超声波摄像装置以及信息处理装置的制作方法

专利名称：超声波摄像装置以及信息处理装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及医疗用的超声波摄像装置，尤其涉及对检查者所期望的心脏的硬度或心脏的内部的血压进行测量的超声波摄像技术。
背景技术：
心脏疾患在大部分发达国家中是三大死因之一。在进行 心脏疾患的早期诊断和过程观察方面，左心房或左心室的随着时间的压力信息直接作为有用的指标而被用于诊断。所谓心脏的内部的压力信息是指与大气压的差压，以下称为心内压。在进行心内压测量时，采用将心脏导管插入到体内的侵入式方法。通过导管得到的信息主要为大动脉、左心室中的血压。此外，作为与非侵入式的心内压测定相关联的技术，设计了根据左心室的固有振动数推定心肌的硬度，进而测量心内压的手法。非专利文献2的方法为将左心室近似为球壳，通过采用非专利文献I中提倡的流体充满后的球壳的固有振动数与硬度的关系式，来推定心肌的硬度的手法。固有振动数在心肌硬的情况下变高。例如在心内压高的情况下心肌组织扩展，心腔的固有振动数变高。进而，非专利文献3提出了如非专利文献4所示的、利用心肌的硬度和心内压的关系来推定心内压的手法。现有技术文献专利文献专利文献I JP特开平10-5226公报非专利文献非专利文献I Advani, S. H.，Lee, Y. C.，J. Sound Vib. 12 (4) :453-462 (1970)非专利文献2 Honda, H et al. Am J Physiol Heart Circ Physiol 266 H881-H890(1994)非专利文献3 :Sato M. et al. Electronic letters 32 (11) 949-950 (1996)非专利文献4 Mirsky I.，Parmley ff. ff. Cardiac Mechanics. Chap. 11 (1974)

发明内容
发明所要解决的课题在采用心脏导管的情况下，能测量心内压，但由于是侵入式的测量，因此对患者所带来的负担非常大。此外，如上述的现有技术文献那样，在将左心室近似为球壳，根据固有振动数算出心肌的硬度或心内压的情况下，所得到的值与依赖形状所产生的误差处于相同的级别(order)，因此没有精度。本发明的目的在于提供一种能够以非侵入的方式对心肌硬度以及心脏内部的绝对压力精度良好地进行测定的超声波摄像装置以及信息处理装置。用于解决课题的手段为了实现上述目的，本发明提供一种下述结构的超声波摄像装置，该超声波摄像装置具备超声波探头，其对作为对象物的心脏进行超声波的收发；信号处理部，其对通过超声波探头所接收的反射回波信号进行处理；和显示部，其显示信号处理部的信号处理结果，信号处理部具备形状提取部，其根据反射回波信号来提取心脏的形状信息；固有振动检测部，其根据反射回波信号来检测心脏的固有振动；和运算部，其根据所得到形状信息和固有振动来计算心肌硬度或者心内压。此外，为了实现上述目的，本发明提供一种下述结构的信息处理装置，该信息处理装置处理对心脏进行超声波的收发而得到的反射回波信号，具备信号处理部，其对反射回波信号进行处理；和显示部，其显示信号处理部的处理结果，信号处理部具备根据反射回波信号提取心脏的形状信息的形状提取部；根据反射回波信号检测心脏的固有振动的固有振动检测部；和根据所得到的形状信息和固有振动计算心脏的心肌硬度或者心内压的运算部。发明的效果 根据本发明，通过考虑作为摄像对象物的心脏的形状信息，从而能够高精度地提供对诊断有效的心肌硬度以及心内压。在本发明中，为了根据超声波摄像信号以非侵入的方式测量心脏的形状以及心脏的活动，通过采用根据心脏的固有振动数考虑了形状的效果的物理法则，能够算出精度高的心肌硬度。进而能够根据所得到的心肌硬度采用心脏的硬度和心脏的压力的关系式来算出心内压。


图I为表示第I实施例的超声波摄像装置的一构成例的框图。图2为表不与第I实施例相关的信号处理部的动作的一例的流程图。图3为表示与第I实施例相关的用于说明心脏的振动的B模式图像的图。图4为与第I实施例相关的用于说明心脏的心跳时相的图。图5为与第I实施例相关的用于说明扩张末期的心壁振动的图。图6为与第I实施例相关的用于说明椭圆体以及椭圆体的振动模式的图。图7为与第I实施例相关的用于说明信号处理部的详细动作的图。图8为与第2实施例相关的采用球贝塞尔函数(spherical Bessel functions)的函数的说明图。图9A为与第2实施例相关的表示球壳与椭圆体壳的振动数比的说明图⑴。图9B为与第2实施例相关的表示球壳与椭圆体壳的振动数比的说明图(2)。图9C为与第2实施例相关的表示球壳与椭圆体壳的振动数比的说明图(3)。图9D为表示与第2实施例相关的振动数比的表格的一例的图。图9E为表示与第2实施例相关的无量纲参数(nondimensional parameter)的表格的一例的图。图10为与第2实施例相关的用于说明椭圆体壳的示意图。图11为表不与第2实施例相关的信号处理部的动作的一例的流程图。图12为表示与各实施例相关的画面显示的一例的图。图13为表不与第3实施例相关的信号处理部的动作的一例的流程图。
具体实施例方式以下，基于附图对本发明的实施方式即各种实施例进行说明。实施例I首先,作为第一实施例,对采用有限要素法(finite-element method)对反射回波信号进行处理的超声波摄像装置进行说明。即，对下述超声波摄像装置的构成进行说明，该超声波摄像装置利用超声波来对对象物进行摄像，具备超声波探头，其对作为对象物的心脏进行超声波的收发；信号处理部，其对通过超声波探头所接收的反射回波信号进行处理；和显示部，其显示信号处理部的信号处理结果，信号处理部具备形状提取部，其根据反射回波信号来提取心脏的形状信息；固有振动检测部，其根据反射回波信号来检测心脏的固有振动；和运算部，其根据形状信息和固有振动来计算心脏的心肌硬度或者心内压。图I为表示实施例I的超声波摄像装置的一构成例的框图。超声波摄像装置具备 装置主体I和超声波探头2。装置主体I边控制超声波探头2边生成超声波图像。超声波探头2按照由超声波信号发生器12所生成的信号，与生物体等的被检体3相接触，对其照射区域30照射超声波，并且接收照射区域30的反射回波信号。接下来，对装置主体I的详细的构成要素进行说明。装置主体I具备输入部10、控制部11、超声波信号发生器12、超声波接收电路13、显示部14以及信号处理部15。输入部10为对超声波摄像装置进行操作的检查者对控制部11设定超声波摄像装置的动作条件的键盘或指向器(pointing device),此外为使用心电图的情况下的心电图信号输入部。控制部11为基于通过输入部10设定的超声波摄像装置的动作条件对超声波信号发生器
12、超声波接收电路13、显示部14以及信号处理部15进行控制的部分，例如构成为定序器(sequencer)或构成计算机系统的处理部的中央处理部(Central Processing Unit ；CPU)的程序处理。超声波接收电路13对通过超声波探头2所接收的反射回波信号进行放大或整相等并输入到信号处理部15。显示部14将由信号处理部15得到的图像信息或后面详述的心肌硬度或心内压等输出到显示器上。信号处理部15具有根据来自超声波接收电路
13、即来自超声波探头2的反射回波信号生成超声波图像的功能。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具有心跳时相检测部151、形状提取部152、固有振动检测部153、运算部154以及作为存储部的存储器155。另外，信号处理部15的功能模块即心跳时相检测部151、形状提取部152、固有振动检测部153、运算部154能够由上述的CPU中的程序处理等来实现。心跳时相检测部151根据从输入部10获取的输入信号、或者反射回波信号、或者形状信息来检测心脏瓣膜的血流的速度和方向，并取得心脏的收缩和扩张的时相，由此能够识别心跳时相。或者根据从形状提取部152得到的形状信息来检测心跳时相。形状提取部152根据从超声波接收电路13输出的反射回波信号来形成例如B (Brightness，亮度)模式、即超声波照射对象的以采用了平面摄像法的2维的心脏或者采用了立体摄像法的3维的心脏为中心的组织形状。固有振动检测部153对由形状提取部152得到的组织的固有振动进行测量。运算部154根据组织的形状信息和固有振动信息，采用有限要素法来算出组织的硬度。存储器155存储包括反射回波信号数据在内的、由心跳时相检测部151、形状提取部152、固有振动检测部153、运算部154进行处理的数据或所得到的结果的数据。该存储器155当然也可以设置在信号处理部15的外部。图2表示本实施例的装置、尤其是信号处理部15的处理流程。图2中，作为具体例，图I中的照射区域30中采用包括心脏的左心室的部位，但照射区域30也可为左心房、
右心房、右心室。首先，形状提取部152根据从超声波接收电路13输出的反射回波信号形成例如B模式像、即超声波照射对象的采用了平面摄像法的二维的左心室的形状图像或者采用了立体摄像法的三维的左心室的形状图像(Sll)，将该组织形状图像发送到心跳时相检测部
151。心跳时相检测部151根据从超声波接收电路13得到的反射回波信号、或者形状信息、或者从输入部10获得的信息来检测心跳时相(S12)，将心跳时相信息发送到形状提取部
152。接下来，形状提取部152根据组织形状图像的亮度信息，利用图像处理来决定各图像内的组织存在的位置信息，提取规定时相中的左心室的形状信息(S13)，将形状信息发送到固有振动检测部153。接下来，固有振动检测部153对形状信息的规定位置的固有振动进行检测(S14)，将固有振动信息发送到运算部154。最后，运算部154根据左心室的形状信息和固有振动信息算出左心室的硬度信息或者心脏的内部的压力即心内压信息。另外，在执行步骤12时，在不使用由步骤11取得的形状信息的情况下，步骤11和步骤12的顺序既可相反，也可同时执行。此外，步骤13和步骤14的顺序既可相反，也可同时执行。根据图3，对通过步骤11得到的被摄体即心脏的形状信息的一例进行说明。图3表示通过二维的B模式所拍摄的心脏的左心室31、左心房32、右心室33、二尖瓣34、左室后壁35、心尖部36。说明图为二维图像，但也可为三维图像摄像。B模式像的超声波频率可处于能摄像的IMHz到20MHz的范围，但本实施例中设为中心频率5MHz。此外，在对心脏进行摄像时的脉冲重复频率(Pulse Repetition Frequency ；PRF)设为能够捕捉心脏的活动的范围、即20Hz以上。利用图4说明步骤12中的心跳时相检测方法的例子。图4表示心跳时相的随时间变化的物理量、例如心电图信号波形61、二尖瓣流入速度波形62、肺动脉瓣逆流波形63、心壁速度波形64、心壁运动波形65的变化。在使用了心电图信号的情况下，能够识别从输入部10获取的心电图信号波形61的心跳时相。心电图能够特征性地捕捉心跳时相，但即使不采用心电图，通过采用与心电图时相的变化一起示出特征性的变化的图4中的物理量62-65中的任一个，并采用波形的极大值、极小值、最大值、最小值、倾斜度、零交叉(zero cross)等,也能够检测时相。作为波形的取得方法，例如能够通过进行多普勒测量来对经过二尖瓣34的血流的二尖瓣流入速度波形62进行测量，并进行心跳时相识别。此外，血流波形也可以是肺动脉瓣逆流波形63、经过大动脉瓣、三尖瓣的流速波形、或者心壁速度波形64、或者以M(Motion，运动)模式经时性地对心壁的移动进行了测量而得到的心壁运动波形65。此外，也可是经时性地表示了固有振动检测部153所检测到的振动的波形。不管是哪一个，在心跳时相检测部151中，都能够根据这些波形识别心跳时相。在本实施例中，尤其关注于对诊断有用的扩张末期66的时相。扩张末期66为在左心室31充满血液，且血液即将被喷出之前的时相。此外，也可以对左心室容积成为最大的时相进行检测。在此，所谓B模式图像是表示由超声波所拍摄的组织形状的图像，M模式图像是按照时间追踪任意超声波扫描线上的组织的活动，在纵轴上表示扫描线上的组织的位置，在横轴上表示时间，来按照时间表示组织的活动的图像。
接下来，在图2的步骤13，通过图像处理来检测由步骤11得到的组织图像的位置信息。具体而言，在超声波图像中组织被识别为高 亮度值，因此将高亮度值部分作为心脏组织，取得二维或者三维的心脏组织位置。在步骤14，固有振动检测部153采用从超声波接收电路13输出的反射回波信号来对步骤11中得到的组织图像中的规定位置的固有振动数进行测量。规定的位置既可以由用户从组织图像中进行选择并根据来自输入部10的指示来决定，也可根据信号处理部15所进行的图像处理来决定特征性的左室后壁35或心尖部36。另外，在本实施例中，算出IOHz以上IOOHz的范围的固有振动数的M模式的PRF为200Hz以上。利用图3以及图5详细地说明步骤14。进行固有振动检测的部位可以为作为对象的心腔壁的任一个位置。本实施例中，由于以左室为对象，因此作为其一例，对图3所示的心尖部36的固有振动检测进行说明。固有振动数的检测方法，对采用了 M模式的手段进行说明。图5中表示图3所示的利用了包括检测位置在内的超声波扫描线37的M模式图像。通过在M模式中经时性地观察表示心壁的活动的心壁运动波形65的振动,能够检测扩张末期66的固有振动。在本实施例中，关注于在诊断中有用并且心脏正在处于舒张状态的扩张末期66的时相的固有振动。通过进行扩张末期66的壁振动的波谱解析，能够算出心尖部36的固有振动数39。波谱解析也可为傅里叶变换或者小波变换。在进行测量的固有振动数为一个以上且为多个的情况下，除了固有振动数39，还可测量左室后壁35的固有振动数38、其他部位的固有振动数。在此，利用图6说明固有振动和测量部位的关系。壳的固有振动模式存在无数个，根据每个固有振动模式的振动方式而产生振动显著的部位和振动少的部位。利用图6以椭圆体壳的振动为例进行说明。图6(a)中,椭圆体壳67处于用轴方向X、半径方向r、圆周方向Θ表现的极坐标系中。图6(b)中表示xr平面671的X轴方向的模式2x的振动，此外图6 (c)中表不γΘ平面672的r方向的模式2r的振动。典型的变形后的状态675、676分别表示相反的振动的相位。此外，图6(b)和(C)的振动模式不同，由此固有振动数也不同。此外，通过取多个测量振动的部位，能够捕捉这些各种各样的振动模式的特征性的模式。例如，在测量点673，能够显著地测量模式2x的振动，但几乎检测不到模式2r的振动。另一方面，在测量点674，能够测量模式2x和模式2r这两者的固有振动数。即，在测量点为一点的情况下，模式的确定是困难的，但通过进行多点的测量能够进行模式的确定。在图2的步骤15中，运算部154根据组织的形状信息和固有振动信息，采用有限要素法来算出组织的硬度。尤其在进行有限要素法时，两个重要的物理量、即心肌硬度E[Pa]以及心内压p[Pa]是未知的。为了决定这些物理量，在本实施例中采用迭代法。利用图7，对本实施例中的有限要素法的详细的处理进行说明。图7(a)表示其详细的流程，图7(b)表示按照该流程的概要图。运算部154根据由形状检测部152所提取的形状信息Dtl作成有限要素网格Dm(S1511)。在此Dm处于在心脏内施加压力，因此心肌伸展、心腔膨大的状态。根据Dm推定没有施加压力的萎缩状态。萎缩状态通过比例因数(scalingfactor) g来进行推定。比例因数g为从O到I的值，在运算时任意地决定(S1512)。通过将网格信息Dm按比例缩小(scale down) g倍，从而算出萎缩状态的网格信息Dd (S1513)。在此，按照保存心肌组织的质量的方式进行按比例缩小。这种缩小例如可以减小心壁的直径，并加厚壁厚。而且，此时，心内压与外压等价。此外，本实施例中的心内压的基准压为大气压，心内压的显示示出了与大气压的差压。即，由步骤1513算出的萎缩的心脏网格Dd的心内压为OmmHg。接下来，决定有限要素法的参数。关于物性，作为保持诊断的有效性的范围，将心肌的密度设为从950kg/nT3到1150kg/nT3的范围的常数，将血液密度设为从950kg/nT3到1150kg/m~3的范围的常数。心肌的硬度E采用式(I)所记载的关系式(非专利文献4) (S1514)。数IE = Ii1 σ +k2-----(式 I)在此，σ为壁厚度方向的左心室壁应力[Pa], kj无单位)、k2[gm/mnT2]为与弹性相关的常数。h公知取29. 9到43. 7，经验的平均值为37. 3 (非专利文献4)。k2为从O至Ij-2. 13[gm/mm~2]范围的常数。接下来，采用有限要素法使Dd的心内压缓缓地增加，使Ds缓缓地膨胀。使其膨胀到与测量出的网格信息Dm大致相等的大小(S1515)。作为该膨胀了的网格信息Ds，设此时的心内压为P。接下来，利用该Ds，算出固有振动数f；(S1516)。对算出的固有振动数f。和 测量出的固有振动数匕进行比较(S1517)。在两者足够接近时，有限要素模型反映了进行了充分测量的心脏，将计算中所使用的硬度E和压力P作为实际的硬度和心内压。此外，该判定，在固有振动数f。和测量出的振动数fm不同的情况下，改变比例因数g并反复从步骤1512到步骤1517的过程。固有振动数f。和测量出的振动数fm足够接近的判定也可为例如两者的误差收敛到某阈值以内的情况。此外，该阈值也可为作为允许误差的15%以下。除此之外，也可使比例因数g覆盖性地变化，并选择其中固有振动数f。与测量出的振动数匕两者的误差最小的比例因数g。根据以上所说明的本实施例，能够算出摄像对象即心脏的硬度E和压力p。接下来，详细说明本实施例的超声波摄像装置的对显示部的显示图像。图I的显示部14除了通常的B模式、M模式等的超声波图像之外，还在其画面中显示信号处理部15的运算部154所算出的、一个以上的空间位置上的、或者某时刻的、或者某连续的时刻中的一个以上的心内压或者、振动数或振动数的波谱解析、壁面的移动量、或者心脏的硬度等。该波谱解析也可为能够检测与时相相应的频率的短时间傅里叶变换或者小波解析。波谱解析图为二轴的等高线图，一方的轴为时间，一方的轴为频率。另外，也可用颜色表示波谱强度。作为一例，在图12(a)的最下部通过短时间傅里叶变换例示了波谱解析图613。此夕卜，也可以一方的轴为频率，一方的轴为波谱强度。此外，如图12(a)所示，也可将表示时相的心电图611、M模式显示图612、傅里叶变换等的波谱解析图613显示于同一画面上。此夕卜，也可基于由形状提取部152所形成的图像，将图12(b)所示的组织图像30重叠显示于同一画面中。进而，也可采用运动图像或静止图像来显示振动的模式。此外，如图12(b)所示，在进行以下所说明的第二实施例的步骤13的椭圆体近似时，也可将心脏组织和椭圆体301重叠显示。实施例2接下来，说明第二实施例的超声波摄像装置。在第一实施例中，采用有限要素法来算出心肌硬度、心内压，相对于此，在第二实施例中，不采用有限要素法，而将心腔近似为椭圆体壳，采用椭圆体壳和固有振动数的物理法则。另外，本实施例的超声波摄像装置的结构具有与实施例I中所说明的图I的装置结构相同的结构。差异点在于图I的装置的计算处理部15中的处理部分，如后面所说明的那样，尤其在图2所示的处理流程的步骤13和步骤15中存在差异。在详细地记述本实施例之前，对球壳和固有振动数的物理法则向椭圆体壳和固有振动数的关系的扩展进行说明。现有技术文献中，虽然提倡表示球壳的固有振动数的支配方程式(非专利文献I)，但是不知道与实际的心腔相近的椭圆球壳与固有振动数的关系式。在此，对利用椭圆体壳的固有振动数，归结到表示球壳的固有振动数的支配方程式法 贝U，算出椭圆体壳的硬度的手法进行说明。由式(2)表示示出球壳的固有振动数的支配方程式(非专利文献2)。此外，0 为将固有振动数fn无量纲化后的变量。c6a，C4a, C2a, C0a, C6b, C4b, Cob, Ca, Cb为由表示形状的内径和壁厚的比h/r以及泊松比Cb决定的9个常数，Jn(x)、Jn’ (x)分别为变量X的第η种球贝塞尔函数及其微分。数2
r aο i r............. ....... .......Lc.......U L , 广,^ β , J n{C ,β ,E1'1) ,
iJr- I 43 “ ￡ιη K'{C JΛ I ' 341-rH7'{C
Γη-__η I f , ftβ a J H (C β M ^ ) I a/ Q\+° ----(式 2)数3Pn=Cb —4ti------(式 3)
L· ‘Cb = 2 r P 1/2(l-v2)1;2虽然式⑵能够复杂地以数值求解，但如图8(a)所示那样，函数Jn(X)/Jn’ (x)根据X的值而从负的无限大变动到正的无限大，满足式(2)的βη的解也存在无数个。因此，存在E的值也不能唯一地决定的问题。因此，在本实施例中，利用在心肌的振动模式中球贝塞尔函数部的输入部(ο3βηΕ1/2)充分小到O. 001级程度的情况，通过采用向零点的渐近近似式(4)，能够求得唯一的解。数4
_4] Ijm0 AU) =1);丨| -----(式 4)η !! = η (η_2) (η_4) · · ·由此，通过将该关系式代入到式(2)，得到以下的式子。
数5f β+i^fl+^-V4+k+^k+cOfl=° ――(式 5)
V ) \ n J 、 n通过该渐近近似存在两个优点。一个是，式(2)包括β n和E这两个变量，与此相对，式(5)的变量只为βη。即，在式(2)中，启示了 βη的解根据组织硬度E的值而产生变化的可能性，但在式(5)中，在球半径壁厚比与泊松比相同的情况下，各系数相同，因此βη的值与组织硬度E的值无关而始终相同。只要决定了形状和泊松比，@ 的值就决定了。采用球壳得到的该结论，示出了即使在采用椭圆体壳的情况下，只要决定了形状，βη就能够与E的值无关地决定的可能性。本发明者，将只要决定了该形状，βη就能与E的值无关地决定的可能性扩展到椭圆体壳，因此在后面进行详述。此外，第二个优点在于，式(5)为βη2的3次方程式，因此βη能够以解析解的方式 算出这一点。这意味着在算出心肌硬度E时，不需要数值的反复计算，能够缩短计算时间。另外，在图8(b)中表示解析而得到的解析解(analytical)与通过有限要素法所得到的数值解(simulation)的比较的一例。在该图中，横轴表示硬度(Elasticity)Jil^ft表示固有振动数(Eigen frequency)。实线以及虚线表示解析解所表示的固有振动数与硬度的关系，分别表示模式2 (η = 2)以及模式4(η = 4)。此外，圆形划线以及菱形划线表示有限要素法所得到的计算结果，分别表示模式2以及模式4。模式2、模式4均取得良好的一致，示出由式(5)得到的解的妥当性。接下来，对上述的球壳的固有振动数的椭圆体壳扩展进行说明。由球壳的固有振动数的渐近近似手法得到的、根据心肌的硬度和固有振动数得到的无量纲数@ 根据壳的形状和泊松比来决定，根据上述的见解，启示了在椭圆体壳的情况下也是只要决定形状，则椭圆体壳的@ 也同样地决定。为了确认上述内容，关于充满了流体的椭圆体壳的固有振动数，通过有限要素法，将长轴短轴径比s作为函数，算出充满了流体的椭圆体壳与球壳的固有振动数比F。振动模式为自由振动。计算条件为被充满的流体以及壳的组织的密度均为1000kg/nT3。针对以下的三个示例进行计算。首先，在示例I中，为了表示振动频率比F不依赖于硬度E或半径R，而将硬度50kPa且半径30mm的球壳、硬度30kPa且半径30mm的球壳以及硬度50kPa且半径15mm的球壳的情况进行比较。泊松比为O. 499，球壳半径与壁厚的比为1/3。在示例2中，为了调查泊松比V对振动频率比F带来的影响,而使泊松比V变化。另外,在示例2中以硬度50kPa、半径30mm且球壳半径与壁厚的比为1/3的球壳作为计算对象。示例3中，为了调查半径与壁厚比(X = h/r)的影响，而使X变化。另外，在示例3中将硬度50kPa、半径30mm、泊松比为O. 499的球壳作为计算对象。图9A、图9B、图9C与三个示例(Case) 1、2、3相关，将长轴短轴径比s (横轴)作为函数，示出了充满了流体的椭圆体壳和球壳的固有振动数比F (纵轴)。在此，设球体的半径和椭圆体的短轴径的值等价。图9A表示图6的Γθ平面中的模式2R(n = 2)，图9Β表示图6的xr平面中的模式2X(n = 2),图9C表示图6的r Θ平面模式4R(n = 4)。在长轴短轴径比s为I时，椭圆体表示球，频率比为I。椭圆体频率随着S的值变小而减少。在模式2R的情况下，尤其在短轴半径成为长轴半径的一半的s = O. 5时，可知椭圆体的频率减少到60%程度。心肌的硬度在频率的二次方下有效果，因此在测量椭圆体的频率，并以球体进行了处理的情况下，存在算出的硬度估计低到真正的硬度的十分之几的程度的可能性。此外，在示例I的计算中，在图9A、图9B、图9C所有的模式中，频率比F一致。这意味着频率比不依赖于尺寸或硬度。此外，示例2中虽然观察到泊松比所产生的若干的影响，但频率比在所有的模式中几乎一致。示例3中，能够确认半径与壁厚的比即球壳的形状的影响显著地显现。在本实施例中，基于以上的计算结果，在信号处理部中，采用以下手法采用椭圆的长径短径比来决定椭圆体壳的无量纲振动数βη。利用图11，说明第二实施例的情况下的图2的步骤15的详细流程。第二实施例的装置结构与图I所示的第一实施例的装置结构相同。此外，本实施例的处理流程概要与图2所示的处理相同，但信号处理部15的处理流程中、步骤13和步骤15的详细内容不同，因此以下对步骤13、15进行说明。首先，在本实施例的步骤13中，通过图像处理对步骤11所得到的组织图像的位置信息进行检测。具体而言，在超声波图像中组织被识别为高亮度值，因此将高亮度值部作为心脏组织，取得二维或者三维的心脏组织位置。进而，形状提取部152按照检查者的需要 将心脏或作为心脏的一部分的各心腔的形状即形状参数、即如图10所示内径r[m]、心壁厚h[m]、心腔壁近似为椭圆，算出长轴径与短轴径比s(在此s为I以下)等。内径r、心壁厚h既可以为心腔的平均值，也可为局部的值。心腔的椭圆近似方法也可为心腔体积、椭圆体的心腔剖面和椭圆的模式匹配。接下来，在本实施例的步骤15中，信号处理部15的运算部154将心腔近似为椭圆体壳，采用椭圆体壳和固有振动数的物理法则。图11中表示步骤15的详细的流程。步骤1521中，运算部154将测量出的模式η的椭圆体壳的固有振动数fe,n[Hz]校正为球壳相当的模式η的固有振动数fs,n[Hz]。在此，如下式(6)所示那样，球壳相当的模式η的固有振动数fs,n的计算既可以采用图9A、图9B、图9C所示的球壳与椭圆体壳的振动数比F来进行校正，也可直接采用椭圆体壳的固有振动
无量纲数βε,η。另外，在βη计算中既可以采用有限要素法来数值性地求解，也可采用马提厄函数(Mathieu function)来解析性地求解。振动数比F和无量纲数β 作为表格、其拟合(fitting)函数或者解析函数，如后面所说明的那样，被预先保存于图I的信号处理部15的存储器155中。数6
f/ =^L-----(式 6)
P接下来，运算部154采用式(3)所示的固有振动数与球壳的硬度的物理关系式，算出心肌的硬度(S1522)。此外，也可使式(3)简化，而采用式(7)。根据校正为球壳后的模式η的固有振动数fs,n算出硬度E。数7E = Ccr2fsZtn----(式 7)
权利要求
1.一种超声波摄像装置，利用超声波来对对象物进行摄像，该超声波摄像装置的特征在于， 具备 超声波探头，其对作为上述对象物的心脏进行超声波的收发； 信号处理部，其对通过上述超声波探头所接收的反射回波信号进行处理；和 显示部，其显示上述信号处理部的信号处理结果， 上述信号处理部具备 形状提取部，其根据上述反射回波信号来提取上述心脏的形状信息； 固有振动检测部，其根据上述反射回波信号来检测上述心脏的固有振动；和 运算部，其根据上述形状信息和上述固有振动来计算上述心脏的心肌硬度或者心内压。
2.根据权利要求I所述的超声波摄像装置，其特征在于， 上述固有振动检测部，对由上述形状提取部作为上述形状信息而得到的上述心脏内的心腔形状的规定的一个以上的固有振动模式进行检测，算出上述固有振动模式的频率即固有振动数。
3.根据权利要求2所述的超声波摄像装置，其特征在于， 上述固有振动检测部决定上述心腔形状的上述固有振动模式的检测位置。
4.根据权利要求I所述的超声波摄像装置，其特征在于， 上述运算部，利用上述形状信息以及上述心肌硬度与上述心内压的关系准则来进行有限要素计算，算出上述心内压或者上述心肌的硬度。
5.根据权利要求I所述的超声波摄像装置，其特征在于， 上述形状提取部将上述心脏内的左心室近似为椭圆球壳，算出上述椭圆球壳的短轴或者长轴的内径、壳厚、长径短径比。
6.根据权利要求5所述的超声波摄像装置，其特征在于， 上述运算部根据上述椭圆球壳的固有振动数来算出上述心肌硬度。
7.根据权利要求6所述的超声波摄像装置，其特征在于， 上述运算部进行将上述椭圆球壳的固有振动数归结到球壳的校正运算。
8.根据权利要求6所述的超声波摄像装置，其特征在于， 上述运算部采用校正表格来将上述椭圆球壳的固有振动数归结到球壳。
9.根据权利要求6所述的超声波摄像装置，其特征在于， 上述运算部，采用椭圆球壳近似时的上述心肌硬度和上述心内压的关系准则来计算上述心内压。
10.根据权利要求I所述的超声波摄像装置，其特征在于， 上述信号处理部还具备检测上述心脏的心跳时相的心跳时相检测部，在由上述心跳时相检测部所检测出的规定的心跳时相中，计算上述心肌硬度或者上述心内压。
11.根据权利要求2所述的超声波摄像装置，其特征在于， 上述运算部采用由上述固有振动检测部所算出的多个上述固有振动模式来计算上述心肌硬度或者上述心内压。
12.根据权利要求2所述的超声波摄像装置，其特征在于，还具备输入部，该输入部在显示于上述显示部的上述图像中设定规定点， 上述信号处理部检测通过上述输入部设定的上述规定点的上述固有振动模式。
13.根据权利要求I所述的超声波摄像装置，其特征在于， 上述显示部显示上述运算部所算出的上述心肌硬度或者上述心内压。
14.根据权利要求10所述的超声波摄像装置，其特征在于， 上述显示部显示波谱解析图，该波谱解析图将由上述运算部算出的上述固有振动的固有振动数、和由上述心跳时相检测部检测出的上述心跳时相绘制到二维空间中。
15.根据权利要求I所述的超声波摄像装置，其特征在于， 上述信号处理部采用上述形状信息来进行有限要素计算，检测上述心脏的固有振动数，采用上述心脏的固有振动数和上述心肌的硬度的关系准则，来算出上述心肌的硬度或者上述心内压。
16.一种信息处理装置，处理对心脏进行超声波的收发而得到的反射回波信号，该信息处理装置的特征在于， 具备 信号处理部，其对上述反射回波信号进行处理；和 显示部，其显示上述信号处理部的处理结果， 上述信号处理部，根据上述反射回波信号来提取上述心脏的形状信息，根据上述反射回波信号来检测上述心脏的固有振动，根据上述形状信息和上述固有振动来算出上述心脏的心肌硬度或者上述心脏的心内压。
全文摘要
本发明提供一种以非侵入的方式测定作为心脏的肌肉的心肌的硬度或者作为心脏的内部的血压的心内压的超声波摄像装置。超声波摄像装置具备对作为体内的对象物的心脏收发超声波的超声波探头(2)；对通过超声波探头所接收的反射回波信号进行处理的信号处理部(15)；将信号处理结果作为图像进行显示的显示部(14)；和在显示部中所显示的图像中设定规定点的输入部(10)。信号处理部(15)具备根据反射回波信号识别心脏的形状信息的形状提取部(152)；根据反射回波信号检测心脏的固有的振动的固有振动检测部(153)；和计算心肌的硬度或者心内压的运算部(154)，运算部(154)根据心脏的固有振动数精度良好地算出心肌的硬度，根据所算出的心肌的硬度计算心内压。
文档编号A61B8/00GK102753101SQ20118000856
公开日2012年10月24日 申请日期2011年2月2日 优先权日2010年2月17日
发明者东隆, 桥场邦夫, 田中智彦, 田原麻梨江 申请人:株式会社日立医疗器械