WO2006132203A1

WO2006132203A1 - 超音波診断装置及び超音波弾性像取得方法

Info

Publication number: WO2006132203A1
Application number: PCT/JP2006/311267
Authority: WO
Inventors: Takashi Osaka; Naoyuki Murayama
Original assignee: Hitachi Medical Corporation
Priority date: 2005-06-07
Filing date: 2006-06-06
Publication date: 2006-12-14
Also published as: EP1891900A4; CN101175444B; US20090105589A1; CN101175444A; EP1891900A1; JP5258291B2; JPWO2006132203A1

Abstract

　【課題】　運動組織の弾性像の取得に際し、その運動組織の変位量の変動に対応して、弾性像の取得に好適な期間を選択して、安定して高画質の弾性像を取得する。　【解決手段】　被検体の運動組織を含む部位との間で超音波を送受信する超音波探触子と、超音波探触子を駆動する超音波信号を出力する超音波送信手段と、超音波探触子により受波された反射エコー信号から前記運動組織を含む部位の形態情報を表す形態像を取得する形態像取得手段と、形態像のデータを複数用いて運動組織を含む部位の弾性情報を表す弾性像を取得する弾性像取得手段と、形態像データを用いて運動組織の変位量を検出する変位量検出手段と、変位量に基づいて弾性像の取得期間を選択する選択手段と、を有し、弾性像取得手段は、選択された期間において弾性像を取得することを特徴とする。

Description

明細書

超音波診断装置及び超音波弾性像取得方法

技術分野

[0001] 本発明は、超音波を利用して被検体内の診断部位についての断層像を取得する超音波診断装置に関し、特に、診断部位の硬さ又は軟らかさを表す弾性像を取得する技術に関する。

背景技術

[0002] 従来の一般的な超音波診断装置は、被検体に対して超音波を送信及び受信するための超音波送受信手段と、この超音波送受信手段で受信した反射エコー信号を用いて運動組織を含む被検体内の断層像データを所定周期で繰り返して得る断層像取得手段と、断層像取得手段によって得た時系列断層像を表示する画像表示手段とを備えて構成されている。そして、被検体内部の生体組織の形態情報を Bモード像 (断層像)や Mモード像として画像表示手段に表示するように構成されて、る。

[0003] このような従来の一般的な超音波診断装置において、最近では、診断部位の生体組織の複数の断層像を用いて歪み又は弾性率を計測するとともに、この計測結果に基づく弾性像を画像表示手段に表示する構成も提案されている。弾性像を表示する構成の超音波診断装置としては、下記特許文献 1に開示された技術などが知られている。

[0004] 特許文献 1には、心臓の拍動に由来する頸動脈血管内圧力の周期的変化に応じて血管が拡張と収縮を繰り返すことにより、外部力圧迫を印加することなく血管壁自身が変位することを利用して、血管壁の弾性像を取得する例が開示されている。特に、歪み量の最大値を用いて血管壁の弾性率が演算されている。また、動脈直径の最大値と最小値とを用いて、弾性係数の一種であるスティフネスパラメータが演算されている。

特許文献 1：特開 2000-229078号公報

[0005] 一般的に、複数の断層像力弾性像を安定して取得できるためには、その複数の断層像の間で生体組織の変位量がある程度以上となる必要となる。これは、生体組織の変位量が多いと、安定して変位量を検出することができるためである。他方、血管内圧力変化は心臓の拍動に由来するものであるので、心臓力血液が動脈に強く駆出される期間において血管内圧力が急上昇して血管が急峻に拡張する。そのため、血管壁の変位も急峻となり、血管壁の弾性像の取得には好適な期間となる。

しかし、特許文献 1に開示されているように、歪み量の最大値や動脈直径の最大値と最小値とを用いて弾性情報を求めて弾性像を画像ィ匕する方法では、血管壁の弾性像は多くとも間歇的にしか得られず、有用な画像情報を診断に充分に活用していない。

発明の開示

[0006] 本発明は、運動組織の弾性像の取得に際し、その運動組織の変位量に対応して、安定して高画質の弾性像を取得することが可能な超音波診断装置及び弾性像取得方法を提供することを目的とする。

[0007] 上記目的を達成するために本発明の超音波診断装置は以下のように構成される。

即ち、

被検体の運動組織を含む部位との間で超音波を送受信する超音波探触子と、超音波探触子を駆動する超音波信号を出力する超音波送信手段と、超音波探触子により受波された反射エコー信号から前記運動組織を含む部位の形態情報を表す形態像を取得する形態像取得手段と、形態像のデータを複数用いて運動組織を含む部位の弾性情報を表す弾性像を取得する弾性像取得手段と、形態像データを用いて運動組織の変位量を検出する変位量検出手段と、変位量に基づ!/ヽて弾性像の取得期間を選択する選択手段と、を有し、弾性像取得手段は、選択された期間において弾性像を取得することを特徴とする。

[0008] また、上記目的を達成するために本発明の超音波弾性像取得方法は以下の様に構成される。即ち、

被検体の運動組織を含む部位の超音波弾性像を取得する方法であって、

(d)運動組織を含む部位の形態情報を表す形態像を取得するステップと、

(e)形態像のデータを複数用いて運動組織を含む部位の弾性情報を表す弾性像を取得するステップと、

(Dステップ (a)と (b)とを繰り返すステップと、

を有し、弾性像取得ステップでは、形態像データを用いて運動組織の変位量が検出されて、この変位量に基づいて弾性像の取得期間が選択されることを特徴とする。

[0009] 上記本発明によれば、運動組織の弾性像の取得に際し、その運動組織の変位量に対応して弾性像の取得が制御されることにより、安定して高画質の弾性像を取得することが可能となる。

発明を実施するための最良の形態

[0010] 以下、図面を参照しながら本発明の超音波診断装置の一実施の形態を説明する。

図 1は本発明の超音波診断装置の一実施の形態を示すブロック図である。

[0011] 本発明の超音波診断装置は、被検体に送波するための超音波を生成する送信手段 1と、被検体に当接させて超音波の送受信を行う探触子 3と、この探触子 3より送波された超音波に対する反射エコー信号を増幅させる受信手段 4と、超音波の送受信を切り換える送受分離手段 2と、受信した反射エコー信号に対して整相加算する整相加算手段 5と、整相加算手段 5の出力信号に対して生体糸且織の信号強度を算出する白黒信号処理手段 6と、超音波白黒断層像を構築する白黒信号情報変換手段 7と、整相加算手段 5の出力信号をフレーム単位として複数フレーム保存する保存手段 10 と、この保存手段 10からの出力信号である RFフレームデータから生体組織の変位量を計測し、弾性率或いは歪みを算出する弾性演算手段 11と、この弾性演算手段 11の出力信号である超音波弾性像データをカラー像として構築するカラー信号情報交換手段 12と、白黒信号情報交換手段 7及びカラー信号情報交換手段 12の出力信号を重ね合わせて表示する切換え加算手段 8と、被検体の心電を検知するための電極クリップ 18を用いて検知された生体信号を処理する生体信号解析手段 17と、心電波形における任意の基準時点力の時間差を計測する時間計測手段 16と、上記各手段を制御して超音波の送受信を制御する超音波制御手段 13と、を備えて構成されて!ヽる。

[0012] さらに、本発明の超音波診断装置は、重ね合わせた超音波白黒断層像及び超音波弾性像を表示する表示手段 9と、さまざまな計測やモード遷移など、超音波診断装置の各種操作を行う操作卓 15と、操作卓 15を介して入力された制御情報に基づいて超音波診断装置のシステム全体を制御するための超音波システム制御手段 14と、を備えて構成されている。

[0013] 尚、特に図示しないが、本発明の超音波診断装置には、被検体に加えた圧力を計測するための圧力センサ (図示省略)も備えられている。以下、図 1ないし図 15を参照しながら上記の各手段について説明する。

[0014] 先ず、超音波診断装置において一般的に知られる超音波の送受信に関して説明する。

送信手段 1は、探触子 3を駆動して超音波を発生させるための送波パルスを生成するとともに、送信される超音波の収束点をある深さに設定する機能を有している。探触子 3は、複数の振動子を配設することにより形成されている。探触子 3は、電子的にビーム走査を行って、被検体に振動子を介して超音波を送受信する機能を有して、る。受信手段 4は、探触子 3で受信された反射エコー信号を所定のゲインで増幅して超音波信号を生成する機能を有している。整相加算手段 5は、受信手段 4で増幅した超音波受波信号が入力された後、位相制御を行う機能を有している。整相加算手段 5は、複数の収束点に対して収束した超音波ビームを形成して、超音波生データである RF信号を生成する機能を有して、る。

[0015] 次に、超音波白黒断層画像の構成に関して説明する。

白黒信号処理手段 6は、整相加算手段 5からの RF信号を入力して、ゲイン補正'口グ圧縮 ·検波 ·輪郭強調 ·フィルタ処理等の各種信号処理を行!ヽ、超音波白黒断層像データを得る機能を有している。白黒信号情報変換手段 7は、いわゆるスキャンコンバータであって、白黒信号処理手段 6からの断層像データをディジタル信号に変換する A/D変翻 (図示省略)と、変換された複数の断層像データを時系列に記憶するフレームメモリ (図示省略)と、制御コントローラ (図示省略)とを含んで構成されて、る。

[0016] 白黒信号情報変換手段 7は、フレームメモリに格納された被検体の断層 RFフレームデータを 1画像として取得するとともに、取得した断層 RFフレームデータをテレビ同期で読み出す機能を有している。白黒信号情報変換手段 7において読み出されたデータは、切換え加算手段 8を介して表示手段 9に表示されるように構成されて、る。 [0017] 切換え加算手段 8は、白黒信号情報変換手段 7により構成された超音波白黒断層像と、後述する超音波弾性像を重ね合わせ (合成し)て表示させる際に、その加算の割合を決定するための機能を有している。尚、ここで加算方法について説明する。一般に加算係数を OCとおくと、次式で決定される。

Pix_Sum(i,j) = a · Pix_B(i,j) + (1— α ) · Pix_S(i,j) (1)

但し、（i,j)はピクセルの座標を示し、 Pix— Sum(i,j)は合成後のピクセル値、 Pix— B(i,j) は白黒断層像のピクセル値、 Pix— S(i,j)は弾性像のピクセル値を示している。断層像と弾性像は合成せずに別々に表示させてもよい。

[0018] 保存手段 10は、図 13に示すように、整相加算手段 5からの RF信号を複数フレーム分保存するフレームメモリ 10bと、このフレームメモリ 10bへの書き込み、読み出しを制御するフレームメモリ制御部 10aとを備えて構成されて、る。超音波の送受信を行つている間、整相加算手段 5からの出力は連続的に行われており、フレームメモリ制御部 10aは、フレームメモリ 10bに対して時系列的に RFフレームデータ (1フレーム分の RF 信号データ群であり、断層像データと等価)の保存と更新とを繰り返すように制御する機能を有している。後述するように、時間計測手段 16において時間差 tl, t2が計測された場合、時間計測手段 16力保存手段 10に対してデータの読み出し信号が出力される力このデータの読み出し信号を基に、フレームメモリ制御部 10aでは、後段の弾性演算手段 11に対して RFフレームデータを転送するようフレームメモリ 10bに対して読み出し信号を出力するように構成されて、る。

[0019] 弾性演算手段 11は、図 11に示すように、組織変位量演算部 l la、弾性率'歪み演算部 l lb、弾性データ解析部 11cとを備えて構成されている。組織変位量演算部 11aは、上記読み出し信号に基づいて保存手段 10より出力された 1組の RFフレームデータから生体組織の変位量を算出する機能を有している。

例えば、 RFフレームデータ (N)及び RFフレームデータ (X)から 1次元或いは 2次元相関処理を行って、断層像の各点に対応する生体組織における変位や移動ベクトル、すなわち変位の方向と大きさに関する 1次元又は 2次元変位分布が求められる。ここで移動ベクトルの検出にはブロックマッチング法が用いられる。ブロックマッチング法とは、画像を例えば K X L画素力もなるブロックに分けて、関心領域内のブロックに着目し、着目しているブロックに最も近似しているブロックを他方の RFフレームデータから探し求め、これを参照して予測符号ィ匕するものである。すなわち、差分により標本値を決定する処理を行うものである。

[0020] 弾性率'歪み演算部 libは、組織変位量演算部 11aにより算出された 1次元又は 2次元変位分布をもとに弾性率'歪みを算出する機能を有している。例えば、組織変位量演算部 11aにより算出された変位を A L、被検体に加えられた圧力を計測することができる圧力センサ (図示省略)により計測された圧力を Δ Ρとすると、歪みは A Lを空間微分 ( A L/ Δ Χ)することによって求められる。弾性率のうち、ヤング率 Ymは、 Υπι=( Δ P)/( A L/L)という式によって算出される。尚、ヤング率とは、物体にカ卩えられた引張り応力と、引張りに平行に生じる歪みに対する比を示すものであり、物理的な絶対量を示して、る。このようにして求められた歪みや弾性率 (ヤング率 Ym)の 2次元分布を表す弾性画像データを得る。

[0021] 弾性データ解析部 11cは、弾性率 ·歪み演算部 libにおいて算出された弾性データをもとに、表示手段 9に適切な弾性データを安定して表示させるための処理を行う機能を有している。以下に、弾性データ解析部 11cにおける安定ィ匕処理に関する一例を説明する。すなわち、適切な弾性 RFフレームデータの生成法について説明する。

[0022] 一般に 1組の RFフレームデータにおいて、 1%の歪みが生じるような加圧'減圧が加わった際に、良好な歪み像が得られることが知られている。本発明において複数組みの RFフレームデータにおいて、算出された歪みの平均値力 1%の半分 (例えば、この値を閾値とする)にも満たないような変位し力加わらな力つた RFフレームデータが混在する場合、その RFフレームデータをリジェクトするものである。これにより適切な圧迫量が加わった RFフレームデータのみ用いて演算された弾性像が表示手段 9に表示されるようになつている。尚、別の安定化手法としては、連続して算出される弹性データにおいて、時間方向にスムージング処理を施すことで、連続して表示されるフレーム間のつながりが改善されるものが一例として挙げられる。

[0023] カラー信号情報交換手段 12は、弾性データ解析部 11cからの弾性データをもとに色相情報に変換する機能を有している。つまり、弾性データに基づいて光の 3原色、すなわち赤 (R)、緑 (G)、青 (B)に変換する機能を有している。例えば、歪みが大きい弾性データを赤色コードに変換すると同時に、歪みが小さい弾性データを青色コードに変換するようになっている。尚、赤 (R)、緑 (G)、青 (B)の階調は 256有するものとし、 255は大輝度で表示することとする。逆に、 0は全く表示されないことを意味するものとする。

[0024] 続いて、超音波診断装置の制御に関し説明する。

超音波制御手段 13は、超音波の送受信に関する制御を行うものであり、各モードにおける送波タイミングの制御やシーケンス制御、各信号処理手段への同期信号ゃクロックの分配など、超音波診断装置としての根幹の制御を行う機能を有している。尚、図 1においては、超音波制御手段 13から他の各手段への制御信号の流れを表す線の表示を省略してある。

[0025] 超音波システム制御手段 14と、表示手段 9と、操作卓 15は、 V、わゆるパーソナルコンピュータの機能を有している。具体的には、超音波診断装置のシステム全体の制御を行う機能、すなわちハードウェアにて構成される部分と、ソフトウエアにて制御される部分との制御を行う機能を有している。尚、図 1においては、超音波システム制御手段 14から他の各手段への制御信号の流れを表す線の表示を省略してある。

[0026] 表示手段 9は、白黒断層像 (Bモード像)、 Mモード像、及び弾性像などの超音波像を表示するモニタの機能を有している。操作卓 15は、各種操作を行うためのキーボード的な役割を果たす機能を有している。操作卓 15には、図 12に示す様に、後述するフリーズボタン 15a、キヤリパー起動ボタン 15b、トラックボール 15c、決定ボタン 15d、自動計測ボタン 15e等が設けられて、る。

[0027] (第 1の実施形態）

次に、本発明の第 1の実施形態を説明する。本実施形態は、心臓の拍動に起因する血管壁の変位に対応して、弾性像の取得期間の選択や取得頻度の制御を行う形態である。血管壁の変位は、例えば Mモード画像を用いて検出される。

最初に、生体動検知手段 19を構成する時間計測手段 16と生体信号解析手段 17に関して説明する。

[0028] 生体信号解析手段 17は、被検体にて発生した生体信号を取り込み、表示手段 9に心電波形として表示させる機能を有している。一般に心電を計測する際には、被検体の手首と足首に電極クリップ 18を装着して計測を行、、心筋の洞房結節と呼ばれる上大静脈と右心房との間に発生した電気的な興奮状態を電位差 (電圧)変化として記録するようになっている。

[0029] 図 2は一般的に計測される心電波形を示している。図 2に示される心電波形の各所には、それぞれ P、 Q、 R、 S、 Tと名前が付けられており、それぞれ心臓が次の動作を行っているものである。つまり、 Ρ波は心房の収縮期、 QRS波は心室の収縮期、 Τ波は心臓がもとの状態に戻る状態として区別されている。

[0030] 時間計測手段 16は、生体信号解析手段 17からの心電波形が入力されるように接続されており、入力された心電波形力も R時点を検知する機能を有している。また、時間計測手段 16は、検知した R時点から所望の時間差を有する時点における RFフレームデータを、保存手段 10力弾性演算手段 11に対して転送を行うよう、データ転送用信号出力部 16dから保存手段 10に対してデータの読み出し信号を出力する。尚、ここでは毎回現れる R時点においてデータ読み出し信号を出力するのではなぐ例えば、 1つ飛ばした丸 R (図 6中の Rを丸で囲んだ記号)時点でのタイミングでデータ読み出し信号を出力するものとする。

[0031] 続いて、心電波形と血管壁の挙動に関し説明する。

図 3には、（a)図に示す様に探触子 3を被検体の頸動脈に接触させて、（b)図に示すように超音波断層像 (Bモード像、同図左)、 Mモード像 (同図右)、及び心電波形 (同図右下)を同時に表示させた際の超音波像の模式的な図を示す。また、図 4には、図 3(b )における右半分の拡大図を示す。図 3(b)及び図 4は、血管の上壁と下壁を含む Bモード像及び Mモード像、心電波形、及びカーソル等を示している。特に心電波形は、被検体の心拍に合わせてほぼ一定間隔で表示されている。また、図 3(c)に超音波断層像に弾性像を重ね合わせ表示した例を示す。この (c)図は (b)図の超音波断層像（同図左)に弾性像表示用 ROIを設定して、その ROI内において弾性像を求めて重ね合わせ表示した例を示している。尚、特に限定するものではないが、以降の説明を簡単にするために、心電波形の R時点 (上記 R波を示す位置)を計測の基準点とする。

[0032] 図 3(b)のような超音波像を表示手段 9に表示させた後、ユーザーは操作卓 15のフリーズボタン 15aを用いて超音波像のフリーズを行う。フリーズ後の超音波像において、心室の収縮期、つまり心臓力全身に血液が送り出されるタイミングの上記 R時点からある一定の時間差の後に、頸動脈の血管壁が最も拡張した最大拡張期が現れていることが確認される (図 4の (1)の時点)。これは、血液を送り出す心臓と、対象としている頸動脈との間に距離が存在するためである。その後、徐々に血管内の血液量は減少するため、血管は収縮期を迎える。最も血管壁が収縮しきった箇所が、収縮末期である (図 4の (2)の箇所)。なお、リアルタイム超音波像においても、同様の現象が心周期で繰り返されている。また頸動脈に限らず、他の動脈においても同様の現象が生じている。

[0033] 以上の説明を踏まえて、本実施形態の第一の例である、運動組織が急峻に変位する期間を選択して、その期間の RFフレームデータ (つまり、断層像と等価のデータ)を用いて弾性像を取得することにより、安定した弾性像を取得する例について説明する例えば、動脈の収縮末期の時点から最大拡張期の時点迄の期間を選択し、その期間の RFフレームデータを用いて弾性像を連続的に取得する。例えば、図 4に示す様に、 1心拍の中でも血管壁が急峻に変位する期間 γにおいて安定した弾性像の取得を行う。そのためには、この期間 γにおいてできるだけ時間的に連続 (隣接)した RFフレームデータを用いて弾性像の演算を行う。

[0034] 以下、運動組織の一例として、心臓の拍動に起因して変位する血管壁の弾性像取得を例にして本第一の例を詳細に説明する。

最初に、図 4において、 R時点を基準として、この基準点 Rから直近の収縮末期の時点 aと最大拡張期の時点 bとの時間差をそれぞれ計測するものとする (但し、基準点の設定は上記した通り R時点でなくてもよい)。次に、時間計測手段 16は、検知した R時点から計測された収縮末期の時点 aと最大拡張期の時点 bとの間の期間において、保存手段 10から弾性演算手段 11に対して RFフレームデータの転送を行うように、保存手段 10に対してデータの読み出し信号を出力する。そして、弾性演算手段 11が、この期間の RFフレームデータを用いて弾性像の演算を行う。演算により取得された弾性像は、カラー信号情報交換手段 12と切換え加算手段 8を介して表示手段 9に表示される。以上の様にして、血管壁が急峻に変位する期間において弾性像が連続的に取得されること〖こなる。 [0035] ここで、図 4の時点 aと時点 bの様な、所望の時点を計測する 2つの方法について、以下に説明する。

所望の時点を計測する第一の方法として、本発明のマニュアル計測方法とこの方法を可能とするための時間計測手段 16の一例を説明する。

[0036] 図 5は時間計測手段 16の構成例を示している。時間計測手段 16は、計測モードを選択する選択部 16aと、マニュアル計測部 16bと、自動計測部 16cと、データ転送用信号出力部 16dとを備えて構成されている。マニュアル計測部 16bと自動計測部 16cは、並列に接続されている。

[0037] マニュアル計測時においては、時間計測手段 16内の選択部 16aによって、マ-ユアル計測部 16bが選択され、図 4に示したように R時点を基準とした時点 aまでの時間差と、時点 bまでの時間差とが計測されるようになっている。一般に超音波診断装置では、フリーズ後の画像力もキヤリパー (カーソル)を利用して 2点間の距離や時間の計測を行うことができる機能を有しており、この機能は各種診断の計測時において利用されている。本発明に関するマニュアル計測部 16bにおいても、上記の計測手法と同様のものが用いられており、計測する画像を決定した後に上記キヤリパーを用いて始点と終点を決め、その始点終点間の時間が計測されるようになっている。

[0038] 図 6及び図 7を参照しながらマニュアル計測の計測手順を説明する。図 6はマ-ユアル計測時の説明図であり、図 7はフローチャートを示している。なお、下記マニュアル計測方法を用いた弾性像の取得期間の選択による弾性像の取得は、フリーズモードのみで行われることになる。

計測する超音波画像の決定 (S70)後、操作卓 15のフリーズボタン 15aにより、超音波像をフリーズさせる (S71)。この時、操作卓 15のキヤリパー起動ボタン 15bによってキヤリパーを起動させる (S72)。キヤリパーの始点 1は、トラックボール 15cを用いて心電波形の R時点まで移動させ (S73)、そして、操作卓 15の決定ボタン 15dにより始点 1を決定する (S74)。その後、血管壁の間隔が最も収縮している箇所 (収縮末期)にキヤリパーを移動させ (S75)、終点 1を決定する (図 6の tl、 S76)₀そして、決定された始点 1と終点 1との間の時間 tlを計測する (S77)。さらに、トラックボールにてキヤリパーを心電波形の R時点つまり始点 2の位置まで移動させ (S78)、心電波形の R時点に始点 2を決定し (S79)、血管壁が最も拡張している箇所 (最大拡張期)にキヤリパーを移動させ (S80)、終点 2を決定する (図 6の t2、 S81)。そして、決定された始点 2と終点 2との間の時間 t2を計測する (S82)。

[0039] 以上によって、心電波形の R時点を基準とした血管壁の収縮末期と最大拡張期の 2 箇所における時間差 tl, t2の計測がそれぞれ行われる。計測された時間差 tl, t2は、画面の下部に表示される (tl =Xsec、 t2=Ysec)₀

尚、計測するタイミングは、上記の tl, t2に限らないものとする。すなわち、収縮末期を t2、最大拡張期を tlととってもよいものとする。また、収縮末期と最大拡張期との間に別の計測タイミングをとつてもょ、ものとする。

[0040] 次に、所望の時点を計測する第二の方法として、本発明の自動計測方法とこれを可能とするための時間計測手段 16の一例を説明する。なお、下記自動計測方法を用いた弾性像の取得期間の選択による弾性像の取得は、リアルタイムモードとフリーズモードのいずれでも行うことが可能である力以下は、フリーズモードでの計測方法を説明する。

[0041] 図 8は自動計測方法の説明図である。自動計測方法は、心電波形の R時点を基準とした血管内部の距離 Dを、一定の間隔で自動計測し、最小の距離 Dminと最大の距離 Dmaxとなる箇所の時間差を自動で抽出するものである。ユーザーにより上記のマニュアル計測時と同様、選択部 16aで自動計測部 16cが選択され、計測する画面が決定された後、操作卓 15のキヤリパー起動ボタン 15bによって、図 8中に示すような計測範囲 Aが設定される。計測範囲 Aが設定された後、操作卓 15の自動計測ボタン 15eにより、数秒間の自動計測モードへ遷移する。ここで言う自動計測モードとは、ある R時点を基準とした後、基準 R時点から 1つ先の R時点までの間で血管上壁及び下壁間の距離計測を行うものである。尚、特に限定するものではないが、マニュアル計測時と同様に 1つとばした丸 R (図 8中の Rを丸で囲んだ記号)時点毎に計測を行うものとする

[0042] さらに、図 9〜図 11を参照しながら血管内の距離 Dを自動計測する一例を説明する血管内の距離 Dを計測する手法として、例えば計測範囲 A内における輝度値の差を利用して距離 Dを計測することが挙げられる。図 9は、図 8における計測範囲 Aの Sta rt時点から End時点までの深度方向における輝度値の分布を示して、る。輝度値の分布における縦軸は輝度値を示しており、横軸は Start時点から End時点までの深度方向の距離を示している。図 9において、一般に血管の上下壁と内膜は高輝度を示すことが知られているため、この部分の輝度値は 255近くを示している。上下壁と内膜の間には、輝度値が極端に低、領域が示されて、る。

[0043] 上記 Start時点力 End時点まで、深度方向に輝度値の差分値を下記の式で求めていくと、

Pix_sub= | Pix(n)-Pix(n+ 1) | · ' · · (2) (但し、 ηは整数）

血管上壁付近では、上壁と内膜との間での輝度値、或いは差分値が極端に大きくなる箇所が 2箇所出現する。これを図 10と下式 (3)、（4)とを用いて説明する。図 10(a)は、図 9における血管の上壁付近を拡大したものである。注目すべき点 (輝度値が極端に大きくなる箇所)におけるピクセル値を、 Pix(n)、 Pix(n+ 1)、 Ρίχ(η+ Δ), Ρίχ(η+ Δ + 1)( 但し、△=自然数)、閾値を j8とし輝度値の差分値をとると、下記のような式になる。下式において (3), (4)に該当する箇所 (_η+ Δ + 1)を始点とする。但し、閾値 j8は、一義的に決めるものではなぐ自由に変更できるものとする。

Pix— sub 1 = I Pix(n) - Pix(n + 1) |→(Pix— sub 1 > β ) ·… (3)

Pix_sub2 = I Pix(n + Δ) - Pix(n + Δ + 1) |→(Pix_sub2 > j8 ) · · · · (4)

[0044] 血管の下壁においても、内膜と下壁との間での輝度値、或いは差分値が極端に大きくなる箇所が 2箇所出現する。上記と同様に、図 10(b)と下式 (5), (6)とを用いて説明する。上記同様に、注目すべき点 (輝度値が極端に大きくなる箇所)におけるピクセル値を、 Pix(q)、 Pix(q+ 1)、 Pix(q+口)、 Pix(q+□ + 1)(但し、□ =自然数)、閾値を j8とし輝度値の差分値をとる。下式 (5), (6)に示すような箇所 (q)を終点とする。但し、閾値 βは上記同様、一義的に決めるものではなぐ自由に変更できるものとする。

Pix_sub3 = I Pix(q) - Pix(q + 1) |→(Pix_sub3 > β ) · · · · (5)

Pix_sub4 = I Pix(q +□)- Pix(q +□ + 1) |→(Pix_sub4 > j8 )… · (6)

[0045] 以上により、始点と終点とを決定する。そして、以上の深度方向の演算を時間方向（横方向)に演算ラインをシフトさせながら繰り返すことによって、図 8(a)の距離 Dmaxと D minとを計測する。

演算ラインの開始点と終了点は、例えば次のように定義することができる。例えば、図 8(b)に示す一つの R波である R1の時点から次の R波である R2の時点までの血管壁の運動を詳細に検討する。 R2力も期間 (c—d)後に血管の収縮末期となるが、 c— d点にかけて動脈は、ほぼ収縮末期を迎えており、この区間の血管壁間には顕著な差が現れない。このため、 R2点を自動計測の終了点とすることができる。一方、最初に血管壁間の距離力、さくなるのは d = a点であるので、この a点を開始点として終了点 R2 迄を計測に有効な期間とすることができる。

[0046] 最後に、 R時点を基準とし、血管壁間の距離 Dが Dminと Dmaxとになるような時点との時間差 tl, t2をそれぞれ算出することで、自動計測が可能となる。

上記の様にしてフリーズモードでの自動計測が行われ、血管壁間の距離 Dが Dmin と Dmaxとになるような時点の間の期間で、弾性像が連続的に取得される。

一方、リアルタイムモードでは、隣接する R— R期間で上記自動計測方法の処理が繰り返えされる。つまり、隣接する R— R期間毎に、血管壁間の距離 Dが Dminと Dmaxとになるような時点の検出及び隣接する R— R期間における基準時点 (通常は最初の R 時点とする)との時間差 tl, t2とが求められる。そして、血管壁間の距離 Dが Dminと Dm axとになるような時点の間の期間で連続的な弾性像の取得が隣接する R— R期間毎に繰り返される。

[0047] 以上説明したマニュアル計測方法又は自動計測方法の、ずれかにより、 1心拍における特異的な時点を検出することが可能となる。そして、これらの特異的時点間の変位量の大きい RFフレームデータを用いて弾性像を取得することにより、安定して高画質の弾性像の取得を行うことが可能となる。

[0048] 次に、本実施形態の第二の例である、運動組織の変位量に応じて弾性像の抽出頻度を制御することにより、安定して高画質の弾性像を取得する例について説明する。

例えば、運動組織の変位量の大小に応じて弾性像の抽出頻度を大小する。或いは、運動組織の変位が急峻な第 1の期間と、運動組織の変位が第 1の期間よりも緩慢な第 2の期間とを選択し、第 1の期間における弾性像の取得頻度を、第 2の期間よりも大さくする。

尚、本例は、リアルタイムモードとフリーズモードのいずれでも実施することが可能であるが、以下は、フリーズモードでの本例を説明する。

[0049] 本第二の例は、前述の第一の例で説明した自動計測方法を応用して行うので、図 8を用いて本第二の例を説明する。最初、前述の第一の例で説明した自動計測方法の処理と同様に、ユーザーにより、時間計測手段 16の選択部 16aで自動計測部 16cが選択され、計測する画面が決定された後、操作卓 15のキヤリパー起動ボタン 15bによつて、図 8中に示すような計測範囲 Aが設定される。計測範囲 Aが設定された後、操作卓 15の自動計測ボタン 15eにより、数秒間の自動計測モードへ遷移する。この自動計測モードで行う血管内部の距離 Dの自動計測方法は前述の第一の例で説明した自動計測方法と同じであるので、詳細な説明は省略する。

[0050] 自動計測部 16cは、演算ライン毎に算出される血管内部の距離 Dの差分を求め、この差分値を隣接するライン間にける血管壁の変位量とする。例えば、基準演算ライン Nの血管内部距離 D(N)と比較演算ライン (N+ 1)の血管内部距離 D(N+ 1)との差分 Δ (N、 N+ 1)を求める。ここで、図 8(b)に示す期間 a— bでは、血管壁が急峻に変位するので、血管壁の変位量の大きい期間となる。一方、図 8(b)に示す期間 b-cでは、血管壁が緩やかに変位するので、血管壁の変位量の小さ、期間となる。

[0051] そこで、算出された差分 Δ (Ν、 N+ 1)が所定の閾値 Κ以上となれば期間 a— b (第 1の期間)とみなし、データ転送用信号出力部 16dは、この 2つの演算ライン N、 N + 1の時点に対応する RFフレームデータを保存手段 10から弾性演算手段 11に対して転送を行うように、保存手段 10に対してデータの読み出し信号を出力する。そして、弹性演算手段 11はこの 2つの RFフレームデータを用いて弾性像の画像ィ匕を行う。

[0052] 一方、算出された差分 Δ (Ν、 N+ 1)が所定の閾値 Κ未満となれば期間 b— d (第 2の期間)とみなし、次の比較演算ライン N + 2の血管内部距離 D(N + 2)及び基準演算ライン Nの血管内部距離 D(N)との差分 Δ (Ν、 Ν+2)とを求める。この処理が算出された差分値 Δが所定の閾値 Κ以上になるまで比較演算ラインをシフトさせながら繰り返えされる。そして、差分値 Δが所定の閾値 Κ以上となる度に弾性像の画像ィ匕を行う。弾性像の画像ィ匕に際しては、前述のように、データ転送用信号出力部 16dが、この 2つの演算ラインの時点に対応する RFフレームデータを保存手段 10から弾性演算手段 11 に対して転送を行うように、保存手段 10に対してデータの読み出し信号を出力し、弹性演算手段 11がこの 2つの RFフレームデータを用いて弾性像の画像ィ匕を行う。

[0053] 弾性像の画像ィ匕の後は、次の隣接する 2つの演算ラインを基準演算ラインと比較演算ラインとして同様の演算が繰り返される。また、次の R時点が検出された時も同様に、隣接する 2つの演算ラインを基準演算ラインと比較演算ラインとして同様の演算が繰り返される。

ただし、図 8(b)に示す R時点から収縮末期までの期間 c dでは血管壁の変位量が小さ、ので、閾値 Kの如何によつては弾性像が画像ィ匕されな、ようにすることも可能である。或いは、この期間 c— dでは、算出される血管内部距離 Dが小さくなるので、前述の弾性解析部 11cによる歪み平均値を利用した閾値処理により、算出された歪みを除去して弾性像が画像化されないようにすることもできる。

[0054] なお、上記説明では、血管壁の変位量を閾値 Kと比較することにより、期間 a— bか又は期間 b— dかを判定して弾性像の取得頻度を制御することを説明したが、いずれの期間であるかの判定をすること無ぐ単に変位量と閾値 Kとの比較により弾性像の取得を制御することにより、変位量に応じた弾性像の取得頻度の制御を無段階に行うことが可能になる。また、上記説明はフリーズモードでの弾性像の取得頻度の制御を行う例を説明したが、リアルタームモードにおいて上記血管内部距離 Dの自動計測と血管壁の変位量と閾値 Kとの比較とをリアルタイムで行って弾性像の取得を行う期間を適宜更新して、けば、リアルタイムに弾性像の取得頻度を制御することが可能になる。

[0055] 上記の様な処理により、血管壁が急峻に変位する期間では、変位量が大きいので、弾性像を高頻度に取得することができ、血管壁が緩やかに変化する期間では、弾性像の取得頻度を低下させることによって充分な変位量を有する RFフレームデータを用いて弾性像を取得することができる。つまり、血管壁の変位量に応じて弾性像の取得頻度を制御することにより、安定して高画質の弾性像を取得することが可能になる。

[0056] 以上説明したように本実施形態によれば、 1心拍における血管壁の収縮末期から最大収縮期に見られるような血管壁が急峻に変位する期間において、或いは血管の変位量の大小に対応して適切な変位量を含んだ 1組の RFフレームデータを取得して血管壁の変位量を計測することにより、高画質な弾性像を安定して取得することができるという効果を奏する。

[0057] (第 2の実施形態）

次に本発明の第 2の実施形態を説明する。本実施形態は、呼吸動に起因する胸腹部内組織の変位量に対応して、弾性像の取得期間の選択や取得頻度の制御を行う形態である。胸腹部内組織の変位量は、例えば断層像 (Bモード画像)データを用いて検出される。前述の第 1の実施形態と異なる点は、被検体の体動の種類の違いに基づく変位量検出法と具体的な弾性像取得制御であり、その他は同じである。以下、異なる部分のみ説明し、同じ部分の説明は省略する。尚、本実施形態もリアルタイムモードとフリーズモードのいずれのモードにおいても実施可能である。

[0058] 本実施形態の一例として肝臓の弾性像を取得する例を図 14に基づいて説明する。

図 14(a)に、被検体の腹部に探触子 3を当接させて肝臓の断層像を取得している状態の上面図 (左図)及び被検体の左側力も見た側面図 (右図)を示す。また、図 14(b)に、呼吸により肝臓への圧迫が周期的に変動する様子の一例を示す。

[0059] 呼吸による横隔膜の周期的上下移動に応じて、肝臓への圧迫量が周期的に変化する。つまり、図 15(b)の左図に示すように、呼期 (息を吐いている期間)においては横隔膜が頭側に移動するので肝臓への圧迫量は小さくなる。その結果、肝臓の変位量 (歪み量)は小さくなるので肝臓は大きく伸びる。その後、吸期 (息を吸っている期間)に転じると横隔膜が足側に移動するので肝臓への圧迫量は大きくなる。その結果、肝臓の変位量 (歪み量)は大きくなるので肝臓は小さく縮む。その後にまた呼期に転じると肝臓の変位量 (歪み量)は小さくなる。このように、呼吸とともに肝臓への圧迫量が周期的に変化し、圧迫量の周期的変化に応じて肝臓の変位量 (歪み量)も周期的に変化する。

[0060] 肝臓の変位量 (歪み量)の周期的変化の様子を図 14(c)に示す。一般的に呼吸動では、息を吐いた後から息を吸い始めるまでの暫くの間に呼吸休止期間があり、この休止期間の後に息を急激に吸う期間 (吸期)がある。そして、この吸期から息を吐く呼期に転じる時点の近傍で一瞬息が止まる。その後から息を吐く呼期が始まる。このような呼吸動に追従して肝臓の変位量及び変位量の時間変化 (グラフの傾き)も変動する。具体的には、図 14(c)に示すように、吸期から呼期に移行する期間 (51A)と呼期から吸期に移行する期間 (51C)は、呼吸動が緩慢になるので肝臓の変位量も小さくなる期間である。一方、この移行期間の前後の期間は、呼吸動が急峻になるので肝臓の変位量も大きくなる期間 (51B)である。

[0061] 次に、上記の様な呼吸動による内部組織の変位量及び変位の方向の検出方法にっ、て図 15を用いて説明する。

図 15(a)は、この本例を実施するために好適な弾性演算手段 11の構成例であり、図 11に示す構成例に更に変位解析部 lidが組織変位量演算部 11aと弾性率 ·歪み演算部 libとの間に挿入されている。組織変位量演算部 11aで複数の RFフレームデータを用いて演算された変位量が変位解析部 lidに入力されて、変位解析部 lidでその変位量と所定の閾値との比較が行われる。変位量が閾値以上となった場合に、そのときの変位量分布が弾性率 ·歪み演算部 libに出力され、弾性率 ·歪み演算部 libでその変位量分布を用いて弾性像が演算される。

[0062] また、図 15(b)は、図 15(a)に示す弾性演算手段 11において行われる変位量の大きい期間を検出する処理フローの概要を示す。 R時点を基準として、弾性演算手段 11 内の組織変位量演算部 11aには、時系列に生成される RFフレームデータ ···， N, N + 1, N + 2、N + 3, N + 4,…の内の 2フレーム分の RFフレームデータが常に入力される。組織変位量演算部 11aは、この入力された 2つの RFフレームデータを用いて各点の変位量及び変位の方向 (つまり変位ベクトル)を求める演算を行う。そして、変位解析部 lidが組織変位量演算部 11aで演算された変位量を解析する。例えば、算出された変位量の平均値等を求める。

[0063] その結果、例えば、図 14(c)の期間 51Aの吸期から呼期に移行する期間と、期間 51C の呼期から吸期に移行する期間では、呼吸動が緩慢になるため算出される変位量（平均値)は小さくなる。逆に期間 51Bの吸期又は呼期では、呼吸動が急峻になるため算出される変位量 (平均値)は大きくなる。また、変位の方向からどの時点又は期間である力も認識することが可能になる。例えば、頭側への変位であれば呼期と認識でき、足側への変位であれば吸期と認識することができる。また、変位の方向が頭側から足側に変化すれば呼期から吸期への移行及びその時点が認識でき、変位の方向が足側から頭側に変化すれば吸期から呼期への移行及びその時点が認識できる。

[0064] 以上の様にして検出される変位量及び変位の方向の情報を用いて、前述の第 1の実施形態と同様に、胸腹部内組織の弾性像の連続的取得、及び、変位量に応じた弾性像の抽出頻度の制御が可能になる。以下、それぞれを具体的に説明する。最初に、胸腹部内組織の弾性像の連続的取得を行う本実施形態の第一の例について説明する。上述の様にして認識された呼期と吸期における変位量の急峻な期間を選択して、その期間に RFフレームデータを連続的に取得する。 RFフレームデータの取得については前述の第 1の実施形態と同様である。

[0065] 変位量の急峻な期間の選択は、例えば次の様に行うことができる。変位解析部 lid は、呼期内において、変位解析部 lidで算出された変位量 (平均値)と所定の閾値しとの比較を行う。そして、変位量 (平均値)が閾値 Lより大きくなる時点力も小さくなる時点までの、変位量 (平均値)が閾値 L以上となり続ける期間を選択する。そして、この期間内で変位量分布を弾性率'歪み演算部に出力することにより弾性像を連続的に取得する。吸期内でも同様にして、変位量 (平均値)が閾値 L以上となり続ける期間を選択して、この期間内で弾性像を連続的に取得する。尚、閾値 Lは吸期と呼期とで異ならせても良い。

以上の様にして、変位量 (平均値)が閾値 L以上となり続ける期間を選択すれば、これらの期間では組織の変位量が大き、ために、安定して正確な変位量を演算することができる。従って、これらの期間では、高画質な弾性像を安定して取得することが可會になる。

[0066] 次に、胸腹部内組織の変位量に応じて弾性像の取得頻度を制御する本実施形態の第二の例について説明する。前述の様にして認識された変位量の情報を用いて、この変位量が大きくなる期間 (51B)に弾性像を高頻度で、好ましくは断層像のフレームレートで弾性像を取得する。一方、変位量が小さくなる期間 (51Aと 51C)に弾性像を低頻度で、極端な場合として弾性像を取得しないように制御することができる。このように変位量の大きい期間に高頻度で弾性像を取得することにより、高画質の弾性像を安定して取得することが可能になる。

[0067] 具体的には、変位量と所定の閾値との比較により弾性像の取得を制御することにより、変位量の応じた弾性像の取得頻度を制御することが可能になる。即ち、算出された変位量 (平均値)が所定の閾値 M以上であれば、期間 51B (第 1の期間)とみなし、組織変位量演算部 11aで演算された変位量分布を弾性率 ·歪み演算部 libに出力して弾性像を取得する。一方、算出された変位量 (平均値)が閾値 M未満であれば期間 51 A又は 51C (第 2の期間)とみなし、組織変位量演算部 11aで演算された変位量分布を弾性率 ·歪み演算部 libに出力することは行わない。これにより、期間 51A及び 51Cでは弾性像が取得されてな、ことになる。

なお、リアルタイムモードでは、上記変位量 (平均値)と閾値 Mとの比較をリアルタイムに行って弾性像の取得を行う期間を適宜更新していくことになる。

[0068] 算出された変位量 (平均値)が閾値 M未満の場合には、組織変位量演算部 11aのメモリ空間から (N+ 1)番目の RFフレームデータが削除され、代わって (N + 2)番目の RF フレームデータが入力される。そして、（N)フレームと (N + 2)フレームの RFフレームデータ間で、再度変位量 (平均値)演算が行われ、閾値 Mと比較されて弾性像取得の要否が判定される。この処理が算出された変位量 (平均値)が所定の閾値 M以上になるまで繰り返えされる。そして、変位量 (平均値)が所定の閾値 M以上となる度に弾性像の画像ィ匕を行うと共に、組織変位量演算部 11aのメモリ空間には、新たな 2つの隣接する RFフレームデータが入力されて、上記演算が繰り返される。

[0069] なお、期間 51Aと 51Cでは、胸腹部内組織の変位量 (平均値)が小さぐ算出される歪み値 (平均値)も小さくなる。そのため、前述の第 1の実施形態と同様に、閾値 Mの如何によつては弾性像が画像ィ匕されないようにすることも可能である。或いは、前述の弾性解析部 11cによる歪み平均値を利用した閾値処理により、算出された歪みを除去して弾性像が画像化されな、ようにすることもできる。

[0070] また、上記説明では、変位量を閾値 Mと比較することにより、期間 51Bか又は期間 51 A若しくは 51Cかを判定して弾性像の取得頻度を制御することを説明したが、前述の第 1の実施形態と同様に、期間の判定をすること無ぐ単に変位量と閾値 Mとの比較により弾性像の取得を制御することにより、変位量に応じた弾性像の取得頻度の制御を無段階に行うことが可能になる。

[0071] 上記の様に処理することにより、組織変位が急峻で隣接する RFフレームデータ間で変位量が大きくなる期間では、弾性像を高頻度に取得することができる。一方、組織変位が緩慢で隣接する RFフレームデータ間で変位量が小さくなる期間では、弾性像の取得頻度を低下させることによって充分な変位量を有する RFフレームデータを用いて弾性像を取得することができる。つまり、胸腹部内組織の変位量に応じて弾性像の抽出頻度を制御することにより、安定して高画質の弾性像を取得することが可能になる。

[0072] なお、以上説明では、時系列に生成される RFフレームデータを用いて組織の変位量を検出し、変位量の大きい期間に弾性像を生成する例を示したが、 RFフレームデータを用いずに、呼吸動を検出する外部検出手段を用いて呼吸動をモニタし、呼吸動の変位量に応じて弾性像の取得を制御しても良い。

以上説明したように、本実施形態によれば、呼吸動による組織変位量の変位の変動がある場合であっても、安定して高画質の弾性像を取得することが可能になる。

[0073] 以上までが、本発明の超音波診断装置及び超音波弾性像取得方法の各実施形態の説明である。しかし、本発明は、上記実施形態の説明で開示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上で他の形態を取り得る。例えば前述の各実施形態の説明では血管や胸腹部内組織が対象であつたが、拍動や呼吸動に応じて変位が生じる生体組織であれば他でもよい。また、基準時点を設定するために心電波形 R波を利用していたが、必ずしもこれに限らないものとする。例えば、呼吸のような生体の動き (例えば横隔膜の動き)を検知してこれを利用してもよいものとする (例えば探触子 3 に位置センサを設け、これを用いて検知するなど)。また、バイブレータ等の被検体外部からの作用により略定期的に変位させた際の生体の動きを検知してこれを利用してちよいちのとする。

[0074] また、前述の各実施形態の説明では、主にフリーズ後に弾性像の取得演算をおこなうことを説明したが、特定時点の自動検出法と変位量の自動検出法を用いれば、リアルタイム撮影時においても、連続的、又は変位量に応じた弾性像の抽出頻度の制御を行うことが可能になる。図面の簡単な説明

[0075] [図 1]本発明の超音波診断装置の一実施の形態を示すブロック図である。

[図 2]—般的に検出される心電波形の図である。

[図 3]Bモード · Mモード'心電波形を表示させた表示例を示す図である。

[図 4]図 3の Mモード'心電波形の拡大図である。

[図 5]時間計測手段を示すブロック図である。

[図 6]マニュアル計測時の説明図である。

[図 7]マニュアル計測時のフローチャートである。

[図 8]自動計測法の説明図である。

[図 9]計測範囲 A内の輝度値の分布図である。

[図 10]距離 Dの計測に関する説明図であり、（a)は血管上壁付近のピクセル輝度比較時の図、（b)は血管下壁付近のピクセル輝度比較時の図である。

[図 11]弾性演算手段を示すブロック図である。

[図 12]操作卓の一例を示す図である。

[図 13]保存手段を示すブロック図である。

[図 14]呼吸動による胸腹部内組織の圧迫及び変位量を示す図である。

[図 15]変位量に応じて弾性像の抽出頻度を制御する構成例及び処理フローの概要を示す図である。

符号の説明

[0076] 1 送信手段

2 送受分離手段

3 探触子

4 受信手段

5 整相加算手段

6 白黒信号処理手段

7 白黒信号情報変換手段

8 切換え加算手段

9 表示手段保存手段

弾性演算手段カラー信号情報交換手段超音波制御手段超音波システム制御手段操作卓

時間計測手段生体信号解析手段電極クリップ

生体動検知手段供給手段

Claims

請求の範囲

[1] 被検体の運動組織を含む部位との間で超音波を送受信する超音波探触子と、前記超音波探触子を駆動する超音波信号を出力する超音波送信手段と、前記超音波探触子により受波された反射エコー信号から前記運動組織を含む部位の形態情報を表す形態像を取得する形態像取得手段と、前記形態像のデータを複数用いて前記運動組織を含む部位の弾性情報を表す弾性像を取得する弾性像取得手段と、を備えてなる超音波診断装置において、

前記形態像データを用いて運動組織の変位量を検出する変位量検出手段と、前記変位量に基づいて前記弾性像の取得期間を選択する選択手段と、を有し、前記弾性像取得手段は、前記選択された期間において前記弾性像を取得することを特徴とする超音波診断装置。

[2] 請求項 1記載の超音波診断装置において、

前記選択手段は、前記運動組織の変位量が他の期間よりも急峻となる期間を選択することを特徴とする超音波診断装置。

[3] 請求項 2記載の超音波診断装置において、

前記運動糸且織は、所望の血管壁であり、

前記選択手段は、前記所望の血管壁が急峻変位を開始する時点から前記血管壁の間隔が最大となる時点迄の期間を選択することを特徴とする超音波診断装置。

[4] 請求項 2記載の超音波診断装置において、

前記運動組織は、胸腹部内組織であり、

前記選択手段は、呼吸動の呼期内又は吸期内であって、前記胸腹部内組織の変位量が所定の閾値以上となる期間を選択することを特徴とする超音波診断装置。

[5] 請求項 2乃至 4の、ずれか一項に記載の超音波診断装置にお!、て、

前記弾性像取得手段は、前記選択された期間にお!ヽて前記弾性像を連続的に取得することを特徴とする超音波診断装置。

[6] 請求項 1記載の超音波診断装置において、

前記弾性像取得手段は、前記運動組織の変位量に応じて前記弾性像の取得頻度を制御することを特徴とする超音波診断装置。

[7] 請求項 6記載の超音波診断装置において、

前記弾性像取得手段は、前記運動組織の変位量の大小に応じて、前記弾性像の取得頻度がそれぞれ大小となるように制御することを特徴とする超音波診断装置。

[8] 請求項 6記載の超音波診断装置において、

前記選択手段は、前記運動組織の変位が急峻な第 1の期間と、前記運動組織の変位が前記第 1の期間よりも緩慢な第 2の期間とを選択し、

前記弾性像取得手段は、前記第 1の期間における前記弾性像の取得頻度を、前記第 2の期間よりも大きくすることを特徴とする超音波診断装置。

[9] 請求項 8記載の超音波診断装置において、

前記運動糸且織は、所望の血管壁であり、

前記第 1の期間は、所望の血管壁が急峻変位を開始する時点力前記血管壁の間隔が最大となる時点迄であり、

前記第 2の期間は、前記血管壁の間隔が最大となる時点力前記血管壁が急峻変位を開始する時点までであることを特徴とする超音波診断装置。

[10] 請求項 8記載の超音波診断装置において、

前記運動組織は、胸腹部内組織であり、

前記第 1の期間は、前記吸期から呼期に変わる時点と前記呼期から吸期に変わる時点との間の期間であり、

前記第 2の期間は、呼吸動が吸期から呼期に変わる時点を含む期間又は呼期から吸期に変わる時点を含む期間であることを特徴とする超音波診断装置。

[11] 請求項 3又は 9記載の超音波診断装置において、

前記形態像取得手段は、前記形態像として Mモード像を取得し、

前記変位量検出手段は、前記 Mモード像を用いて前記所望の血管壁の変位量を検出することを特徴とする超音波診断装置。

[12] 請求項 11記載の超音波診断装置において、

前記 Mモード像上で前記所望の血管壁が急峻変位を開始する時点と前記血管壁の間隔が最大となる時点とを指定するための情報が入力される入力手段を有することを特徴とする超音波診断装置。

[13] 請求項 11記載の超音波診断装置において、

前記変位量検出手段は、前記 Mモード像の輝度値の変化を用いて前記所望の血管壁の間隔を検出することを特徴とする超音波診断装置。

[14] 請求項 4又は 10記載の超音波診断装置において、

前記形態像取得手段は、前記形態像として断層像を取得し、

前記変位量検出手段は、複数の断層像データを用いて前記胸腹部内組織の変位量を検出することを特徴とする超音波診断装置。

[15] 請求項 1記載の超音波診断装置において、

前記変位量検出手段は、リアルタイムで取得されて!、る前記形態像データに応じて前記変位量をリアルタイムで検出し、

前記選択手段は、前記リアルタイムで検出されて、る変位量に応じて前記選択する期間を更新し、

前記弾性像取得手段は、前記更新された期間毎に前記弾性像を取得することを特徴とする超音波診断装置。

[16] 請求項 1記載の超音波診断装置において、

前記選択手段は、フリーズされて!/、る前記形態像データに応じて前記取得期間を選択することを特徴とする超音波診断装置。

[17] 請求項 1記載の超音波診断装置において、

前記形態像データを複数保存する保存手段を有し、

前記弾性像取得手段は、前記選択手段で選択された期間に対応する前記形態像データを前記保存手段力取得して前記弾性像を生成することを特徴とする超音波診断装置。

[18] 被検体の運動組織を含む部位の超音波弾性像を取得する方法であって、

(a)前記運動組織を含む部位の形態情報を表す形態像を取得するステップと、

(b)前記形態像のデータを複数用いて前記運動組織を含む部位の弾性情報を表す弾性像を取得するステップと、

(c)前記ステップ (a)と (b)とを繰り返すステップと、

を有する超音波弾性像取得方法にぉ、て、前記弾性像取得ステップでは、前記形態像データを用いて前記運動組織の変位量が検出されて、前記変位量に基づいて前記弾性像の取得期間が選択されることを特徴とする超音波弾性像取得方法。

[19] 請求項 18記載の超音波弾性像取得方法において、

前記形態像取得ステップでは、前記形態像として所望の血管壁を含む Mモード像が取得され、

前記弾性像取得ステップでは、前記 Mモード像のデータを用いて前記血管壁の変位量が他の期間よりも急峻となる期間が選択され、該期間にお、て前記弾性像が連続的に取得されることを特徴とする超音波弾性像取得方法。

[20] 請求項 18記載の超音波弾性像取得方法にお、て、

前記形態像取得ステップでは、前記形態像として前記運動組織を含む部位の断層像が取得され、

前記弾性像取得ステップでは、前記断層像のデータを用いて前記運動組織の変位量が他の期間よりも急峻となる期間が選択され、該期間にお、て前記弾性像が連続的に取得されることを特徴とする超音波弾性像取得方法。