专利名称：超声波摄像装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及医疗用的超声波摄像装置，特别涉及按照时间序列来测量检测者所期望的心内绝对压的超声波摄像装置。
背景技术：
心脏疾患在很多发达国家是3大死因之一。在进行心脏疾患的早期诊断和过程观察方面，左心房或左心室的经时性的压力信息作为对诊断直接有用的指标而使用。此处的压力信息是指与大气压之间的差压，以下称作绝对压。在进行心内绝对压测量时，采用了将心脏导管插入到体内的方法。通过导管得到的信息主要是主动脉、左心室、左心房中的绝对压，和根据搏动而变化的绝对压的变化、即绝对压波形。该方法是将心脏导管插入到体内，直接对心脏内压力进行测量的侵入性的手法。此外，作为与非侵入性的心内压测定相关的技术，设计了对心脏内的血流速度进行测定，根据测定出的血流速度，利用物理方程式来计算心内压力差的手法。在此，压力差表示某两点间的压力的差。在根据血流速度来求取压力差的方法中详细来说报告了流速的检测方法不同的以下方法。专利文献1的方法通过利用超声波多普勒效应，对具有三维运动的流体的一个方向分量进行测量，并利用数值计算来推测三维流体的动作。此外，非专利文献1的方法，通过利用超声波多普勒效应，来对具有三维运动的流体的一个方向分量进行测量，并通过假定二维动作，来算出二维的流速向量。专利文献1以及非专利文献1的方法只测量流体的一个方向速度分量，并推定其他方向分量，根据推定出的流速向量而算出的压力差在三维性的影响较少的流场中很有效。此外，在专利文献2中，通过经时性地追踪来自被称作EchoPIV的造影剂的反射信号，来检测高精度的二维血流速度向量。作为绝对压波形的测定方法，存在通过利用传递函数，来从桡骨主动脉压波形变换为中心主动脉压波形的手法。在非专利文献2、非专利文献3中，根据桡骨主动脉压波形推定出的中心主动脉压波形与实测的中心主动脉压波形进行比较，显示出了良好的一致性。在先技术文献专利文献专利文献1 JP特开2004-1217 号公报专利文献2 :W02007/136554A1非专利文献非专利文献 1 =Tanaka, M. et al.，Journal of Cardiology, 52,86-101 (2008)非专利文献 2 =Pauca, A. L.，et al.，Hypertension 38 :932-937 (2006)非专利文献3 =Millasseau S. C.，et al. , Hypertension 41 :1016-1020(2003)但是，在利用了心脏导管的情况下，虽然能够按照时间序列来测量心内绝对压，但由于是侵入性的测量，因此给患者带来的负担非常大。此外，在根据血流速度利用物理方程式来计算心内压力差的手法中，能够根据物理方程式算出的量是任意2点间的相对压力差，而无法测量绝对压。利用了传递函数的压力波形测量手法，虽然能够按照时间序列来测量绝对压，但限定于主动脉压。传递函数手法向心脏内压的应用误差较大，不具有能够进行诊断的精度。
发明内容
本发明的目的在于，非/低侵入性地对心律时相中的期望位置的心脏内部的绝对压进行测定。在本发明中，通过压力传感器来对动脉压力非侵入性地按照时间序列进行检测， 并通过传递函数将动脉压力变换为心脏内部或附近的基准点上的任意时相的绝对基准压。 此外，根据超声波摄像信号来检测血流速度，并根据血流速度利用物理定律来计算基准点和设定于心脏内的压力计算位置之间的空间压力差。并且，利用基准压和空间压力差来计算心内绝对压。此时，通过根据心律时相来切换压力差计算方法，能够显示任意心律时相的连续的绝对压、即、比现有技术精度更好地检测出心内绝对压的压力波形。发明的效果根据本发明，相对于根据流体行迹来测量心内压力差的现有例，通过高精度地计算基准部的绝对压，能够提供对诊断有效的绝对压。此外，通过压力传感器的时间序列测量，能够检测出心律的时间序列上的压力变化。并且，能够提供按照时间序列非/低侵入性地对心内绝对压进行测量的超声波摄像装置。
图IA是表示本发明的实施方式的超声波摄像装置的装置结构的框图。图IB是表示本发明的实施方式的超声波摄像装置的装置结构的框图。图2是表示信号处理部的动作的流程图。图3是表示步骤S12的详细内容的流程图。图4是表示步骤S13的详细内容的流程图。图5是心内绝对压以及主动脉压的心律时相的说明图。图6是心脏瓣在心律时相中的开闭的说明图。图7(a)是瓣闭锁时的伯努利定律的说明图，(b)是瓣敞开时的伯努利定律的说明图。图8是表示在心脏内混入了示踪剂(tracer)的样态的说明图。图9(a)是将示踪剂图像划分为格子状的说明图，(b)是示踪剂图像的经时性变化追踪的说明图，(c)是通过示踪剂求出的速度向量的说明图。图10是根据速度向量求出的压力差的计算的说明图。图11是根据流入传播速度来求取压力差的说明图。图12是引入了心律时相的压力差计算方法切换的说明图。图13是瓣流速检测的ROI设定的说明图。图14(a)是表示心内绝对压以及主动脉压的心律时相变化的显示画面的图，(b) 是表示心内压以及主动脉压的等高线显示画面的图，(c)是表示压力-容积关系图的显示画面的图。
具体实施例方式以下，基于附图对本发明的实施方式进行说明。图IA是表示本发明的超声波摄像装置的装置结构例的框图。本发明的超声波摄像装置具有装置本体1、超声波探头2、和压力传感器3。装置本体1对超声波探头2进行控制，并且将来自压力传感器3的血压信号使用于超声波图像的生成。超声波探头2按照由超声波信号产生器12生成的信号，接触生物体 (被检者)41，对照射区域42照射超声波，并且接收照射区域42的反射波回声信号。压力传感器3对生物体的任意部位43处的动脉44的血压进行测量。接下来，对装置本体1的详细构成要素进行说明。装置本体1具备输入部10、控制部11、超声波信号产生器12、超声波接收电路13、压力传感器接收电路14、信号处理部 15、存储器16、以及显示部17。输入部10是操纵超声波摄像装置的检测者对控制部11设定超声波摄像装置的动作条件的键盘或指示设备(pointing device)，而且，是使用心电图的情况下的心电图信号输入部。控制部11基于通过输入部10设定的超声波摄像装置的动作条件来对超声波信号产生器12、超声波接收电路13、压力传感器接收电路14、信号处理部15、存储器16、以及显示部17进行控制，例如是计算机系统的CPU。超声波接收电路13对由超声波探头2接收到的反射回声信号进行放大或相位调整(phasing)等信号处理。压力传感器接收电路14将从压力传感器3得到的信号变换为压力信息，并传递给信号处理部15。信号处理部15具有根据来自超声波探头2的反射回声信号和来自压力传感器3的血压信号来生成超声波图像的功能。存储器16存储反射回声信号、由信号处理部15得到的超声波图像、血压信号的各种信息。存储器16还存储由绝对压运算部154、血流速度运算部1522保持的信息。显示部 17输出存储在存储器16中的信息。接下来，对信号处理部15的详细的构成要素进行说明。信号处理部15具有形状图像形成部151、空间压力差计算部152、基准压运算部153、绝对压运算部154。形状图像形成部151根据从超声波接收电路13输出的反射回声信号来形成例如B型像、即被检者的组织形状。空间压力差计算部152具有心律时相检测部1521、血流速度运算部1522、血流压力差运算部1523。血流速度运算部1522根据从超声波接收电路13输出的反射回声来计算血流速度。血流压力差运算部1523根据由基准点设定部1531得到的基准点以及由形状图像形成部151形成的组织形状来计算任意空间点上的、与基准点之间的压力差。并且，心律时相检测部1521根据从超声波接收电路13输出的反射回声来检测心律时相。心律时相的检测例如可以通过由血流速度运算部1522进行的通过瓣的流速方向的识别、或者基于流速的方向形状图像的瓣开闭的识别、或者基于从输入部10取入的心电图信号的心律时相的识别等来进行。基准压运算部153具有基准点设定部1531、传递函数输入部1532、基准点压变换部1533。基准点设定部1531根据由形状图像形成部151得到的组织形状来设定基准点。 传递函数输入部1532从存储器16中读出与由基准点设定部1531设定的基准点对应的传递函数。基准点压变换部1533根据由压力传感器接收电路14传递来的动脉压力信息和传递函数来计算基准点上的绝对压。绝对压运算部IM根据由基准压运算部153得到的基准点绝对压、和由空间压力差计算部152得到的任意位置上的与基准点之间的空间压力差来计算任意位置的绝对压。在图2中示出本实施方式的处理流程。在图2中，作为具体例，假设图IA中的照射区域42为包括心脏和上行主动脉的部位，任意部位43为前腕部，动脉44为桡骨动脉。首先，形状图像形成部151根据超声波信号将例如心脏以及主动脉那样的生物体形状变换为形状图像(Sll)，并将形状图像发送到基准压运算部153以及绝对压运算部154。接着，基准压运算部153将由压力传感器3取得的压力变换为基准点\的基准压Ptl (S12)。接着，空间压力差计算部152计算基准点\与位置\之间的压力差(SU)。最后，绝对压运算部IM 根据基准压Po、空间压力差来计算心内绝对压(S14)。如上这样，通过基准压运算部153、空间压力差计算部152、以及绝对压运算部154中的处理，能够根据桡骨动脉压和心内血流速度场来取得心内绝对压。另外，步骤12和步骤13的顺序既可以颠倒，也可以同时执行。接下来，利用图3对步骤12中的基准压运算部的详细的处理进行说明。从形状图像形成部151取得心脏以及主动脉图像(S121)。接着，在基准点设定部1531中用户根据上述取得图像，将基准点\设定为例如表示上行主动脉的代表的上行主动脉的中心部。在此表示了主动脉内，但也可以为左心室内的代表点。将基准点设定于左心室还是设于主动脉由用户决定。另外，X0的设定也可以自动地检测由形状图像形成部151计算出的作为基准的组织形状来进行设定(S12》。传递函数输入部1532从存储器16中读出与由基准点设定部1531设定的基准点对应的传递函数。基准点压变换部1533根据由压力传感器接收电路14传递来的动脉压力信息和传递函数来计算基准点上的绝对压。传递函数输入部1532从保存有传递函数的存储器16中读出上述设定的基准点以及由压力传感器测量的部位所对应的传递函数(S123)。传递函数是对桡骨动脉压和主动脉压的经时性变化即桡骨动脉压波形和主动脉压波形分别进行了傅里叶变换的、表示频率空间中的桡骨动脉压波形与主动脉压波形的相位和增益的关系的函数。传递函数是每个频率下的相位、增益信息，相位、增益信息保存在存储器中。此外，传递函数的具体例在非专利文献3中也有记载。接着，输入由压力传感器3测量出的桡骨动脉的压力(S1M)，基准点压变换部1533将上述输入的压力信息根据上述取得的传递函数变换为被设定为基准点的上行主动脉压P。(S12Q。在此，压力传感器通过利用张力测量法(tonometry method)，来算出高精度的桡骨动脉的压力。传递函数是表示桡骨动脉与主动脉的相位和增益的关系的函数。此外，设定为所述基准点的上行主动脉压等的基准压Ptl也可以通过外部输入来输入。在图IB中示出了该情况的结构图。基准压输入部155输入上行主动脉压等的基准压 P。，并将基准压Ptl的信息传达给空间压力差计算部152和绝对压运算部154。接下来，利用图4对步骤13中的空间压力差计算部的详细处理进行说明。首先， 输入上述设定的基准点)^6131)。输入来自形状图像形成部151的心脏以及主动脉图像 (S13》。接着，用户根据上述取得图像来设定任意位置^613:3)。在此，&被设定为心脏内部的任意点。另外，X1的设定既可以将心脏内部的中心部等作为代表性的部位，也可以通过图像处理自动地进行。此外，也可以使&为多个点，采用二维以上的空间。并且，心律时相检测部1521根据从超声波接收电路13得到的超声波信号来检测心律时相(S134)，并决定压力差的计算手法(S135)。根据位于心脏的瓣敞开或瓣闭锁的状态来决定心脏内的压力差计算方法。在瓣闭锁的情况下，检测瓣的位置上的逆流速度，并选择伯努利定律作为压力差计算方法(S136)。此外，在瓣敞开的情况下，检测瓣位置上的流速，并选择纳维-斯托克斯式(S137)。在步骤138中，利用在步骤136或步骤137中选择的手法来计算在步骤131、 S133中设定的基准点\以及位置\之间的压力差ΔΡ。在此，利用图5来对在步骤135中进行的压力差计算方法的決定手法的详细内容进行说明。图5(a)的曲线图是心脏一次心跳附近的经时性的压力变化的例子。511表示主动脉的压力变化，512表示左心室的压力变化，513表示左心房的压力变化。此外，在图6中表示心脏的一次心跳中的变化的示意图。61表示主动脉，62表示左心房，63表示左心室，64 表示主动脉瓣，65表示二尖瓣。将从二尖瓣闭锁的时刻Tl到主动脉瓣敞开的时刻T2为止的时间称作等容收缩期 525，此时间内的心脏如图6(a)所示那样，主动脉瓣64以及二尖瓣65闭锁。此时，在主动脉瓣64、二尖瓣65上产生从闭锁的主动脉瓣的间隙的泄露即主动脉瓣逆流641以及从闭锁的二尖瓣的间隙的泄露即二尖瓣逆流651。将从T2到主动脉瓣闭锁的时刻T3为止的时间称作射血期526，此时间内的心脏如图6 (b)所示那样，主动脉瓣64敞开，二尖瓣65闭锁。 此时，在主动脉瓣64、二尖瓣65产生主动脉瓣顺流642和二尖瓣逆流651。将从T3到二尖瓣敞开的时刻T4为止的时间称作等容舒张期527，如图6 (c)所示，主动脉瓣64以及二尖瓣 65闭锁着。此时，在主动脉瓣64、二尖瓣65产生主动脉瓣逆流641以及二尖瓣逆流651。 并且，将从T4到下一次心跳的Tl为止的时间称作充盈期528，如图6 (d)所示，主动脉瓣64 闭锁，二尖瓣65敞开着。此时，在主动脉瓣64、二尖瓣65产生主动脉瓣逆流641和二尖瓣顺流652。虽然在瓣逆流时能够通过伯努利定律来计算出压力差，但在瓣顺流时，伯努利定律不成立，需要切换压力差的运算方法。详细内容将在以下说明，但运算手法切换时刻是位于基准点\与位置&之间的路径中的瓣的状态从闭锁变为敞开、或者从敞开变为闭锁的定时(timing)、即是Tl、T2、T3、T4中的一个以上，成为切换部位的基准点)(。与位置&的组合，是基准点\位于主动脉61内或左心室63内，位置&为左心室63、左心房62、主动脉61 内的任意一者。切换时刻的检测可以检测为产生了如下时刻中的至少一个的时刻由形状图像形成部151检测出的B型图像中的瓣敞开或闭锁的时刻；以及左心室体积或面积成为最小或最大的时刻，还有，最大、最小状态持续的时间的开始或结束的时刻；以及M型图像中的瓣敞开或闭锁的时刻；以及血流速度运算部1522所检测出的瓣血流速度的符号逆转的时刻。 在此，B型图像是指，用超声波拍摄到的表示组织形状的图像，M型图像是指，经时性地追踪任意超声波扫描线上的组织的运动，是纵轴表示扫描线上的组织的位置，横轴表示时间，经时性地表示了组织的运动的图像。接下来，对压力差计算方法的详细内容进行说明。首先，对瓣闭锁时的瓣逆流检测时的压力差计算方法进行说明。在瓣逆流检测时，可以利用伯努利定律来计算压力差。瓣的逆流可以通过利用了多普勒效应的检测手法来检测，或者也可以通过利用图像识别来追踪逆流血中的血球或预先投放的造影剂等示踪剂的手法来检测。作为利用了逆流速度的、 伯努利定律的简易方法，存在简易伯努利式。假设逆流速度为V时，瓣的内外的压力差ΛΡ可以用下式来表示。AP = AXV2... (1)A是具有[sec2 · mmHg]的单位的3. 5以上4. 5以下的常数。由于此式含有稳定状态的假定，所以也可以为考虑了非稳定的影响的、下面所示的非稳定伯努利式。B是对压力差产生非稳定的影响的项，利用At期间的速度变化量AV 和瓣的厚度L，B可以写为AVXL/At。ΔΡ = AXV2+2XAXB— (2)接下来，对瓣敞开时的计算方法进行说明。在瓣敞开时，将瓣顺流速度代入到式 (1)中的简易伯努利定律不成立。利用图7来说明其理由。在对瓣逆流应用伯努利定律的情况下，可以用图7(a)这样的简易模型来表示。在此，设81a为主动脉部，8 为主动脉瓣逆流流出部，83a为左心室。若假设各个部位的压力P与流速V以及各部位的剖面积A的组合为(Pal，Val，Aal)、(Pa2, Va2，Aa2)、(Pa3, Va3，Aa3)，设P为表示血液密度的常数，则在伯努利定律中，下式成立。Pal/ P +Val2 = Pa2/ P +Va22 = Pa3/ P +Vj…(3)若利用作为速度与剖面积的积的流量Qa与位置无关地保持固定、这一质量守恒定律，则下式成立。Qa = ValXAal = Va2XAa2 = Va3XAa3... (4)在此，为了根据瓣逆流来求取主动脉-左心室间的压力差、Pal-Pa3,需要假定主动脉瓣逆流流出部8 的出口面积Aa2与主动脉剖面积Aal、或者左心室剖面积Aa3相比足够小。通过加以该假定，根据上述流量固定的条件，主动脉部以及左心室中的速度可以无视。Val = Va3 = O... (5)并且，在流速为音速的30%以下的情况下的喷流中，存在流路出口的压力与外压相等这一性质，通过将图7(a)的逆流8 看作向左心室的喷流，能够看作主动脉瓣逆流流出部Pa2和Pa3相等。Pa2 = Pa3... (6)如上所述，伯努利定律如下这样来适用，这是根据瓣逆流利用伯努利定律来计算压力差的方法。Pal-Pa3 =PX (Va22)/2…(7)此外，式(7)是假定了稳定状态的式子，在考虑到非稳定的影响的情况下，若利用离散化后的非稳定伯努利式，则可以如下式这样计算压力差。数1
权利要求
1.一种超声波摄像装置，其特征在于，具备超声波探头，其对被检者发送接收超声波；信号处理部，其对由所述超声波探头接收到的反射回声信号以及从所述被检者测量到的血压信号进行处理；显示部，其将所述信号处理结果显示为图像；和输入部，其在显示于所述显示部的图像上设定规定点，所述信号处理部具备基准压运算部，其根据所述血压信号来对体内的血流的某规定点附近的基准点上的绝对基准压进行运算；空间压力差计算部，其计算所述基准点和所述基准压运算部所运算出的绝对基准压力计算位置之间的空间压力差；和绝对压运算部，其基于所述绝对基准压和所述空间压力差来求出所述压力计算位置的绝对压。
2.根据权利要求1所述的超声波摄像装置，其特征在于，所述空间压力差计算部具有血流速度运算部，其基于所述超声波信号来检测所述基准点和指定的压力计算位置之间的血流速度；和血流-压力差运算部，其根据所述血流速度来计算所述基准点和所述压力计算位置之间的空间压力差。
3.根据权利要求1所述的超声波摄像装置，其特征在于，所述空间压力差计算部具备检测心律时相的心律时相检测部，根据所述心律时相检测部所检测出的时相，用不同的计算方法来计算所述空间压力差。
4.一种超声波摄像装置，其特征在于，具备超声波探头，其发送接收超声波；压力传感器，其非侵入性地检测动脉压力；信号处理部，其对由所述超声波探头接收到的超声波信号以及由所述压力传感器得到的压力信号进行处理；和显示部，其显示所述信号处理结果，所述信号处理部具备形状图像形成部，其根据所述超声波信号来形成组织形状图像； 基准压运算部，其将所述动脉压力变换为心脏内部或心脏附近的基准点上的任意时相的绝对基准压；空间压力差计算部，其计算所述基准点和心脏内的压力计算位置之间的空间压力差；和绝对压运算部，其利用所述基准压以及所述空间压力差，来计算心内绝对压，所述空间压力差计算部具备心律时相检测部，其检测心律时相；血流速度运算部，其根据所述超声波信号来检测血流速度；和血流-压力差运算部，其根据所述血流速度来计算压力差。
5.根据权利要求4所述的超声波摄像装置，其特征在于，所述血流-压力差运算部根据主动脉瓣或二尖瓣逆流速度，利用伯努利定律，来计算主动脉-左心室间或者左心室-左心房间的压力差。
6.根据权利要求4所述的超声波摄像装置，其特征在于，所述血流速度运算部检测心腔内的血流速度，所述血流-压力差运算部利用流体的动量守恒定律来计算心腔内的位置上的压力梯度。
7.根据权利要求4所述的超声波摄像装置，其特征在于，所述血流-压力差运算部，将心腔内的压力梯度设为-ImmHg/cm以上ImmHg/cm以下的常数来计算主动脉-左心室间或者左心室-左心房间的压力差。
8.根据权利要求4所述的超声波摄像装置，其特征在于，利用伯努利定律，根据主动脉瓣顺流速度来计算主动脉-左心室间的压力差，并根据二尖瓣顺流速度来计算左心室-左心房间的压力差。
9.根据权利要求4所述的超声波摄像装置，其特征在于，所述血流-压力差运算部在所述基准点与所述压力计算位置之间存在瓣且瓣关闭的情况下，和在所述基准点与所述压力计算位置之间不存在瓣，或者虽然存在瓣但瓣敞开着的情况下，对处理方法进行切换。
10.根据权利要求9所述的超声波摄像装置，其特征在于，切换所述处理方法的时刻是成为等容收缩期、射血期、等容舒张期、充盈期的边界的时刻中的1个时刻或多个时刻。
11.根据权利要求4所述的超声波摄像装置，其特征在于，所述基准点位于主动脉内或左心室内，所述压力计算位置位于左心室或左心房。
12.根据权利要求10所述的超声波摄像装置，其特征在于，所述心律时相检测部检测所述处理的切换时刻。
13.根据权利要求1所述的超声波摄像装置，其特征在于，所述显示部显示所述绝对压运算部所算出的所述压力计算位置上的规定时刻的压力、 或者压力的经时性变化。
14.根据权利要求1所述的超声波摄像装置，其特征在于，具备指标解析部，所述指标解析部根据所述绝对压运算部所算出的绝对压，来计算表示时间上的微分值的物理量即(dP/dt)以及/或者用指数函数来近似了左心室的舒张状态时的时间常数τ，且所述显示部显示所述物理量(dP/dt)以及/或者时间常数τ。
15.根据权利要求14所述的超声波摄像装置，其特征在于，所述指标解析部，根据所述形状图像形成部所形成的形状图像，在多个时刻，检测左心室的体积即左心室容积，并显示压力-容积关系图以及/或者Emax，其中所述压力-容积关系图是将所述多个时刻的左心室容积、和所述绝对压运算部所算出的多个时刻的绝对压， 绘制在具有表示心脏体积的轴和表示绝对压的轴的二维空间中而得到的图，所述Emax是在所述压力-容积关系图上的收缩期末期的压力-容积关系的倾斜度。
全文摘要
本发明的超声波诊断装置具备对动脉压力非侵入性地进行检测的压力传感器；从所述动脉压力变换为基准点的绝对基准压的基准压运算部；计算所述基准点和与基准点不同的位置之间的空间压力差的空间压力差计算部；和利用所述形状图像、所述基准压、所述空间压力差，来计算心内绝对压的绝对压运算部。根据办法吗的超声波诊断装置，能够对心律时相中的心脏内部的绝对压非/低侵入性地进行测定。
文档编号A61B8/08GK102413771SQ20108001772
公开日2012年4月11日 申请日期2010年4月23日 优先权日2009年4月24日
发明者山本真理子, 桥场邦夫, 森修, 田中智彦 申请人:株式会社日立医疗器械