专利名称：超声波诊断装置及超声波诊断装置的控制方法
技术领域：
本发明涉及超声波诊断装置，尤其涉及测定生物体内组织的性状特性 的超声波诊断装置及超声波诊断装置的控制方法。
背景技术：
近年来，患上心肌梗塞或脑梗塞等循环器官系统类疾病的人越来越 多，这样的疾病的预防及治疗成为大的问题。
心肌梗塞或脑梗塞的发病与动脉硬化有着根深蒂固的关系。具体来 说，如果在动脉壁上形成粉瘤(atherom)，或由于高血压等各种原因动脉 不能生成新的细胞时，动脉失去弹性，变硬，变脆。还有，由于形成有粉 瘤的部分的血管堵塞，或覆盖粉瘤的血管组织破裂，导致粉瘤流出到血管 内，在其他的部分堵塞动脉，或动脉硬化的部分破裂，由此，引起这些疾 病。因而，提前诊断动脉硬化，对这些疾病的预防或治疗至关重要。
以往，动脉硬化疾病的诊断通过使用血管导管(katheter)直接观察血 管内部的样子而进行。但是，该诊断需要将血管导管插入血管，因此，存 在被检人的负担加重的问题。因而，通过血管导管进行的观察，对于动脉 硬化病变事实已确定的被检人，用于特定其部位而使用，例如，在用于健 康管理的检査上，不使用该方法。
测定动脉硬化的一种诱因的胆固醇(cholesterol)值，或测定血压值， 对被检人的负担小，是容易进行的检査。但是，它们的值不直接表示动脉 硬化的状况。
另外，如果能够提前诊断动脉硬化，对被检人实施动脉硬化的治疗药，则发挥动脉硬化的治疗的效果。但是，如果动脉硬化处在蔓延过程中，则 即使能够由治疗药抑制动脉硬化的发展，也难以将硬化的动脉完全恢复。
出于这样的理由，追求对被检人负担小，在动脉硬化的发展过程中的 早期阶段，诊断动脉硬化的状况的诊断方法或诊断装置。
—另一方面，作为对被检人负担小的非侵入式医疗诊断装置，使用超声 波诊断装置或X线诊断装置。通过从体外照射超声波或X线，对被检人 不造成痛苦，能够得到体内的形状信息、或形状的经时变化信息。如果得 到体内的测定对象物的形状的经时变化信息(运动信息)，则可以求出测 定对象物的性质信息。总之，可以求出生物体内的血管的弹性特性，能够 直接知道动脉硬化的状况。
尤其，超声波诊断相比X线诊断，只将超声波探测器接触在被检人上
就可以测定，因此，不需对被检人投入显影剂这一点或不存在x线爆炸之 患这一点上优越。
另外，随着近年来电子技术的进步，逐渐变得也可以飞越提高超声波 诊断装置的测定精度。与此同时，计测生物体组织的微小运动的超声波诊 断装置得到了开发。例如，专利文献1中，公开了通过使用带有约束的最
小二乘法来解析超声波回波信号的振幅和相位，以高精度跟踪(tracking) 测定对象的技术。将该技术称为相位差跟踪法。根据该技术可知，血管运 动引起的振幅为数微米，高精度计测频率为数百Hz为止的高速振动成分。 因而，据报告，可以将血管壁的厚度变化或形变高精度计测到数微米等级 (orderO。
通过使用这样的高精度的计测方法，可以详细测定动脉壁的弹性特性 的二维分布。例如，在非专利文献l中，表示了将肠骨动脉血管壁的弹性 率的二维分布的样子重叠在B模式断层像表示的一个例子。
动脉壁的硬度状况不均匀，通过某种分布知道存在与否，在动脉硬化 症的诊断中，正确掌握动脉壁的硬度的分布至关重要。根据非专利文献l 公开的方法可知，由于二维显示作为表示动脉的硬化状况的特征量的弹性 率，因此，能够更正确特定动脉壁的硬化的部分。
专利文献l:特开平10 —5226号公报
非专禾ll文献1: Hiroshi Kanai et al， "Elasticity imaging of
7Atheroma With Transcutaneous Ultrasound Preliminary Study, " Circulation Vol. 107， p. 3018-3021， 2003.
然而，随着通过专利文献1及非专利文献1等公开的技术，可以计测 到数微米等级，噪音的影响相对变大。另外，在超声波诊断装置的诊断方 法中，由于将超声波探测器抵接在被检人的作为测定对象的部位计测，因 此，如果被检人在测定中晃动，则导致测定位置偏离。
因而，存在以下问题，即不能从被检人的生物体组织得到正确的超 声波反射波，不能进行正确的计测，或测定值受到噪音的影响，导致不正 确的值。另外，在测定结构不正确的情况下，如果不能判断该结果为不正 确，则导致将该不正确的测定结果误认为正确的结果，导致基于测定结果 的诊断不适当，或导致诊断的可靠性下降。
发明内容
本发明的目的在于提供解决这样的问题中的至少一种，能够进行正确 的测定及可靠性高的测定的超声波诊断装置及其控制方法。
本发明的超声波诊断装置，包括发送部，其驱动超声波探测器，该 超声波探测器向生物体的组织发送超声波发送波；接收部，其使用所述超
声波探测器，接收所述超声波发送波在所述生物体的组织反射而得到的超
声波反射波，并生成接收信号；相位检波部，其对所述接收信号进行相位 检波，并生成相位检波信号；位置变位量运算部，其根据所述相位检波信 号，分别运算设定在所述生物体的组织上的多个测定对象位置的位置变位 量；厚度变化量运算部，其根据所述位置变位量，求出多个基于所述多个 测定对象位置设定的任意的两点之间的厚度或厚度变化量；最大最小值运 算部，其在分别设定于所述生物体的一个心动周期的一部分期间中的最大 值测定期间及最小值测定期间中，分别确定各厚度或厚度变化量的最大值 及最小值，根据所述各厚度或厚度变化量的最大值及最小值的差，分别计 算最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一种
在某个优选的实施方式中，还具备性状特性值运算部，该性状特性值 运算部接收所述厚度或厚度变化量的最大值及最小值、和有关所述生物体 的血压值的信息，基于所述厚度或厚度变化量的最大值及最小值的差及所述血压值，计算弹性特性。
在某个优选的实施方式中，所述最大值测定期间及最小值测定期间被 设定为在所述生物体的一个心动周期中不重叠。
在某个优选的实施方式中，所述最大值测定期间及最小值测定期间中 的至少一方被设定为与从所述生物体得到的生物体信号同步。
在某个优选的实施方式中，所述生物体信号为通过心电图仪得到的心 电图波形。
在某个优选的实施方式中，所述最大值测定期间及最小值测定期间中
的至少一方，基于所述心电图波形的P波、Q波、R波、S波、T波及U
波中的至少一种设定。
在某个优选的实施方式中，所述生物体信号为通过心音图仪得到的心
音图波形。
在某个优选的实施方式中，所述最大值测定期间及最小值测定期间中
的至少一方，基于所述心音图波形的i音、ii音、in音及iv音中的至少
一种设定。
在某个优选的实施方式中，所述生物体信号为脉波波形。 在某个优选的实施方式中，所述最大值测定期间及最小值测定期间中
的至少一方，基于所述脉波波形的S波、P波、T波、C波及D波中的至
少一种设定。
在某个优选的实施方式中，所述最大值测定期间及最小值测定期间中 的至少一方，基于由所述位置变位量运算部预先求出的位置变位量波形设定。
在某个优选的实施方式中，所述厚度变化量运算部根据所述位置变位 量预先求出表示所述体组织的厚度变化量的厚度变化量波形，所述最大值 测定期间及最小值测定期间中的至少一方，基于所述厚度变化波形设定。
在某个优选的实施方式中，所述厚度变化量运算部根据所述位置变位 量预先求出表示包含在所述体组织的血管的直径变化量的血管直径变化 量波形，所述最大值测定期间及最小值测定期间中的至少一方，基于所述 血管直径变化量波形设定。
在某个优选的实施方式中，所述最大值测定期间及最小值测定期间分
9别为所述一个心动周期的1%以上且25%以下的长度。
在某个优选的实施方式中，超声波诊断装置还包括准确度判断部，该 准确度判断部基于所述厚度或厚度变化量的最大值及最小值的比较结果， 判断所述最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一种的准确度。
在某个优选的实施方式中，所述准确度判断部在最大值小于或等于 所述最小值的情况下，将所述最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少 一种的准确度判断为低。
在某个优选的实施方式中，超声波诊断装置还包括准确度判断部，该 准确度判断部基于得到所述厚度或厚度变化量的最大值及最小值中的至 少一方的时刻、和对应的所述最大值测定期间及最小值测定期间中的至少 一方的关系，判断所述最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一种的 准确度。
在某个优选的实施方式中，在得到所述厚度或厚度变化量的最大值及 最小值中的至少一方的时刻、和对应的测定期间的开始时刻或结束时刻相 一致的情况下，将所述最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一种的 准确度判断为低。
在某个优选的实施方式中，所述最大最小值运算部或所述性状特性运 算部基于所述准确度，将所述最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少 一种设定为规定的值。
在某个优选的实施方式中，所述准确度判断部生成表示所述准确度的
f曰息。
在某个优选的实施方式中，超声波诊断装置还包括显示部，该显示部 显示所述最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一种。
在某个优选的实施方式中，超声波诊断装置还具备显示所述最大厚度 变化量、形变及弹性特性中的至少一种的显示部，基于表示所述准确度的 信息，进行使所述最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一种对应于 所述生物体的组织上的位置的二维显示。
在某个优选的实施方式中，超声波诊断装置还包括显示部，该显示部
进行以下所述的二维显示分别使所述最大厚度变化量、形变及弹性特性 中的至少一种、和基于表示所述准确度的信息的准确度对应于所述生物体的组织上的位置。
本发明的超声波诊断装置，包括发送部，其驱动超声波探测器，向 生物体的组织发送超声波发送波；接收部，其对所述超声波发送波在所述 生物体的组织反射而得到的超声波反射波，使用所述超声波探测器接收， 并生成接收信号；相位检波部，其对所述接收信号进行相位检波，并生成 相位检波信号；位置变位量运算部，其根据所述相位检波信号，分别运算 设定在所述生物体的组织上的多个测定对象位置的位置变位量；厚度变化 量运算部，其根据所述位置变位量，求出多个基于所述多个测定对象位置 设定的任意的两点之间的厚度或厚度变化量；厚度变化量运算部，其根据 从所述多个测定对象位置选择的任意两个的位置变位量，运算多个厚度或 厚度变化量；最大最小值运算部，其分别确定所述厚度或厚度变化量的最 大值及最小值；性状特性值运算部，其基于最大值及最小值的差，计算最 大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一种；准确度判断部，其基于得 到所述最大值及最小值的时刻，判断最大厚度变化量、形变及弹性特性中 的至少一种的准确度。
在某个优选的实施方式中，超声波诊断装置的所述性状特性值运算 部，还具备性状特性值运算部，该性状特性值运算部接收所述厚度或厚度 变化量的最大值及最小值、和有关所述生物体的血压值的信息，基于所述 厚度或厚度变化量的最大值及最小值的差及所述血压值，计算弹性特性。
在某个优选的实施方式中，所述准确度判断部比较得到所述最大值的 时刻和得到最小值的时刻，判断所述准确度。
在某个优选的实施方式中，所述最大最小值运算部在与所述生物体的 一个心动周期相等或比其短的第一期间，确定所述最大值及最小值。
在某个优选的实施方式中，所述最大最小值运算部在与所述生物体的 一个心动周期相等或比其短的第一期间，确定所述最大值及最小值，所述 准确度判断部通过所述最大值及最小值中的至少一方的时刻是否处在设 定于所述生物体的一个心动周期中的所述第一期间内的一部分的第二期 间来判断准确度。
在某个优选的实施方式中，所述第一期间被设定为与从所述生物体得 到的生物体信号同步。在某个优选的实施方式中，所述生物体信号为通过心电图仪得到的心
电图波形。
在某个优选的实施方式中，所述第一期间基于所述心电图波形的P波、
Q波、R波、S波、T波及U波中的至少一种设定。
在某个优选的实施方式中，所述生物体信号为通过心音图仪得到的心
音图波形。
在某个优选的实施方式中，所述第一期间基于所述心音图波形的I音、
n音、in音及iv音中的至少一种设定。
在某个优选的实施方式中，所述生物体信号为脉波波形。 在某个优选的实施方式中，所述第一期间基于所述脉波波形的s波、
P波、T波、C波及D波中的至少一种设定。
在某个优选的实施方式中，所述第一期间基于由所述位置变位量运算 部预先求出的位置变位量波形设定。
在某个优选的实施方式中，所述厚度变化量运算部根据所述位置变位 量预先求出表示所述体组织的厚度变化量的厚度变化量波形，所述第一期 间基于所述厚度变化波形设定。
在某个优选的实施方式中，所述厚度变化量运算部根据所述位置变位 量预先求出表示包含在所述体组织的血管的直径变化量的血管直径变化 量波形，所述第一期间基于所述血管直径变化量波形设定。
在某个优选的实施方式中，所述第一期间为所述一个心动周期的5% 以上且75%以下的长度。
在某个优选的实施方式中，所述最大最小值运算部或所述性状特性运 算部基于所述准确度，将所述最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少 一种设定为规定的值。
在某个优选的实施方式中，所述准确度判断部生成表示所述准确度的
{曰息。
在某个优选的实施方式中，超声波诊断装置还包括显示部，该显示部 表示所述最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一种。
在某个优选的实施方式中，超声波诊断装置还包括显示部，该显示部 表示所述最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一种，基于表示所述准确度的信息，进行使所述最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一 种对应于所述生物体的组织上的位置的二维显示。
在某个优选的实施方式中，超声波诊断装置还包括显示部，该显示部 进行以下所述的二维显示分别使所述最大厚度变化量、形变及弹性特性 中的至少一种、和基于表示所述准确度的信息的准确度对应于所述生物体 的组织上的位置。
本发明的超声波诊断装置，包括发送部，其驱动超声波探测器，向 生物体的组织发送超声波发送波；接收部，其对所述超声波发送波在所述 生物体的组织反射而得到的超声波反射波，使用所述超声波探测器接收， 并生成接收信号；相位检波部，其对所述接收信号进行相位检波，并生成 相位检波信号；性状特性运算部，其根据所述相位检波信号，分别运算设 定在所述生物体的组织的多个测定对象位置的位置变位量，根据所述位置 变位量，运算多个基于所述多个测定对象位置设定的任意的两点之间的形 状测定值；性状特性运算部，其基于所述多个形状测定值，运算多个性状 特性；合格与否运算部，其进行所述多个形状测定值及多个性状特性值中 的至少一方的各个是否为正确的值的与否判断，分别基于与否判断结果， 运算与否比率；显示部，其基于所述与否比率，显示所述多个形状测定值 及多个性状特性值中的至少一种。
在某个优选的实施方式中，所述合格与否运算部在所述与否比率和规
定的阈值满足规定的条件的情况下，生成表示所述与否比率优越的显示信
号，所述显示部基于所述显示信号，显示所述形状测定值及性状特性值中 的至少其中其中一种的空间分布图像。
在某个优选的实施方式中，所述性状特性运算部、所述性状特性运算 部及所述合格与否运算部按所述生物体的心动周期进行运算，所述显示部 显示所述形状测定值及性状特性值中的至少其中一种的空间分布图像，直 至接收到其次的显示信号。
在某个优选的实施方式中，超声波诊断装置还具备存储部，在所述比 率和规定的阈值满足规定的条件下，存储所述形状测定值及性状特性值中 的至少其中一种，显示部基于规定的指令，显示存储在所述存储部的数据
中的最新形状测定值及性状特性值中的至少其中一种的空间分布图像。在某个优选的实施方式中，超声波诊断装置具备存储所述与否比率的 存储部，所述合格与否运算部每次在运算所述与否比率时，与存储在所述 存储部的与否比率的最佳值进行比较，在所述与否比率比所述最佳值优越 的情况下，生成显示信号，所述显示部基于所述显示信号，显示所述形状 测定值及性状特性值中的至少其中 一种的空间分布图像。
在某个优选的实施方式中，所述存储部在所述与否比率所述最佳值优 越的情况下，存储所述形状测定值及性状特性值中的至少其中一种，所述 显示部基于规定的指令，显示存储在所述存储部的得到所述与否比率的最 佳值的形状测定值和性状特性值中的至少其中一种的空间分布图像。
在某个优选的实施方式中，所述形状测定值为生物体的体组织的最大 厚度变化量。
在某个优选的实施方式中，所述性状特性值为生物体的体组织的形变 及/或弹性特性。
本发明的超声波诊断装置的控制部进行的超声波诊断装置的控制方 法，包括发送超声波发送波，使用超声波探测器接收所述超声波发送波 在所述生物体的组织反射而得到的超声波反射波，并生成接收信号的步骤 (A);对所述接收信号进行相位检波，生成相位检波信号的步骤(B);根 据所述相位检波信号，分别运算设定在所述生物体的组织的多个测定对象 位置的位置变位量的步骤(C);根据所述位置变位量，求出基于所述多个 测定对象位置设定的任意两个点之间的多个厚度或多个厚度变化量的步 骤(D);在分别设定于所述生物体的一个心动周期的一部分期间中的最大 值测定期间及最小值测定期间中，分别确定各厚度或厚度变化量的最大值 及最小值的步骤(E);根据所述各厚度或厚度变化量的最大值及最小值的 差，分别运算最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一种的步骤(F)。
在某个优选的实施方式中，在所述步骤(F)中，接收所述厚度或厚 度变化量的最大值及最小值、和有关所述生物体的血压值的信息，基于所 述厚度或厚度变化量的最大值及最小值的差及所述血压值，计算弹性特 性。
在某个优选的实施方式中，在所述步骤(E)中，所述最大值测定期
间及最小值测定期间被设定为在所述生物体的一个心动周期中不重叠。在某个优选的实施方式中，在所述步骤(E)中，所述最大值测定期 间及最小值测定期间中的至少一方，同步于从所述生物体得到的生物体信
号设定。
在某个优选的实施方式中，所述生物体信号为通过心电图仪得到的心
电图波形。
在某个优选的实施方式中，控制方法还包括步骤(G)，基于所述厚度
或厚度变化量的最大值和最小值的比较结果，判断所述最大厚度变化量、 形变及弹性特性的至少一种的准确度。
在某个优选的实施方式中，在所述步骤(Gl)中，在所述最大值小于 或等于所述最小值的情况下，将所述最大厚度变化量、形变及弹性特性中 的至少一种的准确度判断为低。
在某个优选的实施方式中，控制方法还包括步骤(G2)，基于得到所 述厚度或厚度变化量的最大值及最小值中的至少一方的时刻、和对应的所 述最大值测定期间及最小值测定期间中的至少一方的关系，判断所述最大 厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一种的准确度。
在某个优选的实施方式中，在所述步骤(G2)中，在得到所述厚度或 厚度变化量的最大值及最小值中的至少一方的时刻、和对应的测定期间的 开始时刻或结束时刻相一致的情况下，将所述最大厚度变化量、形变及弹 性特性的至少一种的准确度判断为低。
在某个优选的实施方式中，控制方法还包括步骤(H)，基于所述准确 度，将所述最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一种设定为规定的 值。
在某个优选的实施方式中，所述步骤(G2)生成表示所述准确度的信息。
在某个优选的实施方式中，控制方法还包括步骤(11)，显示所述最大 厚度变化量、相位检波及弹性特性中的至少一种。
在某个优选的实施方式中，控制方法还包括显示所述最大厚度变化 量、形变及弹性特性的至少一种的步骤(12)，基于表示所述准确度的信息， 进行使所述最大厚度变化量、形变及弹性特性的至少一种对应于所述生物 体的组织上的位置的二维显示。
15在某个优选的实施方式中，控制方法还包括步骤(13)，该步骤(13)
进行以下所述的一维显示使所述最大厚度变化量、形变及弹性特性的至 少一种、和基于表示所述准确度的信息的准确度分别对应于所述生物体的 组织上的位置。
本发明的超声波诊断装置的控制部进行的超声波诊断装置的控制方 法，包括发送超声波发送波，使用超声波探测器接收所述超声波发送波 在所述生物体的组织反射而得到的超声波反射波，并生成接收信号的步骤 (A);对所述接收信号进行相位检波，生成相位检波信号的步骤(B);根 据所述相位检波信号，分别运算设定在所述生物体的组织的多个测定对象 位置的位置变位量的步骤(C);根据所述位置变位量，求出基于所述多个 测定对象位置设定的任意两个点之间的多个厚度或多个厚度变化量的步 骤(D);根据从所述多个测定对象位置选择的任意两个的位置变位量，运 算多个厚度或多个厚度变化量的步骤(E);分别确定各厚度或厚度变化量 的最大值及最小值的步骤(F);根据所述最大值及最小值的差，计算最大 厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一种的步骤(G);基于得到所述最 大值及最小值的时刻，判断最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一 种的准确度的步骤(0。
在某个优选的实施方式中，在所述步骤(G)中，接收所述厚度或厚
度变化量的最大值及最小值、和有关所述生物体的血压值的信息，基于所 述厚度或厚度变化量的最大值及最小值的差及所述血压值，计算弹性特性。
在某个优选的实施方式中，在所述步骤(I)中，比较得到所述最大值 的时刻和得到最小值的时刻，判断所述准确度。
在某个优选的实施方式中，在所述步骤(F)中，在与所述生物体的 一个心动周期相等或比其短的第一期间，确定所述最大值及最小值。
在某个优选的实施方式中，在所述步骤(F)中，在与所述生物体的 一个心动周期相等或比其短的第一期间，确定所述最大值及最小值，在所 述步骤(I)中，通过所述最大值及最小值中至少一方的时刻是否处在设定 于所述生物体的一个心动周期中的所述第一期间内的一部分的第二期间 来判断准确度。在某个优选的实施方式中，所述第一期间被设定为与从所述生物体得 到的生物体信号同步。
在某个优选的实施方式中，控制方法还包括基于所述准确度，将所述 最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一种设定为规定的值的步骤 (J)。
在某个优选的实施方式中，在所述步骤(I)中，生成表示所述准确度
的信息。
在某个优选的实施方式中，控制方法还包括显示所述最大厚度变化
量、形变及弹性特性中的至少一种的步骤(Kl)。
在某个优选的实施方式中，控制方法还包括显示所述最大厚度变化 量、形变及弹性特性中的至少一种的步骤(Kl)，基于表示所述准确度的 信息，进行使所述最大厚度变化量、形变及弹性特性的至少一种对应于所 述生物体的组织上的位置的二维显示。
在某个优选的实施方式中，控制方法还包括步骤(K3)，该步骤(K3) 进行以下所述的二维显示使所述最大厚度变化量、形变及弹性特性的至 少一种、和基于表示所述准确度的信息的准确度分别对应于所述生物体的 组织上的位置。
本发明的超声波诊断装置的控制部进行的超声波诊断装置的控制方
法，包括发送超声波发送波，使用超声波探测器接收所述超声波发送波
在所述生物体的组织反射而得到的超声波反射波，并生成接收信号的步骤
(A);对所述接收信号进行相位检波，生成相位检波信号的步骤(B);根 据所述相位检波信号，分别运算设定在所述生物体的组织的多个测定对象 位置上的位置变位量的步骤(C);根据所述位置变位量，运算基于所述多 个测定对象位置设定的任意两点之间的多个形状测定值的步骤(D);根据 所述多个形状测定值，运算多个性状特性的步骤(E);进行所述多个形状 测定值及多个性状特性值的至少一方是否分别为正确的值的与否的判断， 并分别基于与否判断结果运算与否比率的步骤(F);基于所述与否比率， 表示多所述个形状测定值及多个性状特性值的至少一方的步骤(G)。
在某个优选的实施方式中，所述步骤(F)在所述与否比率和规定的 阈值满足规定的条件的情况下，生成表示所述与否比率优越的显示信号，所述步骤(G)基于所述显示信号显示所述形状测定值及性状特性值的至 少其中一种的空间分布图像。
在某个优选的实施方式中，所述步骤(D)、 (E)及(F)按心动周期 进行运算，所述步骤(G)显示所述形状测定值及性状特性值的至少其中 一种的空间分布图像，直至接收到其次的显示信号。
在某个优选的实施方式中，控制方法还包括，在所述与否比率和规定 的阈值满足规定的条件的情况下，存储所述形状测定值及性状特性值的至 少其中一种的步骤(Hl)，步骤(G)基于规定的指令，显示存储在所述 存储部的数据中的最新的形状测定值和性状特性值的至少其中一种的空 间分布图像。
在某个优选的实施方式中，控制方法包括存储所述与否比率的步骤 (H2)，所述步骤(F)在每次运算所述与否比率时，与在所述步骤(H2) 中存储的与否比率的最佳值进行比较，如果所述与否比率比所述最佳值更 优越，则生成显示信号，所述步骤(G)基于所述显示信号，显示所述形 状测定值及性状特性值的至少其中一种的空间分布图像。
在某个优选的实施方式中，控制方法还包括，在所述与否比率比所述 最佳值更优越的情况下，存储所述形状测定值及性状特性值的至少其中一 种的步骤(H3),所述步骤(G)基于规定的指令，显示存储在所述存储 部的得到所述与否比率的最佳值的形状测定值和性状特性值的至少其中 一种的空间分布图像。
在某个优选的实施方式中，所述形状测定值是生物体的体组织的最大 厚度变化量。
在某个优选的实施方式中，所述性状特性值是生物体的组织的形变及
/或弹性特性。
根据本发明可知，根据设在一个心动周期的一部分期间的最大值测定 期间及最小值测定期间求出厚度或厚度变化量的最大值及最小值。因而， 能够降低最大值测定期间及最小值测定期间以外的期间中的噪音等影响， 能够正确进行测定。
另外，基于得到最大值及最小值的时刻，求出最大厚度变化量、形变 及弹性特性的准确度。因而，通过考虑测定结果为何种程度的准确度，降
18低误将不正确的测定结果视为正确的结果的可能性，可以基于测定结果进 行可靠性高的诊断。
另外，求出基于判断形状测定值或性状特性值是否分别为正确的值的 与否判断、及与否判断结果的与否比率，基于与否比率，显示形状测定值 或性状特性值，因此，能够基于测定结果，进行可靠性高的诊断。
图1是表示用于使用本发明的超声波诊断装置测量血管壁组织的性状 特性的结构的方框图。
图2是表示本发明的超声波诊断装置的第一实施方式的方框图。
图3是表示如图2所示的超声波诊断装置的运算部的结构的方框图。
图4A是表示设定在显示部显示的血管壁的图像的ROI的示意图。
图4B是表示在显示部的二维弹性特性图像的示意图。
图5是以示意性表示在生物体的组织中传播的超声波束的图。
图6是表示测定对象位置测定对象部位的弹性率的关系的示意图。
图7是表示如图2所示的超声波诊断装置的要部的详细结构的方框图。
图8的曲线图8a至图8c表示由本发明的超声波诊断装置测定的人颈 动脉血管的位置变位量、厚度变化量及血管内径变化量，曲线图8d至8f 表示心音图及脉波。曲线图8g说明心动周期现象。
图9是表示设定在厚度变化波形的一个心动周期长度的最大值测定期 间及最小值测定期间的一例的图。
图10A是以示意性表示设定在血管中传播的超声波束的声线上的测 定对象位置的侧视图。
图10B是以示意性表示设定在血管中传播的超声波束的声线上的测 定对象位置的剖视图。
图IIA是以示意性表示如图IOA及IOB所示的测定对象位置上的位 置变位量的曲线图。
图11B是以示意性表示如图10A及10B所示的测定对象位置的邻接 的两点的厚度变化量的曲线图。图12是表示设定在厚度变化波形的一个心动周期长度的最大值测定 期间及最小值测定期间的其他的例子的图。
图13A是表示显示在显示部的二维弹性特性图像的-例的示意图。 图13B是表示显示在显示板的二维弹性特性图像的其他的例子的示意图。
图14是表示使用第一实施方式的超声波诊断装置而测定的人颈动脉 血管前壁的厚度变化量的经时变化的曲线图。
图15是表示使用第一实施方式的超声波诊断装置而测定的人颈动脉 血管前壁的厚度变化量的经时变化的曲线图，表示设定的最大值测定期间 及最小值测定期间。
图16是表示本发明的超声波诊断装置的第二实施方式的要部的详细 的结构的方框图。
图17是表示设定在厚度变化波形内的求出最大值及最小值的期间的图。
图18是表示正负颠倒的厚度变化波形的最大值及最小值的图。
图19是表示一个心动周期的开始时期不同的情况下的厚度变化波形 的最大值及最小值的图。
图20是表示设定在厚度变化波形内的求出最大值及最小值及最大值 及最小值出现预测期间的图。
图21是表示设定在厚度变化波形内的求出最大值及最小值的期间及 最大值及最小值出现预测期间的其他的图。
图22是表示设定在厚度变化波形内的求出最大值及最小值的期间、 最大值测定期间及最小值测定期间的图。
图23是表示本发明的超声波诊断装置的第三实施方式的要部的详细 的结构的方框图。
图24A是以示意性表示本发明的超声波诊断装置的第三实施方式的 要部的详细结构的方框图。
图24B是以示意性表示从如图24A所示的图像只取样了血管壁部位 的图像的图。
图25是说明本发明的超声波诊断装置的第三实施方式的动作的流程图。
图26是说明本发明的超声波诊断装置的第三实施方式的动作的其他
的流程图。
图27是以示意性表示按照如图25或26所示的流程图动作而求出的 合格率的曲线图。
图28是说明本发明的超声波诊断装置的第三实施方式的其他的动作 的流程图。
图29是以示意性表示按照如图28所示的流程图动作而求出的合格率 的曲线图。
图中，l一血管外组织、2 —体表面、3_血管、4一血管前壁、5 —血 液、ll一超声波诊断装置、12—血压计、13 —超声波探测器、14一发送部、 15 —接收部、16—延迟时间控制部、17 —相位检波部、18 —滤波部、19_ 运算部、20—运算数据存储部、21—显示部、22—心电图仪、31 —形状测 定值运算部、31a—位置变位量运算部、31b —厚度变化量运算部、31c — 最大最小值运算部、32 —性状特性值运算部、33， 33' —准确度判断部、34 一分布图像运算部、35—合格与否运算部、40 —血管壁、41一R01、 60_ 生物体、64—血管壁、66—声腺、67—超声波束。
具体实施例方式
本发明的超声波诊断装置用于测定被测定对象物的各部位的运动速 度或各微小区域的最大厚度变化量及弹性特性。本发明的超声波诊断装置 适于测量生物体的各部位的弹性特征，由于空间分辨能力高，因此尤其适 于血管壁的最大厚度变化量、形变及弹性特性的测量。
在将血压的最大值和最小值的差(脉压)设为Ap，将血管壁在任意 的一个心动周期中的最大厚度变化量设为Ah，将血管壁的厚度的最大值 设为H的条件下，形变表示为A h/H，弹性特性表示为A p H/ A h。从而， 正确测量最大厚度变化量在求出具有高度可靠性的形变或弹性特性上至 关重要。以下，枚举测量血管壁的最大厚度变化量的情况，说明本发明的 超声波诊断装置。
图1是表示在使用本发明的超声波诊断装置11而进行血管壁组织的性质诊断的情况中使用的结构的方框图。该结构在各实施方式中通用。连
接在超声波诊断装置11的超声波探测器13被支持成与被检人的体表面2 紧密接触，向包含血管外组织1及血管3的体组织内部发送超声波。血管 外组织l由脂肪或肌肉等构成。发送的超声波被血管3或血液5反射，散 射，其一部分返回到超声波探测器13，并作为回波接收。超声波探测器 13包含阵列状排列的多个超声波振子(超声波振子群)，可以使用以往的 超声波诊断装置中使用的公知的超声波探测器。超声波诊断装置11通过 对由超声波探测器13接收的回波的接收信号进行解析及运算，求出血管 外组织1或血管3的运动信息。另外，超声波诊断装置11与血压计12连 接，血压计12测定的关于被检人的血压值的信息被输入到超声波诊断装 置11。
超声波诊断装置11可以根据专利文献1中公开的方法，使用检波信 号的振幅及相位两者，由约束最小二乘法确定对象的瞬时的位置，进行高 精度(位置变位量的测定精度为士0.2微米左右)的相位跟踪，由此可以 以足够的精度测定血管3的微小部位的位置及厚度的经时变化。进而，通 过使用从血压计12得到的关于血压的信息，可以求出血管3的壁的微小 部位的弹性特性。
超声波诊断装置11与心电图仪22连接。超声波诊断装置11从心电 图仪22接收心电图波形，并将心电图波形作为确定测定数据的获得或数 据复位(data reset)的时序的触发信号使用。 (第一实施方式)
以下，对本发明的超声波诊断装置的第一实施方式进行说明。图2是 表示超声波诊断装置ll的结构的方框图。超声波诊断装置ll具有发送 部14、接收部15、延迟时间控制部16、相位检波部17、滤波部18、运算 部19、运算数据存储部20、显示部21。另外，为了控制这些各部位，具 有由微型电子计算机等构成的控制部30。
发送部14生成规定的驱动脉冲信号，并输出到超声波探测器13。从 超声波探测器13通过驱动脉冲信号发送的超声波发送波在血管3等体组 织上经过反射、散射，生成的超声波反射波被超声波探测器13检测。产 生超声波的驱动脉冲的频率为了避免时间轴上邻接的前后的超声波脉冲重叠，考虑测定对象的深度和超声波的声速而确定。
接收部15使用超声波探测器13检测超声波反射波，并通过将检测得
到的信号放大，生成接收信号。接收部15包含A/D转换部，将接收信号 进而转换为数字信号。发送部14及接收部15通过使用电子部件等构成。
延迟时间控制部16连接在发送部14及接收部15，用于控制从发送部 14向超声波探测器13的超声波振子群赋予的驱动脉冲信号的延迟时间。 由此，改变从超声波探测器13发送的超声波发送信号的超声波束的声线 的方向或焦点深度。另外，通过将由超声波探测器13接收并由接收部15 生成的接收信号的延迟时间控制，可以改变开口直径或改变焦点位置。延 迟时间控制部16的输出被输入到相位检波部17。
相位检波部17对延迟时间控制部16中被延迟控制的接收信号进行相 位检波，并分离为实际信号和虚拟信号。所分离的实际信号及虚拟信号被 输入到滤波部18。在滤波部18中，除去高频成分、来自测定对象以外的 反射成分及噪音成分等。相位检波部17及滤波部18可以由软件构成，也 可以由硬件构成。由此，分别对应于设定在血管3的组织内部的多个测定 对象位置，生成包含实际信号和虚拟信号的相位检波信号。
如图3所示，运算部19包含形状测定值运算部31及性状特性值运算 部32。另夕卜，从心电图仪22得到的心电图波形被输入到运算部19，作为 确定测定数据的获得或数据复位(data reset)的时序的触发信号使用。 在该目的中，也可以取代心电图仪22而使用其他的生物体信号检测机构， 即心音图仪或脉波计，还可以取代心电图波形而使用心音图波形或脉波波 形作为触发信号。
形状测定值运算部31使用相位检波信号的实际信号及虚拟信号，求 出设定在血管3的组织内部的多个测定对象位置上的位置变位量(位置的 经时变位量)。位置变位量可以通过求出测定对象位置(跟踪位置)的运 动速度，并积分该运动速度而同样求出。还有，通过求出从多个位置变位 量中选择的任意两处位置上的位置变位量的差分，可以求出该两点之间的 厚度变化量。在得到两处位置的初始值或两处位置上的位置变位量的差分 的初始值的情况下，可以求出两点之间的厚度。
另外，规定厚度或厚度变化量的两点也可以与设定在血管3的组织内 23部的测定对象位置不一致。例如，也可以使用多个测定对象位置的中心位 置。在这种情况下，优选对围绕中心的多个测定对象位置的位置变位量取 平均，并使用平均的位置变位量。在使用多个测定对象位置的情况下，代 表多个测定对象位置的位置及位置变位量可以通过单纯的平均法求出，也 可以找出侧重点，只要根据多个测定对象位置，求出两点及该位置上的位 置变位量即可。
性状特性值运算部32根据求出的厚度变化量的最大值和最小值的差 分，计算最大厚度变化量，根据从血压计12得到的血压数据，求出位于 两点之间的组织的弹性特性。求出弹性特性的部位为夹在任意两点之间的 一处也无妨。但是，在本实施方式中使用的超声波探测器13具有阵列状 排列的多个超声波振子，因此，可以求出断层面内的任意的区域内的所有 的部位的弹性特性。
显示部21用来映射这样求出的生物体组织的最大厚度变化量、形变、 或弹性特性，并按表示测定值或性状特性值的空间分布的每一个心动周期 显示空间分布图像。空间分布图像可以为一维，也可以为二维或三维。通 过对应于形状测定值或性状特性值的颜色或灰度进行显示，就容易掌握测 定结果。
此时，操作者通过在显示部21指定ROI (Region Of Interest),可 以确定欲求出形状测定值或性状特性值的任意的区域。ROI是用于指定操 作者欲求出测定值的区域的显示，可以在显示部21上一边确认其大小或 位置， 一边通过超声波诊断装置11的接口 (interface)部(未图示)自 由设定。图4A以示意性表示在显示部21上显示的血管壁40和R0I41。 R0I41规定的区域还包括血管壁40以往的组织。血管壁40的图像通过将 例如，与上述的运算不同的接收信号调制为对应振幅强度的亮度来获得。 图4B表示在由血管壁40的R0I41规定的区域上的弹性特性。在由R0I41 规定的区域上，配置有映射为6行X5列的图像数据f (k) u f (k) 65， 图像数据f (k) u f (k) 6s构成空间分布图像Fk。所述的图像数据f (k) u f (k) 6s是生物体组织的最大厚度变化量等形状测定值、或形变或弹性 特性等性状特性值。
由运算部19运算的位置变位量、厚度变化量、弹性特性等数据存储
24在运算数据存储部20，随时可以读取。另外，由运算部19运算的位置变 位量、厚度变化量、弹性特性等数据被输入到显示部21，使得能够将数据 可视化为二维图像等。进而，通过连接显示部21和运算数据存储部20， 还可以将存储的各种数据随时显示在显示部21。优选将由运算部19运算 的各种数据输出到显示部21，还输出到运算数据存储部20，使得可以实 时显示数据的同时，之后可以利用数据。但是，也可以仅向其中一方输出。
其次，参照图5、图6及图7，对体组织的位置变位量的计算进行详 细的说明。如图5所示，从超声波探测器13射出的超声波发送波作为具 有有限的宽度的超声波束67在生物体组织60的血管外组织1及血管3中 传播，在其过程中被血管外组织1及血管3反射或散射的超声波的一部分 返回超声波探测器13，并作为超声波反射波接收。超声波反射波被作为时 间序列信号r (t)检测，越是从靠近超声波探测器13的组织得到的反射 的时间序列信号，在时间轴上位于越靠近原点的位置。超声波束67的宽 度(束直径)可以通过改变延迟时间来控制。
如上所述，超声波反射波从血管外组织1、血管3、及血液5开始生 成。但是，在本实施方式中，血管壁组织为测定对象，因此，在以下的说 明中，只对血管3，尤其对离体表面近的血管壁即血管前壁进行研究。位 于作为超声波束的中心轴的声线66上的血管前壁的多个测定对象位置Pn (Ph P2、 P3、 Pk……P ， n是3以上的自然数)以一定间隔从超声波探测 器13近处依次排列为h、 P2、 P3、 Pk……Pn。在将把图5的上方作为正， 把下方作为负的坐标轴设置在深度方向上，并将测定对象位置Pi、 P2、 P3、 Pk……Pn的坐标分别设为Zi、 Z2、 Z3、 Zk、……Zn的条件下，来自测定对象 位置Pk的反射在时间轴上位于tk=2Zk/c。在此，c表示超声波在体组织内 的声速。在相位检波部17对反射波信号r (t)进行相位检波，将检波的 信号分类为实际信号及虚拟信号，使之通过滤波部18。
如上所述，超声波诊断装置11根据经过了相位检波的信号，通过运 算依次求出位置变位量、厚度变化量及厚度变化量的最大值、最小值。如 图7所示，为了求出它们的形状特性，运算部19包含位置变化量31a、厚 度变化量31b、和最大最小值运算部31c。位置变化量运算部31a在不改 变反射波信号r (t)和微小时间At后的反射波信号r (t+At)的振幅，只改变相位及反射位置的约束条件的基础上，通过使反射波信号r (t)和 r (t+At)之间的波形的整合误差最小的最小二乘法，求出相位差(约 束最小二乘法)。根据相位差，求出测定对象位置Pn的运动速度Vn (t)， 进而将此进行积分，由此，求出位置变位量ci (t)。
图6以示意性表示测定对象位置Pn和求出弹性率的对象组织L之间的
关系。对象组织Tk位于夹在邻接的测定对象位置Pk和Pkw之间的范围并具 有厚度h。在本实施方式中，根据测定对象位置Pi……P。定义了 (n—1) 个对象组织L Tn—1Q
厚度变化量运算部31b根据测定对象位置Pk和Pkw的位置变位量dk (t)禾Pdw (t)，使用Dk (t) =dk (t) —dk+1 (t)的关系求出厚度变化 量Dk (t)。
进而，最大最小值运算部31c求出厚度变化量的最大值及最小值。血 管前壁的组织Tk的厚度的变化由于流过血管前壁构成的血管的血液随着 心跳变化，而发生。从而，可以使用对象组织Tk的厚度的最大值Hk (最 低血压时的值)、对象组织的厚度变化量Dk (t)的最大值和最小值之间的 差△ hk及作为最低血压值和最高血压值之间的差的脉压A p，由以下式求 出作为对象组织Tk的形变率的血管半径方向上的弹性率Ek。
Ek= ( ApXHk) /Ahk
在上述说明中，求出了邻接的测定对象位置之间的对象组织Tn的弹 性率，但弹性率可以选择多个测定对象位置的任意的两点。在这种情况下， 同样可以使用选择的两点之间的厚度的最大值、及选择的两点之间的厚度 变化量的最大值和最小值的差进行计算。
在测定对象组织为血管壁等循环器的情况下，最大厚度变化量Ah、 脉压Ap的任何一个都是随着每一个心动周期更新的数值。从而，优选弹
性特性也同步于心动周期而求出每一个心动周期的数值。为了求出每一个 心动周期的最大厚度变化量Ah，需要每一个心动周期的厚度变化量的最 大值和最小值，但在本发明中，在比每一个心动周期更短的期间内发现该 厚度变化量的最大值和最小值。详细说明该数值的计测时序。
图8中的曲线图8a至8c分别以示意性表示由超声波诊断装置11测 定的、人颈动脉血管壁内的任意位置上的位置变位量、厚度变化量及血管
26内径的变化量。另外，图8中的曲线图8d至8f分别表示作为在测定曲线 图8a至8c所示的变位量时得到的生物体信号的心电图、心音图及脉波。 在这些各图中，横轴为时间轴，分别将时间轴共用一个而描绘。另外，图 8中的图表8g用于说明曲线图8a至8f在时间轴上的心动周期现象。
如图表8g所示， 一个心动周期大体分为收縮期和舒张期，收縮期分 为射血前期和射血期，舒张期分为等容舒张期、充盈期、心房收縮期。收 縮期在心电图(曲线图8d)中，大致相当于从Q波开始到T波的结束之 前的期间，在心音图(曲线图8e)中，大致相当于从I音开始到II音的开 始之前的期间。另一方面，舒张期在心电图中大致相当于从T波的结束到 Q波的开始之前的期间，在心音图中，大致相当于从II音的开始到I音的 开始之前的期间。在图8中，用虚线表示了将心脏中观察到的收縮期的开 始作为触发点的一个心动周期。
从曲线图8a至8c中所示的位置变位量、厚度变化量及血管内径变化 量、以及曲线图8f中所示的脉波分别是在远离心脏的颈动脉中测定的数 据。因而，在这些变位量或脉波中观测到了，心动周期中的心脏的各种事 件延迟O.l秒左右后与心脏的各种事件对应的现象。例如，脉波(曲线图 8f)中观察到的收縮期从S波开始，但该时序比在心脏中观察到的收縮期 的开始(用虚线表示)时间滞后0.1秒左右。在图8中，用一条点划线表 示将颈动脉中观察的收縮期的开始作为触发点的一个心动周期。
脉波的波形由于从心脏射出血液而从S波向P波急剧上升。然后，经 过顶点(P波后)，描绘轻微向上凸出的隆起(T波)而到达切痕状处(C 波)，在此，再次描绘向上凸出的隆起(D波)，并平缓下降。C波、D波 分别被称为重脉(dicrotic)缺陷、重脉波，通过闭塞主动脉阀(aorta valve) 来发生的事件。在如图8b中所示的颈动脉的厚度变化量中，在与脉波的S 波相同的时刻观测到最大值bl ，在与脉波的P波相同的时刻观测到最小值 b2。总之，可以知道最大厚度变化量Ah不需要将整个一次的心动周期作 为计测期间，只要包含脉波的S波及P波被观测到的时期即可。具体来说， 可以知道只要将测定最大值bl的期间设在至少包含脉波的S波的时间带， 还有，将测定最小值b2的期间设在至少包含脉波的P波的时间带就足以。 另外，用于求出脉压Ap的最小血压值及最大血压值也可以根据这些包含S波的时间带及包含P波的时间带获得。厚度的最大值H在厚度变化量成 为最大值bl时获得。
从而，生物体的血管壁等循环器的弹性特性通过在以下期间中进行计 测而获得，即包含脉波的S波及P波被观测到的时期的、心动周期中的 射血期或收缩期(心房收縮期)、或至少包含射血期的一部分或收縮期(心 房收縮期)的一部分。相反，由于在一个心动周期的舒张期中不存在厚度 变化量的最大值及最小值，因此，在该期间进行计测，查找最大值及最小 值，也不能达到希望的最大值及最小值。g卩，位置变位量的测定也不需要 连续进行一个心动周期间隔，例如，在将心电图的S波及心音图的I音作 为触发点(用图8中的虚线表示)开始测定的情况下，测定到至少包含脉 波的P波为止就足以。
在本发明中，利用厚度变化量的这样的特性，将求出一个心动周期内 的厚度变化量的最大值及最小值的期间设定为比一个心动周期短。具体来 说，将用于求出厚度变化量的最大值的最大值测定期间、和用于求出最小 值的最小值测定期间分别设在一个心动周期中的一部分期间。优选最大值 测定期间设定为至少包含脉波的S波发生的时刻的期间，最小值测定期间 设定为至少包含脉波的P波发生的时刻的期间。这些期间优选尽量短，另
外，优选最大值测定期间和最小值测定期间不重叠。形状测定值运算部31 的最大最小值运算部31c求出已设定的最大值测定期间中的厚度变化量的
最大值，并求出已设定的最小值测定期间中的厚度变化量的最小值。
在图9中，表示一个心动周期中设定了最大值测定期间及最小值测定 期间的例子。在图9中，夹在两条虚线之间的期间为一个心动周期。通过 縮短用于求出最大值及最小值的期间，可以降低误将噪音作为最大值或最 小值识别的可能性。例如，将最大值测定期间和最小值测定期间分别设定 为整个一个心动周期的大约10%的时间长度，则可以将受到噪音的影响的 可能性降低到l/5左右。另外，通过縮短计测时间，能够减少需要运算的 计测值的量，因此，无需将大量的内存搭载在超声波诊断装置，或使用高 价的具有高性能的运算处理能力的计算机，从而，能够降低超声波诊断装 置的制造成本。或者，实现能够高速计测的超声波诊断装置。
含在最大值测定期间及最小值测定期间内的测定取样点的数量优选为多个。为了减少噪音的影响，可以将最大值测定期间及最小值测定期间 作为一个取样点，但心动期由于受到呼吸的影响，因此，不是严格恒定。 从而，从发现最大值及最小值的目的来说，最大值测定期间及最小值测定 期间分别优选设定为包含多个取样点。进而，在取样点为多个的情况下， 根据最大值测定期间(或最小值测定期间)内的多个值求出平均值，并将 该值作为厚度变化量的最大值(或最小值)也可。
如图8明确可知，在脉波的S波及P波被观测到的时刻、或获得厚度 变化量的最大值bl及最小值b2的时刻可以使用生物体信号容易地确定。 例如，在将心电图仪22作为生物体信号检测机构使用的情况下，如果将 最大值测定期间及最小值测定期间分别设为从R波的检测开始到经过0.1 秒为止的期间及从R波的检测的0.2秒后到0.3秒后为止的期间，则能够 适当求出厚度变化量的最大值及最小值。可以使用P波、Q波、S波、T 波、U波取代R波作为基准，将最大值测定期间设为从S波开始到经过相 当于一个心动周期的10%的时间为止的期间等，也可以获得相同的效果。
在将心电图仪作为生物体信号检测机构使用的情况下，通过将最大值 测定期间及最小值测定期间分别设定为从I音的检测开始到经过0.1秒后 为止的期间及从I音的检测中的0.2秒后开始到0.3秒后为止的期间，能够 适当求出厚度变化量的最大值及最小值。可以使用II音、III音、IV音取 代I音作为基准，将最大值测定期间设为从I音开始到经过相当于一个心 动周期的10%的时间后为止的期间等，也可以获得相同的效果。
在使用脉波仪作为生物体信号检测机构的情况下，将最大值测定期间 及最小值测定期间分别设为从S波的0.05秒前到S波的0.05秒后为止的 期间及从P波的0.05秒前到P波的0.05秒后为止的期间，能够适当求出 厚度变化量的最大值及最小值。可以使用T波、C波、D波取代S波或P 波，将最大值测定期间设为从S波的相当于一个心动周期的5%的时间前 到S波的相当于5。/。的时间后为止的期间等，也可以获得相同的效果。
进而，即使在超声波诊断装置11的外部设置另外的机器作为生物体 信号检测机构，且不采用生物体信号，也可以将超声波诊断装置11测定 的数值作为触发信号。如图8中的曲线图8a所示，在测定的颈动脉血管 内的任意的位置上的位置变位量上，可以观察到点al、 a2及a3所示的位
29置变位量的变化相比其他的部分具有特征性极大点或极小点。因而，还可
以在运算部19对点al、 a2、 a3取样，使用它们确定厚度变化量的最大值 测定期间及最小值测定期间。还有，点al是来自血管3的测定对象部位 上的血压最小点的事件，点a2是来自测定对象部位上的血压最大点的事 件，点a3是来自重脉缺陷的事件。
在根据位置变位量确定计测期间的情况下，例如，将最大值测定期间 及最小值测定期间分别设为点al的0.5秒前到0.05秒后为止的期间、点 a2的0.5秒前到0.05秒后为止的期间，由此能够适当求出厚度变化量的最 大值及最小值。另外，基准点上可以使用点a3,也可以将最大值测定期间 设为从点al的相当于一个心动周期的5%的时间前到点al的相当于5% 的时间后为止的期间等。
另外，如曲线图8c所示，可以从血管内径变化量将图中所示的点cl、 c2、及c3抽样，使用在计测期间的设定上，从曲线图8b所示的厚度变化 量自身将点bl、 b2、 b3抽样，进行计测期间的设定也可。
为了利用通过上述的生物体信号检测机构得到的生物体信号而设定 厚度变化量的最大值测定期间及最小值测定期间，例如，如图1及图2所 示，将从心电图仪22得到的心电图波形输入到运算部19。如果在心电图 波形中检测到R波，则开始运算位置变位量及厚度变化量，并将从R波检 测到0.1秒后为止的期间作为最大值测定期间，测定该期间内的厚度变化 量的最大值的。其次，将从R波检测的0.2秒后到0.3秒后为止的期间作 为最小值测定期间，在该期间内厚度变化量的最小值。在从R波检测经过 了 0.3秒的时刻，中断位置变位量及厚度变化量的运算。
R波的检测例如，在运算部19，通过使用心电图波形中的振幅的大小、 微分心电图波形而得到的值、它们出现的时序而进行。或者，将该R波检 测在心电图仪22进行，根据R波的检测，将控制信号输出到运算部19。
另外，例如从心电图仪22得到的T波或U波等一样，作为最大值测 定期间及最小值测定期间的设定的基准的奇异信号的时序，在接近于得到 厚度变化量的最大值及最小值的时序，或滞后于得到厚度变化量的最大值 及最小值的时序的情况下，作为用于设定得到作为触发信号使用的奇异信 号的周期的下一个周期中的计测期间的触发信号也可。还有，用于求出厚度变化量的最大值及最小值的计算可以在由奇异信号等设定的上述期间 内实时进行，也可以错开上述期间进行。
还有，如果考虑被检体的各自差别，则优选分别将最大值测定期间及
最小值测定期间设成一个心动周期的1%以上且25%以下。如果计测期间
比一个心动周期的1%短，则存在不能得到厚度变化量的最大值及最小值 的至少一方的可能性。另外，如果比一个心动周期的1%长，则不能充分 得到縮短计测期间的效果，存在容易受到噪音的影响的可能性。从而，在 将上述的生物体信号作为触发信号并设定计测期间的情况下，优选设定计
测期间处在该范围内。通过将计测期间设定在该长度，认为能够降低50 %到99%左右的运算量，另外，能够降低噪音带来的影响的50%到99%左右。
另外，在通过超声波诊断装置进行诊断过程中，由于生物体处在安静 状态，因此，心动周期变动少。因而，最大值测定期间及最小值测定期间 的设定未必每次都需要进行，可以根据上述的生物体信息， 一旦设定计测 期伺后，以与计测期间相同的周期反复进行计测。另一方面，如果每一个 心动周期都检测生物体信号，并根据生物体信号确定计测期间，则即使在 生物体的心动周期由于心律不齐等而变得不规则的情况下，也能够可靠计 测弹性特性。
在本实施方式中，对使用从一种生物体信号检测机构得到的奇异信号 而设定计测期间的例子进行了说明，但也可以使用从多个生物体信号检测 机构得到的奇异信号设定计测期间。例如，将心电图波形的R波作为设定 最大值测定期间的信号使用，将血管内径变化量的点c3作为设定最小值 测定期间的信号使用也可。
另外，在本实施方式中，在求出最大厚度变化量时，求出厚度变化量 的最大值和最小值，但如上所述地测定厚度该物，并从其最大值和最小值 求出厚度变化量也可。在厚度变化量为已知的情况下，如果知道厚度变化 量的测定开始时的厚度，则厚度的经时变化量可以由测定开始时的厚度和 厚度变化量之和来求出。测定开始时的厚度不是求出两点的位置变位量的 任意的两点之间的距离的初始值，而在本实施方式中说明的超声波诊断装 置11中为已知的参数。通过上述方法求出厚度变化量的最大值和最小值，能够降低噪音带来 的影响，但存在一个心动周期的厚度变化量的最大值或最小值不在最大值 测定期间或最小值测定期间内的情况。关于该理由进行说明。
图10A及图10B以示意性表示了向血管3发送的超声波的声线上的测 定对象位置P,至P7。在图10A中，在血管前壁4内设置位置Pi和P2，在血 液5内设置位置P3、 P4、和Ps，在血管后壁6内设置位置P6和P7。
图11A以示意性表示了各测定对象位置h至P7的位置变位量波形山
(t)至d7 (t)的完整的一个心动周期。血管前壁4内的位置Pi和P2通过
血管的扩张而向上方(靠近超声波探测器13的方向)移动，通过血管收
縮而向下方移动。另一方面，血管后壁6内的位置P6和P7通过血管扩张而
向下方移动，通过血管收縮向上方移动。血管3的壁内的位置变位量波形 的振幅越远离血管中心的位置而越小。总之，血管前壁4的山(t)的振 幅比cb (t)还小，在血管后壁6上，d7 (t)的振幅比de (t)还小。
在这样得到测定对象位置Pi P7的位置变位量波形山(t) d7 (t)
的情况下，相邻的测定对象位置之间的厚度变化量波形Di至Ds通过Dn (t) =dn (t) —dn+1 (t)求出，如图IIB所示。
如图IIB所示，厚度变化量波形Di (t)及De (t)是向下凸出的波形， 具有与图8中的曲线图8b相同的形状。厚度变化量波形Di (t)及De (t) 在一个心动周期中，最大值相比最小值位于靠前。
对此，包含血管前壁4和血液5的边界的厚度变化波形D2 (t)、及包 含血液5和血管后壁6的边界的厚度变化波形D5 (t)呈向上凸出的波形。 另外，与血液5相比组织，对超声波的散射程度相当低，不像组织一样表 现出同步于心跳的变化，因此，包含大量噪音成分。因而，血液5中的厚 度变化量波形D3 (t)和"(t)是大量包含噪音的不规则波形或变化几乎 观测不到的波形。
另外，根据测定对象位置的不同，由于某种原因导致超声波反射波的 振幅极端小，或包含噪音的情况下，使用这样的部位的反射波信号而求出 的位置变位量可能不是正确的数值。具体来说，整体上成为振幅大的波形， 或小的波形。在这种情况下，使用该位置变位量求出的厚度变化量波形也 像上述的波形D2 (t)及Ds (t) —样，成为正负颠倒的曲线图。
32在得到这样正负颠倒的厚度变化波形的情况下，即使确定最大值测定 期间及最小值测定期间的各个期间的最大值及最小值，也不能求出最大值 及最小值。从而，使用求出的最大值及最小值计算的最大厚度变化量、形 变及弹性特性也不成为正确的值，可以说得到的值可靠性低。为了使超声 波诊断装置的操作者或医师能够将这样的测定结果正确识别为可靠性低 的测定数据，本实施方式的超声波诊断装置11还具备用于判断最大厚度
变化量、形变、及弹性特性的准确度的准确度判断部33 (图7)。
准确度判断部33将最大值测定期间及最小值测定期间的厚度变化波 形的最大值及最小值进行比较，并根据比较结果，判断最大厚度变化量、 形变、及弹性特性的准确度。具体来说，在将最大值测定期间内得到的最 大值设为Dmax，将最小值测定期间内得到的最小值测定期间设为D^的条件 下，判断最大值及最小值是否满足下记不等式(1)的关系。
Diiiax〉Dniin ( 1 )
在准确度判断部33中，在最大值及最小值满足上述不等式(1)的关 系时，判断为得到的厚度变化波形的最大值及最小值是正确值，根据这些 值计算的最大厚度变化量、形变、及弹性特性的准确度高。之所以是因为 对正确的厚度变化量Dk (t)来说，在最大值测定期间及最小值测定期间 内，存在厚度变化波形的一个心动周期的最大值及最小值。在得到图9所 示的厚度变化波形的情况下，D (tl) >D (t2)，且满足不等式(1)。从而， 使用最大值D (tl)及最小值D (t2)计算的最大厚度变化量、形变、及 弹性特性的准确度高。
另一方面，如图12所示，在厚度变化波形的正负颠倒的情况下，最 大值测定期间及最小值测定期间中得到的最大值D' (tl')及最小值D'
(t2，)是D， (tl， ) 〈D， (t2，)，因此，不满足不等式(1)。从而， 使用最大值D' (tl')及最小值D' (t2')计算的最大厚度变化量、 形变、及弹性特性的准确度低。
准确度判断部33在根据最大值及最小值，判断为最大厚度变化量、 形变、或弹性特性的准确度低的情况下，将最大厚度变化量、形变、或弹 性特性设定为规定的值(例如，0或负数等)。或者，准确度判断部33也 可以生成表示准确度的信息。表示准确度的信息是"准确度高"或"准确度低"，只要对应于这些信息生成适当的数值(例如，l或0等)即可。
准确度判断部33除了进行最大值和最小值的比较之外，还可以使用 对应T得到最大值及最小值的时刻的最大值测定期间及最小值测定期间
在时间轴上的关系来确定准确度。具体来说，在得到最大值及最小值的时 刻与最大值测定期间及最小值测定期间的开始时刻或结束时刻一致的情 况下，也可以判断为最大厚度变化量、形变或弹性特性的准确度低。如图
12所示，在厚度变化波形的正负颠倒的情况下，厚度变化波形在最大值测 定期间内具有极大值，因此，最大值测定期间内的最大值为最大值测定期 间的开始时刻或结束时刻得到的值。同样，厚度变化波形在最小值测定期 间内具有极小值，因此，最小值测定期间的最小值为最大值测定期间的开 始时刻或结束时刻得到的值。从而，使用这样的关系，也能够正确判断准 确度。
还有，在使用该判断基准的情况下，只要将得到最大值及最小值的至 少一个的时刻、和与之对应的期间在时间轴上的关系査询就足以。之所以 是因为只要至少最大值或最小值中的任意一方不是正确的值，则最大厚度 变化量、形变或弹性特性也不为正确的值。
准确度判断部33可以通过这些其中一种方法判断准确度，也可以组 合这些两种方法判断准确度。通过组合多个准确度判断方法，能够适当获 得进一步细致的准确度信息。
图13A及图13B表示通过反映准确度判断部33的准确度的判断结果， 并将最大厚度变化量、形变或弹性特性显示在显示部21的例子。在图13A 中，表示了将判断为准确度低的最大厚度变化量、形变或弹性特性设定为 规定的值的情况显示的例子。在如图13A所示的空间分布图像Fk中，图像 数据f (k) 34及图像数据f (k) 44被判断为准确度低，因此，设定有规定 的值。因而，由与其他的图像数据不同的颜色显示。如上所述，准确度判 断部33也可以生成表示准确度的信息，并根据所生成的信息，显示如图 13A所示的空间分布图像Fk。
另外，图13B表示将表示最大厚度变化量、形变或弹性特性的二维空 间分布图像Fk、和表示准确度的信息的二维空间分布图像Gk同时显示在画 面70的例子。在图13B中，由规定的灰度显示图像数据f (k) 34及图像数据f (k) 44，但这些区域中空间分布图像Gk表示了准确度低。
通过进行这样的显示，可以在显示最大厚度变化量、形变或弹性特性 的画面中，容易识别准确度低的区域，从而，能够根据测定结果，进行更
正确的诊断。
以下，对使用超声波诊断装置ll，测定颈动脉壁的某一部分的最大厚 度变化量及弹性特性的情况举例说明。
图14表示使用超声波诊断装置11测定人颈动脉的前壁的厚度变化量 的结果。被检人是41岁的男性，将被检人的心电图波形的R波作为触发 信号，在一个心动周期的一部分期间(大约为700 (ms))进行了测定。在 图14中， 一个心动周期的最大厚度变化量是1.87+2. 62 = 4. 49 (um)。 此时的测定对象部位的厚度最大值为160 (um)，被检人的血压差为40
(mmHg)，即，5.33 (kPa)。从而，弹性特性E为5.33X160/4.49 = 190
(kPa)。
然而，该最大值及最小值，如图14所示，基于一个心动周期中的大 约10ms及大约545ms中观测到的信号。如果比较图14及图8的曲线图8b， 则明确可知，赋予该最大值及最小值的厚度变化量不能是作为血管壁的厚 度变动引起的特性，而受到噪音的影响。这样，在使用一个心动周期的整 个期间求出最大值及最小值的情况下，存在受到噪音的影响，得到准确度 低的弹性特性的情况。
图15表示与图14相同的人颈动脉的前壁的厚度变化量测定结果。如 图15所示，通过将用于求出厚度变化量的最大值的期间从50 (ms)变更 至150 (ms)，以及将用于求出最小值的期间从300 (ms)变更至400 (ms)， 能够选择准确度高的最大值及最小值。在这种情况下的最大厚度变化量为 1.87 + 1.25 = 3.12 (pm)。测定对象部位的厚度最大值为160 (um)，被 检人的血压差为5.33 (kPa)，因此，弹性特性E为5. 33X160/3. 12=270
(kPa)，从而，可以求出准确度更高的弹性特性。进而，如图15所示， 还可以知道通过设置其他的最大值测定期间及最小值测定期间，具有避免 200 (ms)附近存在的尖峰状的噪音的影响的效果。
另外，通过变更测定期间，由于获得数据的期间大约为1/2，因此， 存储获得的数据的内存的容量小也可，还可以减少一个心动周期的计算机的运算量。从而，能够减少搭载在超声波诊断装置的内存的容量，能够进 一步高速实现弹性特性测定。随着运算量的降低，也可以使用运算能力低 的计算机，在这种情况下，可以降低超声波诊断装置的成本。
这样，根据本实施方式的超声波诊断装置可知，由于将厚度变化量的 最大值及最小值的计测在分别设置的、比一个心动周期短的期间内进行， 因此，能够降低噪音等的影响，能够获得准确度更高的最大厚度变化量及 弹性特性。
(第二实施方式)
以下，对本发明的超声波诊断装置的第二实施方式进行说明。图16 是表示第二实施方式的超声波诊断装置的要部的结构的方框图。图16中 没有图示，但第二实施方式的超声波诊断装置与第一实施方式相同，具有
发送部14、接收部15、延迟时间控制部16、相位检波部17、滤波部18、 及控制部30。这些各部位如对第一实施方式的说明一样运行。
本实施方式的超声波诊断装置也在一个心动周期或一个心动周期的 一部分期间确定厚度变化量的最大值及最小值，基于所确定的最大值及最 小值，判断最大厚度变化量、形变及弹性特性的准确度。因而，包含运算 部19、位置变化量运算部31a、厚度变化量运算部31b、及最大最小值运 算部31c'。另外，包含性状特性值运算部32及准确度判断部33'。另 外，位置变化量运算部31a及厚度变化量运算部31b的运算与第一实施方 式相同。另外，最大最小值运算部31c'的运算如下述说明，除了求出厚 度变化量的最大值及最小值的期间不同之外，与第一实施方式相同的方式 进行。
如在第一实施方式中详细的说明，厚度变化量同步于周期，在厚度变 化量的一个心动周期中得到的最大值及最小值关联于一个心动周期中的 心脏的事件。因而，最大值及最小值可以由厚度变化量的一个心动周期中 的一部分期间确定。
如图8中的曲线图8b及8f明确可知， 一部分的期间只要包含脉波的 S波及P波被观测到的时期，就可以正确求出最大值及最小值。在本实施 方式中，将用于求出最大值及最小值的期间设定在一个心动周期的连续的 一部分上。
36通过縮短用于求出最大值及最小值的期间，可以降低误将噪音作为最 大值或最小值识别的可能性。例如，在只通过一个心动周期内的射血期来 进行计测的情况下，由于射血期占有一个心动周期整体的大约30%的时
间，因此，能够将受到噪音的影响的可能性降低到l/3以下。另外，通过
縮短计测时间，能够降低需要运算的量，因此，不需要将大量内存搭载在 超声波诊断装置，或使用高价的高性能的运算处理能力的计算机，能够降 低超声波诊断装置的制造成本。或者，实现能够用高速计测的超声波诊断装置。
参照图8，如第一实施方式中的说明，在脉波的S波及P波被观测到 的时刻、或者得到厚度变化量的最大值bl及最小值b2的时刻，可以使用 生物体信号容易确定。例如，在将心电图仪22作为生物体信号检测机构 使用的情况下，通过将数据获得期间设为R波至T波为止的期间，能够适 当求出厚度变化量的最大值及最小值。可以使用P波、Q波、S波取代R 波，也可以将R波作为基准，将数据获得期间设为从R波到0.5秒后为止 的期间、或从R波到相当于一个心动周期的40X的时间后为止的期间，得 到同样的效果。
另外，在将心音图仪作为生物体信号检测机构使用的情况下，通过将 数据获得期间设为从I音到II音为止的期间，能够适当求出厚度变化量 的最大值及最小值。使用IV音取代I音，使用III音取代II音也可。另 外，将I音作为基准，将数据获得期间设为从I音到0. 5秒后为止的期间、 或从I音的相当于一个心动周期的10%的时间前到I音的相当于30%的 时间后为止的期间，也得到同样的效果。
在将脉波计作为生物体信号检测机构使用的情况下，通过将数据获得 期间设为从S波到C波为止的期间，能够适当求出厚度变化量的最大值及 最小值。可以使用T波或D波取代C波，也可以将S波作为基准并将数据 获得期间设为从S波到0. 5秒后为止的期间、或从S波的相当于一个心动 周期的10%的时间前到S波的相当于30%的时间后为止的期间。
进而，即使在超声波诊断装置11的外部设置另外的机器作为生物体 信号检测机构，不采用生物体信号，也可以将超声波诊断装置11测定的 数值作为触发信号。如图8中的曲线图8a所示，在测定的颈动脉血管内
37的任意的位置上的位置变位量上，可以观察到点al、 a2及a3所示的位置 变位量的变化相比其他的部分具有特征性极大点或极小点。因而，还可以 在运算部19将点al、 a2、 a3取样，使用它们确定求出一个心动周期内的 厚度变化量的最大值及最小值的期间。还有，点al是来源于血管3的测 定对象部位上的血压最小点的事件，点a2是来源于测定对象部位上的血 压最大点的事件，点a3是来源于重脉缺陷的事件。
在根据位置变位量确定计测期间的情况下，例如，将数据获得期间设 为al至a3为止的期间，能够适当求出厚度变化量的最大值及最小值。另 外，可以使用点a2取代a3，也可以将点al作为基准并将数据获得期间设 为从al至0.5秒后为止的期间、或从al的相当于一个心动周期的10%的 时间前至a2的相当于一个心动周期的10%的时间后为止的期间。
另外，如曲线图8c所示，可以从血管内径变化量将图中所示的点cl、 c2、及c3取样，使用在计测时间的设定上，从曲线图8b所示的厚度变化 量自身提取点bl、 b2、 b3，进行计测期间的设定也可。
利用由上述的生物体信号检测机构获得的生物体信号，例如，如图1 及图2所示，将从心电图仪22获得的心电图波形输入到运算部19，若如 上所述地检测到R波，则进行厚度变化量的运算，若检测到T波，中断运 算即可。R波及T波的检测，例如，在运算部19中，可以通过使用心电 图波形中的振幅的大小、微分心电图波形而得到的值、和它们出现的时序 来进行。或者，将该检测在心电图仪22中进行，基于R波及T波的检测， 将控制信号输出到运算部19。
另外，作为生物体信号的触发信号的波形等的奇异信号的时序，在接 近获得厚度变化量的最大值及最小值的时序，或将在获得厚度变化量的最 大值及最小值的时序之后得到的奇异信号作为触发信号的情况下，作为得 到作为触发信号使用的奇异信号的周期的下一周期的计测期间的触发信 号即可。
如上所述，厚度变化量通过规定厚度的两点之间的位置变位量的差而 求出。从而，根据在求出厚度变化量的最大值及最小值的期间获得的两点 之间的位置变位量求出厚度变化量的最大值及最小值即可。超声波诊断装 置11在整个一个心动周期，总之，连续测定位置变位量，从获得的位置变位量中抽取在求出上述厚度变化量的最大值及最小值的期间内获得的 位置变位量作为样本，求出厚度变化量的最大值及最小值也可。或者，超 声波诊断装置11只在一个心动周期中的上述期间，连续测定位置变位量， 求出厚度变化量的最大值及最小值也可。用于求出厚度变化量的最大值及 最小值的计算可以在由生物体信号等设定的上述期间实时进行，也可以错 开上述期间进行。
如果考虑被检体的各自差别，则优选将求出厚度变化量的最大值及最
小值的计测期间设成一个心动周期的5%以上且75%以下的长度。如果计 测期间比一个心动周期的5%短，则存在不能得到厚度变化量的最大值及 最小值的至少一方的可能性。另夕卜，如果比一个心动周期的75%长，则不 能充分得到縮短计测期间的效果，存在容易受到噪音的影响的可能性。从 而，在将上述的生物体信号作为触发信号并设定计测期间的情况下，优选 设定计测期间处在该范围内。通过将计测期间设定在该长度，认为能够降 低25%到95%左右的运算量，另外，能够降低噪音带来的影响的25%到 95%左右。
另外，在通过超声波诊断装置进行诊断过程中，由于生物体处在安静 状态，因此，心动周期变动少。因而，最大值测定期间及最小值测定期间 的设定未必每次都需要进行，也可以根据上述的生物体信息， 一旦设定计 测期间后，以与计测期间相同的周期反复进行计测。另一方面，如果每一 个心动周期都检测生物体信号，并根据生物体信号确定计测期间，则即使 在生物体的心动周期由于心律不齐等而变得不规则的情况下，也能够可靠 计测弹性特性。
在本实施方式中，对使用从一种生物体信号检测机构得到的奇异信号 而设定计测期间的例子进行了说明，但也可以使用从多个生物体信号检测 机构得到的奇异信号而设定计测期间。例如，将心电图波形的R波作为设 定最大值测定期间的开始的信号使用，将血管内径变化量的点c3作为设 定最小值测定期间的结束的信号使用也可。
另外，在本实施方式中，在求出最大厚度变化量时，求出了厚度变化 量的最大值和最小值，但如上所述地测定厚度该物，并从其最大值和最小 值求出厚度变化量也可。在厚度变化量为已知的情况下，如果知道厚度变化量的测定开始时的厚度，则厚度的经时变化量可以由测定开始时的厚度 和厚度变化量之和来求出。测定开始时的厚度不是求出两点的位置变位量 的任意的两点之间的距离的初始值，在本实施方式中说明的超声波诊断装 置ll中为已知的参数。
其次，对准确度判断部33'进行说明。准确度判断部33'根据由最 大最小值运算部31c'求出的最大值及最小值，判断最大厚度变化量、形 变及弹性特性的至少一种的准确度。具体来说，将获得最大值的时刻、和 获得最小值的时刻进行比较，根据比较结果判断准确度。
图17表示在与心脏的收縮期的开始一致的条件下确定了一个心动周 期的情况下的一个心动周期长度的厚度变化波形。在一个心动周期内设定 了求出最大值及最小值的一部分期间作为第一期间。在第一期间内，在时 刻Ux获得最大值D (t ax)，在时刻t幽获得最小值D (t in)。在通常的厚度 变化量D (t)中，如图17所示地设定测定期间的情况下，最大值比最小 值提前的时刻被观察到。因而，时刻t^及时刻t^满足Ux〈"Un的关系， 准确度判断部33'使用该D (t ax)及最小值D (t in)而判断为计算的最大 厚度变化量、形变或弹性特性的准确度高。
另一方面，例如，超声波反射波的振幅极端小，或包含噪音的情况下， 使用这样的部位的反射波信号而求出的位置变位量可能不是正确的数值。 具体来说，整体上成为振幅大的波形，或小的波形。此时，使用该位置变 位量求出的厚度变化波形，如图18所示，正负颠倒。另外，与在第一实 施方式中参照图10A、 IOB、 11A及11B说明的理由相同，厚度变化波形的 正负颠倒。在如图18所示的波形中，如果与图17相同地求出最大值及最 小值，则在时刻U/获得最大值D' (t,')，在时刻U/获得最小值D'
(t in)。此时，时刻Ux'及时刻U/为t,' 〉t,的关系，不满足正确的 关系。因而，在这种情况下，准确度判断部33，使用该D' (tmax，)及最 小值D' (tmin)而判断为计算的最大厚度变化量、形变或弹性特性的准确 度低。
准确度判断部33'在根据最大值及最小值，判断为最大厚度变化量、 形变或弹性特性的准确度低的情况下，如在第一实施方式中详细的说明， 将最大厚度变化量、形变或弹性特性设定为规定的值(例如，0或负数等)。或者，准确度判断部33'也可以生成表示准确度的信息。表示准确度的信 息是"准确度高"或"准确度低"，只要对应于这些信息生成适当的数值
(例如，1或o等)即可。
显示部21用来反映准确度判断部33'判断的准确度的判断结果，显 示最大厚度变化量、形变或弹性特性。在将判断为准确度低的最大厚度变 化量、形变或弹性特性设定为规定的值的情况下，混合在显示通常的最大 厚度变化量或弹性特性时使用的配色(例如，黑色等)而显示，或根据准 确度改变透射比来显示。另外，在准确度判断部33'生成表示准确度的信 息的情况下，也可以将其他的二维映射作为准确度信息专用显示映射使 用，遵照预先准备的配色而显示准确度。具体的显示方法可以进行与第一 实施方式相同的显示。
还有，在准确度判断部33'中，根据得到最大值的时刻及得到最小值 的时刻而判断准确度的条件依赖于厚度变化波形的一个心动周期的设定 方法。如图19所示，可以将规定一个心动周期的开始的触发位置设在图8 中的曲线图8b中bl和b2之间，总之，将检测到心电图波形的S波或心 音图波形的I音的0. 1秒后作为一个心动周期的开始时刻。在这种情况下， 准确度判断部33'在获得最大值D (t,)的时刻t,和获得最小值D (t in) 的时刻t^满足t自〉t^的关系时判断为准确度高。
另外，准确度判断部33'也可以通过其他的方法判断准确度。如图20 所示，在一个心动周期的一部分期间内设定用于求出最大值及最小值的第 一期间，进而在第一期间内设定最大值及最小值出现预测期间(第二期 间)。最大值及最小值出现预测期间考虑循环器系统的机制而设定，例如， 优选设定为在期间内厚度变化量的最大值和最小值出现的概率为99.9%。 最大值及最小值出现预测期间与最大值及最小值测定期间相同，可以根据 心电图波形或心音图波形等生物体信号、或位置变位量波形等设定。
准确度判断部33'判断分别得到最大最小值运算部31c'确定的最大 值及最小值的时刻是否为最大值及最小值出现预测期间，在期间内的情况 下，判断为从该最大值及最小值获得的最大厚度变化量、形变或弹性特性 的准确度高。
在图20中，由于分别获得最大值及最小值的时刻t,及"分别为最大值及最小值出现预测期间，因此，准确度判断部33'判断为频度高。
如图21所示，在厚度变化量波形中含有噪音，该噪音被作为为最小 值D' ' (tmin'')测定的情况下，时刻tmin''处在最大值及最小值出 现预测期间外。因而，判断为从最大值，，(traax'，)及最小值D'， (tmi '')获得的最大厚度变化量、形变或弹性特性的准确度低。
还有，最大值及最小值出现的概率高的期间不是一个连续的期间，如 图22所示，也可以将最大值出现的概率高的最大值出现预测期间、和最 小值出现的概率高的最小值出现预测期间设定在第一期间内。在这种情况 下，准确度判断部33'判断获得最大值的时刻是否在最大值出现预测期间 期间内，以及获得最小值的时刻是否在最小值出现预测期间内。
另外，也可以组合上述的判断多个准确度的方法。通过组合多个准确 度判断方法，能够得到更高精度的准确度信息。例如，在获得如图21所 示的厚度变化波形的情况下，只比较获得最大值及最小值的时刻，就由于 满足t' ' MX〈t' ' ^的关系，故被判断为准确度高，但可以通过使用最 大值及最小值出现预测期间的判断，正确判断准确度。
于是，根据本发明的超声波诊断装置可知，通过基于获得厚度变化量 的最大值及最小值的时刻，能够评价获得的最大厚度变化量、形变、弹性 特性的可靠性，能够进行正确且可靠性高的诊断。 (第三实施方式)
以下，对本发明的超声波诊断装置的第三实施方式进行说明。图23 是表示第三实施方式的超声波诊断装置的要部的结构的方框图。图23中 未图示，但第三实施方式的超声波诊断装置，与第一实施方式相同，具有 超声波探测器13、发送部14、接收部15、延迟时间控制部16、相位检波 部17、滤波部18及控制部30。这些各部位如第一实施方式中的说明似的 动作。
本实施方式的超声波诊断装置判断每一个心动周期中获得的最大厚 度变化量、形变或弹性特性的整体的可靠性是否高。因而，运算部19包 含形状测定值运算部31、性状特性值运算部32、合格与否运算部35。
如第一实施方式中的详细的说明，形状测定值运算部31求出性状特 性。具体来说，使用相位检波信号的实际信号及虚拟信号，求出设定在生
42物体的组织内部的多个测定对象位置上的位置变位量，进而，根据多个位 置变位量求出任意两点之间的厚度变化量。性状特性值运算部32求出性 状特性值。具体来说，根据厚度变化量的最大值及最小值的差求出形变或 弹性特性。厚度变化量的最大值及最小值如在第二实施方式中的说明，也
可以根据设定在一个心动周期的一部分期间或最大值测定期间及最小值 测定期间求出。通过心动周期的一部分期间求出最大值及最小值，如第一 及第二实施方式中的说明，能够降低噪音引起的计测误差。
合格与否运算部35对于所有数据进行运算，判断形状测定值运算部 31求出的最大值变化量、或性状特性值运算部32求出的形变量或弹性特 性是否为值得可靠的数值。例如，在获得的弹性特性为6行5列的2维矩 阵的情况下，运算各位置上的弹性特性是否为值得可靠的数值。对共计30 部位进行与否的运算。作为与否的判断方法，存在例如，着眼于厚度变化 量的情况下，将由于血压的增大而本应减少的厚度反而增大的数据设为不 合格，或将厚度表示最大值(最小值)的时序和血压值表示最小值的(或 最大值)的时序大于预先规定的阈值的数据设为不合格的方法等。
合格与否运算部35运算出这样求出的各位置上的与否比率。图24A 表示在6行5列的弹性特性上附加与否信息的弹性特性图像。表示图像的 区域如第一实施方式中的说明，通过指定显示在显示21的画面上的ROI 来指定。在图24A中，由黑色表示判断为不合格的部位。在30部位中， 被判断为合格的数据为18部位，其合格率为60%。其中，位于第一行及 第六行的数据是从血管壁外的组织获得的数据。因而，不表示正确的弹性 率。合格与否运算部35可以取代合格率，而求出不合格率。
图24B是从图24A所示的弹性特性图像只将血管壁的部位取样的图 像。为了从空间分布图像将相当于血管壁的区域取样，例如，可以利用声 阻抗的差。或者，调节ROI，设定为只含有血管壁也可。在表示血管壁的 20部位中，合格数据是18部位，其合格率为90%。以下，对使用求出的 合格率控制超声波诊断装置的显示的方法进行详细的说明，但进行与否的 判断的数据优选只包含需要求出弹性特性的区域。因而，优选判断由图24B 表示的区域的与否，而不是由图24A表示的区域，将基于获得的与否结果 的合格率使用在显示的控制。求出的合格率在合格与否运算部35中，与存储在运算数据存储部20 的预先规定的阈值进行比较。在合格率为阈值以上的情况下，合格与否运 算部35将表示与否率优越的的显示信号输出到显示部21。显示部21根据 显示信号，显示图像数据。例如，在阈值被定义为80%的情况下，合格率 为90%的图像数据显示在显示部21。另外，在阈值为95%的情况下，图 像数据不显示在显示部21。在合格与否运算部35求出不合格率的情况下， 如果不合格率为阈值以下，则将表示合格比例优越的显示信号输出。总之， 与否比率和阈值满足规定的条件时生成显示信号。合格与否运算部35按 生物体的心动周期进行这样的动作。
图25是使用合格率控制超声波诊断装置的一个例子的流程图。表示 基于合格与否运算部35求出的合格率a。和超声波诊断装置的操作者预先 设定的合格率的阈值A的比较结果，控制空间分布图像的显示的方法。在 以下说明的步骤中，例如，通过能够在计算机上执行的程序或软件等，记 录在设置于超声波诊断装置的ROM等记录媒体中。
首先，在进行测定前，操作者规定合格率的阈值A，并设定在超声波 诊断装置中(步骤S1)。其次，操作者操作超声波诊断装置，由分布图像 运算部34测定希望的部位的形状测定值或性状特性值、例如，弹性特性 (步骤S2)，运算其空间分布图像Fi (步骤S3)。然后，求出与否和合格 率& (步骤S4)，将合格率a,与阈值A进行比较(步骤S5)。在合格率^ 比阈值A大的情况下，基于从合格与否运算部35输出的显示信号，将空 间分布图像F,显示在显示部21 (步骤S6)，完成该心动周期的动作。然后， 返回步骤S2，反复执行从步骤2到步骤6。另一方面，在合格率&小于阈 值A的情况下，空间分布图像Fi不显示，结束其心动周期的动作，返回步 骤S2。在以前的空间分布图像F。显示于显示部21的情况下，保持该图像。
在此，图25的分布图像运算(步骤S3)和合格率运算(步骤S4)的 顺序相反也可。在该种情况下的流程图如图26所示。如图26所示的控制 方法和如图25所示的控制方法的差异在于在图26的方法中，只在判断 为合格率a。超过阈值A的情况下(步骤S14)运算空间分布图像K (步骤 S15)这一点。g卩，具有如图26所示的控制方法中的分布图像运算部34 的运算量偏少的效果。合格率Eln在每次求出时显示在显示部21也可。即使不显示图像F，
通过显示合格率来告知操作者，操作者也能够知道测定的合格率是否已上 升或下降，并判断测定部位或测定的姿势的适合性。
在操作者欲中断或结束测定的情况下，操作者能够向超声波诊断装置
输入中断信号。中断信号可以在如图25及26所示的任意一个步骤中输入， 如果超声波诊断装置确认到中断信号的输入，中断所有的测定。在显示部 21上，合格率&比阈值A大的图像中显示最后获得的空间分布图像F、和 此时的合格率an。
为了进行这样的动作，在如图25的步骤S6及如图26所示的步骤16 中，优选不仅显示空间分布图像Fn，而且将大于阈值A的空间分布图像Fn 和合格率an存储在运算数据存储部20中。如果存储这些图像Fn和合格率 an，则操作者在中断后只能浏览大于阈值A的可靠性高的图像，能够进行 有效的诊断。另外，还可以在输入了中断信号时，在从测定开始到中断信 号输入为止的期间，从运算数据存储部20读取合格率最高的情况下的图 像F，进行将此显示在显示部21上的控制。还有，也可以通过输入中断信 号，进行控制，使得不终止所有的测定，只保持显示。
图27是表示本实施方式的超声波诊断装置的每次心动周期中求出的 合格率a。的曲线图。横轴表示从计测开始获得空间分布图像的次数，总之 表示从计测开始起算的心动周期的次数。阈值A设定为90%。计测开始之 后，由于被检人或保持准确度判断部33的操作者的姿势或呼吸状态不稳 定等原因，合格率a。小，但之后合格率&变大。在图27中，如在横轴上 的数值上标记圆圈一样，第5 8及10次心动周期中获得的合格率an比阈 值A大。超声波诊断装置将在获得比阈值A大的合格率时的空间分布图像 显示在显示部21。具体来说，在计测开始后，到4次心动周期为止，显示 部21上不显示空间分布图像，其后，从第5次心动周期开始显示空间分 布图像Fs。之后，按每一个心动周期更新显示空间分布图像直至8次心动 周期。在第9次心动周期获得的合格率an比阈值A小。因而，在第9次心 动周期中，不进行空间分布图像的更新显示，保持空间分布图像Fs的显示。 之后，在第10次心动周期进行更新显示，并显示空间分布图像F,
于是，根据本实施方式可知，进行合格与否运算部35求出的合格率a和操作者预先设定的阈值A的比较，只将比阈值A优越的合格率a的情况 下的空间分布图像F进行显示。因而，操作者可以有选择地只看到具有一
定程度的可靠性的测定结果，从而，能够进行更正确的诊断。
另外，也可以利用合格率&而控制测定的结束。例如，作为阈值A'， 设定表示计测结果具有充分的可靠性的值，判断合格率&是否比阈值A' 优越。在合格率a。比阈值A'优越的情况下，结束计测，并打印出最后获 得的空间分布图像，或记录在记录媒体上。该控制也可以与上述的空间分 布图像的显示的控制组合。在空间分布图像也进行显示的情况下，使用在 结束测定的控制中的阈值A'优选为表示计测的可靠性比用于显示空间分 布图像的阈值A还高的数值。由此，能够在开始计测后，在计测可靠性得 到充分高的时刻下，自动结束测定，从而，能够获得希望的空间分布图像。 还有，在本实施方式中，例示了求出血管壁的弹性特性的二维分布的 情况，但本发明的超声波诊断装置还可以适合对心脏等血管壁以外的循环 器组织或肝脏或乳房等体组织进行测定。
另外，在本实施方式中，测定了形状测定值或性状特性值的二维分布， 并说明了按心动周期显示图像的超声波诊断装置，但也可以使用3D机制 探测器等测定形状测定值或性状特性值的三维分布，按心动周期进行图像 显不。
在上述方式中，比较了合格率和阈值，基于比较结果控制了显示部21。 因而，在通过超声波诊断装置进行的计测初期，由于计测不稳定，合格率 总是不能大于阈值，不存在不显示图像的情况。在这种情况下，也可以通 过将其合格率作为基准而控制显示，在计测初期显示图像。
具体来说，运算数据存储部20存储与否比率及形状测定值及性状特 性值的至少一方。合格与否运算部35在每次运算与否比率时，进行存储 在运算数据存储部20的与否比率的最佳值、和运算的与否比率，并在与 否比率比最佳值优越的情况下生成显示信号。运算数据存储部20也可以 存储所有的与否比率，、形状测定值及性状特性值，以在存储的与否比率 中特定与否比率的最佳值及此时的形状测定值及性状特性值。或者，也可 以时常只将与否比率的最佳值和获得该值时的形状测定值及性状特性值 进行更新的同时，进行存储。图28是表示使用合格率an而控制超声波诊断装置的流程图。合格率 a。的运算方法如上所述。基于合格与否运算部35求出的合格率an、和超 声波诊断装置的操作者预先设定的期间内的合格率最大值ab6St的比较结 果，控制空间分布图像Fn的显示。
首先，操作者操作超声波诊断装置，如上所述地通过分布图像运算部 34测定希望处的形状测定值或性状特性值，例如，弹性特性(步骤S21)。 其次，求出测定的弹性特性的空间分布图像Fb或图像Fi的合格率&，将 它们显示在显示部21 (步骤S22)。合格与否运算部35将图像R和合格率 a,作为在该时点上的最佳值Fb和abMt，分别存储在运算数据存储部20(步 骤S23)。
在接下来的周期中，分布图像运算部34测定弹性特性(步骤S24)， 运算分布图像F2 (步骤S25)。然后，求出与否和合格率a2 (步骤S26)， 比较合格率a2和合格率最大值ab6St (步骤S27)。在合格率a2比合格率最大 值a^还大的情况下，图像F2和合格率a2重新作为FbMt和a^t存储(步骤 S28)，空间分布图像F2由显示部21显示(步骤S29)，结束该心动周期的 动作。然后，返回步骤S24，反复执行步骤24 步骤29。另一方面，在合 格率a2比合格率最大值a^t还小的情况下，不显示空间分布图像F2，结束 该心动周期的动作，并返回到步骤S24。
如果操作者欲中断或结束测定的情况下，操作者可以向超声波诊断装 置输入中断信号。该中断信号，可以在如图28所示的任何一个步骤中也 可以输入，超声波诊断装置如果确认到中断信号的输入，则中止一切测定。 显示部21上显示合格率最大值a^t、和空间分布图像F^t。还有，也可以 通过输入中断信号，不中止一切测定，而只保持显示。
图29是表示在本实施方式的超声波诊断装置中，按心动周期求出的 合格率a。的曲线图。与图27相同，横轴表示从计测开始得到空间分布帧 的次数、总之从计测开始起算的心动周期的次数。计测刚开始后，由于被 检人或保持超声波探测器13的操作者的姿势或呼吸状态还未稳定等原因， 合格率an较小，之后，合格率an逐渐变大。在图29中，在横轴上的数字 上标注圆圈的心动周期中，更新最佳值Fb6Sjn abeSt。因而，更新显示空间 分布图像。总之，刚开始后，由于每个心动周期中，合格率a。变大，因此，
47按心动周期更新空间分布图像。如果计测最终变得稳定，合格率&最终成
为大致恒定的值，则只在合格率an进而表示计测的可靠性高的值的情况
下，更新空间分布图像。
于是，根据本实施方式可知，测定刚开始后频繁更新空间分布图像而 显示，但如果计测逐渐变得稳定，则保持可靠性最高的情况下的空间分布
图像。因而，随着计测稳定而变得容易观察显示在显示部的图像，另夕卜，
可以有选择地观察可靠性高的测定结果。由此，操作者能够进行正确的诊断。
(产业上的可利用性)
本发明的超声波诊断装置适于使用在生物体组织的性状特性及形状 特性的测定，适于测定弹性特性。另外，适于测定血管壁的弹性特性，适 于使用在动脉硬化病变的发现或动脉硬化的预防。
权利要求
1.一种超声波诊断装置，其包括发送部，其驱动超声波探测器，该超声波探测器用于向生物体的组织发送超声波发送波；接收部，其使用所述超声波探测器，接收所述超声波发送波在所述生物体的组织反射而得到的超声波反射波，并生成接收信号；相位检波部，其对所述接收信号进行相位检波，生成相位检波信号；形状特性运算部，其根据所述相位检波信号，分别运算设定在所述生物体的组织的多个测定对象位置的位置变位量，根据所述位置变位量，运算多个基于所述多个测定对象位置设定的任意的两点之间的形状特性值；性状特性值运算部，基于所述多个形状特性值，运算多个性状特性；合格与否运算部，其进行所述多个形状特性值及多个性状特性值中的至少一方的各个是否为正确的值的与否判断，分别基于与否判断结果，运算与否比率；显示部，其基于所述与否比率，显示所述多个形状特性值及多个性状特性值中的至少一种。
2. 根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其中， 所述合格与否运算部在所述与否比率和规定的阈值满足规定的条件的情况下，生成表示所述与否比率优越的显示信号，所述显示部基于所述显示信号，显示所述形状测定值及性状测定值中 的至少其中一种的空间分布图像。
3. 根据权利要求2所述的超声波诊断装置，其中， 所述性状特性运算部、所述性状特性运算部及所述合格与否运算部按所述生物体的心动周期进行运算，所述显示部显示所述形状测定值及性状测定值中的至少其中一种的 空间分布图像，直至接收到其次的显示信号。
4. 根据权利要求3所述的超声波诊断装置，其中， 超声波诊断装置还具备存储部，在所述比率和规定的阈值满足规定的条件下，存储所述形状测定值及性状测定值中的至少其中一种，显示部基于规定的指令，显示存储在所述存储部的数据中的最新形状 测定值及性状测定值中的至少其中 一种的空间分布图像。
5. 根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其中， 超声波诊断装置具备存储所述与否比率的存储部， 所述合格与否运算部每次在运算所述与否比率时，与存储在所述存储部的与否比率的最佳值进行比较，在所述与否比率比所述最佳值优越的情 况下，生成显示信号，所述显示部基于所述显示信号，显示所述形状测定值及性状测定值中 的至少其中一种的空间分布图像。
6. 根据权利要求5所述的超声波诊断装置，其中， 所述存储部存储所述形状测定值及性状测定值中的至少其中一种， 所述显示部基于规定的指令，显示存储在所述存储部的得到所述与否比率的最佳值的形状测定值和性状特性值中的至少其中一种的空间分布 图像。
7. 根据权利要求1 6中的任意一项所述的超声波诊断装置，其中， 所述形状测定值为生物体的体组织的最大厚度变化量。
8. 根据权利要求1 6中的任意一项所述的超声波诊断装置，其中， 所述性状特性值为生物体的体组织的形变及/或弹性特性。
9. 一种超声波诊断装置的控制方法，通过超声波诊断装置的控制部 进行控制，所述超声波诊断装置的控制方法包括-发送超声波发送波，使用超声波探测器接收所述超声波发送波在所述 生物体的组织上反射而得到的超声波反射波，并生成接收信号的步骤(A); 对所述接收信号进行相位检波，生成相位检波信号的步骤(B); 根据所述相位检波信号，分别运算设定在所述生物体的组织的多个测定对象位置上的位置变位量的步骤(C);根据所述位置变位量，求出基于所述多个测定对象位置设定的任意两个点之间的多个形状特性值的步骤(D);基于所述多个形状特性值，求出多个性状特性的步骤(E); 进行所述多个形状特性值及多个性状特性值的至少一方是否分别为 正确的值的与否的判断，并分别基于与否判断结果运算与否比率的步骤 (F);基于所述与否比率，表示所述多个形状特性值及多个性状特性值的至少一方的步骤(G)。
10. 根据权利要求9所述的超声波诊断装置的控制方法，其中， 所述步骤(F)在所述与否比率和规定的阈值满足规定的条件的情况下，生成表示所述与否比率优越的显示信号，所述步骤(G)基于所述显示信号显示所述形状测定值及性状测定值 的至少其中一种的空间分布图像。
11. 根据权利要求10所述的超声波诊断装置的控制方法，其中， 所述步骤(D)、 (E)及(F)按心动周期进行运算，所述步骤(G)显示所述形状测定值及性状测定值的至少其中一种的 空间分布图像，直至接收到其次的显示信号。
12. 根据权利要求ll所述的超声波诊断装置的控制方法，其中， 控制方法还包括，在所述与否比率和规定的阈值满足规定的条件的情况下，存储所述形状测定值及性状测定值的至少其中一种的步骤(Hl)，步骤(G)基于规定的指令，显示存储在所述存储部的数据中的最新 的形状测定值和性状测定值的至少其中 一种的空间分布图像。
13. 根据权利要求9所述的超声波诊断装置的控制方法，其中， 控制方法包括存储所述与否比率的步骤(H2)，所述步骤(F)在每次运算所述与否比率时，与在所述步骤(H2)中 存储的与否比率的最佳值进行比较，如果所述与否比率比所述最佳值更优 越，则生成显示信号，所述步骤(G)基于所述显示信号，显示所述形状测定值及性状测定 值的至少其中一种的空间分布图像。
14. 根据权利要求13所述的超声波诊断装置的控制方法，其中， 控制方法还包括，存储所述形状测定值及性状测定值的至少其中一种的步骤(H3)，所述步骤(G)基于规定的指令，显示存储在所述存储部的得到所述 与否比率的最佳值的形状测定值和性状测定值的至少其中一种的空间分 布图像。
15. 根据权利要求9 14中的任意一项所述的超声波诊断装置的控制 方法，其中，所述形状测定值是生物体的体组织的最大厚度变化量。
16.根据权利要求9 14中的任意一项所述的超声波诊断装置的控制 方法，其中，所述性状测定值是生物体的组织的形变及/或弹性特性。
全文摘要
一种超声波诊断装置，包括发送部(14)，驱动超声波探测器(13)，向生物体的组织发送超声波发送波；接收部(15)，对所述超声波发送波在所述生物体的组织反射而得到的超声波反射波，使用所述超声波探测器接收，并生成接收信号；相位检波部(17)，对所述接收信号进行相位检波，并生成相位检波信号；位置变位量运算部(31a)，根据所述相位检波信号，分别运算设定在所述生物体的组织上的多个测定对象位置上的位置变位量；厚度变化量运算部(31b)，根据所述位置变位量，求出多个基于所述多个测定对象位置设定的任意的两点之间的厚度或厚度变化量；最大最小值运算部(31c)，在分别设定于所述生物体的一个心动周期的一部分期间中的最大值测定期间及最小值测定期间中，分别确定各厚度或厚度变化量的最大值及最小值，根据所述各厚度或厚度变化量的最大值及最小值的差，分别计算最大厚度变化量、形变及弹性特性中的至少一种。
文档编号A61B8/08GK101536920SQ200910136820
公开日2009年9月23日 申请日期2005年7月27日 优先权日2004年7月28日
发明者加藤真, 反中由直, 砂川和宏, 萩原尚 申请人:松下电器产业株式会社