WO2004103185A1 - 超音波診断装置 - Google Patents

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WO2004103185A1
WO2004103185A1 PCT/JP2004/007110 JP2004007110W WO2004103185A1 WO 2004103185 A1 WO2004103185 A1 WO 2004103185A1 JP 2004007110 W JP2004007110 W JP 2004007110W WO 2004103185 A1 WO2004103185 A1 WO 2004103185A1
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tissue
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tracking
feature
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PCT/JP2004/007110
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Takao Suzuki
Hisashi Hagiwara
Yoshinao Tannaka
Yoshinobu Watanabe
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Matsushita Electric Industrial Co., Ltd.
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Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus for imaging tissue characteristics such as elasticity of a subject tissue.
  • a conventional ultrasonic diagnostic apparatus obtains a structure of a subject as a cross-sectional image by irradiating the subject with ultrasonic waves and converting the intensity of the reflected echo signal into the luminance of a corresponding pixel.
  • tissue tracking is performed with high accuracy by determining the instantaneous position of a subject using both the amplitude and phase of a detection output signal of a reflected echo signal.
  • a method for capturing minute vibrations on large amplitude displacement motion due to pulsation is described.
  • a method for tracking a subject tissue described in Japanese Patent Application Laid-Open No. H10-5226 will be described with reference to FIG.
  • the received signals of the ultrasonic pulses transmitted at intervals of ⁇ in the same direction of the subject are defined as y (t) and y (t + ⁇ ).
  • t represents time.
  • C is the speed of sound.
  • the phase displacement between ⁇ (t 1) and y (t 1 + ⁇ T) is ⁇ 0, and the center frequency of the ultrasonic wave near time t 1 is Assuming that f, the movement amount x of x 1 during this period ⁇ is
  • Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-229078 accurately tracks the large amplitude displacement motion of the inner and outer surfaces of the blood vessel wall due to a heartbeat. It describes a method to obtain the local elastic modulus by performing That is, the motion velocity of the minute vibration superimposed on the large-amplitude displacement motion is obtained, the amount of distortion of the blood vessel wall is measured from the difference, and the local elastic modulus is obtained from the amount of distortion and the blood pressure difference. Thereby, the spatial distribution of the elastic modulus can be displayed as an image.
  • the elastic modulus calculation method described in JP-A-2000-229078 will be described with reference to FIGS. 22A and 22B.
  • FIG. 22A shows a blood vessel 300 with an atheroma 303 as an example.
  • the probe 101 irradiates the subject 304 with ultrasonic waves and receives echoes from the blood vessels 300, particularly from arteries.
  • the measurement points A and B are set on the blood vessel wall, the signals received from the measurement points A and B are analyzed by the above-described method, and the movement (position) of the measurement points A and B is tracked.
  • the artery repeatedly contracts and expands according to the heartbeat, so that the measurement points A and B move periodically as shown in the tracking waveforms TA and TB, respectively. . That is, the blood vessel wall rapidly expands during the systole, and follows the movement of the blood vessel contracting slowly during the diastole.
  • the amount of change in thickness change waveform W is AW, Assuming that the reference thickness at measurement point initialization is Ws, the strain ⁇ between measurement points A and B is
  • the present invention does not require a special connection between the device and the subject such as an electrocardiographic device or a heart sound device, and is a simple operation that only touches the probe to the subject. It is an object of the present invention to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of obtaining a feature amount of a tissue such as the above. Another object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that can accurately track the movement of a subject tissue.
  • an ultrasonic diagnostic apparatus comprises: an ultrasonic transmitting / receiving means for transmitting / receiving ultrasonic waves to / from a subject; A tissue tracking unit that analyzes a signal to track the movement of the subject tissue; and detects a feature amount related to the movement of the subject tissue based on the movement of the subject tissue being tracked. And a feature amount detection unit that outputs a detection signal, wherein the tissue tracking unit is initialized based on the feature amount detection signal.
  • An ultrasonic diagnostic apparatus includes: an ultrasonic transmission / reception unit configured to transmit / receive an ultrasonic wave to / from a subject; and a tissue tracking unit configured to analyze a received signal to track a movement of a subject tissue.
  • a feature amount detecting unit that detects a feature amount related to the movement of the subject tissue based on an amplitude or a phase of the received signal according to the movement of the subject tissue and outputs a feature amount detection signal;
  • the tissue tracking means is initialized based on a feature detection signal.
  • An ultrasonic diagnostic apparatus includes: an ultrasonic transmission / reception unit configured to transmit / receive an ultrasonic wave to / from a subject; and a tissue tracking unit configured to analyze a received signal to track a movement of a subject tissue.
  • a Doppler signal processing means for detecting a Doppler shift of the received signal in accordance with the movement of the subject tissue being tracked; and detecting a characteristic amount relating to the movement of the subject tissue based on the detected Doppler shift.
  • a feature amount detection means for outputting a feature amount detection signal, wherein the tissue tracking means is initialized based on the feature amount detection signal.
  • any one of the first to third basic configurations it is possible to accurately examine the tissue of a subject by simply operating the probe on the subject without requiring a special connection between the subject and the apparatus. Can be tracked.
  • the apparatus may further include a delay unit that delays the feature amount detection signal by a predetermined delay time, wherein the tissue tracking unit is initialized by the delayed feature amount detection signal.
  • the initialization is performed at a more appropriate timing, and the accuracy of tracking the movement of the subject tissue is improved.
  • the predetermined delay time can be estimated from a feature amount detection interval related to a plurality of movements immediately before.
  • the initialization timing of the tissue tracking means can be set immediately before the end of vasoconstriction, so that the change in the thickness of the blood vessel wall becomes maximum and minimum from the initialization timing. Both time can be shortened, and tissue characteristics such as elastic modulus can be obtained with high tracking accuracy.
  • An ultrasonic diagnostic apparatus includes: an ultrasonic transmission / reception unit that transmits / receives an ultrasonic wave to / from a subject; a delay unit that delays a reception signal; and at least analyzes the delayed reception signal.
  • a selecting unit that analyzes a movement of the plurality of subject tissues and selects one from the plurality of subject tissues
  • the feature amount detecting unit includes: The apparatus may be configured to detect a characteristic amount related to the movement of the selected subject tissue and output the characteristic amount detection signal.
  • the apparatus further includes a selection unit that analyzes a plurality of received signals and selects one from a plurality of the subject tissues, and the feature amount detection unit includes the selected feature amount.
  • the apparatus may be configured to detect a characteristic amount related to the movement of the subject tissue and output the characteristic amount detection signal.
  • any one of the first to fourth basic configurations further comprising: selecting means for analyzing Doppler displacement of a plurality of received signals and selecting one from a plurality of the subject tissues; Is configured to detect a feature amount related to the movement of the selected subject tissue and output the feature amount detection signal.
  • selecting means for analyzing Doppler displacement of a plurality of received signals and selecting one from a plurality of the subject tissues Is configured to detect a feature amount related to the movement of the selected subject tissue and output the feature amount detection signal.
  • a unit configured to calculate characteristics of a subject tissue such as a strain amount, a viscosity, and an elastic modulus based on a movement of the subject tissue; and A selecting unit that analyzes characteristics and selects one from a plurality of the subject tissues, wherein the feature amount detecting unit detects a feature amount related to the movement of the selected subject tissue, and It may be configured to output a feature detection signal.
  • the feature amount relating to the movement may be a feature amount synchronized with a heartbeat.
  • the feature quantity relating to the movement may be a feature quantity synchronized with external compression relaxation or vibration.
  • an initialization operation by the initialization unit and an initialization operation of initializing the tracking unit by a signal synchronized with a heartbeat taken from a heartbeat information measurement unit including an electrocardiogram heart sound is preferable to provide a means for switching between. Thereby, the initialization operation based on the conventional electrocardiogram and the initialization operation in any of the above configurations can be easily switched according to the situation.
  • any one of the above configurations it is possible to further include a unit for calculating characteristics of the subject tissue such as a strain amount and a viscosity based on the movement of the plurality of subject tissues.
  • a strain amount of the subject tissue is obtained based on movements of the plurality of subject tissues, and an elastic modulus of the subject tissue is calculated based on the strain amount and a blood pressure value taken from a blood pressure measurement unit. Means can be further provided.
  • FIG. 1 shows an operation of the ultrasonic diagnostic apparatus according to Embodiment 1 of the present invention. It is a wave form diagram of each part.
  • FIG. 2 is a block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment.
  • FIG. 3 is a view showing an example of a display screen on the monitor 107 in the ultrasonic diagnostic apparatus.
  • FIG. 4 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to Embodiment 2 of the present invention.
  • FIG. 5 is a waveform chart for explaining advantages of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment.
  • FIG. 6 is a waveform diagram for explaining the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment.
  • FIG. 7 is a block diagram showing a modification of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment.
  • FIG. 8 is a block diagram showing another modified example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment.
  • FIG. 9 is a block diagram showing a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus according to Embodiment 3 of the present invention.
  • FIG. 10A is a schematic diagram showing locations (measurement points) where the movement of the subject tissue is tracked using the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment.
  • FIG. 10B is a waveform chart for explaining the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment.
  • FIG. 11 is a block diagram showing a modification of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment.
  • FIG. 12 is a block diagram showing another modification of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment.
  • FIG. 13 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to Embodiment 4 of the present invention.
  • FIG. 14 is an explanatory diagram of a screen of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment.
  • FIG. 15 is an explanatory diagram of another screen of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment.
  • FIG. 16A shows each measurement point of the subject
  • FIG. 16B is a waveform diagram showing an example of a tracking waveform obtained from each measurement point shown in FIG. 16A.
  • FIG. 17 is a block diagram showing a modification of the ultrasonic diagnostic apparatus according to Embodiment 4 of the present invention.
  • FIG. 18 is a block diagram showing another modification of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment.
  • FIG. 19 is a block diagram showing another modification of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment.
  • FIG. 20 is a block diagram showing another modification of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment.
  • FIG. 21 is a waveform diagram for explaining a method of tracking a subject tissue in a conventional example.
  • FIG. 22A is a schematic diagram showing locations (measurement points) for tracking the movement of the subject tissue in the conventional example and the embodiment of the present invention.
  • FIG. 22B is a waveform diagram for explaining a method of tracking a subject tissue in a conventional example.
  • FIG. 1 is a waveform diagram of each part showing the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment.
  • This waveform is obtained when an ultrasonic wave is applied to the blood vessel of the subject, as shown in FIG. 22A.
  • ECG is the ECG waveform
  • TA is the tracking waveform at measurement point A in FIG. 22A
  • TB is the tracking waveform at measurement point B in FIG.
  • TA is the differential waveform of TA
  • RST is the initialization pulse.
  • the strain ⁇ between the measurement points A and B is expressed as follows. If the blood pressure difference at this time is ⁇ P, the elastic modulus Er between the measurement points A and B is
  • an elasticity image showing the hardness and softness of the subject tissue can be obtained. Furthermore, in the present embodiment, the initialization of the tracking positions of the measurement points A and B, which was conventionally performed by the R wave detected from the electrocardiogram, is performed as shown in FIG. Perform using TA '. That is, an initialization pulse RST is generated once per heartbeat from the differential waveform TA ', and the tracking positions of the measurement points A and B are initialized by the initialization pulse RST. An initialization pulse RST is generated for the differential waveform TA 'of the tracking waveform TA by threshold processing or the like.
  • the threshold value TH may be a constant value, a constant value of the immediately preceding maximum value, or a decrease with time. Such a dynamic threshold may be used. It is also effective to provide a dead period of several hundred milliseconds so that the reset pulse RS is not generated continuously. In other words, it is important to generate an initialization pulse RST once per heartbeat.
  • the initialization is performed using the tissue tracking waveform TA.
  • a separate measurement point may be provided for the initialization.
  • the measurement point is on the blood vessel wall, but any tissue that moves in synchronization with the heartbeat, such as tissue around the blood vessel, can be used.
  • the initialization is performed using the differential waveform of the tissue tracking waveform, but the present embodiment is not limited to this, and the feature amount of the subject synchronized with the heartbeat is used.
  • a feature detection signal can be obtained using other various information.
  • the heartbeat waveform such as the tissue tracking waveform itself, the thickness change waveform W, the change in the amount of distortion ⁇ , the pulse wave on the blood vessel, the blood flow velocity, the blood flow intensity, the pulse, the instantaneous blood pressure waveform, the heart sound, and their differential waveforms All information running synchronously with is available.
  • FIG. 2 is a circuit block diagram showing one configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment.
  • a control unit 100 controls the entire ultrasonic diagnostic apparatus.
  • the transmitting unit 102 receives a command such as a pulse width, a timing, and the number of pulses from the control unit 100 and generates a high-voltage transmitting pulse for driving the probe 101.
  • the probe 101 converts the high-voltage transmission pulse from the transmitter 102 into an ultrasonic wave, irradiates the object with the ultrasonic wave, and reflects the ultrasonic echo reflected from the inside of the object. One is converted into an electric signal.
  • the receiving section 103 amplifies the received signal and detects only the ultrasonic waves from the determined position and direction.
  • the tomographic image processing unit 104 includes a band-pass filter, a logarithmic compressor, a detector, and the like, and analyzes mainly the amplitude of the received signal to image the internal structure of the subject.
  • the elastic modulus image processing unit 105 includes a quadrature detection unit 114, a tissue tracking unit 115, an elastic modulus calculation unit 116 as tissue characteristic amount calculation means, and an elastic modulus image generation unit 111. 7 to image the two-dimensional distribution of elastic modulus.
  • the quadrature detector 1 14 performs quadrature detection on the received signal.
  • the tissue tracking unit 115 is one of the central components for accurately tracking the movement of the subject tissue according to the present embodiment, and tracks the movement of the tissue by analyzing mainly the phase of the received signal. I do.
  • the elastic modulus calculator 1 16 calculates the amount of strain of the tissue from the movements of the plurality of tracked tissues, and calculates the local elastic modulus of the tissue based on the blood pressure value and the amount of strain measured by the blood pressure measurement unit 108. calculate.
  • the elastic modulus image creation unit 1 17 images a two-dimensional distribution of elastic modulus.
  • the Doppler signal processor 118 analyzes the Doppler shift of the received signal to detect the movement of the tissue or the blood flow.
  • the feature detection unit 120 analyzes the amplitude and phase of the received one-dimensional received signal, or the Doppler shift and tissue tracking waveform obtained by analyzing them, and calculates the feature of the subject synchronized with the heartbeat Is detected, and an initialization pulse for initializing the tissue tracking unit 115 is generated as a feature detection signal.
  • a signal synchronized with the heartbeat can be detected simply and accurately compared to a method of detecting a signal synchronized with the heartbeat by analyzing the image. .
  • This initialization pulse is also a timing signal for calculating the elastic modulus in the elastic modulus calculating section 116.
  • the heart rate information measuring unit 122 detects a feature amount synchronized with a heart rate from a pulse meter, a real-time blood pressure monitor, a pulse wave meter, or the like.
  • the switch 1 19 is based on the output of the tissue tracking section 1 15, the Doppler signal processing section 1 18, and the output of the receiving section 103. Selects the input signal to the quantity detector 120.
  • the switch 122 selects an initialization signal to the tissue tracking unit 115 from the outputs of the feature amount detection unit 120, the heartbeat information measurement unit 122, and the electrocardiogram measurement unit 109.
  • the image synthesizing unit 106 synthesizes a tomographic image, an elasticity image, an electrocardiographic waveform, and the like, and displays them on the monitor 107.
  • the tomographic image memory 110 records a tomographic image
  • the elastic modulus image memory 111 records an elastic modulus image
  • the waveform memory 112 records an electrocardiographic waveform and a heart sound waveform.
  • FIG. 3 is a diagram showing an example of the display screen of the monitor 107.
  • the elastic modulus image 201 is superimposed on the tomographic image 200.
  • FIG. 3 shows, as an example, a tomographic image 200 (the anterior wall 301 and the posterior wall 302 of the blood vessel) in the longitudinal direction of a blood vessel having an atheroma 303.
  • a reflection intensity scale 202 indicating the correspondence between the reflection intensity of the tomographic image 200 and the brightness on the screen
  • an elasticity scale 202 indicating the correspondence between the elasticity and the color tone or the brightness on the screen
  • an electrocardiogram Alternatively, a heart sound waveform 204 is displayed.
  • the operation of the switch 1 2 1 selects the initialization signal of the tissue tracking section 1 1 5.
  • initialization is performed using the electrocardiogram waveform as in the past, and by switching the movable contact of switch 1 21 to the a-side contact, Initialization can be performed by the method of the present embodiment.
  • the initialization method of the present embodiment can be used without performing complicated operations such as replacement of an electrocardiographic device.
  • the elasticity image can be obtained quickly, and by switching the switch 121, it is possible to respond to the case where reliable initialization by electrocardiogram is required.
  • the switch 122 by switching the movable contact of the switch 122 to the c-side contact, it is synchronized with the heartbeat from the heartbeat information measurement unit 122 such as a pulse meter, real-time sphygmomanometer, and pulse wave meter installed outside the device.
  • the heartbeat information measurement unit 122 such as a pulse meter, real-time sphygmomanometer, and pulse wave meter installed outside the device.
  • the heartbeat information measurement unit 122 such as a pulse meter, real-time sphygmomanometer, and pulse wave meter installed outside the device.
  • Pulse monitors, real-time sphygmomanometers, pulse wave monitors, etc. can connect between the subject and the device with a smaller number of cables compared to electrocardiographs, and can be easily attached to the subject. can do.
  • an input signal to the feature amount detection unit 120 can be selected.
  • an initialization pulse is created based on the tissue tracking waveform from the tissue tracking unit 115, and the movable contact of switch 1 19 is switched to the b-side contact.
  • an initialization pulse can be created based on the velocity and intensity of the blood flow flowing through the blood vessel and the Doppler shift due to the movement of the tissue.
  • an initialization pulse can be created based on the amplitude and phase of the received signal.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus that calculates the strain amount of the subject tissue according to the change in blood pressure of one heartbeat and obtains the elastic modulus has been described.
  • the present invention can also be applied to an ultrasonic diagnostic apparatus that tracks a subject tissue according to an excitation and obtains characteristics of the subject tissue such as a distortion amount, an elastic modulus, and a viscosity.
  • the initialization pulse of the tissue tracking unit shall be synchronized with external compression or vibration.
  • FIG. 4 is a block diagram showing a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus according to Embodiment 2 of the present invention. 4, components having the same configuration as that of the first embodiment shown in FIG. 2 are denoted by the same reference numerals, and description thereof will be simplified.
  • the feature amount detection unit 120 which is one of the central components for accurately tracking the movement of the tissue of the subject according to the present embodiment, uses the amplitude and phase of the received one-dimensional reception signal, or the By analyzing the Doppler transition and tissue tracking waveform obtained by the analysis, feature amounts (including heartbeats) related to the movement of the subject, particularly those synchronized with the movement, are detected. In Create a synchronization pulse SP.
  • a signal synchronized with the heartbeat can be detected simply and accurately compared to a method of detecting a signal synchronized with the heartbeat by analyzing the image.
  • the pulse delay unit 124 which is another main configuration, delays the synchronization pulse SP by a predetermined delay time and initializes the tissue tracking unit 115 with an initialization pulse RST which is an initialization signal. Create The initialization pulse RST is also a timing signal for calculating the elastic modulus in the elastic modulus calculating section 116.
  • the switch 12 1 selects an initialization signal to the tissue tracking section 115 from the output signals of the pulse delay section 124 and the biological signal measuring section 125.
  • the biological signal measuring section 125 is a means for measuring electrocardiogram, heart sound and the like.
  • An example of the display screen of the monitor 107 is the same as that shown in FIG.
  • the switch 1 is used such that the feature detection signal RST delayed by the pulse delay unit 124 is used as an initialization signal for initializing the tissue tracking unit 115.
  • the feature value detection unit 120 detects a feature value related to the movement of the subject tissue based on the tracking waveform of the subject tissue.
  • Fig. 5 shows the ECG waveform, ECG, tracking waveform TA at measurement point A of blood vessel 300 (Fig.
  • FIG. 5 exemplifies a case in which a differential waveform TA ′ of the tracking waveform TA is compared with a threshold value TH, and a synchronization pulse SP is issued at a time point when the threshold value TH is exceeded.
  • the present embodiment is not limited to this.
  • the tracking waveform can be initialized once per heartbeat without the need for a special connection between the subject and the device, such as an electrocardiograph or a heart sound device. Can be performed.
  • the timing of the initialization corresponds to the dilation period of the blood vessel. Blood vessels expand rapidly when they expand, and contract slowly when they contract.
  • the maximum and minimum values of the change in the thickness of the blood vessel wall are required. The minimum value appears at the end of vasodilation, that is, immediately after initialization (point C in FIG. 5), while the maximum value appears at the end of vasoconstriction, that is, after a considerable time from initialization (point D in FIG. 5). .
  • the tracking waveform is not directly initialized by the synchronization pulse SP, but a pulse passed through the pulse delay unit 124 is used. That is, as shown in Fig. 6, the synchronization pulse S ⁇ is delayed by the time ⁇ 1 that is proportional to the interval ⁇ 1 between the two (this pulse and the previous pulse) synchronization pulse S ⁇ , and the initialization pulse Create RST.
  • the tracking waveform is initialized by resetting the tissue tracking unit 115 using this. delay The time is set to about 90% of the interval between two feature pulse (synchronous pulse SP) of this pulse and the previous pulse, and the initialization timing is set immediately before the end of vasoconstriction. be able to.
  • both the maximum value and the minimum value of the change in the thickness of the blood vessel wall can be shortened from the time of initialization (points B and C in FIG. 6).
  • a decrease in tracking accuracy can be prevented, and the elastic modulus can be obtained with high tracking accuracy.
  • this makes it possible to perform initialization at almost the same timing as the conventional ECG R-wave initialization.
  • the delay time should be adjusted to the subject within the range of 70 to 95% of the feature detection pulse interval.
  • the next pulse interval is estimated by estimating the next pulse interval by approximating 70 to 95% of the average value of the last several feature value detection pulse intervals or by approximating the last several pulse intervals with a polynomial. By setting it to 70 to 95% of the interval, the heartbeat interval can be more accurately estimated and the initialization timing can be accurately adjusted to the end of vasoconstriction, so that more appropriate initialization can be performed.
  • a Doppler signal processing unit 118 for detecting the Doppler displacement of the received signal, and to detect the feature amount relating to the movement from the Doppler displacement.
  • the Doppler signal processing unit 118 is also provided in a conventional ultrasonic diagnostic apparatus, and is used for detecting a blood flow.
  • the speed and power of blood flow directly represent the movement of the heart, and by using them, it is possible to generate one pulse per heartbeat with high accuracy and reliability.
  • FIG. 8 it is also possible to directly analyze a received signal to detect a feature amount. In this case, it is possible to easily generate one pulse per heartbeat by monitoring the amplitude or phase of the received signal from a certain depth and detecting points where the amplitude or phase has changed significantly. it can.
  • FIG. 9 is a block diagram showing a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus according to Embodiment 3 of the present invention.
  • the present embodiment is different from the second embodiment in that the pulse delay unit 124 is not provided, the reception signal memory 113 is provided instead, and the tracking waveform for obtaining the initialization pulse RST and the change in thickness are obtained. The difference is that the tracking waveform to be obtained is separated.
  • portions having the same configurations and functions as those of the second embodiment are denoted by the same reference numerals, and description thereof is omitted.
  • the reception signal memory 113 stores the reception signal and reads / writes the data in a first-in, first-out (FIFO) manner to provide a predetermined delay time to the reception signal.
  • the received signal may be one before quadrature detection or one after quadrature detection.
  • FIG. 10A is a schematic diagram showing locations (measurement points) for tracking the movement of the subject tissue.
  • measurement points Z are shown.
  • Fig. 10B shows the ECG waveform ECG from the upper side, the tracking waveform TA at the measurement point A of the blood vessel 300 (Fig. 10A), the tracking waveform TB at the measurement point B, the thickness change waveform W (TB-TA), and the measurement.
  • the tracking waveform TZ at the point Z, the differential waveform TZ 'of the tracking waveform TZ, and the initialization pulse RST are shown.
  • the tracking waveform is processed to detect an initialization pulse RST once per heartbeat.
  • tracking is performed once per heartbeat without the need for a special connection between the subject and the device, such as an electrocardiograph or a heart sound device.
  • the trace waveform is initialized. However, as described with reference to Fig. 5 in Embodiment 2, it takes a considerable amount of time from the initialization for the maximum value of the thickness change waveform to appear during the dilation period of the blood vessel, as described with reference to Fig. 5 in Embodiment 2. become.
  • the tracking waveform T Z for obtaining the initialization pulse R ST is different from the tracking waveforms T A and T B for obtaining the thickness change.
  • the tracking waveform T Z for obtaining the initialization pulse is measured immediately after reception, and a feature detection process relating to the movement is performed to generate an initialization pulse R S.
  • the tracking waveforms T A and T B for obtaining the thickness change are first stored in the reception signal memory 113, and after a predetermined delay time, sent to the tissue tracking unit 115 to obtain the thickness change.
  • the predetermined delay time is preferably the time T2 from immediately before the end of vasoconstriction to the detection of the initialization pulse RST by analyzing the tracking waveform TZ, but is fixed at about 0.1 to 0.2 seconds.
  • T2 the time T2 from immediately before the end of vasoconstriction to the detection of the initialization pulse RST by analyzing the tracking waveform TZ
  • the predetermined delay time is preferably the time T2 from immediately before the end of vasoconstriction to the detection of the initialization pulse RST by analyzing the tracking waveform TZ, but is fixed at about 0.1 to 0.2 seconds.
  • the tissue tracking waveform is obtained from the delayed received signal and the elasticity modulus is obtained therefrom, there is a problem that the obtained elastic modulus image and the tomographic image are out of phase with each other. This can be avoided by giving a delay to the tomographic image using the tomographic image memory 110.
  • Doppler signal processing section 118 for detecting the Doppler displacement of the received signal, and to detect the feature amount relating to the movement from the Doppler displacement.
  • Doppler signal processing unit 1 18 It is also provided in the ultrasonic diagnostic equipment and is used to detect blood flow. The speed and power of blood flow directly represent the movement of the heart, and by using them, it is possible to generate one pulse per heart beat with high accuracy.
  • FIG. 12 it is also possible to directly analyze a received signal to detect a feature amount. In this case, it is possible to easily generate one pulse per heartbeat by monitoring the amplitude or phase of the received signal from a certain depth and detecting points where the amplitude or phase has changed significantly.
  • the common contacts of switches 121 and 122 are connected to the b-contact, so that the initialization can be performed using an electrocardiogram waveform or heart sound waveform as in the past.
  • the common contacts of the switches 121 and 122 By connecting the common contacts of the switches 121 and 122 to the a-contact side, it is possible to switch to perform initialization by the method described in the present embodiment.
  • This makes it possible to perform complicated operations such as replacement of an electrocardiographic device or the like by using the method described in the present embodiment when performing a health check or the like in which it is necessary to obtain elasticity images of a large number of subjects in a short time. It is possible to quickly obtain an elasticity image without performing any operation, and it is possible to respond to the case where reliable initialization such as an electrocardiogram is required by switching the switches 121 and 122.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus that calculates the strain amount of the subject tissue according to the change in the blood pressure of one heartbeat and obtains the elastic modulus has been described.
  • This method is also applied to an ultrasonic diagnostic device that tracks the tissue of a subject in response to compression relaxation or vibration of the subject, and obtains tissue characteristics that represent the physical characteristics of the subject tissue such as the amount of distortion, elastic modulus, and viscosity. be able to.
  • the synchronization pulse to the tissue tracking unit shall be synchronized with the external compression relaxation or excitation, and the predetermined delay time shall be set according to the external compression relaxation or excitation method. 0 to 100% of the detection pulse interval It is important to adjust the maximum and minimum thickness change width so that they are as close to the initialization as possible.
  • FIG. 13 is a block diagram showing a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus according to Embodiment 4 of the present invention.
  • This ultrasonic diagnostic apparatus is different from the configuration of the second embodiment shown in FIG. 4 in that a waveform selecting unit 130 is further provided.
  • FIG. 13 portions having the same configuration and function as those of the second embodiment are denoted by the same reference numerals, and description thereof is omitted.
  • the waveform selector 130 has two input terminals (input terminal R and input terminal Q), analyzes the waveform input to the input terminal R, and inputs the input signal to the input terminal Q based on the analysis result. Select one of the waveforms and output it.
  • a plurality of tracking waveform signals are input to the input terminal Q of the waveform selection unit 130, and a plurality of tracking waveform signals are input to the input terminal R.
  • the waveform selector 130 analyzes the tracking waveform signal input to the input terminal R, and uses the analysis result to select one tracking waveform signal from the tracking waveform signals input to the input terminal Q. .
  • the feature detection unit 120 performs, for example, the same analysis as shown in FIG. That is, for example, threshold value processing is performed on the amount of change in the tracking waveform TA at the measurement point A of the subject, that is, the differentiated waveform, and an initialization pulse RST is created once per heartbeat, and all parts are tracked by the initialization pulse RST. Performs waveform initialization.
  • the point of the present embodiment lies in how to select measurement points of a tracking waveform for creating an initialization pulse.
  • FIGS. 14 and 15 show examples of the display screen of the monitor 107.
  • the elastic modulus image 201 at the same position is superimposed on the blood vessel long-axis tomographic image 200 having the atheroma 303.
  • atheroma The elastic modulus image 206 at the same position is superimposed and displayed on the blood vessel short-axis tomographic image 205 having 303.
  • To P in Fig. 14 and Fig. 15 indicate the measurement points of the tracking waveform.
  • Fig. 16B shows an example of the tracking waveform obtained from each measurement point shown in Fig. 16A.
  • the amplitude of the tracking waveform and the S / N ratio differ significantly depending on the difference between the incident direction of the transmitted / received ultrasonic waves and the movement direction of the subject tissue and the difference in the reflectance of the tissue. It is important to select the measurement points of the tracking waveform in order to create a structured pulse.
  • the measurement point D or F is optimal, and then the measurement point C or G is appropriate.
  • the measurement point D or F is on the blood vessel wall, the amplitude of the ultrasonic echo is large, the SN is good, an accurate tracking waveform is obtained, and the blood pressure pulsation due to blood pressure is directly reflected.
  • Measurement point C or G also provides an accurate tracking waveform, but the amplitude of the pulsation is slightly smaller due to the distance from the blood vessel. Since the measurement point E is inside the blood vessel, the amplitude of the ultrasonic echo is small, the SN is poor, and an accurate tracking waveform cannot be obtained.
  • the measurement point H is inside the atheroma, and the moving direction of the tissue is not always parallel to the direction of the ultrasonic wave. Therefore, it is considered that an accurate tracking waveform cannot be obtained.
  • the measurement point J or K is optimal, and then the measurement point I or L is appropriate.
  • the measurement point J or K is on the blood vessel wall, the amplitude of the ultrasonic echo is large, the SN is good, an accurate tracking waveform is obtained, and the blood flow pulsation due to blood pressure is directly reflected.
  • accurate tracking waveforms can be obtained at measurement points I or L, but the pulsation amplitude is slightly smaller due to the distance from the blood vessel. Since the measurement point O is inside the blood vessel, the amplitude of the ultrasonic echo is small, the SN is poor, and an accurate tracking waveform cannot be obtained.
  • the measurement point P is It is not appropriate because it is within the atheroma and the moving direction of the tissue is not necessarily parallel to the direction of the ultrasonic wave, so it is considered that an accurate tracking waveform cannot be obtained.
  • the measurement point M is on the blood vessel wall, the pulsation is in the left-right direction, whereas the ultrasonic wave travels in the up-down direction, so that accurate tracking cannot be performed. Therefore, measurement point M is not appropriate.
  • Measurement point N is not suitable either.
  • the waveform selecting unit 130 uses the analysis results of the plurality of tracking waveform signals input to the input terminal R to generate the plurality of tracking signals input to the input terminal Q. Select one tracking waveform from the waveform signal.
  • the tracking waveform selected by the waveform selector 130 is input to the feature detector 120.
  • the feature detection unit 120 analyzes the tracking waveform at that position and creates a synchronous pulse SP.
  • the synchronization pulse SP is delayed by the pulse delay section 124 to generate the initialization pulse RST. In this way, it is possible to automatically select the optimal tracking waveform for creating the initialization pulse RST.
  • the optimal tracking waveform can be selected as follows.
  • the optimal tracking waveform can be selected by utilizing the characteristics that the tracking waveform at the optimal measurement point has a large amplitude, low noise, and is periodic.
  • the amount of noise may be determined by comparing the tracking waveforms for several periods to evaluate the amount of variation in the waveform, or by comparing the tracking waveform passed through a low-pass filter with the original tracking waveform.
  • the period may be obtained by using a phase battle function or the like. It is also effective to make a decision in the frequency domain using FFT or the like.
  • the movement of the tracking waveform differs between the blood flow portion and the blood vessel wall portion, and this may be used to determine the boundary between the blood vessel wall and the blood flow portion to determine the blood vessel wall portion.
  • FIG. 17 shows an ultrasonic diagnostic apparatus having another configuration related to how to select measurement points of a tracking waveform.
  • a plurality of tracking waveform signals are input to input terminal Q of waveform selection section 130a.
  • the user designates an optimum measurement point via the control unit 100.
  • the control unit 100 transmits the designated position information to the waveform selection unit 130a, the corresponding tracking waveform is selected by the waveform selection unit 130a, and is input to the feature detection unit 120.
  • the feature amount detection unit 120 analyzes the tracking waveform at that position to create a synchronization pulse SP, and the pulse delay unit 124 creates an initialization pulse RST. This makes it possible to cope with difficulties in determining the measurement point for automatic droplets, such as when blood vessels are deformed.
  • FIG. 18 shows an ultrasonic diagnostic apparatus having still another configuration.
  • the local elastic modulus output from the elastic modulus calculator 16 is input to the input terminal R of the waveform selector 130b.
  • the waveform selection unit 130b detects a blood vessel wall parallel to the ultrasonic beam from the local elastic modulus, and based on the detected wall waveform, selects a tracking waveform at that position from a plurality of tracking waveform signals Q and selects a feature amount detection unit. Input to 1 2 0.
  • the initialization pulse R ST is created as described above. The distinction is possible because the local elastic moduli of the blood vessels and the bloodstream are distinctly different. As described above, it is possible to more accurately track the tissue of the subject with a simple operation of merely touching the probe to the subject.
  • FIG. 19 shows an ultrasonic diagnostic apparatus having still another configuration.
  • a reception signal is input from the reception unit 103 to the input terminal R of the waveform selection unit 130c.
  • the waveform selection unit 130c analyzes the amplitude of the received signal and detects the boundary between the blood flow and the blood vessel wall.
  • the feature amount detection unit 120 analyzes the tracking waveform of the position on the blood vessel wall side and outputs the initialization pulse. An RST is created. Since the strength of the received signal is high in the blood vessel wall and the strength of the blood flow is low, it is possible to distinguish them.
  • FIG. 20 shows an ultrasonic diagnostic apparatus having still another configuration.
  • a Doppler signal processing unit 118 is provided, which analyzes the Doppler displacement of the received signal, detects a blood flow, and supplies data to the input terminal R of the waveform selection unit 130d.
  • the waveform selection unit 130d estimates a blood vessel wall outside the detected blood flow from the detected blood flow.
  • the feature amount detection unit 120 analyzes the tracking waveform of the position on the blood vessel wall side, and generates the initialization pulse R ST.
  • the signal input to input terminal Q of waveform selection section 130 is not limited to a plurality of tracking waveform signals.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus for calculating the strain amount of the subject tissue according to the change in the blood pressure of one heartbeat and obtaining the elastic modulus has been described.
  • the present invention can also be applied to an ultrasonic diagnostic apparatus that tracks a subject tissue according to the excitation and obtains characteristics of the subject tissue such as a distortion amount, an elastic modulus, and a viscosity.
  • the synchronization pulse of the tissue tracking unit may be synchronized with external compression relaxation or excitation.
  • the present invention does not limit the final output to the elastic modulus, but determines the tissue tracking waveform, measures the amount of strain, the elastic modulus, and the viscosity to detect cancer or tumor tissue. It can also be applied to ultrasonic diagnostic equipment that detects arterial stiffness based on changes in inner media thickness (IMT), inner diameter of blood vessels, stiffness parameters, pulse wave velocity, and so on.
  • Industrial potential IMT
  • the ultrasonic diagnostic apparatus has a feature between a subject and an apparatus such as an electrocardiograph.
  • an apparatus such as an electrocardiograph.

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Abstract

被検体に超音波を送受信する送信部(102)および受信部(103)と、受信信号を解析して被検体組織の動きを追跡する組織追跡部(115)と、被検体組織の動きに関する特徴量を検出する特徴量検出部(120)とを有する。特徴量検出部(120)は、受信信号、ドプラ変移、被検体組織の動きのいずれかを信号処理して、心拍に同期した被検体組織の動きに関する特徴量を検出し、検出された特徴量に基づいて初期化パルスが生成され、この初期化パルスにより組織追跡部(115)が初期化される。被検体と装置間の特別な接続を必要とせず、探触子を被検体に当てるだけの簡単な操作で、被検体の断層画像とともに、被検体組織の弾性率画像を得ることができる。 

Description

明 細 書 超音波診断装置 技術分野
本発明は、 被検体組織の弾性率などの組織特性を画像化する超音波診 断装置に関する。 背景技術
従来の超音波診断装置は、 超音波を被検体に照射し、 その反射エコー 信号の強度を対応する画素の輝度に変換することで、 被検体の構造を断 層画像として得るものであった。 また、 近年、 反射エコー信号の位相を 解析することで、 被検体の動きを精密に測定し、 そこから被検体の弾性 率を求めるという試みがある。
例えば、 特開平 10— 5226号公報には、 反射エコー信号の検波出 力信号の振幅と位相の両者を用いて、 被検体の瞬間的な位置を決定する ことによって高精度に組織の追跡を行ない、 拍動による大振幅変位運動 上の微小振動を捕らえる方法が記載されている。 特開平 1 0— 5226 号公報に記載された被検体組織の追跡方法について、 図 2 1を参照して 説明する。
図 2 1において、 被検体の同一方向に対して、 ΔΤの期間をおいて送 信された超音波パルスの受信信号を、 y (t)、 及び y ( t +ΔΤ) とす る。 ここで、 tは時刻を表す。 パルス送信時刻を t = 0とすると、 一定 深度 X 1からの受信信号の受信時刻 t 1は、 t l =x lZ (C/2) と なる。 ただし、 Cは音速である。 このとき、 γ ( t 1) と y ( t 1 + Δ T) との間の位相変位を△ 0、 時刻 t 1付近での超音波の中心周波数を f とすると、 この期間 ΔΤにおける x 1の移動量 Δ xは、
厶 χ =— C . A 0/47t f … (式 1) となる。これを X 1に加算することで、 ΔΤ秒後の X 1の位置 X 1 'は、 χ ΐ ' =χ 1 +Δχ … (式 2) のように求めることができ、 これを繰り返すことで、 被検体の同一部位 X 1を追跡していくことができる。
また、 特開平 1 0— 5226号公報に記載の方法をさらに発展させた 例として、 特開 2000— 229078号公報には、 心拍による血管壁 の内面および外面の各大振幅変位運動を精密に追跡することにより局所 弾性率を求める方法が記載されている。 すなわち、 大振幅変位運動に重 畳されている微小振動の運動速度を求め、 その差から血管壁の歪み量を 計測し、 歪み量と血圧差から局所弾性率を求める。 それにより、 弾性率 の空間分布を画像表示することもできる。 特開 2000— 229078 号公報に記載された弾性率算出方法について、 図 22 Αおよび図 22 B を参照して説明する。
図 22 Aは、 一例として粥腫 303のある血管 300を示す。 探触子 1 0 1は、 被検体 304に対して超音波を照射し、 血管 300、 特に動 脈からのエコーを受信する。 血管壁上に測定点 A、 Bを設定し、 測定点 A、 Bからの受信信号を上述の方法により解析し、 測定点 A、 Bの動き (位置) を追跡する。
図 22 Bの心電波形 ECGに示すように、 動脈は心拍によって収縮拡 張を繰り返しており、このため測定点 A、 Bは、それぞれ追跡波形 TA、 TBに示すような周期的な動きをする。 すなわち、 心臓収縮期には急激 に血管壁が広がり、 心臓拡張期にはゆつくりと血管が収縮するという動 きに追随する。 追跡波形 TA、 TBから、 測定点 A— B間の厚み変化波 形 W (=TB -TA) が求められる。 厚み変化波形 Wの変化量を AW、 測定点初期化時の基準厚みを Wsとすると、 測定点 A— B間の歪み量 ε は、
ε =AW/Ws … (式 3) となる。 このときの血圧差を Δ Ρとすると、 測定点 A— B間の弾性率 E rは、
E r =Α Ρ/ ε
=Δ Ρ - Ws /AW … (式 4) のように求めることができる。 これを断層画像上の複数点に対して行な うことで、 弾性率画像が得られる。
しかしながら、 特開平 1 0— 5 2 2 6号公報に記載の組織追跡方法で は、 位置の変化量を加算していくために、 ノイズや手ぶれなどさまざま な原因で発生した誤差が累積し、 追跡精度が低下するという問題があつ た。 特開 2 0 0 0— 2 2 9 0 7 8号公報に記載の方法では、 この問題を 解決するために、 心電図から検出した R波によって、 定期的に追跡位置 を初期化するようにしている。 しかし、 心電図を取得するためには、 被 検体に 3箇所以上の電極を取り付ける必要があり、 付け外しに手間がか かるという問題があった。 発明の開示
本発明は、 心電装置や心音装置など装置と被検体との間に特別な接続 を必要とせず、 探触子を被検体に当てるだけの簡単な操作で、 歪み量や 弾性率、 粘性率などの組織の特徴量を得ることが可能な超音波診断装置 を提供することを目的とする。 また本発明は、 被検体組織の動きを精度 良く追跡することができる超音波診断装置を提供することを目的とする。 前記の目的を達成するため、 本発明の第 1の基本構成に係る超音波診 断装置は、 被検体に対して超音波を送受信する超音波送受信手段と、 受 信信号を解析して被検体組織の動きを追跡する組織追跡手段と、 追跡し ている前記被検体組織の動きに基づいて、 前記被検体組織の動きに関す る特徴量を検出して特徴量検出信号を出力する特徴量検出手段とを備え、 前記特徴量検出信号に基づいて前記組織追跡手段が初期化されることを 特徴とする。
本発明の第 2の基本構成に係る超音波診断装置は、 被検体に対して超 音波を送受信する超音波送受信手段と、 受信信号を解析して被検体組織 の動きを追跡する組織追跡手段と、 前記被検体組織の動きに応じた前記 受信信号の振幅または位相に基づいて、 前記被検体組織の動きに関する 特徴量を検出して特徴量検出信号を出力する特徴量検出手段とを備え、 前記特徴量検出信号に基づいて前記組織追跡手段が初期化されることを 特徴とする。 '
本発明の第 3の基本構成に係る超音波診断装置は、 被検体に対して超 音波を送受信する超音波送受信手段と、 受信信号を解析して被検体組織 の動きを追跡する組織追跡手段と、 追跡している前記被検体組織の動き に応じた前記受信信号のドプラ変移を検出するドプラ信号処理手段と、 検出された前記ドプラ変移に基づいて、 前記被検体組織の動きに関する 特徴量を検出して特徴量検出信号を出力する特徴量検出手段とを備え、 前記特徴量検出信号に基づいて前記組織追跡手段が初期化されることを 特徴とする。
第 1〜第 3のいずれかの基本構成によれば、 被検体と装置間の特別な 接続を必要とせず、 探触子を被検体に当てるだけの簡単な操作で、 被検 体組織を正確に追跡することができる。
上記のいずれかの基本構成において、 前記特徴量検出信号を所定の遅 延時間だけ遅延させる遅延手段をさらに備え、 前記遅延させた特徴量検 出信号によって前記組織追跡手段が初期化されることが好ましい。 この 構成によれば、 より適切なタイミングで初期化が行われ、 被検体組織の 動きを追跡する精度が向上する。
この構成において、 前記所定の遅延時間は、 直前複数回の動きに関す る特徴量検出間隔から推定することができる。 それにより、 例えば被検 体組織を血管とした場合、 組織追跡手段の初期化タイミングを血管収縮 末期の直前に設定することができるので、 初期化タイミングから血管壁 の厚み変化が最大および最小になる時間をともに短くすることができ、 追跡精度が高い状態で弾性率などの組織特性量を求めることができる。 本発明の第 4の基本構成に係る超音波診断装置は、 被検体に対して超 音波を送受信する超音波送受信手段と、受信信号を遅延する遅延手段と、 少なくとも前記遅延された受信信号を解析して被検体組織の動きを追跡 する組織追跡手段と、 被検体組織の動きに関する特徴量を検出して特徴 量検出信号を出力する特徴量検出手段とを備え、 前記特徴量検出信号に よって前記組織追跡手段が初期化されることを特徴とする。
第 1から第 4のいずれかの基本構成において、 複数の前記被検体組織 の動きを解析して、 複数の被検体組織から 1つを選択する選択手段を備 え、 前記特徴量検出手段は、 前記選択した被検体組織の動きに関する特 徴量を検出して前記特徴量検出信号を出力する構成とすることができる。 第 1から第 4のいずれかの基本構成において、 複数の受信信号を解析 して、複数の前記被検体組織から 1つを選択する選択手段をさらに備え、 前記特徴量検出手段は、 前記選択した前記被検体組織の動きに関する特 徴量を検出して前記特徴量検出信号を出力する構成とすることができる。 第 1から第 4のいずれかの基本構成において、 複数の受信信号のドプ ラ変位を解析して、 複数の前記被検体組織から 1つを選択する選択手段 をさらに備え、 前記特徴量検出手段は、 前記選択した被検体組織の動き に関する特徴量を検出して前記特徴量検出信号を出力する構成とするこ とができる。
第 1から第 4のいずれかの基本構成において、 前記被検体組織の動き に基づいて、 歪み量、 粘性率、 弾性率などの被検体組織の特性を計算す る手段と、 前記被検体組織の特性を解析して、 複数の前記被検体組織か ら 1つを選択する選択手段とをさらに備え、 前記特徴量検出手段は、 前 記選択した被検体組織の動きに関する特徴量を検出して前記特徴量検出 信号を出力する構成とすることができる。
上記いずれかの構成において、 前記動きに関する特徴量は、 心拍に同 期する特徴量とすることができる。 あるいは、 前記動きに関する特徴量 は、 外部からの圧迫弛緩または加振に同期する特徴量とすることができ る。
また、 上記いずれかの構成において、 前記初期化手段による初期化動 作と、 心電ゃ心音を含む心拍情報測定手段から取り込んだ心拍に同期し た信号により前記追跡手段を初期化する初期化動作とを切り換える手段 を備えることが好ましい。 それにより、 従来の心電図による初期化動作 と、 上記いずれかの構成における初期化動作とを、 状況に応じて容易に 切り換えることができる。
また、 上記いずれかの構成において、 前記複数の被検体組織の動きに 基づいて、 歪み量、 粘性率等の被検体組織の特性を計算する手段をさら に備えることができる。 あるいは、 前記複数の被検体組織の動きに基づ いて前記被検体組織の歪み量を求め、 前記歪み量と、 血圧測定手段から 取り込んだ血圧値とに基づいて前記被検体組織の弾性率を計算する手段 をさらに備えることができる。 図面の簡単な説明
図 1は、 本発明の実施の形態 1における超音波診断装置の動作を示す 各部の波形図である。
図 2は、 同実施の形態における超音波診断装置のブロック図である。 図 3は、 同超音波診断装置におけるモニタ 1 0 7上の表示画面の一例 を示す図である。
図 4は、 本発明の実施の形態 2における超音波診断装置のブロック図 である。
図 5は、 同実施の形態における超音波診断装置の利点を説明するため の波形図である。
図 6は、 同実施の形態における超音波診断装置の動作を説明するため の波形図である。
図 7は、 同実施の形態における超音波診断装置の変形例を示すプロッ ク図である。
図 8は、 同実施の形態における超音波診断装置の他の変形例を示すブ ロック図である。
図 9は、 本発明の実施の形態 3における超音波診断装置の一構成例を 示すブロック図である。
図 1 0 Aは、 同実施の形態における超音波診断装置を用いて被検体組 織の動きを追跡する箇所 (測定点) を示す模式図である。
図 1 0 Bは、 同実施の形態における超音波診断装置の動作を説明する ための波形図である。
図 1 1は、 同実施の形態における超音波診断装置の変形例を示すプロ ック図である。
図 1 2は、 同実施の形態における超音波診断装置の他の変形例を示す ブロック図である。
図 1 3は、 本発明の実施の形態 4における超音波診断装置のブロック 図である。 図 1 4は、同実施の形態における超音波診断装置の画面説明図である。 図 1 5は、 同実施の形態における超音波診断装置の他の画面説明図で ある。
図 1 6 Aは、 被検体の各測定点を示し、 図 1 6 Bは、 図 1 6 Aに示し た各測定点から得られる追跡波形の例を示す波形図である。
図 1 7は、 本発明の実施の形態 4における超音波診断装置の変形例を 示すブロック図である。
図 1 8は、 同実施の形態における超音波診断装置の他の変形例を示す ブロック図である。
図 1 9は、 同実施の形態における超音波診断装置の他の変形例を示す ブロック図である。
図 2 0は、 同実施の形態における超音波診断装置の他の変形例を示す ブロック図である。
図 2 1は、 従来例における被検体組織の追跡方法を説明するための波 形図である。
図 2 2 Aは、 従来例及び本発明の実施の形態において被検体組織の動 きを追跡する箇所 (測定点) を示す模式図である。
図 2 2 Bは、 従来例における被検体組織の追跡方法を説明するための 波形図である。 発明を実施するための最良の形態
(実施の形態 1 )
図 1を参照して、 本発明の実施の形態 1に係る超音波診断装置の動作 について説明する。 図 1は、 本実施の形態に係る超音波診断装置の動作 を示す、 各部の波形図である。 この波形は、 図 2 2 Aに示したように、 被検体の血管に超音波を当てたときに得られるものである。 図 1におい て、 ECGは心電波形、 TAは、図 22 Aにおける測定点 Aの追跡波形、 T Bは測定点 Bの追跡波形である。 W (= T B— T A)は厚み変化波形、 TA, は T Aの微分波形、 RSTは初期化パルスを示す。
(式 1) 及び(式 2) を用いて説明したように、血管壁上に測定点 A、 Bを設定し、 受信信号の位相を解析することで、 測定点 A、 Bの動きが 追跡される。 動脈は心拍によって収縮拡張を繰り返しており、 このため 測定点 A、 Bは、 図 1の追跡波形 TA、 TBに示すような周期的な動き をする。 追跡波形 TA、 TBから測定点 A— B間の厚み変化波形 Wが求 められる。
上述のように、 厚み変化波形 Wの変化量を AW、 測定点初期化時の基 準厚みを Wsとすると、 測定点 A— B間の歪み量 εは、 で表される。 このときの血圧差を△ Pとすると、 測定点 A— B間の弾性 率 E rは、
Ε τ =ΔΡ/ε =ΔΡ - Ws/AW
として求めることができる。
以上のような操作および処理を断層画像上の複数の測定点に対して行 なうことで、 被検体組織の硬さ柔らかさを表す弾性率画像が得られる。 さらに本実施の形態では、 従来心電図から検出される R波によって行 つていた測定点 A、 Bの追跡位置の初期化を、 図 1に示すように、 追跡 波形 T Aの変化量、 つまり微分波形 TA' を利用して行う。 すなわち、 微分波形 TA' から、 1心拍に 1回の初期化パルス RSTを作成し、 そ の初期化パルス RSTによって測定点 A、 Bの追跡位置の初期化を行な う。 追跡波形 TAの微分波形 TA' に対し、 閾値処理などにより初期化 パルス RSTを発生させる。 この場合、 閾値 THは、 一定値としてもよ いし、 直前最大値の一定割合としたものや、 時間経過に伴って減少する ような動的な閾値としてもよい。 また、 連続して初期化パルス R S丁が 発生することがないように、 数百ミリ秒の不感期間を設けることも有効 である。 つまり、 確実に 1心拍に 1回の初期化パルス R S Tを発生する ことが肝要である。
以上のようにして、 心電装置などの装置と被検体との間の特別な接続 を必要とせず、 探触子を被検体に当てるだけの簡単な操作で、 弾性率画 像を求めることができる。
なお、 図 1では、 組織追跡波形 T Aを用いて初期化を行なったが、 初 期化用に別途測定点を設けてもよい。 この場合、 測定点は血管壁上であ ることが望ましいが、 血管周辺組織など心拍に同期して動いているすべ ての組織が使用可能である。
また、 図 1の構成では、 組織追跡波形の微分波形を用いて初期化を行 なうが、 本実施の形態はこれに限定されるものではなく、 心拍に同期す る被検体の特徴量として他の種々の情報を用い、 特徴量検出信号を得る ことができる。 例えば、 組織追跡波形そのものや、 厚み変化波形 W、 歪 み量 εの変化、 血管上の脈波、 血流速度、 血流強度、 脈拍、 瞬時血圧波 形、 心音、 それらの微分波形など、 心拍に同期して動いているすべての 情報が使用可能である。
次に、 以上説明した動作を実現する超音波診断装置の具体的な構成に ついて、 図 2を参照して説明する。 図 2は、 本実施の形態に係る超音波 診断装置の一構成例を示す回路プロック図である。
図 2において、 制御部 1 0 0は、 超音波診断装置全体を制御する。 送 信部 1 0 2は、 制御部 1 0 0からのパルス幅、 タイミング、 パルスの数 等の指示を受けて、探触子 1 0 1を駆動する高圧送信パルスを発生する。 探触子 1 0 1は、 送信部 1 0 2からの高圧送信パルスを超音波に変換し て被検体に照射するとともに、 被検体内部から反射してきた超音波ェコ 一を電気信号に変換する。 受信部 1 0 3は、 受信信号を増幅するととも に、 定められた位置および方向からの超音波のみを検出する。 断層画像 処理部 1 0 4は、 バンドパスフィルタ、 対数圧縮器、 検波器などからな り、 受信信号の主に振幅を解析して、 被検体の内部構造を画像化する。 弾性率画像処理部 1 0 5は、 直交検波部 1 1 4と、 組織追跡部 1 1 5 と、 組織特性量計算手段としての弾性率計算部 1 1 6と、 弾性率画像作 成部 1 1 7とから構成され、 弾性率の 2次元分布を画像化する。 直交検 波部 1 1 4は受信信号を直交検波する。 組織追跡部 1 1 5は、 本実施の 形態の被検体組織の動きを精度良く追跡するための中心的な構成の一つ であり、 受信信号の主に位相を解析して組織の動きを追跡する。 弾性率 計算部 1 1 6は、追跡した複数の組織の動きから組織の歪み量を計算し、 血圧測定部 1 0 8で測定された血圧値と歪み量に基づいて、 組織の局所 弾性率を計算する。 弾性率画像作成部 1 1 7は弾性率の 2次元分布を画 像化する。
ドプラ信号処理部 1 1 8は、 受信信号のドプラ変移を解析して、 組織 の動きまたは血流を検出する。 特徴量検出部 1 2 0は、 受信した一次元 の受信信号の振幅や位相、 またはそれらを解析して得られたドプラ変移 や組織追跡波形を解析して、 心拍に同期する被検体の特徴量を検出し、 組織追跡部 1 1 5を初期化する初期化パルスを特徴量検出信号として発 生する。 本実施の形態では、 画像化する前の一次元の信号を用いている ため、 画像を解析して心拍に同期する信号を検出する方法と比べ、 簡便 かつ正確に心拍に同期する信号を検出できる。 この初期化パルスは、 弹 性率計算部 1 1 6において、弾性率を計算するタイミング信号でもある。 心拍情報測定部 1 2 2は、 脈拍計、 リアルタイム血圧計、 脈波計などか ら、 心拍に同期した特徴量を検出する。 スィッチ 1 1 9は、 組織追跡部 1 1 5、 ドプラ信号処理部 1 1 8、 及び受信部 1 0 3の出力から、 特徴 量検出部 1 2 0への入力信号を選択する。 スィッチ 1 2 1は、 特徴量検 出部 1 2 0、心拍情報測定部 1 2 2、及び心電測定部 1 0 9の出力から、 組織追跡部 1 1 5への初期化信号を選択する。
画像合成部 1 0 6は、 断層画像と弾性率画像、 さらに心電波形などを 合成し、 モニタ 1 0 7に表示する。 また、 断層画像メモリ 1 1 0は断層 画像を、 弾性率画像メモリ 1 1 1は弾性率画像を、 波形メモリ 1 1 2は 心電波形や心音波形をそれぞれ記録する。
図 3は、 モニタ 1 0 7の表示画面の一例を示す図である。 モニタ画面 では、 断層画像 2 0 0上に弾性率画像 2 0 1が重畳表示される。 図 3に は、一例として、粥腫 3 0 3のある血管の長軸方向の断層画像 2 0 0 (血 管の前壁 3 0 1、 後壁 3 0 2 ) が示されている。 さらに、 断層画像 2 0 0の反射強度と画面上の輝度との対応を示す反射強度スケール 2 0 2、 弾性率と画面上の色調または輝度との対応を示す弾性率スケール 2 0 3、 心電または心音波形 2 0 4などが表示される。
図 2において、 スィッチ 1 2 1を操作することで、 組織追跡部 1 1 5 の初期化信号が選択される。 スィッチ 1 2 1の可動接点を b側接点に切 り換えることで、 従来のように心電波形を用いて初期化を行ない、 スィ ツチ 1 2 1の可動接点を a側接点に切り換えることで、 本実施の形態の 方法で初期化を行なうことができる。 これにより、 短時間に多数の被検 体の弾性率画像を求める必要があるときには、 本実施の形態の初期化方 法を用いることで、 心電装置の付け替えなどの煩雑な操作をせずに迅速 に弾性率画像を求めることができ、スィッチ 1 2 1を切り換えることで、 心電による確実な初期化が必要な場合にも対応することができる。
また、 スィッチ 1 2 1の可動接点を c側接点に切り換えることで、 装 置外部に設置した脈拍計、 リアルタイム血圧計、 脈波計などの心拍情報 測定部 1 2 2から、 心拍に同期した特徴量を検出し、 初期化を行なうこ とができる。 脈拍計、 リアルタイム血圧計、 脈波計などは、 心電装置と 比べ、 少ないケーブル数で被検体と装置間を接続でき、 被検体への装着 も容易なため、 操作者の手間を大幅に削減することができる。
また、 スィツチ 1 1 9を操作することで、 特徴量検出部 1 2 0への入 力信号を選択することができる。 スィッチ 1 1 9の可動接点を a側接点 に切り換えることで、 組織追跡部 1 1 5からの組織追跡波形に基づいて 初期化パルスを作成し、 スィッチ 1 1 9の可動接点を b側接点に切り換 えることで、 血管中を流れる血流の速度や強度、 組織の動きによるドプ ラ変移に基づいて初期化パルスを作成することができる。 また、 スイツ チ 1 1 9の可動接点を c側接点に切り換えることで、 受信信号の振幅や 位相などに基づいて初期化パルスを作成することができる。
なお、 上述の例では、 1心拍の血圧変化に応じた被検体組織の歪み量 を計算し、 弾性率を求める超音波診断装置について説明したが、 本実施 の形態は、外部からの圧迫弛緩または加振に応じた被検体組織を追跡し、 歪み量、 弾性率、 粘性率などの被検体組織の特性を求める超音波診断装 置に対しても適用することができる。 この場合、 組織追跡部の初期化パ ルスは、 外部からの圧迫弛緩または加振に同期したものとする。
(実施の形態 2 )
図 4は、 本発明の実施の形態 2に係る超音波診断装置の一構成例を示 すブロック図である。 図 4において、 図 2に示した実施の形態 1と同様 な構成の要素については、同一の参照番号を付して、説明を簡略にする。 本実施の形態の被検体組織の動きを精度良く追跡するための中心的な 構成の一つである特徴量検出部 1 2 0は、 受信した一次元の受信信号の 振幅や位相、 またはそれらを解析して得られたドプラ変移や組織追跡波 形を解析して、 被検体の動きに関する特徴量(心拍を含む)、 特に動きに 同期した特徴量を検出し、 その検出タイミングから特徴量検出信号であ る同期パルス S Pを作成する。 本実施の形態では、 画像化する前の一次 元の信号を用いているため、 画像を解析して心拍に同期する信号を検出 する方法と比べ、 簡便かつ正確に心拍に同期する信号を検出できる。 さ らにもう一つの主要構成であるパルス遅延部 1 2 4は、 同期パルス S P を所定の遅延時間だけ遅延させて、 組織追跡部 1 1 5を初期化する初期 化信号である初期化パルス R S Tを作成する。 この初期化パルス R S T は、 弾性率計算部 1 1 6において、 弾性率を計算するタイミング信号で もある。
スィッチ 1 2 1により、 組織追跡部 1 1 5への初期化信号を、 パルス 遅延部 1 2 4及び生体信号測定部 1 2 5の出力信号から選択する。 生体 信号測定部 1 2 5は心電ゃ心音などを測定する手段である。 モニタ 1 0 7の表示画面の例は、 図 3に示したものと同様である。
次に、 本実施の形態の要部である特徴量検出部 1 2 0とパルス遅延部 1 2 4の動作について、図 5および図 6を用いてさらに詳しく説明する。 なお、 以下の説明では、 図 4において、 組織追跡部 1 1 5を初期化する ための初期化信号として、 パルス遅延部 1 2 4により遅延された特徴量 検出信号 R S Tを用いるように、 スィッチ 1 2 1の共通接点が a接点側 に接続され、 特徴量検出部 1 2 0は、 被検体組織の追跡波形に基づいて 被検体組織の動きに関する特徴量を検出する場合について説明する。 図 5には、 上側から、 心電波形 E C G、 血管 3 0 0 (図 2 2 A) の測 定点 Aの追跡波形 T A、 測定点 Bの追跡波形 T B、 厚み変化波形 W (= T B— T A)、 T Aの微分波形 T A '、 同期パルス S Pが示されている。 まず追跡波形を処理して、 1心拍に 1回の同期パルス S Pを検出する。 図 5には、 追跡波形 T Aの微分波形 T A ' を閾値 T Hと比較して、 閾値 T Hを超えた時点で同期パルス S Pを発する場合が例示されている。 伹 し、 本実施の形態はこれに限られるものではない。 受信信号の振幅変化 や位相変化、 組織追跡波形そのものや、 厚み変化 W、 歪み量 εの変化、 血管上の脈波、 受信信号のドプラ変位より検出される血流速度や血流強 度、 脈拍、 瞬時血圧波形、 心音、 それらの微分波形など、 心拍に同期し て動いているすべての情報が使用可能である。 つまり、 確実に 1心拍に 1回の同期パルス S Ρを発生することが肝要である。
この同期パルス S Ρによって追跡波形の初期化を行なうことで、 心電 装置や心音装置などの、 被検体と装置間の特別な接続を必要とせずに、 1心拍に 1回の追跡波形の初期化を行なうことができる。 この場合、 初 期化のタイミングが血管の拡張期間にあたる。 血管は拡張するときは急 激に拡張し、 収縮するときはゆっくりと収縮する。 弾性率を求めるため には、血管壁の厚み変化の最大値と最小値(その差 A W)が必要である。 最小値は、 血管拡張末期つまり初期化直後 (図 5中の C点) に現われる が、 最大値は、 血管収縮末期つまり初期化からかなり時間が経過した後 (図 5中の D点) に現われる。
被検体組織の追跡は、 上記 (式 2 ) に示すように、 位置の変化量を累 積加算していくことにより行なわれるので、 追跡精度は初期化からの経 過時間にしたがって低下し、 初期化
からかなり時間が経過した D点では、 かなりの誤差が累積している。 こ のため、 追跡精度を上げるには、 C点と D点を初期化直後にもってくる ことが好ましい。
そこで、 本実施の形態では、 同期パルス S Pで直接、 追跡波形の初期 化を行うのではなく、 さらにパルス遅延部 1 2 4を通したパルスを用い る。 すなわち、 図 6に示すように、 2つ (本パルスと一つ前のパルス) の同期パルス S Ρの間隔 Τ 1に比例した時間ひ Τ 1だけ、 同期パルス S Ρを遅延させて初期化パルス R S Tを作成する。 これを用いて組織追跡 部 1 1 5をリセットすることにより、 追跡波形の初期化を行なう。 遅延 時間は、 2つ (本パルスと一つ前のパルス) の特徴量検出パルス (同期 パルス S P ) 間隔の 9 0 %程度とすることで、 初期化のタイミングを血 管収縮末期の直前に設定することができる。 それにより、 血管壁の厚み 変化の最大値および最小値について、 ともに初期化からの時間を短くす ることができる(図 6中の B点と C点)。 これにより追跡精度の低下を防 ぎ、 追跡精度の高い状態で弾性率を求めることができる。 また、 これに より、 従来の心電図の R波による初期化とほぼ同じタイミングで初期化 を行うことができる。
なお、 心拍は常に同じ周期で拍動するとは限らない (特に、 不整脈の 場合など) ため、 遅延時間を、 特徴量検出パルス間隔の 7 0〜9 5 %程 度の範囲で被検体に合わせて変えられるようにしたり、 直前数回の特徴 量検出パルス間隔の平均値の 7 0〜9 5 %としたり、 あるいは直前数回 のパルス間隔を多項式で近似して次のパルス間隔を推定し、 その間隔の 7 0〜 9 5 %としたりすることにより、 心拍間隔をより正確に推定し、 初期化タイミングを血管収縮末期に正確に合わせることができるため、 より適切な初期化を行うことができる。
なお、 図 7に示すように、 受信信号のドプラ変位を検出するドプラ信 号処理部 1 1 8を設け、 動きに関する特徴量をドプラ変位から検出する ようにすることも可能である。 ドプラ信号処理部 1 1 8は、 従来の超音 波診断装置にも設けられており、血流を検出するために用いられている。 血流の速度やパワーは心臓の動きをダイレクトに表しており、 それらを 使うことにより、 高い精度で確実に 1心拍に 1回のパルスを発生させる ことができる。 また、 図 8に示すように、 受信信号を直接解析して特徴 量を検出することも可能である。 この場合は、 一定深度からの受信信号 の振幅または位相を監視し、 振幅または位相が大きく変化した点などを 検出することにより、 簡単に 1心拍に 1回のパルスを発生させることが できる。
(実施の形態 3)
図 9は、 本発明の実施の形態 3に係る超音波診断装置の一構成例を示 すブロック図である。 本実施の形態は、 実施の形態 2と比べると、 パル ス遅延部 124を設けず、 代わりに受信信号メモリ 1 1 3を設け、 初期 化パルス RS Tを求めるための追跡波形と、 厚み変化を求めるための追 跡波形を別個にした点が相違する。 なお、 図 9において、 実施の形態 2 と同一の構成および機能を有する部分については、 同一の符号を付して 説明を省略する。
図 9において、 受信信号メモリ 1 1 3は、 受信信号を記憶し、 先入先 出 (ファースト ·イン · ファースト ·アウト : F I FO) 方式で読み書 きを行なうことで、 受信信号に所定の遅延時間を与える。 受信信号とし ては、 直交検波前のものでも、 直交検波後のものでもよい。
次に、 本実施の形態の要部である特徴量検出部 1 20と受信信号メモ リ 1 1 3の動作について、 図 1 OAおよび図 1 0 Bを用いて詳しく説明 する。 なお、 以下の説明は、 図 9において、 スィッチ 1 22の共通接点 は a接点側に接続されている状態に関する。
図 1 0 Aは、 被検体組織の動きを追跡する箇所 (測定点) を示す模式 図であり、 図 22 Aに示した測定点 A、 Bに加えて測定点 Zが示されて いる。 図 10 Bには、 上側から心電波形 EC G、 血管 300 (図 1 0 A) の測定点 Aの追跡波形 TA、 測定点 Bの追跡波形 TB、 厚み変化波形 W (TB— T A)、測定点 Zの追跡波形 T Z、追跡波形 T Zの微分波形 T Z '、 初期化パルス RSTが示される。 本実施の形態では、 追跡波形を処理し て、 1心拍に 1回の初期化パルス RSTを検出する。 この初期化パルス RSTによって追跡波形の初期化を行なうことで、 心電装置や心音装置 などの、 被検体と装置間の特別な接続を必要とせずに 1心拍に 1回の追 跡波形の初期化を行なう。 ところが、 初期化のタイミングが、 実施の形 態 2において図 5を用いて説明したように、 血管の拡張期間にあたり、 厚み変化波形の最大値が現れるのに、 初期化からかなり時間を要するこ とになる。
そこで、 本実施の形態では、 初期化パルス R S Tを求めるための追跡 波形 T Zと、 厚み変化を求めるための追跡波形 T A、 T Bを別個のもの とする。 初期化パルスを求めるための追跡波形 T Zは、 受信後直ちに測 定して、 動きに関する特徴量検出処理を行ない、 初期化パルス R S丁が 作成される。 厚み変化を求めるための追跡波形 T A、 T Bは、 まず受信 信号メモリ 1 1 3に記憶され、 所定の遅延時間の後、 組織追跡部 1 1 5 に送られ、 厚み変化が求められる。
所定の遅延時間は、 追跡波形 T Zを解析して、 血管収縮末期の直前か ら初期化パルス R S Tの検出までの時間 T 2とすることが望ましいが、 0 . 1〜0 . 2秒程度の固定値とすることでも十分な効果が得られると ともに、 処理を簡略化できる。 このようにすることで、 初期化の夕イミ ングを血管収縮末期の直前とすることができ、 血管壁の厚み変化の最大 値および最小値が現れる、 初期化からの時間をともに短くすることがで き(図 6中の B点と C点)、追跡精度の高い状態で弾性率を求めることが できる。
なお、 遅延を与えた受信信号から組織追跡波形を求め、 それらから弾 性率を求めるため、 得られた弾性率画像と断層画像の時相がずれるとい う問題が生ずるが、本実施の形態では、断層画像メモリ 1 1 0を用いて、 断層画像に遅延を与えることで、 これを回避できる。
なお、 図 1 1に示すように、 受信信号のドプラ変位を検出するドプラ 信号処理部 1 1 8を設け、 動きに関する特徴量をドプラ変位から検出す るようにすることも可能である。 ドプラ信号処理部 1 1 8は、 従来の超 音波診断装置にも設けられており、 血流を検出するために用いられてい る。 血流の速度やパワーは心臓の動きをダイレクトに表しており、 それ らを使うことにより、 高い精度で確実に 1心拍に 1回のパルスを発生さ せることができる。 また、 図 1 2に示すように、 受信信号を直接解析し て特徴量を検出することも可能である。 この場合は、 一定深度からの受 信信号の振幅または位相を監視し、 振幅または位相が大きく変化した点 などを検出することにより、 簡単に 1心拍に 1回のパルスを発生させる ことができる。
なお、 図 4および図 9の構成において、 スィッチ 1 2 1、 1 2 2の共 通接点を b接点側に接続することで、 従来のように心電波形や心音波形 などを用いて初期化を行ない、 スィッチ 1 2 1、 1 2 2の共通接点を a 接点側に接続することで、 本実施の形態に示す方法で初期化を行なうよ うに切り換えることができる。 これにより、 短時間に多数の被検体の弾 性率画像を求める必要がある健康診断などのときには、 本実施の形態に 示した方法を用いることで、 心電装置などの付け替えなどの煩雑な操作 をせずに迅速に弾性率画像を求めることができ、 スィッチ 1 2 1、 1 2 2を切り換えることで、 心電などによる確実な初期化が必要な場合にも 対応することができる。
なお、 実施の形態 2、 3では、 1心拍の血圧変化に応じた被検体組織 の歪み量を計算し、弾性率を求める超音波診断装置について説明したが、 これらの実施の形態は、 外部からの圧迫弛緩または加振に応じた被検体 組織を追跡し、 歪み量、 弾性率、 粘性率などの被検体組織の物理的特性 を表す組織特性量を求める超音波診断装置に対しても適用することがで きる。 この場合、 組織追跡部への同期パルスは、 外部からの圧迫弛緩ま たは加振に同期したものとし、 所定の遅延時間は、 外部からの圧迫弛緩 または加振の方法に応じて、 特徴量検出パルス間隔の 0〜 1 0 0 %の範 囲で、 厚み変化幅の最大値と最小値が初期化からできるだけ近くなるよ うに調整することが肝要である。
(実施の形態 4 )
図 1 3は、 本発明の実施の形態 4に係る超音波診断装置の一構成例を 示すブロック図である。 この超音波診断装置は、 図 4に示した実施の形 態 2の構成とは、 波形選択部 1 3 0がさらに設けられた点が相違する。 図 1 3において、 実施の形態 2と同一の構成および機能を有する部分に ついては、 同一の符号を付して説明を省略する。
波形選択部 1 3 0は、 2つの入力端子(入力端子 Rおよび入力端子 Q ) を持ち、 入力端子 Rに入力された波形を解析し、 その結果をもとに、 入 力端子 Qに入力された波形から 1つを選択して出力する。 図 1 3の構成 では、 波形選択部 1 3 0の入力端子 Qには、 複数の追跡波形信号が、 入 力端子 Rには複数の追跡波形信号が入力される。 波形選択部 1 3 0は、 入力端子 Rに入力された追跡波形信号を解析し、その解析結果を用いて、 入力端子 Qに入力された追跡波形信号から 1本の追跡波形信号を選択す る。
• 選択された追跡波形に対して、 特徴量検出部 1 2 0は、 例えば図 6に 示されるのと同様の解析を行う。 すなわち、 例えば被検体の測定点 Aの 追跡波形 T Aの変化量、 つまり微分波形に閾値処理を行い、 1心拍に 1 回の初期化パルス R S Tを作成し、 その初期化パルス R S Tによって全 部位の追跡波形の初期化を行なう。 本実施の形態の要点は、 初期化パル スを作成するための追跡波形の測定点の選び方にある。
以下に、 本実施の形態における超音波診断装置の動作について、 より 具体的に説明する。 図 1 4と図 1 5は、 モニタ 1 0 7の表示画面の一例 を示す。 図 1 4では、 粥腫 3 0 3のある血管長軸断層画像 2 0 0上に、 同じ位置の弾性率画像 2 0 1が重畳表示されている。 図 1 5では、 粥腫 3 0 3のある血管短軸断層画像 2 0 5上に、 同じ位置の弾性率画像 2 0 6が重畳表示されている。 図 1 4と図 1 5の (:〜 Pは、 追跡波形の測定 点を示す。 図 1 6 Bには、 図 1 6 Aに示す各測定点から得られる追跡波 形の例を示す。 図 1 6 Bに示されるように、 送受信超音波の入射方向と 被検体組織の運動方向の違いや、 組織の反射率の違いにより追跡波形の 振幅や S N比が大幅に異なる。 したがって、 精度良く初期化パルスを作 成するためには、 追跡波形の測定点の選び方が重要である。
図 1 4に示すように血管の長軸断面を撮像した場合では、 測定点 Dま たは Fが最適であり、 次いで測定点 Cまたは Gが適当である。 測定点 D または Fは血管壁上であり、 超音波エコーの振幅が大きいため S Nがよ く、 正確な追跡波形が得られ、 また血圧による血管の脈動を直接反映し ているためである。 測定点 Cまたは Gも同様に正確な追跡波形が得られ るが、 血管から距離があるために、 脈動の振幅がやや小さくなる。 測定 点 Eは血管内であるために、 超音波ェコ一の振幅が小さいため S Nが悪 く、 正確な追跡波形が得られないため適当ではない。 また、 測定点 Hは 粥腫内であり、 組織の移動方向が超音波の進行方向と必ずしも平行とは いえないため、 正確な追跡波形が得られないと考えられるので、 適当で はない。
図 1 5に示すように血管の短軸断面を撮像した場合では、 測定点 Jま たは Kが最適であり、 次いで測定点 Iまたは Lが適当である。 測定点 J または Kは血管壁上であり、 超音波エコーの振幅が大きいため S Nがよ く、 正確な追跡波形が得られ、 また血圧による血管の脈動を直接反映し ているためである。 測定点 Iまたは Lも同様に正確な追跡波形が得られ るが、 血管から距離があるために、 脈動の振幅がやや小さくなる。 測定 点 Oは血管内であるために、 超音波エコーの振幅が小さいため S Nが悪 く、 正確な追跡波形が得られないため適当ではない。 また、 測定点 Pは 粥腫内であり、 組織の移動方向が超音波の進行方向と必ずしも平行とは いえないため、 正確な追跡波形が得られないと考えられるので、 適当で はない。 測定点 Mは血管壁上であるが、 脈動の方向が左右方向であるの に対し、 超音波の進行方向は上下方向であるので、 正確な追跡が行なえ ない。 したがって、 測定点 Mは適当ではない。 計測点 Nも同様に適当で はない。
図 1 3に示す構成の超音波診断装置では、 波形選択部 1 3 0は、 入力 端子 Rに入力された複数の追跡波形信号の解析結果を用いて、 入力端子 Qに入力された複数の追跡波形信号から 1本の追跡波形を選択する。 波 形選択部 1 3 0により選択された追跡波形が特徴量検出部 1 2 0に入力 される。 特徴量検出部 1 2 0はその位置の追跡波形を解析して同期パル ス S Pを作成する。 同期パルス S Pが、 パルス遅延部 1 2 4により遅延 させられて初期化パルス R S Tが作成される。 このようにして、 初期化 パルス R S Tを作成するのに最適な追跡波形を自動的に選択することが できる。 最適な追跡波形は、 以下のようにして選択することができる。 例えば、 最適な測定点の追跡波形は振幅が大きく、 ノイズが少なく、 周期的であるという特徴を利用して、 最適な追跡波形を選定することが できる。 ノイズの量の判定は、 数周期分の追跡波形を比較して波形のば らつき量を評価したり、 ローパスフィルタを通した追跡波形と元の追跡 波形を比較したりすればよい。 周期性の判定には、 相鬨関数などを用い て周期を求めればよい。 また、 F F Tなどを用いて、 周波数領域で判定 することも有効である。 また、 血流部分と血管壁部分では追跡波形の動 きが異なるが、 これを利用して血管壁と血流部分の境界を求め、 血管壁 部分を決定してもよい。 以上のように最適な追跡波形を選択し、 上述の 実施の形態のように特徴量検出部 1 2 0等を動作させることにより、 心 電装置などの,被検体と装置間の特別な接続を必要とせず、 探触子を被検 体に当てるだけの簡単な操作で被検体組織のより正確な追跡が可能とな る。
図 1 7は、 追跡波形の測定点の選び方に関する他の構成の超音波診断 装置を示す。 この構成では、 波形選択部 1 3 0 aの入力端子 Qには、 複 数の追跡波形信号が入力される。 さらに、 制御部 1 0 0を介して、 ユー ザ一が最適な測定点を指定する。 制御部 1 0 0は、 指定された位置情報 を波形選択部 1 3 0 aに伝え、 波形選択部 1 3 0 aにより対応する追跡 波形が選択されて特徴量検出部 1 2 0に入力される。 特徴量検出部 1 2 0はその位置の追跡波形を解析して同期パルス S Pを作成し、 パルス遅 延部 1 2 4により初期化パルス R S Tが作成される。 これにより、 血管 が変形しているなど、 自動滴に測定点を決定することが困難な塲合にも 対応することができる。
図 1 8はさらに他の構成の超音波診断装置を示す。 この構成では、 波 形選択部 1 3 0 bの入力端子 Rには、 弾性率計算部 1 1 6の出力である 局所弾性率が入力される。 波形選択部 1 3 0 bでは、 局所弾性率から超 音波ビームに並行する血管壁を検出し、 それに基づいて、 複数の追跡波 形信号 Qからその位置の追跡波形を選択して特徴量検出部 1 2 0に入力 する。 その追跡波形を解析して、 上述のように初期化パルス R S Tが作 成される。 血管と血流部分の局所弾性率は明らかに異なるので、 区別は 可能である。 以上のようにして、 探触子を被検体に当てるだけの簡単な 操作で、 被検体組織のより正確な追跡が可能となる。
図 1 9はさらに他の構成の超音波診断装置を示す。 この構成では、 波 形選択部 1 3 0 cの入力端子 Rには、 受信部 1 0 3から受信信号が入力 される。 波形選択部 1 3 0 cは、 受信信号の振幅を解析して血流と血管 壁の境界を検出する。 それにより、 図 1 8の構成の場合と同様に、 特徴 量検出部 1 2 0が血管壁側の位置の追跡波形を解析して、 初期化パルス R S Tが作成される。 血管壁は受信信号の強度が大きく、 血流部分は強 度が小さいため、 区別は可能である。
図 2 0はさらに他の構成の超音波診断装置を示す。 この構成では、 ド ブラ信号処理部 1 1 8が設けられ、 受信信号のドプラ変位を解析し、 血 流'を検出して、 波形選択部 1 3 0 dの入力端子 Rにデータを供給する。 波形選択部 1 3 0 dでは、 検出された血流からその外側にある血管壁を 推定する。 それにより、 図 1 8の構成の場合と同様に、 特徴量検出部 1 2 0が血管壁側の位置の追跡波形を解析して、 初期化パルス R S Tが作 成される。
なお、 以上の構成において、 波形選択部 1 3 0の入力端子 Qへ入力さ れる信号は、 複数の追跡波形信号に限られない。 例えば、 図 7、 8に示 したような、 受信信号やドプラ変位信号を用いることもできる。
以上の説明では、 1心拍の血圧変化に応じた被検体組織の歪み量を計 算し、 弾性率を求める超音波診断装置について説明したが、 本実施の形 態は、 外部からの圧迫弛緩または加振に応じた被検体組織を追跡し、 歪 み量、 弾性率、 粘性率などの被検体組織の特性を求める超音波診断装置 に対しても適用することができる。 この場合、 組織追跡部の同期パルス は、 外部からの圧迫弛緩または加振に同期したものとすればよい。 なお、 本発明は、 最終出力を弾性率に限るものではなく、 組織追跡波 形を求め、 歪み量や弾性率、 粘性率を測定し癌や腫瘍組織を検出する超 音波診断装置や、 血管の内中膜厚 ( I M T ) や血管の内径変化、 スティ フネスパラメ一夕、 脈波速度などから動脈硬化を検出する超音波診断装 置などにも応用することが可能である。 産業上の利用の可能性
本発明に係る超音波診断装置は、 被検体と心電装置などの装置間に特 別な接続を必要とせず、 探触子を被検体に当てるだけの簡単な操作で、 被検体組織の動きを精度よく追跡することができ、 それにより弾性率、 歪み量または歪み率、 粘性率などの組織特性状を示す量を容易に得るこ とができ、 操作者の手間が少なく、 医療等の用途に有用である。

Claims

請 求 の 範 囲
1 . 被検体に対して超音波を送受信する超音波送受信手段と、
受信信号を解析して被検体組織の動きを追跡する組織追跡手段と、 追跡している前記被検体組織の動きに基づいて、 前記被検体組織の動 きに関する特徴量を検出して特徴量検出信号を出力する特徴量検出手段 とを備え、
前記特徴量検出信号に基づいて前記組織追跡手段が初期化されること を特徴とする超音波診断装置。
2 . 被検体に対して超音波を送受信する超音波送受信手段と、
受信信号を解析して被検体組織の動きを追跡する組織追跡手段と、 前記被検体組織の動きに応じた前記受信信号の振幅または位相に基づ いて、 前記被検体組織の動きに関する特徴量を検出して特徴量検出信号 を出力する特徴量検出手段とを備え、
前記特徴量検出信号に基づいて前記組織追跡手段が初期化されること を特徴とする超音波診断装置。
3 . 被検体に対して超音波を送受信する超音波送受信手段と、
受信信号を解析して被検体組織の動きを追跡する組織追跡手段と、 追跡している前記被検体組織の動きに応じた前記受信信号のドプラ変 移を検出するドプラ信号処理手段と、
検出された前記ドプラ変移に基づいて、 前記被検体組織の動きに関す る特徴量を検出して特徴量検出信号を出力する特徴量検出手段とを備え、 前記特徴量検出信号に基づいて前記組織追跡手段が初期化されること を特徴とする超音波診断装置。
4 . 前記特徴量検出信号を所定の遅延時間だけ遅延させる遅延手段を さらに備え、
前記遅延させた特徴量検出信号によって前記組織追跡手段が初期化さ れる請求項 1から 3のいずれか一項記載の超音波診断装置。
5 . 前記所定の遅延時間は、 直前複数回の動きに関する特徴量検出間 隔から推定する請求項 4記載の超音波診断装置。
6 . 被検体に対して超音波を送受信する超音波送受信手段と、 受信信号を遅延する遅延手段と、
少なくとも前記遅延された受信信号を解析して被検体組織の動きを追 跡する組織追跡手段と、
被検体組織の動きに関する特徴量を検出して特徴量検出信号を出力す る特徴量検出手段とを備え、
前記特徴量検出信号によって前記組織追跡手段が初期化される超音波 診断装置。
7 . 複数の前記被検体組織の動きを解析して、 複数の被検体組織から 1つを選択する選択手段を備え、
前記特徴量検出手段は、 前記選択した被検体組織の動きに関する特徴 量を検出して前記特徴量検出信号を出力する請求項 1、 2、 3、 6のい ずれか 1項記載の超音波診断装置。
8 . 複数の受信信号を解析して、 複数の前記被検体組織から 1つを選 択する選択手段をさらに備え、 前記特徴量検出手段は、 前記選択した前記被検体組織の動きに関する 特徴量を検出して前記特徴量検出信号を出力する請求項 1、 2、 3、 6 のいずれか 1項記載の超音波診断装置。
9 . 複数の受信信号のドプラ変位を解析して、 複数の前記被検体組織 から 1つを選択する選択手段をさらに備え、
前記特徼量検出手段は、 前記選択した被検体組織の動きに関する特徴 量を検出して前記特徴量検出信号を出力する請求項 1、 2、 3、 6のい ずれか 1項記載の超音波診断装置。
1 0 . 前記被検体組織の動きに基づいて、 歪み量、 粘性率、 弾性率な どの被検体組織の特性を計算する手段と、 前記被検体組織の特性を解析 して、 複数の前記被検体組織から 1つを選択する選択手段とをさらに備 え、
' 前記特徴量検出手段は、 前記選択した被検体組織の動きに関する特徴 量を検出して前記特徴量検出信号を出力する請求項 1、 2、 3、 6のい ずれか 1項記載の超音波診断装置。
1 1 . 前記動きに関する特徴量は、 心拍に同期する特徴量である請求 項 1から 1 0のいずれか一項記載の超音波診断装置。
1 2 . 前記動きに関する特徴量は、 外部からの圧迫弛緩または加振に 同期する特徴量である請求項 1から 1 0のいずれか一項記載の超音波診 断装置。
1 3 . 前記初期化手段による初期化動作と、 心電ゃ心音を含む心拍情 報測定手段から取り込んだ心拍に同期した信号により前記追跡手段を初 期化する初期化動作とを切り換える手段を備えた請求項 1から 1 0のい ずれか一項記載の超音波診断装置。
1 4 . 前記複数の被検体組織の動きに基づいて、 歪み量、 粘性率等の 被検体組織の特性を計算する手段をさらに備えた請求項 1から 9のいず れか一項記載の超音波診断装置。
1 5 . 前記複数の被検体組織の動きに基づいて前記被検体組織の歪み 量を求め、 前記歪み量と、 血圧測定手段から取り込んだ血圧値とに基づ いて前記被検体組織の弾性率を計算する手段をさらに備えた請求項 1か ら 1 0のいずれか一項記載の超音波診断装置。
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