WO2006011504A1 - 超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法 - Google Patents

Abstract

　本発明の超音波診断装置は、生体の組織へ超音波送信波を送信するための超音波プローブ１３を駆動する送信部１４と、前記超音波送信波が前記生体の組織において反射することにより得られる超音波反射波を、前記超音波プローブを用いて受信し、受信信号を生成する受信部１５と、前記受信信号を位相検波し、位相検波信号を生成する位相検波部１７と、前記位相検波信号から前記生体の組織に設定された複数の測定対象位置における位置変位量をそれぞれ演算する位置変位量演算部３１ａと、前記位置変位量から、前記複数の測定対象位置に基づいて設定された任意の２点間の厚さまたは厚さ変化量を複数求める厚さ変化量演算部３１ｂと、前記生体の一心周期の一部の期間にそれぞれ設定された最大値測定期間および最小値測定期間において、各厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値をそれぞれ決定する最大最小値演算部３１ｃとを備え、前記各厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値の差から最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくともいずれかひとつをそれぞれ計算する。                                                                       

Description

明 細 書

超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法

技術分野

[0001] 本発明は、超音波診断装置に関し、特に、生体内の組織の性状特性を測定する超 音波診断装置および超音波診断装置の制御方法に関する。

背景技術

[0002] 近年、心筋梗塞や脳梗塞などの循環器系疾病を患う人々が増力！]してきており、この ような疾病の予防および治療を行うことが大きな課題となっている。

[0003] 心筋梗塞や脳梗塞の発病には、動脈硬化が深く関係している。具体的には、動脈 壁に粥腫が形成されたり、高血圧等の種々の要因によって動脈の新しい細胞が作ら れなくなったりすると、動脈は弾力性を失い、硬ぐ脆くなる。そして、粥腫が形成され た部分において血管が閉塞したり、粥腫を覆う血管組織が破裂することにより粥腫が 血管内へ流出し、別の部分において動脈を閉塞させたり、動脈が硬化した部分が破 裂したりすることによって、これらの疾病が引き起こされる。このため、動脈硬化を早期 に診断することがこれらの疾病予防や治療には重要となる。

[0004] 従来、動脈硬化病変の診断は、血管カテーテルを用いて血管内部の様子を直接 観察することによって行われていた。しかし、この診断には、血管カテーテルを血管 に挿入する必要があるため、被験者への負荷が大きいという問題があった。このため 、血管カテーテルによる観察は、動脈硬化病変が存在していることが確かである被験 者に対して、その場所を特定するために用いられ、例えば、健康管理のための検査 として、この方法が用いられることはな力つた。

[0005] 動脈硬化の一因であるコレステロール値を測定したり、血圧値を測定したりすること は、被験者への負担が少なぐ容易に行うことのできる検査である。しかし、これらの 値は、動脈硬化の度合 、を直接示すものではな 、。

[0006] また、動脈硬化を早期に診断して、動脈硬化の治療薬を被験者に対して投与する ことができれば、動脈硬化の治療に効果を発揮する。しかし、動脈硬化が進行してし まうと、治療薬によって動脈硬化の進展を抑制することはできても、硬化した動脈を完 全に回復させることは難 U、と言われて 、る。

[0007] こうした理由から、被験者への負担が少なぐ動脈硬化が進行する早期段階におい て、動脈硬化の度合 、を診断する診断方法あるいは診断装置が求められて ヽる。

[0008] 一方、被験者への負担が少ない非侵襲の医療診断装置として、超音波診断装置 や X線診断装置が従来用いられている。超音波や X線を体外から照射することによつ て、被験者に苦痛を与えることなぐ体内の形状情報、あるいは形状の時間変化情報 を得ることができる。体内の測定対象物の形状の時間変化情報 (運動情報)が得られ ると、測定対象物の性状情報を求めることができる。つまり、生体内の血管の弹性特 性を求めることができ、動脈硬化の度合!/、を直接知ることが可能となる。

[0009] 特に超音波診断は、 X線診断と比較した場合、被験者に超音波プローブをあてる だけで測定できるので、被験者への造影剤投与が不要である点や X線被爆のおそ れがな ヽ点で優れて 、る。

[0010] また、近年のエレクトロニクス技術の進歩によって、超音波診断装置の測定精度を 飛躍的に向上させることも可能になってきた。これに伴って、生体組織の微小運動を 計測する超音波診断装置の開発が進んでいる。例えば、特許文献 1は、制約付き最 小二乗法を用いて超音波エコー信号の振幅と位相を解析することにより、測定対象 を高精度でトラッキングする技術を開示して 、る。この技術を位相差トラッキング法と 呼ぶ。この技術によれば、血管運動による振幅が数ミクロンであり、周波数が数百 Hz までの速い振動成分を高精度に計測できる。このため、血管壁の厚さ変化や歪みを 数ミクロンのオーダーで高精度に計測をすることが可能になると報告されている。

[0011] このような高精度な計測手法を用いることにより、動脈壁の弾性特性の二次元分布 を詳細に測定することが可能となる。例えば非特許文献 1では、腸骨動脈血管壁の 弾性率の二次元分布の様子を Bモード断層像に重ねて表示した一例を示している。

[0012] 動脈壁の硬さ度合いは一様ではなぐある分布を持って存在していることが知られ おり、動脈硬化症の診断においては、動脈壁の硬さの分布を正確に把握することが 重要である。非特許文献 1に開示された方法によれば、動脈の硬化度合いを示す特 徴量である弾性率が二次元で表示されるため、動脈壁の硬化した部分をより正確に 特定することが可能となる。 特許文献 1：特開平 10— 5226号公報

特 S干文献 1 : Hiroshi Kanai et al, Elasticity Imaging of Atheroma With Transcutane ous Ultrasound Preliminary Study," circulation, Vol.107, p.3018-3021, 2003.

発明の開示

発明が解決しょうとする課題

[0013] し力しながら、特許文献 1および非特許文献 1などに開示された技術によって、数ミ クロンオーダーの計測が可能となるにつれて、ノイズの影響が相対的に大きくなる。ま た、超音波による診断方法は、被験者の測定対象となる部位に超音波プローブを押 し当てて計測を行うため、被験者が測定中に動くと測定位置がずれてしまうことがある

[0014] このため、被験者の生体組織から正しい超音波反射波が得られず、正しい計測が 行えなかったり、測定値がノイズの影響を受け、不正確な値になったりするという問題 が生じる。また、測定結果が不正確である場合に、その結果が不正確であると判定で きなければ、不正確な測定結果を正しい結果であると誤認してしまい、測定結果に基 づく診断が適切ではな力つたり、診断の信頼性が低下してしまったりするという問題も 生じる。

[0015] 本発明はこのような課題の少なくとも 1つを解決し、正確な測定および信頼性の高 Vヽ測定を行うことのできる超音波診断装置およびその制御方法を提供することを目 的とする。

課題を解決するための手段

[0016] 本発明の超音波診断装置は、生体の組織へ超音波送信波を送信するための超音 波プローブを駆動する送信部と、前記超音波送信波が前記生体の組織にお 、て反 射することにより得られる超音波反射波を、前記超音波プローブを用いて受信し、受 信信号を生成する受信部と、前記受信信号を位相検波し、位相検波信号を生成する 位相検波部と、前記位相検波信号力 前記生体の組織に設定された複数の測定対 象位置における位置変位量をそれぞれ演算する位置変位量演算部と、前記位置変 位量から、前記複数の測定対象位置に基づいて設定された任意の 2点間の厚さまた は厚さ変化量を複数求める厚さ変化量演算部と、前記生体の一心周期の一部の期 間にそれぞれ設定された最大値測定期間および最小値測定期間にお ヽて、各厚さ または厚さ変化量の最大値および最小値をそれぞれ決定する最大最小値演算部と を備え、前記各厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値の差から最大厚さ変化 量、歪みおよび弾性特性の少なくとも ヽずれかひとつをそれぞれ計算する。

[0017] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記厚さまたは厚さ変化量 の最大値および最小値と、前記生体の血圧値に関する情報を受け取り、前記厚さま たは厚さ変化量の最大値および最小値の差および前記血圧値に基づいて弾性特性 を計算する性状特性値演算部をさらに備える。

[0018] ある好ましい実施形態において、前記最大値測定期間および最小値測定期間は 前記生体の一心周期にお 、て重ならな 、ように設定されて 、る。

[0019] ある好ましい実施形態において、前記最大値測定期間および最小値測定期間の 少なくとも一方は、前記生体から得られる生体信号に同期して設定される。

[0020] ある好ましい実施形態において、前記生体信号は心電計により得られる心電波形 である。

[0021] ある好ましい実施形態において、前記最大値測定期間および最小値測定期間の 少なくとも一方は、前記心電波形の P波、 Q波、 R波、 S波、 T波および U波のうちの少 なくとも一つに基づいて設定される。

[0022] ある好ましい実施形態において、前記生体信号は心音計により得られる心音波形 である。

[0023] ある好ましい実施形態において、前記最大値測定期間および最小値測定期間の 少なくとも一方は、前記心音波形の I音、 II音、 III音および IV音のうちの少なくとも一 つに基づいて設定される。

[0024] ある好ましい実施形態において、前記生体信号は脈波波形である。

[0025] ある好ましい実施形態において、前記最大値測定期間および最小値測定期間の 少なくとも一方は、前記脈波波形の S波、 P波、 T波、 C波および D波のうちの少なくと も一つに基づいて設定される。

[0026] ある好ましい実施形態において、前記最大値測定期間および最小値測定期間の 少なくとも一方は、前記位置変位量演算部によってあら力じめ求められた位置変位 量波形に基づ 、て設定される。

[0027] ある好ま 、実施形態にお!、て、前記厚さ変化量演算部は、前記位置変位量から 前記体組織の厚さ変化量を示す厚さ変化量波形をあらかじめ求め、前記最大値測 定期間および最小値測定期間の少なくとも一方は、前記厚さ変化波形に基づいて設 定される。

[0028] ある好ま 、実施形態にお!、て、前記厚さ変化量演算部は、前記位置変位量から 前記体組織に含まれる血管の径変化量を示す血管径変化量波形をあらかじめ求め 、前記最大値測定期間および最小値測定期間の少なくとも一方は、前記血管径変 化量波形に基づ!、て設定される。

[0029] ある好ましい実施形態において、前記最大値測定期間および最小値測定期間は、 それぞれ前記一心周期の 1%以上 25%以下の長さである。

[0030] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記厚さまたは厚さ変化量 の最大値と最小値との比較結果に基づいて、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弹 性特性の少なくとも 1つの確度を判定する確度判定部をさらに備える。

[0031] ある好ましい実施形態において、前記確度判定部は前記最大値が前記最小値と 等しいかまたは小さい場合、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つの確度が低いと判定する。

[0032] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記厚さまたは厚さ変化量 の最大値および最小値の少なくとも一方が得られた時刻と対応する前記最大値測定 期間および最小値測定期間の少なくとも一方との関係に基づいて、前記最大厚さ変 化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つの確度を判定する確度判定部をさらに備 える。

[0033] ある好ま 、実施形態にお!、て、前記確度判定部は、前記厚さまたは厚さ変化量 の最大値および最小値の少なくとも一方が得られた時刻が対応する測定期間の開 始時刻または終了時刻と一致する場合、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特 性の少なくとも 1つ確度が低いと判定する。

[0034] ある好ましい実施形態において、前記最大最小値演算部または前記性状特性演 算部は、前記確度に基づいて、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なく とも!/、ずれかひとつを所定の値に設定する。

[0035] ある好ま 、実施形態にお!、て、前記確度判定部は、前記確度を示す情報を生成 する。

[0036] ある好ま 、実施形態にお!、て、超音波診断装置は、前記最大厚さ変化量、歪み および弾性特性の少なくとも 1つを表示する表示部をさらに備える。

[0037] ある好ま 、実施形態にお!、て、超音波診断装置は、前記最大厚さ変化量、歪み および弾性特性の少なくとも 1つを表示する表示部をさらに備え、前記確度を示す情 報に基づいて、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つを前記 生体の組織における位置に応じた二次元表示を行う。

[0038] ある好ま 、実施形態にお!、て、超音波診断装置は、前記最大厚さ変化量、歪み および弾性特性の少なくとも 1つと、前記確度を示す情報に基づく確度とをそれぞれ 前記生体の組織における位置に応じた二次元表示を行う表示部をさらに備える。

[0039] 本発明の超音波診断装置は、生体の組織へ超音波送信波を送信するための超音 波プローブを駆動する送信部と、前記超音波送信波が前記生体の組織にお 、て反 射することにより得られる超音波反射波を、前記超音波プローブを用いて受信し、受 信信号を生成する受信部と、前記受信信号を位相検波し、位相検波信号を生成する 位相検波部と、前記位相検波信号力 前記生体の組織に設定された複数の測定対 象位置における位置変位量をそれぞれ演算する位置変位量演算部と、前記位置変 位量から、前記複数の測定対象位置に基づいて設定された任意の 2点間の厚さまた は厚さ変化量を複数求める厚さ変化量演算部と、前記複数の測定対象位置力 選 ばれる任意の 2つにおける位置変位量力 複数の厚さまたは厚さ変化量を演算する 厚さ変化量演算部と、前記厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値をそれぞれ 決定する最大最小値演算部と、前記最大値および最小値の差から最大厚さ変化量 、歪みおよび弾性特性の少なくともいずれかひとつ計算する性状特性演算部と、前 記最大値および最小値が得られた時刻に基づいて、最大厚さ変化量、歪み、弾性特 性の少なくともいずれかひとつの確度を判定する確度判定部とを備える。

[0040] ある好ま ヽ実施形態にお!ヽて、超音波診断装置は、前記性状特性演算部は、前 記厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値と、前記生体の血圧値に関する情 報を受け取り、前記厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値の差および前記血 圧値に基づいて弾性特性を計算する性状特性値演算部をさらに備える。

[0041] ある好ま 、実施形態にぉ 、て、前記確度判定部は、前記最大値が得られた時刻 と最小値が得られた時刻とを比較し、前記確度を判定する。

[0042] ある好ま 、実施形態にお!、て、前記最大最小値演算部は、前記最大値および最 小値を前記生体の一心周期と等し 、かまたは短 、第 1の期間にお 、て決定する。

[0043] ある好ま 、実施形態にお!、て、前記最大最小値演算部は、前記最大値および最 小値を前記生体の一心周期と等 、かまたは短 、第 1の期間にお 、て決定し、前記 確度判定部は、前記最大値および最小値の少なくとも一方の時刻が、前記生体の一 心周期中の前記第 1の期間内の一部に設定される第 2の期間内であるかどうかによ つて確度を判定する。

[0044] ある好ましい実施形態において、前記第 1の期間は、前記生体から得られる生体信 号に同期して設定される。

[0045] ある好ましい実施形態において、前記生体信号は心電計により得られる心電波形 である。

[0046] ある好ましい実施形態において、前記第 1の期間は、心電波形の P波、 Q波、 R波、 S波、 T波および U波のうちの少なくとも一つに基づいて設定される。

[0047] ある好ましい実施形態において、前記生体信号は心音計により得られる心音波形 である。

[0048] ある好ましい実施形態において、前記第 1の期間は、心音波形の I音、 II音、 ΠΙ音 および IV音のうちの少なくとも一つに基づいて設定される。

[0049] ある好ましい実施形態において、前記生体信号は脈波波形である。

[0050] ある好ましい実施形態において、前記第 1の期間は、脈波波形の S波、 P波、 T波、

C波および D波のうちの少なくとも一つに基づいて設定される。

[0051] ある好ましい実施形態において、前記第 1の期間は、前記位置変位量演算部によ つてあら力じめ求められた位置変位量波形に基づいて設定される。

[0052] ある好ま 、実施形態にぉ 、て、前記厚さ変化量演算部は、前記位置変位量から 前記体組織の厚さ変化量を示す厚さ変化量波形をあらかじめ求め、前記第 1の期間 は、前記厚さ変化波形に基づいて設定される。

[0053] ある好ま 、実施形態にぉ 、て、前記厚さ変化量演算部は、前記位置変位量から 前記体組織に含まれる血管の径変化量を示す血管径変化量波形をあらかじめ求め 、前記第 1の期間は、前記血管径変化量波形に基づいて設定される。

[0054] ある好ましい実施形態において、前記第 1の期間は、前記一心周期の 5%以上 75 %以下の長さである。

[0055] ある好ましい実施形態において、前記最大最小値演算部または前記性状特性演 算部は、前記確度に基づいて、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なく とも!/、ずれかひとつを所定の値に設定する。

[0056] ある好ま 、実施形態にお!、て、前記確度判定部は、前記確度を示す情報を生成 する。

[0057] ある好ま 、実施形態にお!、て、超音波診断装置は、前記最大厚さ変化量、歪み および弾性特性の少なくとも 1つを表示する表示部をさらに備える。

[0058] ある好ま 、実施形態にお!、て、超音波診断装置は、前記最大厚さ変化量、歪み および弾性特性の少なくとも 1つを表示する表示部をさらに備え、前記確度を示す情 報に基づいて、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つを前記 生体の組織における位置に応じた二次元表示を行う。

[0059] ある好ま 、実施形態にお!、て、超音波診断装置は、前記最大厚さ変化量、歪み および弾性特性の少なくとも 1つと、前記確度を示す情報に基づく確度とをそれぞれ 前記生体の組織における位置に応じた二次元表示を行う表示部をさらに備える。

[0060] 本発明の超音波診断装置は、生体の組織へ超音波送信波を送信するための超音 波プローブを駆動する送信部と、前記超音波送信波が前記生体の組織にお 、て反 射することにより得られる超音波反射波を、前記超音波プローブを用いて受信し、受 信信号を生成する受信部と、前記受信信号を位相検波し、位相検波信号を生成する 位相検波部と、前記位相検波信号力 前記生体の組織に設定された複数の測定対 象位置における位置変位量をそれぞれ演算し、前記位置変位量から、前記複数の 測定対象位置に基づいて設定された任意の 2点間の形状特性値を複数演算する性 状特性演算部と、前記複数の形状特性値に基づいて、複数の性状特性を演算する 性状特性演算部と、前記複数の形状特性値および複数の性状特性値の少なくとも 一方のそれぞれが正し 、値であるかどうかの合否の判定を行 、、それぞれの合否判 定結果に基づき合否比率を演算する合否演算部と、前記合否比率に基づいて、前 記複数の形状特性値および複数の性状特性値の少なくとも一方を表示する表示部 とを備える。

[0061] ある好ま 、実施形態にお!、て、前記合否演算部は、前記合否比率と所定の閾値 とが所定の条件を満たして ヽる場合、前記合否比率が優れて!/ヽることを示す表示信 号を生成し、前記表示部は、前記表示信号に基づいて前記形状測定値および性状 測定値の少なくともいずれかひとつの空間分布画像を表示する。

[0062] ある好ま ヽ実施形態にお!ヽて、前記性状特性演算部、前記性状特性演算部およ び前記合否演算部は、前記生体の心周期毎に演算を行い、前記表示部は、次の表 示信号を受け取るまで、前記形状測定値および性状測定値の少なくともいずれかひ とつの空間分布画像を表示する。

[0063] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記合否比率と所定の閾値 とが所定の条件を満たしている場合に前記形状測定値および性状測定値の少なくと もいずれかひとつを記憶する記憶部をさらに備え、所定の指令に基づいて、表示部 は、前記記憶部に記憶されて 、るうちの最新の形状測定値と性状測定値の少なくと も!ヽずれかひとつの空間分布画像を表示する。

[0064] ある好ま ヽ実施形態にお!ヽて、超音波診断装置は、前記合否比率を記憶する記 憶部を備え、前記合否演算部は、前記合否比率を演算するたびに、前記記憶部に 記憶されて 、る合否比率の最良値との比較を行 、、前記合否比率が前記最良値より も優れている場合、表示信号を生成し、前記表示部は前記表示信号に基づいて前 記形状測定値および性状測定値の少なくとも ヽずれかひとつの空間分布画像を表 示する。

[0065] ある好ま 、実施形態にぉ 、て、前記記憶部は、前記合否比率が前記最良値より も優れている場合に前記形状測定値および性状測定値の少なくともいずれかひとつ を記憶し、所定の指令に基づいて、前記表示部は、前記記憶部に記憶されている前 記合否比率の最良値が得られた形状測定値と性状測定値の少なくともいずれかひと つの空間分布画像を表示する。

[0066] ある好ま 、実施形態にぉ 、て、前記形状測定値は、生体の体組織の最大厚さ変 化量である。

[0067] ある好ま 、実施形態にぉ 、て、前記性状測定値は、生体の体組織の歪みおよび Zまたは弾性特性である。

[0068] 本発明の超音波診断装置の制御部による超音波診断装置の制御方法は、超音波 送信波を送信し、前記超音波送信波が前記生体の組織において反射することにより 得られる超音波反射波を超音波プローブを用いて受信し、受信信号を生成するステ ップ (A)と、前記受信信号を位相検波し、位相検波信号を生成するステップ (B)と、 前記位相検波信号カゝら前記生体の組織に設定された複数の測定対象位置における 位置変位量をそれぞれ演算するステップ (C)と、前記位置変位量から、前記複数の 測定対象位置に基づいて設定された任意の 2点間の厚さまたは厚さ変化量を複数 求めるステップ (D)と、前記生体の一心周期の一部の期間にそれぞれ設定された最 大値測定期間および最小値測定期間において、各厚さまたは厚さ変化量の最大値 および最小値をそれぞれ決定するステップ (E)と、前記各厚さまたは厚さ変化量の最 大値および最小値の差から最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくともいず れかひとつをそれぞれ演算ステップと (F)とを包含する。

[0069] ある好ま ヽ実施形態にお!ヽて、前記ステップ (F)は、前記厚さまたは厚さ変化量 の最大値および最小値と、前記生体の血圧値に関する情報を受け取り、前記厚さま たは厚さ変化量の最大値および最小値の差および前記血圧値に基づいて弾性特性 を計算する。

[0070] ある好ま 、実施形態の前記ステップ (E)にお 、て、前記最大値測定期間および 最小値測定期間は前記生体の一心周期にお 、て重ならな 、ように設定されて 、る。

[0071] ある好ま 、実施形態の前記ステップ (E)にお 、て、前記最大値測定期間および 最小値測定期間の少なくとも一方は、前記生体力 得られる生体信号に同期して設 定される。

[0072] ある好ましい実施形態において、前記生体信号は心電計により得られる心電波形 である。 [0073] ある好ま ヽ実施形態にぉ 、て、制御方法は、前記厚さまたは厚さ変化量の最大 値と最小値との比較結果に基づいて、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性 の少なくとも 1つの確度を判定するステップ (G 1 )をさらに包含する。

[0074] ある好ま 、実施形態の前記ステップ (G1)にお 、て、前記最大値が前記最小値と 等しいかまたは小さい場合、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つの確度が低いと判定する。

[0075] ある好ましい実施形態において、制御方法は前記厚さまたは厚さ変化量の最大値 および最小値の少なくとも一方が得られた時刻と対応する前記最大値測定期間およ び最小値測定期間の少なくとも一方との関係に基づいて、前記最大厚さ変化量、歪 みおよび弾性特性の少なくとも 1つの確度を判定するステップ (G2)をさらに包含する

[0076] ある好ま 、実施形態の前記ステップ (G2)にお 、て、前記厚さまたは厚さ変化量 の最大値および最小値の少なくとも一方が得られた時刻が対応する測定期間の開 始時刻または終了時刻と一致する場合、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特 性の少なくとも 1つ確度が低いと判定する。

[0077] ある好ま 、実施形態にぉ 、て、制御方法は、前記確度に基づ!/、て、前記最大厚 さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくともいずれかひとつを所定の値に設定する ステップ (H)をさらに包含する。

[0078] ある好ま 、実施形態にぉ 、て、前記ステップ (G2)は、前記確度を示す情報を生 成する。

[0079] ある好ま 、実施形態にお!、て、制御方法は、前記最大厚さ変化量、歪みおよび 弾性特性の少なくとも 1つを表示するステップ (II)をさらに包含する。

[0080] ある好ま 、実施形態にお!、て、制御方法は、前記最大厚さ変化量、歪みおよび 弾性特性の少なくとも 1つを表示するステップ (12)をさらに包含し、前記確度を示す 情報に基づいて、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つを前 記生体の組織における位置に応じた二次元表示を行う。

[0081] ある好ま 、実施形態にお!、て、制御方法は、前記最大厚さ変化量、歪みおよび 弾性特性の少なくとも 1つと、前記確度を示す情報に基づく確度とをそれぞれ前記生 体の組織における位置に応じた二次元表示を行うステップ (13)をさらに包含する。

[0082] 本発明の音波診断装置の制御部による超音波診断装置の制御方法は、超音波送 信波を送信し、前記超音波送信波が前記生体の組織において反射することにより得 られる超音波反射波を超音波プローブを用いて受信し、受信信号を生成するステツ プ (A)と、前記受信信号を位相検波し、位相検波信号を生成するステップ (B)と、前 記位相検波信号カゝら前記生体の組織に設定された複数の測定対象位置における位 置変位量をそれぞれ演算するステップ (C)と、前記位置変位量から、前記複数の測 定対象位置に基づいて設定された任意の 2点間の厚さまたは厚さ変化量を複数求 めるステップ (D)と、前記複数の測定対象位置力も選ばれる任意の 2つにおける位 置変位量力 複数の厚さまたは厚さ変化量を演算するステップ (E)と、前記厚さまた は厚さ変化量の最大値および最小値をそれぞれ決定するステップ (F)と、前記最大 値および最小値の差から最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくともいずれ かひとつ計算するステップ (G)と、前記最大値および最小値が得られた時刻に基づ いて、最大厚さ変化量、歪み、弾性特性の少なくともいずれかひとつの確度を判定す るステップ (I)とを包含する。

[0083] ある好ま ヽ実施形態にぉ 、て、前記ステップ (G)は、前記厚さまたは厚さ変化量 の最大値および最小値と、前記生体の血圧値に関する情報を受け取り、前記厚さま たは厚さ変化量の最大値および最小値の差および前記血圧値に基づいて弾性特性 を計算する。

[0084] ある好ま 、実施形態にぉ 、て、記ステップ (I)は、前記最大値が得られた時刻と 最小値が得られた時刻とを比較し、前記確度を判定する。

[0085] ある好ま 、実施形態にぉ 、て、前記ステップ (F)は、前記最大値および最小値を 前記生体の一心周期と等 、かまたは短 、第 1の期間にお 、て決定する。

[0086] ある好ま 、実施形態にお!、て、前記ステップ (F)は、前記最大値および最小値を 前記生体の一心周期と等 、かまたは短 、第 1の期間にぉ 、て決定し、前記ステツ プ (I)は、前記最大値および最小値の少なくとも一方の時刻が、前記生体の一心周 期中の前記第 1の期間内の一部に設定される第 2の期間内であるかどうかによって 確度を判定する。 [0087] ある好ましい実施形態において、前記第 1の期間は、前記生体から得られる生体信 号に同期して設定される。

[0088] ある好ま 、実施形態にお!、て、制御方法は、前記確度に基づ!/、て、前記最大厚 さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくともいずれかひとつを所定の値に設定する ステップ ωをさらに包含する。

[0089] ある好ま ヽ実施形態にお!ヽて、前記ステップ (I)は、前記確度を示す情報を生成 する。

[0090] ある好ましい実施形態において、制御方法は、 前記最大厚さ変化量、歪みおよび 弾性特性の少なくとも 1つを表示するステップ (K1 )をさらに包含する。

[0091] ある好ま 、実施形態にお!、て、制御方法は、前記最大厚さ変化量、歪みおよび 弾性特性の少なくとも 1つを表示するステップ (K1)をさらに包含し、前記確度を示す 情報に基づいて、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つを前 記生体の組織における位置に応じた二次元表示を行う。

[0092] ある好ま 、実施形態にお!、て、制御方法は、前記最大厚さ変化量、歪みおよび 弾性特性の少なくとも 1つと、前記確度を示す情報に基づく確度とをそれぞれ前記生 体の組織における位置に応じた二次元表示を行うステップ (Κ3)をさらに包含する。

[0093] 本発明の超音波診断装置の制御部による超音波診断装置の制御方法は、超音波 送信波を送信し、前記超音波送信波が前記生体の組織において反射することにより 得られる超音波反射波を超音波プローブを用いて受信し、受信信号を生成するステ ップ (Α)と、前記受信信号を位相検波し、位相検波信号を生成するステップ (Β)と、 前記位相検波信号カゝら前記生体の組織に設定された複数の測定対象位置における 位置変位量をそれぞれ演算するステップ (C)と、前記位置変位量から、前記複数の 測定対象位置に基づいて設定された任意の 2点間の形状特性値を複数演算するス テツプ (D)と、前記複数の形状特性値に基づいて、複数の性状特性を演算するステ ップ (Ε)と、前記複数の形状特性値および複数の性状特性値の少なくとも一方のそ れぞれが正 、値であるかどうかの合否の判定を行 、、それぞれの合否判定結果に 基づき合否比率を演算するステップ (F)と、前記合否比率に基づいて、前記複数の 形状特性値および複数の性状特性値の少なくとも一方を表示するステップ (G)とを 包含する。

[0094] ある好ま 、実施形態にぉ 、て、前記ステップ (F)は、前記合否比率と所定の閾値 とが所定の条件を満たして ヽる場合、前記合否比率が優れて!/ヽることを示す表示信 号を生成し、前記ステップ (G)は、前記表示信号に基づいて前記形状測定値および 性状測定値の少なくともいずれかひとつの空間分布画像を表示する。

[0095] ある好ま 、実施形態にぉ 、て、前記ステップ (D)、 (E)および (F)は、前記生体 の心周期毎に演算を行い、前記ステップ (G)は、次の表示信号を受け取るまで、前 記形状測定値および性状測定値の少なくとも ヽずれかひとつの空間分布画像を表 示する。

[0096] ある好ま 、実施形態にぉ 、て、制御方法は、前記合否比率と所定の閾値とが所 定の条件を満たしている場合に前記形状測定値および性状測定値の少なくともいず れかひとつを記憶するステップ (HI)をさらに包含し、ステップ ）は、所定の指令に 基づ 、て、前記記憶部に記憶されて 、るうちの最新の形状測定値と性状測定値の少 なくともいずれかひとつの空間分布画像を表示する。

[0097] ある好ま ヽ実施形態にお!ヽて、制御方法は、前記合否比率を記憶するステップ（ H2)を備え、前記ステップ (F)は、前記合否比率を演算するたびに、前記ステップ（ H2)において記憶した合否比率の最良値との比較を行い、前記合否比率が前記最 良値よりも優れている場合、表示信号を生成し、前記ステップ (G)は、前記表示信号 に基づいて前記形状測定値および性状測定値の少なくともいずれかひとつの空間 分布画像を表示する。

[0098] ある好ま 、実施形態にお!、て、制御方法は、前記合否比率が前記最良値よりも 優れて 、る場合に前記形状測定値および性状測定値の少なくとも 、ずれかひとつを 記憶するステップ (H3)をさらに備え、前記ステップ (G)は、所定の指令に基づいて、 前記記憶部に記憶されている前期合否比率の最良値が得られた形状測定値と性状 測定値の少なくともいずれかひとつの空間分布画像を表示する。

[0099] ある好ま 、実施形態にぉ 、て、前記形状測定値は、生体の体組織の最大厚さ変 化量である。

[0100] ある好ま 、実施形態にぉ 、て、前記性状測定値は、生体の体組織の歪みおよび Zまたは弾性特性である。

発明の効果

[0101] 本発明によれば、厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値を一心周期の一部 の期間に設けられた最大値測定期間および最小値測定期間から求める。このため、 最大値測定期間および最小値測定期間以外の期間におけるノイズなど影響を低減 することができ、正確な測定を行うことが可能となる。

[0102] また、最大値および最小値が得られる時刻に基づいて、最大厚さ変化量、歪みまた は弾性特性の確度を求める。このため、測定結果がどの程度の確度であるかを考慮 することよって、不正確な測定結果を正しい結果であると誤認する可能性が低くなり、 測定結果に基づ 、て信頼性の高 、診断を行うことが可能となる。

[0103] また、形状特性値や性状特性値のそれぞれが正 ヽ値であるかどうかの合否判定 、および合否判定結果に基づく合否比率求め、合否比率に基づいて、形状特性値 や性状特性値を表示するため、測定結果に基づいて信頼性の高い診断を行うことが 可能となる。

図面の簡単な説明

[0104] [図 1]本発明の超音波診断装置を用いて血管壁組織の性状特性を計測するための 構成を示すブロック図である。

[図 2]本発明の超音波診断装置の第 1の実施形態を示すブロック図である。

[図 3]図 2に示す超音波診断装置の演算部の構成を示すブロック図である。

[図 4A]表示部に表示される血管壁の画像に設定された ROIを示す模式図である。

[図 4B]表示部に表示される 2次元弾性特性画像の模式図である。

[図 5]生体の組織を伝播する超音波ビームを模式的に示す図である。

[図 6]測定対象位置と測定対象部位における弾性率との関係を示す模式図である。

[図 7]図 2に示す超音波診断装置の主要部の詳細な構成を示すブロック図である。

[図 8]グラフ 8aから 8cは、本発明による超音波診断装置により測定したヒト頸動脈血 管における位置変位量、厚さ変化量および血管内径変化量を示しており、グラフ 8d から 8fは心電図、心音図および脈波を示している。チャート 8gは、心周期現象を説 明している。 圆 9]厚さ変化波形の一心周期分に設定される最大値測定期間および最小値測定 期間の一例を示す図である。

圆 10A]血管を伝播する超音波ビームの音響線上に設定される測定対象位置を模 式的に示す側面図である。

圆 10B]血管を伝播する超音波ビームの音響線上に設定される測定対象位置を模式 的に示す断面図である。

[図 11A]図 10Aおよび 10Bに示す測定対象位置における位置変位量を示す模式的 グラフである。

[図 11B]図 10Aおよび 10Bに示す測定対象位置の隣接する 2点の厚さ変化量を示す 模式的グラフである。

圆 12]厚さ変化波形の一心周期分に設定される最大値測定期間および最小値測定 期間の他の例を示す図である。

[図 13A]表示部に表示される 2次元弾性特性画像の一例を示す模式図である。

[図 13B]表示部に表示される 2次元弾性特性画像の他の例を示す模式図である。

[図 14]第 1の実施形態による超音波診断装置を用いて測定したヒト頸動脈血管前壁 の厚さ変化量の時間変化を示すグラフである。

[図 15]第 1の実施形態による超音波診断装置を用いて測定したヒト頸動脈血管前壁 の厚さ変化量の時間変化を示すグラフであって、設定された最大値測定期間および 最小値測定期間を示している。

[図 16]本発明による超音波診断装置の第 2の実施形態の主要部の詳細な構成を示 すブロック図である。

圆 17]厚さ変化波形内に設定される最大値および最小値を求める期間を示す図であ る。

圆 18]正負が逆転している厚さ変化波形の最大値および最小値を示す図である。 圆 19]一心周期の開始時期が異なる場合における厚さ変化波形の最大値および最 小値の位置を示す図である。

圆 20]厚さ変化波形内に設定される最大値および最小値を求める期間および最大 値および最小値出現予測期間を示す図である。 [図 21]厚さ変化波形内に設定される最大値および最小値を求める期間および最大 値および最小値出現予測期間を示す他の図である。

[図 22]厚さ変化波形内に設定される最大値および最小値を求める期間、最大値出現 予測期間および最小値出現予測期間を示す図である。

[図 23]本発明による超音波診断装置の第 3の実施形態の主要部の詳細な構成を示 すブロック図である。

[図 24A]弾性特性の空間分布画像に弾性特性の合否情報を付加した画像を模式的 に示す図である。

[図 24B]図 24Aに示す画像力 血管壁部位だけを抽出した画像を模式的に示す図 である。

[図 25]本発明による超音波診断装置の第 3の実施形態における動作を説明するフロ 一チャートである。

[図 26]本発明による超音波診断装置の第 3の実施形態における動作を説明する他の フローチャートである。

[図 27]図 26または 27に示すフローチャートにしたがって動作することにより求められ る合格率を模式的に示すグラフである。

[図 28]本発明による超音波診断装置の第 3の実施形態における他の動作を説明する フローチャートである。

[図 29]図 28に示すフローチャートにしたがって動作することにより求められる合格率 を模式的に示すグラフである。

符号の説明

1 血管外組織

2 体表

3 血管

4 血管前壁

5 血液

11 超音波診断装置

12 血圧計 13 超音波プローブ

14 送信部

15 受信部

16 遅延時間制御部

17 位相検波部

18 フィルタ部

19 演算部

20 演算データ記憶部

21 表示部

22 心電計

31 形状測定値演算部

31a 位置変位量演算部

31b 厚さ変化量演算部

31c 最大最小値演算部

32 性状特性値演算部

33、 33' 確度判定部

34 分布画像演算部

35 合否演算部

40 血管壁

41 ROI

60 生体

64 血管壁

66 音響腺

67 超音波ビーム

発明を実施するための最良の形態

本発明の超音波診断装置は測定対象物の各部の運動速度や各微小な領域にお ける最大厚さ変化量および弾性特性を測定する。本発明の超音波診断装置は、生 体の各部の弾性特性を計測するのに適しており、空間分解能も高いため、血管壁の 最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の計測に特に適している。

[0107] 血圧の最大値と最小値との差 (脈圧）を Δρとし、血管壁の任意の一心周期におけ る最大厚さ変化量を Ahとし、血管壁の厚さの最大値を Ηとすると、歪みは AhZHと 示され、弾性特性は Δρ'ΗΖ ΔΙιと示される。したがって、最大厚さ変化量を正確に 測定することが、信頼性の高い歪みや弾性特性を求めるために重要である。以下、 血管壁の最大厚さ変化量を計測する場合を例にとり、本発明の超音波診断装置を 説明する。

[0108] 図 1は、本発明の超音波診断装置 11を用い、血管壁組織の性状診断を行う場合に 用いる構成を示すブロック図である。この構成は各実施形態において共通である。超 音波診断装置 11に接続された超音波プローブ 13は被験者の体表 2に密着するよう 支持され、血管外組織 1および血管 3を含む体組織内部へ超音波を送信する。血管 外組織 1は脂肪や筋肉等により構成される。送信された超音波は血管 3や血液 5にて 反射、散乱し、その一部が超音波プローブ 13へ戻り、エコーとして受信される。超音 波プローブ 13は、アレー状に配列された複数の超音波振動子 (超音波振動子群)を 含み、従来の超音波診断装置に用いられる公知の超音波プローブを用いることがで きる。超音波診断装置 11は、超音波プローブ 13によって受信したエコーによる受信 信号の解析および演算を行い、血管外組織 1や血管 3の運動情報を求める。また、 超音波診断装置 11には血圧計 12が接続されており、血圧計 12が測定した被験者 の血圧値に関する情報が超音波診断装置 11へ入力される。

[0109] 超音波診断装置 11は、特許文献 1に開示されている方法によって、検波信号の振 幅および位相の両方を用い、制約付最小二乗法によって対象の瞬時の位置を決定 し、高精度な (位置変化量の測定精度は ±0. 2ミクロン程度)位相トラッキングを行う ことにより、血管 3の壁における微小部位の位置および厚さの時間変化を十分な精度 で測定することができる。さらに、血圧計 12から得た血圧に関する情報を用いること によって、血管 3の壁における微小部位の弾性特性を求めることができる。

[0110] 超音波診断装置 11には心電計 22が接続されている。超音波診断装置 11は、心電 計 22から心電波形を受け取り、測定データの取得やデータリセットのタイミングを決 定するトリガー信号として心電波形を使用する。 [0111] (第 1の実施形態）

以下、本発明の超音波診断装置の第 1の実施形態を説明する。図 2は、超音波診 断装置 11の構成を示すブロック図である。超音波診断装置 11は、送信部 14、受信 部 15、遅延時間制御部 16、位相検波部 17、フィルタ部 18、演算部 19、演算データ 記憶部 20、表示部 21を備えている。また、これら各部を制御するため、マイコンなど 力もなる制御部 30を備えて 、る。

[0112] 送信部 14は、所定の駆動パルス信号を生成し、超音波プローブ 13に出力する。駆 動パルス信号により超音波プローブ 13から送信される超音波送信波は、血管 3等の 体組織において反射、散乱し、生じた超音波反射波が超音波プローブ 13により検出 される。超音波を発生させる駆動パルスの周波数は、時間軸上で隣接している前後 の超音波パルスが重ならな 、ように、測定対象の深さと超音波の音速とを考慮して決 定される。

[0113] 受信部 15は超音波プローブ 13を用いて超音波反射波を検出し、検出によって得 られた信号を増幅することにより、受信信号を生成する。受信部 15は AZD変換部を 含み、受信信号をさらにデジタル信号に変換する。送信部 14および受信部 15は電 子部品などを用いて構成される。

[0114] 遅延時間制御部 16は送信部 14および受信部 15に接続されており、送信部 14か ら超音波プローブ 13の超音波振動子群に与える駆動パルス信号の遅延時間を制御 する。これにより、超音波プローブ 13から送信される超音波送信波の超音波ビーム の音響線の方向や焦点深度を変化させる。また、超音波プローブ 13によって受信さ れ、受信部 15によって生成した受信信号の遅延時間を制御することにより、開口径 を変化させたり、焦点位置を変化させたりすることができる。遅延時間制御部 16の出 力は位相検波部 17に入力される。

[0115] 位相検波部 17は、遅延時間制御部 16で遅延制御された受信信号を位相検波し、 実部信号と虚部信号とに分離する。分離された実部信号および虚部信号はフィルタ 部 18に入力される。フィルタ部 18は、高周波成分、測定対象以外からの反射成分お よびノイズ成分等を除去する。位相検波部 17およびフィルタ部 18はソフトウェアによ つてもハードウェアによっても構成することができる。これにより、血管 3の組織内部に 設定された複数の測定対象位置にそれぞれ対応し、実部信号と虚部信号を含む位 相検波信号信号を生成する。

[0116] 演算部 19は、図 3に示すように、形状測定値演算部 31および性状特性値演算部 3 2とを含む。また、心電計 22から得られる心電波形は、演算部 19へ入力され、測定 データの取得やデータリセットのタイミングを決定するトリガー信号として使用される。 この目的においては、心電計 22は他の生体信号検出手段である心音計や脈波計と 置き換えることも可能であり、心電波形の替わりに心音波形や脈波波形をトリガー信 号として用いることも可能である。

[0117] 形状測定値演算部 31は、位相検波信号の実部信号および虚部信号を用いて、血 管 3の組織内部に設定された複数の測定対象位置における位置変位量 (位置の時 間変位量)を求める。位置変位量は、測定対象位置 (トラッキング位置)の運動速度を 求め、この運動速度を積分することによつても同様に求めることができる。そして複数 の位置変位量力 選ばれる任意の 2つの位置における位置変位量の差分を求めるこ とにより、その 2点間の厚さ変化量を求めることができる。 2つの位置の初期値あるい は、 2つの位置における位置変位量の差分の初期値が与えられる場合には、 2点間 の厚さを求めることができる。

[0118] なお、厚さまたは厚さ変化量を規定する 2点は、血管 3の組織内部に設定された測 定対象位置と一致していなくてもよい。たとえば、複数の測定対象位置の中心の位置 を用いてもよい。この場合には、中心を求めた複数の測定対象位置の位置変位量を 平均し、平均した位置変位量を用いることが好ましい。複数の測定対象位置を用いる 場合には、複数の測定対象位置を代表する位置および位置変位量は、単純な平均 によって求めてもよいし、重み付けを行ってもよぐ複数の測定対象位置に基づいて 、 2つの位置およびその位置における位置変位量が求められておればよ!、。

[0119] 性状特性値演算部 32は、求めた厚さ変化量の最大値と最小値との差分から、最大 厚さ変化量を計算し、血圧計 12から得られる血圧データとから、 2点間に位置する組 織の弾性特性を求める。弾性特性を求める箇所は、任意の 2点で挟まれた 1箇所で も力まわない。しかし、本実施の形態で用いている超音波プローブ 13は、アレー状に 配列された複数の超音波振動子を有しているため、断層面内の任意の領域内すベ ての箇所の弾性特性を求めることが可能である。

[0120] 表示部 21は、このようにして求められた生体糸且織の最大厚さ変化量、歪み、あるい は弾性特性をマッピングし、形状測定値または性状測定値の空間分布を示す心周 期毎の空間分布画像を表示する。空間分布画像は 1次元であってもよいし、 2次元あ るいは 3次元であってもよ 、。形状測定値または性状測定値に応じた色ある!/、は諧 調によって表示すれば、測定結果を把握し易い。

[0121] このとき、操作者は、形状測定値または性状測定値を求めた 、任意領域を表示部 21上において ROI (Region Of Interestの略）を指定することによって決定できる 。 ROIは、操作者が測定値を求めたい領域を指定するための表示で、その大きさや 位置を表示部 21上で確認しながら、超音波診断装置 11のインターフェース部（図示 しない）を介して自由に設定することが可能である。図 4Aは、表示部 21上に示され た血管壁 40と ROI41とを模式的に示している。 ROI41が規定する領域には、血管 壁 40以外の組織も含まれている。血管壁 40の画像はたとえば上述の演算とは別に 受信信号を振幅強度に応じた輝度で変調することにより得られる。図 4Bは、血管壁 4 0の ROI41で規定される領域における弾性特性を示して 、る。 ROI41で規定される 領域には、 6行 X 5列にマッピングされた画像データ f (k) 〜f (k) が配置され、画像

11 65

データ f (k) 〜f (k) が空間分布画像 Fkを構成している。前述したように画像データ

11 65

f (k) 〜f (k) は、生体組織の最大厚さ変化量などの形状測定値あるいは歪みや弾

11 65

性特性などの性状特性値である。

[0122] 演算部 19で演算された位置変位量、厚さ変化量、弾性特性等のデータは、演算デ ータ記憶部 20に記憶され、随時読み取ることが可能である。また、演算部 19で演算 された位置変位量、厚さ変化量、弾性特性等のデータは、表示部 21に入力され、デ ータを二次元画像などに可視化することができる。さらに、表示部 21と演算データ記 憶部 20とを接続することによって、記憶された各種データを表示部 21に随時表示す ることもできる。演算部 19で演算された各種データは、表示部 21へ出力され、記憶 部 20へも出力されことにより、リアルタイムでデータを表示しつつ、データを後で利用 することができるよう保存されることが好ましい。しかし、どちらか一方のみの出力を行 つてもよい。 [0123] 次に図 5、図 6および図 7を参照しながら、体組織の位置変位量の計算を詳細に説 明する。図 5に示すように、超音波プローブ 13から出射した超音波送信波は、ある有 限の幅を持つ超音波ビーム 67として生体組織 60の血管外組織 1および血管 3中を 伝播し、その過程において血管外組織 1および血管 3によって反射または散乱した 超音波の一部が超音波プローブ 13へ戻り、超音波反射波として受信される。超音波 反射波は時系列信号 r (t)として検出され、超音波プローブ 13に近い組織力も得られ る反射の時系列信号ほど、時間軸上で原点近くに位置する。超音波ビーム 67の幅（ ビーム径）は、遅延時間を変化させることにより制御することができる。

[0124] 上述したように超音波反射波は血管外組織 1、血管 3、および血液 5より生じる。し かし、本実施形態では、血管壁組織が測定対象であるので、以下の説明では血管 3 、特に体表に近い血管壁である血管前壁にのみ着目する。超音波ビームの中心軸 である音響線 66上に位置する血管前壁の複数の測定対象位置 P (P、 P、 P、 P · · n 1 2 3 k

•P、 nは 3以上の自然数）は、ある一定間隔で超音波プローブ 13に近い順に P、 P n 1 2

、 P、 P · · ·Ρと配列している。図 5の上方を正、下方を負とする座標軸を深さ方向に

3 k n

設け、測定対象位置 P、 P、 P、 P · · ·Ρの座標をそれぞれ Ζ、 Ζ、 Ζ、 Ζ、 · · ·ζと

1 2 3 k n 1 2 3 k n すると、測定対象位置 P

k力 の反射は、時間軸上で t = 2Z

k k Zcに位置することにな る。ここで cは体組織内での超音波の音速を示す。反射波信号 r(t)を位相検波部 17 にお 、て位相検波し、検波した信号を実部信号および虚部信号に分離してフィルタ 部 18を通過させる。

[0125] 前述したように超音波診断装置 11は位相検波した信号から位置変位量、厚さ変化 量および厚さ変化量の最大値、最小値を演算によって順に求める。図 7に示すように 、これらの形状特性を求めるため、演算部 19は、位置変化量 31aと厚さ変化量 31bと 最大最小値演算部 31cとを含む。位置変化量 31aは、反射波信号 r(t)と微小時間 Δ t後の反射波信号 r (t+ A t)において振幅は変化せず、位相および反射位置のみが 変化するという制約のもとで、反射波信号 r(t)と!: (t+ A t)との波形の整合誤差が最 小となるよう最小二乗法によって位相差を求める (制約付最小二乗法)。この位相差 から、測定対象位置 Pの運動速度 V (t)を求め、さらにこれを積分することにより、位 [0126] 図 6は、測定対象位置 P_nと弾性率を求める対象組織 T_nとの関係を模式的に示して いる。対象組織 Τは、隣接する測定対象位置 Ρと Ρ とに挟まれた範囲に厚さ hを有 k k k+1

して位置している。本実施形態では n個の測定対象位置 P · · · ·Ρから (η— 1)個の

1 η

対象組織 τ 1· · · ·τ を規定している。

η-1

[0127] 厚さ変化量演算部 31bは、測定対象位置 Ρと Ρ の位置変位量 d (t)と d (t)とか k k+1 k k+1 ら、厚さ変化量 D (t)を D (t) =d (t) d (t)の関係を用いて求める。

k k k k+1

[0128] さらに最大最小値演算部 31cは、厚さ変化量の最大値および最小値を求める。血 管前壁の組織 Tの厚さの変化は、血管前壁が構成する血管を流れる血液が心拍に k

よって変化すること〖こより生じる。よって、対象組織 Tの厚さの最大値 Hk (最低血圧 k

時の値）、対象組織の厚さ変化量 Dk(t)の最大値と最小値との差 A hおよび最低血 k

圧値と最高血圧値との差である脈圧 Δ ρを用い、対象組織 Τの歪み率である血管半 k

径方向の弾性率 Ekを以下の式によって求めることができる。

[0129] E = ( Δ ρ Χ Η ) / Δ 1ι

k k k

[0130] 上記説明では、隣接する測定対象位置間の対象組織 Tn弾性率を求めて ヽるが、 弾性率は複数ある測定対象位置の任意の 2点を選択することができる。この場合に は、選択した 2点間の厚さの最大値および選択した 2点間の厚さ変化量の最大値と 最小値との差を用いて同様に計算することができる。

[0131] 測定対象組織が血管壁等の循環器である場合、最大厚さ変化量 A h、脈圧 Δ ρは いずれも、一心周期毎に更新される数値である。したがって、弾性特性も心周期に同 期して一心周期毎の数値を求めることが好ましい。一心周期における最大厚さ変化 量 A hを求めるためには、一心周期における厚さ変化量の最大値と最小値が必要と なるが、本発明では、この厚さ変化量の最大値と最小値を一心周期よりも短い期間か ら見つける。これらの数値の計測タイミングを詳細に説明する。

[0132] 図 8のグラフ 8aから 8cは、超音波診断装置 11により測定したヒト頸動脈血管壁内の 任意位置における位置変位量、厚さ変化量および血管内径の変化量をそれぞれ模 式的に示している。また、図 8のグラフ 8dから 8fはグラフ 8aから 8cに示す変位量を測 定した際に得られた生体信号である心電図、心音図および脈波をそれぞれ示してい る。これら各図は横軸が時間軸になっており、それぞれ時間軸を一致させて描かれ ている。また、図 8のチャート 8gは、グラフ 8aから 8fの時間軸における心周期現象を 説明している。

[0133] チャート 8gに示すように、一心周期は、収縮期と拡張期とに大別され、収縮期はさ らに駆出前期と駆出期とに、拡張期は等容弛緩期と充満期と心房収縮期とにそれぞ れ分けられる。収縮期は、心電図（グラフ 8d)においては Q波の始まりから T波の終わ りまでにほぼ相当し、心音図（グラフ 8e)においては I音の始まりから II音の始まりまで にほぼ相当する。一方、拡張期は、心電図においては T波の終わりから Q波の始まり までにほぼ相当し、心音図においては II音の始まりから I音の始まりまでにほぼ相当 する。図 8において、心臓に見られる収縮期の開始をトリガーとした一心周期を点線 で示している。

[0134] グラフ 8aから 8cに示す位置変位量、厚さ変化量および血管内径変化量ならびにグ ラフ 8fに示す脈波は、それぞれ心臓力も離れた頸動脈にて測定される数値である。 このため、心周期における心臓の各種イベントに対して 0. 1秒程度遅れて心臓の各 種イベントに対応する現象がこれらの変位量や脈波において観測される。たとえば、 脈波 (グラフ 8f)に見られる収縮期は S波力も始まるが、そのタイミングは心臓に見ら れる収縮期の開始 (点線で示している）力も 0. 1秒程度遅れている。図 8において、 頸動脈に見られる収縮期の開始をトリガーとした一心周期を一点鎖線で示している。

[0135] 心臓力 の血液の駆出により脈波の波形は S波力 P波へ急峻に立ち上がる。そし て、頂点 (P波）を迎えた後、軽く上に凸の隆起 (T波）を作って切痕 (C波）に至り、そ こで再度上に凸の隆起 (D波）を作りなだらかに下降する。 C波、 D波はそれぞれダイ クロティックノッチ、ダイクロティックウェーブと呼ばれており、大動脈弁の閉鎖により発 生するイベントである。グラフ 8bに示す頸動脈の厚さ変化量においては、最大値 bl は脈波の S波と同一時刻で観測され、最小値 b2は、脈波の P波と同一時刻に観測さ れる。つまり、最大厚さ変化量 A hは、一心周期の全体を計測期間とする必要はなく 、脈波の S波および Ρ波が観測される時期を含んでいればよいことが分かる。さらに言 うと、最大値 blを測定する期間は少なくとも脈波の S波を含む時間帯に、そして最小 値 b2を測定する期間は少なくとも脈波の P波を含む時間帯に設定すれば充分である ことが分かる。また、脈圧 Δ ρを求めるための最小血圧値および最大血圧値も、これら S波を含む時間帯および P波を含む時間帯から得られる。厚さの最大値 Hは、厚さ変 化量が最大値 b 1となるときに得られる。

[0136] したがって、生体の血管壁など循環器の弾性特性は、脈波の S波および P波が観 測される時期を含む、心周期における駆出期や収縮期（心室収縮期）、あるいは少な くとも駆出期の一部や収縮期（心室収縮期）の一部を含む期間において計測を行うこ とにより得られる。逆に、一心周期の拡張期において、厚さ変化量の最大値および最 小値は存在しないので、この期間において計測を行い、最大値および最小値を探索 しても、所望の最大値および最小値は得られない。すなわち、位置変位量の測定も 一心周期間連続して行う必要はなぐたとえば、心電図の S波および心音図の I音をト リガ一として（図 8中の点線で示している）測定を開始した場合、少なくとも脈波の P波 が含まれるまで測定を行えば十分である。

[0137] 本発明では、厚さ変化量のこのような特性を利用し、一心周期内の厚さ変化量の最 大値および最小値を求める期間を一心周期よりも短く設定する。具体的には、厚さ変 化量の最大値を求めるための最大値測定期間と最小値を求めるための最小値測定 期間とを一心周期中の一部期間にそれぞれ設ける。最大値測定期間は少なくとも脈 波の S波が発生する時刻を含む期間に設定し、最小値測定期間は少なくとも脈波の P波が発生する時刻を含む期間にそれぞれ設定することが好ましい。これらの期間は できるだけ短いほうが好ましぐまた、最大値測定期間と最小値測定期間とは重なら ないほうが好ましい。形状特性値演算部 31の最大最小値演算部 31cは、設定した最 大値測定期間における厚さ変化量の最大値を求め、設定した最小値測定期間にお ける厚さ変化量の最小値を求める。

[0138] 図 9に、一心周期中に最大値測定期間および最小値測定期間を設定した一例を 示す。図 9において、 2つの点線で挟まれた期間が一心周期である。最大値および 最小値を求める期間を短くすることにより、ノイズを誤って最大値あるいは最小値とし て認識する可能性を低下させることができる。たとえば、最大値測定期間と最小値測 定期間とをそれぞれ一心周期全体の約 10%の時間幅となるよう設定すれば、ノイズ の影響を受ける可能性を 1Z5程度に低減することができる。また、計測時間を短くす ることにより、演算すべき計測値の量も低減できるため、多くのメモリを超音波診断装 置に搭載したり、演算処理能力の高い高性能な、コンピュータを用いる必要がなぐ 超音波診断装置の製造コストを低減させることができる。あるいは高速で計測が可能 な超音波診断装置が実現する。

[0139] 最大値測定期間および最小値測定期間内に含まれる測定サンプリング点の数は、 複数個あるほうが望ましい。ノイズの影響を減少させるために最大値測定期間および 最小値測定期間を 1サンプリング点とすることも可能であるが、心周期は呼吸の影響 等を受けるため厳密には一定ではない。したがって、最大値および最小値を見つけ る目的においては、最大値測定期間および最小値測定期間にはそれぞれ、複数の サンプリング点が含まれるよう設定することが好ましい。さらに、サンプリング点が複数 ある場合には、最大値測定期間 (または最小値測定期間）内の複数の値力も平均値 を求め、この値を厚さ変化量の最大値 (または最小値）として用いてもよい。

[0140] 図 8から明らかなように、脈波の S波および P波が観測される時刻、あるいは、厚さ変 化量の最大値 blおよび最小値 b2が得られる時刻は、生体信号を用いて容易に決定 できる。たとえば、生体信号検出手段として心電計 22を用いる場合には、最大値測 定期間および最小値測定期間をそれぞれ、 R波の検出力 0. 1秒までの期間および R波検出の 0. 2秒後から 0. 3秒後までの期間とすれば、好適に厚さ変化量の最大値 および最小値を求めることができる。 R波を基準とする替わりに P波、 Q波、 S波、 T波 、 U波を用いてもよいし、最大値測定期間を S波から一心周期の 10%に相当する時 間後までとするなどしても同様の効果が得られる。

[0141] 生体信号検出手段として心音計を用いる場合には、最大値測定期間および最小 値測定期間をそれぞれ、 I音検出から 0. 1秒後までの期間および I音検出の 0. 2秒 後から 0. 3秒後までの期間とすることで、好適に厚さ変化量の最大値および最小値 を求めることができる。 I音を基準とする替わりに II音、 III音、 IV音を用いてもよいし、 最大値測定期間を I音力も一心周期の 10%に相当する時間後までとするなどしても 同様の効果が得られる。

[0142] 生体信号検出手段として脈波計を用いる場合には、最大値測定期間および最小 値測定期間をそれぞれ、 S波の 0. 05秒前から S波の 0. 05秒後までの期間および P 波の 0. 05秒前力 P波の 0. 05秒後までの期間とすることで、好適に厚さ変化量の 最大値および最小値を求めることができる。 S波や P波を基準とする替わりに T波、 C 波、 D波を用いてもよいし、最大値測定期間を S波の一心周期の 5%に相当する時間 前から S波の 5%相当時間後までとするなどしても同様の効果が得られる。

[0143] さらに、超音波診断装置 11の外部に生体信号検出手段として別途機器を設け、生 体信号を取り込まなくても、超音波診断装置 11が測定する数値をトリガー信号として もよい。図 8のグラフ 8aに示すように、測定した頸動脈血管内の任意位置における位 置変位量には、点 al、 a2および a3示されるような位置変位量の変化が他の部分に 比べて特徴的な極大点あるいは極小点として見られる。このため、点 al、 a2、 a3を演 算部 19において抽出し、これらを用いて厚さ変化量の最大値測定期間および最小 値測定期間を決定することもできる。なお、点 alは血管 3の測定対象部位における血 圧最小点、点 a2は測定対象部位における血圧最大点、点 a3はダイクロティックノッチ にそれぞれ由来するイベントである。

[0144] 位置変位量に基づき計測期間を定める場合には、たとえば、最大値測定期間およ び最小値測定期間をそれぞれ、点 alの 0. 5秒前から 0. 05秒後までの期間点 a2の 0. 5秒前から 0. 05秒後までの期間とすることで、好適に厚さ変化量の最大値および 最小値を求めることができる。また、基準点に点 a3を用いてもよいし、最大値測定期 間を点 a 1の一心周期の 5%に相当する時間前から点 a 1の 5%相当時間後までとする などしてもよ 、。

[0145] また、グラフ 8cに示すように、血管内径変化量から図中に示すよう点 cl、 c2、およ び c3を抽出し、計測期間の設定に用いてもよいし、グラフ 8bに示した厚さ変化量自 体から点 bl、 b2、 b3を抽出し、計測期間の設定を行ってもよい。

[0146] 上述した生体信号検出手段により得られる生体信号を利用して厚さ変化量の最大 値測定期間および最小値測定期間を設定するには、たとえば、図 1および図 2に示 すように、心電計 22から得られる心電波形を演算部 19に入力する。心電波形中に R 波を検出したら、位置変位量ならびに厚さ変化量の演算を開始し、 R波検出力 0. 1 秒後までの期間を最大値測定期間として、この期間内の厚さ変化量の最大値を測定 する。次に R波検出の 0. 2秒後から 0. 3秒後までの期間を最小値測定期間として、 この期間内の厚さ変化量の最小値を測定する。 R波検出から 0. 3秒経過した時点で 位置変位量ならびに厚さ変位量の演算を中断する。

[0147] R波の検出は、たとえば、演算部 19において、心電波形中の振幅の大きさと、心電 波形を微分して得られる値と、それらが出現するタイミングとを用いることによって行う ことができる。あるいは、この R波検出を心電計 22において行い、 R波の検出に基づ いて、制御信号を演算部 19へ出力させてもよい。

[0148] また、たとえば心電計 22から得られる T波や U波等のように、最大値測定期間およ び最小値測定期間の設定の基準となる特異信号のタイミングが、厚さ変化量の最大 値および最小値が得られるタイミングと近接して 、たり、厚さ変化量の最大値および 最小値が得られるタイミングより後に位置している場合には、トリガーとして用いる特 異信号が得られた周期の次の心周期における計測期間を設定するためのトリガーと すればよい。そして、厚さ変化量の最大値および最小値を求めるための計算は、特 異信号などにより設定される上述した期間にリアルタイムで行ってもよいし、上述した 期間とずれていてもよい。

[0149] なお、被検体の個体差を考慮すると、最大値測定期間および最小値測定期間のそ れぞれは、一心周期の 1%以上 25%以下の長さであることが好ましい。計測期間が、 一心周期の 1%より短いと厚さ変化量の最大値および最小値の少なくとも一方が得ら れない可能性がある。また、一心周期の 25%より長いと、計測期間を短縮した効果が 十分には得られなくなり、ノイズによる影響を受け易くなる可能性がある。したがって、 上述した生体信号をトリガーとし計測期間を設定する場合、計測期間がこの範囲内と なるように設定することが好ましい。計測期間をこの長さに設定することによって、演 算量を 50%から 99%程度低減し、また、ノイズによる影響を 50%から 99%程度低減 することができると考えられる。

[0150] また、超音波診断装置による診断中は生体を安静状態にするため、心周期の変動 は少ない。このため最大値測定期間および最小値測定期間の設定は必ずしも毎回 行う必要はなぐ上述した生体情報に基づき、計測期間をいつたん設定した後、計測 期間を同じ周期で繰り返して計測を行ってもよい。一方、心周期ごとに生体信号を検 出し、生体信号に基づいて計測期間を決定すれば、生体の心周期が不整脈などに より不規則である場合にも、確実に弾性特性の計測を行うことができる。 [0151] 本実施形態では、一種類の生体信号検出手段から得られる特異信号を用いて計 測期間を設定する例を説明したが、複数の生体信号検出手段から得られる特異信 号を用いて計測期間を設定してもよい。たとえば、心電波形の R波を最大値測定期 間を設定する信号として用い、血管内径変化量の点 c3を最小値測定期間を設定す る信号として用いてもよい。

[0152] また、本実施形態では、最大厚さ変化量を求めるにあたり、厚さ変化量の最大値と 最小値とを求めている力 上述したように厚さそのものを測定し、この最大値と最小値 とから最大厚さ変化量を求めてもよい。厚さ変化量が既知である場合、厚さ変化量の 測定開始時の厚さがわかれば、厚さの時間変化量は、測定開始時の厚さと厚さ変化 量との和により求めることができる。測定開始時の厚さとは、二つの位置変位量を求 める任意の二点間距離の初期値に他ならず、本実施形態にて説明した超音波診断 装置 11では既知のパラメータである。

[0153] 上述した方法によって厚さ変化量の最大値と最小値とを求めることによりノイズによ る影響を低減することができるが、一心周期における厚さ変化量の最大値あるいは最 小値が最大値測定期間内ある 、は最小値測定期間内には位置して!/、な!、場合があ る。この理由について説明する。

[0154] 図 10Aおよび図 10Bは、血管 3に向けて送信した超音波による音響線上の測定対 象位置 Pカゝら Pを模式的に示している。図 10Aでは、血管前壁 4内に位置 Pと P 、

1 7 1 2 血液 5内に位置 Pと Pと P、血管後壁 6内に位置 Pと Pを設けている。

3 4 5 6 7

[0155] 図 11Aは、各測定対象位置 P力 Pにおける位置変位量波形 d (t)力 d (t)の一

1 7 1 7 心周期分を模式的に示している。血管前壁 4内の位置 Pと Pは、血管の拡張により

1 2

上方 (超音波プローブ 13に近づく方向）へ移動し、血管収縮により下方へ移動する。 一方、血管後壁 6内の位置 Pと Pは、血管拡張により下方へ移動し、血管収縮により

6 7

上方へ移動する。血管 3の壁内における位置変位量波形の振幅は、血管中心から 遠い位置ほど小さくなる。つまり、血管前壁 4においては d (t)の振幅は d (t)よりも小

1 2 さぐ血管後壁 6においては d (t)の振幅は d (t)よりも小さい。

7 6

[0156] 測定対象位置 P 〜Pにおける位置変位量波形 d (t)〜d (t)がこのように得られる

1 7 1 7

場合、隣接する測定対象位置間の厚さ変化量波形 D1から D5は D (t) =d (t) -d n n n+ (t)によって求められ、図 11Bに示すようになる。

1

[0157] 図 11Bに示すように、厚さ変化量波形 D (t)および D (t)は、下に凸の波形であり、

1 6

図 8のグラフ 8bと同様の形状を有している。厚さ変化量波形 D (t)および D (t)は一

1 6 心周期中にお 、て最大値が最小値よりも先に位置して 、る。

[0158] これに対して、血管前壁 4と血液 5との境界を含む厚さ変化波形 D (t)、および血液

2

5と血管後壁 6との境界を含む厚さ変化波形 D (t)とは、上に凸の波形となる。また、

5

血液 5は組織に比べて超音波の散乱度合いがかなり低ぐ組織のように心拍に同期 した変化を示さないため、ノイズ成分を多量に含む。このため、血液 5中の厚さ変化 量波形 D (t)と D (t)は、ノイズ成分を多量に含むランダムな波形あるいは変化のほ

3 4

とんど見られな 、波形となる。

[0159] また、測定対象位置によっては、何らかの理由により超音波反射波の振幅が極端 に小さかったり、ノイズが含まれていたりした場合、そのような箇所の反射波信号を使 用して求めた位置変位量は、正確な数値とはならないことがある。具体的には、全体 として振幅が大きい波形となったり、小さい波形となったりする。この場合、その位置 変位量を用いて求めた厚さ変化量波形も上述の波形 D (t)および D (t)のように、正

2 5

負が反転したグラフとなる。

[0160] このように正負が反転した厚さ変化波形が得られる場合には、最大値測定期間およ び最小値測定期間にお 、てそれぞれの期間における最大値および最小値を決定し ても、正しい最大値および最小値を求めることはできない。したがって、求めた最大 値および最小値を用いて計算される最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性も正 ヽ 値とはならず、得られた値は信頼性が低いと言える。超音波診断装置の操作者や医 師がこのような測定結果を信頼性の低 、測定データであると正しく認識できるように、 本実施形態の超音波診断装置 11は、最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の確 度を判定する確度判定部 33をさらに備えている（図 7)。

[0161] 確度判定部 33は、最大値測定期間および最小値測定期間にける厚さ変化波形の 最大値および最小値を比較し、比較結果に基づいて最大厚さ変化量、歪みおよび 弾性特性の確度を判定する。具体的には、最大値測定期間内に得られた最大値を D 最小値測定期間に得られた最小値を D とした場合、最大値および最小値が下 記不等式（1)の関係を満たしているかどうかを判定する。

[0162] D >D (1)

max min

[0163] 確度判定部 33は、最大値および最小値が上記不等式（1)の関係を満たすとき、得 られた厚さ変化波形の最大値および最小値は、正しい値であり、これらの値に基づ いて計算される最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性は確度が高いと判定する。正 しい厚さ変化量 D (t)においては、最大値測定期間および最小値測定期間内に、厚

k

さ変化波形の一心周期における最大値および最小値が位置するからである。図 9に 示す厚さ変化波形が得られている場合、 D (tl) >D (t2)であり、不等式（1)を満たし ている。したがって、最大値 D (tl)および最小値 D (t2)を用いて計算される最大厚さ 変化量、歪みおよび弾性特性は確度が高い。

[0164] 一方、図 12に示すように、厚さ変化波形の正負が逆転している場合、最大値測定 期間および最小値測定期間にお 、て得られる最大値 D ' (tl ' )および最小値 D ' (t2 ' )は、 D， (tl ' X D' (t2，）であるため、不等式（1)を満たさない。したがって、最大 値 D' (tl ' )および最小値 D' (t2' )を用いて計算される最大厚さ変化量、歪みおよび 弾性特性は確度は低い。

[0165] 確度判定部 33は、最大値および最小値に基づいて、最大厚さ変化量、歪みまたは 弾性特性の確度が低いと判定した場合、最大厚さ変化量、歪みまたは弾性特性を所 定の値 (たとえば 0や負の数など）に設定する。あるいは、確度判定部 33は、確度を 示す情報を生成してもよい。確度を示す情報は、「確度が高い」かまたは「確度が低 い」であり、これらの情報に対応させて適当な数値 (例えば 1と 0など）生成すればよい

[0166] 確度判定部 33は、最大値と最小値との比較以外に、最大値および最小値が得ら れた時刻と対応する最大値測定期間および最小値測定期間との時間軸上での関係 を用いて確度を決定してもよい。具体的には、最大値および最小値が得られた時刻 力 最大値測定期間および最小値測定期間の開始時刻あるいは終了時刻と一致す る場合には、最大厚さ変化量、歪みまたは弾性特性の確度が低いと判定してもよい。 図 12に示すように、厚さ変化波形の正負が逆転している場合、厚さ変化波形は最大 値測定期間内に極大を有しないため、最大値測定期間内における最大値は、最大 値測定期間の開始時刻あるいは終了時刻に得られる値となる。同様に、厚さ変化波 形は最小値測定期間内に極小を有しな 、ため、最小値測定期間内における最小値 は、最小値測定期間の開始時刻あるいは終了時刻に得られる値となる。したって、こ のような関係を用いても正しく確度を判定することができる。

[0167] なお、この判定基準を用いる場合、最大値および最小値の少なくとも一方が得られ た時刻と対応する期間との時間軸上での関係を調べれば十分である。少なくとも最 大値または最小値の一方が正しい値でなければ、最大厚さ変化量、歪みまたは弾性 特性も正し 、値とならな 、からである。

[0168] 確度判定部 33は、これらいずれの方法によって確度を判定してもよぐこれら 2つの 方法を組み合わせて確度を判定してもよ 、。複数の確度判定方法を組み合わせるこ とで、より段階の細かい確度情報を好適に取得することができる。

[0169] 図 13Aおよび図 13Bは確度判定部 33による確度の判定結果を反映させて、最大 厚さ変化量、歪みまたは弾性特性を表示部 21に表示させる例を示している。図 13A では、確度が低いと判定された最大厚さ変化量、歪みまたは弾性特性を所定の値に 設定した場合の表示の例を示している。図 13Aに示す空間分布画像 Fにおいて、 k 画像データ f (k) および画像データ f (k) は確度が低いと判定されたため、所定の

34 44

値が設定されている。このため、他の画像データとは異なる色で表示されている。前 述したように確度判定部 33は確度を示す情報を生成し、生成した情報に基づ 、て、 図 13Aに示す空間分布画像 Fを表示してもよい。

k

[0170] また、図 13Bは、最大厚さ変化量、歪みまたは弾性特性を示す二次元の空間分布 画像 Fと、確度を示す情報を示す二次元の空間分布画像 Gとを同時画面 70に表示 k k

する例を示している。図 13Bでは、画像データ f (k) および画像データ f (k) が所定

34 44 の階調で表示されている力 これらの領域では確度が低いことを空間分布画像 Gは k 示している。

[0171] このような表示を行うことによって、最大厚さ変化量、歪みまたは弾性特性を表示す る画面にぉ 、て確度の低 、領域を容易に認識することができ、測定結果に基づ 、て より正確な診断を行うことが可能となる。

[0172] 以下、超音波診断装置 11を用いて、頸動脈壁のある一部分の最大厚さ変化量お よび弾性特性を測定した場合について例を説明する。

[0173] 図 14は超音波診断装置 11を用いてヒト頸動脈の前壁の厚さ変化量を測定した結 果を示している。被験者は 41歳の男性であり、被験者の心電波形の R波をトリガー信 号として一心周期の一部期間（約 700[ms])測定したものである。図 14において、一 心周期における最大厚さ変化量は、 1. 87 + 2. 62=4. 49 [ /ζ πι]であった。このとき の測定対象部位の厚さ最大値は 160[ /ζ πι]、被験者の血圧差は 40[mmHg]、すな わち、 5. 33 [kPa]であった。したがって、弾性特性 Eは 5. 33 X 160/4. 49 = 190 [kPa]となる。

[0174] し力しながら、この最大値および最小値は、図 14に示すように、一心周期中の約 10 Omsおよび約 545msにお!/、て見られる信号に基づ!/ヽて 、る。図 14および図 8のグラ フ 8bを比較すれば明らかなように、この最大値および最小値を与える厚さ変化量は、 血管壁の厚さ変動として起こり得ない挙動であり、ノイズの影響によるものと考えられ る。このように、一心周期の全期間を用いて厚さ変化量の最大値および最小値を求 める場合、ノイズの影響を受け、確度の低い弾性特性が得られることがある。

[0175] 図 15に、図 14と同一のヒト頸動脈の前壁の厚さ変化量測定結果を示す。図 15に 示すように、厚さ変化量の最大値を求めるための期間を 50 [ms]から 150 [ms]まで、 および最小値を求めるための期間を 300 [ms]力ら 400 [ms]までに変更することによ り、確度の高い最大値および最小値を選択することができる。この場合の最大厚さ変 化量は、 1. 87+ 1. 25 = 3. 12[ /ζ πι]となる。測定対象部位の厚さ最大値は 160[ m]、被験者の血圧差は 5. 33 [kPa]なので、弾性特性 Eは 5. 33 X 160/3. 12 = 270[kPa]となり、より確度の高い弾性特性を求めることが可能となる。さらには、 図 15に示すように、最大値測定期間および最小値測定期間を別個に設けることによ り、 200 [ms]付近に存在するスパイク状のノイズの影響を回避する効果を有している ことちわ力る。

[0176] また、測定期間を変更することにより、データを取得する期間が約 1Z2となることか ら、取得したデータを記憶するメモリの容量も少なくてすみ、一心周期におけるコンビ ユータの演算量も少なくできる。したがって、超音波診装置に搭載すべきメモリの容 量を小さくすることができ、より高速に弾性特性測定を求めることができる。演算量の 低減にあわせて演算能力の低いコンピュータを採用してもよぐこの場合、超音波診 断装置のコストを低減することができる。

[0177] このように、本実施形態の超音波診断装置によれば、厚さ変化量の最大値および 最小値の計測を、それぞれ別個に設けられた一心周期よりも短 、期間にお 、て行う ため、ノイズ等による影響を低減し、より確度の高い最大厚さ変化量および弾性特性 を得ることが可能となる。

[0178] (第 2の実施形態）

以下、本発明の超音波診断装置の第 2の実施形態を説明する。図 16は、第 2の実 施形態の超音波診断装置の主要部の構成を示すブロック図である。図 16には図示 していないが、第 2の実施形態の超音波診断装置は、第 1の実施形態と同様、送信 部 14、受信部 15、遅延時間制御部 16、位相検波部 17、フィルタ部 18および制御部 30を備えている。これら各部は第 1の実施形態で説明したように動作する。

[0179] 本実施形態の超音波診断装置も、一心周期または一心周期の一部期間において 厚さ変化量の最大値および最小値を決定し、決定した最大値および最小値に基づ いて、最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の確度を判定する。このために、演算 部 19は、位置変位量演算部 31a厚さ変化量演算部 31bおよび最大最小値演算部 3 lc 'とを含む。また、性状測定値演算部 32および確度判定部 33 'を含む。位置変位 量演算部 31aおよび厚さ変化量演算部 31bにおける演算は第 1の実施形態と同様 に行われる。また、最大最小値演算部 31c 'における演算は、以下で説明するように 、厚さ変化量の最大値および最小値を求める期間が異なることを除いて、第 1の実施 形態と同様に行われる。

[0180] 第 1の実施形態において詳細に説明したように、厚さ変化量は心周期に同期して おり、厚さ変化量の一心周期中において得られる最大値および最小値は、一心周期 中の心臓のイベントに関連している。このため、最大値および最小値は厚さ変化量の 一心周期中の一部期間から決定することができる。

[0181] 図 8のグラフ 8bおよび 8fから明らかなように、一部期間が、脈波の S波および P波が 観測される時期を含んでいれば、最大値および最小値は正しく求められる。本実施 形態では、最大値および最小値を求めるための期間を一心周期の連続した一部に 設定する。

[0182] 最大値および最小値を求めるための期間を短くすることにより、ノイズを誤って最大 値あるいは最小値として認識する可能性を低下させることができる。たとえば、一心周 期内の駆出期のみで計測を行う場合、駆出期は一心周期全体の約 30%の時間を占 めるため、ノイズの影響を受ける可能性を 1Z3以下に低減することができる。また、 計測時間を短くすることにより、演算すべき計測値の量も低減できるため、多くのメモ リを超音波診断装置に搭載したり、演算処理能力の高い高性能な、コンピュータを用 いる必要がなぐ超音波診断装置の製造コストを低減させることができる。あるいは高 速で計測が可能な超音波診断装置が実現する。

[0183] 図 8を参照して、第 1の実施形態で説明したように、脈波の S波および P波が観測さ れる時刻、あるいは、厚さ変化量の最大値 blおよび最小値 b2が得られる時刻は、生 体信号を用いて容易に決定できる。たとえば、生体信号検出手段として心電計 22を 用いる場合には、データ取得期間を R波カゝら T波までの期間とすることで、好適に厚 さ変化量の最大値および最小値を求めることができる。 R波の替わりに P波、 Q波、 S 波を用いてもよいし、 R波を基準としてデータ取得期間を R波から 0. 5秒後までとした り、 R波から一心周期の 40%に相当する時間後までとしても同様の効果が得られる。

[0184] また、生体信号検出手段として心音計を用いる場合には、データ取得期間を I音か ら II音までの期間とすることで、好適に厚さ変化量の最大値および最小値を求めるこ とができる。 I音の替わりに IV音を用いたり、 II音の替わりに III音を用いてよい。また、 I音を基準としてデータ取得期間を I音力も 0. 5秒後までとしたり、 I音の一心周期の 1 0%に相当する時間前から I音の 30%相当時間後までとしても同様の効果が得られ る。

[0185] 生体信号検出手段として脈波計を用いる場合には、データ取得期間を S波から C 波までの期間とすることで、好適に厚さ変化量の最大値および最小値を求めることが できる。 C波の替わりに T波や D波を用いてもよいし、 S波を基準とし、データ取得期 間を S波力も 0. 5秒後までとしたり、 S波の一心周期の 10%に相当する時間前力も S 波の 30%相当時間後までとしてもよ!/、。

[0186] さらに、超音波診断装置の外部に生体信号検出手段として別途機器を設け、生体 信号を取り込まなくても、超音波診断装置 11が測定する数値をトリガー信号としても よい。図 8のグラフ 8aに示すように、測定した頸動脈血管内の任意位置における位置 変位量には、点 al、 a2および a3示されるような位置変位量の変化が他の部分に比 ベて特徴的な極大点あるいは極小点が見られる。このため、点 al、 a2、 a3を演算部 19において抽出し、これらを用いて一心周期内の厚さ変化量の最大値および最小 値を求める期間を決定することもできる。なお、点 alは血管 3の測定対象部位におけ る血圧最小点、点 a2は測定対象部位における血圧最大点、点 a3はダイクロティック ノッチにそれぞれ由来するイベントである。

[0187] 位置変位量に基づき計測期間を定める場合には、たとえば、データ取得期間を点 a 1力も a3までの期間とすることで、好適に厚さ変化量の最大値および最小値を求める ことができる。また、点 a3の替わりに点 a2を用いてもよいし、点 alを基準としてデータ 取得期間を al力も 0. 5秒後までとしたり、 alの一心周期の 10%に相当する時間前 力 a2の 10%相当時間後までとしてもよ!/、。

[0188] また、グラフ 8cに示すように、血管内径変化量から図中に示すよう点 cl、 c2、およ び c3を抽出し、計測期間の設定に用いてもよいし、グラフ 8bに示した厚さ変化量自 体から点 bl、 b2、 b3を抽出し、計測期間の設定を行ってもよい。

[0189] 上述した生体信号検出手段により得られる生体信号を利用して、たとえば、図 1お よび図 2に示すように、心電計 22から得られる心電波形を演算部 19に入力し、上述 したように R波を検出したら、厚さ変化量の演算を行い、 T波を検出したら演算を中断 すればよい。 R波および T波の検出は、たとえば、演算部 19において、心電波形中 の振幅の大きさと、心電波形を微分して得られる値と、それらが出現するタイミングと を用いることによって行うことができる。あるいは、この検出を心電計 22において行い 、 R波および T波の検出に基づいて、制御信号を演算部 19へ出力させてもよい。

[0190] また、生体信号のトリガーとなる波形などの特異信号のタイミングが厚さ変化量の最 大値および最小値が得られるタイミングと近接していたり、厚さ変化量の最大値およ び最小値が得られるタイミングより後に得られる特異信号をトリガーとする場合には、 トリガーとして用いる特異信号が得られた周期の次の心周期における計測期間のトリ ガーとすればよい。 [0191] 上述したように、厚さ変化量は厚さを規定する 2点間の位置変位量の差によって求 められる。したがって、厚さ変化量の最大値および最小値を求める期間に得られた 2 点間の位置変位量力 厚さ変化量の最大値および最小値を求めればよい。超音波 診断装置 11は一心周期の全体、つまり連続して、位置変位量を測定し、得られた位 置変位量のうち、上述の厚さ変化量の最大値および最小値を求める期間内に得られ る位置変位量を抽出して厚さ変化量の最大値および最小値を求めてもょ 、。ある 、 は、超音波診断装置 11は一心周期中の上述した期間のみにおいて、断続的に位置 変位量を測定し、厚さ変化量の最大値および最小値を求めてもよい。厚さ変化量の 最大値および最小値を求めるための計算は、生体信号などにより設定する上述した 期間にリアルタイムで行ってもよ!、し、上述した期間とずれて!/、てもよ!/、。

[0192] 被検体の個体差を考慮すると、厚さ変化量の最大値および最小値を求める計測期 間は、一心周期の 5%以上 75%以下の長さであることが好ましい。計測期間が、一 心周期の 5%より短いと厚さ変化量の最大値および最小値の少なくとも一方が得られ ない可能性がある。また、一心周期の 75%より長いと、計測期間を短縮した効果が十 分には得られなくなり、ノイズによる影響を受け易くなる可能性がある。したがって、上 述した生体信号をトリガーとし計測期間を設定する場合、計測期間がこの範囲内とな るように設定することが好ましい。計測期間をこの長さに設定することによって、演算 量を 25%から 95%程度低減し、また、ノイズによる影響を 25%から 95%程度低減す ることができると考えられる。

[0193] また、超音波診断装置による診断中は生体を安静状態にするため、心周期の変動 は少ない。このため計測期間の設定は必ずしも毎回行う必要はなぐ上述した生体 情報に基づき、計測期間をいつたん設定した後、計測期間を同じ周期で繰り返して 計測を行ってもよい。一方、心周期ごとに生体信号を検出し、生体信号に基づいて 計測期間を決定すれば、生体の心周期が不整脈などにより不規則である場合にも、 確実に弾性特性の計測を行うことができる。

[0194] 本実施形態では、一種類の生体信号検出手段から得られる特異信号を用いて計 測期間を設定する例を説明したが、複数の生体信号検出手段から得られる特異信 号を用いて計測期間を設定してもよい。たとえば、心電波形の R波を計測期間の開 始を設定する信号として用い、血管内径変化量の点 c3を計測期間の終了を設定す る信号として用いてもよい。

[0195] また、本実施形態では、最大厚さ変化量を求めるにあたり、厚さ変化量の最大値と 最小値とを求めている力 厚さそのものを測定し、この最大値と最小値とから最大厚 さ変化量を求めてもよい。厚さ変化量が既知である場合、厚さ変化量の測定開始時 の厚さがわかれば、厚さの時間変化量は、測定開始時の厚さと厚さ変化量との和に より求めることができる。測定開始時の厚さとは、二つの位置変位量を求める任意の 二点間距離の初期値に他ならず、本実施形態にて説明した超音波診断装置では既 知のパラメータである。

[0196] 次に、確度判定部 33'を説明する。確度判定部 33'は、最大最小値演算部 31c'で 求めた最大値および最小値に基づいて、最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の 少なくとも 1つの確度を判定する。具体的には、最大値が得られた時刻と最小値が得 られた時刻とを比較し、比較結果に基づ 、て確度を判定する。

[0197] 図 17は、心臓の収縮期の開始に一致して一心周期を決定した場合における一心 周期分の厚さ変化波形を示している。一心周期内に最大値および最小値を求める 一部期間を第 1の期間として設定している。第 1の期間内において、最大値 D (t )

max は時刻 t において得られ、最小値 D (t )は時刻 t において得られる。通常の厚さ max min min

変化量 D (t)においては、図 17に示したように測定期間を設定した場合、最大値の ほうが最小値よりも早い時刻に観察される。このため、時刻 t および時刻 t は、 t

max max max

<t の関係を満たしており、確度判定部 33'は、この最大値 D (t )および最小値 D max max

(t )を用いて計算される最大厚さ変化量、歪または弾性特性の確度が高いと判定 min

する。

[0198] 一方、たとえば超音波反射波の振幅が極端に小さ力つたり、ノイズが含まれていた りした場合、そのような箇所の反射波信号を使用して求めた位置変位量は、正確な 数値とはならないことがある。具体的には、全体として振幅が大きい波形となったり、 小さい波形となったりする。この時、その位置変位量を用いて求めた厚さ変化波形は 、図 18に示すように、の正負が逆転する。また、第 1の実施形態において図 10A、 10 B、 11Aおよび 1 IBを参照して説明した理由によっても厚さ変化波形の正負が逆転 する。図 18に示す波形において、図 17と同様に最大値および最小値を求めると、最 大値 D' (t ' )は時刻 t ，において得られ、最小値 D' (t )は時刻 t ，において得

max max min min

られる。このとき、時刻 t ，および時刻 t ，は、 t ' <t ，となり、正しい関係を満たさ

max min max min

ない。このため、この場合は、確度判定部 33'は、最大値 D' (t ' )および最小値 D'

max

(t )を用いて計算される最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の確度が低いと判 min

定する。

[0199] 確度判定部 33'は、最大値および最小値に基づいて、最大厚さ変化量、歪みまた は弾性特性の確度が低いと判定した場合、第 1の実施形態で詳細に説明したように 、最大厚さ変化量、歪みまたは弾性特性を所定の値 (たとえば 0や負の数など）に設 定する。あるいは、確度判定部 33'は、確度を示す情報を生成してもよい。確度を示 す情報は、「確度が高い」かまたは「確度が低い」であり、これらの情報に対応させて 適当な数値 (例えば 1と 0など）生成すればょ 、。

[0200] 表示部 21は、確度判定部 33'による確度の判定結果を反映させて、最大厚さ変化 量、歪みまたは弾性特性を表示させる。確度が低いと判定された最大厚さ変化量、 歪みまたは弾性特性を所定の値に設定した場合には、通常の最大厚さ変化量ゃ弹 性特性を表示する際には用いられな 、配色 (たとえば黒など)を混ぜて表示したり、 確度に応じて透過度を変えたりして表示してもよい。また、確度判定部 33'が確度を 示す情報を生成して 、る場合には、別の二次元マップを確度情報専用表示マップと して用い、あら力じめ用意した配色に従って確度を表示してもよい。具体的な表示方 法は第 1の実施形態における表示と同様に行うことができる。

[0201] なお、確度判定部 33'において、最大値が得られる時刻および最小値が得られる 時刻にもとづいて確度を判定する条件は厚さ変化波形における一心周期の設定の 仕方に依存する。図 19に示すように、一心周期の開始を規定するトリガー位置を図 8 のグラフ 8bにおける blと b2との間、つまり、心電波形の S波や心音波形の I音を検出 した 0. 1秒後を一心周期の開始時刻としてもよい。この場合には、確度判定部 33'は 、最大値 D (t )が得られた時刻 t と最小値 D (t )が得られた時刻 t とは、 t >t

max max min min max minの関係を満たして 、る場合に確度が高 、と判定する。

[0202] また、確度判定部 33'は、他の方法により確度を判定してもよい。図 20に示すよう に、一心周期内の一部期間に最大値および最小値を求めるための第 1の期間を設 定し、さらに第 1の期間内に最大値および最小値出現予測期間 (第 2の期間）を設定 する。最大値および最小値出現予測期間は、循環器系のメカニズムを考慮して設定 されており、たとえば期間内に厚さ変化量の最大値と最小値が出現する確率が 99. 9%となるように設定することが好ましい。最大値および最小値出現予測期間は、最 大値および最小値測定期間と同様に、心電波形や心音波形等の生体信号や、位置 変位量波形等に基づき設定することが可能である。

[0203] 確度判定部 33'は、最大最小値演算部 31c'が決定した最大値および最小値のそ れぞれが得られた時刻が、最大値および最小値出現予測期間であるかどうかを判定 し、期間内である場合には、その最大値および最小値力 得られた最大厚さ変化量 、歪みまたは弾性特性の確度が高いと判定する。

[0204] 図 20では、最大値および最小値のそれぞれが得た時刻 t および t がそれぞれ

max min

最大値および最小値出現予測期間であるため、確度判定部 33'は、頻度が高いと判 定する。

[0205] 図 21に示すように、厚さ変化量波形中にノイズが含まれ、そのノイズが最小値 D' ' ( t ' ' )として測定されている場合、時刻 t "は、最大値および最小値出現予測期間 min min

外である。このため、最大値， '（t " )および最小値 D' ' (t " )力 得られる最大

max min

厚さ変化量、歪みまたは弾性特性の確度は低 、と判定される。

[0206] なお、最大値および最小値が出現する確率の高い期間は 1つの連続した期間でな くてもよく、図 22に示すように、最大値が出現する確率の高い最大値出現予測期間と 、最小値が出現する確率の高 、最小値出現予測期間とを第 1の期間内に設定しても よい。この場合には、最大値が得られた時刻が最大値出現予測期間内であるかどう かおよび最小値が得られた時刻が最小値出現予測期間内であるかどうかを確度判 定部 33 'は判定する。

[0207] また、上述した複数の確度を判定する方法を組み合わせてもよ!/、。複数の確度判 定方法を組み合わせることで、より精度の高い確度情報を得ることができる。たとえば 、図 21に示した厚さ変化波形が得られた場合、最大値および最小値が得られた時刻 の比較のみでは、 t " <t "の関係を満たしているため、確度が高いと判定される 力 最大値および最小値出現予測期間を用いた判定を行うことによって正しく確度を 半 U定することができる。

[0208] このように、本発明の超音波診断装置によれば、厚さ変化量の最大値および最小 値が得られた時刻に基づいて確度を判定することにより、得られた最大厚さ変化量、 歪み、弾性特性の信頼性を評価し、正確で信頼性の高い診断を行うことが可能とな る。

[0209] (第 3の実施形態）

以下、本発明の超音波診断装置の第 3の実施形態を説明する。図 23は、第 3の実 施形態の超音波診断装置の主要部の構成を示すブロック図である。図 23には図示 していないが、第 3の実施形態の超音波診断装置は、第 1の実施形態と同様、送信 部 14、受信部 15、遅延時間制御部 16、位相検波部 17、フィルタ部 18および制御部 30を備えている。これら各部は第 1の実施形態で説明したように動作する。

[0210] 本実施形態の超音波診断装置は、心周期毎に得られる最大厚さ変化量、歪みまた は弾性特性の全体が信頼性の高いものであるかどうかを判定する。このために、演算 部 19は、形状測定値演算部 31と、性状測定値演算部 32と、合否演算部 33とを含む

[0211] 第 1の実施形態において詳細に説明したように、形状測定値演算部 31は性状特性 を求める。具体的には、位相検波信号の実部信号および虚部信号を用いて、生体の 組織内部に設定された複数の測定対象位置における位置変位量を求め、さらに、複 数の位置変位量に基づく任意の 2点間の厚さ変化量を求める。性状特性値演算部 3 2は性状特性値を求める。具体的には、厚さ変化量の最大値と最小値との差力 歪 みまたは弾性特性を求める。厚さ変化量の最大値と最小値は第 1および第 2の実施 形態において説明したように、一心周期内に設定された一部期間や最大値測定期 間および最小値測定期間から求めてもよい。心周期の一部期間から最大値と最小値 とを求めることによって、第 1および第 2の実施形態で説明したように、ノイズによる計 測誤差を低減させることができる。

[0212] 合否演算部 33は、形状測定値演算部 31が求めた最大厚さ変化量、または性状測 定値演算部 32が求めた歪み量や弾性特性が信頼できる数値力否かをすベてのデ ータに対して演算する。例えば、弾性特性が 6行 5列の 2次元マトリックスとして得られ る場合、各位置における弾性特性値が信頼できる値であるかどうかの合否を演算す る。合計 30箇所について合否の演算を行うことになる。合否の判定方法としては、例 えば厚さ変化量に着目した場合、血圧の増加により本来減少するはずの厚さが逆に 増カロしているデータを不合格としたり、厚さが最大値 (あるいは最小値)を示すタイミン グと血圧値が最小値 (あるいは最大値)を示すタイミングとが、予め定めた閾値を越え て 、るデータを不合格としたりする方法等がある。

[0213] 合否演算部 33は、このようにして求めた各位置における合否比率を演算する。図 2 4Aは、 6行 5列の弾性特性に合否情報を付加した弾性特性画像を示している。画像 表示する領域は、第 1の実施形態で説明したように表示 21の画面上に示される ROI を指定することにより、決定される。図 24Aにおいて、不合格と判定された箇所は黒 色で示されている。 30箇所のうち、合格であると判定されたデータは 18箇所であり、 その合格率は 60%である。このうち、 1行目および 6行目に位置するデータは、血管 壁外の組織力 得られたデータである。このため、正しい弾性率を示していない。合 否演算部 33は合格率の代わりに不合格率を求めてもよ!ヽ。

[0214] 図 24Bは、図 24Aに示す弾性特性画像カゝら血管壁の部位だけを抽出した画像で ある。空間分布画像中から血管壁に相当する領域を抽出するには、たとえば音響ィ ンピーダンスの差を利用することができる。あるいは、 ROIを調節し、血管壁のみを含 むように設定してもよい。血管壁を示す 20箇所のうち、合格データは 18箇所であり、 その合格率は 90%である。以下では、求めた合格率を用いて超音波診断装置の表 示を制御する方法について詳述するが、合否の判定を行うデータには、弾性特性を 求めたい領域のみを含むことが好ましい。このため、図 24Aで示す領域よりも図 24B に示すよう領域における合否を判定し、得られた合否結果に基づく合格率を表示の 制御に用いるほうが好ましい。

[0215] 求められた合格率は、合否演算部 33において、演算データ記憶部 20に記憶され ている予め定められた閾値と比較される。合格率が閾値以上である場合、合否演算 部 33は合否率が優れていることを示す表示信号を表示部 21へ出力する。表示部 21 は表示信号に基づき、画像データを表示する。例えば閾値が 80%と定められている 場合には合格率が 90%の画像データは、表示部 21に表示される。また、閾値が 95 %の場合には、画像データは表示部 21には表示されない。合否演算部 33が不合格 率を求める場合には、不合格率が閾値以下である場合に合否比率が優れて ヽること を示す表示信号を出力する。つまり、合否比率と閾値が所定の条件を満たしている ばあいに表示信号を生成する。合否演算部 33は、このような動作を生体の心周期毎 に行う。

[0216] 図 25は、合格率を用いて超音波診断装置を制御する一例を示すフローチャートで ある。合否演算部 33が求めた合格率 aと超音波診断装置の操作者が予め設定した 合格率の閾値 Aとの比較結果に基づ ヽて、空間分布画像の表示を制御する方法を 示している。以下で説明する手順は、たとえば、コンピュータに実行可能なプログラム あるいはファームウェアなどとして超音波診断装置に設けられた ROMなどの記録媒 体に記録されている。

[0217] まず、測定を行う前に、操作者は合格率の閾値 Aを定め、超音波診断装置に設定 する (ステップ Sl)。次に操作者は、超音波診断装置を操作して、分布画像演算部 3 4にて所望の箇所の形状測定値や性状測定値、例えば弾性特性を測定し (ステップ S2)、その空間分布画像 Fを演算させる (ステップ S3)。そして合否と合格率 aとを求

1 1 め（ステップ S4)、合格率 aを閾値 Aと比較する (ステップ S5)。合格率 aが閾値 Aより

1 1

も大きい場合には、合否演算部 33から出力される表示信号に基づき、空間分布画 像 Fは表示部 21に表示され (ステップ S6)、この心周期における動作を完了する。そ

1

してステップ S2へと戻り、ステップ 2からステップ 6を繰り返し実行する。一方、合格率 aが閾値 Aよりも小さい場合には、空間分布画像 Fは表示せず、この心周期におけ

1 1

る動作を完了し、ステップ S2へと戻る。以前の空間分布画像 Fが表示部 21に表示さ

0

れている場合には、その画像が維持される。

[0218] ここで、図 25における分布画像演算 (ステップ S3)と合格率演算 (ステップ S4)の順 序は逆でも力まわない。その場合のフローチャートを図 26に示す。図 26に示した制 御方法と図 25の制御方法との違いは、図 26の方法では合格率 aが閾値 Aを越えた と判定された場合 (ステップ S 14)のみ空間分布画像 Fを演算する (ステップ S 15)点 にある。すなわち、図 26に示した制御方法のほうが分布画像演算部 34の演算量が 少ないという効果がある。

[0219] 合格率 a_nは、求められるたびに表示部 21に表示させてもよい。画像 Fが表示されな くとも、合格率を表示させて操作者に知らせることで、操作者は測定の合格率が上昇 しているのか下降しているの力を知り、測定部位や測定する姿勢の適不適を判定す ることがでさる。

[0220] 操作者が測定を中断あるいは終了したい場合、操作者は超音波診断装置にフリー ズ信号を入力することができる。フリーズ信号は、図 25および図 26に示したどのステ ップにおいても入力することが可能であり、超音波診断装置はフリーズ信号の入力を 確認すると、すべての測定を中止する。表示部 21上には合格率 aが閾値 Aよりも大 きい画像のなかで、最後に得られた空間分布画像 Fと、このときの合格率 aとを表示 する。

[0221] このような動作を行うために、図 25のステップ S6および図 26のステップ 16において 、空間分布画像 Fを表示するだけでなぐ閾値 Aを越えた空間分布画像 Fと合格率 aとを演算データ記憶部 20に記憶することが好ましい。これら画像 Fと合格率 aとを 記憶しておくと、操作者はフリーズ後に閾値 Aを越えた信頼性の高 ヽ画像のみを閲 覧することが可能となり、効率的な診断を行うことができる。また、フリーズ信号が入力 されたときに、測定開始力もフリーズ信号入力までの期間において、最も合格率の高 い場合の画像 Fを演算データ記憶部 20から読み出し、これを表示部 21上に表示さ せる制御をすることも可能となる。なお、フリーズ信号の入力によってすベての測定を 中止せず、表示だけを保持するよう制御してもよい。

[0222] 図 27は、本実施形態の超音波診断装置において、心周期毎に求められた合格率 aを示すグラフである。横軸は計測開始力 空間分布画像が得られた回数、つまり計 測開始からの心周期の回数を示している。閾値 Aは 90%に設定されている。計測開 始直後は、被験者あるいは、超音波プローブ 13を保持する操作者の姿勢や呼吸状 態が安定していないなどの理由により、合格率 aは小さいが、次第に合格率 aは大き くなつてゆく。図 27において、横軸上の数字に丸をつけて示すように、 5〜8および 1 0心周期目に得られた合格率 aは、閾値 Aより大きい。超音波診断装置は、閾値 Aよ りも大きい合格率が得られたときの空間分布画像を表示部 21に表示する。具体的に は、計測開始後、 4心周期までは表示部 21に空間分布画像が表示されず、その後、 5心周期目に初めて空間分布画像 Fが表示される。以降、 8心周期まで心周期毎に

5

空間分布画像が更新表示される。 9心周期目に得られる合格率 aは閾値 Aよりも小さ い。このため、 9心周期目では、空間分布画像の更新表示を行わず、空間分布画像 Fの表示を維持する。その後、 10心周期目で表示を更新し空間分布画像 F を表示

8 10 する。

[0223] このように、本実施形態によれば、合否演算部 33が求めた合格率 aと操作者が予め 設定した閾値 Aとを比較し、閾値 Aよりも優れた合格率 aの場合のみ空間分布画像 F を表示する。このため、操作者はある一定の信頼性を有する測定結果のみを選択的 に見ることができ、より正確な診断を行うことが可能となる。

[0224] また、合格率 aを利用して測定の終了を制御してもよ 、。たとえば、閾値 A'として、 計測結果が充分な信頼性を有していることを示す値を設定し、合格率 aが閾値 A'よ りも優れているかどうかを判定する。合格率 aが閾値 A'よりも優れていた場合、計測 を終了して最後に得られた空間分布画像をプリントアウトしたり、記録媒体に記録を 行う。この制御は、上述した空間分布画像の表示の制御と組み合わせてもよい。空間 分布画像の表示も行う場合には、測定終了の制御に用いる閾値 A'は、空間分布画 像を表示させるために用いる閾値 Aよりも計測の信頼性が高 、ことを示す数値である ことが好ましい。これにより、計測の開始後、計測信頼性が充分高まった時点で自動 的に測定を終了させ、所望の空間分布画像を得ることができる。

[0225] なお、本実施形態では血管壁の弾性特性の二次元分布を求める場合を例示して いるが、本発明の超音波診断装置は、心臓等の血管壁以外の循環器組織や、肝臓 や乳房等の体組織も好適に測定できる。

[0226] また、本実施形態では、形状測定値や性状測定値の二次元分布を測定し、心周期 毎の画像として表示する超音波診断装置を説明したが、 3Dメカ-カルプローブなど を用いて形状測定値や性状測定値の三次元分布を測定し、心周期毎の画像として 表示してちょい。

[0227] 上記形態では、合格率と閾値とを比較し、比較結果に基づ!、て表示部 21の制御を おこなつている。このため、超音波診断装置による計測初期においては、計測が安定 しないために、合格率が閾値をな力なか越えず、画像が表示されない場合があり得 る。このような場合には、合格率そのものを基準として表示を制御することによって計 測初期においても画像を表示させることができる。

[0228] 具体的には、演算データ記憶部 20は、合否比率および形状特性値および性状特 性値の少なくとも一方を記憶する。合否演算部 35は、合否比率を演算するたびに、 演算データ記憶部 20に記憶されている合否比率の最良値と演算した合否比率とを 比較し、合否比率が最良値よりも優れている場合には表示信号を生成する。演算デ ータ記憶部 20は、記憶されている合否比率の中で、合否比率の最良値およびそのと きの形状特性値および性状特性値が特定できるようにすベての合否比率、形状特性 値および性状特性値を記憶していてもよい。あるいは、常に合否比率の最良値とそ の値が得られた時の形状特性値および性状特性値のみを更新しながら記憶してもよ い。

[0229] 図 28は、合格率 aを用いて超音波診断装置を制御する一例を示すフローチャート である。合格率 aの演算方法は上述した通りである。合否演算部 33が求めた合格率 aと超音波診断装置の操作者が予め設定した期間内の合格率最大値 a との比較 n best 結果に基づいて、空間分布画像 Fの表示を制御する。

[0230] まず、操作者は超音波診断装置を操作し、上述したように分布画像演算部 34によ り所望の箇所の形状測定値や性状測定値、たとえば、弾性特性を測定する (ステップ S21)。次に、測定した弾性特性の空間分布画像 Fや、画像 Fの合格率 aを求め、こ

1 1 1 れらを表示部 21にて表示する (ステップ S22)。 合否演算部 33は、画像 Fと合格率

1 aとをこの時点での最良値 F と a として演算データ記憶部 20へそれぞれ記憶させ

1 best best

る（ステップ S 23)。

[0231] 次の心周期において、分布画像演算部 34は弾性特性を測定し (ステップ S24)、分 布画像 Fを演算する (ステップ S25)。そして合否と合格率 aとを求め (ステップ S26)

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、合格率 aを合格率最大値 a と比較する (ステップ S27)。合格率 aが合格率最大

2 best 2

値 a よりも大きい場合には、画像 Fと合格率 aは新たに F と a として記憶され (ス best 2 2 best best

テツプ S28)、空間分布画像 Fは表示部 21にて表示され (ステップ S29)、この心周

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期における動作を完了する。そしてステップ S24へと戻り、ステップ 24〜ステップ 29 を繰り返し実行する。一方、合格率 aが合格率最大値 a よりも小さ 、場合には、空

2 best

間分布画像 Fは表示せず、この心周期における動作を完了し、ステップ S24へと戻

2

る。

[0232] 操作者が測定を中断あるいは終了したい場合、操作者は超音波診断装置にフリー ズ信号を入力することができる。フリーズ信号は、図 28に示したどのステップにおい ても入力することが可能であり、超音波診断装置はフリーズ信号の入力を確認すると 、すべての測定を中止する。表示部 21上には合格率最大値 a と空間分布画像 F best best とを表示する。なお、フリーズ信号の入力によってすベての測定を中止せずとも、表 示だけを保持するよう制御してもよ 、。

[0233] 図 29は、本実施形態の超音波診断装置において、心周期毎に求められた合格率 aを示すグラフである。図 27と同様、横軸は計測開始力も空間分布フレームが得ら れた回数、つまり計測開始力 の心周期の回数を示している。計測開始直後は、被 験者あるいは、超音波プローブ 13を保持する操作者の姿勢や呼吸状態が安定して いないなどの理由により、合格率 aは小さいが、次第に合格率 aは大きくなつてゆく。 図 29において、横軸上の数字に丸をつけて示す心周期では、最良値 F と a が更 best best 新される。このため、空間分布画像が更新表示される。つまり、開始直後は、心周期 毎に合格率 aが大きくなるため、心周期毎に空間分布画像が更新される。やがて、 計測が安定し、合格率 aがほぼ一定の値をとるようになると、合格率 aがさらに計測 の信頼性が高い値を示す場合のみ空間分布画像が更新される。

[0234] このように本実施形態によれば、測定開始直後は頻繁に空間分布画像を更新して 表示するが、計測が安定してくると、最も信頼性の高い場合の空間分布画像を維持 する。このため、計測が安定するにつれて表示部に表示される画像が見易くなり、ま た、信頼性の高い測定結果を選択的に見ることができる。これにより、操作者はより正 確な診断を行うことが可能となる。

産業上の利用可能性

[0235] 本発明の超音波診断装置は、生体組織の性状特性および形状特性の測定に好適 に用いられ、弾性特性の測定に適している。また、血管壁の弾性特性を測定し、動脈 硬化病変の発見や動脈硬化の予防に好適に用いられる。

Claims

請求の範囲

[1] 生体の組織へ超音波送信波を送信するための超音波プローブを駆動する送信部 と、

前記超音波送信波が前記生体の組織において反射することにより得られる超音波 反射波を、前記超音波プローブを用いて受信し、受信信号を生成する受信部と、 前記受信信号を位相検波し、位相検波信号を生成する位相検波部と、 前記位相検波信号から前記生体の組織に設定された複数の測定対象位置におけ る位置変位量をそれぞれ演算する位置変位量演算部と、

前記位置変位量から、前記複数の測定対象位置に基づ!ヽて設定された任意の 2 点間の厚さまたは厚さ変化量を複数求める厚さ変化量演算部と、

前記生体の一心周期の一部の期間にそれぞれ設定された最大値測定期間および 最小値測定期間において、各厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値をそれ ぞれ決定する最大最小値演算部と、

を備え、前記各厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値の差から最大厚さ変化 量、歪みおよび弾性特性の少なくとも ヽずれかひとつをそれぞれ計算する超音波診 断装置。

[2] 前記厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値と、前記生体の血圧値に関する 情報を受け取り、前記厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値の差および前記 血圧値に基づいて弾性特性を計算する性状特性値演算部をさらに備える請求項 1 に記載の超音波診断装置。

[3] 前記最大値測定期間および最小値測定期間は前記生体の一心周期において重 ならな 、ように設定されて 、る請求項 1または 2に記載の超音波診断装置。

[4] 前記最大値測定期間および最小値測定期間の少なくとも一方は、前記生体力 得 られる生体信号に同期して設定される請求項 1または 2に記載の超音波診断装置。

[5] 前記生体信号は心電計により得られる心電波形である請求項 4に記載の超音波診 断装置。

[6] 前記最大値測定期間および最小値測定期間の少なくとも一方は、前記心電波形 の P波、 Q波、 R波、 S波、 T波および U波のうちの少なくとも一つに基づいて設定され る請求項 5に記載の超音波診断装置。

[7] 前記生体信号は心音計により得られる心音波形である請求項 4に記載の超音波診 断装置。

[8] 前記最大値測定期間および最小値測定期間の少なくとも一方は、前記心音波形 の I音、 II音、 III音および IV音のうちの少なくとも一つに基づいて設定される請求項 7 に記載の超音波診断装置。

[9] 前記生体信号は脈波波形である請求項 4に記載の超音波診断装置。

[10] 前記最大値測定期間および最小値測定期間の少なくとも一方は、前記脈波波形 の S波、 P波、 T波、 C波および D波のうちの少なくとも一つに基づいて設定される請 求項 9に記載の超音波診断装置。

[11] 前記最大値測定期間および最小値測定期間の少なくとも一方は、前記位置変位 量演算部によってあらかじめ求められた位置変位量波形に基づいて設定される請求 項 1または 2に記載の超音波診断装置。

[12] 前記厚さ変化量演算部は、前記位置変位量から前記体組織の厚さ変化量を示す 厚さ変化量波形をあらかじめ求め、前記最大値測定期間および最小値測定期間の 少なくとも一方は、前記厚さ変化波形に基づいて設定される請求項 1または 2に記載 の超音波診断装置。

[13] 前記厚さ変化量演算部は、前記位置変位量から前記体組織に含まれる血管の径 変化量を示す血管径変化量波形をあらかじめ求め、前記最大値測定期間および最 小値測定期間の少なくとも一方は、前記血管径変化量波形に基づいて設定される請 求項 1または 2に記載の超音波診断装置。

[14] 前記最大値測定期間および最小値測定期間は、それぞれ前記一心周期の 1%以 上 25%以下の長さである請求項 1または 2に記載の超音波診断装置。

[15] 前記厚さまたは厚さ変化量の最大値と最小値との比較結果に基づ!、て、前記最大 厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つの確度を判定する確度判定部を さらに備える請求項 1または 2に記載の超音波診断装置。

[16] 前記確度判定部は前記最大値が前記最小値と等 、かまたは小さ!/、場合、前記 最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つの確度が低いと判定する請 求項 15に記載の超音波診断装置。

[17] 前記厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値の少なくとも一方が得られた時 刻と対応する前記最大値測定期間および最小値測定期間の少なくとも一方との関係 に基づいて、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つの確度を 判定する確度判定部をさらに備える請求項 1または 2に記載の超音波診断装置。

[18] 前記厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値の少なくとも一方が得られた時刻 が対応する測定期間の開始時刻または終了時刻と一致する場合、前記最大厚さ変 化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つ確度が低いと判定する請求項 17に記載 の超音波診断装置。

[19] 前記最大最小値演算部または前記性状特性演算部は、前記確度に基づ!、て、前 記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくともいずれかひとつを所定の値に 設定する請求項 15または 16に記載の超音波診断装置。

[20] 前記確度判定部は、前記確度を示す情報を生成する請求項 15または 16に記載の 超音波診断装置。

[21] 前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つを表示する表示部をさ らに備える請求項 19に記載の超音波診断装置。

[22] 前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つを表示する表示部をさ らに備え、前記確度を示す情報に基づいて、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性 特性の少なくとも 1つを前記生体の組織における位置に応じた二次元表示を行う請 求項 20に記載の超音波診断装置。

[23] 前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つと、前記確度を示す情 報に基づく確度とをそれぞれ前記生体の組織における位置に応じた二次元表示を 行う表示部をさらに備えた請求項 20に記載の超音波診断装置。

[24] 超音波診断装置の制御部による超音波診断装置の制御方法であって、

超音波送信波を送信し、前記超音波送信波が前記生体の組織にお!ヽて反射する ことにより得られる超音波反射波を超音波プローブを用いて受信し、受信信号を生成 するステップ (A)と、

前記受信信号を位相検波し、位相検波信号を生成するステップ (B)と、 前記位相検波信号から前記生体の組織に設定された複数の測定対象位置におけ る位置変位量をそれぞれ演算するステップ (C)と、

前記位置変位量から、前記複数の測定対象位置に基づ!ヽて設定された任意の 2 点間の厚さまたは厚さ変化量を複数求めるステップ (D)と、

前記生体の一心周期の一部の期間にそれぞれ設定された最大値測定期間および 最小値測定期間において、各厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値をそれ ぞれ決定するステップ (E)と、

前記各厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値の差から最大厚さ変化量、歪 みおよび弾性特性の少なくとも ヽずれかひとつをそれぞれ演算ステップと (F)、 を包含する超音波診断装置の制御方法。

[25] 前記ステップ (F)は、前記厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値と、前記生 体の血圧値に関する情報を受け取り、前記厚さまたは厚さ変化量の最大値および最 小値の差および前記血圧値に基づいて弾性特性を計算する請求項 24に記載の超 音波診断装置の制御方法。

[26] 前記ステップ (E)にお 、て、前記最大値測定期間および最小値測定期間は前記 生体の一心周期において重ならないように設定されている請求項 24または 25に記 載の超音波診断装置の制御方法。

[27] 前記ステップ (E)において、前記最大値測定期間および最小値測定期間の少なく とも一方は、前記生体から得られる生体信号に同期して設定される請求項 24または

25に記載の超音波診断装置の制御方法。

[28] 前記生体信号は心電計により得られる心電波形である請求項 27に記載の超音波 診断装置の制御方法。

[29] 前記厚さまたは厚さ変化量の最大値と最小値との比較結果に基づ!、て、前記最大 厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つの確度を判定するステップ (G1) をさらに包含する請求項 24または 25に記載の超音波診断装置の制御方法。

[30] 前記ステップ (G1)にお 、て、前記最大値が前記最小値と等 、かまたは小さ!/、場 合、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つの確度が低いと判 定する請求項 29に記載の超音波診断装置の制御方法。

[31] 前記厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値の少なくとも一方が得られた時 刻と対応する前記最大値測定期間および最小値測定期間の少なくとも一方との関係 に基づいて、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つの確度を 判定するステップ (G2)をさらに包含する請求項 24または 25に記載の超音波診断装 置の制御方法。

[32] 前記ステップ（G2)にお 、て、前記厚さまたは厚さ変化量の最大値および最小値の 少なくとも一方が得られた時刻が対応する測定期間の開始時刻または終了時刻と一 致する場合、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つ確度が低 V、と判定する請求項 31に記載の超音波診断装置の制御方法。

[33] 前記確度に基づいて、前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくともい ずれかひとつを所定の値に設定するステップ (H)をさらに包含する請求項 29または 30に記載の超音波診断装置の制御方法。

[34] 前記ステップ (G2)は、前記確度を示す情報を生成する請求項 29または 30に記載 の超音波診断装置の制御方法。

[35] 前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つを表示するステップ (I

1)をさらに包含する請求項 33に記載の超音波診断装置の制御方法。

[36] 前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つを表示するステップ (I

2)をさらに包含し、前記確度を示す情報に基づいて、前記最大厚さ変化量、歪みお よび弾性特性の少なくとも 1つを前記生体の組織における位置に応じた二次元表示 を行う請求項 34に記載の超音波診断装置の制御方法。

[37] 前記最大厚さ変化量、歪みおよび弾性特性の少なくとも 1つと、前記確度を示す情 報に基づく確度とをそれぞれ前記生体の組織における位置に応じた二次元表示を 行うステップ (13)をさらに包含する請求項 34に記載の超音波診断装置の制御方法。