超声波诊断装置的制作方法

专利名称：超声波诊断装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及超声波诊断装置，特别涉及计测活体内的组织的性状特性 的超声波诊断装置。
背景技术：
近几年来，心肌梗塞及脑梗塞等循环器官系统疾病的患者越来越多， 预防及治疗这种疾病已经刻不容缓。
心肌梗塞及脑梗塞的发病，与动脉硬化息息相关。具体地说，动脉壁 形成粥肿，或者在高血压等各种因素的作用下，不能产生新的动脉细胞时， 动脉就会失去弹性，变硬，变脆。而且在形成粥肿的部分中，血管闭塞， 或者覆盖粥肿的血管组织破裂后，粥肿流入血管内，在别的部分闭塞动脉， 或者动脉硬化的部分破裂后，引起这些疾病。因此，早期诊断动脉硬化， 对于预防及治疗这些疾病而言至关重要。
在现有技术中，使用血管镜，直接观察血管内部的情况，从而诊断动 脉硬化病变。可是，在这种诊断中，因为需要将血管镜插入血管，所以存 在着给被检查者带来痛苦的问题。因此，使用血管镜进行的观察，只能够 在为了特定的确存在动脉硬化病变的被检査者的动脉硬化病变的部位时 使用，在一般的体检中不能采用该方法。
测量动脉硬化的一个要素——胆固醇值，或者测量血压值，是不给被 检查者带来痛苦的、能够很容易地进行的检查。可是，这些值并非直接表 示动脉硬化的程度的数据。
另外，如果早期诊断动脉硬化，使被检查者服用治疗动脉硬化的药物， 就可以在动脉硬化的治疗中发挥令人满意的效果。可是，动脉硬化严重后， 即使能够利用治疗药物抑制动脉硬化的进一步发展，也难以使硬化的动脉 完全恢复。
基于上述理由，迫切需要能够减少给被检查者带来痛苦的、在动脉硬 化严重之前的早期阶段进行诊断的诊断方法或诊断装置。
另一方面，作为给被检查者带来痛苦较少的、非侵害的医疗诊断装置， 在现有技术中使用超声波诊断装置及X线诊断装置。从体外照射超声波及 X线，从而能够不使被检査者感到痛苦地获得体内的形状信息或者形状的 时间变化信息。获得体内的测量对象物的时间变化信息(运动信息)后， 能够求出测量对象物的性状信息。就是说，能够求出活体内的血管的弹性 特性，可以直接知道动脉硬化的程度。
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特别是超声波诊断，与X线诊断相比，只将超声波探头挨住被检查者 就能够进行测量，所以在不需要服用造影剂这一点以及不会被X线辐射的 这一点上，非常优异。
另外，伴随着近几年来的电子技术的进步，超声波诊断装置的测量精 度得到大幅度提高。与此同时，计测活体组织的微小运动的超声波诊断装 置的研发日新月异。例如有报告称，由于使用专利文献l所述的技术后，
能够以血管运动的振幅数微米高精度地计测数百Hz为止的高速的振动成 分，所以能够以数微米的等级高精度地计测血管壁的厚度变化及变形。
采用这种高精度的计测手法后，能够详细地测量动脉壁的弹性特性的 二维分布。例如在非专利文献l中，示出将颈动脉血管壁的二维分布的样 子与B模式断层像重叠地显示的一个例子。动脉壁的软硬程度不一样、具 有某种分布地存在，在动脉硬化症的诊断中，准确掌握表示动脉的硬化程度的特征量——弹性率的局部性的分布，十分重要。 专利文献l: JP特开平10 — 5226号公报
非利文献1: Hiroshi Kanai et al， "Elasticity Imaging of Atheroma With Transcutaneous Ultrasound Preliminary Study" ，Circulation, Vol. 107, p. 3018 — 3021, 2003.
采用上述方法求出动脉血管壁的弹性率时，需要计测动脉血管壁的变 形量后求出，作为血管壁设定的二个计测点的变位量之差，求出变形量。
另一方面，在从心脏压出的血液的作用下，动脉血管壁反复扩张及收 縮。这时，整个血管壁一边变形， 一边向半径方向变位。根据本发明申请
人的研究可知整个血管壁以血管壁本身的变形量10倍左右的大小，向
半径方向变位。由于变位量的计测误差与变位量的大小成正比，所以采用 专利文献1或非专利文献1公开的方法后，整个血管壁向半径方向变位导 致的误差，在计算动脉血管壁的变形量之际重叠，因此很难计算出精度高 的弹性率。

发明内容
' 本发明的目的在于提供抑制上述要素导致的计测精度的下降、能够用 高精度进行计测的超声波诊断装置。
本发明的超声波诊断装置，具备发送部，该发送部驱动旨在向活体 的组织发送超声波发送波的超声波探头；接收部，该接收部将所述超声波 发送波在所述活体的组织中反射后获得、被所述超声波探头接收的超声波 反射波放大，生成接收信号；基准变位量测定部，该基准变位量测定部测 定所述接收信号上设定的基准点的变位量；接收信号调整部，该接收信号 调整部根据所述基准点的变位量，调整接收信号的距离方向的位置；形状 变化值演算部，该形状变化值演算部根据所述调整后的接收信号，计测所 述活体的组织中设定的多个基准点的位置变位量。
在理想的实施方式中，所述活体组织，用与心跳周期一致的周期运动；所述基准变位量测定部，决定所述基准点的一个心跳周期中的最大变位
在理想的实施方式中，所述发送部及接收部，在每个心跳周期，多次收发所述超声波发送波，以便扫描所述活体组织设定的计测区域，从而生成多帧接收信号；所述接收信号调整部，至少在所述各心跳周期中，在获得所述基准点的最大变位量的帧中，调整接收信号的距离方向的位置。
在理想的实施方式中，所述接收信号调整部，在获得所述基准点的最大变位量的帧中，调整接收信号的距离方向的位置，以便使所述基准点的位置在距离方向中一致。
在理想的实施方式中，所述发送部及接收部，在每个心跳周期，多次收发所述超声波发送波，以便扫描所述活体组织设定的计测区域，从而生成多帧接收信号；所述基准变位量测定部，逐帧测定所述基准点的变位量，在所述变位量是规定的值的整数倍(但是0除外)以上时，把将所述规定的值所述整数倍后的值作为变位量，向所述接收信号调整部输出；所述接收信号调整部，根据所述变位量，调整接收信号的距离方向的位置。
在理想的实施方式中，所述接收信号调整部，调整接收信号的距离方向的位置，以便抵消所述变位量。
在理想的实施方式中，所述规定的值，与取样间隔相等。
在理想的实施方式中，所述活体组织，是动脉血管壁；所述基准点，在所述接收信号中，设定在与所述血管腔和内膜的交界对应的位置。
在理想的实施方式中，所述活体组织，以与心跳周期一致的周期运动；所述形状变化值演算部，根据所述位置变位量，求出根据所述多个检测点设定的任意的2点间的最大厚度变化量。
在理想的实施方式中，超声波诊断装置进而具备组织性状值演算部，该组织性状值演算部根据所述最大厚度变化量，求出所述组织的性状特性值。
在理想的实施方式中，所述活体组织，是动脉血管；所述性状特性值，是弹性率值。
在理想的实施方式中，所述基准变位量测定部，分析所述接收信号的基准点的相位，从而求出所述变位量。
在理想的实施方式中，所述形状变化值演算部，分析所述调整后的接收信号的各计测点中的相位，从而求出所述位置变位量。
采用本发明后，在接收信号上设定基准点，测量基准点的变位量，从而能够求出测量对象——整个活体组织的变位量。使用该变位量，使接收信号在距离方向上位移，从而能够抵消整个活体组织的变位。这样，使用使接收信号位移的信号，计测活体组织的微小运动后，能够抑制与成变位量正比的误差，能够用很高的精度计测活体组织的微小的变位量、厚度变化量、变形量或弹性率值。


图1A示意性地表示处于收缩的状态的动脉血管的剖面。图1B示意性地表示处于扩张的状态的动脉血管的剖面。图2是表示为了使用本发明的超声波诊断装置进行血管壁组织的性状诊断的结构的方框图。
图3是表示采用本发明的超声波诊断装置的第1实施方式的结构的方框图。
图4是详细表示图2所示的超声波诊断装置的演算部的结构的方框图。
图5是表示采用第1实施方式的计测方法的主要部分的流程图。图6是为了讲述采用第1实施方式的计测方法的主要的步骤中的处理而绘制的图形。
图7是为了讲述采用第1实施方式的计测方法的主要的步骤中的处理
而绘制的图形。
图8是为了讲述釆用第1实施方式的计测方法的主要的步骤中的处理
而绘制的图形。
图9是详细表示采用本发明的超声波诊断装置的第2实施方式的的超
声波诊断装置的演算部的结构的方框图。
图10表示采用第3实施方式的计测方法的主要部分的流程图。
图11是为了讲述采用第2实施方式的计测方法的主要的步骤中的处
理而绘制的图形。
图12是为了讲述釆用第2实施方式的计测方法的主要的步骤中的处理而绘制的图形。
图13是为了讲述采用第2实施方式的计测方法的主要的步骤中的处理而绘制的图形。
图14是为了讲述采用第2实施方式的计测方法的主要的步骤中的处理而绘制的图形。
图15A是表示使用现有技术的超声波诊断装置测量试料的变形量的结果的图形。
图15B是表示使用采用本发明的超声波诊断装置测量试料的变形量的结果的图形。
图16A是表示使用现有技术的超声波诊断装置测量其它试料的变形量的结果的图形。
图16B是表示使用采用本发明的超声波诊断装置测量其它试料的变形量的结果的图形。符号说明
1血管外组织2体表3血管4血管前壁5血液
ll超声波诊断装置
12血压计
13超声波探头
14发送部
15接收部
16延迟时间控制部
19演算部19
20演算数据存储部
21图像合成部
22心电图仪
51基准设定部
52、 56基准变位量测定部
53、 57接收信号调整部
54、 58形状变化值演算部55组织性状值演算部
具体实施例方式
本发明的超声波诊断装置，计测测量对象物——活体组织的各部的形状测量值(位置变位量、最大厚度变化量)及性状测量值(变形量、弹性率值、粘性率值)等。如在以下所讲述的那样，本发明特别适用于整个活体组织一边进行变位运动一边在组织的各部位中产生微小变位时，高精度地计测组织各部位的微小变位量。图1A及图1B示意性地表示与活体的动脉血管3的轴向平行的剖面图，
图1A表示血管收缩的状态，图1B表示扩张的状态。如图1A所示，在动脉血管3收縮的状态中，使动脉血管3的血管腔的直径为d，血管壁的厚度为t。将血管壁和血管腔的交界作为原点，在半径方向上设定坐标。在血管壁和血管腔的交界及血管壁和血管外装置的交界处分别设定计测点xl及x7，将xl和x7之间6等份后设定x2 x6。 xl x7的间隔都为S 。
如图1B所示，血液在心脏的作用下被压出后，动脉血管3的血管壁就伴随着血管腔的扩张而变薄，扩张后的血管腔d'及血管壁的厚度t'，成为d' 〉d而且t' <t。
这时，假设在将血管收縮了的状态下血管壁和血管腔的交界固定为原点，在血管壁上设定的计测点xl x7分别移动到xl， x7'。由图中可知血管壁由于扩张而在半径方向上整体移动的同时，血管壁变薄后，血管壁组织的各部位受到压缩而变形。这时，各部位的变形情况是不均匀的。如果使xl' x7，的各测量点之间的距离为Su 5s, 7，那么计测点xl'和x2'之间的组织的变形量就成为(5 ,. 2— S ) / 5 。可以根据变形量，求出弹性率值。
如专利文献l所述，跟踪各计测点中的接收信号的相位差，求出各测量点的变位位置，再求出2个测量点之间的位置之差的最大值及最小值，就能够求出血管壁组织的变形量。
釆用专利文献1所述的方法后，因为首先求出各计测点的变位位置，所以各计测点的变位位置较大时，在求出的各计测点的变位位置中就会产生与变位量成正比的较大的误差。其结果，在弹性率值中就包含与各计测点的位置变位量成正比的误差。其原因如下。
如专利文献1公开的方法那样，为了根据接收信号的相位计算出对象物的变位，需要获得超声波的中心频率的信息。如动脉壁等那样，在测量对象区域内存在许多散射体时，散射波就互相干涉。由于计测使用的超声 波是脉冲，所以不是单一频率，具有有限的带域。这样，由于干涉而在本 来的中心频率f0附近产生磁倾角后，中心频率就会在表面上变化。接收 波的中心频率与f0不同时，产生的误差就与对象物的变位的大小成正比。
动脉血管壁时，伴随着心脏的跳动而产生的动脉壁的变形量，在整个 动脉壁的位置变化(并进运动)的十分之一以下，所以位置变化成分导致 的误差，远远大于本来希望计测的变形量导致的误差。例如如果中心频率 进行10%的变化，那么位置变化成分导致的误差就成为和变形量相同程度 的大小。因此，不能够正确计测变形量。
可是，测量弹性率值所需的计测值，是2点间的正确的变形量，而不 是计测点的正确的位置。因此，如果设定基准点，计测计测点对于基准点 而言的相对的变位量，就能够减小各计测点的位置变位量，能够减小与变 位量成正比的误差。
动脉血管壁时，最好将来自内腔一内膜交界的回波作为基准。这是因 为来自内腔一内膜交界的较强的回波，不容易受到干涉，中心频率的变化 较小的缘故。
例如如图1B所示，在动脉血管扩张了的状态下，血管壁和血管腔的 交界移动Ax时，即使认为xl'没有变位地调整接收信号，也能够求出xl' 对于计测点x2， x7，而言的相对性的变位量。这样，能够使计测点的变 位量减少Ax的量。因此，在计算出相位的变化之前，抵消血管壁的变位 成分，就能够减少与变位量成正比的误差。本发明采用该方法后，实现了 能够高精度地计测的超声波诊断装置。
(第1实施方式)
下面，讲述采用本发明的超声波诊断装置的第1实施方式。第1实施 方式能够用很高的精度求出各计测点的一个心跳周期中的最大变形量，特别宜于用来测量弹性率值。
图2是表示为了使用本实施方式的超声波诊断装置11进行血管壁组 织的性状诊断的结构的方框图。与超声波诊断装置11连接的超声波探头 13，被紧贴被检查者的体表地设置，向血管外组织l的内部发送超声波。 发送的超声波用血管及血液反射、散射，其中的一部分返回超声波探头13， 被作为回波(超声波反射波)接收。超声波诊断装置11对接收信号进行 分析、演算，求出血管前壁4及血管后壁5的形状信息。超声波诊断装置 11例如按照专利文献1公布的方法，使用检波信号的振幅及相位等二者， 采用带限制的最小平方法，决定对象的瞬时的位置。进行高精度的(位置 变化量的测量精度为士0.2微米)相位跟踪后，能够用非常好的精度测量 血管前壁4中的微小部位的厚度及厚度变化量的时间变化的情况。最好将 血压计12与超声波诊断装置11连接。使用由血压计12获得的血压数据 后，能够求出血管前壁4中的微小部位的弹性率值。另外，最好将心电图 仪22与超声波诊断装置11连接，将心电图仪22测量的心电波形输入超 声波诊断装置11，作为决定取得数据及转换数据的时刻的触发信号使用。 可以将心电图仪22置换成其它活体信号检出单元——心音计及脉波计， 取代心电波形，将心音波形及脉波波形作为触发信号使用。
下面，详细讲述超声波诊断装置的结构及动作。图3是表示超声波诊 断装置11的结构的方框图。超声波诊断装置11，具备发送部14、接收部 15、延迟时间控制部16、演算部19及演算数据存储部20、图像合成部21 及显示部30。另外，超声波诊断装置11还具备控制部23，控制各部的动 作。操作者能够使用包含鼠标、键盘、跟踪球等的用户接口25，向控制部 23下达超声波诊断装置11的动作指令。
发送部14生成规定的驱动脉冲信号，向超声波探头13输出。超声波 探头13根据驱动脉冲信号发送的超声波发送波，在血管3等活体组织中 反射、散射，生成的超声波反射波被用超声波探头13接收。考虑测量对 象的深度和超声波的声速后，决定使(超声波探头13)产生超声波的驱动脉冲信号的发送间隔，以免在时间轴上邻接的前后的超声波脉冲重叠。
接收部15使用超声波探头13接收超声波反射波。接收部15包含A/D 变换部，将超声波反射波放大后，生成接收信号，进而变换成数字信号。 发送部14及接收部15可以使用电子部件等构成。
延迟时间控制部16，与发送部14及接收部15连接，控制发送部14 给予超声波探头13的超声波振子组的驱动脉冲信号的延迟时间。这样， 就使超声波探头13发送的超声波发送波的超声波束的音响线的方向及焦 点深度变化。另外，控制被超声波探头13接收、被接收部15放大的接收 信号的延迟时间后，能够使开口径变化，或者使焦点位置变化。延迟时间 控制部16的输出，输入演算部19及断层图像生成部24。
发送部14及接收部15，在每个心跳周期，多次收发超声波发送波， 以便扫描活体组织设定的计测区域。这样，按照各心跳周期，生成与多帧 相应的接收信号。
断层图像生成部24，根据接收信号生成断层图像。例如将接收信号的 振幅强度变换成显示部30显示的图像的亮度信号。从而生成B模式断层 像。
图4是详细表示演算部19的结构的方框图。演算部19，包含基准设 定部51、基准变位量测定部52、接收信号调整部53、形状变化值演算部 54及组织性状值演算部55。演算部19既可以用软件构成，也可以用硬件 构成。
为了求出测量对象——整个活体组织的变位，基准设定部51在接收 信号的距离方向的轴上设定基准点。最好将基准点设定在接收信号上振幅 较大、不容易受到斑点等噪声的影响的位置。采用超声波诊断装置进行计测时，由于活体组织的各部位位于到超声 波探头13的表面距离不同的深度，所以从活体组织的各部位获得的超声 波反射波，产生与深度方向的位置对应的时间的延迟。因此，接收信号的 距离方向的轴，与活体组织的分布对应。
在本实施方式中，因为将动脉血管的血管壁作为测量对象，所以最好 例如在与血管中流动的血流和内膜的交界对应的接收信号的距离方向的 轴上的位置设定基准点。这是因为在血流和内膜中，音响阻抗迥然不同， 所以在它们的交界处可以获得比较强的超声波的反射，而且斑点的影响也 较少的缘故。
在血流和内膜的交界设定基准点，既可以采用手动方式，也可以采用 自动方式。采用手动方式设定基准点时，在被显示部30显示的B模式断 层图像上，操作者用光标等指定血流和内膜的交界位置。基准设定部51 根据光标的位置信息，决定接收信号上的位置。采用自动方式设定基准点 时，基准设定部51根据接收信号的振幅等，设定基准点。因为与血管壁 中相比，超声波在血流中的反射及散射较少，所以即使根据振幅等自动设 定血流和内膜的交界，也能够高精度地设定基准点。
基准变位量测定部52，测量设定的基准点的变位量。在本实施方式中， 为了求出活体组织的弹性率值，而在各心跳周期中决定基准点的最大变位 量。具体地说，采用专利文献l公布的相位差跟踪法等，分析接收信号的 基准点中的相位，从而按照各帧逐次计测各帧的接收信号中的基准点的变 位，决定最大变位量。最好测量将动脉收缩最大的时刻中的接收信号作为 基准设定的基准点的变位量。
接收信号调整部53接受基准变位量测定部52测量的基准点的最大变 位量，调整最大变位量获得的接收信号的距离方向的位置。具体地说，生 成使接收信号在跳周期中决定基准点的最大变位量。在本实施方式中，为了求出弹性率值， 可以至少对基准点的最大变位量获得的帧的接收信号进行接收信号的调 整。
形状变化值演算部54，根据调整的接收信号，求出活体的组织内设定 的多个计测点中的最大相对变位量。在该演算中，可以采用专利文献l公 布的相位差跟踪法。具体地说，在动脉收縮最大的时刻中的接收信号和调 整的接收信号之间，利用相位差跟踪法等，分析接收信号的各计测点中的 相位，从而求出各计测点中的最大相对变位量。形状变化值演算部54进 而根据各计测点中的最大相对变位量，求出根据多个计测点设定的任意的 2点之间的最大厚度变化量。
组织性状值演算部55，根据最大厚度变化量，求出所述组织的性状特 性值。从血压计12中取得有关一个心跳周期中的最高血压及最低血压的 信息，根据最大厚度变化量及有关血压的信息，求出在弹性率值。在计测 区域内二维设定计测点时，在各计测点之间求出弹性率值后，可以求出计 测区域内的弹性率值的二维分布。
图像合成部21，合成断层图像生成部24生成的断层图像和演算部19 获得的弹性率值等组织性状的二维映射数据，在显示部30中显示合成的 图像。
此外，可以在超声波诊断装置11中设置存储部20，将数字化的接收 信号及演算部19算出的数据存储到存储部20中，结束计测后，变更基准 点的位置后重新进行演算，或者在显示部30中显示存储部20存储的数据。
如前所述，在基准变位量测定部52及形状变化值演算部54中，为了 求出基准点及各计测点的变位量，最好采用相位差跟踪法。相位差跟踪法， 如专利文献1所详细讲述的那样，在微小的时间差中计测的2个接收信号 中，在振幅不变化、只有相位及反射位置变化的前提下，使2个接收信号的整合误差成为最小地利用最小平方法求出相位差。根据该相位差，求出 计测点的运动速度，进而将它积分后，求出位置变位量。因此，基准变位
量测定部52及形状变化值演算部54正交检波被用延迟时间控制部16延
迟控制的接收信号，将其分离为实部信号和虚部信号。另外，还使用滤波 器从分离后的实部信号和虚部信号中除去高频成分、来自测量对象以外的 反射成分及噪声成分等。使用经过这种处理的接收信号，进行采用相位差 跟踪法的演算。正交检波及滤波处理，既可以用软件构成，也可以用硬件
构成o
这时，接收信号调整部53中的接收信号的位移，既可以使用正交检 波前的接收信号，也可以使用正交检波后的接收信号。但是，使用正交检 波后的接收信号时，必须在使接收信号向距离方向位移的同时，还按照位 移量使接收信号的相位旋转。求出活体组织的2点之间的一个心跳周期中 的最大厚度变化量Ah，并且将2点之间的厚度的最大值作为H时，可以 利用S=Ah/H，求出组织的变形量S。将血压的最大值和最小值的差作为 Ap时，可以利用x^Ap/S，求出弹性率值x。
接着，参照图3、图4及图5 图8，详细讲述采用本实施方式的计测 方法的主要部分的步骤。图5是表示采用本实施方式的计测方法的主要部 分的流程图，图6 图8是为了讲述釆用本实施方式的计测方法的主要的 步骤中的处理而绘制的图形。
首先，驱动超声波探头13，向活体组织发射超声波，用接收部15检 出反射回来的超声波反射波，获得帧l的接收信号x (1， O (步骤100)。 图6示出向动脉血管壁的后壁的相同部位反复发送超声波时的接收信号。 将与第l次的发送对应的接收信号表示为x (1， O，将与第2次的发送对 应的接收信号表示为x (2， t)。 t是将发送时刻作为起点的接收时间，表 示深度。以下，表示与第n次的发送对应的接收信号时，记述为"帧n的 接收信号x (n， t)"。基准设定部51，在帧1的接收信号上设定基准点的深度T(步骤101)。 如前所述，基准点的设定，既可以采用手动方式，也可以采用自动方式。 在图6中，在各接收信号中几乎看不到波动的部分，是来自血流区域的反 射波成分；在可以看到较大的波动的部分，是从血流和内膜的交界处获得
的反射波成分。另外，它的下面的可以看到斑点状的波动的部分，是从血 管壁获得的反射波成分。在本实施方式中，根据以上讲述的理由，在血流
和内膜的交界处设定基准点。这样在图6中，如用黑点(參)表示的那样， 基准点在帧l的接收信号x (1， t)上位于振幅最大的波上。
接着，将设定的基准点的变位量Ax (1， t)复位为0 (步骤102)。 就是说，如图6所示，使在帧l的接收信号x (1， t)上的基准点的变位 量Ax (1， t)为0。
再接着，向活体组织发送超声波，获得接收信号。就是说，取得帧2 的接收信号x (2， t)(在步骤103中，n=2)。在帧2的接收信号x (2， t) 和帧l的接收信号x (1， t)之间，采用相位差跟踪法，计算出基准点的 变位量，决定帧2的接收信号中的基准点的变位量。具体地说，在帧l的 接收信号和帧2的接收信号之间，采用相位差跟踪法，计算出基准点的变 位量Ax (2， T)(在步骤104中，n=2)。
接着，判定是否检出了心率同步信号。心率同步信号在各心跳周期中， 被作为将计测复位的触发信号使用，例如根据心电波形的R波或R波形生 成。如前所述，也可以使用心音波形等其它活体信号。
基准变位量测定部52没有检出心率同步信号时(在步骤105中为No 时)，反复进行步骤103及步骤104，求出基准点的帧n的接收信号中的变 位Ax (n， T)。
在步骤105中，基准变位量测定部52检出心率同步信号时，基准变 位量测定部52根据迄今为止计测的基准点的变位量，作为给予基准点的最大变位的帧，获得其编号和其时的最大变位量Ax (N， T)。将获得的这 些帧编号和最大变位量Ax (N， T)向接收信号调整部53输出。
接收信号调整部53，接受帧编号和最大变位量Ax (N， T)，生成使帧 N的接收信号x (N， t)向深度方向位移一Ax (N， T)的信号y (t)(步 骤107)。经过该操作后，如图7所示，获得基准点的位置一致的接收信号 y (t)。
形状变化值演算部54，至少从接收信号调整部53中接受最初的接受 信号x (1， t)和在步骤107中获得的信号y (t)，在最初的接受信号x
(1， t)和在步骤107中获得的信号y (O之间，使用相位差跟踪法，如 图8所示，计算出基准点以外的最大变位量Ax' (N， t)(步骤108)。在 图8中，用O表示基准点以外的计测点。基准点的位置在x (1， t)和y
(t)中一致变位量是零。这时求出的最大变位量Ax' (N， t)，是对于基
准点的最大变位量而言的相对的值。
求出计测点之间的变形、计算弹性率值时，在步骤108中求出的各计 测点的最大变位量Ax (N， t)之差，成为最大厚度变位量Ah。这样，如 前所述，组织性状值演算部55能够接受各计测点之间的最大厚度变位量 △h，使用来自血压计12的血压信息，求出弹性率值。
如果象步骤109所示的那样，将在步骤106中获得的基准点的最大变 位Ax (N， T)与在步骤108中求出的最大变位量Ax' (N， O相加后， 就可以计算出基准点以外的计测点的绝对性的最大变位Ax (N， t)。
反复进行步骤100 步骤108或步骤109，就可以按照各心跳周期连
续计测弹性率值。
这样，如果采用本实施方式的超声波诊断装置，就能够在接受信号上 设定基准点，测量基准点的变位量后，大概求出测量对象——整个活体组织的变位量。使用该使变位量，使接受信号在距离方向上位移后，就能够 抵消整个活体组织的变位。这样，使用使接受信号位移的信号，计测活体 组织的微小运动后，就能够抑制与变位量成正比的误差，能够用很高的精 度计测活体组织的微小的变位量。特别是按照各心跳周期，求出在接受信 号上设定的基准点的最大变位量，根据求出的最大变位量，使接受信号在 距离方向上位移，调整接受信号，以便使基准点的位置在距离方向上不变 化，使用调整后的接受信号，求出各计测点的最大相对变位量后，就能够 抑制与变位量成正比的误差，能够用很高的精度求出获得变位量、变形量 及弹性率值。
(第2实施方式)
下面，讲述采用本发明的超声波诊断装置的第2实施方式。第l实施 方式能够用很高的精度求出各计测点的一个心跳周期中的最大变形量，与 此不同，在本实施方式中，还能够用很高的精度求出一个心跳周期中各计
测点的变位。
图9是表示本实施方式的超声波诊断装置的演算部19'的结构的方框 图。演算部19'以外的结构，与图3所示的第1实施方式的超声波诊断装 置ll相同。
演算部19'，包含基准设定部51、基准变位量测定部56、接收信号调 整部57、形状变化值演算部58及组织性状值演算部55。
基准设定部51和第1实施方式同样，为了求出测量对象——整个活 体组织的变位，在接收信号中设定基准点。
基准变位量测定部56，使用各帧的接收信号，测量基准点的变位量。 如果变位量是规定的值的整数倍(但是0除外)以上，就将整数倍的值作 为变位量，向接收信号调整部57输出规定的值。所述接收信号调整部57，根据从基准变位量测定部56接受的变位量， 调整接收信号上的基准点的位置。具体地说，生成使接收信号在距离方向 的轴上位移求出的变位量的信号。对于变位量的绝对值小于规定的值的接 收信号，不迸行基准点的位置调整。
形状变化值演算部58，根据调整后的接收信号，求出活体的组织内设 定的多个计测点中的位置变位量。在该演算中，可以采用专利文献l公布 的相位差跟踪法。具体地说，在第1帧的接收信号和调整的接收信号之间， 或在时间轴上邻接的2个调整后的接收信号之间，利用相位差跟踪法，求 出各计测点中的位置变位量。形状变化值演算部58进而根据各计测点中 的位置变位量，求出根据多个计测点设定的任意的2点之间的厚度变化量。
组织性状值演算部55，根据厚度变化量，求出所述组织的性状特性值。 在本实施方式中，求出在变形量。在计测区域内二维设定计测点时，在各 计测点之间求出变形量后，可以求出计测区域内的变形量的二维分布。
和第1实施方式同样，图像合成部21，合成断层图像生成部24生成 的断层图像和演算部19'获得的变形量的二维映射数据，在显示部30中 显示合成的图像。
接着，参照图3、图9及图10 图14，详细讲述采用本实施方式的计 测方法的主要部分的步骤。图10是表示釆用本实施方式的计测方法的主 要部分的流程图，图11 图14是为了讲述采用本实施方式的计测方法的 主要的步骤中的处理而绘制的图形。
首先，驱动超声波探头13，向活体组织发射超声波，用接收部15检 出反射回来的超声波反射波，获得帧l的接收信号x (1， t)(步骤200)。 图ll示出向动脉血管壁的后壁的相同部位反复发送超声波时的接收信号。 将与第1次的发送对应的接收信号表示为x (1， t)，与第2次的发送对应 的接收信号表示为x (2， t)。 t是将发送时刻作为起点的接收时间，表示深度。以下，表示与第n次的发送对应的接收信号时，记述为"帧n的接 收信号x (n， t)"。
基准设定部51，和第1实施方式同样，在帧1的接收信号上设定基准 点的深度T (步骤201)。图11中，如用黑点(參)表示的那样，基准点 在帧l的接收信号x (1， O上位于振幅最大的波上。
接着，将设定的基准点的变位量Ax (1， t)复位为0 (步骤202)。 就是说，如图11所示，使在帧1的接收信号x (1， t)上的基准点的变位 量Ax (1， t)为0。另外，将表示最初的帧的l代入表示决定了所有计测 点的变位的刚才(最后)的帧的变量m。
再接着，向活体组织发送超声波，获得接收信号。就是说，取得帧2 的接收信号x (2， t)(在步骤203中，n=2)。在帧2的接收信号x (2， t) 和帧l的接收信号x (1， t)之间，采用相位差跟踪法，计算出基准点的 变位量，决定帧2的接收信号中的基准点的变位量。具体地说，在帧l的 接收信号和帧2的接收信号之间，采用相位差跟踪法，计算出基准点的变 位量Ax (2， T)(在步骤204中，n二2)。
接着，判定是否检出了心率同步信号，以及判定最后决定所有计测点 的变位的帧号m时的基准点的位置和现在的接收信号中的基准点的位置之 差的绝对值是不是规定值A以上(步骤205)。和第1实施方式同样，作为 心率同步信号，例如可以使用心电波形的R波。既可以使用心音波形，还 可以分析、求出基准点的变位波形Ax (n， T)。
虽然可以任意决定规定值A，但是最好采用接收信号的取样间隔。没 有检出心率同步信号，而且最后决定所有计测点的变位的帧号m时的基准 点的位置和现在的接收信号中的基准点的位置之差的绝对值小于A时，反 复进行步骤203及步骤204，求出基准点的帧n的接收信号上的变位量A x (n， T)。
检出心率同步信号时，或者所述2个基准点的位置之差的绝对值为A 以上时，作为离散变位量Xn，求出A的整数倍(O除外)而且最靠近基准 点的变位Ax (n， T)的变位量(步骤206)。另外，将这时的帧号代入最 后决定所有计测点的变位的帧号m。
接着，获得使帧n的接收信号x (n， t)向深度方向位移一Xn的信号 y (t)。经过该操作后，如图12所示，获得基准点的位置基本一致的接收 信号y (t)(步骤207)。经过该操作后，如图7所示，获得基准点的位置 一致的接收信号y (t)。
接着，如图13所示，在决定了所有计测点的变位的刚才的帧的接收 信号x (m， t)和在步骤207中获得的信号y (t)之间，使用相位差跟踪 法，计算出基准点以外的最大变位量Ax' (N， t)(步骤208)。在图13 中，用O表示基准点以外的计测点。基准点的位置在x (1， t)和y (t) 中一致，变位量是零。这时求出的最大变位量Ax' (N， t)，是对于基准点 而言的相对的值。
再接着，将在步骤204中获得的变位量Ax (n， T)与在步骤208中 获得的基准点以外的计测点的变位量Ax' (N， O相加后，就可以计算出 基准点以外的计测点的变位量Ax (N， t)。
接着，判定是否检出了心率同步信号(步骤209)。没有检出心率同步 信号时，反复进行步骤203 步骤209。检出心率同步信号时，结束现在 的心跳周期中的计测，开始下一个心跳周期中的计测。因此，反复进行步 骤200 步骤210。
图14示出这样跟踪各计测点的变位的结果。这样能够降低采用相位 差跟踪法导致的累计误差，提高跟踪精度。如图14所示，基准点的变位 超过规定值A时，使接收信号位移，求出计测点的变位量。由于该变位量的演算扣除整个活体组织的变位量，采用相位差跟踪法进行，所以与变位 量的大小成正比的误差变小。这样，能够用很高的精度跟踪计测点。还由 于能够在一个心跳周期中多次求出变位量，所以还能够提高计测的时间分 辨率。
本实施方式，可以与第l实施方式组合。这时，虽然基准点可以是一 个，但是基准变位量测定部可以不独立地计测基准点的最大变位量和各帧 的变位量。
此外，在本实施方式中，作为旨在求出各心跳周期中的计测点的变位 量的基准，使用刚才(最后)求出了计测点的变位量的帧的接收信号。具 体地说，来自刚才计测了各计测点的变位量的帧的变位量成为决定的值A 以上时，使接收信号位移值A的整数倍，在和刚才计测了各计测点的变位 量的帧之间，采用相位差跟踪法求出变位量。可是，也可以将最初的帧的 接收信号，作为旨在求出各心跳周期中的计测点的变位量的基准使用。具 体地说，来自最初的帧的变位量成为决定的值A的整数倍以上时，使接收 信号位移值A的整数倍，在和最初的帧的接收信号之间，采用相位差跟踪 法求出变位量。 (实验例)
为了明确本发明的效果，使用第1实施方式的超声波诊断装置，测量 了弹性体管的变形量。作为测量试料，准备了由外径10臓、内径8mra的硅 橡胶构成的管(作为试料A)及由外径10mm、内径8mm的硅橡胶构成的内 管和由外径12腿、内径IO讓的硅橡胶构成的外管形成的双层管(作为试 料B)。试料B的管，内管的弹性率小于外管。
使用流体泵，周期性地向这些试料中压送液体，使试料周期性地收縮， 使用第l实施方式的超声波诊断装置进行了计测。另外，为了进行比较， 还使用现有技术的采用相位差跟踪法的超声波诊断装置，测量了相同试料 的变形量。
图15A及图15B分别示出使用现有技术的超声波诊断装置及采用本发 明的超声波诊断装置进行计测的结果。在这些图中，横轴表示管的半径方 向上的距离，纵轴表示变形量。另外，变形量的值用出错条表示。虚线表 示根据构成管的硅橡胶的弹性率求出的理论上的变形量的半径方向上的 分布。
如图15A及图15B所示，采用现有技术的超声波诊断装置时，获得的 变形量在半径方向上趋于平均，大致成为接近理论值的值。可是离差非常 大。与此不同，采用本发明的超声波诊断装置时，与理论值非常一致，离 差也非常小。
图16A及图16B分别示出使用现有技术的超声波诊断装置及采用本发 明的超声波诊断装置进行计测的结果。试料B用硬度不同的双层管构成， 如图16A所示，在使用现有技术的超声波诊断装置进行的计测中，不能够 明确地看到硬度的差异导致的变形量的差异。与此不同，如图16B所示， 使用本发明的超声波诊断装置后，计测到柔软的内管的变形量大于坚硬的 外管的变形量，能够明确地看到硬度的差异导致的变形量的差异。
根据这些结果可知使用本发明的超声波诊断装置后，能够用很高的
精度计测变形量，特别是即使测量对象区域中存在弹性率不同的区域时， 也能够正确地计测弹性率的差异导致的变形量的差异。这样，使用本发明 的超声波诊断装置测量活体的动脉血管壁的变形量及弹性率时，能够用很 高的精度检出病变导致的弹性率不同的区域。因此，实现了可以使医生正 确地诊断活体组织的性状特性的超声波诊断装置。
本发明适合于计测活体组织的性状特性的超声波诊断装置，特别适合 于计测血管壁的弹性特性的超声波诊断装置。
权利要求
1、一种超声波诊断装置，具备发送部，该发送部驱动用于向活体的组织发送超声波发送波的超声波探头；接收部，该接收部将所述超声波发送波在所述活体的组织中反射后获得的、被所述超声波探头接收的超声波反射波放大，生成接收信号；基准变位量测定部，该基准变位量测定部测定所述接收信号上设定的基准点的变位量；接收信号调整部，该接收信号调整部根据所述基准点的变位量，调整接收信号的距离方向的位置；和形状变化值演算部，该形状变化值演算部根据所述调整后的接收信号，计测所述活体的组织中设定的多个基准点的位置变位量。
2、 如权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于所述活体组织，以与心跳周期一致的周期运动；所述基准变位量测定部，决定所述基准点的一个心跳周期中的最大变
3、 如权利要求2所述的超声波诊断装置，其特征在于所述发送部及接收部，通过在每个心跳周期，多次收发所述超声波发送波，以便扫描所述活体组织中设定的计测区域，从而生成与多帧相应的接收信号；所述接收信号调整部，至少在所述各心跳周期中获得所述基准点的最大变位量的帧中，调整接收信号的距离方向的位置。
4、 如权利要求3所述的超声波诊断装置，其特征在于所述接收信号调整部，在获得所述基准点的最大变位量的帧中，调整接收信号的距离方向的位置，以便使所述基准点的位置在距离方向上一致。
5、 如权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于所述发送部及接收部，通过在每个心跳周期，多次收发所述超声波发送波，以便扫描所述活体组织中设定的计测区域，从而生成多帧接收信号；所述基准变位量测定部，逐帧测定所述基准点的变位量，在所述变位量是规定的值的整数倍以上时，把将所述规定的值进行所述整数倍后的值作为变位量，输出到所述接收信号调整部，所述整数倍不包括0;所述接收信号调整部，根据所述变位量，调整接收信号的距离方向的位置。
6、 如权利要求5所述的超声波诊断装置，其特征在于所述接收信号调整部，调整所述接收信号的距离方向的位置，以便抵消所述变位量。
7、 如权利要求6所述的超声波诊断装置，其特征在于所述规定的值，与取样间隔相等。
8、 如权利要求1 7任一项所述的超声波诊断装置，其特征在于所述活体的组织，是动脉血管壁；所述基准点，在所述接收信号中，设定在对应于所述血管腔与内膜的交界的位置。
9、 如权利要求1 8任一项所述的超声波诊断装置，其特征在于所述活体组织，以与心跳周期一致的周期运动；所述形状变化值演算部，根据所述位置变位量，求出根据所述多个计测点设定的任意的2点间的最大厚度变化量。
10、 如权利要求9所述的超声波诊断装置，其特征在于进而具备组织性状值演算部，该组织性状值演算部根据所述最大厚度变化量，求出所述组织的性状特性值。
11、 如权利要求10所述的超声波诊断装置，其特征在于所述活体组织，是动脉血管；所述性状特性值，是弹性率值。
12、 如权利要求1 9任一项所述的超声波诊断装置，其特征在于所述基准变位量测定部，分析所述接收信号的基准点的相位，从而求出所述变位量。
13、 如权利要求1 9任一项所述的超声波诊断装置，其特征在于所述形状变化值演算部，分析所述调整后的接收信号的各计测点的相位，从而求出所述位置变位量。
全文摘要
一种超声波诊断装置，具备发送部，该发送部驱动用于向活体的组织发送超声波发送波的超声波探头；接收部，该接收部将所述超声波发送波在所述活体的组织中反射后获得的、被所述超声波探头接收的超声波反射波放大，生成接收信号；基准变位量测定部，该基准变位量测定部测定所述接收信号上设定的基准点的变位量；接收信号调整部，该接收信号调整部根据所述基准点的变位量，调整接收信号的距离方向的位置；和形状变化值演算部，该形状变化值演算部根据所述调整后的接收信号，计测所述活体的组织中设定的多个基准点的位置变位量。
文档编号A61B8/08GK101516270SQ200780035458
公开日2009年8月26日 申请日期2007年9月25日 优先权日2006年9月25日
发明者金井浩, 铃木隆夫, 长谷川英之 申请人:国立大学法人东北大学;松下电器产业株式会社