を利用して、新しいＲＯＩをオペレータが創作で
きるようになっていてもよい。

【００５４】なお、数列データは、限定された時間幅内
の全ての超音波画像を対象として、求めてもよいが、適
当に間引いてもよい。また、代表値も、平均値、最大
値、最小値などの中から自由に選択できるようになって
おり、さらにＲＯＩの分割数ｍもオペレータが自由に指
定できるようになっている。 （ＴＩＭの表示形態）次にこのようにして求めたＴＩＭ
は、（１）最も簡単には、図１３（ａ）に示すように、
求めたＴＩＭをそのまま数字列として表示部２０７に表
示することである。この表示形態は、グラフィカルに時
間変化を見るに適していないが、オフラインで事後処理
を行うのには適しており、主に外部出力のために使用す
ると効果的である。

【００５５】（２）他の表示計値としては、図１３
（ｂ）に示すように、空間的位置をＸ軸に、時間的位置
をＹ軸に取り、そして輝度値（代表値）をＺ軸にとっ
て、この３次元座標に、ＲＯＩ内の空間的な輝度変化の
グラフを時間的に並列するようにしてもよいし、（３）
このグラフの代わりに、図１３（ｃ）に示すように、空
間的位置をＸ軸に、時間的位置をＹ軸に取り、そして輝
度値（代表値）に応じて表示輝度階調を割り当てて濃淡
表示するようにしてもよい。

【００５６】ここで、実際の症例に対して当該ＴＩＭを
適用した場合の効用について説明する。まず、図１４
（ａ）には、肝臓に腫瘍らしき病変が確認された時に、
その病変を横断するようにＲＯＩを設定した例を示して
いる。また、図１４（ｂ）には、ハーモニックモードに
て造影剤を投与して得られた超音波画像を対象にして、
輝度列を約１秒に１本の割合で得て、これらの輝度列を
上述した図１３（ｂ）のようにグラフで表示した場合を
示している。

【００５７】この図１４（ｂ）内で“ａ”は、高輝度に
対応する臓器の境界を表しており、一般的に時間経過と
共に変動するものではない。また、“ｅ”の領域は、正
常な肝臓実質に対応しており、造影剤投与後の“ｃ”の
時間区間で上昇し、“ｄ”の時間区間で減少している。
病変部に相当する領域“ｂ”は、投与後、“ｃ”の時問
区間においても輝度上昇が見られていないことが確認で
き、このことから当該病変は乏血性の転移性肝癌の疑い
があると診断することができる。

【００５８】さらには、この図１４（ｂ）から、病変の
虚血領域の大きさも読みとることができる。同様に、図
１５（ａ）に示すように、造影剤投与後に“ｂ”の領域
に大きな増強が見られることから、病変は血流の豊富な
原発性肝癌の可能性が高いと診断できる。また同様に、
病変の虚血領域の大きさ、病変の周辺部分の血流の時問
遅延も読みとることが出来る。

【００５９】次に別の症例について見てみると、図１５
（ｂ）には、ＲＯＩが図１２に示したように同心リング
状に設定され、表示形態は図１３（ｂ）に示したグラフ
表示の例について示している。ここでは、病変の中央に
ＲＯＩの中心点を設定した。“ｂ”の領域は、増強が無
く、転移性肝癌が疑われた。癌のような病変はおよそ円
形であり、病変内部、病変をとりまく血管、病変の外側
といったように、中心から等距離の血行動態は類似して
いるから、このようなＲＯＩの取り方によって、輝度変
化の様子が増幅され明瞭になると考えられる。言うまで
もなく、図１３（ｃ）に示した輝度階調表示の形態であ
っても、同様の効果がある。

【００６０】次にＴＩＭの応用例について説明する。輝
度列Ｔ＝｛ａ1 ，ａ2 ，…ａn ｝を使って、様々な分野
での応用も可能となる。例えば、音声認識の分野で代表
的なＤＰマッチング法（L.R.Rabiner and S.E.Levinso
n: “Isolated and connectedword recognition theory
and selected application ”,IEEE Trans.Commun,COM
-29,5,pp.621-659(1981) ）という手法は、時間方向の
変動を、動的計画法を用いて正規化するものである。原
発性肝癌、転移性肝癌、正常肝などの造影パターンを標
準パターンとして用意しておき、手法に従った「距離」
を求めて、距離の大小でマッチングを図るものである。

【００６１】この手法では、時問長の変動の正規化を行
うため、血流速度、輝度ピーク値などが異なっていて
も、図１３や図１４に示したようなパターンを示せば、
認識可能となる。

【００６２】また、詳細は省略するが、ニューラルネッ
トワーク（例えば隠れマルコフモデル）などにとる認識
アルゴリズムに応用しても良い。さらには、認識の前処
理に必要である場合、もしくは単に特徴を目視したい場
合などに、輝度列にフーリエ変換を施して、変化の大小
（空問的な周波数成分）を観察するために用いてもよ
い。この構成を図１６に示すように、オペレータは操作
パネル２１０により得られたＴＩＭデータに認識処理を
施す指示を与える。ＴＩＭ演算回路２０９のデータは、
主要部である認識回路２３１へ送られ、上述の認識処理
がなされる。結果については、表示部２０７あるいは外
部出力装置２１８へ出力される。その他、本発明は、上
述してきたような実施形態に限定されることなく、種々
変形して実施可能であることは言うまでもない。

【００６３】

【発明の効果】本発明では、組織構造や血流の様子を３
次元で立体的に観察できる。これにより、従来には無い
新たな情報を与えられて、診断支援という目的が高度化
するものである。

【００６４】また、本発明によれば、組織構造や血流状
態の時間変化を３次元で立体的に観察できる。これによ
り、従来には無い新たな情報を与えられて、診断支援と
いう目的が高度化するものである。

【００６５】さらに、本発明によれば、輝度インテンシ
テイの時問依存マトリクスを計測、表示することがで
き、さらにはそのデータを使って、鑑別診断を行うな
ど、コントラストエコー法における研究・臨床分野にお
いて新しい情報を提供することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１実施形態に係る超音波診断装置の
構成を示すブロック図。

【図２】第１実施形態による基本的な３次元プロファイ
ルを示す図。

【図３】第１実施形態の３次元プロファイルの第１の応
用例を示す図。

【図４】第１実施形態の３次元プロファイルの第２の応
用例を示す図。

【図５】第１実施形態の３次元プロファイルの第３の応
用例を示す図。

【図６】第１実施形態の３次元プロファイルの第４の応
用例を示す図。

【図７】本発明の第２実施形態に係る超音波診断装置の
構成を示すブロック図。

【図８】エコー輝度の経時的変化の位置歴を示す図。

【図９】第２実施形態による時間依存マトリクスの概念
図。

【図１０】ＲＯＩの一例を示す図。

【図１１】ＲＯＩの他の例を示す図。

【図１２】ＲＯＩのさらに他の例を示す図。

【図１３】第２実施形態による時間依存マトリクスの表
示例を示す図。

【図１４】第２実施形態による時間依存マトリクスの鑑
別診断への応用例を示す図。

【図１５】第２実施形態による時間依存マトリクスの鑑
別診断への他の応用例を示す図。

【図１６】第２実施形態に係る超音波診断装置の変形例
の構成を示すブロック図。

【符号の説明】

１…超音波プローブ、 ２…送波ユニット、 ３…受波ユニット、 ４…Ｂモードユニット、 ５…カラードップラユニット、 ６…表示ユニット、 ７…プロファイルユニット、 ２１…クロック発生器、 ２２…レートパルス発生器、 ２３…送信遅延回路、 ２４…パルサ、 ３１…プリアンプ、 ３２…受信遅延回路、 ３３…加算器、 ４１…検波回路、 ４２…対数増幅器、 ４３…アナログ・ディジタル・コンバータ、 ５１…ミキサ、 ５２…ローパスフィルタ、 ５３…アナログ・ディジタル・コンバータ、 ５４…ＭＴＩフィルタ、 ５５…自己相関器、 ５６…演算部、 ６１…ディジタル・スキャン・コンバータ回路、 ６２…モニタ、 ７１…画像記録メモリ、 ７２…プロファイルデータ取得回路、 ７３…制御卓、 ７４…３次元プロファイル作成回路、 ７５…３次元プロファイル表示用メモリ、 ２００…装置本体、 ２０１…超音波プローブ、 ２０２…超音波送信部、 ２０３…超音波受信部、 ２０４…レシーバ部、 ２０５…Ｂモードディジタルスキャンコンバータ部、 ２０６…メモリ合成部、 ２０７…表示部、 ２０８…イメージメモリ、 ２０９…ＴＩＭ演算回路、 ２１０…操作パネル、 ２１２…ＣＰＵ、 ２１５…ドプラユニット、 ２１８…外部出力装置、 ２３１…認識回路。

Claims (20)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 超音波で被検体の断面を走査し、得られ
   たエコー信号に基づいて超音波画像を得る超音波診断装
   置において、前記断面内に任意の位置で設定された２次
   元領域上の画素値の空間的変化を立体的に３次元プロフ
   ァイルとして表示することが可能に構成されていること
   を特徴とする超音波診断装置。
2. 【請求項２】 複数の２次元領域それぞれの３次元プロ
   ファイルを１画面に同時表示することが可能に構成され
   ていることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装
   置。
3. 【請求項３】 同一の２次元領域であって、時相の異な
   る複数の３次元プロファイルを１画面に同時表示するこ
   とが可能に構成されていることを特徴とする請求項１記
   載の超音波診断装置。
4. 【請求項４】 前記３次元プロファイルを、前記被検体
   の心電波形と１画面に同時表示することが可能に構成さ
   れていることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装
   置。
5. 【請求項５】 超音波で被検体の断面を走査し、得られ
   たエコー信号に基づいて超音波画像を得る超音波診断装
   置において、前記断面内に任意の位置で設定されたライ
   ン上の画素値の空間的変化を時間軸に沿って立体的に３
   次元プロファイルとして表示することが可能に構成され
   ていることを特徴とする超音波診断装置。
6. 【請求項６】 複数のラインそれぞれの３次元プロファ
   イルを１画面に同時表示することが可能に構成されてい
   ることを特徴とする請求項５記載の超音波診断装置。
7. 【請求項７】 前記３次元プロファイルを、前記被検体
   の心電波形と１画面に同時表示することが可能に構成さ
   れていることを特徴とする請求項５記載の超音波診断装
   置。
8. 【請求項８】 超音波で被検体の断面を周期的に走査
   し、得られたエコー信号に基づいて走査時刻の相違する
   複数の超音波画像を得る超音波診断装置において、前記
   複数の超音波画像の関心領域内に在る輝度値を、空間的
   位置に関する軸と時間的経過に関わる軸とに対して分布
   することが可能に構成されていることを特徴とする超音
   波診断装置。
9. 【請求項９】 前記複数の超音波画像を記録するイメー
   ジメモリと、このイメージメモリに記録された超音波画
   像に対して前記分布を得る手段とを備えたことを特徴と
   する請求項８記載の超音波診断装置。
10. 【請求項１０】 前記分布を前記超音波走査と並行して
    得ることが可能に構成されていることを特徴とする請求
    項８記載の超音波診断装置。
11. 【請求項１１】 前記関心領域を前記超音波画像上に任
    意に設定することがが可能に構成されていることを特徴
    とする請求項８記載の超音波診断装置。
12. 【請求項１２】 前記関心領域は１次のラインであり、
    このラインをｍ個の領域に分割し、分割した領域ごとに
    輝度の平均値、最大値又は最小値を求め、この求めた値
    を元に前記分布を得ることが可能に構成されていること
    を特徴とする請求項８記載の超音波診断装置。
13. 【請求項１３】 前記関心領域は長方形であり、この長
    方形をｍ個の領域に分割し、分割した領域ごとに輝度の
    平均値、最大値又は最小値を求め、この求めた値を元に
    前記分布を得ることが可能に構成されていることを特徴
    とする請求項８記載の超音波診断装置。
14. 【請求項１４】 前記関心領域は円形であり、この円を
    同心のリング状にｍ個の領域に分割し、分割した領域ご
    とに輝度の平均値、最大値又は最小値を求め、この求め
    た値を元に前記分布を得ることが可能に構成されている
    ことを特徴とする請求項８記載の超音波診断装置。
15. 【請求項１５】 前記分布を外部周辺機器に送ることが
    可能に構成されていることを特徴とする請求項８記載の
    超音波診断装置。
16. 【請求項１６】 前記分布を外部機器に送ることが可能
    に構成されていることを特徴とする請求項８記載の超音
    波診断装置。
17. 【請求項１７】 前記分布を数値の配列として表示する
    ことが可能に構成されていることを特徴とする請求項８
    記載の超音波診断装置。
18. 【請求項１８】 前記分布を輝度値を高さで表現して疑
    似３次元で表示することが可能に構成されていることを
    特徴とする請求項８記載の超音波診断装置。
19. 【請求項１９】 前記分布を輝度値を濃淡で表現して表
    示することが可能に構成されていることを特徴とする請
    求項８記載の超音波診断装置。
20. 【請求項２０】 前記分布から血行動態、腫瘍の有無、
    腫瘍の大きさの少なくとも１つを計測することが可能に
    構成されていることを特徴とする請求項８記載の超音波
    診断装置。