CN1791361A - 超声波诊断装置 - Google Patents

Abstract

具有对被检测体收发超声波的发送部(102)及接收部(103)、用来分析接收信号并跟踪被检测体组织的运动的组织跟踪部(115)、用来检测与被检测体组织的运动有关的特征量的特征量检测部(120)。特征量检测部(120)对接收信号、多普勒位移、被检测体组织的运动忠的任一个进行信号处理，并检测与同步于心脏搏动的被检测体组织的运动有关的特征量，从而基于检测出的特征量生成初始化脉冲，而组织跟踪部(115)通过此初始化脉冲被初始化。本发明不需要在被检测体和装置间的特殊连接，通过只将探头接触到被检测体的简单操作，就可以获得被检测体的断层图像和被检测组织的弹性系数图像。

Description

超声波诊断装置

技术领域

本发明涉及一种把被检测体组织的弹性系数等组织特性图像化的超声波诊断装置。

背景技术

以往的超声波诊断装置用来通过将超声波照射到被检测体上，并把其反射回波信号的强度转换成对应的象素亮度，从而获得被检测体的结构来作为断层图像。另外，近年来，还有一种通过分析反射回波信号的相位来精确测量被检测体的运动并由此求取被检测体的弹性系数这样的试验。

例如，在特开平10-5226号公报中阐述出一种方法，该方法使用反射回波信号的检波输出信号的振幅和相位双方，通过确定被检测体的瞬间位置，以高精度进行组织的跟踪，并捕捉因搏动而引起的大振幅位移运动上的微小振动。对于特开平10-5226号公报中所阐述的被检测体组织的跟踪方法，参照图21进行说明。

在图21中，对于被检测体的同一方向，将隔开ΔT的期间所发送的超声波脉冲接收信号，设为y(t)及y(t+ΔT)。在此，t代表时刻。假设脉冲发送时刻为t＝0，则来自一定深度x1的接收信号的接收时刻t1为t1＝x1/(C/2)。但是，C是声速。此时，假设y(t1)和Y(t1+ΔT)之间的相位位移为Δθ，并且时刻t1附近的超声波中心频率为f，则该期间ΔT上x1的移动量Δx，为

Δx＝-C·Δθ/4πf                     …(公式1)

通过将其与x1相加，ΔT秒后x1的位置x1′可以按

x1′＝x1+Δx                            …(公式2)

来求取，并且通过反复相加，，可以一直跟踪被检测体的同一部位x1。

另外，作为使特开平10-5226号公报中阐述的方法得到进一步发展的示例，在特开2000-229078号公报中阐述出下述方法，该方法通过精确跟踪因心脏搏动而产生的血管壁内面及外面的各大振幅位移运动，来求取局部弹性系数。也就是说，求取与大振幅位移运动重叠的微小振动的运动速度，根据其差来计量血管壁的变形量，并根据变形量和血压差来求取局部弹性系数。借此，也可以对弹性系数的空间分布进行图像显示。对于特开2000-229078号公报中所阐述的弹性系数计算方法，参照图22A及图22B进行说明。

图22A作为一个示例表示有粥样斑块303的血管300。探头101对被检测体304照射超声波，并接收来自血管300特别是动脉的回波。在血管壁上设定测量点A、B，并采用上述方法对来自测量点A、B的接收信号进行分析，跟踪测量点A、B的运动(位置)。

如图22B的心电波形ECG所示，动脉通过心脏搏动反复进行收缩和舒张，因此测量点A、B分别做出跟踪波形TA、TB所示的那种周期性运动。也就是说，追随下述运动，该运动为在心脏收缩期血管壁迅速扩张，并且在心脏舒张期血管慢慢收缩。按照跟踪波形TA、TB，来求取测量点A-B间的厚度变化波形W(＝TB-TA)。假设厚度变化波形W的变化量为ΔW，并且测量点初始化时的基准厚度为Ws，则测量点A-B间的变形量ε为

ε＝ΔW/Ws                          …(公式3)

假设此时的血压差为ΔP，则测量点A-B间的弹性系数Er可以按

Er＝ΔP/ε

  ＝ΔP·Ws/ΔW                     …(公式4)

来求取。通过将其对断层图像上的多个点来进行上述内容，能获得弹性系数图像。

但是，特开平10-5226号公报中阐述的组织跟踪方法存在下述问题，即由于不断将位置的变化量相加，因而由噪声或手的晃动等各种各样的原因而发生的误差进行累积，从而使跟踪精度下降。在特开平2000-229078号公报中阐述的方法中，为了解决该问题，要利用从心电图所检测出的R波，定期使跟踪位置进行初始化。但是，存在下述问题，即为了取得心电图，需要在被检测体上安装3个部位以上的电极，装卸需要人工和时间。

发明内容

本发明的目的为提供一种超声波诊断装置，在心电装置和心音装置等装置和被检测体之间不需要特殊的连接，通过只将探头接触到被检测体的简单操作，就能够获得变形量、弹性系数及粘性系数等组织特征量。另外，本发明的目的为提供一种超声波诊断装置，可以以高精度跟踪被检测体组织的运动。

为了达到上述目的，本发明第1基本结构所涉及的超声波诊断装置，其特征为，具备：超声波收发机构，用来对被检测体收发超声波；组织跟踪机构，用来分析接收信号并跟踪被检测体组织的运动；特征量检测机构，用来根据正在跟踪的上述被检测体组织的运动，检测与上述被检测体组织的运动有关的特征量；根据上述特征量检测信号，上述组织跟踪机构被初始化。

本发明第2基本结构所涉及的超声波诊断装置，其特征为，具备：超声波收发机构，用来对被检测体收发超声波；组织跟踪机构，用来分析接收信号并跟踪被检测体组织的运动；特征量检测机构，用来根据与上述被检测体组织的运动相对应的上述接收信号的振幅或相位，检测与上述被检测体组织的运动有关的特征量，并输出特征量检测信号；根据上述特征量检测信号，上述组织跟踪机构被初始化。

本发明第3基本结构所涉及的超声波诊断装置，其特征为，具备：超声波收发机构，用来对被检测体收发超声波；组织跟踪机构，用来分析接收信号并跟踪被检测体组织的运动；多普勒信号处理机构，用来检测与正在跟踪的上述被检测体组织的运动相对应的上述接收信号的多普勒位移；特征量检测机构，用来根据所检测出的上述多普勒位移，检测与上述被检测体组织的运动有关的特征量，并输出特征量检测信号；根据上述特征量检测信号，上述组织跟踪机构被初始化。

根据第1～第3的任一个基本结构，不需要被检测体和装置间的特殊连接，通过只将探头接触到被检测体的简单操作，就可以正确跟踪被检测体组织。

在上述任一个基本结构中优选的是，还具备延迟机构，用来使上述特征量检测信号只延迟指定的延迟时间；根据上述延迟后的特征量检测信号，上述组织跟踪机构被初始化。根据这种结构，能在更为确切的时刻进行初始化，使跟踪被检测体组织运动的精度得到提高。

在这种结构中，上述指定的延迟时间可以根据与最近的多次运动有关的特征量检测间隔来推定。借此，例如在将被检测体设为血管时，由于可以将组织跟踪机构的初始化时刻设定成血管收缩末期的紧前面，因而能够按照初始化时刻将血管壁的厚度变化为最大及最小的时间一起缩短，并且能够在跟踪精度较高的状态下求取弹性系数等的组织特征量。

本发明第4基本结构所涉及的超声波诊断装置，其特征为，具备：超声波收发机构，用来对被检测体收发超声波；延迟机构，用来延迟接收信号；组织跟踪机构，用来分析至少上述延迟后的接收信号，并跟踪被检测体组织的运动；特征量检测机构，用来检测与被检测体组织的运动有关的特征量，并输出特征量检测信号；根据上述特征量检测信号，上述组织跟踪机构被初始化。

在第1到第4的任一个基本结构中，可以构成如下结构，还具备选择机构，用来分析多个上述被检测体组织的运动，并从多个被检测体组织中选择一个；上述特征量检测机构检测与上述所选择出的被检测体组织运动有关的特征量，并输出上述特征量检测信号。

在第1到第4的任一个基本结构中，可以构成如下结构，还具备选择机构，用来分析多个接收信号，并从多个上述被检测体组织中选择一个；上述特征量检测机构检测与上述所选择出的上述被检测体组织运动有关的特征量，并输出上述特征量检测信号。

在第1到第4的任一个基本结构中，可以构成如下结构，还具备选择机构，用来分析多个接收信号的多普勒位移，并从多个上述被检测体组织中选择一个；上述特征量检测机构检测与上述所选择出的上述被检测体组织运动有关的特征量，并输出上述特征量检测信号。

在第1到第4的任一个基本结构中，可以构成如下结构，还具备用来根据上述被检测体组织的运动计算变形量、粘性系数及弹性系数等被检测体组织的特性的机构；选择机构，用来分析上述被检测组织的特性，并从多个上述被检测体组织中选择一个；上述特征量检测机构检测与上述所选择出的上述被检测体组织运动有关的特征量，并输出上述特征量检测信号。

在上述任一个结构中，上述与运动有关的特征量可以设为与心脏搏动同步的特征量。或者说，上述与运动有关的特征量可以设为与来自外部的压力弛缓或激励同步的特征量。

另外，在上述任一个结构中优选的是，具备转换机构，用来转换下述两种初始化动作，该初始化动作一种是由上述初始化机构做出的初始化动作，另一种是根据与包含心电和心音并从心脏搏动信息测量机构所获取到的心脏搏动同步的信号、初始化上述跟踪机构的初始化动作。借此，可以根据情况，容易地对以往根据心电图的初始化动作和上述任一个结构中的初始化动作进行转换。

另外，在上述任一个结构中还可以具备用来根据上述多个被检测体组织的运动计算变形量、粘性系数等被检测体组织的特性的机构。或者说，还可以具备下述机构：即用来根据上述多个被检测体组织的运动求取上述被检测体组织的变形量，并根据上述变形量和从血压测量机构所获取到的血压值，计算上述被检测体组织的弹性系数的机构。

附图的简单说明

图1是表示本发明实施方式1中的超声波诊断装置动作的各部分波形图。

图2是同一实施方式中超声波诊断装置的框图。

图3是同一超声波诊断装置中监视器107上的显示画面的示例图。

图4是本发明实施方式2中超声波诊断装置的框图。

图5是用来说明同一实施方式中的超声波诊断装置优点的波形图。

图6是用来说明同一实施方式中的超声波诊断装置动作的波形图。

图7是表示同一实施方式中的超声波诊断装置的变形例的框图。

图8是表示同一实施方式中的超声波诊断装置的其他变形例的框图。

图9是表示本发明实施方式3中的超声波诊断装置一个结构示例的框图。

图10A是表示使用同一实施方式中的超声波诊断装置来跟踪被检测体组织运动的位置(测量点)的模式图。

图10B是用来说明同一实施方式中的超声波诊断装置动作的波形图。

图11是表示同一实施方式中的超声波诊断装置的变形例的框图。

图12是表示同一实施方式中的超声波诊断装置的其他变形例的框图。

图13是本发明实施方式4中超声波诊断装置的框图。

图14是同一实施方式中超声波诊断装置的画面说明图。

图15是同一实施方式中超声波诊断装置的其他画面说明图。

图16A表示被检测体的各测量点的波形图，图16B是表示从图16A所示的各测量点得到的跟踪波形的示例的波形图。

图17是表示本发明实施方式4中的超声波诊断装置的变形例的框图。

图18是表示同一实施方式中的超声波诊断装置的其他变形例的框图。

图19是表示同一实施方式中的超声波诊断装置的其他变形例的框图。

图20是表示同一实施方式中的超声波诊断装置的其他变形例的框图。

图21是用来说明以往示例中的被检测体组织跟踪方法的波形图。

图22A是表示在以往示例及本发明的实施方式中跟踪被检测体组织运动的位置(测量点)的模式图。

图22B是用来说明以往示例中的被检测体组织跟踪方法的波形图。

具体实施方式

(实施方式1)

参照图1，对于本发明实施方式1所涉及的超声波诊断装置的动作进行说明。图1是表示本实施方式所涉及的超声波诊断装置动作的各部分波形图。该波形如图22A所示，是在对被检测体的血管照射超声波时得到的。在图1中，ECG是心电波形，TA是图22A中测量点A的跟踪波形，TB是测量点B的跟踪波形。W(＝TB-TA)表示厚度变化波形，TA′表示TA的微分波形，RST表示初始化脉冲。

如同使用(公式1)及(公式2)所说明的那样，通过在血管壁上设定测量点A、B，并分析接收信号的相位，来跟踪测量点A、B的运动。动脉通过心脏搏动反复进行收缩和舒张，因此测量点A、B做出图1的跟踪波形TA、TB所示的那种周期性运动。根据跟踪波形TA、TB，来求取测量点A-B间的厚度变化波形W。

如上所述，假设厚度变化波形W的变化量为ΔW，并且测量点初始化时的基准厚度为Ws，则测量点A-B间的变形量ε，用

ε＝ΔW/Ws

来表示。假设此时的血压差为ΔP，则测量点A-B间的弹性系数Er，可以作为

Er＝ΔP/ε＝ΔP·Ws/ΔW

来求取。

通过对断层图像上的多个测量点进行如上的那种操作及处理，就得到代表被检测体组织软硬度的弹性系数图像。

再者，在本实施方式中，如图1所示，利用跟踪波形TA的变化量也就是微分波形TA′，来进行初始化，该初始化是以往利用从心电图检测的R波进行的测量点A、B的跟踪位置的初始化。也就是说，根据微分波形TA′，制作1心脏搏动1次的初始化脉冲RST，并通过该初始化脉冲RST来进行测量点A、B跟踪位置的初始化。对于跟踪波形TA的微分波形TA′，通过阈值处理等使之产生初始化脉冲RST。此时，阈值TH既可以设为固定值，也可以设为作为最近最大值的一定比例的阈值，或者随着经过时间而减少的那种动态阈值。另外，设置数百毫秒的空闲期间以免连续发生初始化脉冲RST，这也是有效的。也就是说，重要的是确保1次心脏搏动发生1次初始化脉冲RST。

如上所述，不需要心电装置等装置和被检测体之间的特殊连接，通过只将探头接触到被检测体的简单操作，就可以求取弹性系数图像。

还有，在图1中虽然使用组织跟踪波形TA进行了初始化，但是也可以另外设置测量点用于初始化。这种情况下，虽然测量点最好在血管壁上，但是可以使用血管***组织等与心脏搏动同步运动的所有组织。

另外，在图1的结构中，虽然使用组织跟踪波形的微分波形进行了初始化，但是本实施方式并不限定于此，而可以作为与心脏搏动同步的被检测体特征量，使用其他各种信息，来获得特征量检测信号。例如，可以使用组织跟踪波形其本身、厚度变化波形W、变形量ε的变化、血管上的脉波、血流速度、血流强度、脉搏、瞬间血压波形、心音及它们的微分波形等与心脏搏动同步运动的所有信息。

接着，对于实现上面所说明的动作的超声波诊断装置的具体结构，参照图2进行说明。图2是表示本实施方式所涉及的超声波诊断装置一个结构示例的电路框图。

在图2中，控制部100用来控制超声波诊断装置的整体。发送部102用来接受来自控制部100的脉冲宽度、时刻及脉冲数等的指令，并且发生对探头101进行驱动的高压发送脉冲。探头101用来将来自发送部102的高压发送脉冲转换成超声波，并照射到被检测体上，并且将从被检测体内部反射回来的超声波回波转换成电信号。接收部103用来放大接收信号，并且只检测来自所设定位置及方向的超声波。断层图像处理部104由带通滤波器、对数压缩器及检波器等构成，用来分析接收信号的主要振幅，把被检测体的内部结构图像化。

弹性系数图像处理部105包括正交检波部114、组织跟踪部115、作为组织特征量计算机构的弹性系数计算部116及弹性系数图像制作部117，用来把弹性系数的二维分布图像化。正交检波部114用来对接收信号进行正交检波。组织跟踪部115是本实施方式的用来以高精度跟踪被检测体组织运动的中心结构之一，用来分析接收信号的主要相位并跟踪组织的运动。弹性系数计算部116用来根据所跟踪的多个组织的运动计算组织的变形量，并根据由血压测量部108测量出的血压值和变形量，计算组织的局部弹性系数。弹性系数图像制作部117用来把弹性系数的二维分布图像化。

多普勒信号处理部118用来分析接收信号的多普勒位移，并检测组织的运动或血流。特征量检测部120用来分析所接收到的一维接收信号的振幅和相位或者对它们进行分析所得到的多普勒位移和组织跟踪波形，并检测与心脏搏动同步的被检测体特征量，发生对组织跟踪部115进行初始化的初始化脉冲来作为特征量检测信号。在本实施方式中，由于使用图像化之前的一维信号，因而和分析图像并检测与心脏搏动同步的信号的方法相比，可以简易且正确地检测与心脏搏动同步的信号。该初始化脉冲在弹性系数计算部116中，也是计算弹性系数的定时信号。心脏搏动信息测量部122由脉搏计、实时血压计及脉波计等构成，用来检测与心脏搏动同步的特征量。转换器119根据组织跟踪部115、多普勒信号处理部118及接收部103的输出，选择给特征量检测部120的输入信号。转换器121根据特征量检测部120、心脏搏动信息测量部122及心电测量部109的输出，选择给组织跟踪部115的初始化信号。

图像合成部106用来合成断层图像和弹性系数图像，以及心电波形等，并显示于监视器107上。另外，断层图像存储器110、弹性系数图像存储器111及波形存储器112用来分别记录断层图像、弹性系数图像及心电波形和心音波形。

图3是监视器107显示画面的示例图。在监视画面中，在断层图像200上重叠显示弹性系数图像201。图3作为一个示例表示出，有粥样斑块303的血管长轴方向的断层图像200(血管的前壁301、后壁302)。再者，还显示反射强度标度202、弹性系数标度203及心电和心音波形204等，该反射强度标度202表示断层图像200的反射强度和画面上的亮度之间的对应关系，该弹性系数标度表示弹性系数和画面上的色调或亮度之间的对应关系。

在图2中，通过操作转换器121，来选择组织跟踪部115的初始化信号。可以通过将转换器121的可动接点转换为b侧接点，如同以往那样使用心电波形来进行初始化，并通过将转换器121的可动接点转换为a侧接点，利用本实施方式的方法来进行初始化。借此，在需要短时间内求取多个被检测体的弹性系数图像时，通过使用本实施方式的初始化方法，不用心电装置的更换等复杂的操作，就可以迅速求取弹性系数图像，并且通过转换转换器121，也可以应对需要根据心电的可靠初始化的情形。

另外，还可以通过将转换器121的可动接点转换为c侧接点，从而由设置于装置外部的脉搏计、实时血压计及脉波计等的心脏搏动信息测量部122，检测与心脏搏动同步的特征量，并进行初始化。脉搏计、实时血压计及脉波计等和心电装置相比，由于可以用较少的电缆数来连接被检测体和装置间，并且也易于对被检测体的安装，因而可以大幅减少操作者的人工和时间。

另外，通过操作转换器119，可以选择给特征量检测部120的输入信号。可以通过将转换器119的可动接点转换为a侧接点，根据来自组织跟踪部115的组织跟踪波形来制作初始化脉冲，并通过将转换器119的可动接点转换为b侧接点，根据在血管中流动的血流速度和强度以及由组织的运动而产生的多普勒位移，来制作初始化脉冲。另外，可以通过将转换器119的可动接点转换为c侧接点，根据接收信号的振幅和相位等来制作初始化脉冲。

还有，在上述示例中，虽然对于计算与1次心脏搏动的血压变化相对应的被检测体组织的变形量并且求取弹性系数的超声波诊断装置，进行了说明，但是本实施方式对于下述超声波诊断装置也可以使用，该超声波诊断装置用来跟踪与来自外部的压迫弛缓或励振相对应的被检测体组织，求取变形量、弹性系数及粘性系数等被检测体组织的特性。这种情况下，组织跟踪部的初始化脉冲设为与来自外部的压迫弛缓或励振同步。

(实施方式2)

图4是表示本发明实施方式2所涉及的超声波诊断装置一个结构示例的框图。在图4中，对于和图2所示的实施方式1相同的结构要件，附上相同的参照号码，以使说明变得简略。

作为本实施方式的用来以高精度跟踪被检测体组织运动的中心结构之一的特征量检测部120，用来分析所接收到的一维接收信号的振幅和相位或者对它们进行分析所得到的多普勒位移和组织跟踪波形，检测与被检测体的运动有关的特征量(包含心脏搏动)，特别是与运动同步的特征量，并根据其检测时刻来制作作为特征量检测信号的同步脉冲SP。在本实施方式中，由于使用图像化之前的一维信号，因而和分析图像并检测与心脏搏动同步的信号的方法相比，可以简易且正确地检测与心脏搏动同步的信号。再者，作为又一个主要结构的脉冲延迟部124用来使同步脉冲SP只延迟指定的延迟时间，并制作对组织跟踪部115进行初始化的初始化信号的初始化脉冲RST。该初始化脉冲RST在弹性系数计算部116中，也是计算弹性系数的定时信号。

利用转换器121，从脉冲延迟部124及活体信号测量部125的输出信号中，选择给组织跟踪部115的初始化信号。活体信号测量部125是用来测量心电和心音等的装置。监视器107的显示画面示例和图3所示的画面相同。

下面，对于作为本实施方式主要部分的特征量检测部120和脉冲延迟部124的动作，使用图5及图6进行更为详细的说明。还有，在下面的说明中，将对于下述情形进行说明，这种情形是在图4中，转换器121的通用接点与a接点方连接，以便使用由脉冲延迟部124延迟后的特征量检测信号RST作为用来对组织跟踪部115进行初始化的初始化信号，特征量并且特征量检测部120根据被检测体组织的跟踪波形来检测与被检测体组织的运动有关的特征量。

在图5中，从上方表示出心电波形ECG、血管300(图22A)的测量点A的跟踪波形TA、测量点B的跟踪波形TB、厚度变化波形W(＝TB-TA)、TA的微分波形TA′以及同步脉冲SP。首先，对跟踪波形进行处理，检测1心脏搏动1次的同步脉冲SP。在图5中示例出，将跟踪波形TA的微分波形TA′和阈值TH进行比较并且在超过阈值TH的时刻发出同步脉冲SP的情形。但是，本实施方式并不限于此。可以使用接收信号的振幅变化和相位变化、组织跟踪波形其本身、厚度变化W、变形量ε的变化、血管上的脉波、根据接收信号的多普勒位移检测的血流速度和血流强度、脉搏、瞬间血压波形、心音及它们的微分波形等与心脏搏动同步产生运动的所有信息。也就是说，重要的是确保1次心脏搏动发生1次同步脉冲SP。

由于利用该同步脉冲SP进行跟踪波形的初始化，因而不需要心电装置和心音装置等被检测体和装置间的特殊连接，就可以为1次心脏搏动进行1次跟踪波形的初始化。这种情况下，初始化的时刻相当于血管的舒张期间。血管在舒张时快速进行扩张，并且在收缩时慢慢收缩。为了求取弹性系数，需要血管壁厚度变化的最大值和最小值(其差为ΔW)。最小值出现在血管舒张末期也就是刚刚初始化之后(图5中的C点)，而最大值出现在血管收缩末期也就是从初始化经过相当长时间之后(图5中的D点)。

被检测体组织的跟踪如上述(公式2)所示，是通过不断将位置的变化量累积相加来进行的，因此跟踪精度随着从初始化开始的经过时间而有所下降，并且在从初始化开始经过相当长时间的D点上，累积了相当大的误差。因此，为了提高跟踪精度，优选的是将C点和D点放到刚刚初始化之后。

因此，在本实施方式中，并不是利用同步脉冲SP直接进行跟踪波形的初始化，而是使用通过脉冲延迟部124后的脉冲。也就是说，如图6所示，使同步脉冲SP延迟与2个(此脉冲和前一个脉冲)同步脉冲SP的间隔T1成比例的时间αT1，来制作初始化脉冲RST。通过使用该脉冲使组织跟踪部115复位，来进行跟踪波形的初始化。延迟时间由于设为2个(此脉冲和前一个脉冲)特征量检测脉冲(同步脉冲SP)间隔的90％左右，因而可以将初始化的时刻设定到血管收缩末期的紧前面。借此，对于血管壁厚度变化的最大值及最小值，全都可以缩短从初始化开始的时间(图6中的B点和C点)。因此，可以防止跟踪精度的下降，在跟踪精度较高的状态下求取弹性系数。另外，借此可以在和以往利用心电图R波的初始化几乎相同的时刻进行初始化。

还有，心脏搏动由于不一定总是按相同周期进行搏动(特别是，心律不齐的情形等)，因而通过诸如在特征量检测脉冲间隔的70～95％左右的范围内按照被检测体改变延迟时间，或设为最近数次的特征量检测脉冲间隔的平均值的70～95％，或者利用多项式使最近数次的脉冲间隔近似来推测下面的脉冲间隔，并设为其间隔的70～95％，可以更为正确地推测心脏搏动间隔，使初始化时刻正确地对应血管收缩末期，因此可以进行更为确切的初始化。

还有，如图7所示，也可以设置用来检测接收信号的多普勒位移的多普勒信号处理部118，从而根据多普勒位移来检测与运动有关的特征量。多普勒信号处理部118还设置在以往的超声波诊断装置中，用于检测血流。血流的速度和强度直接表明心脏的运动，并且通过使用它们，可以以高的精度可靠地产生1心脏搏动1次的脉冲。另外，如图8所示，也可以直接分析接收信号来检测特征量。这种情况下，可以通过监视来自规定深度的接收信号的振幅或相位，并且检测振幅或相位产生较大变化的点等，简单产生1心脏搏动1次的脉冲。

(实施方式3)

图9是表示本发明实施方式3所涉及的超声波诊断装置一个结构示例的框图。本实施方式和实施方式2相比，不同之处为，未设置脉冲延迟部124，取而代之设置接收信号存储器113，并且分别形成用来求取初始化脉冲RST的跟踪波形和用来求取厚度变化的跟踪波形。还有，在图9中，对于具有和实施方式2相同的结构及功能的部分，附上相同的符号，以省略其说明。

在图9中，接收信号存储器113通过存储接收信号并以先入先出(first in first out：FIFO)方式进行读写，给接收信号赋予指定的延迟时间。作为接收信号，正交检波前的信号和正交检波后的信号都可以。

下面，对于作为本实施方式的主要部分的特征量检测部120和接收信号存储器113的动作，使用图10A及图10B进行详细说明。还有，下面的说明涉及到在图9中转换器122的通用接点连接到a接点一侧的状态。

图10A是表示对被检测体组织运动进行跟踪的位置(测量点)的模式图，并且除图22A所示的测量点A、B之外还表示出测量点Z。在图10B中，从上方表示心电波形ECG、血管300(图10A)的测量点A的跟踪波形TA、测量点B的跟踪波形TB、厚度变化波形W(TB-TA)、测量点Z的跟踪波形TZ、跟踪波形TZ的微分波形TZ′及初始化脉冲RST。在本实施方式中，对跟踪波形进行处理，并检测1心脏搏动1次的初始化脉冲RST。由于利用该初始化脉冲RST来进行跟踪波形的初始化，因而不需要心电装置和心音装置等的被检测体和装置间的特殊连接，就进行1心脏搏动1次的跟踪波形的初始化。然而，初始化的时刻如同在实施方式2中使用图5所说明的那样，相当于血管的舒张期间，并且为了出现厚度变化波形的最大值，从初始化开始需要相当长的时间。

因此，在本实施方式中，分别形成将用来求取初始化脉冲RST的跟踪波形TZ和用来求取厚度变化的跟踪波形TA、TB。用来求取初始化脉冲的跟踪波形TZ在接收后立刻进行测量，并进行与运动有关的特征量检测处理，从而制作初始化脉冲RST。用来求取厚度变化的跟踪波形TA、TB首先存储到接收信号存储器113中，在指定的延迟时间之后传送给组织跟踪部115，求取厚度变化。

指定的延迟时间虽然最好对跟踪波形TZ进行分析，并且设为从血管收缩末期的紧前面到检测到初始化脉冲RST为止的时间T2，但是即使设为0.1～0.2秒左右的固定值也能获得充分的效果，并且可以使处理简单化。这样一来，就可以将初始化的时刻设为血管收缩末期的紧前面，从而能够将出现血管壁厚度变化的最大值及最小值距离初始化开始的时间一起缩短(图6中的B点和C点)，并且可以在跟踪精度较高的状态下求取弹性系数。

还有，由于根据赋予延迟后的接收信号求取组织跟踪波形，并且根据它们求取弹性系数，因而产生所得到的弹性系数图像和断层图像的时间相位偏离产生偏差这样的问题，但是在本实施方式中，通过使用断层图像存储器110，给断层图像赋予延迟，从而可以避免这种问题。

还有，如图11所示，也可以设置用来检测接收信号的多普勒位移的多普勒信号处理部118，从而根据多普勒位移来检测与运动有关的特征量。多普勒信号处理部118也设置在以往的超声波诊断装置中，用于检测血流。血流的速度和强度直接表明心脏的运动，并且通过使用它们，可以以较高的精度使之可靠地产生1心脏搏动1次的脉冲。另外，如图12所示，也可以直接分析接收信号来检测特征量。这种情况下，可以通过监视来自规定深度的接收信号的振幅或相位，并且检测振幅或相位产生较大变化的点等，简单地产生1心脏搏动1次的脉冲。

还有，在图4及图9的结构中，可以进行如下转换：通过将转换器121、122的通用接点与b接点一侧连接，从而如同以往那样使用心电波形和心音波形等进行初始化，并且通过将转换器121、122的通用接点与a接点一侧连接，从而采用本实施方式所示的方法进行初始化。借此，在需要短时间内求取多个被检测体的弹性系数图像的健康诊断等时，通过使用本实施方式所示的方法，不用心电装置等的更换之类的复杂操作，就可以迅速求取弹性系数图像，并且通过转换转换器121、122，也可以应对需要根据心电等进行的可靠的初始化的情形。

还有，在实施方式2、3中，说明了对于计算与1次心脏搏动的血压变化相对应的被检测体组织的变形量并且求取弹性系数的超声波诊断装置，但是这些实施方式也可适用于跟踪与来自外部的压迫弛缓或励振相对应的被检测体组织并且求取下述组织特征量的超声波诊断装置，该组织特征量表示变形量、弹性系数、粘性系数等被检测体组织的物理特性。这种情况下重要的是，给组织跟踪部的同步脉冲设为与来自外部的压迫弛缓或励振同步，并且指定的延迟时间按照来自外部的压迫弛缓或励振的方法，在特征量检测脉冲间隔0～100％的范围内调整为，使厚度变化幅度的最大值和最小值距离初始化尽量接近。

(实施方式4)

图13是表示本发明实施方式4所涉及的超声波诊断装置一个结构示例的框图。该超声波诊断装置和图4所示实施方式2的结构的不同之处为，还设置波形选择部130。在图13中，对于具有和实施方式2相同的结构及功能的部分，附上相同的符号，以省略其说明。

波形选择部130具有2个输入端子(输入端子R及输入端子Q)，用来分析对输入端子R所输入的波形，并根据其结果，从对输入端子Q所输入的波形中选择一个，进行输出。在图13的结构中，对波形选择部130的输入端子Q输入多个跟踪波形信号，对输入端子R输入多个跟踪波形信号。波形选择部130分析对输入端子R所输入的跟踪波形信号，并使用其分析结果，从对输入端子Q所输入的跟踪波形信号中选择1个跟踪波形信号。

对于所选择出的跟踪波形，特征量检测部120例如进行和图6所示的分析相同的分析。也就是说，例如对被检测体测量点A的跟踪波形TA的变化量也就是微分波形，进行阈值处理，并产生1心脏搏动1次的初始化脉冲RST，利用其初始化脉冲RST来进行全部部位的跟踪波形的初始化。本实施方式的要点在于，用来制作初始化脉冲的跟踪波形测量点的选取方法。

下面，对于本实施方式中超声波诊断装置的动作，进行更为具体的说明。图14和图15表示监视器107显示画面的一个示例。在图14中，在有粥样斑块303的血管长轴断层图像200上重叠显示出相同位置的弹性系数图像201。在图15中，在有粥样斑块303的血管短轴断层图像205上重叠显示出相同位置的弹性系数图像206。图14和图15的C～P表示跟踪波形的测量点。图16B表示从图16A所示的各测量点得到的跟踪波形示例。如图16B所示，由于收发超声波的入射方向和被检测体组织的运动方向的差异以及组织反射率的差异，其跟踪波形的振幅和SN比大为不同。因而，为了以高精度制作初始化脉冲，重要的是跟踪波形测量点的选取方法。

在如图14所示对血管的长轴剖面进行了摄像时，测量点D或F是最佳的，接着测量点C或G是恰当的。其原因为，测量点D或F在血管壁上，因为超声波回波的振幅较大，所以SN良好，得到正确的跟踪波形，并且直接反映出由血压引起的血管搏动。虽然测量点C或G也同样能得到正确的跟踪波形，但是因为离血管存在距离，所以搏动的振幅渐渐变小。因为测量点E在血管内，所以由于超声波回波的振幅较小，因而SN不佳，并且由于不能得到正确的跟踪波形，因而是不适合的。另外，因为测量点H在粥样斑块内，并且不能认为组织的移动方向必定和超声波的行进方向平行，所以认识到不能得到正确的跟踪波形，因此是不适合的。

在如图15所示对血管的短轴剖面进行了摄像的情况下，测量点J或K是最佳的，接着测量点I或L是恰当的。其原因为，测量点J或K在血管壁上，并且由于超声波回波的振幅较大，因而SN良好，得到正确的跟踪波形，并且直接反映出由血压引起的血管搏动。虽然测量点I或L也同样能得到正确的跟踪波形，但是因为离血管存在距离，所以搏动的振幅稍变小。因为测量点O在血管内，所以由于超声波回波的振幅较小而SN不佳，并且不能得到正确的跟踪波形，因而是不适合的。另外，因为测量点P在粥样斑块内，并且不能认为组织的移动方向必定和超声波的行进方向平行，所以认识到不能得到正确的跟踪波形，因此是不适合的。虽然测量点M在血管壁上，但是由于搏动的方向是左右方向，与此相对超声波的行进方向是上下方向，因而不能进行正确的跟踪。因而，测量点M是不适合的。测量点N也同样是不适合的。

对于图13所示结构的超声波诊断装置来说，波形选择部130使用对输入端子R所输入的多个跟踪波形信号的分析结果，从对输入端子Q所输入的多个跟踪波形信号中选择1个跟踪波形。由波形选择部130所选择出的跟踪波形输入给特征量检测部120。特征量检测部120分析其位置的跟踪波形，并制作同步脉冲SP。同步脉冲SP通过脉冲延迟部124迫使其延迟，来制作初始化脉冲RST。这样一来，就可以自动选择最佳的跟踪波形来制作初始化脉冲RST。最佳跟踪波形可以如下进行选择。

例如，可以利用最佳测量点的跟踪波形其振幅大、噪声少并且是周期性这样的特征，来选定最佳的跟踪波形。噪声量的判定诸如可以对几个周期的跟踪波形进行比较并评价波形的紊乱量，或者对通过低通滤波器后的跟踪波形和原来的跟踪波形进行比较。在周期性的判定中，可以使用相关函数等来求取周期。另外，使用FFT等按频率范围进行判定，也是有效的。另外，在血流部分和血管壁部分上，虽然跟踪波形的运动不同，但是也可以利用该运动来求取血管壁和血流部分的界线，从而确定血管壁部分。由于如上选择最佳的跟踪波形，并且如同上述实施方式那样使特征量检测部120等进行动作，因而不需要心电装置等的被检测体和装置间的特殊连接，通过只将探头接触到被检测体的简单操作，就可以进行被检测体组织更为正确的跟踪。

图17表示与跟踪波形测量点的选取方法有关的其他结构超声波诊断装置。在这种结构中，对波形选择部130a的输入端子Q输入多个跟踪波形信号。再者，通过控制部100，由用户指定最佳的测量点。控制部100将所指定的位置信息传达给波形选择部130a，由波形选择部130a来选择对应的跟踪波形，并输入给特征量检测部120。特征量检测部120分析其位置的跟踪波形，制作同步脉冲SP，并且由脉冲延迟部124制作初始化脉冲RST。因此，即使在血管产生变形等难以自动确定测量点时，也可以应对。

图18表示另一其他结构的超声波诊断装置。在这种结构中，对波形选择部130b的输入端子R，输入作为弹性系数计算部116输出的局部弹性系数。在波形选择部130b中，根据局部弹性系数来检测与超声波波束平行的血管壁，并以此为据从多个跟踪波形信号Q中选择其位置的跟踪波形，输入给特征量检测部120。分析其跟踪波形，如上所述制作初始化脉冲RST。因为血管和血流部分的局部弹性系数明显不同，所以能够加以区别。如上所述，通过只将探头接触到被检测体的简单操作，就能够进行被检测体组织更为正确的跟踪。

图19表示又一其他结构的超声波诊断装置。在这种结构中，对波形选择部130c的输入端子R，从接收部103输入接收信号。波形选择部130c分析接收信号的振幅，检测血流和血管壁的界线。借此，和图18结构的情形相同，特征量检测部120分析血管壁一侧位置的跟踪波形，并制作初始化脉冲RST。由于血管壁其接收信号的强度较大，并且血流部分其强度较小，因而能够加以区别。

图20表示再一其他结构的超声波诊断装置。在这种结构中，设置多普勒信号处理部118，并且分析接收信号的多普勒位移，检测血流，给波形选择部130d的输入端子R供应数据。在波形选择部130d中，根据所检测出的血流来推测处于其外侧的血管壁。借此，和图18结构的情形相同，特征量检测部120分析血管壁一侧位置的跟踪波形，并制作初始化脉冲RST。

还有，在上面的结构中，对波形选择部130的输入端子Q输入的信号不限于多个跟踪波形信号。例如，也可以使用图7、8所示的那种接收信号和多普勒位移信号。

在上面的说明中，虽然说明了计算与1次心脏搏动的血压变化相对应的被检测体组织的变形量并且求取弹性系数的超声波诊断装置，但是本实施方式也可适用于下述超声波诊断装置，该超声波诊断装置用来跟踪与来自外部的压迫弛缓或励振相对应的被检测体组织，求取变形量、弹性系数及粘性系数等被检测体组织的特性。这种情况下，组织跟踪部的同步脉冲可以设为与来自外部的压迫弛缓或励振同步。

还有，本发明并不将最终输出限定为弹性系数的超声波诊断装置，还可以应用于下述两种超声波诊断装置，一种用来求取组织跟踪波形，测量变形量、弹性系数及粘性系数，并检测癌和肿瘤组织，另一种用来根据血管的内膜-中膜厚度(IMT)、血管的内径变化、硬度参数及脉波速度等来检测动脉硬化。

产业上的可利用性

本发明所涉及的超声波诊断装置在被检测体和心电装置等的装置间不需要特殊的连接，通过只将探头接触到被检测体的简单操作，就可以以高精度跟踪被检测体组织的运动，借此能够容易地获得弹性系数、变形量或变形率及粘性系数等表示组织特性状况的量，从而减少操作者的人工和时间，并且在医疗等的用途上是有用的。

Claims (15)

1.一种超声波诊断装置，其特征为，

具备：

超声波收发机构，用来对被检测体收发超声波；

组织跟踪机构，用来分析接收信号并跟踪被检测体组织的运动；

特征量检测机构，用来根据正在跟踪的上述被检测体组织的运动，检测与上述被检测体组织的运动有关的特征量并输出特征量检测信号；

根据上述特征量检测信号，上述组织跟踪机构被初始化。

2.一种超声波诊断装置，其特征为，

具备：

超声波收发机构，用来对被检测体收发超声波；

组织跟踪机构，用来分析接收信号并跟踪被检测体组织的运动；

特征量检测机构，用来根据与上述被检测体组织的运动相对应的上述接收信号的振幅或相位，检测与上述被检测体组织的运动有关的特征量，并输出特征量检测信号；

根据上述特征量检测信号，上述组织跟踪机构被初始化。

3.一种超声波诊断装置，其特征为，

具备：

超声波收发机构，用来对被检测体收发超声波；

组织跟踪机构，用来分析接收信号并跟踪被检测体组织的运动；

多普勒信号处理机构，用来检测与正在跟踪的上述被检测体组织的运动相对应的上述接收信号的多普勒位移；

特征量检测机构，用来根据所检测出的上述多普勒位移，检测与上述被检测体组织的运动有关的特征量，并输出特征量检测信号；

根据上述特征量检测信号，上述组织跟踪机构被初始化。

4.根据权利要求1到3中任一项所述的超声波诊断装置，

还具备延迟机构，用来使上述特征量检测信号只延迟指定的延迟时间；

根据上述延迟后的特征量检测信号，上述组织跟踪机构被初始化。

5.根据权利要求4所述的超声波诊断装置，

上述指定的延迟时间根据与最近的多次运动有关的特征量检测间隔来推定。

6.一种超声波诊断装置，其特征为，

具备：

超声波收发机构，用来对被检测体收发超声波；

延迟机构，用来延迟接收信号；

组织跟踪机构，用来分析至少上述延迟后的接收信号，并跟踪被检测体组织的运动；

特征量检测机构，用来检测与被检测体组织的运动有关的特征量，并输出特征量检测信号；

根据上述特征量检测信号，上述组织跟踪机构被初始化。

7.根据权利要求1、2、3、6中任一项所述的超声波诊断装置，

具备选择机构，用来分析多个上述被检测体组织的运动，并从多个被检测体组织中选择一个，

上述特征量检测机构检测与上述所选择出的被检测体组织运动有关的特征量，并输出上述特征量检测信号。

8.根据权利要求1、2、3、6中任一项所述的超声波诊断装置，

还具备选择机构，用来分析多个接收信号，并从多个上述被检测体组织中选择一个，

上述特征量检测机构检测与上述所选择出的上述被检测体组织运动有关的特征量，并输出上述特征量检测信号。

9.根据权利要求1、2、3、6中任一项所述的超声波诊断装置，

还具备选择机构，用来分析多个接收信号的多普勒位移，并从多个上述被检测体组织中选择一个；

上述特征量检测机构检测与上述所选择出的上述被检测体组织运动有关的特征量，并输出上述特征量检测信号。

10.根据权利要求1、2、3、6中任一项所述的超声波诊断装置，

还具备：用来根据上述被检测体组织的运动计算变形量、粘性系数及弹性系数等被检测体组织的特性的机构；选择机构，用来分析上述被检测组织的特性，并从多个上述被检测体组织中选择一个；

上述特征量检测机构检测与上述所选择出的上述被检测体组织运动有关的特征量，并输出上述特征量检测信号。

11.根据权利要求1到10中任一项所述的超声波诊断装置，

上述与运动有关的特征量是与心脏搏动同步的特征量。

12.根据权利要求1到10中任一项所述的超声波诊断装置，

上述与运动有关的特征量是与来自外部的压迫弛缓或励振同步的特征量。

13.根据权利要求1到10中任一项所述的超声波诊断装置，

具备转换机构，用来转换下述两种初始化动作，一种是由上述初始化机构做出的初始化动作，另一种是根据与包含心电和心音、从心脏搏动信息测量机构所获取到的心脏搏动同步的信号，使上述跟踪机构初始化的初始化动作。

14.根据权利要求1到9中任一项所述的超声波诊断装置，

还具备用来根据上述多个被检测体组织的运动计算变形量、粘性系数等被检测体组织的特性的机构。

15.根据权利要求1到10中任一项所述的超声波诊断装置，

还具备下述机构，即用来根据上述多个被检测体组织的运动，求取上述被检测体组织的变形量，并根据上述变形量和从血压测量机构所获取到的血压值，计算上述被检测体组织的弹性系数的机构。

Images