(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
応力によって周期的に変形する被検体へ超音波を送信するために、探触子を駆動する駆動信号を生成する送信部と、
前記超音波が前記被検体において反射することにより得られるエコーを前記探触子により受信し、受信エコー信号を生成する受信部と、
前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の任意の２つの測定部位間の距離変化を示す厚さ変化波形を算出する演算部と、
複数の粘性特性用基準波形を生成する基準波形生成部と、
前記複数の粘性特性用基準波形と前記厚さ変化波形とをそれぞれ比較することにより、前記厚さ変化波形と前記粘性特性用基準波形とが一致する度合いを示す粘性特性用指標をそれぞれ算出する比較部と、
前記粘性特性用指標に基づいて、粘性率を決定する粘性率決定部と、
を備えた超音波診断装置。
【請求項２】
前記粘性特性用基準波形は、所定の粘性率を仮定した場合において前記被検体の応力変化を示す情報に基づいて得られる前記被検体の歪み波形であって、
前記粘性率決定部は、前記粘性特性用指標のうちのもっとも小さい値が得られた粘性特性用基準波形において仮定されている粘性率を出力する請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項３】
前記比較部は、前記厚さ変化波形および前記各粘性特性用基準波形の一方に第１の係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように前記係数を決定した場合における整合残差を前記粘性特性用指標として出力する請求項２に記載の超音波診断装置。
【請求項４】
前記被検体の応力変化を示す情報は前記被検体の血圧波形である請求項３に記載の超音波診断装置。
【請求項５】
前記演算部は、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の複数の測定部位の位置変化をそれぞれ示す移動波形を算出する移動波形算出部と、前記移動波形に基づいて、前記２つの測定部位間の厚さ変化波形を算出する厚さ変化波形算出部とを含む請求項３に記載の超音波診断装置。
【請求項６】
前記移動波形に基づいて前記被検体に含まれる血管径変化波形を算出する血管径算出部をさらに備え、前記被検体の応力変化を示す情報は、前記血管径波形を前記被検体の最高および最低血圧値で補正した波形である請求項５に記載の超音波診断装置。
【請求項７】
前記基準波形生成部は、前記演算部から前記被検体に含まれる血管壁の血管腔に近接した位置における厚さ変化波形を受け取り、前記血管腔に近接した位置における厚さ変化波形を前記被検体の最高および最低血圧値で補正した波形を前記被検体の応力変化を示す情報として用いる請求項３に記載の超音波診断装置。
【請求項８】
前記基準波形生成部は、弾性特性用基準波形をさらに生成し、
前記比較部は、前記弾性特性用基準波形と前記厚さ変化波形とを比較することにより、前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する請求項１から７のいずれかに記載の超音波診断装置。
【請求項９】
前記比較部は前記厚さ変化波形および前記弾性特性用基準波形の一方に第２の係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように前記第２の係数を決定し、前記第２の係数および前記弾性特性用基準波形の振幅から前記最大厚さ変化量を算出する請求項８に記載の超音波診断装置。
【請求項１０】
前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報を受け取って、前記最大変化量から弾性率を求める弾性率算出部をさらに備える請求項９に記載の超音波診断装置。
【請求項１１】
前記基準波形生成部は、前記被検体の血圧変化波形に基づいて前記弾性特性用基準波形を生成する請求項８に記載の超音波診断装置。
【請求項１２】
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、
探触子を駆動して超音波を送信するステップ（Ａ）と、
応力によって周期的に変形する被検体において前記超音波が反射することにより得られるエコーを前記探触子により受信するステップ（Ｂ）と、
前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の任意の２つの測定部位間の距離変化を示す厚さ変化波形を算出するステップ（Ｃ）と、
複数の粘性特性用基準波形を生成するステップ（Ｄ）と、
前記複数の粘性特性用基準波形と前記厚さ変化波形とをそれぞれ比較することにより、前記厚さ変化波形と前記粘性特性用基準波形とが一致する度合いを示す粘性特性用指標をそれぞれ算出するステップ（Ｆ）と、
前記粘性特性用指標に基づいて、粘性率を決定するステップ（Ｇ）と、
を包含する超音波診断装置の制御方法。
【請求項１３】
前記粘性特性用基準波形は、所定の粘性率を仮定した場合において前記被検体の応力変化を示す情報に基づいて得られる前記被検体の歪み波形であって、
前記ステップ（Ｇ）は、前記粘性特性用指標のうちのもっとも小さい値が得られた粘性特性用基準波形において仮定されている粘性率を出力する請求項１２に記載の超音波診断装置の制御方法。
【請求項１４】
前記ステップ（Ｆ）は、前記厚さ変化波形および前記各粘性特性用基準波形の一方に第１の係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように前記係数を決定した場合における前記整合残差を、前記粘性特性用指標として出力する請求項１３に記載の超音波診断装置の制御方法。
【請求項１５】
前記被検体の応力変化を示す情報は前記被検体の血圧波形である請求項１４に記載の超音波診断装置の制御方法。
【請求項１６】
前記ステップ（Ｃ）は、
前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の複数の測定部位の位置変化をそれぞれ示す移動波形を算出するステップと、
前記移動波形に基づいて、前記２つの測定部位間の厚さ変化波形を算出するステップとを含む請求項１４に記載の超音波診断装置の制御方法。
【請求項１７】
前記移動波形に基づいて前記被検体に含まれる血管径変化波形を算出するステップ（Ｈ）をさらに包含し、
前記被検体の応力変化を示す情報は、前記血管径波形を前記被検体の最高および最低血圧値で補正した波形である請求項１４に記載の超音波診断装置の制御方法。
【請求項１８】
前記ステップ（Ｃ）は、前記被検体に含まれる血管壁の内腔に近接した位置における厚さ変化波形を生成し、
前記ステップ（Ｄ）は、前記内腔に近接した位置における厚さ変化波形を前記被検体の最高および最低血圧値で補正した波形を前記被検体の応力変化を示す情報として用いる請求項１４に記載の超音波診断装置の制御方法。
【請求項１９】
前記ステップ（Ｄ）は、弾性特性用基準波形をさらに生成し、
前記ステップ（Ｆ）は、前記弾性特性用基準波形と前記厚さ変化波形とを比較することにより、前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する請求項１３から１８のいずれかに記載の超音波診断装置の制御方法。
【請求項２０】
前記ステップ（Ｆ）は、前記厚さ変化波形および前記弾性特性用基準波形の一方に第２の係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように前記第２の係数を決定し、前記第２の係数および前記弾性特性用基準波形の振幅から前記最大厚さ変化量を算出する請求項１９に記載の超音波診断装置の制御方法。
【請求項２１】
前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報を受け取って、前記最大変化量から弾性率を求めるステップ（Ｉ）をさらに包含する請求項２０に記載の超音波診断装置の制御方法。
【請求項２２】
前記ステップ（Ｄ）は、前記被検体の血圧変化波形に基づいて前記弾性特性用基準波形を生成する請求項１９に記載の超音波診断装置の制御方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は超音波診断装置に関し、被検体を構成する組織の性状特性、特に、弾性率を計測する超音波診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
超音波診断装置は、超音波を被検体に照射し、そのエコー信号に含まれる情報を解析することにより、被検体を非侵襲的に検査する。従来から広く用いられている超音波診断装置は、エコー信号の強度を対応する画素の輝度に変換することにより、被検体の構造を断層画像として得ている。これにより、被検体の内部の構造を知ることができる。また、エコー信号のドップラーシフトを検出し、被検体の運動情報、たとえば、血流情報を画像表示する超音波診断装置も用いられてきた。
【０００３】
これに対し、近年、エコー信号の主に位相を解析することによって、被検体の組織の動きを精密に測定し、組織の歪みや弾性率、粘性率などの物理的（性状）特性を求めることが試みられている。
【０００４】
特許文献１は、エコー信号の検波出力信号の振幅および位相を用い、被検体の瞬間的な位置を決定することによって、被検体組織の追跡を高精度に行ない、拍動している心臓組織に生じている微小振動を捕らえる方法を開示している。この方法によれば、被検体に対して同じ方向にΔＴの間隔をおいて超音波パルスを複数回送信し、被検体において反射した超音波をそれぞれ受信する。図８に示すように受信したエコー信号をｙ（ｔ）、ｙ（ｔ＋ΔＴ）、ｙ（ｔ＋２ΔＴ）とする。ある深度ｘ１から得られるエコー信号の受信時刻ｔ１は、パルス送信時刻をｔ＝０とすると、ｔ１＝ｘ１／（Ｃ／２）となる。ただし、Ｃは音速である。このとき、ｙ（ｔ１）とｙ（ｔ１＋ΔＴ）の間の位相偏移をΔθ、ｔ１付近での超音波の中心周波数をｆとすると、この期間ΔＴにおけるｘ１の移動量Δｘは、以下の式（１）で表される。
【０００５】
Δｘ＝−Ｃ・Δθ／４πｆ      （１）
【０００６】
移動量Δｘをｘ１に加算することで、以下の式（２）に示すように、ΔＴ秒後のｘ１の位置ｘ１’を求めることができ、この計算を繰り返すことにより、被検体の同一部位ｘ１を追跡していくことができる。この方法は位相差トラッキング法と呼ばれている。
【０００７】
ｘ１’＝ｘ１＋Δｘ        （２）
【０００８】
特許文献２は、特許文献１の方法をさらに発展させ、被検体組織、特に動脈壁の弾性率を求める方法を開示している。この方法によれば、まず、図９に示すように、探触子１０１から血管壁１６へ向けて超音波を送信し、血管壁１６上に設定した測定点ＡおよびＢからのエコー信号を特許文献１の方法により解析することにより、測定部位ＡおよびＢの動きを追跡する。図１０は、測定点ＡおよびＢの位置を示す追跡波形ＴＡおよびＴＢを示している。また、心電波形ＥＣＧも合わせて示している。
【０００９】
図１０に示すように、追跡波形ＴＡおよびＴＢは心電波形ＥＣＧに一致した周期性を有している。これは、心臓の心拍周期に一致して、動脈が拡張および収縮することを示している。具体的には、心電波形ＥＣＧ中にＲ波と呼ばれる大きなピークが見られる際、心臓の収縮が開始し、心臓の収縮によって、動脈中に血液が押し出される。この際の血圧変化によって急激に血管が拡張する。したがって、心電波形ＥＣＧにＲ波が現れた後、追跡波形ＴＡおよびＴＢも急激に立ち上がり、動脈が急激に拡張する。その後、心臓はゆっくり拡張するので、追跡波形ＴＡおよびＴＢも徐々に立ち下がり、動脈血管がゆっくり収縮する。このような動きを動脈は繰り返している。
【００１０】
追跡波形ＴＡおよびＴＢの差は測定点ＡＢ間の厚さ変化波形Ｗとなる。厚さ変化波形ＷはＡＢ間の歪み波形とみなすこともできる。最大厚さ変化量ΔＷは、厚さ変化波形Ｗの最大値Ｗｍａｘと最小値Ｗｍｉｎとの差から求めることができる。
【００１１】
ΔＷ＝Ｗｍａｘ−Ｗｍｉｎ      （３）
【００１２】
測定点ＡＢ間の初期化時の基準厚さをＷｓとすると、測定点ＡＢ間の最大歪み量εは以下のようになる。
【００１３】
ε＝ΔＷ／Ｗｓ      （４）
【００１４】
また、血圧計などを用いて、このときの被検体の最高血圧Ｐｍａｘおよび最低血圧Ｐｍｉｎを測定する。血圧差ΔＰは以下の式で表される。
【００１５】
ΔＰ＝Ｐｍａｘ−Ｐｍｉｎ      （５）
【００１６】
最大歪み量εは、血圧差ΔＰにより発生したものと考えられる。弾性率Ｅｒは応力を歪みで除した値として定義されるので、測定点ＡＢ間の弾性率Ｅｒは以下の式で表される。
【００１７】
Ｅｒ＝ΔＰ／ε＝ΔＰ・Ｗｓ／ΔＷ＝ΔＰ・Ｗｓ／（Ｗｍａｘ−Ｗｍｉｎ）    （６）
【００１８】
非特許文献１は、血管が不均一な厚さをもつ管とした場合において、各部の弾性率を最大歪み量εおよび血圧差ΔＰを用いて算出する方法を開示している。
【００１９】
これらの演算を断層画像上の複数点に対して行うことにより、弾性率Ｅｒの分布画像が得られる。図９に示すように、血管壁１６中に粥腫１１が生じている場合、粥腫とその周りの血管壁組織とでは弾性率が異なる。したがって、弾性率の分布画像が得られれば粥腫の生成やその位置を診断することが可能となる。
【特許文献１】特開平１０−５２２６号公報
【特許文献２】特開２０００−２２９０７８号公報
【非特許文献１】長谷川他著「不均一な壁厚を有する管の局所壁弾性率の計測法」、J Med Ultrasonics Vol.28 No.1(2001)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００２０】
しかしながら、被検体の弾性率を正確に求めても、弾性率自体は性状特性であるため、必ずしも被検体に含まれる組織の差異を示すものではない。このため、正確な弾性率が求められても、被検体の状態を詳細に診断することが困難な場合がある。
【００２１】
また、従来技術による弾性率の測定方法では、厚さ変化波形Ｗの最大値Ｗｍａｘと最小値Ｗｍｉｎとの差を用いて弾性率を測定するため、ノイズ耐性が低いという問題がある。たとえば、図１１に示す厚さ変化波形Ｗが得られた場合、時刻ｔ１およびｔ２のときの値をそれぞれ最大値Ｗｍａｘおよび最小値Ｗｍｉｎとして弾性率を求める。しかし、図に示すように、時刻ｔ２における厚さ変化波形Ｗの値はノイズが混入しており、正しい値ではない。
【００２２】
本発明は、このような従来技術の問題の少なくとも１つを解決し、被検体に含まれる組織の識別が容易であり、高い精度で性状特性を計測することのできる超音波診断装置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】
【００２３】
本発明の超音波診断装置は、応力によって周期的に変形する被検体へ超音波を送信するために、探触子を駆動する駆動信号を生成する送信部と、前記超音波が前記被検体において反射することにより得られるエコーを前記探触子により受信し、受信エコー信号を生成する受信部と、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の任意の２つの測定部位間の距離変化を示す厚さ変化波形を算出する演算部と、複数の粘性特性用基準波形を生成する基準波形生成部と、前記複数の粘性特性用基準波形と前記厚さ変化波形とをそれぞれ比較することにより、前記厚さ変化波形と前記粘性特性用基準波形とが一致する度合いを示す粘性特性用指標をそれぞれ算出する比較部と、前記粘性特性用指標に基づいて、粘性率を決定する粘性率決定部とを備えている。
【００２４】
ある好ましい実施形態において、前記粘性特性用基準波形は、所定の粘性率を仮定した場合において前記被検体の応力変化を示す情報に基づいて得られる前記被検体の歪み波形であって、前記粘性率決定部は、前記粘性特性用指標のうちのもっとも小さい値が得られた粘性特性用基準波形において仮定されている粘性率を出力する。
【００２５】
ある好ましい実施形態において、前記比較部は、前記厚さ変化波形および前記各粘性特性用基準波形の一方に第１の係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように前記係数を決定した場合における整合残差を前記粘性特性用指標として出力する。
【００２６】
ある好ましい実施形態において、前記被検体の応力変化を示す情報は前記被検体の血圧波形である。
【００２７】
ある好ましい実施形態において、前記演算部は、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の複数の測定部位の位置変化をそれぞれ示す移動波形を算出する移動波形算出部と、前記移動波形に基づいて、前記２つの測定部位間の厚さ変化波形を算出する厚さ変化波形算出部とを含む。
【００２８】
ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記移動波形に基づいて前記被検体に含まれる血管径変化波形を算出する血管径算出部をさらに備え、前記被検体の応力変化を示す情報は、前記血管径波形を前記被検体の最高および最低血圧値で補正した波形である。
【００２９】
ある好ましい実施形態において、前記基準波形生成部は、前記演算部から前記被検体に含まれる血管壁の血管腔に近接した位置における厚さ変化波形を受け取り、前記血管腔に近接した位置における厚さ変化波形を前記被検体の最高および最低血圧値で補正した波形を前記被検体の応力変化を示す情報として用いる。
【００３０】
ある好ましい実施形態において、前記基準波形生成部は、弾性特性用基準波形をさらに生成し、前記比較部は、前記弾性特性用基準波形と前記厚さ変化波形とを比較することにより、前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する。
【００３１】
ある好ましい実施形態において、前記比較部は前記厚さ変化波形および前記弾性特性用基準波形の一方に第２の係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように前記第２の係数を決定し、前記第２の係数および前記弾性特性用基準波形の振幅から前記最大厚さ変化量を算出する。
【００３２】
ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報を受け取って、前記最大変化量から弾性率を求める弾性率算出部をさらに備える。
【００３３】
ある好ましい実施形態において、前記基準波形生成部は、前記被検体の血圧変化波形に基づいて前記弾性特性用基準波形を生成する。
【００３４】
本発明の超音波診断装置の制御方法は、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、探触子を駆動して超音波を送信するステップ（Ａ）と、
応力によって周期的に変形する被検体において前記超音波が反射することにより得られるエコーを前記探触子により受信するステップ（Ｂ）と、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の任意の２つの測定部位間の距離変化を示す厚さ変化波形を算出するステップ（Ｃ）と、複数の粘性特性用基準波形を生成するステップ（Ｄ）と、前記複数の粘性特性用基準波形と前記厚さ変化波形とをそれぞれ比較することにより、前記厚さ変化波形と前記粘性特性用基準波形とが一致する度合いを示す粘性特性用指標をそれぞれ算出するステップ（Ｆ）と、前記粘性特性用指標に基づいて、粘性率を決定するステップ（Ｇ）と、を包含する。
【００３５】
ある好ましい実施形態において、前記粘性特性用基準波形は、所定の粘性率を仮定した場合において前記被検体の応力変化を示す情報に基づいて得られる前記被検体の歪み波形であって、前記ステップ（Ｇ）は、前記粘性特性用指標のうちのもっとも小さい値が得られた粘性特性用基準波形において仮定されている粘性率を出力する。
【００３６】
ある好ましい実施形態において、前記ステップ（Ｆ）は、前記厚さ変化波形および前記各粘性特性用基準波形の一方に第１の係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように前記係数を決定した場合における整合残差を前記粘性特性用指標として出力する。
【００３７】
ある好ましい実施形態において、前記被検体の応力変化を示す情報は前記被検体の血圧波形である。
【００３８】
ある好ましい実施形態において、前記ステップ（Ｃ）は、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の複数の測定部位の位置変化をそれぞれ示す移動波形を算出するステップと、前記移動波形に基づいて、前記２つの測定部位間の厚さ変化波形を算出するステップとを含む。
【００３９】
ある好ましい実施形態において、制御方法は、前記移動波形に基づいて前記被検体に含まれる血管径変化波形を算出するステップ（Ｈ）をさらに包含し、前記被検体の応力変化を示す情報は、前記血管径波形を前記被検体の最高および最低血圧値で補正した波形である。
【００４０】
ある好ましい実施形態において、前記ステップ（Ｃ）は、前記被検体に含まれる血管壁の内腔に近接した位置における厚さ変化波形を生成し、前記ステップ（Ｄ）は、前記内腔に近接した位置における厚さ変化波形を前記被検体の最高および最低血圧値で補正した波形を前記被検体の応力変化を示す情報として用いる。
【００４１】
ある好ましい実施形態において、前記ステップ（Ｄ）は、弾性特性用基準波形をさらに生成し、前記ステップ（Ｆ）は、前記弾性特性用基準波形と前記厚さ変化波形とを比較することにより、前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する。
【００４２】
ある好ましい実施形態において、前記ステップ（Ｆ）は、前記厚さ変化波形および前記弾性特性用基準波形の一方に第２の係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように前記第２の係数を決定し、前記第２の係数および前記弾性特性用基準波形の振幅から前記最大厚さ変化量を算出する。
【００４３】
ある好ましい実施形態において、制御方法は、前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報を受け取って、前記最大変化量から弾性率を求めるステップ（Ｉ）をさらに包含する。
【００４４】
ある好ましい実施形態において、前記ステップ（Ｄ）は、前記被検体の血圧変化波形に基づいて前記弾性特性用基準波形を生成する。
【発明の効果】
【００４５】
本発明によれば、基準波形と厚さ変化波形とを比較することにより、粘性率を推定するため、推定した粘性率から被検体組織の差異を識別することが可能となる。このため、弾性率の値では識別が困難であった組織を判別することも可能となる。また、基準波形と厚さ変化波形とを比較し最大厚さ変化量を推定する。このため、厚さ変化波形に突発的なノイズなどが重畳しても、より正確な最大厚さ変化量および弾性率を求めることが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４６】
以下、本発明による超音波診断装置の実施形態を説明する。図１は、超音波診断装置２０１の構成を示すブロック図である。超音波診断装置２０１は、超音波を用いて被検体の弾性率を算出するとともに、被検体の粘性率も推定する。粘性率も求めることによって、弾性率のみでは判別が難しい組織の差異を判断することが可能となる。このために、超音波診断装置２０１は、送信部１０２、受信部１０３、演算部１５１、基準波形生成部１１７、比較部１１８および粘性率決定部１２１を備えている。また、これら超音波診断装置２０１の各構成要素を制御するために超音波診断装置２０１は制御部１００を備えている。
【００４７】
送信部１０２は、制御部１００の指令に基づいて、所定のタイミングで探触子１０１を駆動する駆動信号を生成する。探触子１０１は駆動信号に基づいて、超音波を送信する。送信された超音波は、応力によって周期的に変形している被検体へ到達し、被検体の内部において反射する。本実施形態では、被検体は動脈血管の血管壁を含み、血管壁の弾性率を求める。動脈血管には心周期に一致した周期で血液が流れるため、血液から受ける応力によって血管壁は周期的に変形する。
【００４８】
受信部１０３は、被検体から反射するエコーを探触子１０１によって受信し、エコーを電気信号に変換し、増幅して、受信エコー信号を生成する。また、受信エコー信号をデジタル信号に変換する。
【００４９】
送信部１０２および受信部１０３は、好ましくは、被検体を走査するように超音波を送信し、所定の位置および方向からの超音波のみを検出するよう、駆動信号や受信エコー信号の遅延時間を制御する遅延時間制御部を含んでいることが好ましい。また、探触子１０１は複数の超音波振動子が配列されたアレイ振動子を含むことが好ましい。
【００５０】
演算部１５１は、受信エコー信号を解析することにより、被検体の複数の測定部位の動きを追跡する。そして、被検体中の任意の２つの測定部位間の距離変化である厚さ変化波形を生成する。このために、演算部１５１は移動波形算出部１１５と厚さ変化波形算出部１１６とを含む。移動波形算出部１１５は、受信エコー信号を受け取って、被検体中に設定した複数の測定部位の位置変化である移動波形を式（１）および（２）にしたがって算出する。厚さ変化波形算出部１１６は、複数の測定部位から選ばれる２つの間の距離変化を示す厚さ変化波形を、２つの測定部位の移動波形の差を求めることによって算出する。
【００５１】
測定部位は、送信する超音波の周波数などによって定まる解像度に応じて、１つの超音波ビーム上に複数設定することができる。したがって、超音波ビームを走査させることによって、２次元に配列された測定部位の各移動波形を取得することができる。
【００５２】
基準波形生成部１１７は、弾性特性用基準波形および複数の粘性特性用基準波形を生成する。以下において詳細に説明するように、これら基準波形は比較部１１８において厚さ変化波形との比較を行う基準となる。本実施形態では、弾性特性用基準波形は、被検体の動脈血管の血圧変化を示す血圧波形をリアルタイム血圧計１５０などから取得し、振幅を調整することによって生成する。また、複数の粘性特性用基準波形も血圧波形に基づいて生成する。各粘性特性用基準波形は、所定の粘性率を仮定した場合において血圧波形に基づいて得られる被検体の歪み波形である。
【００５３】
比較部１１８は２つの機能を備えている。１つは、弾性率の算出に関しており、他の１つは粘性率の推定に関している。具体的には、弾性率の算出のために、厚さ変化波形算出部１１６から得られる厚さ変化波形と基準波形生成部１１７から得られる弾性特性用基準波形とを比較することにより、厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する。より具体的には、厚さ変化波形および弾性特性用基準波形の一方に係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように係数を決定し、決定した係数および弾性特性用基準波形の振幅から最大厚さ変化量を算出する。
【００５４】
また、粘性率の推定のために、複数の粘性特性用基準波形のそれぞれと厚さ変化波形とを比較し、各粘性特性用基準波形と厚さ変化波形とが一致する度合いを示す粘性特性用指標を算出する。より具体的には、厚さ変化波形および各粘性特性用基準波形の一方に係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように係数を決定した場合における整合残差をそれぞれ算出し、これらの整合残差を粘性特性用指標として出力する。比較部１１８は、これら弾性率の算出および粘性率の推定を厚さ変化波形の周期ごとに行う。
【００５５】
粘性率決定部１２１は、粘性特性用指標に基づいて、粘性率を推定する。具体的には、各粘性特性用基準波形を用いて得られた整合残差を互いに比較し、最小の整合残差が得られる粘性特性用基準波形を特定する。各粘性特性用基準波形は、所定の粘性率を仮定することにより求められているので、特定された粘性特性用基準波形において仮定されている粘性率の値が推定した被検体の厚さ変化波形が得られた部位における粘性率となる。
【００５６】
超音波診断装置２０１は、好ましくは、求めた最大厚さ変化量から弾性率を算出する弾性率算出部１２０をさらに備える。弾性率算出部１２０は、リアルタイム血圧計１５０など被検体に加えられた応力に関する情報を受け取る。たとえば、リアルタイム血圧計１５０から、最高血圧と最低血圧との血圧差ΔＰを受け取る。そして、式（６）にしたがって、血圧差ΔＰと最大厚さ変化量ΔＷとから弾性率Ｅｒを求める。ここで基準厚さＷｓは、厚さ変化波形を求めた２つの測定部位間の距離（たとえば４００μｍ）であり、厚さ変化波形算出部１１６で選択した２つの測定部位の位置に応じて、あらかじめ設定される。このようにして、被検体の弾性率を求めることができる。
【００５７】
求めた弾性率および粘性率は被検体の断層画像とともに表示することが好ましい。これにより、測定部位の位置を分りやすく示すことができるからである。このために、超音波診断装置２０１は、断層画像生成部１０４と、画像合成部１０５と、画像表示部１０６とをさらに備えていることが好ましい。断層画像生成部１０４は、フィルタおよび振幅検出器を含み、受信部１０３から受け取った受信エコー信号の振幅を主として解析し、被検体の内部の構造を画像化した断層画像の画像信号を生成する。
【００５８】
画像構成部１０５は、画像信号、弾性率算出部１２０から得られた弾性率のデータおよび粘性率決定部１２１から得られた粘性率のデータを受け取って、求めた粘性率および弾性率が断層画像上の適切な位置にマッピングされるように、画像信号と弾性率のデータとを合成する。画像表示部１０６は、合成された画像を表示する。粘性率と弾性率とが同時に表示されるよう、断層画像を２つの画像表示部１０６に表示し、２つの断層画像に粘性率および弾性率をそれぞれ表示してもよい。また、１つの断層画像を画像表示部１０６に表示し、操作者の操作によって、粘性率と弾性率とを切り替えて表示してもよい。
【００５９】
次に、弾性率の算出および粘性率の推定について詳細に説明する。まず弾性率の算出方法を詳細に説明する。
【００６０】
図２は、基準波形生成部１１７で生成する弾性特性用基準波形Ｍ（ｔ）の一周期分を示している。この波形は、被検体の動脈血管の血圧変化を示すものであり、リアルタイム血圧計１５０などによって取得される。弾性特性用基準波形Ｍ（ｔ）の振幅であるΔＷは、基準値、たとえば１μｍとなるよう正規化されている。
【００６１】
図３は、厚さ変化波形算出部１１６から得られた厚さ変化波形ｙ（ｔ）を示している。この厚さ変化波形は被検体を実際に計測することによって得られた波形の一心周期分である。ｔはサンプリング時刻を表しており、サンプリング点数をＮ個とすると、ｔはｔ＝０、１、・・・Ｎ−１で表される整数である。
【００６２】
比較部１１８は、弾性特性用基準波形Ｍ（ｔ）および厚さ変化波形ｙ（ｔ）を受け取り、厚さ変化波形ｙ（ｔ）の振幅を何倍すると、弾性特性用基準波形Ｍ（ｔ）に最も類似するかを最小２乗法により算出する。ｙ（ｔ）に乗じる係数をｋとしたとき、Ｍ（ｔ）とｋ・ｙ（ｔ）との差の２乗をＲとすると、Ｒは式（７）で表される。
【００６３】
【数１】
0004627221.tif 000002
【００６４】
係数ｋを変数として式（７）をｋで偏微分し、偏微分した式が０となるとき、２乗差Ｒは最小となる。
【００６５】
【数２】
0004627221.tif 000003
【００６６】
式（８）をｋについて解くと、式（９）が得られる。
【００６７】
【数３】
0004627221.tif 000004
【００６８】
式（９）により得られる係数ｋの値は、測定した厚さ変化波形ｙ(t)をｋ倍すると、振幅1μｍの弾性特性用基準波形Ｍ（ｔ）との差の２乗が最小となり、２つの波形がもっとも一致することを意味している。したがって、測定した厚さ変化波形ｙ（ｔ）の振幅Ａは、以下の式（１０）により求められる。
【００６９】
Ａ＝１／ｋ  （μｍ）        （１０）
【００７０】
なお、上述の演算と同様に、弾性特性用基準波形Ｍ（ｔ）の振幅を何倍すれば実際の厚さ変化波形ｙ(t)に近づくかを算出してもよい。この場合、弾性特性用基準波形Ｍ（ｔ）に乗ずる係数をｋ’とし、残差をＲ’とすれば、以下の式（１１）で示される。
【００７１】
【数４】
0004627221.tif 000005
【００７２】
Ｒ’をｋ’で偏微分した値を０と置き（式（１２））、係数ｋ’について解くと式（１３）が得られる。
【００７３】
【数５】
0004627221.tif 000006
【００７４】
【数６】
0004627221.tif 000007
【００７５】
この場合には、係数ｋ’は、振幅１μｍの弾性特性用基準波形をｋ’倍すると、実測の厚さ変化波形ｙ(t)との差の２乗が最小となり、２つの波形がもっとも一致することを意味している。したがって厚さ変化波形y(t)の振幅Ａ’は式（１４）により求められる。
【００７６】
Ａ’＝ｋ’  （μｍ）      （１４）
【００７７】
このように、比較部１１８は、弾性特性用基準波形Ｍ（ｔ）および厚さ変化波形ｙ（ｔ）を受け取り、式（９）または式（１３）を用いて、弾性特性用基準波形Ｍ（ｔ）と厚さ変化波形ｙ（ｔ）の整合残差が最小となる係数ｋまたは係数ｋ’を算出する。算出した係数ｋまたは係数ｋ’から、厚さ変化波形の振幅である最大厚さ変化量をさらに算出する。
【００７８】
図４は、弾性率が異なる血管壁から得られる厚さ変化波形ｙ0（ｔ）およびｙ1（ｔ）の一心周期分を模式的に示している。図４に示すように、弾性率が異なることによって、振幅が相違しているが、２つの厚さ変化波形の時間軸方向の変化は一致している。これは被検体が受ける応力変化である血圧の変化、あるいは、心臓の振動の様子は、理想的には、ほぼ一定であることを意味している。
【００７９】
図４に示すように、従来の方法によれば、厚さ変化波形の最大厚さ変化量を求める場合、厚さ変化波形の最大値Ｗｍａｘおよび最小値Ｗｍｉｎを求める必要があった。これに対し、本発明では、厚さ変化波形と弾性特性用基準波形との全体の整合性を解析することによって最大厚さ変化量を推定する。上述したように、弾性率の違いによって厚さ変化波形振幅のみが異なると仮定した場合において、一心周期分の厚さ変化波形の全体から最大厚さ変化量を推定することを意味している。
【００８０】
図４の厚さ変化波形ｙ0（ｔ）において示しているように、厚さ変化波形の最大値Ｗｍａｘおよび最小値Ｗｍｉｎは、厚さ変化波形ｙ0（ｔ）のそれぞれ一点で定まるものである。しかし、厚さ変化波形の最大値Ｗｍａｘおよび最小値Ｗｍｉｎの間の傾斜部分ａ１、ａ２およびａ３の傾きは、最大値Ｗｍａｘおよび最小値Ｗｍｉｎに応じて変化する。つまり、傾斜部分ａ１、ａ２およびａ３の傾きは、最大値Ｗｍａｘおよび最小値Ｗｍｉｎに関する情報を含んでいる。このため、厚さ変化波形にノイズが重畳することによって、最大値Ｗｍａｘや最小値Ｗｍｉｎが正しく得られない場合であっても、厚さ変化波形の形状が著しく変形するほどにノイズが重畳しない限り、傾斜部分ａ１、ａ２およびａ３を含む厚さ変化波形の全体から最大厚さ変化量を推定することが可能となる。
【００８１】
したがって、本発明によれば、突発的に混入するようなスパイク状ノイズなどのノイズの影響を受けにくく、高い精度で最大厚さ変化量あるいは弾性率を求めることが可能となる。
【００８２】
なお、上述の説明から明らかなように、傾斜部分ａ１、ａ２およびａ３にそれぞれ最大値Ｗｍａｘや最小値Ｗｍｉｎの情報が含まれているため、厚さ変化波形の一心周期の一部を用いても、従来よりもノイズの影響が低減された最大厚さ変化量を推定することができる。ただし、選択する区間が長いほど推定する最大厚さ変化量の精度が高まるため、厚さ変化波形の一心周期全体を用いて基準波形と比較し、最大厚さ変化量を求めることが最も好ましい。このことは、式（１３）を用いて以下のように説明できる。厚さ変化波形ｙ（ｔ）を厚さ変化ｓ（ｔ）とノイズｎ（ｔ）の和で表すと式（１３）は以下のように表すことができる。
【００８３】
【数７】
0004627221.tif 000008
【００８４】
ノイズｎ（ｔ）がスパイクノイズやランダムノイズである場合、加算区間が長いほど式（１３’）の分子の第２項は第１項に比べて小さくなる。したがって、厚さ変化ｓ（ｔ）が基準波形と相似（ｓ（ｔ）＝ｍ・Ｍ（ｔ））であり、加算区間が十分に長く、式（１３’）の第２項が無視できる場合には、式（１３’）は以下の式（１３’’）と表せる。
【００８５】
【数８】
0004627221.tif 000009
【００８６】
したがって、真の係数ｍを推定できることになる。逆にこのことから、厚さ変化波形の全体を用いて基準波形と比較することによって、ノイズの影響が低減された厚さ変化量を推定できることが分かる。
【００８７】
本発明では、弾性特性用基準波形と測定値とを用いて最大厚さ変化量および弾性率を求めるため、適切な弾性特性用基準波形を用意することが重要である。本実施形態では、弾性特性用基準波形は被検体の血圧波形に基づいて生成しているため、弾性特性用基準波形の周期と厚さ変化波形の周期とはよく一致し、２つの波形を正しく比較することができる。また、被検体の血圧変化は比較的大きく、また、血圧変化の測定は確立された技術を利用するため、血圧波形に重畳するノイズは小さい。このため、ノイズの影響がある厚さ変化波形の基準として、血圧波形に基づいて生成された弾性特性用基準波形を用いることは好適である。また、被検体の血圧波形に基づいて弾性特性用基準波形を生成しているため被検体の個体差を弾性特性用基準波形に反映させることができる。
【００８８】
次に粘性率の推定方法を詳細に説明する。被検体の歪み波形は被検体が受ける応力変化と被検体の粘弾性特性とによって決定される。したがって、血圧波形ｐ（ｔ）が得られたとき、種々の弾性率Ｅｉおよび粘性率ηｉを仮定して作成した歪み波形εｉ（ｔ）は、仮定した弾性率Ｅｉおよび粘性率ηｉが被検体の真の弾性率および粘性率と一致するとき、計測された厚さ変化波形ｙ（ｔ）から得られる歪み波形ε（ｔ）＝ｙ（ｔ）／Ｗｓと一致し、ε（ｔ）とεｉ（ｔ）との残差はゼロとなるはずである。したがってε（ｔ）とεｉ（ｔ）の残差を評価し、その残差が最小となるような弾性率Ｅｉおよび粘性率ηｉを決定することで被検体の粘性率を推定する。  本実施形態では、血管壁の歪み波形を基準波形として選ぶ。測定部位の粘性率の値をη１、η２、η３とし、血圧波形に基づいて血管壁の歪み波形を生成すると、たとえば、図５のε１（ｔ）、ε２（ｔ）ε３（ｔ）で示される波形が得られる。粘性率が異なるため、これらの波形の時間軸方向の変化の様子は異なる。厚さ変化波形ｙ（ｔ）と、これらの歪み波形を比較すると、振幅の大きさは異なるものの、厚さ変化波形ｙ（ｔ）はε２（ｔ）と最もよく一致する。したがって、ε２（ｔ）において仮定した粘性率が測定部位の粘性率の値と推定される。
【００８９】
以下、計測方法を具体的に説明する。まず、被検体の血圧波形をｐ（ｔ）とし、血管壁の歪み波形をε（ｔ）とする。ｐ（ｔ）およびε（ｔ）のラプラス変換をｐ（ω）、ε（ω）とし、血管壁の伝達関数をＢ（ω）とすると、血圧波形ｐ（ω）は以下の式（１５）で示される。
【００９０】
ｐ（ω）＝Ｂ（ω）ε（ω）            （１５）
【００９１】
粘弾性のモデル化に一般的に用いられるＶｏｉｇｔモデルを用いて伝達関数Ｂ（ω）を表すと以下の式（１６）のように示される。
【００９２】
Ｂ（ω）＝Ｅ’＋ｊωη’            （１６）
【００９３】
ここで、Ｅ’は静的弾性率であり、η’は粘性率である。弾性特性用基準波形から算出した弾性率Ｅ０は、以下の式（17）の関係を満たす。
【００９４】
【数９】
0004627221.tif 000010
【００９５】
ただし、Ｅ’はＥ０・Ｅであり、ωη’＝Ｅ０・ωηはである。したがって、Ｅ＝Ｅ’/Ｅ０＝１として、粘性率の推定を行う。具体的には、ηを０から被検体の粘性率として想定される値を含むように所定の間隔で増加させた値η１、η２、η３、η・・・・ηｉ・・・ηＮを設定し、式（１６）のＥおよびηにこれらの値を代入することによって、粘性率をそれぞれの値に仮定した場合の伝達関数Ｂ１（ω）、Ｂ２（ω）Ｂ３（ω）・・・Ｂｉ（ω）・・ＢＮ（ω）を計算する。さらに仮定した粘性率ηｉを用いて求めた伝達関数Ｂｉ（ω）を下記の式（１８）に代入する。
【００９６】
εｉ（ω）＝ｐ（ω）/Ｂｉ（ω）        （１８）
【００９７】
これによりεｉ（ω）、ｉ＝１、２、・・・・・・Ｎが算出される。これを逆フーリエ変換することにより、歪み波形εｉ（ｔ）、ｉ＝１、２、・・・・・・Ｎが算出される。基準波形生成部１１７は、この歪み波形εｉ（ｔ）、ｉ＝１、２、・・・・・・Ｎを粘性特性用基準波形として生成する。上述したように粘性特性用基準波形εｉ（ｔ）ではそれぞれ粘性率の値をη１、η２、η３、η・・・・ηｉ・・・ηＮと仮定されている。
【００９８】
なお、血管壁の歪み波形ε（ｔ）と血圧波形をｐ（ｔ）との関係が非線形的であると仮定して、式（１５）に換えて、式（１９）を用いてもよい。
【００９９】
ｌｏｇ（ｐ（ω））＝Ｂ（ω）ε（ω）            （１９）
【０１００】
この場合でも、同様にηを値η１、η２、η３、η・・・・ηｉ・・・ηＮと仮定した場合の伝達関数Ｂｉ（ω）を式（１６）によって求め、以下の式（２０）を得る。
【０１０１】
εｉ（ω）＝ｌｏｇ（ｐ（ω））/Ｂｉ（ω）        （２０）
【０１０２】
式（２０）を逆フーリエ変換することにより、歪み波形εｉ（ｔ）、ｉ＝１、２、・・・・・・Ｎが同様に算出される。なお、１/Ｂｉ（ω）を逆フーリエ変換してインパルス応答ｂｉ（ｔ）を求め、ｐ（ｔ）もしくはｌｏｇ（ｐ（ｔ））にｂｉ（ｔ）をたたみ込み積分することによってεｉ（ｔ）を求めてもよい。
【０１０３】
比較部１１８は、粘性特性用基準波形εｉ（ｔ）、ｉ＝１、２、・・・・・・Ｎのそれぞれと、厚さ変化波形ｙ（ｔ）との一方に係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように係数を決定した場合における整合残差をそれぞれ算出する。具体的には、式（７）および（９）において、弾性特性用基準波形Ｍ（ｔ）に変えて上記粘性特性用基準波形εｉ（ｔ）、ｉ＝１、２、・・・・・・Ｎを用い、式（９）で求めたｋの値を式（７）へ代入し、Ｒを求める。ｋは２乗差Ｒが最小となるように定められているので、このときのＲをＲｉｍとする。つまり以下の式（２１）によって整合残差Ｒｉｍ（ｉ＝１、２、・・・・・・Ｎ）を求める。
【０１０４】
【数１０】
0004627221.tif 000011
【０１０５】
粘性率決定部１２１は、比較部１１８から整合残差Ｒ１ｍ、Ｒ２ｍ、・・・ＲＮｍを受け取って、最も小さい整合残差が得られた粘性特性用基準波形において仮定した粘性率ηｉを決定する。そして、決定した粘性率を出力する。決定された粘性率は、直接演算によって求めた値ではないが、上述した理由から、厚さ変化波形が得られた測定部位における正しい粘性率であると推定される。
【０１０６】
このようにして、超音波診断装置２０１は、弾性率および粘性率を求めることができる。したがって、たとえば、弾性率の値からは、内中膜複合体に脂肪が沈着しているのか、血管炎によって内中膜複合体が炎症しているのか判断し難い場合であっても、粘性率の値から、両者の区別を行うことが可能となる。その結果、本発明によれば、従来の超音波診断装置において得られる断層画像や、弾性率からのみでは判別が困難であった組織の差異を弾性率および粘性率を求めることによって判別することが可能となり、より正確な診断を行うことが可能となる。
【０１０７】
なお、上記実施形態において、弾性特性用基準波形および粘性特性用基準波形は、血圧波形に基づいて生成していたが、上述したように被検体に加えられる応力変化あるいは、応力変化に基づく形状変化など種々の情報を弾性特性用基準波形および粘性特性用基準波形の生成に用いることができる。
【０１０８】
たとえば、図６に示す超音波診断装置２０２は、血管径算出部１４２を備え、血管径変化波形に基づいて、弾性特性用基準波形および粘性特性用基準波形を生成する。具体的には、血管径算出部１４２は、移動波形算出部１１５から血管内膜の血管腔に近接した２点の移動変化波形、あるいは、外膜の血管外組織に近接した２点の移動変化波形を受け取り、これら２点から血管径変化波形を生成する。基準波形生成部１１７’は、血管径変化波形を受け取り、振幅がたとえば１μｍとなるように規格化し、弾性特性用基準波形を生成する。また、血管径変化波形を血圧計１１９から受け取る最高血圧値および最低血圧値によって補正し、血圧波形ｐ’（ｔ）を生成する。さらに、血圧波形ｐ’（ｔ）に基づき、上述したように粘性特性用基準波形εｉ（ｔ）、ｉ＝１、２、・・・・・・Ｎを生成する。この場合、粘性特性用基準波形には、血管壁の粘性の影響を避けるため血管の内径変化波形を用いることが好ましい。
【０１０９】
また、図７に示す超音波診断装置２０３では、基準波形生成部１１７’’は、厚さ変化波形算出部１１６から血管内膜の血管腔に近接した２点の厚さ変化波形を受け取り、振幅がたとえば１μｍとなるように規格化し、弾性特性用基準波形を生成する。また、血管腔に近接した２点の厚さ変化波形を血圧計１１９から受け取る最高血圧値および最低血圧値によって補正し、血圧波形ｐ’（ｔ）を生成する。さらに、血圧波形ｐ’（ｔ）に基づき、上述したように粘性特性用基準波形εｉ（ｔ）、ｉ＝１、２、・・・・・・Ｎを生成する。
【０１１０】
こうした血管径変化波形や血管内膜の血管腔に近接した２点の厚さ変化波形は血圧変化という被検体が受ける応力変化を示す波形ときわめて類似している。したがって、これらの波形を用いて弾性特性用基準波形および粘性特性用基準波形を生成しても上述した様に弾性率および粘性率を求めることができる。
【０１１１】
さらに血管径変化波形を求めた２点や血管内膜の血管腔に近接した２点間の速度差波形を用いても同様の効果が得られる。この場合、あらかじめ２つの測定部位間の速度差波形を求めてもよいし、血管径変化波形を時間微分することによって速度差波形を求めてもよい。また、血圧波形を時間微分することによって速度差波形を求めてもよい。
【０１１２】
また、上記実施形態では超音波診断装置は弾性率および粘性率の両方を算出しているが、組織の差異を判別することを目的とする場合には、弾性率は求めなくてもよい。
【産業上の利用可能性】
【０１１３】
本発明の超音波診断装置は、被検体を構成する組織を判別したり、組織の厚さ変化量、歪み量、弾性特性などの性状特性を測定するのに適している。
【図面の簡単な説明】
【０１１４】
【図１】本発明による超音波診断装置の実施形態を示すブロック図である。
【図２】図１の超音波診断装置の基準波形生成部において生成する基準波形を示している。
【図３】図１の超音波診断装置の厚さ変化波形算出部から出力される厚さ変化波形を示している。
【図４】厚さ変化波形に含まれる情報を説明する図である。
【図５】粘性率を求める方法を説明する図である。
【図６】本発明による超音波診断装置の他の構成を示すブロック図である。
【図７】本発明による超音波診断装置の他の構成を示すブロック図である。
【図８】超音波エコー信号の位相差から組織の追跡を行う方法を説明する図である。
【図９】探触子によって計測される被検体の断面を模式的に示している。
【図１０】被検体組織の追跡波形から歪み量を求める方法を説明する図である。
【図１１】厚さ変化波形にノイズが重畳している場合に最大厚さ変化量に誤差が生じることを説明する図である。
【符号の説明】
【０１１５】
１１      粥種
１２      被検体
１６      血管壁
１００    制御部
１０１    探触子
１０２    送信部
１０３    受信部
１０４    断層画像生成部
１０５    画像合成部
１０６    画像表示部
１１５    移動波形算出部
１１６    厚さ変化波形算出部
１１７、１１７’、１１７’’    基準波形生成部
１１８    比較部
１１９    血圧計
１２０    弾性率算出部
１２１    粘性率決定部
１４２    血管径算出部
１５０    演算部
２０１、２０２、２０３    超音波診断装置
【図１】
0004627221.tif 000012
【図２】
0004627221.tif 000013
【図３】
0004627221.tif 000014
【図４】
0004627221.tif 000015
【図５】
0004627221.tif 000016
【図６】
0004627221.tif 000017
【図７】
0004627221.tif 000018
【図８】
0004627221.tif 000019
【図９】
0004627221.tif 000020
【図１０】
0004627221.tif 000021
【図１１】
0004627221.tif 000022