(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体組織に超音波パルスを送信し、その反射波を受信して、受信した反射波信号に基づいて、生体組織の関心領域からの散乱波により後方散乱強度を計測し、診断データとして使用可能にする解析処理部を備え、診断像等を作成できる超音波診断システムにおいて、
上記解析処理部は、受信した反射波信号に位相差トラッキング法を適用することにより上記生体組織の関心領域の変位波形を算出して、関心領域の位置と大きさを、心臓の心筋の拍動に伴って変化させる手段と、該位相差トラッキング法を適用して算出した関心領域の変位波形上で後方散乱強度を算出する手段とを有することを特徴とする超音波診断システム。
【請求項２】
数ｋＨｚの高い繰り返し送信周波数で超音波パルスを送信し、後方散乱強度を計測することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断システム。
【請求項３】
上記解析処理部は、算出した後方散乱強度の変動周波数あるいは変動周期を検出する手段を有することを特徴とする請求項２に記載の超音波診断システム。
【請求項４】
上記後方散乱強度の変動周波数は、数十〜数百Ｈｚの周波数であることを特徴とする請求項３に記載の超音波診断システム。
【請求項５】
上記解析処理部は、検出した後方散乱強度の変動周波数あるいは変動周期に基づき、関心領域の瞬時の厚み変化速度を評価可能に表示する手段を有することを特徴とする請求項３または請求項４に記載の超音波診断システム。
【請求項６】
上記関心領域の瞬時の厚み変化速度を評価可能に表示する手段は、関心領域の後方散乱強度の変動周波数あるいは変動周期の値を、所定のカラーバーあるいはグレイスケールにより、適当な色あるいは濃度値に変換して画面に表示する機能をもつものであることを特徴とする請求項５に記載の超音波診断システム。
【請求項７】
上記画面に表示する機能は、色あるいは濃度値に変換された後方散乱強度の変動周波数あるいは変動周期の値を、Ｍ−モード図に重ね表示するものであることを特徴とする請求項６に記載の超音波診断システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超音波を用いて、心臓などの生体組織の病変を、非侵襲的計測により診断可能にする超音波診断システムに関するものであり、特に心臓壁の任意領域の局所的な心筋構造の変性を識別して画像表示し、診断を可能にするものである。
【０００２】
肥大型心筋症、拡張型心筋症または、心筋梗塞など虚血性心疾患など心筋の機能不全による心臓疾患では心筋の組織性状を診断する必要がある。侵襲的な生検のほか、超音波の後方散乱で診断する方法があるが現状の装置では心臓壁内に関心領域を固定的に設定するため、心臓の収縮・拡張による関心領域の変化に追随できず、心筋線維の密度変化による１Ｈｚ程度の信号が主で心筋の構造変化を診断することが難しい状況にある。本発明は、これに対する有効な解決手段を提供する。
【０００３】
【従来の技術】
心臓疾患の診断：
現在広く用いられている超音波による心臓疾患の診断は、心臓の壁厚、心拍出量の評価など、そのほとんどが心臓の形態に基づいており、心筋の組織性状を知ることは難しいのが実情である。肥大型心筋症、拡張型心筋症または心筋梗塞など虚血性心疾患などの心疾患の診断においては、心筋の組織性状を知ることが重要であるが、心筋の組織性状診断には心筋生検が必要であり、侵襲的な手技であるために、被検者の肉体的、精神的負担が大きく、繰り返し適用することができない。このような背景から、非侵襲的な心筋の組織性状診断法が望まれている。
【０００４】
従来から、陳旧性心筋梗塞や拡張型心筋症では、Ｂ−モード像、Ｍ−モード像で観察すると、心臓壁からのエコー輝度が高いこと、すなわち超音波の反射強度が大きいということが知られていたが、これを画像上で定量的に評価することは難しかった。
【０００５】
一方、心臓壁からの超音波後方散乱（Integrated  Backscatter ：ＩＢ）は、定量的な心臓の組織性状診断の評価法として最近注目されている。超音波後方散乱ＩＢは、組織中のある領域からの超音波の平均反射パワーとして求められる。心臓壁からのＩＢの強度は、心臓の拍動に合わせて、収縮期に低下し、拡張期に上昇するという周期的な変動（Cyclic  Variation ：ＣＶ）を呈することが知られている。このＩＢの周期的変動については、従来から様々な研究が行われている。
心筋の生理：
心筋線維の束（５０本ぐらいの束）による網目構造（ネットワーク構造）が、収縮期と拡張期で微小変化する。ミツバチの巣のような、菱形を単位とする網目構造が、拡張期には引っ張られ一つ一つの菱形が潰れた形状となる。これによって、超音波が反射する面の傾きが変化し、拡張期には、菱形が潰れて、心筋線維に垂直に到来した超音波は散乱し易くなり、後方散乱強度が増加する。一方、収縮期には、一つ一つの菱形が元の膨らんだ形状となり、心筋線維に垂直に到来した超音波の反射する面の傾きが大きくなり、超音波が散乱し難くなり、後方散乱強度ＩＢが減少する。
【０００６】
臨床的には、心筋梗塞、肥大型心筋症、拡張型心筋症といった種々の心疾患では、周期変動ＣＶの振幅が健常者に比べて小さく、超音波後方散乱ＩＢのベースライン値が高いということが報告されている。このＩＢの周期変動ＣＶについては、Heteらは、摘出したトリ骨格筋からのＩＢ計測を行い、筋肉を受動的に伸張した場合にＩＢ強度が上昇することを示し、筋肉の伸張によるＩＢ値の変化は、細胞間質の配向の変化によるものとしている。またWicklineらは、開胸したイヌ心臓壁からのＩＢ計測を行なうとともに、心筋の物理特性を３要素のMaxwell モデルを用いて検討している．その結果、ＩＢの心周期変動ＣＶが、心筋の伸縮にともなう音響インピーダンスの変化により生じるとしている。
心臓壁からのＩＢ計測原理：
超音波後方散乱ＩＢは、対象物内の深さ方向のある領域（「関心領域Region of Interest：ＲＯＩ」という）で反射した超音波の平均パワーとして次の〔数１〕式により求められる。
【０００７】
【数１】
0003875581.tif 000002
【０００８】
ここで、z(t,D)は反射信号の直交検波信号であり、Ｄ0(t)は時刻ｔにおける関心領域までの超音波の伝搬時距離、ΔＤ(t）はＲＯＩの幅である。
【０００９】
図１８は、ＩＢ計測システムの概要を示す。心臓壁２１内に関心領域（ＲＯＩ）２２を設定し、超音波プローブ２３から心臓壁２１に対して、繰返し周期ΔＴで超音波を送信し、その反射信号を直交検波器２４で検波し、得られた直交検波信号z(t,D)を振幅２乗して、各時刻における関心領域（ＲＯＩ）２２からの信号部分を上記の〔数１〕式にしたがい積分器２５で積分することにより、ＩＢ値の時間信号ＩＢ0 (t) が得られる。
【００１０】
現在、医療現場における心臓壁からのＩＢ計測では、数十フレームのＢ−モード断層像を撮像し、各フレームにおいて検者が断層像上でＲＯＩの位置を設定しＩＢを算出している。しかし、心臓壁は拍動にともなう併進運動をし、また心筋の伸縮により壁厚が変化するため、各時刻においてＲＯＩの位置、大きさを変える必要があり、この手法では常に心臓壁の同一部位からのＩＢを計測することが困難である。
心筋からの超音波後方散乱：
心筋からの超音波後方散乱ＩＢは、心臓の拍動にともなって周期的な変動（１秒１拍であるから、それと同等な１Ｈｚ程度の低周波変動）を示すことが知られており、近年、その計測機能が一般の医用超音波診断装置にも組み込まれ、心筋の組織性状診断に利用されている。拡張期に心筋が弛緩・伸張し、収縮期に収縮することによって、▲１▼単位体積当たりの心筋線維の数（散乱体の数）は変化する（心筋線維の密度変化）と同時に、▲２▼心筋の構造変化に伴って後方散乱強度も変化する（従来の後方散乱の計測手法は、参考文献１〜４）。
【００１１】
しかし、従来の超音波診断装置で行われているＩＢ計測においては（たとえば、参考文献１，２参照）、心臓壁内に設定した関心領域の大きさと位置を、計算処理上、１拍にわたって変化しないものとして固定して扱っているため、（１）の密度の変化と、（２）の関心領域内の後方散乱強度の変化の両方の変化の和（（１）＋（２））を計測していることになる。このうち（１）の密度の変化は、拡張期に対して収縮期には３０％減にもなり、これは散乱波パワーでは１０ｄＢに相当し、このような従来のＩＢ計測では、密度の変化が支配的であると言える。したがって、従来の手法では、関心領域内での散乱体密度の変化を計測しているに過ぎない。
位相差トラッキング法：
例えば血管病変の高精度計測の面から見ると、従来の心エコーＭモード法では、その解像力は精々１ｍｍ程度に過ぎない。同様に従来のドプラー法により大動脈の振動を変位速度として求めると、理論的には精度上の条件を満たすが、実際には血管の拍動が大きく影響し、この相対的大振幅に乗った形の微小な振動を抽出することは困難である。そこで、本発明者を含む研究者らは、先に、このような拍動する心臓や大血管上の微細な振動を超音波により遠隔計測して、任意の局所の血管壁の弾性率を算出できる位相差トラッキング法を開発し、アテロームの中味の破れやすさを精密に診断することを可能にした（参考文献１〜５参照）。次に、この位相差トラッキング法の概略を説明する。
【００１２】
位相差トラッキング法は、心臓壁・血管壁の微細な振動速度を測定する新しい生体計測法であり、５００Ｈｚ以下、０．０１ｍｍレベルの振動、また、壁の１０ミクロンレベルの変化などを精度よく測定しうるものである。この方法によると、たとえば動脈血管の壁内層間あるいは壁上に置いた複数の測定点の微小速度を超音波ドプラー法により求め、それら各測定点での微小速度を時間積分することにより各測定点の時間的な位置変化を算出する。各測定点の時間的な位置変化から層の厚み変化が分かるので、層の弾性率が求まり、これから破れやすさを推測することができる（参考文献６）。
【００１３】
実際には、図１９に示すように、超音波ビーム上の動脈壁内測定点を（ｉ）、その次の深さに設定した測定点を（ｉ＋１）に設定し、それぞれの測定点について微小振動速度ｖi（ｔ）とｖi+1（ｔ）とを求め、それらの微小振動速度の差を時間積分することで、動脈壁内の測定点（ｉ）と（ｉ＋１）に挟まれる層の厚み変化Δｈ（ｔ）を求める。
＜参考文献＞
１．米国特許4,867,167
２．米国特許4,803,994
３．米国特許4,688,428
４．米国特許4,470,303
５．特許公開公報[ 特開平10−5226号]
６．特許公開公報[ 特開2000−229078号]
７. 米国特許5,840,028
８．Kanai H，Hasegawa H，Chubachi N，Koiwa Y，Tanaka M．
Noninvasive evaluation of local myocardial thickness in heart wall and its color coding.
IEEE transaction UFFC.1997;44:752-768
９．Hasegawa H, Kanai H,Hoshimiya N,Chubachi N,Koiwa Y.
Accuracy evaluation in the measurement of a small change in the thickness of arterial walls and the measurement of elasticity of the  human  calotid artery.
Jpn J Appl Phys 1998 ;37:3101-3105
１０．Kanai H,Koiwa Y,Zhang J
Real-time measurements of local myocardium motion and arterial wall thickening.
IEEE transaction UFFC.1999;46:1229-1241
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】
従来の超音波後方散乱ＩＢに関する研究では、１心周期内のＩＢの最大値と最小値の差にのみ注目しており、１心周期内の各時刻でＩＢ値がどのように変動するかについては十分な検討がなされていなかった。
【００１５】
本発明の課題は、心臓疾患の診断をより適確なものにするため、超音波後方散乱ＩＢを利用して、心筋の局部的な組織性状についての詳細な情報を取得できる手段を提供することにある。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
本発明者らは、先に、健常者において、数ｋＨｚの繰り返し送信周波数で心臓壁からの超音波後方散乱ＩＢの計測を行ったところ、従来知られていた心拍に同期した周期変動ＣＶ以外に、ＣＶに重畳する数十〜数百Ｈｚの周波数で変動する成分があることを見出した。本発明は、この知見に基づいてなされたもので、数ｋＨｚの高い繰り返し送信周波数で超音波後方散乱ＩＢを計測して、関心領域からのＩＢの平均パワーを求め、その変動周波数または変動周期を表示出力できるようにしたものである。
【００１７】
図１は、本発明による超音波診断システムの概要図である。図１において、被験者１の心臓２が診断対象となる。超音波プローブ３を用いて被験者１の体表から超音波パルスを送信し、その反射波を受信する。本発明による超音波診断システム４は、超音波パルス送信のビーム走査を制御し、受信した反射波信号を解析して断層像などの診断画像を作成し、モニタ１１に表示する。超音波診断システム４を構成する主要な機能が手段５〜１０のブロックに示されている。ビーム走査手段５は、超音波ビ−ムの放射位置を順次切り替えながら超音波パルスを送信する。本発明の場合は、特に時間分解能を上げるため、数ｋＨｚの繰り返し周波数で超音波パルスを送信するように制御する。反射波受信手段６は、超音波プローブ３から受信した反射波信号を直交検波して有効な信号を取り出す。心臓壁変位検出手段７は、直交検波信号を解析して、心臓壁断面のビーム位置上に設定されている関心領域ＲＯＩ内の各点の瞬時速度を求めてそれぞれ積分し、拍動による各点の変位運動を追跡する。後方散乱強度検出手段８は、関心領域ＲＯＩ内の変位運動する各点上からの後方散乱波について前記〔数１〕式により平均パワーを算出し、後方散乱強度ＩＢを求める。変動周波数検出手段９は、関心領域内各点の後方散乱強度ＩＢの変動周波数あるいは変動周期を求め、各点の局部的組織性状を表わす情報として、利用可能にする。表示出力処理手段１０は、各点の後方散乱強度ＩＢの変動周波数あるいは変動周期を適当な表示形態に変換してモニタ１１の画面に出力する。たとえば、変動周波数の大きさを、予め対応付けた適当な色（色相／彩度）に変換して、Ｍ−モード像の該当位置にパッチ状に重ね表示することにより、関心領域の組織性状の違いや程度を認識しやすくすることができる。
【００１８】
図２は、心臓壁からのＩＢの計測原理を示す説明図である。図２の（ａ）は、横軸を時間（time）にとり、縦軸を深さ（depth ）にとって、連続して送信された３個の超音波パルスにそれぞれ応じて受信された３本の反射波信号の各直交検波信号について、それぞれを振幅２乗した信号の波形を、並べて示したものである。また関心領域ＲＯＩからの信号部分は、点線で区分して示してある。図からわかるように、関心領域ＲＯＩの位置と大きさは時間とともに変化している。図２の（ｂ）は、それら点線で区分された各信号部分をそれぞれ〔数１〕式により積分することにより求めた平均パワー、つまり後方散乱強度ＩＢを示す。図２の（ｃ）は、同様にして他の各連続する超音波パルスの送信から得られた反射波信号についてそれぞれ求めたＲＯＩ信号部分の平均パワーを時系列でまとめて示すＩＢ(ｔ) 波形である。
【００１９】
本発明による超音波診断システムは、以下の構成をとることができる。
（１）  生体組織に超音波パルスを送信し、その反射波を受信して、受信した反射波信号に基づいて、生体組織の関心領域からの散乱波により後方散乱強度を計測し、診断データとして使用可能にする解析処理部を備え、診断像等を作成できる超音波診断システムにおいて、
上記解析処理部は、受信した反射波信号に位相差トラッキング法を適用することにより上記生体組織の関心領域の変位波形を算出して、関心領域の位置と大きさを、心臓の心筋の拍動に伴って変化させる手段と、該位相差トラッキング法を適用して算出した関心領域の変位波形上で後方散乱強度を算出する手段とを有することを特徴とする超音波診断システムの構成。
（２）  数ｋＨｚの高い繰り返し送信周波数で超音波パルスを送信し、後方散乱強度を計測することを特徴とする前項（１）に記載の超音波診断システムの構成。
（３）  上記解析処理部は、算出した後方散乱強度の変動周波数あるいは変動周期を検出する手段を有することを特徴とする前項（２）に記載の超音波診断システムの構成。
（４）  上記後方散乱強度の変動周波数は、数十〜数百Ｈｚの周波数であることを特徴とする前項（３）に記載の超音波診断システムの構成。
（５）  上記解析処理部は、検出した後方散乱強度の変動周波数あるいは変動周期に基づき、関心領域の瞬時の厚み変化速度を評価可能に表示する手段を有することを特徴とする前項（３）または（４）に記載の超音波診断システムの構成。
（６）  上記関心領域の瞬時の厚み変化速度を評価可能に表示する手段は、関心領域の後方散乱強度の変動周波数あるいは変動周期の値を、所定のカラーバーあるいはグレイスケールにより、適当な色あるいは濃度値に変換して画面に表示する機能をもつものであることを特徴とする前項（５）に記載の超音波診断システムの構成。
（７）  上記画面に表示する機能は、色あるいは濃度値に変換された後方散乱強度の変動周波数あるいは変動周期の値を、Ｍ−モード図に重ね表示するものであることを特徴とする前項（６）に記載の超音波診断システムの構成。
【００２０】
【作用】
本発明により、次のような作用が得られる。
（１）位相差トラッキング法（特開２０００−２２９０７８）によって、一拍内での同一の心筋の位置（超音波プローブからの深さ）の変化を追跡できるため、常に同一の心筋の領域に関する関心領域を設定できる（収縮期には関心領域は自動的に大きくなり、拡張期には関心領域は自動的に小さくなる）。そのため関心領域内の密度の変化の影響を受けずに、後方散乱強度の変化のみを計測することができる。関心領域内の後方散乱強度の変化の計測は、心筋の生理上、筋肉の構造変化など動態計測に対応し、心臓疾患によって局所心筋の収縮拡張機能が損なわれれば、筋肉の構造変化が減少し、後方散乱強度の変化も減少する。このような収縮期と拡張期の心筋構造の変化を計測可能な非観血的検査は他にはない。
（２）心臓壁振動を高い周波数成分まで計測することが可能となる。すなわち、同一の関心領域の変位を高い精度で追跡し、かつ関心領域からの散乱波を高い時間分解能で計測可能となり、そのＩＢ信号の時間周期を検出することによって、局所心筋の各領域ごとの瞬時の厚み変化速度の評価が可能となる。
【００２１】
従来は、同一の関心領域からの後方散乱波の計測は、数十ｍｓ以上の長い時間間隔で行われていた。それに対して、本発明では、数百μｓ間隔という短い時間間隔（高い繰り返し周波数）で後方散乱波の計測を行なうことが出来る。
【００２２】
ＩＢ信号の短い時間間隔の変動周期は、心筋の伸縮による心臓壁局所の壁厚変化速度と相関関係がある。したがって、ＩＢ信号の変動周期を、心筋内に複数設定した関心領域ごとに検出し、心臓の動きのＭ−モード図に重畳させることによって、局所心筋の各領域ごとの、瞬時の厚み変化速度の評価を行うことが可能となる。
（３）ＩＢ信号は、関心領域を１点に設定した場合には、１点における反射波振幅からその点周囲の厚み変化速度を評価できることになる。これは、厚み変化速度算出における非常に大きな貢献といえる。たとえば、動脈壁も平滑筋が周囲を取り囲んでおり、一拍の中での血圧変化によって、内径が変化し、同時に壁の厚さも変化する。その際の平滑筋構造の変化を計測することが可能となり、疾患による平滑筋や壁組織構造の変化を診断できる。
【００２３】
【発明の実施の形態】
（１）  ヒト  in  vivo  ＩＢ計測試験
（１．１）  ＩＢ計測システム
図３は、本発明を実証するための計測試験で用いられたＩＢ計測システムの概要図である。図中、４１は被験者、４２は心臓、４３は超音波プローブ、４４は超音波診断装置、４５はＡ／Ｄコンバータ、４６はワークステーションを示す。超音波診断装置４４は、従来のタイプのものでよく、本発明に基づく反射波信号の解析処理は、ワークステーション４６に内蔵されたプログラムによって実行される。超音波診断装置４４には、東芝製ＳＳＨ−１４０Ａ（中心周波数３．７５ＭＨｚ）を用いた。超音波診断装置４４は、超音波プローブ４３から繰り返し送信周波数４．５ｋＨｚで、経皮的に心臓壁に対して超音波を送受信し、受信した反射波信号を直交検波してＡ／Ｄコンバータ４５へ入力する。Ａ／Ｄコンバータ４５へは、ＥＣＧ（心電図）とＰＣＧ（心音図）の各信号も入力される。Ａ／Ｄコンバータ４５は、入力された直交検波信号とＥＣＧ、ＰＣＧの各信号を、標本化周波数１０ＭＨｚでＡ／Ｄ変換し、ＧＰＩＢインタフェースを介してワークステーション４６へ入力し、記録する。ワークステーション４６は、記録した直交検波信号について、図１で述べた解析処理により、後方散乱強度の変動周波数を計測し、Ｂ−モード画像やＭ−モード画像、ＥＣＧ、ＰＣＧとともに画面に出力表示する。以下に、図４ないし図１５により実際の計測例について説明する。
（１．２）ヒト  in  vivo  ＩＢ計測結果
男性の健常者について、心臓壁からのＩＢのin  vivo計測を行った。
【００２４】
図４は被験者１（２４歳男性）の左室長軸Ｂ−ｍｏｄｅ断層像であり、図示ビーム方向の心室中隔壁からのＩＢ計測結果を図５に示す。被験者１の心室中隔壁に心電図のＲ波の時刻で幅１．２ｍｍのＲＯＩを設定し、ＩＢ値を求める。心臓壁の位置、厚さは拍動により変化するので、設定したＲＯＩの両端（点Ａ、Ｂ）のトラッキング結果を用いて、各時刻におけるＲＯＩの位置、幅を変化させる。図５（ａ）は直交検波信号から再構成したＭ−ｍｏｄｅ像と点Ａ、Ｂのトラッキング結果を重ねて表示したもの、（ｂ）は心電図、（ｃ）は心音図、（ｄ）は点Ａ、Ｂの速度波形を重ねて表示したもの、（ｅ）は点Ａ、Ｂ間の厚み変化速度波形、（ｆ）は点Ａ、Ｂ間の厚み変化、（ｇ）はＩＢ信号、（ｈ）はＩＢ信号の波形から読み取った変動周波数である。心臓壁からのＩＢ値は、図５（ａ）に示した左室内腔のreference 領域を関心領域として算出した血液からのＩＢ値を用いて較正している。図５（ｆ）から、ＩＢ信号は、従来知られていた１心拍を１周期とした周期変動のほかに、それに重畳する高い周波数で変動する成分が存在していることがわかる。また、この高周波変動成分は、１拍目、２拍目とも拍内の同時相においてほぼ同一周波数で変動しており、ＩＢ信号の短周期変動成分には再現性があることが定性的に確認できる。
【００２５】
図５（ｈ）から、ＩＢ信号は収縮初期〜中期で約５０〜２００Ｈｚ、収縮末期で約５０〜１００Ｈｚ、拡張初期で約１００〜３００Ｈｚ、拡張中期〜末期で約２０〜５０Ｈｚの周波数で変動していることがわかる。また図５（ｅ）、（ｈ）から、厚み変化速度の大きい時相において、ＩＢ信号の変動周波数が高くなっていることがわかる。
【００２６】
図６は被験者２（２３歳男性）の左室短軸Ｂ−ｍｏｄｅ断層像であり、図示ビーム方向の左室自由壁からのＩＢ計測結果を図７に示す。被験者１の場合と同様に、心電図のＲ波の時刻で左室自由壁に幅１．２ｍｍのＲＯＩを設定し、各時刻におけるＩＢ値を求めた。図７（ｆ）から、左室自由壁からのＩＢ信号も拍間で再現性があることが定性的に確認できる。
【００２７】
図７（ｈ）から、ＩＢ信号は、収縮初期〜中期で約１００〜２００Ｈｚ、収縮末期で約３０〜５０Ｈｚ、拡張初期〜中期で約１００〜３００Ｈｚ、拡張末期で約２０〜３０Ｈｚの周波数で変動していることがわかる。
【００２８】
心室中隔壁、左室自由壁のいずれの場合も、ＩＢ信号は、１拍内で数十〜数百Ｈｚの周波数で変動していることが明らかになった。特に、収縮初期〜中期、拡張初期という心臓壁の壁厚が大きく変化する時相においては、ほかの時相に比ベ、ＩＢ信号は高い周波数で変動した。
（１．３）  心臓壁各層からのＩＢ信号の計測
次に、心臓壁を複数層に分割し各層を関心領域として、心臓壁各層からのＩＢ信号を算出した。図５と図７に示したデータにおいて、心電図のＲ波のタイミングで１層７５０μｍの厚さで心室中隔壁は１０層、左室自由壁は１１層の関心領域を設定して各層からのＩＢを算出する。図８と図９に、心室中隔壁各層からのＩＢ算出結果を示し、図１０、図１１に、左室自由壁各層からのＩＢ算出結果を示す。
【００２９】
心室中隔壁では、右心室内膜側から左心室内膜側に向かって、左室自由壁では、心外膜側から左心室内膜側に向かってＩＢ信号の変動周波数が高くなった。
（１．４）  ＩＢ信号の短周期変動周波数と心臓壁局所厚み変化の関係
ＩＢ信号の短周期変動周波数が関心領域の厚み変化速度の大きい時相において高くなる傾向が見られた。ここで、ＩＢ信号の短周期変動周波数と心臓壁局所の厚み変化速度の関係を検討する。心臓壁局所の厚み変化速度ｓi (t) ［（ｍ／ｓ）／ｍ］は次の〔数２〕式で表される。
【００３０】
【数２】
0003875581.tif 000003
【００３１】
ここで、ｖi-1 (t) 、ｖi (t) はｉ−１番目、ｉ番目の点の速度、ｘi-1 (t) 、ｘi (t) は、ｉ−１番目、ｉ番目の点の変位である。速度の空間差分ｖi (t) −ｖi-1 (t) は第ｉ番の層の厚みの時間変化を表し、これを瞬時の層の厚みｘi (t) −ｘi-1 (t) で正規化し、層の厚み変化速度とする。この厚み変化速度をＩＢ信号の変動周期ΔＴ(t) 間で時間平均し、厚み変化速度の平均値 save (t) ［（ｍ／ｓ）／ｍ］を次の〔数３〕式で求める。
【００３２】
【数３】
0003875581.tif 000004
【００３３】
図１２、図１３に、心室中隔壁、左室自由壁からのＩＢ信号の変動周波数
ｆ(t) （＝１／ΔＴ(t) ）と関心領域の厚み変化速度時間の平均値の絶対値 save (t) の関係をそれぞれ示す。厚み変化速度の絶対値が大きいときにＩＢ信号の変動周波数が高くなる傾向が見られ、特に左室自由壁では厚み変化速度とＩＢ信号の周波数はほぼ比例していることがわかる。
（１．５）  ＩＢ信号の短周期変動周波数の図示
上記の結果から、ＩＢ信号の変動周波数（＝１／変動周期）が厚み変化速度と相関関係にあることから、心筋内に複数設定した関心領域ごとにＩＢ信号の変動周波数ｆmean［Ｈｚ］を次の〔数４〕式にしたがって検出する。
【００３４】
【数４】
0003875581.tif 000005
【００３５】
ここで、Ｓ（ｆ，ｔ）は、ＩＢ信号に高速フーリエ変換を施して得られるパワースペクトルである。こうして得られたＩＢ信号の変動周波数ｆmeanを、心臓の動きのＭ−モード画像に重畳させることによって、図１４または図１５が得られる。確かに厚み変化の大きい時相においては、高い周波数成分が現れており、ＩＢ信号の変動周波数によって、局所心筋の各領域ごとの、瞬時の厚み変化速度の評価を行うことが可能となることがわかる。
（２）  ＩＢ計測試験の考察
（２．１）  ＩＢの短周期変動の原因
心筋細胞は、互いに膠原線維からなる支柱で支えられており、それが束状になり心筋線維束となり、さらにそれが膠原線維組織に包まれている。心臓壁内での超音波の散乱は、心筋細胞と主に膠原線維からなる細胞間質の音響インピーダンスのミスマッチにより生じると考えられている。
【００３６】
ＩＢの心周期変動の原因は、散乱体である細胞間質の配向や体積密度、あるいは心筋細胞の音響インピーダンスが心筋の伸縮にともない変化するためと考えられている。しかし、細胞間質の配向変化、体積密度変化は心筋の伸縮によるもので、その周期は心臓の拍動に等しい。これらは１拍を１周期としたＩＢの変動を説明できるが、今回観測された数十〜数百Ｈｚの変動を説明することはできない。
【００３７】
我々は、ＩＢの短い周期での変動の原因が心臓壁内での散乱波同士の干渉にあると考えている。心筋の伸縮によって心臓壁の壁厚は変化し、壁内の散乱体の間隔は変化するので、各散乱体からの散乱波の干渉による後方散乱波の強度変化が生じるものと考えられる。この様に考えた場合、散乱体間隔の変化が大きいほど干渉した散乱波の強度が変化する周期が短くなると考えられ、収縮初期、拡張初期という心臓壁の壁厚変化が大きい時相においては、ほかの時相に比べてＩＢ信号の変動周波数が高いという実験結果と一致する。
（２．２）  ＩＢ信号の変動周波数の壁内変化
図１２、１３に示すようにＩＢ信号の変動周波数は、心臓壁内の各層によって異なり、心室中隔壁の場合は右心室側から左心室側に向かって、左室自由壁の場合は心外膜側から心内膜側に向かって変動周波数が高くなった。
【００３８】
心臓壁内の心筋の走行は一様ではなく、左室自由壁の場合は左心室の短軸断面において、心外膜側では円周方向に対して約−７０°、心内膜側では約６０°の角度をなしており、その間の心筋の走行は連続的に変化している。このことから、超音波の散乱に寄与する心臓壁内の構造が心臓壁内で一様ではないことが考えられる。
【００３９】
また、心筋の収縮機能は右心室内膜側、心外膜側に比べ左心室内膜側が高いことが知られている。Myers らは、イヌの実験モデルにおいて心臓壁に糸を埋め込み、Ｍ−ｍｏｄｅで観察を行い、壁の中央に糸を埋め込んだ場合では心内膜側の壁厚増加寄与率８７％膜側の果たす役割が大きいことを示した(Circulation 74,164-172,1986) 。このことは、図８（ｆ）、図１０（ｆ）に示す心臓壁の厚み変化算出結果と一致する。
【００４０】
ＩＢ信号の変動周波数の壁内変化は、この様な心筋の走行の不均一性、収縮機能差を反映しているものと考えられる。
（３）  実施例システム
本発明による超音波診断システムの実施例について説明する。図１６は、超音波診断システムの１実施例の構成図であり、図１７は、その超音波診断処理の全体フローである。
【００４１】
図１６において、３１は被験者、３２は心臓、３３は超音波プローブ、３４は超音波診断システム、３５はビーム走査制御部、３６は反射版信号受信部、３７は解析処理部、３８はモニタを示す。
【００４２】
ビーム走査制御部３５は超音波プローブ３３から放射する超音波ビームの走査位置と超音波パルスの送信を制御し、反射波信号受信部３６は超音波パルスの送信に同期した反射波の受信と直交検波を行なう。解析処理部３７は直交検波信号を入力して、トラッキング処理により心臓の拍動に伴う関心領域の変位を検出し、その変位する関心領域の位置上で後方散乱波を求めて後方散乱強度ＩＢ0 (t）を算出する。このとき、心臓壁の後方にある心室内腔の血液からの散乱波に基づくＩＢ値ＩＢblood を求め、これを基準として、心臓壁からのＩＢ信号ＩＢ0 (t）を補正し、ＩＢ(t）を生成する。このＩＢ(t）から時刻ごとに適当な窓関数を用いて部分波形を切り出し、これに高速フーリエ変換を施してスペクトルを求め、さらにスペクトルの振幅２乗を行なって、パワースペクトルを算出する。次にパワースペクトルの重心位置を求めて平均周波数を算出し、後方散乱強度の変動周波数値とする。この得られた変動周波数値を値の大きさに応じた色に変換して、Ｍ−モード像に重ね表示する処理などを行ない、モニタ３８の画面に出力する。
【００４３】
次に、図１７の全体フローの順次のステップＳ０〜Ｓ１５にしたがって、さらに詳細な動作を説明する。
Ｓ０：Ｂ−モード像の１つの超音波ビーム位置について走査のため、超音波パルスを送信する。
Ｓ１：反射波データを収集する。
Ｓ２：次の超音波ビーム位置があれば、Ｓ０へ戻り走査を繰り返す。
Ｓ３：反射波データに基づき、１つの超音波ビーム上の心臓壁内各設定点の瞬時速度を算出する（位相差トラッキング法）。
Ｓ４：瞬時速度を時間積分して変位を算出する（位相差トラッキング法）。
Ｓ５：すべての設定点についての変位が算出されるまで、Ｓ３からの処理を繰り返す。
Ｓ６：１つのビーム位置に関して心腔内の血液だけからなる領域からの後方散乱強度（ＩＢ信号ＩＢblood (t) ）を算出する。
Ｓ７：各設定点の変位波形上の後方散乱強度( ＩＢ信号  ＩＢ0 (t）) を算出する。
Ｓ８：心臓壁からの後方散乱強度（ＩＢ0 (t）) を、ＩＢblood (t) で補正し、ＩＢ(t) を算出する。
Ｓ９：ＩＢ(t) を、各時刻ｔの周囲に窓関数を掛けて切り出す。
Ｓ１０：切り出した波形に高速フーリエ変換を施し、複素スペクトル S( f,ｔ) を得る。
Ｓ１１：複素スペクトル S( ｆ，ｔ) を振幅２乗して、パワースペクトル｜S( f, t)｜2 を得る。
Ｓ１２：パワースペクトル｜S( f, t)｜2 の重心を求めて、平均周波数 fmeanとする。
Ｓ１３：平均周波数 fmeanを適当な色に変換して、Ｍ−モード図上の対応設定点位置に重ね表示し、厚み変化の推定値とする（図１３, １４に例示）。
Ｓ１４：１つのビーム上のすべての点について、平均周波数 fmeanを算出しＭ−モード図上へ重ね表示する処理をＳ７から繰り返す。
Ｓ１５：１つのビームの処理が終了したら、Ｓ６ヘ戻り、次のビーム位置について処理を繰り返し、すべての超音波ビーム位置について、Ｍ−モード図上に、色に変換された平均周波数 fmeanを重ね表示したら終了する。
【００４４】
【発明の効果】
本発明は、臨床の現場において、従来困難であった心筋の組織性状の非侵襲的診断についての全く新しい手段を提供するものである。本発明によれば、健常な心筋については、収縮期・拡張期での心筋線維の構造変化にともなう、ＩＢ計測値の変化とともに、ＩＢ計測値の時間変動が短い周期で発生し、厚み変化速度が速いことで判断でき、一方、心筋梗塞など心筋の伸縮機能が損なわれているものについては、これらの特徴が得られないことから判断できるので、診断をより適確に行なうことを可能にする。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明による超音波診断システムの概要図である。
【図２】心臓壁からのＩＢの算出原理を示す説明図である。
【図３】本発明を実証するための計測試験で用いられたＩＢ計測システムの概要図である。
【図４】被験者１（２４歳男性）の左室長軸Ｂ−ｍｏｄｅ断層像を示す図である。
【図５】ビーム方向の心室中隔壁からのＩＢ計測結果を示す波形図である。
【図６】被験者２（２３歳男性）の左室短軸Ｂ−ｍｏｄｅ断層像を示す図である。
【図７】ビーム方向の左室自由壁からのＩＢ計測結果を示す波形図である。
【図８】心室中隔壁各層からのＩＢ計測結果を示す波形図である。
【図９】心室中隔壁各層のＩＢ信号波形図である。
【図１０】左室自由壁各層からのＩＢ計測結果を示す波形図である。
【図１１】左室自由壁各層のＩＢ信号波形図である。
【図１２】心室中隔壁、左室自由壁からのＩＢ信号の変動周波数ｆ(t) （＝１／ΔＴ(t) ）と関心領域の厚み変化速度時間の平均値の絶対値 save (t) の関係を示すグラフである。
【図１３】心室中隔壁、左室自由壁からのＩＢ信号の変動周波数ｆ(t) （＝１／ΔＴ(t) ）と関心領域の厚み変化速度時間の平均値の絶対値 save (t) の関係を示すグラフである。
【図１４】心室中隔壁のＩＢ信号の変動中心周波数の分布を心臓の動きのＭモード画像に重畳させることによって得られる図である。
【図１５】左室自由壁のＩＢ信号の変動中心周波数の分布を心臓の動きのＭ−モード画像に重畳させることによって得られる図である。
【図１６】本発明による超音波診断システムの１実施例の構成図である。
【図１７】本発明の１実施例による超音波診断処理の全体フロー図である。
【図１８】ＩＢ計測システムの概要を示す図である。
【図１９】動脈壁内の測定点（ｉ）と（ｉ＋１）に挟まれる層の厚み変化Δｈ(t) を求めＩＢ計測システムの概要を示す図である。
【符号の説明】
１：被験者
２：心臓
３：超音波プローブ
４：超音波診断システム
５：ビーム走査手段
６：反射波受信手段
７：心臓壁変位検出手段
８：後方散乱強度検出手段
９：変動周波数検出手段
１０：表示出力処理手段
１１：モニタ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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