(57)【要約】【課題】本発明は、エラストグラフィーの実施方法を提供するものである。【解決手段】このため、第１コード信号を生体組織側に発信して、第１コード信号の応答としての第１エコー信号を記録する。次に、生体組織に対して歪みを与える（例えば圧迫や拡張）。それから、第２コード信号を生体組織側に発信する。この第２信号は、発信された第１信号の時間領域における圧縮（あるいは伸長）バージョンである。第２信号の反応としての第２エコー信号を記録する。第２発信信号に与えられた圧縮ファクタまたは伸長ファクタに適合するファクタによって、第２エコー信号を時間領域において伸長処理する。最後に、生体組織のエラストグラフ画像を提供するために第１エコー信号と処理済みの第２エコー信号との交差相関処理を行う。本発明は、生体組織に歪みを与える前と与えている時に異なった発信信号を使用し、エラストグラフィー画質を良好に改善できる。【選択図】図２
2008505669.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ａ）第１超音波信号ｐ１（ｔ）を生体組織側に発信するようトランスデューサに第１コード電圧波形ｕ１（ｔ）を印加するステップ（ｐ１（ｔ）＝ｕ１（ｔ）＊ｈ（ｔ）は、波形ｕ１によって生成された点広がり関数（ＰＳＦ）である）（式中、ｔは時間、記号＊は畳み込み積、ｈ（ｔ）はトランスデューサのインパルス応答である）、
ｂ）前記第１発信信号の反応としての第１エコー信号ｓ１（ｔ）を記録するステップ、
ｃ）生体組織に対して歪みを与えるステップ、
ｄ）歪みの下方に位置する生体組織側に第２超音波信号ｐ２（ｔ）を発信するよう前記トランスデューサに第２コード電圧波形ｕ２（ｔ）を印加するステップ（ｐ２（ｔ）＝ｕ２（ｔ）＊ｈ（ｔ）は、波形ｕ２によって生成されたＰＳＦであって、前記第２発信信号は、前記第１発信信号と以下の関係を有する：
ｐ２（ｔ）＝ｐ１（αｔ）
、（α＝１／（１＋ε）であって、εは生体組織に与えられる歪みの初期推定値である））、
ｅ）前記第２発信信号の反応としての第２エコー信号ｓ２（ｔ）を記録するステップ、
ｆ）以下の関係式により、前記第２エコー信号を処理するステップ、
ｓ２”（ｔ）＝ｓ２（ｔ／α）、
ｇ）前記生体組織のエラストグラフ画像を提供するため、前記第１エコー信号ｓ１（ｔ）と処理後第２エコー信号ｓ”２（ｔ）とを交差相関処理するステップからなることを特徴とするエラストグラフィーの実施方法。
【請求項２】
ステップｃ）において、生体組織に与えられる歪みは負であって、それにより前記生体組織が圧迫されることを特徴とする請求項１に記載のエラストグラフィーの実施方法。
【請求項３】
ステップｃ）において、生体組織に与えられる歪みは陽であって、それにより前記生体組織が拡張することを特徴とする請求項１に記載のエラストグラフィーの実施方法。
【請求項４】
第１および第２の発信信号は、バースト信号であることを特徴とする請求項１〜請求項３のいずれかに記載のエラストグラフィーの実施方法。
【請求項５】
第１発信信号ｐ１（ｔ）は、その点広がり関数（ＰＳＦ）の持続時間が増加するように前伸長していることを特徴とする請求項１〜請求項６のいずれかに記載のエラストグラフィーの実施方法。
【請求項６】
前記第２信号ｐ２（ｔ）は、ステップｄ）において所定値αで発信され、それによりステップｇ）においてエラストグラフ画像を提供するものであって、さらに、
ｈ）前記エラストグラフ画像の結果から生体組織に与えられる局部歪みεを計算するステップ、
ｉ）計算した局部歪みεに応じてα値を調整するステップ、
ｊ）調整されたα値によってステップｄ）からステップｇ）を繰り返すステップを有することを特徴とする請求項１〜請求項５のいずれかに記載のエラストグラフィーの実施方法。
【請求項７】
ステップｈ）からステップｊ）は、調整α値が前記第２発信信号ｐ２（ｔ）に与えられた値にほぼ等しくなるまで繰り返されることを特徴とする請求項６に記載のエラストグラフィーの実施方法。
【請求項８】
発信される第２信号を第１発信信号と関係づけるハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェアと、
エコー信号の交差相関処理を行うハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェアとからなることを特徴とする請求項１〜請求項７のいずれかに記載のエラストグラフィー実施システム。
【請求項９】
さらに、生体組織に与えられる局部歪みεを計算しそれに応じてα値を調整するハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェアを有することを特徴とする請求項８に記載のエラストグラフィー実施システム。
【請求項１０】
さらに、発信された信号をコード化するハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェアを有することを特徴とする請求項８または請求項９に記載のエラストグラフィー実施システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明はエラストグラフィーの実施方法に係り、特に被検体のエラストグラフ画像処理の方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
超音波エラストグラフィーは、弾性生体組織の歪み分布を計測して画像化するシステムである。
このシステムは、通常、被検体の外部圧迫を基礎にしており、加圧前および加圧後に音波パルスを発生させるとともに被検体からエコーシーケンスを受信する一つ以上のトランスデューサを使用する（このトランスデューサは、それ自体がコンプレッサとして機能するかコンプレッサとともに用いる）。
それから、この一組の加圧前および加圧後のエコーシーケンスは、音波パルスの経路に沿って歪みを判定して好ましくは歪みプロファイルを出力するよう交差相関処理（ｃｒｏｓｓ−ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ）または適合化が行われる。
この歪みプロファイルは、加圧装置で圧迫した応力を計測しこの応力および歪みプロファイルに基づく弾性係数を計算することによって、圧縮率プロファイルに変換される。
【０００３】
エラストグラフィーは、生体組織の弾性を判定して異常塊を検知すべく、加圧時に生体組織が受ける内部変形を評価するための医療用画像手段となっている。
この手段は、例えばガンの選別に使用することができる。
【０００４】
エラストグラフィーの方法および装置は、以下の特許文献１に開示されている。
【特許文献１】米国特許第５，４７４，０７０号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
ここでエラストグラフ画像やエラストグラムとは、空間ベースにおける歪み分布を指す。
空間ベースとは、深さに対して横方向にスキャンすることであると定義し得る。
深さは、信号伝達の時間、すなわちパルス発信からエコー受信までの時間により決定される。
横方向のスキャンにより、分析対象である生体組織の表面部分が示される。
これにより、所定生体組織表面の画像が与えられる。
【０００６】
エラストグラフィーの画質は、エラストグラフ信号対ノイズの比率（ＳＮＲｅ）や距離分解能（Ｒａ）によって評価される。
ＳＮＲｅは、均等な歪み領域における測定歪みの標準偏差比に対する平均値と定義される。
Ｒａは、二つの対象物の解像識別可能な最小距離と定義される。
【０００７】
変位を正確に評価（ひいては歪みを正確に評価）するためには、加圧前信号と加圧後信号との間に、高い交差相関値が要求されることが示された。
【０００８】
エラストグラフィーにおいては、二つの要因、すなわち、歪みが増加することと、ソノグラフ信号とノイズとの比率が減少することにより相関性が劣化する。
歪みの増加に伴って相関性が劣化するため、１〜２％を越える歪みのエラストグラフが得られないという上限界が存する。
時間遅延評価前における加圧後後方散乱信号を伸長することが提案されてきたが、この方法は、相関性劣化を部分的に克服するのみである。
加圧後信号の伸長に関しては、刊行物（”Ｎｏｉｓｅ  ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ  ｉｎ  ｅｌａｓｔｏｇｒａｍｓ  ｕｓｉｎｇ  ｔｅｍｐｏｒａｌ  ｓｔｒｅｔｃｈｉｎｇ  ｗｉｔｈ  ｍｕｌｔｉｃｏｍｐｒｅｓｓｉｏｎ  ａｖｅｒａｇｉｎｇ”，  ｂｙ  Ｔ．  Ｖａｒｇｈｅｓｅ，  Ｊ．Ｏｐｈｉｒ  ａｎｄ  Ｉ．Ｃｅｓｐｅｄｅｓ，  Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ  ｉｎ  Ｍｅｄ  ＆  Ｂｉｏｌ，  Ｖｏｌ．２２，  Ｎｏ．８，  ｐｐ  １０４３−１０５２，１９９６、および”Ａｎ  ａｄａｐｔａｔｉｖｅ  ｓｔｒａｉｎ  ｅｓｔｉｍａｔｏｒ  ｆｏｒ  ｅｌａｓｔｏｇｒａｐｈｙ”，  ｂｙ  ＳＫ．Ａｌａｍ，  Ｊ．Ｏｐｈｉｒ，  Ｅ．Ｋｏｎｏｆａｇｏｕ，  ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓ  Ｕｌｔｒａｓｏｎ  Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒ  Ｆｒｅｑ  Ｃｏｎｔｒｏｌ，  Ｖｏｌ．４５，  Ｎｏ．２，  ｐｐ  ４６１−４７２，  １９９８）や特許（米国特許第６，５１４，２０４号、第６，２７７，０７４号）を参照できる。
【０００９】
文献（”Ｄｅｆｏｒｍａｔｉｏｎ  ｍｏｄｅｌｓ  ａｎｄ  ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ  ａｎａｌｙｓｉｓ  ｉｎ  ｅｌａｓｔｏｇｒａｐｈｙ”  ｂｙ  Ｂｉｌｇｅｎ  Ｍ  ａｎｄ  Ｉｎｓａｎａ  ＭＦ，  Ｊ．Ａｃｏｕｓｔ．Ｓｏｃ．Ａｍ．９９  （５），  ３２１２−３２２４（１９９６））において、ＢｉｌｇｅｎおよびＩｎｓａｎａは、相関性を改良するために、ガウスパルスの場合に、加圧後エコー信号の伸長に加え、加圧後の点広がり関数（ＰＳＦ、ｐｏｉｎｔ  ｓｐｒｅａｄ  ｆｕｎｃｔｉｏｎ）を形づける方法を示した。
超音波システムのＰＳＦは、単一点散乱体の画像である。
ＰＳＦは、トランスデューサの電気−機械性質や、トランスデューサに与えられる励磁電圧に左右される。
また、対象媒体の音響性質、例えば周波数に応じた減衰により影響を受けることがある。
超音波信号の伝搬軸に沿ったＰＳＦの寸法は、対象点から受信したエコー信号の持続時間によって求められるのであって、多くの場合、前記エコー信号の半値全幅（ＦＨＷＭ）で測定される。
【００１０】
ＳＮＲｓは、所定空間位置における超音波信号パワーに対するノイズパワーの比率と定義される。
相関性を高めるには、ＳＮＲｓを高くすることが必要となる。
これは、信号の振幅や持続時間を増大することでこれを達成できる。
生体組織においては、キャビテーション誘発破壊が起こるまで適用されるメカニカル指数（ＭＩ）により、最大信号振幅が制限される。
ほとんどの超音波スキャナはこのレベルで作動するので、パルス振幅をこれ以上増大させることはできない。
バースト用いてパルス持続時間を増加させるとＳＮＲｓが増加するが、超音波システムの距離分解能が低下する。
【００１１】
この画質の問題は、ソノグラフ画像において確認されている。
通常のソノグラフシステムは、距離分解能を改良するために短パルス波を用いるとともに、ＳＮＲｓの信号処理を行うように選択している。
【００１２】
あるいは、従来のソノグラフやドッペラー撮像において、長コード化された励磁信号を発信すると、空間分解能を悪化させずにＳＮＲｓを増加できることが示されている。
この長コードの励磁信号に関しては、”Ｃｏｄｅｄ  ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ  ｆｏｒ  ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ  ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ：Ａ  ｓｙｓｔｅｍ  ｄｅｖｅｌｏｐｅｒ’ｓ  ｐｅｒｓｐｅｃｔｉｖｅ”，  ｂｙ  ＲＹ．Ｃｈｉａｏ  ａｎｄ  Ｘ．Ｈａｏ，  Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇ  ＩＥＥＥ  Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ  Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ  ２００３，  Ｖｏｌ．１，  ｐｐ  ４３７−４４８の文献、および米国特許第６，２１３，９４７号を参照できる。
【００１３】
この発明の目的は、歪みによる画像劣化を完全に克服するとともに、距離分解能を劣化させずにＳＮＲｓによる画像劣化を最小限にするエラストグラフィーの実施方法を提供するところにある。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
そこで、この発明は、上述不都合を除去するために、
ａ）第１超音波信号ｐ１（ｔ）を生体組織側に発信するようトランスデューサに第１コード電圧波形ｕ１（ｔ）を印加するステップ（ｐ１（ｔ）＝ｕ１（ｔ）＊ｈ（ｔ）は、波形ｕ１によって生成された点広がり関数（ＰＳＦ）である）（式中、ｔは時間、記号＊は畳み込み積、ｈ（ｔ）はトランスデューサのインパルス応答である）、
ｂ）前記第１発信信号の反応としての第１エコー信号ｓ１（ｔ）を記録するステップ、
ｃ）生体組織に対して歪みを与えるステップ、
ｄ）歪みの下方に位置する生体組織側に第２超音波信号ｐ２（ｔ）を発信するよう前記トランスデューサに第２コード電圧波形ｕ２（ｔ）を印加するステップ（ｐ２（ｔ）＝ｕ２（ｔ）＊ｈ（ｔ）は、波形ｕ２によって生成されたＰＳＦであって、前記第２発信信号は、前記第１発信信号と以下の関係を有する：
ｐ２（ｔ）＝ｐ１（αｔ）
、（α＝１／（１＋ε）であって、εは生体組織に与えられる歪みの初期推定値である））、
ｅ）前記第２発信信号の反応としての第２エコー信号ｓ２（ｔ）を記録するステップ、
ｆ）以下の関係式により、前記第２エコー信号を処理するステップ、
ｓ２”（ｔ）＝ｓ２（ｔ／α）、
ｇ）前記生体組織のエラストグラフ画像を提供するため、前記第１エコー信号ｓ１（ｔ）と処理後第２エコー信号ｓ”２（ｔ）とを交差相関処理するステップからなることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１５】
以上詳細に説明した如くこの本発明によれば、歪みによる画像劣化を完全に克服することができるとともに、距離分解能を劣化させずにＳＮＲｓによる画像劣化を最小限にするエラストグラフィーの実施方法を提供することができるものである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
上述の如く発明したことにより、特に、この発明は、
ａ）第１超音波信号ｐ１（ｔ）を生体組織側に発信するようトランスデューサに第１コード電圧波形ｕ１（ｔ）を印加するステップ（ｐ１（ｔ）＝ｕ１（ｔ）＊ｈ（ｔ）は、波形ｕ１によって生成された点広がり関数（ＰＳＦ）である）（式中、ｔは時間、記号＊は畳み込み積（ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ  ｐｒｏｄｕｃｔ）、ｈ（ｔ）はトランスデューサのインパルス応答である）、
ｂ）前記第１発信信号の反応としての第１エコー信号ｓ１（ｔ）を記録するステップ、
ｃ）生体組織に対して歪みを与えるステップ、
ｄ）歪みの下方に位置する生体組織側に第２超音波信号ｐ２（ｔ）を発信するよう前記トランスデューサに第２コード電圧波形ｕ２（ｔ）を印加するステップ（ｐ２（ｔ）＝ｕ２（ｔ）＊ｈ（ｔ）は、波形ｕ２によって生成されたＰＳＦであって、前記第２発信信号は、前記第１発信信号と以下の関係を有する：
ｐ２（ｔ）＝ｐ１（αｔ）
、（α＝１／（１＋ε）であって、εは生体組織に与えられる歪みの初期推定値である））、
ｅ）前記第２発信信号の反応としての第２エコー信号ｓ２（ｔ）を記録するステップ、
ｆ）関係式：
ｓ２”（ｔ）＝ｓ２（ｔ／α）
により、前記第２エコー信号を処理するステップ、
ｇ）前記生体組織のエラストグラフ画像を提供するため、前記第１エコー信号ｓ１（ｔ）と処理後第２エコー信号ｓ”２（ｔ）とを交差相関処理するステップからなるエラストグラフィーの実施方法に関するものである。
【００１７】
この発明の実施例によると、前記方法は、
−ステップｃ）において生体組織に与えられる歪みは負であって、それにより前記生体組織が圧迫されること、
−ステップｃ）において生体組織に与えられる歪みは陽であって、それにより前記生体組織が拡張すること、
−第１および第２の発信信号は、バースト信号であること、
−第１発信信号は、その点広がり関数の持続時間が増加するように前伸長していること、のうち一つ以上の要素を備えている。
【００１８】
この発明の一実施例によると、前記第２信号ｐ２（ｔ）は、ステップｄ）において所定値αで発信され、それによりステップｇ）においてエラストグラフ画像を提供し、さらに以下のステップを含む：
ｈ）前記エラストグラフ画像の結果から生体組織に与えられる局部歪みεを計算するステップ、
ｉ）計算した局部歪みεに応じてα値を調整するステップ、
ｊ）調整されたα値によってステップｄ）からステップｇ）を繰り返すステップ。
【００１９】
この発明の一実施例によると、ステップｈ）からステップｊ）は、調整α値が前記第２発信信号ｐ２（ｔ）に与えられた値にほぼ等しくなるまで繰り返される。
【００２０】
また、この発明は、
−発信される第２信号を第１発信信号と関係づけるハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェア、
−エコー信号の交差相関処理を行うハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェアからなるエラストグラフィーの実施システムに関するものである。
【００２１】
この発明の実施例によると、前記システムは、さらに
−生体組織に与えられる局部歪みεを計算しそれに応じてα値を調整するハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェア、および／または
−発信された信号をコード化するハードウェアまたはコンピュータが実行するソフトウェアを有する。
【００２２】
この発明の特徴や利点は、例示である本発明の実施例についての以下の詳細な説明を添付の図面と関連づけて読むことで明らかになる。
【実施例】
【００２３】
以下図面に基づいてこの発明の実施例を詳細に説明する。
【００２４】
図１及び図２はこの発明の実施例を示すものである。
図１は、加圧前と加圧後における短パルス発信信号のグラフである。
図２は、加圧前と加圧後におけるバーカーコード発信信号のグラフである。
【００２５】
この発明は、加圧前と加圧後の発信信号が異なった特性を有しており、この特性は測定される歪みに応じて選択されるという方法に関するものである。
【００２６】
この発明によると、以下のステップからなる新規のエラストグラフィー実施方法が提供される。
まず、第１コード信号を生体組織側に発信して、この第１コード信号の応答としての第１エコー信号を記録する。
次に、好ましくは既知の値で生体組織に対して歪みを与える（例えば圧迫や拡張）。
生体組織に与えられる歪みは、圧迫および拡張を交互に行うこともある。
それから、第２コード信号を生体組織側に発信する。
この第２信号は、発信された第１信号の時間領域における圧縮（あるいは伸長）バージョンである。
それから、前記第２信号の反応としての第２エコー信号を記録する。
それから、第２発信信号に与えられた圧縮ファクタまたは伸長ファクタに適合するファクタによって、この第２エコー信号を時間領域において伸長（あるいは圧縮）処理する。
最後に、前記生体組織のエラストグラフ画像を提供するために第１エコー信号と処理済みの第２エコー信号との交差相関処理を行う。
【００２７】
前記第２発信信号の時間領域における伸長または圧縮は、生体組織に与えられる歪みに左右される。
すなわち、もし生体組織が圧迫された場合（拡張した場合）、第２発信信号は、第１発信信号の圧縮バージョン（伸長バージョン）となる。
【００２８】
この発明によると、エラストグラフィー実施方法は、生体組織に歪みを与える前と与えた後に発信される異なった発信信号を使用する。
特に、本発明は、加圧後の信号の形状が加圧前信号の圧縮バージョン（伸長バージョン）となる方法に関するものである。
圧縮ファクタ（あるいは伸長ファクタ）αは、与えられた歪みεの推測値に適合化させる。
加圧前信号と加圧後信号はコード化された信号であって、これはバーストコードの信号でありうる。
【００２９】
コード化された励磁を使用することにより、距離分解能の損失なしに、ソノグラフ信号対ノイズ比（ＳＮＲｓ）が低い領域の画質がさらに改良される。
【００３０】
この発明によると、最初は静止状態の生体組織側に超音波信号が発信される。
ソノグラフィーにおいて知られているように、生体組織からエコー信号が戻る。
かかるエコー信号は記録され、生体組織状態の情報を得るために分析が行われる。
【００３１】
生体組織側に発信される超音波パルスｐ（ｔ）は、以下のようにモデル化される：
ｐ（ｔ）＝ｕ（ｔ）＊ｈ（ｔ）
（式中、ｔは時間を示し、ｕ（ｔ）は、超音波トランスデューサに与えられる電気パルス、ｈ（ｔ）は、トランスデューサのインパルス応答、記号＊は、畳み込み積である）。
エコー信号ｓ（ｔ）は、以下のようにモデル化される：
ｓ（ｔ）＝ｐ（ｔ）＊ｍ（ｔ）＋η（ｔ）
（ｍ（ｔ）は、生体組織をモデル化する錯乱分布の反射率関数であり、η（ｔ）は、添加電気ノイズである）。
【００３２】
ノイズを無視する場合、生体組織に歪みを与える前に記録したエコー信号は、
ｓ１（ｔ）＝ｐ１（ｔ）＊ｍ（ｔ）
であって、生体組織に歪みを与えている際に記録したエコー信号は、
ｓ２（ｔ）＝ｐ２（ｔ）＊ｍ（αｔ）
である（α＝１／（１＋ε）は、生体組織に与えられる均等な歪みεと関連している）。
もしεが正である場合生体組織は拡張しており、また負である場合は生体組織は圧迫されている。ｐ１（ｔ）およびｐ２（ｔ）は、それぞれ加圧前および加圧後の発信超音波パルスである。
【００３３】
歪みが与えられる前と与えられている際の前記エコー信号の周波数領域における交差相関関係は、以下のような式で表される。
Ｃ（ｆ）＝Ｓ１（ｆ）Ｓ２＊（ｆ）
Ｓ１（ｆ）およびＳ２（ｆ）は、それぞれエコー信号ｓ１（ｔ）およびｓ２（ｔ）のフーリエ変換であり、記号＊は複素共役（ｃｏｍｐｌｅｘ  ｃｏｎｊｕｇａｔｉｏｎ）である。
【００３４】
従来のソノグラフィーにおいては、加圧前と加圧後の発信信号ｐ１（ｔ）およびｐ２（ｔ）は等しいものである。
交差相関関数は、以下のように表される。
Ｃ（ｆ）＝（１／｜α｜）｜｜Ｐ１（ｆ）｜｜２Ｍ（ｆ）Ｍ＊（ｆ／α）
Ｍ（ｆ）は、反射率関数ｍ（ｔ）のフーリエ変換である。相関関係は歪みの増大とともに低下するが、これは、Ｍ（ｆ）Ｍ＊（ｆ／α）の積は、生体組織の自己相関関数｜｜Ｍ（ｆ）｜｜２よりも低いからである。
【００３５】
均一なあるいは局部的な伸長は、生体組織の自己相関関数を回復するとされている。
これについては、前に引用した刊行物（Ｔ．Ｖａｒｇｈｅｓｅ，  １９９６；ＳＫ．Ａｌａｍ，  １９９８）および特許（米国特許第６，５１４，２０４号および第６，２７７，０７４号）を参照できる。
【００３６】
これらの方法の原理は、加圧後のエコー信号ｓ２（ｔ）を時間領域においてファクタαにより伸長するものである。
すなわち、ｓ２’（ｔ）は以下のように示される。
ｓ２’（ｔ）＝ｓ２（ｔ／α）＝ｐ２（ｔ／α）＊ｍ（ｔ）／α
【００３７】
それから、加圧前信号ｓ１（ｔ）および伸長された加圧後の信号ｓ２’（ｔ）との交差相関関係は、周波数領域において以下のように表される：
Ｃ（ｆ）＝（１／｜α｜）Ｐ１（ｆ）Ｐ１＊（αｆ）｜｜Ｍ（ｆ）｜｜２
【００３８】
この方法は、送信パルス｜｜Ｐ１（ｆ）｜｜２の自己相関関数劣化の犠牲のもとに、生体組織の自己相関関数を回復する。
これは、点広がり関数（ＰＳＦ）もこの方法によって伸長されたからである。
【００３９】
しかし、この発明によると、歪みを与える前およびその後の信号は等しいものではなく、第２発信信号の持続時間は、第１発信信号の持続時間と比較して伸長または短縮されている。
【００４０】
加圧後のパルスｐ２（ｔ）は、加圧前のパルスｐ１（ｔ）と比較して時間領域において圧縮されており、以下のように示される：
ｐ２（ｔ）＝ｐ１（αｔ）
【００４１】
これは、異なった励磁電圧波形ｕ１（ｔ）およびｕ２（ｔ）を使用して達成されるのであって、
ｕ２（ｔ）＊ｈ（ｔ）＝αｕ１（αｔ）＊ｈ（αｔ）
によって関連づけられる。
【００４２】
インパルス反応ｈ（ｔ）の知識がこの式の適用に必要となる。
実施時には、インパルス反応ｈ（ｔ）のスペクトルＨ（ｆ）は限られた周波数範囲でのみ正確に測定されるので、困難が生じる。
この解決手段は、理論モデル、例えばガウス分布を実験的なインパルス反応に適用することである。
あるいは（インパルス反応を正確に測定できる周波数の範囲内の）実験データの組み合わせや、（その範囲外の）論理データの組み合わせを用いることもできる。
【００４３】
さらに、最も短いＰＳＦは、常にスパイク電圧で実現されるので、もし加圧前ＰＳＦ  ｐ１（ｔ）がスパイク励磁で得られた場合には、加圧後ＰＳＦ  ｐ２（ｔ）の圧縮を実現できない。
しかし、もし加圧後ＰＳＦ  ｐ２（ｔ）＝ｐ１（αｔ）の持続時間がインパルス反応の持続時間以上になるように加圧前ＰＳＦ  ｐ１（ｔ）を前伸長すれば、これは依然として実現可能である。
【００４４】
図１は、被検体の生体組織に適用された２％圧力歪みεに相当するファクタα＝１．０２での発信信号ｐ１（ｔ）およびｐ２（ｔ）の実施例を示すものである。
この発明による方法は、加圧前と加圧後のエコー信号の相関関係を改善することで、信号対ノイズ比を大幅に改善することができる。
【００４５】
図１の実施例において、中心周波数５Ｍｈｚでパルス励磁を与える超音波トランスデューサが使用された。
信号ｐ２（ｔ）は、ｐ１（ｔ）の時間領域における圧縮バージョンであることが分かる。
【００４６】
この方法により、画像システムのＰＳＦ（点広がり関数）の時間領域の圧縮（あるいは拡張）をもたらし、それから以下のようにエコー信号の数値伸長（圧縮）によって回復する。
【００４７】
加圧後の信号は：ｓ２（ｔ）＝αｐ１（αｔ）＊ｍ（αｔ）
【００４８】
それから、加圧後の信号を全体的にあるいは適合的に伸長して、加圧後エコー信号の伸長バージョンｓ２”が得られる：
ｓ２”（ｔ）＝ｓ２（ｔ／α）＝ｐ１（ｔ）＊ｍ（ｔ）＝ｓ１（ｔ）
【００４９】
それから、加圧前信号ｓ１（ｔ）と伸長した加圧後の信号ｓ２”（ｔ）との交差相関は、以下のように示される：
Ｃ（ｆ）＝Ｓ１（ｆ）Ｓ２”＊（ｆ）＝｜｜Ｓ１（ｆ）｜｜２＝｜｜Ｐ１（ｆ）｜｜２｜｜Ｍ（ｆ）｜｜２
【００５０】
この交差相関関数は、加圧前圧縮パルスの自己相関関数に等しいことが注目される。
したがって、生体組織に与えられる歪みによる非相関ノイズは、完全に排除されている。
この発明のかかる方法により、エラストグラフィーの画質は、かなり改善される。
【００５１】
発信信号の形状如何とは関係なしに、すなわち、短パルス波、バースト信号、コード波形とは関係なしに、かかる計算を適用できる。
【００５２】
生体組織に与えられる歪みは圧迫または拡張であるが、これはこの発明の方法に影響を与えるものではない。
ファクタαの値は、生体組織に与えられる歪みのタイプに左右されるので、加圧前、加圧後、全体的伸長等という用語は、前述の式を変更せずに、伸長前、伸長後、全体的圧縮に変更可能である。
【００５３】
この発明の実施例によると、適用される実際の歪みεにできるだけ近づくようにα値を調整することで、画質は改良される。
まず第１に、本発明の方法は、図１に示すように所定値αで第２信号ｐ２（ｔ）を発信することにより行われる。
第１エラストグラフ画像が得られ、この第１エラストグラフ画像から生体組織に与えられる局部歪みεが計算される。
そこで、α値は計算された歪みεになるよう調整され、さらに新たなエラストグラムを発生させるよう調整α値で第２信号ｐ２（ｔ）が発信される。
加圧後の信号ｐ２（ｔ）の発信は、計算された調整α値が第２発信信号ｐ２（ｔ）に与えられる値とほぼ等しくなるまで繰り返される。
【００５４】
この発明によると、コード化された励磁を使用することにより、距離分解能の損失なしにソノグラフ信号対ノイズ比（ＳＮＲｓ）が低い領域の画質をさらに改善する。
【００５５】
この場合、加圧前の発信信号ｐ１（ｔ）は、例えば周波数変調チャープ、バーカーコード、ゴレイ補系列、あるいはその自己相関関数がディラック関数である疑似ランダムシーケンスのように、ソノグラフに使用できるコードならどのようなコード化信号でもよい。
加圧後の発信信号ｐ２（ｔ）は、式
ｐ２（ｔ）＝ｐ１（αｔ）
を使用しており、コード化された加圧前発信信号ｐ１（ｔ）に由来している。
【００５６】
図２は、加圧前の発信コード化信号ｐ１（ｔ）および適合化した加圧後の発信信号ｐ２（ｔ）を示しており、予測した加圧歪み２％（α＝１．０２）、およびべーカーコード長７を使用して中心周波数が５Ｍｈｚの超音波トランスデューサ用に設計されている。
信号ｐ２（ｔ）は、ｐ１（ｔ）の時間領域における圧縮バージョンである。
【００５７】
この発明のコード化された励磁を組み合わせると、ポテンシャルが良好となる。
これは、エラストグラフィーの変位評価におけるノイズの主要原因のうちの二つの原因、すなわち歪みによる非相関性およびＳＮＲｓによる劣化が、かなり減少するからである。
【００５８】
さらに、エラストグラフィーにコード化された励磁を使用することは、非常に単純なものとなる。
これは、エコー信号の交差相関を評価する前に、適合化フィルタリングがエコー信号に不要となるからである。
第１エコー信号ｓ１（ｔ）と処理後の第２エコー信号ｓ”２（ｔ）との交差相関処理は、エラストグラフ画像に影響を与えずにコード化された信号に対して行われる。
【００５９】
また、この発明は、この発明による方法を実行可能なコンピュータシステムに関する。
かかるコンピュータシステムは、発信される第２信号を第１発信信号と関係づけるコンピュータが実行するソフトウェアと、エコー信号の交差相関処理を行うコンピュータが実行するソフトウェアとからなる。
【００６０】
この発明によるコンピュータシステムは、この発明の第１または第２実施例による基準に従って発信される加圧後信号ｐ２（ｔ）のパラメータを決定するように信号を処理すべく構成されている。
特に、コンピュータは、第２信号パルスを第１信号パルスへ伸長または圧縮するハードウェアまたはコンピュータ実行のソフトウェアを有する。
【００６１】
また、コンピュータは、生体組織に与えられる局部歪みεおよびそれに応じた調整α値を計算するコンピュータ実行のソフトウェアを有する。
【００６２】
また、コンピュータシステムは、発信信号をコード化するコンピュータ実行のソフトウェアを有する。
コンピュータシステムは、ソフトウェアコードジェネレータまたは制御されたハードウェアコードジェネレータを有する。
【００６３】
この発明によるエラストグラフィー方法を実施するために従来の機器を使用してもよい。かかる機器は、コンピュータ、この発明による信号を生体組織側に発信するトランスミッタ、生体組織からのエコー信号のレシーバ、手持ち式コンプレッサやコンピュータ制御モータ駆動のコンプレッサのような生体組織に歪みを与える手段からなる。
コンピュータは、生体組織側への発信信号および生体組織からのエコー信号をデジタル化した信号を受け取る交差相関装置に連結している。
モニターによってエラストグラフ画像が表示される。
かかる機器は、米国特許第５，４７４，０７０号に開示されている。
【図面の簡単な説明】
【００６４】
【図１】この発明の実施例を示す加圧前と加圧後における短パルス発信信号のグラフである。
【図２】加圧前と加圧後におけるバーカーコード発信信号のグラフである。
【図１】
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【図２】
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【国際調査報告】
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