WO2015151972A1

WO2015151972A1 - 超音波映像システム

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Publication number: WO2015151972A1
Application number: PCT/JP2015/059207
Authority: WO
Inventors: 芳樹山越
Original assignee: 国立大学法人群馬大学
Priority date: 2014-04-02
Filing date: 2015-03-25
Publication date: 2015-10-08
Also published as: US20170014104A1; JPWO2015151972A1; JP6498183B2; US10624610B2; EP3127487B1; EP3127487A1; EP3127487A4

Abstract

　硬さを測定したい対象物に対し、既存の超音波診断装置を用いてカラーフロー画像を得る。その際、加振器で、超音波パルスのバースト周波数に対しｎ／４（ｎは１以上の奇数）倍の周波数の微小な振動を対象物に与えて、ずり弾性波を生じさせる。すると、超音波診断装置の表示部には、ずり弾性波によって対象物の硬さに応じた縞模様がずり弾性波検出画像として現れる。

Description

超音波映像システム

　本発明は、主に医療用途の、超音波を用いて非侵襲にて被験体の断面画像を形成する、超音波映像システムに関する。

　超音波診断装置は、超音波プローブに内蔵された超音波トランスデューサから発生した超音波を被検体内に放射し、被検体組織の音響インピーダンスの差異によって生ずる反射信号を超音波トランスデューサによって受信する。そして、この信号をフーリエ変換等の演算処理を施して映像を形成し、表示部に表示する。この超音波診断装置は、超音波プローブを被検体の体表に接触させるだけの、非侵襲且つ簡単な操作で、リアルタイムにて被検体組織の二次元映像が容易に観察できる。このため、心臓等の機能検査や各種臓器の形態診断に広く用いられている。特に、被検体に与える照射障害が殆ど無いことから、胎児の発育診断には不可欠な映像診断法である。

　なお、本発明の技術分野に近い先行技術文献を特許文献１及び非特許文献１に示す。
　特許文献１には、被検体ボリューム中の超音波散乱媒体の三次元イメージング方法およびシステムの技術内容が開示されている。
　非特許文献１には、外部より加えられた低周波振動の位相変化から伝搬速度を推定する、加振映像法の技術内容が開示されている。

特開２００８－１５４０１２号公報

「Tissue Harmonics Wave を用いた適応的加振映像法」増田信之、辻田剛啓、江渕智昭、山越芳樹、第23回超音波エレクトロニクスの基礎と応用に関するシンポジウム、（２０１３年４月２３日検索）インターネット＜http://ci.nii.ac.jp/naid/110007464507＞

　生体組織の硬さの評価は、特に肝臓、乳腺、前立腺等の、硬さが疾病と深く関係する診断領域において、注目されている。また整形外科においても、骨格筋の機能が硬さから評価できれば、筋ジストロフィー等の骨格筋由来の疾病診断や、腱の修復治療における術中評価等に役立つと考えられる。
　従来の超音波診断装置は、生体組織の硬さを測定する機能を備えるものが殆どなかった。これは、超音波の周波数が、体積弾性波が支配的であることに起因する。体積弾性波とは、媒質中を伝達する振動の伝達方向に対し、振動の方向が平行である波である。これは媒質の体積変動を伴う波であり、地震に例えると縦揺れのＰ波に相当する。体積弾性波の伝達速度は、媒質の硬さに殆ど依存しない。したがって、超音波をそのまま使用する超音波診断装置では、媒質の硬さを検出することが極めて困難であった。

　生体組織の硬さを計測する既知の技術には、二種類の技術が知られている。
　一つ目の技術は「エラストグラフィ」と呼ばれる、被験者の、硬さを測りたい対象の部位を手等で圧迫し、圧迫によって組織に生じる歪を超音波画像から測定する方法である。
　二つ目の技術は、被験者の、硬さを測りたい対象の部位に強力な超音波パルスを照射して、パルスのエッジから生じる音響放射圧でずり弾性波を生体組織内に励振させる。そして、生体組織内に生じたずり弾性波によって生じる、超音波の伝搬速度の変化を検出して、生体組織の硬さを測定する方法である。なお、本明細書中、当該技術を「音響放射圧法」と呼ぶ。ずり弾性波とは、せん断波、ズリ波とも呼ばれる波であり、媒質中を伝達する振動の伝達方向に対し、振動の方向が垂直である波である。これは媒質の体積変動を伴わない波であり、地震に例えると横揺れのＳ波に相当する。ずり弾性波の伝達速度は、媒質の硬さに大きく依存する。
　エラストグラフィは、測定原理が簡単で、生体に対する高い安全性が利点であるが、一方で定量性が低く、測定精度が術者の手技に依存する、という欠点がある。
　音響放射圧法は、定量的な計測が可能であるという利点があるが、強力な超音波が生体組織に発熱を生じさせる懸念があり、生体への安全性に疑問が示されている。

　本発明は係る状況に鑑みてなされたものであり、従来の超音波診断装置を利用して、極めて簡素な装置を付加するだけで、容易且つ安全に測定対象の硬さを映像化することができる、超音波映像システムを提供することを目的とする。

　上記課題を解決するために、本発明の超音波映像システムは、測定対象の内部構造を非侵襲にて測定するための超音波パルスを出力して、超音波パルスを受信するための超音波プローブから超音波パルスを発して受信することで、測定対象の内部に存在する流体を描画するカラーフロー画像を出力可能な超音波画像形成装置と、所定の周波数の振動を測定対象に与えるずり弾性波発生部とを具備する。

　本発明により、従来の超音波診断装置を利用して、極めて簡素な装置を付加するだけで、容易且つ安全に測定対象の硬さを映像化することができる。
　上記した以外の課題、構成及び効果は、以下の実施形態の説明により明らかにされる。

本発明の実施形態である超音波映像システムの全体構成を示すブロック図である。超音波診断装置の機能ブロック図である。演算処理部の機能ブロック図である。ずり弾性波の伝搬による組織の変位振動の周期と変位振幅の関係を示す図である。直交検波器の出力信号における振幅の関係を、ｉ番目のサンプル値毎に表したベクトル図である。第一の基本演算子と第二の基本演算子を示すモデル図である。超音波パルスの送受信数Ｎ＝１１の場合における、超音波診断装置による流速導出アルゴリズムのモデル図である。ＣＦＩ画像処理装置のハードウェア構成を示すブロック図である。ＣＦＩ画像処理装置の機能ブロック図である。本実施形態の超音波映像システムにおける、超音波診断装置に表示されるずり弾性波検出画像と、表示装置に表示されるずり弾性波表示画像の例を示す図である。

　振動は、その周波数の高低によって、体積弾性波とずり弾性波の比率が変わる。周波数が低くなればなるほど、振動はずり弾性波が支配的になる。
　ずり弾性波の伝搬速度は、一般に媒質の硬さの平方根に比例する。したがって、ずり弾性波を測定対象に与えて、ずり弾性波の伝搬速度を検出できれば、測定対象の硬さを測定することが可能になる。
　本実施形態にて説明する超音波映像システムは、超音波診断装置が備える、組織内の流体の存在とその速度を検出するためのカラーフロー画像表示機能を利用して、ずり弾性波の伝搬状態を画像に表す。

　［超音波映像システム１０１の全体構成］
　図１は、本発明の実施形態である超音波映像システム１０１の全体構成を示すブロック図である。
　超音波映像システム１０１は、被験者１０２に超音波パルスを照射する超音波プローブ１０３を備える超音波診断装置１０４（超音波画像形成装置）に、ずり弾性波駆動回路１０５と、これによって加振される加振器１０６と、ＣＦＩ画像処理装置１０７と、表示装置１０８を付加してなる。なお、ＣＦＩ画像処理装置１０７と表示装置１０８がなくても、ずり弾性波駆動回路１０５と加振器１０６を付加するだけで、超音波診断装置１０４の表示部１０９には、ノイズ混じりではあるものの、ずり弾性波によって生じる特徴的な縞模様を有する画像が現れる。そして、この縞模様の間隔から、被験者１０２の生体組織の硬さを類推することができる。これ以降、超音波診断装置１０４の表示部１０９に表示される、ずり弾性波によって生じる縞模様の画面を、ずり弾性波検出画像と呼ぶ。そして、ずり弾性波検出画像のデータを、ＣＦＩ画像処理装置１０７が加工して表示装置１０８に表示される画像を、ずり弾性波表示画像と呼ぶ。

　超音波診断装置１０４は、超音波プローブ１０３から超音波パルスを出力し、生体組織内部の存在を白黒のイメージで表示する「Ｂモードイメージ」を出力する機能を有する。そして、超音波診断装置１０４はＢモードイメージを出力する機能の他に、血管に流れる血液の流れによって生じるドップラー効果を検出して、血液の流れを色分けして、Ｂモードイメージに重ねて表示する「カラーフローイメージ（Color Flow ImageまたはColor Flow Mappingと呼ばれる。）」を出力する機能を有する。超音波パルスは、およそ１ＭＨｚ以上の高い周波数の超音波を、例えば３６５Ｈｚ等の周期で出力される、バースト波である。これ以降、この超音波パルスの周期に相当する周波数を、バースト周波数と呼ぶ。

　加振器１０６は、ずり弾性波駆動回路１０５が出力する駆動電圧によって低周波の微小振動を発生する。図２で詳述するが、加振器１０６の中身は圧電素子である。勿論、周知のスピーカに類似する、電磁駆動の加振器でもよい。
　ずり弾性波駆動回路１０５は、超音波診断装置１０４から超音波プローブ１０３に供給される超音波パルスのバースト周波数に対し、以下の式（１）に示す周波数と、式（２）に示す振幅のずり弾性波を発生する。

　例えば、バースト周波数が３６５Ｈｚの場合、ずり弾性波の周波数は、
　ｍ＝０の場合：９１．２５Ｈｚ
　ｍ＝１の場合：２７３．７５Ｈｚ
　ｍ＝２の場合：４５６．２５Ｈｚ
　ｍ＝３の場合：６３８．７５Ｈｚ
となる。すなわち、ずり弾性波の周波数は、バースト周波数に１／４、３／４、５／４、７／４…と、分母が４、分子が１から始まる奇数よりなる分数を乗じることで得られる。
　そして、例えば超音波パルスの中心周波数が５ＭＨｚの場合、ずり弾性波の振幅については、ずり弾性波が伝搬する媒質の伝搬速度に依存するが、たとえば１００ミクロンというような振幅で加振器１０６を振動させると、良好なずり弾性波検出画像及びずり弾性波表示画像が得られる。

　式（１）に従う周波数のずり弾性波を加振器１０６から発生させ、被験者１０２の、超音波プローブ１０３を接触させている近辺の測定部位に加振器１０６を当てると、超音波診断装置１０４の表示部１０９に表示される、血流を表示するカラーフロー画像に、生体組織の硬さに依存する縞模様が現れる。この縞模様の間隔は、ずり弾性波の生体組織内における波長に該当する。ずり弾性波の伝搬速度は、一般に媒質の硬さの平方根に比例するので、縞模様の間隔を測定することで、当該生体組織の硬さを類推することができる。

　良好なずり弾性波検出画像を表示させるために、ずり弾性波駆動回路１０５が出力するずり弾性波は、超音波パルスのエッジに対する位相差が所望の誤差範囲内を維持していればよい。図１及び図２では、ずり弾性波駆動回路１０５が超音波パルスのエッジに同期するように図示されているが、超音波パルスのバースト周波数とずり弾性波の周波数が十分な精度を確保していれば、必ずしも互いが同期していなくてもよい。

　図２は、超音波診断装置１０４の機能ブロック図である。
　発振器２０１は、超音波プローブ１０３の内部に設けられる複数の超音波トランスデューサ２０２から発する、超音波の中心周波数の駆動信号を出力する。超音波の中心周波数は、例えば５ＭＨｚである。超音波トランスデューサ２０２の実体は圧電素子である。圧電素子は電圧を受けて歪みを生じ、また歪みを受けて電圧を生じる。発振器２０１が出力する信号は分周器２０３に供給される。分周器２０３は、駆動信号から所定のバースト周波数の超音波パルスを生成する。超音波パルスのバースト周波数は、例えば３６５Ｈｚである。分周器２０３から出力される超音波パルスは、第一マルチプレクサ２０４と第二マルチプレクサ２０５を通じて複数の超音波トランスデューサ２０２へ選択的に供給される。

　第一マルチプレクサ２０４は、超音波プローブ１０３の、送信と受信を切り替える。第一マルチプレクサ２０４は、送信の際には超音波プローブ１０３を分周器２０３に接続させ、受信の際には超音波プローブ１０３を第一乗算器２０６および第二乗算器２０７に接続させる。
　第二マルチプレクサ２０５は、超音波プローブ１０３の筐体内に格納されている、複数の超音波トランスデューサ２０２のうちの一つを選択する。

　一方、超音波パルスは第一マルチプレクサ２０４を通じて同期発振器２０８にも供給される。この同期発振器２０８が、ずり弾性波駆動回路１０５の実体である。同期発振器２０８は、超音波パルスのバースト周波数に対し、前述の式（１）に従う周波数の駆動電圧を出力する。この駆動電圧が加振器１０６に内蔵されている圧電素子を駆動する。
　なお、超音波プローブ１０３及び加振器１０６に用いられる圧電素子を駆動するには高い電圧が必要になるが、紙面の都合上、図２では高電圧発生手段に関する記述を省略している。

　第一マルチプレクサ２０４の、受信側の端子は、直交検波器を構成する第一乗算器２０６および第二乗算器２０７に接続されている。
　第一乗算器２０６は、超音波プローブ１０３から出力される受信信号と駆動信号を乗算する。第一乗算器２０６の出力信号は、第一Ａ／Ｄ変換器２０９（図２中「第一Ａ／Ｄ」と略記）に供給され、Ａ／Ｄ変換される。この、第一Ａ／Ｄ変換器２０９の出力データは、実数成分に相当する「In-phaseデータ」である。In-phaseデータは演算処理部２１２へ供給される。
　第二乗算器２０７は、超音波プローブ１０３から出力される受信信号と、９０°移相器２１０によって位相を９０°遅らせられた駆動信号を乗算する。第二乗算器２０７の出力信号は、第二Ａ／Ｄ変換器２１１（図２中「第二Ａ／Ｄ」と略記）に供給され、Ａ／Ｄ変換される。この、第二Ａ／Ｄ変換器２１１の出力データは、虚数成分に相当する「Quadrature phaseデータ」である。Quadrature phaseデータは演算処理部２１２へ供給される。

　図３は、演算処理部２１２の機能ブロック図である。
　In-phaseデータは、周知のＲＡＭよりなる第一サンプルバッファ３０１に一旦格納される。
　同様に、Quadrature phaseデータも、周知のＲＡＭよりなる第二サンプルバッファ３０２に一旦格納される。
　第一サンプルバッファ３０１に格納された所定の時間幅のIn-phaseデータと、第二サンプルバッファ３０２に格納された所定の時間幅のQuadrature phaseデータは、Ｂモード画像処理部３０３によって、Ｂモード画像を生成するための演算処理が行われる。この演算処理は、ＦＦＴ（Fast Fourier Transformation）を主とする、白黒の画像を生成する処
理である。Ｂモード画像処理部３０３が生成したＢモード画像データは、映像処理部３０４に供給される。

　一方、第一サンプルバッファ３０１に格納された所定の時間幅のIn-phaseデータと、第二サンプルバッファ３０２に格納された所定の時間幅のQuadrature phaseデータは、ノイズ除去演算処理部３０５によって、ノイズ除去の処理が行われ、血流によって現れるドップラー効果の信号成分が抽出される。そして、ドップラー効果の信号成分は流速データ演算部３０６によってカラーフロー画像データに変換され、映像処理部３０４に供給される。
　映像処理部３０４は、Ｂモード画像データとカラーフロー画像データを重ね合わせて、表示部１０９に出力する。

　［ずり弾性波検出画像の原理］
　図２及び図３にて説明した内容は、超音波パルスを用いる、カラーフロー画像を出力できる従来の超音波診断装置１０４の機能ブロックである。本実施形態の超音波映像システム１０１では、超音波診断装置１０４に式（１）に従う周波数と式（２）に従う振動振幅で振動する加振器１０６を付加するだけで、ずり弾性波検出画像が得られる。これ以降、ずり弾性波検出画像が超音波診断装置１０４の表示部１０９に表示される原理を説明する。

　＜カラーフロー画像の流速推定アルゴリズム＞
　先ず、超音波診断装置１０４が出力する、流体の速度を示すカラーフロー画像の基となる、流速推定アルゴリズムについて説明する。
　今、任意の流体に対し、超音波パルスを同一方向にＮパルス送波すると、ｉ番目の超音波パルスに対する受信超音波の位相φ_ｉは、次式（３）にて表される。

　式（３）より、ｉ番目の受信ＲＦ信号ｒ_ｉは、次式（４）にて表される。

　式（５）は、次式（６）のように書くこともできる。

　ここで、第ｉ番目の超音波パルスの位相と、第ｉ＋１番目の超音波パルスの位相の差Δφ_ｉを考える。これは、次式（７）のように推定できる。

　超音波パルスの位相の差Δφ_ｉは式（７）と推定できるので、式（６）を代入すると、次式（８）になる。

　よって流速ｖは、次式（９）で求められる。

　式（９）のカッコ内は、ＩＱ信号を使うと、次式（１０）のように表される。

　式（１０）より、流速の推定式として次式（１１）が導き出される。

　超音波診断装置１０４のカラーフロー画像では、Ｓ／Ｎを向上させるために、連続した超音波Ｎパルスから得た直交検波出力信号を用いて、次式（１２）で流速を推定している。

　＜カラーフロー画像の流速推定アルゴリズムによる、ずり弾性波の波面検出＞
　今、超音波診断装置１０４の流速推定アルゴリズムを、ずり弾性波により反射体が正弦的に振動している場合に適用する。
　ずり弾性波が伝搬して組織が正弦的に変動すると、組織変位ξは次式（１３）のように表すことができる。

　このとき、ｉ番目の受信超音波パルスの位相φ_ｉは、次式（１４）になる。

　直交検波器の出力は、式（５）と同様に次式（１５）になる。

　ここで、ずり弾性波の角周波数に対して次式（１６）の条件（周波数条件）が成り立つ場合を考える。

　つまり、ずり弾性波の周波数であらわすと、次式（１７）になる。

　さらに、振動の初期位相として、次式（１８）が満たされるとする。

　上記条件（式（１７）および式（１８））は、ずり弾性波の伝搬による組織の変位振動の周期が超音波の４パルスに等しく、かつ初期位相が０の条件であり、これを変位振幅として図に表すと、図４のようになる。
　図４は、ずり弾性波の伝搬による組織の変位振動の周期と変位振幅の関係を示す図である。
　図４と同じ振動振幅は、正負の別はあるものの、ずり弾性波の振動周波数が高く、エイリアジングにより低い周波数に折り返す場合にも生じる。この時の振動周波数は、ｍを整数として、次式（１９）で表される。これが式（１）である。

　このため、以下の議論は、式（１９）が成り立つ場合にも成立するので、ずり弾性波の周波数として式（１９）が成り立てばよい。この式（１９）（式（１）と等しい）が、超音波診断装置１０４でずり弾性波を映像化するときの周波数条件である。
　この時、変位ξは次式（２０）で表される。

　この時、直交検波器の出力信号であるＩ，Ｑ信号は、次式（２１）となる。

　ここで、ｉ＝０，１，２，３について、直交検波器の出力を求めてみると、以下の式（２２）、（２３）、（２４）、（２５）、（２６）及び（２７）となる。

　式（２３）乃至式（２７）の関係をベクトル図であらわすと、図５Ａおよび図５Ｂになる。
　図５Ａおよび図５Ｂは、直交検波器の出力信号における振幅の関係を、ｉ番目のサンプル値毎に表したベクトル図である。
　図５Ａは、振動振幅ξ_０が「０≦ξ_０≦λ／８」の場合における、ベクトル図である。
　図５Ａに示すように、全てのベクトルは第一象限と第四象限にある。
　図５Ｂは、振動振幅ξ_０が「λ／８≦ξ_０≦３λ／８」の場合における、ベクトル図である。
　図５Ｂに示すように、ｉ＝１とｉ＝３の時のベクトルは、第二象限と第三象限にある。

　以上の考察を表１にまとめる。

　次に、上記表１に示したＩＱ信号のパターンに対して、超音波診断装置１０４による速度推定値を求めてみる。
　先ず、式（１２）で示される流速導出アルゴリズムについて、二つの基本演算子でモデル化する。
　図６Ａは、第一の基本演算子を示すモデル図である。図６Ｂは、第二の基本演算子を示すモデル図である。
　先ず、直交検波器の出力である、ｉ番目のIn-PhaseデータとQuadrature Phaseデータと、ｉ＋１番目のIn-PhaseデータとQuadrature Phaseデータとを用意する。
　第一の基本演算子は、式（１２）中、Ｅ_Ｕを導出する式における、総和の前段階の演算である。
　第二の基本演算子は、式（１２）中、Ｅ_Ｌを導出する式における、総和の前段階の演算である。

　図７Ａは、超音波パルスの送受信数Ｎ＝１１の場合における、超音波診断装置１０４による流速導出アルゴリズムのモデル図である。
　図７Ｂは、式（１６）及び（１８）の２つの条件が共に満たされている状態における、超音波診断装置１０４における流速推定の結果を示す図である。
　図７Ｂにおいて、Ｅ_Ｌは以下の表２に示す値となる。

　Ｅ_Ｌが如何なる値であろうとも、共にＥ_Ｕ＝０であるので、実軸をＥ_Ｌ、虚軸をＥ_Ｕとするベクトルは、Ｅ_Ｌが正の場合は実軸上の正の方向を向くベクトルとなり、流速推定値は０になる。一方、Ｅ_Ｌが負の場合は、実軸上の負の方向を向くベクトルとなり、流速推定値は正の最大値、または負の最大値（ナイキスト周波数で決まる最大の流速値）になる。
　つまり、以下の結論が導き出せる。
　＜１＞Ｅ_Ｌが正になる条件（ずり弾性波による振動振幅が0≦ξ_０≦λ／８の場合）
　振動振幅の位相が０°および１８０°になる位置に、ずり弾性波検出画像には流速０の部分が現れる。
　＜２＞Ｅ_Ｌが負になる条件（ずり弾性波による振動振幅がλ／８≦ξ_０≦３λ／８の場合）
　振動振幅の位相が０°および１８０°になる位置に、ずり弾性波検出画像には流速最大の部分が現れる。

　上記の条件は、ずり弾性波の振幅により、ずり弾性波による振動位相が０°または１８０°の時に、特異な縞模様状のパターンがずり弾性波検出画像に現れることを示している。これ以降、上記２つの条件を振幅条件と呼ぶ。
　ずり弾性波が組織中を伝搬しているとき、超音波診断装置１０４が出力するカラーフロー画像の中から、上記に示したような特徴ある部分を抽出することにより、ずり弾性波の位相（０°または１８０°）が推定できることになる。ずり弾性波が等位相になる部分はずり弾性波の波面を再現することに相当するので、この方法により、カラーフロー画像からずり弾性波の波面を再現できる。
　この方法は、超音波診断装置１０４でずり弾性波を映像化するための周波数条件である式（１）＝式（１９）が成り立つときに、超音波診断装置１０４の推定アルゴリズムが、ずり弾性波の０°と１８０°の位相を検出するディジタルフィルタになっていることに着目した、ずり弾性波の映像化法である。
　すなわち、超音波パルスの繰り返し周期に相当するバースト周波数に対し、ｎ／４（但し、ｎは１以上の奇数）の周波数に相当する振動を測定対象に与えると、超音波診断装置１０４でずり弾性波が縞模様となって現れる。

　超音波診断装置１０４でずり弾性波を映像化するための周波数条件は、理論的には式（１）＝式（１９）で表されるが、実際には、先に述べたずり弾性波の周波数条件と必ずしも一致していなくてもよい。振動の周波数が周波数条件に近ければ、流速の最大値または流速０の部分が超音波診断装置１０４の表示部１０９に現れるので、そのような場合でもこの方法でずり弾性波の波面（縞模様）を超音波診断装置１０４で再現できる。この、ずり弾性波の波面が超音波診断装置１０４で再現できる許容周波数範囲は、最大でも±１０Ｈｚである。この許容周波数範囲は、バースト周波数が変わっても、超音波画像のフレームレートが一定である限り、変わらない。これ以上の周波数のずれは、超音波診断装置１０４で縞模様が再現できなくなってしまう。許容周波数範囲に合致する周波数の振動を与えている場合は、周波数の変化に伴い、超音波診断装置１０４に表示される縞模様の移動速度が変化する。

　更に、ずり弾性波の周波数の範囲内に、超音波診断装置１０４のフレームレートの整数倍の周波数が存在すると、そのフレームレートの整数倍の周波数において、超音波診断装置１０４で表示される縞模様は止まって見える。縞模様が止まって見える場合、その周波数から振動の周波数を変化させると、周波数の増減方向に応じて、縞模様の移動方向が変わる。
　一例として、超音波診断装置１０４のフレームレートの周波数が１０Ｈｚで、バースト周波数が３６５Ｈｚの場合、ずり弾性波の周波数はｎ＝１の場合、９１．２５Ｈｚとなり、ｎ＝２の場合、２７３．７５Ｈｚとなる。ずり弾性波の周波数が２７３．７５Ｈｚの場合、±５Ｈｚの範囲、すなわち２６８．７５Ｈｚから２７８．７５Ｈｚの範囲内で、超音波診断装置１０４で縞模様が再現できる。特に、フレームレートの周波数の整数倍である２７０Ｈｚがこの周波数の範囲内に存在するので、ずり弾性波の周波数が２７０Ｈｚのときに、超音波診断装置１０４で表示される縞模様は止まって見える。

　＜ずり弾性波波面から、ずり弾性波の伝搬速度推定＞
　周波数条件が成立する時、ずり弾性波の位相０°および１８０°付近の二箇所で、流速推定値が最大値または０の値を示す。つまり、この部分を画像処理で抽出することで、ずり弾性波の波長を求めることができ、これからずり弾性波の伝搬速度を推定できる。具体的には、以下の二つ方法を使うことができる。

　方法１：（空間的な流速分布から推定する方法）
　ずり弾性波の波面が記録された画像の二次元自己相関を計算する。相関のピークまたは相関値の重心位置から位相が１８０°回転する距離ｄが求められる。これより、ずり弾性波の伝搬速度ｖｓは、以下の式（２８）として計算することができる。なお、距離ｄとは、厳密には表示装置１０８の画面上に現れる縞模様の間隔に対し、超音波診断装置１０４に固有の、超音波パルスを超音波プローブ１０３から送信する際に発生する送信時間の遅れを考慮した補正を行う必要があるが、ここでは詳細な説明を省略する。

　方法２：（時間が経過した二つのフレームの波面の移動から推定する方法）
　　時刻Ｔだけ離れた二つの画像の二次元相互相関関数を計算する。相関のピークまたは相関値の重心位置から位相が１８０°回転する距離ｄが求められる。これより、ずり弾性波の伝搬速度ｖｓは、前述の式（２８）で計算することができる。

　［ＣＦＩ画像処理装置１０７の構成］
　図８は、ＣＦＩ画像処理装置１０７のハードウェア構成を示すブロック図である。
　周知のパソコンよりなるＣＦＩ画像処理装置１０７は、ＣＰＵ８０１、ＲＯＭ８０２、ＲＡＭ８０３、ハードディスク装置等の不揮発性ストレージ８０４、表示装置１０８、操作部８０５、ＵＳＢインターフェース８０６（図８中「ＵＳＢ　Ｉ／Ｆ」と略記）がバス８０７に接続されて構成される。

　図９は、ＣＦＩ画像処理装置１０７の機能ブロック図である。
　超音波プローブ１０３は、被験者１０２の生体組織９０１に超音波パルスを発し、これを受信する。
　同様に、ずり弾性波駆動回路１０５にて駆動される加振器１０６は、生体組織９０１にずり弾性波を与える。
　超音波診断装置１０４は、カラーフロー画像を出力する。
　ＣＦＩ画像処理装置１０７は、図８にて説明した周知のパソコンに、ＣＦＩ画像処理装置１０７として稼働するプログラムを実行させることでなる。

　超音波診断装置１０４から出力されるデジタル画像データ（カラーフロー画像のデータであると共に、ずり弾性波検出画像のデータでもある。）は、流速画像抽出部９０２とＢモード画像抽出部９０３に入力される。
　流速画像抽出部９０２は、デジタル画像データからカラーフロー画像データを抜き出す。Ｂモード画像抽出部９０３は、デジタル画像データからＢモード画像データを抜き出す。多くの場合、超音波診断装置１０４が出力するデジタル画像データは、白黒のＢモード画像の中心部分に、カラーフロー画像の表示領域が現れる。したがって、カラーの部分を、座標情報を頼りに抜き出すことで、流速画像抽出部９０２とＢモード画像抽出部９０３は、一体的に構成できる。すなわち、流速画像抽出部９０２とＢモード画像抽出部９０３は、排他的な関係である。

　流速画像抽出部９０２から出力されるカラーフロー画像データは、振幅条件合致画像抽出部９０４に入力される。振幅条件合致画像抽出部９０４は、カラーフロー画像データから、振幅条件、すなわち式（２）に合致する画像データの成分を抽出する。振幅条件は、操作部８０５から、超音波プローブ１０３及びずり弾性波駆動回路１０５（同期発振器２０８）の周波数情報を入力することで、振幅条件合致画像抽出部９０４に与える。具体的には例えば、振幅条件に合致する振幅の値であると、カラーフロー画像上には最大の流速値が現れるので、最大の流速値が画像上に現れることを判断の基準として振幅条件に合致した画像を抽出する。

　振幅条件合致画像抽出部９０４から出力される振幅条件合致画像データは、ずり弾性波波面画像構成部９０５に入力される。ずり弾性波波面画像構成部９０５は、振幅条件合致画像抽出部９０４が出力する振幅条件合致画像データから、ずり弾性波の波面を再生する。具体的には例えば、最大流速の半分の流速値を閾値として、流速値がこの閾値以上であれば１、これ以下であれば０とする処理を行うことで、ずり弾性波の波面を再生する。
　ずり弾性波波面画像構成部９０５から出力されるずり弾性波波面画像データは、ずり弾性波波長推定部９０６に入力される。ずり弾性波波長推定部９０６は、ずり弾性波波面画像データから二次元相関を用いて、ずり弾性波波面画像データ内におけるずり弾性波の波長を推定する。

　ずり弾性波波長推定部９０６から出力されるずり弾性波波長データは、ずり弾性波速度推定部９０７に入力される。ずり弾性波速度推定部９０７は、ずり弾性波波長データからずり弾性波の伝搬速度を推定する。推定して得られたずり弾性波の伝搬速度データは、例えば地図の等高線状の線として描画する。
　Ｂモード画像抽出部９０３から出力されるＢモード画像データと、ずり弾性波波面画像構成部９０５から出力されるずり弾性波波面画像データと、ずり弾性波速度推定部９０７から出力されるずり弾性波の伝播速度データは、再生画像重ね合わせ部９０８に入力される。再生画像重ね合わせ部９０８は、Ｂモード画像データと、ずり弾性波波面画像データと、ずり弾性波の伝播速度データを重畳して、一体的な画像データとして再構成する。
　こうして、再生画像重ね合わせ部９０８が出力する画像データは表示装置１０８に入力されて、ずり弾性波の縞模様を含むずり弾性波表示画像が、表示装置１０８に表示される。

　図１０は、本実施形態の超音波映像システム１０１における、超音波診断装置１０４に表示されるずり弾性波検出画像と、表示装置１０８に表示されるずり弾性波表示画像の例を示す図である。図１０に示す画像は、寒天に超音波を散乱させるグラファイト粉末を混ぜた生体擬似ファントムを作成して、これに超音波映像システム１０１にて測定を行った際の、ずり弾性波検出画像とずり弾性波表示画像である。生体擬似ファントムは、寒天の濃度を１．７５％、１．５％、そして１％と異ならせたものを三つ作成した。
　図１０（ａ）は、寒天の濃度が１．７５％の、ずり弾性波検出画像である。
　図１０（ｂ）は、寒天の濃度が１．５％の、ずり弾性波検出画像である。
　図１０（ｃ）は、寒天の濃度が１％の、ずり弾性波検出画像である。
　図１０（ｄ）は、寒天の濃度が１．７５％の、ずり弾性波表示画像である。
　図１０（ｅ）は、寒天の濃度が１．５％の、ずり弾性波表示画像である。
　図１０（ｆ）は、寒天の濃度が１％の、ずり弾性波表示画像である。

　図１０（ａ）、（ｂ）及び（ｃ）を見ると、ずり弾性波検出画像は、ノイズ成分が多く含まれるものの、ずり弾性波によって特有の縞模様が画像に現れていることが判る。
　寒天粉末の濃度が濃い、ということは、ファントムが硬くなることであり、ずり弾性波の伝搬速度が高くなる。すなわち、ずり弾性波の波長が長くなる。逆に、寒天粉末の濃度が薄い、ということは、ファントムが柔らかくなることであり、ずり弾性波の伝搬速度が低くなる。すなわち、ずり弾性波の波長が短くなることであり、図１０の結果は、寒天の硬さの違いが、ずり弾性波の波長の違いとして区別できていることを示している。

　また、図１０（ｄ）、（ｅ）及び（ｆ）を見ると、ずり弾性波表示画像はずり弾性波検出画像と比べてノイズ成分が大幅に除去され、縞模様の間隔がより明確に判別し易くなっていることが判る。なお、縞模様の間隔を測定するには、白色（薄い色）の部分同士の間隔を測定することが望ましい。何故ならば、流速が０になる部分（黒色または濃い色）は雑音の影響を受け易いので、流速が最大を示す部分同士の測定の方が、誤差が少なくなることが期待できるからである。

　更に、図１０は静止画像であるため判別できないが、実際には縞模様が画面上を移動する。この移動速度は式（１）に従うずり弾性波の周波数と、実際に加振器１０６から与えられるずり弾性波の周波数との周波数差および位相差によって変動する。この、縞模様の移動方向から、ずり弾性波の伝達方向が目視で判別できる。更に、縞模様の移動方向を画像解析することで、ずり弾性波の伝達方向をベクトルデータとして取得できる。この、ずり弾性波の伝達方向を示すベクトルデータを、例えば矢印マーク等のイラストにて表示装置１０８に表示することで、ずり弾性波の伝達方向を可視化できる。ずり弾性波の伝達方向を可視化できると、様々な体組織の異変を明瞭に推測できる。例えば、組織境界面は、ずり弾性波の屈折から明瞭に可視化できる。また、体組織が癒着している場合には、二つの癒着組織同士で同じ振動が伝わる。このため、屈折が起きにくく伝搬方向が変化しないなどの情報も得られる。更に、例えば子宮筋腫のような液状変性等の疾病の場合、ずり弾性波の伝搬方向が局所的にばらつくようになる。これにより、当該組織が液状変性であることが、ずり弾性波の伝搬方向から一目瞭然に見て取れる。

　以上説明した実施形態には、以下に記す応用例が可能である。
　（１）本実施形態では、既存の超音波診断装置１０４をそのまま流用した超音波映像システム１０１を構築したが、超音波診断装置１０４にＣＦＩ画像処理装置１０７の演算機能を内包させてもよい。

　（２）上記の実施形態において、ずり弾性波表示画像の鮮明度を更に向上させる目的で、二種類以上の周波数のずり弾性波で測定対象を加振することができる。
　超音波診断装置１０４により、ずり弾性波の波面の再生では、周波数条件に合致する周波数が、振幅条件を満足する時に、ずり弾性波の位相０°と１８０°付近で特徴ある流速値が推定されることをずり弾性波の波面再生に使っている。
　つまり、変位振幅が超音波パルスに対して図４のようなデータ列になるときに、ずり弾性波の波面が再現できることになる。
　図４に示す超音波パルスごとの変位振幅のパターンは、ずり弾性波の周波数が単一の場合でなく、周波数条件に合う複数のずり弾性波を同時に励起し、その合算としての振動振幅が図４の条件を満たす場合でも実現できる。
　１つの周波数でのずり弾性波の励振では、流速が最大値を取るには、以下の式（２９）

の条件が必要であったが、複数のずり弾性波を同時に励起する場合には、超音波パルス送波時点での「振幅和」が上記条件を満たせばよいことになる。
　このことを使うと、例えば、周波数条件の式（１９）（式（１）と等しい）に対して、ｍ＝０の周波数で振動振幅ξ_０，０、ｍ＝１の周波数で振動振幅ξ_０，１として、二つの周波数の変位振幅の初期位相を最大振幅時の変位振幅が同相で重なるように選ぶと、流速最大になる振幅条件は、以下の式（３０）のように書き直すことができる。

　このような複数の周波数を同時に使う利点を以下に示す。
　＜１＞ずり弾性波の周波数が高いほど、より高い空間分解能を持つ画像が得られるが、ずり弾性波の周波数を高めると、ずり弾性波の減衰が大きくなり、このため大きな振動振幅が得にくく、推定流速が最大になる振幅条件を満たすことが困難になる。しかし、減衰の小さな低い周波数（振動振幅：ξ_０，０）と映像化のための高い周波数（振動振幅：ξ０，１）を同時に励起すると、振幅条件が式（３０）のように緩和されるので、高い周波数を持つずり弾性波に必要な振動振幅は、ξ_０，０だけ小さなものでよいことになる。
　＜２＞このように複数の周波数を持つずり弾性波を、位相を合わせて同時に励起することは、振動振幅に予めバイアスをかけることに相当しているので、振動振幅の小さな高い周波数を持つずり弾性波の波面であっても、複数の周波数を同時に励振する本方法を用いることで感度よく再生することができる。

　（３）本実施形態では、測定対象を加振器１０６にて加振させたが、ずり弾性波を生じさせる手段は加振器１０６に限られない。超音波プローブ１０３を加振器１０６と一体化させることもできる。
　また、既存の超音波プローブ１０３に含まれている複数の超音波トランスデューサ２０２のうちの一つから、音響放射圧法を用いた強力な超音波を発生させることで、空間分割にて、超音波プローブ１０３単体でずり弾性波を発生させることができる。
　更に、超音波プローブ１０３を、音響放射圧法を用いた強力な超音波を発生させる時間と、画像再生用の超音波パルスを発生させる時間とで交互に切り替えることで、時分割にて、超音波プローブ１０３単体でずり弾性波を発生させることができる。
　すなわち、ずり弾性波を生じさせる手段の上位概念として、ずり弾性波発生部と総称できる。

　本実施形態では、超音波映像システム１０１を開示した。
　硬さを測定したい対象物に対し、既存の超音波診断装置１０４を用いてカラーフロー画像を得る。その際、加振器１０６で、超音波パルスのバースト周波数に対しｎ／４（ｎは１以上の奇数）倍の周波数の微小な振動を対象物に与えて、ずり弾性波を生じさせる。すると、超音波診断装置１０４の表示部１０９には、ずり弾性波によって対象物の硬さに応じた縞模様がずり弾性波検出画像として現れる。更に、このずり弾性波検出画像データに所定の演算処理を施すことで、ノイズを減じたずり弾性波表示画像を得ることができる。
　このように本実施形態によれば、比較的簡単な装置の追加で、容易に測定対象の硬さを測定することができる。

　以上、本発明の実施形態について説明したが、本発明は上記実施形態に限定されるものではなく、請求の範囲に記載した本発明の要旨を逸脱しない限りにおいて、他の変形例、応用例を含む。
　例えば、上記した実施形態は本発明をわかりやすく説明するために装置及びシステムの構成を詳細且つ具体的に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備えるものに限定されるものではない。また、ある実施形態の構成の一部を他の実施形態の構成に置き換えることは可能であり、更にはある実施形態の構成に他の実施形態の構成を加えることも可能である。また、各実施形態の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることも可能である。
　また、上記の各構成、機能、処理部等は、それらの一部又は全部を、例えば集積回路で設計するなどによりハードウェアで実現してもよい。また、上記の各構成、機能等は、プロセッサがそれぞれの機能を実現するプログラムを解釈し、実行するためのソフトウェアで実現してもよい。各機能を実現するプログラム、テーブル、ファイル等の情報は、メモリや、ハードディスク、ＳＳＤ（Solid State Drive）等の揮発性あるいは不揮発性のストレージ、または、ＩＣカード、光ディスク等の記録媒体に保持することができる。
　また、制御線や情報線は説明上必要と考えられるものを示しており、製品上必ずしもすべての制御線や情報線を示しているとは限らない。実際には殆ど全ての構成が相互に接続されていると考えてもよい。

　１０１…超音波映像システム、１０２…被験者、１０３…超音波プローブ、１０４…超音波診断装置、１０５…弾性波駆動回路、１０６…加振器、１０７…ＣＦＩ画像処理装置、１０８…表示装置、１０９…表示部、２０１…発振器、２０２…超音波トランスデューサ、２０３…分周器、２０４…第一マルチプレクサ、２０５…第二マルチプレクサ、２０６…第一乗算器、２０７…第二乗算器、２０８…同期発振器、２０９…第一Ａ／Ｄ変換器、２１０…９０°移相器、２１１…第二Ａ／Ｄ変換器、２１２…演算処理部、３０１…第一サンプルバッファ、３０２…第二サンプルバッファ、３０３…Ｂモード画像処理部、３０４…映像処理部、３０５…ノイズ除去演算処理部、３０６…流速データ演算部、８０１…ＣＰＵ、８０２…ＲＯＭ、８０３…ＲＡＭ、８０４…不揮発性ストレージ、８０５…操作部、８０６…ＵＳＢインターフェース、８０７…バス、９０１…生体組織、９０２…流速画像抽出部、９０３…Ｂモード画像抽出部、９０４…振幅条件合致画像抽出部、９０５…ずり弾性波波面画像構成部、９０６…ずり弾性波波長推定部、９０７…ずり弾性波速度推定部、９０８…再生画像重ね合わせ部

Claims

　測定対象の内部構造を非侵襲にて測定するための超音波パルスを出力して、前記超音波パルスを受信するための超音波プローブから前記超音波パルスを発して受信することで、前記測定対象の内部に存在する流体を描画するカラーフロー画像を出力可能な超音波画像形成装置と、
　所定の周波数の振動を前記測定対象に与えるずり弾性波発生部と
を具備する、超音波映像システム。
　前記ずり弾性波発生部は、前記超音波パルスの繰り返し周期に相当するバースト周波数に対し、ｎ／４（但し、ｎは１以上の奇数）の周波数を中心周波数とする振動を前記測定対象に与える、
請求項１に記載の超音波映像システム。
　前記ずり弾性波発生部は、前記中心周波数に対し最大１０Ｈｚ増減の周波数範囲の振動を前記測定対象に与える、
請求項２に記載の超音波映像システム。
　更に、
　前記超音波画像形成装置が出力する前記カラーフロー画像のデータを入力されて、前記測定対象の内部の硬さを表す情報を含む画像データを出力するＣＦＩ画像処理装置と
を具備する、請求項３記載の超音波映像システム。
　前記ＣＦＩ画像処理装置は、前記ずり弾性波発生部の振動周波数に基づいて、前記測定対象に生じるずり弾性波の波長を前記カラーフロー画像のデータから推定することで、前記測定対象の硬さを推定する、請求項４記載の超音波映像システム。
　前記ＣＦＩ画像処理装置は、前記ずり弾性波発生部の振動周波数に基づいて、前記測定対象に生じるずり弾性波の波長を前記カラーフロー画像のデータから推定することで、前記測定対象における前記ずり弾性波の伝搬方向を示す情報を前記画像データに含める、請求項５記載の超音波映像システム。