JP2010051554A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】病変部の悪性度状態を表示可能とする。
【解決手段】生体内へ超音波を送信し、これによって生体から来た超音波を受信し、その受信結果に基づいて断層画像を作成するようにした超音波診断装置１において、生体の非線形性により、生体を透過した超音波には高調波成分が生成し、その高調波にも伝播に伴う歪みが生じ、その歪みの程度は、組織の悪性度が高くなる程高くなる。そこで、その高調波成分を、歪み処理回路４７で抽出して、病変部の組織診断の新規な指標となる歪み量を演算（歪みの程度を定量化）し、画像合成回路４８でＢモード処理回路４６からのＢモード画像に合成し、表示部５０に表示する。したがって、組織診断に役立つ新しい情報として、疑わしい病変部の悪性度状態を、青、黄、赤などでＢモード画像に併せて表示することで、病変部が良性か悪性かの診断を支援し、診断の精度を上げることができる。
【選択図】図１

Description

本発明は、超音波を用いて、腫瘤や実質組織変形をした箇所のような病変部の特性把握を行う超音波診断装置に関する。

Ｘ線やＭＲＩを用いる撮像画像は、現在では、癌を検出する最良の方法である。ところが、前記腫瘤や実質組織変形をした箇所のような病変部が良性であるか悪性であるのかを正確に診断するには、一般的な規則は存在するが、前記Ｘ線やＭＲＩによる高解像の撮像画像のみからでは不十分であると認識され、多くの撮像画像を診断してきた知識と経験とが要求されるのが実状である。その中で、悪性であることは、一般的には、病変部が不定形であるという形状の乱れ等で推察診断されるが、診断が困難な場合には、病巣を生検（バオイプシー）して、病理学的に確定診断が行われる。

しかしながら、生検は、侵襲的であり、患者に苦痛を与えるので、非侵襲的に診断できる方法が求められている。そこで、従来から用いられ、生体内に非侵襲な超音波を放射して、生体から得られた超音波を受信し、その受信超音波から生体内部の断層画像を作成し、観察する超音波診断装置を用いる方法が提案されている。第１の方法としては、悪性は凹凸が多いという一般的傾向を利用して、前記超音波診断装置によって３次元画像として抽出した腫瘍の表面積Ｓと体積Ｖとの比のパラメータＳ／Ｖ ｒａｔｉｏを定義して腫瘍表面形状の凹凸不整を定量化するようにし、生体のＭＲＩ画像や超音波画像等で構成される３次元画像で表された組織間の境界でそのパラメータを抽出して、正常組織の中から癌組織を発見するというものである（特許文献１）。

また、第２の方法として、最近は病変部の硬さ（弾性率）を、前記良性か悪性かの診断指標に使用するエラストグラフィー技術が進展している。それによると、探触子で生体組織を圧迫し、その圧迫前後の反射エコー信号を利用し、圧迫によって生じた生体組織の変位をリアルタイム演算し、弾性（硬さの）画像を表示するというものである（特許文献２）。

さらにまた、第３の方法として、媒質内を伝播する音波においては、散逸性による歪み（線形歪み）に加えて、非線形作用による歪み（以下、非線形歪みと称する）が同時に生じ、さらに近年指摘された、生体内を伝播する超音波の前記非線形歪みが、組織性状の違いに対して比較的大きく変化する場合のあることを利用するものがある（たとえば特許文献３）。
特開２０００−１２６１８２号公報 特開２００７−２８２９３２号公報 特開２００８−０２２８６８号公報

しかしながら、第１の診断方法は、平行診断精度は高まるが、充分ではないと認識されている。

第２の診断方法のエラストグラフィー技術では、探触子の圧迫や、拍動・呼吸動などに対して、安定した弾性画像を求める難しさがある。すなわち、複数の計測点における生体組織の弾性情報と前記各計測点に加わる圧迫の程度に関する計測圧迫条件とを一対のデータとし、求めた前記計測圧迫条件が予め設定された基準圧迫条件を満たすときの弾性情報に基づいてのみ前記弾性画像を生成して表示画面に表示する等の改良が試みられているが、正確性を上げるために、前記基準圧迫条件を厳しくすると、適用範囲が狭くなるという欠点がある。

前記第３の診断方法の非線形歪みを非侵襲生体計測に利用する技術は、病変部が悪性か良性かの診断に応用されるまでに至っていないのが現状である。

本発明の目的は、病変部の悪性度を表示可能な超音波診断装置を提供することである。

本発明の超音波診断装置は、生体内へ超音波を送信し、これによる生体からの超音波を受信し、その受信結果に基づいて断層画像を作成するようにした超音波診断装置において、前記受信超音波から、送信超音波に対する高調波成分を抽出し、その高調波成分に伝播の過程で生じている歪み量を演算し、表示する歪み処理手段を含むことを特徴とする。

上記の構成によれば、生体内へ超音波を送信し、これによって生体から来た超音波を受信し、その受信結果に基づいて断層画像を作成するようにした超音波診断装置において、歪みを受けていない送信信号の波形はガウス波形をなしているので、この信号周波数成分には基本波成分しか存在しないが、生体の非線形性により、生体を透過または反射した超音波には、歪みによる高調波成分が生成する。そして、その歪みの程度は、組織の悪性度が高くなる程、また伝搬する距離が長くなる程高くなる。そこで、従来計測されていなかったその高調波成分を抽出して、伝搬過程での歪み量を病変部の組織診断の新規な指標として演算（歪みの程度を定量化）し、表示する歪み処理手段を設ける。

したがって、疑わしい病変部の組織診断に役立つ新しい情報として、前記エラストグラフィー法による硬化度に対応する悪性度を表示することができ、病変部が良性か悪性かの診断を支援し、診断の精度を上げることができる。また、前記エラストグラフィー法に比べて、簡単かつ高精度に悪性度を判定することができる。

また、本発明の超音波診断装置では、前記歪み処理手段は、前記歪み量の演算を、病変部の深さ方向への積分で行うことを特徴とする。

上記の構成によれば、歪みの程度で、前記病変部の大きさと悪化度合いとを推定できるので、簡便的に深さ方向にだけ積分して、前記歪み量の演算を行うことができる。

さらにまた、本発明の超音波診断装置では、前記歪み処理手段は、前記歪み量の演算を、最大深度の箇所で行うことを特徴とする。

上記の構成によれば、歪み量は、深度が深くなる程大きくなるので、最大深度の箇所で歪み量の演算を行うことで、前記悪性度の判定精度を上げることができる。

また、本発明の超音波診断装置では、前記歪み処理手段は、エッジ強調処理で求めた輪郭線から、病変部の深さ方向への積分範囲を設定することを特徴とする。

上記の構成によれば、エッジ強調処理により深さ情報の正確度を向上させことができ、歪み量の定量化の誤差を少なくすることができる。

さらにまた、本発明の超音波診断装置では、前記送信超音波は、周波数変調された連続波であることを特徴とする。

上記の構成によれば、周波数変調によって歪み量を正確に演算することができ、また連続波は、生体の動きにも追随して捉えることができるので、指標の狂いを少なくすることができる。

また、本発明の超音波診断装置では、超音波の送受信を行う超音波探触子の圧電素子は、送信用に無機圧電層を、受信用に有機圧電層を用い、それらを積層して成ることを特徴とする。

上記の構成によれば、微弱な高調波を受信するには、プリアンプやメインアンプの増幅によっても信号レベル（ゲイン）が不足しがちであるので、広帯域で高感度を得ることができる有機圧電層を受信用に、音圧を上げて送信可能な無機圧電層を送信用に利用することで、Ｓ／Ｎを向上することができる。

本発明の超音波診断装置は、以上のように、生体内へ超音波を送信し、これによって生体から来た超音波を受信し、その受信結果に基づいて断層画像を作成するようにした超音波診断装置において、生体の非線形性により、生体を透過または反射した超音波には、歪みによる高調波成分が生成し、その歪みの程度は、組織の悪性度が高くなる程高くなるので、従来計測されていなかったその高調波成分を抽出して、伝搬過程での歪み量を病変部の組織診断の新規な指標として演算（歪みの程度を定量化）し、表示する。

それゆえ、疑わしい病変部の組織診断に役立つ新しい情報として、前記エラストグラフィー法による硬化度に対応する悪性度を表示することができ、病変部が良性か悪性かの診断を支援し、診断の精度を上げることができる。また、前記エラストグラフィー法に比べて、簡単かつ高精度に悪性度を判定することができる。

以下、本発明の実施の一形態について、図面を用いて詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。

図１は、本発明の実施の一形態に係る超音波診断装置１の電気的構成を示すブロック図である。この超音波診断装置１は、図略の生体等の被検体に対して超音波を送信するとともに、被検体からの超音波を受信する超音波探触子２と、前記超音波探触子２での送信信号を作成するとともに、受信信号を処理して、被検体内の超音波断層画像を再構成する超音波診断装置本体３とが、フレキシブルな同軸ケーブル４を介して接続されて構成されている。

図２は、前記超音波探触子２の圧電振動子２０における１素子の圧電素子２１の構造例を示す断面図である。前記圧電振動子２０は、圧電材料を用いて構成された超音波トランスデューサであり、基板２２上に、１次元または２次元に配列された多数の前記圧電素子２１を備えて構成され、このアレイ振動子で形成された超音波ビームが電子走査される。各圧電素子２１は、素子の上（被検体側）から、音響レンズ２３、第１の整合層２４、有機圧電層２５、第１のバッキング（ダンパー）層２６、第２の整合層２７、無機圧電層２８、第２のバッキング（ダンパー）層２９、熱伝導層３０、および前記基板２２から構成される。基板２２上には、冷却層３１が形成されている。

前記無機圧電層２８は、ＰＺＴのような無機セラミック素子から成り、前記有機圧電層２５には、高分子材料の弗化ビニリデン／３弗化エチレン共重合体を用いることができる。そして、この無機圧電層２８の下面に設けられる電極３２からは、第２のバッキング層２９を貫通して送信用の信号線３３が引出され、有機圧電層２５の上面に設けられる電極３４からは、該圧電素子２１の一方の側面に受信用の信号線３５が引出され、無機圧電層２５の上面に設けられる電極３６および有機圧電層２５の下面に設けられる電極３７からは、該圧電素子２１の他方の側面に共通のＧＮＤ線３８が引出される。

この図２に示す圧電素子２１は、送信用の圧電素子（無機圧電層２８および電極３２，３６）と受信用の圧電素子（有機圧電層２５および電極３４，３７）とを個別に形成し、一体の積層構造としているが、それらを共用する従来の圧電素子を用いてもよい。しかしながら、微弱な高調波を受信するには、プリアンプやメインアンプの増幅でも信号レベル（ゲイン）が不足しがちであるので、上述のように、広帯域で高感度を得ることができる有機圧電膜を受信用の圧電素子に、音圧を上げて送信可能な無機圧電素子を送信用の圧電素子に利用することが望ましい。

また、図２に示す圧電素子２１は、前記送信用の圧電素子（無機圧電層２８および電極３２，３６）と受信用の圧電素子（有機圧電層２５および電極３４，３７）とを一体に形成し、超音波の送受信に同じ超音波探触子２を用いて、生体組織からの反射波（エコー）に基づく測定を行う例を示しているが、送信用の圧電素子と受信用の圧電素子とを切離し、それらを生体組織を挟んで対向配置して、前記生体組織の透過波に基づく測定を行うようにしてもよい。以後は、反射波で説明する。

前記超音波診断装置本体３は、送信回路４１、増幅回路４２、受信回路４３、中央演算回路４４、メモリ４５、Ｂモード処理回路４６、歪み処理回路４７、画像合成回路４８、表示回路４９、表示部５０および操作盤５１を備えて構成される。

送信回路４１は、いわゆる送信ビームフォーマーとして機能するもので、送信用の各圧電素子（無機圧電層２８）に対して、本実施の形態では、連続波となる基本波に応じた周波数の正弦波信号が周波数変調され、かつ前記電子走査のための遅延時間がそれぞれ制御された信号を生成し、送信用の圧電素子（電極３２，３６）へ出力する。受信回路４３は、いわゆる受信ビームフォーマーとして機能するもので、増幅回路４２で増幅された受信用の各圧電素子（電極３４，３７）からの受信信号をアナログ／デジタル変換して取込み、それぞれ前記電子走査のための遅延時間を調整した後、整相加算し、メモリ４５に記憶させるとともに、適宜読出して前記Ｂモード処理回路４６および歪み処理回路４７へ出力する。

このとき、前記アナログ／デジタル変換の前に、フィルタによって基本波成分と高調波成分とに分離されて前記の処理が並行で行われ、ローパスフィルタによって分離された基本波成分がＢモード処理回路４６へ、ハイパスフィルタによって分離された高調波成分が歪み処理回路４７に与えられる。前記高調波信号は、信号／ノイズ比（Ｓ／Ｎ）を上げるために、信号をコード化し、デジタル変換して信号処理することが、超音波用ＡＳＩＣやＦＰＧＡの発達で可能になっており、その技術を利用することができる。そのコード化によれば、該コード化で信号波形が崩れること防ぐことができるので、送受信における干渉ノイズを除去することができ、前記のようにＳ／Ｎが向上する。

中央演算回路４４は、前記電子走査のための遅延時間を制御する同期信号を作成して前記送信回路４１および受信回路４４に与え、これらの送受信のタイミング（位相）を制御する。

前記Ｂモード処理回路４６は、前記の受信信号の基本波成分から、生体組織の断層画像を再構成する。この基本波成分を利用して、Ｂモード画像だけでなく、血流を表すドプラー画像などが作成されてもよい。また、前記基本波成分に高調波成分を重ねて画像化することで、高解像度化することができる。その場合、前記ハイパスフィルタで分離された高調波成分をローパスフィルタで分離された基本波成分に加算するにあたって、両者の信号強度が異なるので、高調波成分を基本波成分よりも高いゲインで増幅する必要がある。

一方、歪み処理回路４７は、前記の受信信号の高調波成分から、後述する信号処理を行い、後述するようにして、生体組織を通過することによって生じる新たに生じる非線形歪み成分を深さ方向に積分して、前記生体組織の悪性度を示す画像を作成する。これらの画像は、画像合成回路４８で合成可能となっており、前記Ｂモード画像だけ、または悪性度を示す画像だけ、或いはそれらの合成画像が、操作盤５１からの操作に応答して中央演算回路４４によって選択指示され、表示回路４９へ出力される。表示回路４９は、得られた画像データを、液晶表示装置などで実現される表示部５０に適した信号形態に変換して該表示部５０に与える。

上述のように構成される超音波診断装置１において、生体に超音波を送信すると、生体組織の非線形性に従って、反射波の波形が歪む。つまり、非線形効果が生じる。よって、その歪みを画像化すれば、あるいは、その歪みを計測すれば、生体組織の特性や性状を知る手がかりとなる。本実施の形態では、歪み処理回路４７が、この非線形歪みを定量化して、病変部の前記悪性度を表す画像を作成する。

ここで、送信時の超音波の中心周波数をｆとすると、超音波の反射に伴って、高調波と言われるｆ×ｎ（ｎ＝２，３，４，５・・・）の歪み成分が生じる。図３は、生体組織からの反射波および透過波に基づく生体組織内部での非線形歪みの発生メカニズムを説明する図である。縦軸は振幅（音圧）、横軸は時間ｔを表す。図３では、超音波は図面の左方から右方へ進行するものとし、実線は歪みのない波形を示し、点線は歪みの生じた波形を示し、それらの波形の位相を揃えて表示している。歪みのある、即ち非線形性を有する組織を伝播する場合には、音圧の高い部分（ｐ＋）では音速は速まり、音圧の低い部分（ｐ−）では遅くなる。この伝搬速度差で歪みを生じる。その移動量（歪み量）を矢印で示しているが、この矢印の部分の面積を本願発明における歪みの指標である歪み量とする。

ところで、超音波は粗密波であるので、基本波でも、高調波でも伝播の過程で歪みが生じる。その際の歪み率は、波形歪みの程度を表わすもので、一般には高調波の実効値と基本波の実効値との比で定義され、高調波含有率または全歪み率として表わされる。歪みという表現は、電圧などで使用される場合には、基本波にどれだけ高調波が含まれるかを表す尺度であるが、本願発明では、以降、基本波に対してではなく、高調波が発生し、それが生体組織の中を伝播するに従い、高調波そのものが歪んでゆく量を評価するものとする。

一方、高調波は、前述のように精細画像を得るのに好適で、現在、その高調波を画像化する高調波画像化装置が実用化されている。これは、超音波は、その伝搬距離が長くなる程、大きな減衰を受けるが、これに対して反射波の歪み量は、前述のように前記伝搬距離が長くなる程大きくなることを利用しており、基本波を画像化する場合には、どうしても深い部分の画質が低下するが、その深い部分は高調波を画像化することで、画質を向上できるためである。しかしながら、この従来技術は、高調波の振幅増幅を利用した撮像である。専門的には有限振幅の増幅と呼ばれている。本願発明では、前述のように、この技術をＢモード処理回路４６に適用してもよい。

これに対して、本願発明で後述するような、この歪みを定量化して診断の情報に活かすことはされていなかった。そこで本実施の形態の歪み処理回路４７では、この歪みを定量化する。先ず前記受信回路４３のフィルタにおいて選別される高調波信号波形ｆ（ｔ）は、下記で表すことができる。

ｆ（ｔ）＝Ａｅｘｐ（−σｔ^２）ｇ（ｔ） ・・・（１）
ここで、Ａは振幅、ｆは周波数、ｔは時間であり、σは正の係数である。関数ｇ（ｔ）は、周期的波形を振幅変調して波束とする窓関数であり、またこの関数ｇ（ｔ）は周期的変動を繰り返す振動波形（周期的波形）を表す振動因子であり、たとえば、
ｇ（ｔ）＝ｓｉｎ（２πｆｔ＋αｓｉｎ２πｆｔ） ・・・（２）
で表すことができる。ただし、αは正の係数である。すなわち、上記式２は、周波数ｆの搬送波を周波数ｆの変調信号で周波数変調した波形を表しており、展開式は次のようになる。

ｇ（ｔ）＝Ｂ_１ｓｉｎ２πｆｔ＋Ｂ_２ｓｉｎ（２π・２ｆｔ）
＋Ｂ_３ｓｉｎ（２π・３ｆｔ）＋Ｂ_４ｓｉｎ（２π・４ｆｔ）＋・・・（３）
ここで、Ｂ_ｉ（ｉは自然数）は、第１種ベッセル関数Ｊ_ｎ（α）を用いて次式で表される。

Ｂ_ｉ＝Ｊ_ｉ−１（α）−Ｊ_ｉ＋１（α） （ｉが奇数の場合） ・・・（４）
Ｂ_ｉ＝Ｊ_ｉ−１（α）＋Ｊ_ｉ＋１（α） （ｉが偶数の場合） ・・・（５）
したがって、前記式３から、関数ｇ（ｔ）は、高調波成分を含み、歪んでいることを示す。そして、前記図３で示すように、音圧が高い程、伝播速度が速い場合には、正弦波は式１のｆ（ｔ）のように歪む。本実施の形態は、送信回路４１から生体組織へ周期的な波形を入力し、前記歪み処理回路４７は、前記生体組織から出力される周期的出力波形の歪み量を比較することにより、生体組織内での各周期的入力波形に生じる線形性の変化を相殺除去して、非線形歪みの強度を表す定量値を取り出し、診断に応用しようとするものである。

前記波形歪みの演算には、組織効果の数式モデルを使用することができる。有効性が見出されている数式モデルは、ココロフーザボロツカヤークズネツォフ（Khokhlov-Zabolotskaya-Kuznetsov：以下「ＫＺＫ」という）による非線形放物線波動方程式である。このＫＺＫ式は、ロシアの文献（Nauka, Moscov 1982）に記載されている。この方程式は、指向性音響ビームにおける非線形性、吸収、回折の総合的効果を正確にモデル化するものであり、下記に示す。

式中、ｐは音圧であり、ｚはビーム軸に沿った座標（深度または範囲（ｒａｎｇｅ）または距離）である。上式の左辺の第１項は、回折（焦点合わせ）効果を表し、第２項は、εが非線形性の係数である。第３項は、熱粘性（thermoviscous）吸収を説明し、組織の非線形性を表す。上式は、図４に示す円筒形極座標幾何で表すことができ、ｚ軸方向が音波の伝播方向を示す。伝播の途中の組織の境界をｐ１点、ｐ２点で示している。すなわち、上式は、図４のある区間ｐ１−ｐ２で波動方程式を解いたものである。医療用超音波装置の主流であるアレイ探触子などの直角位相幾何で表示するには、下式で変換して、ｘ−ｙ軸座標として演算される。

ただし、Ｐ’＝ｐ１−ｐ２、ρは伝搬媒体の密度、Ｃは伝搬媒体中の速度、Ｃ_０は真空中の速度、ω＝２πｆである。

もう１つの有効な数式モデルは、バーガーズの式であり、

で表される。上式も同様に粘性流体に適用されるモデル式であるが、超音波伝播に関する数式として使用することができる。式中、Ｕは流速であり、Ｖは流体の粘性係数を表す。本実施の形態では、これらの式６または式９の適用で、非線形性を示す指標を導き出す。

ここで、図５に、前記超音波探触子２から生体組織５内に、或る周波数帯域幅（基本周波数）をもつ超音波信号を放射したときの様子を模式的に示す。生体組織５内に放射された超音波信号は、それまでの組織と音響インピーダンスの異なる病変部６との第１の組織境界ｐ１で一部が参照符号ｐ１ａで示すように反射されて反射エコーとなって超音波探触子２に向かい、その残りは病変部６を透過してゆく。透過した超音波信号は、出口である第２の組織境界ｐ２で同様に一部が参照符号ｐ２ａで示すように反射され、反射エコーとして超音波探触子２に向かい、その残りは元の組織と同じインピーダンスの組織を透過してゆく。このようにして反射した反射エコー（超音波エコー信号）は超音波探触子２によって受波され、前記Ｂモード画像の作成に使用される。本実施の形態では、基本周波数の超音波を送信し、前記組織境界ｐ１，ｐ２で生成される高調波を受信し、この高調波の伝搬過程で生じている歪みを前記式６または式９で解析して、診断指標値を演算する。前記境界ｐ１，ｐ２は、図４および式６に対応している。

図６は、歪み効果を受信振幅として表示した例を示すものであり、或る生体の非線形媒質を超音波が伝播してゆき、途中前記組織境界ｐ１から組織境界ｐ２の間は別の非線形媒質（病変部６）を伝播し、再び元の媒質を通過してゆくときの振幅と距離との関係を示す図である。先ず参照符号Ｆ１は、同じ媒質中を伝搬した場合を示し、非線形性（歪み）は、非線形な媒質を伝播するに従って増大する（発生してゆく）が、媒質の吸収の線形性が優位になり、ある点ｐ３でその振幅強度は低下してゆく様を示しており、非線形微分方程式である前記式６のＫＺＫ方程式や、式９のバーガーズ方程式からも説明されている。すなわち、生体組織中の超音波伝播は、遠くの部位程、帰って来る高調波は増大するものの、その部位に届く基本波、すなわち発生する高調波のエネルギーとなるものの減衰が大きくなる。ここで、定性的に非線形伝播は、音圧が高い程音速が速くなる作用と回折作用とに主に関係している。

これに対して、参照符号Ｆ２は、前記組織境界ｐ１，ｐ２間で、別の非線形媒質（病変部６）を伝搬した場合を示し、その媒質中で、より多くの非線形性（歪み）が生じている。本実施の形態では、前記組織境界ｐ１，ｐ２の深さを合せ込み、この組織境界ｐ１，ｐ２間、すなわち病変部６での非線形性（歪み）を求める。

そのため、図７で示すように、Ｂモード画像を参照して、前記病変部６を含む領域が関心領域（ＲＯＩ）として設定され、中央演算回路４４は、前記病変部６の輪郭線６ａを抽出する。周辺や辺縁がなめらかな輪郭を持つ場合には、前記輪郭線６ａの決定は容易であるが、悪性の場合には、不定形になるので、その輪郭線６ａを、不定形に外接する輪郭線と、内接する輪郭線との何れも選択可能にしておくことで、診断情報を得る場合には有益な指標とすることができる。すなわち、内接と外接との輪郭線が一致する場合には、不定形度が小さく、内接と外接との輪郭線に隔たりが大きい場合には、不定形度が大きいと言えるからである。ここでは、外接する輪郭線を描くことを標準としておく。

前記ＲＯＩが設定されると、中央演算回路４４は、この領域を図７で示すようにメッシュ状の画素に分割する。分割は細かい程精度を上げることができるが、得ようとする情報の精度と処理時間との関係で、適切な範囲に設定するのが好ましい。なお、輪郭線６ａを描くと、途中断線してしまうような場合や、２重、３重に輪郭線が描けてしまう場合があるが、これは、最終的には、輪郭を適宜選択して、閉じた形になるように描けるように処理を終えるプログラムを作成することで、達成することができる。

図８は、輪郭線６ａを描く処理プログラムの一例を示すフローチャートである。前記病変部６を含むＲＯＩの選択は、前記Ｂモード画像の中で、操作者が操作盤５１から手動で行うようにしてもよく、或いは病変部６を示す画像条件を指定していて、前記中央演算回路４４が自動的に行うようにしてもよい。類似のデータを高速に処理して診断情報を構築するには、自動設定が便利である。ステップＳ１での前記ＲＯＩの選択後には、ステップＳ２で、高調波を選択して、２次波、３次波など、或いは、２次波から６次波まで合算の信号を選択するなどの処理をＲＦ信号処理部で実施する。信号処理でノイズなどが増大する場合があるので、ノイズを減らすフィルタ処理をステップＳ３で行う。次いで、前記中央演算回路４４は、ステップＳ４で輪郭線６ａを描くためにエッジ強調処理を行い、ステップＳ５で、積分のレンジ（インジケータ）となる前記組織境界ｐ１，ｐ２の深さを求め、歪み処理回路４７に設定する。

図９は、前記エッジ強調処理の一例を説明するための図である。エッジ強調処理には、いくつかの方法があるが、カーネル法を採用するのが好ましい。この図９は、そのカーネル法を示すもので、３×３の画素をコンボリューション核にして演算する方法を示している。カーネル法では、前記３×３のコンボリューション核の画素ｋ１からｋ９までに割り当てる係数（重み）によって、エッジ強調の程度を変化することができる。ここでは、画素ｋ５に６を、画素ｋ２，ｋ４，ｋ６，ｋ８に、−１を、その他に０を入れた方陣を、原画像に対して１画素ずつずらしながら、これらの係数を原画像の濃度に乗算することで、前記ステップＳ４のエッジ強調処理演算を行うことができる。前記方陣の採り方は、５×５、６×４等、改変してもよい。カーネル核に適用の計数も対象のエッジの描出レベルに合わせて調節するのが好ましい。

こうして輪郭線６ａが求まると、前記ステップＳ５では、図７で示すように、輪郭線６ａと画素のｚ軸方向の２交点との差から病変部６の深さを求めてゆく。その差をｍ１，ｍ２，・・・ｍｎと求め、その中から、下記のように最大値を選び、深さＬを求める。

Ｍａｘ（ｍ１，ｍ２，ｍ３，・・・，ｍｎ）＝Ｌ ・・・（１０）
そして、求める歪み量をＫとすると、下記のように、深さＬに沿った歪みδの積分値とする。すなわち、積分の開始は、最大深さＬを示す（図７の例ではｍ４の）組織境界ｐ２から終点ｐ１までとし、前記式６または式９で求められる歪みδの関数（ｆ（ｚ））を積分した値とする。

本実施の形態では、式１１のように深さの積分（総和）を求めたが、その他に最大長や縦、横比に応用してもよい。それは、表在などの臨床部位は、深さ方向の指標で、病変部と深い関係があるが、***の腫瘍に関しては、縦横比が注目されているためである。すなわち、良性腫瘍の縦横比は低く、悪性腫瘍の縦横比が高いという経験側があるので、この縦横比指標を応用すると、縦の長さの歪み量と横の歪み量との比を指標とすることができる。また、舌の腫瘍の診断では、腫瘍の変形が見られ、最大長なども指標となるので、最大長における歪み量を指標にすることができる。また、容積の積分の場合には、３Ｄ画像から（ｘ，ｙ，ｚ軸方向の値を代入）求めることができる。

以下に、本願発明者の実験結果を説明する。超音波探触子２内に格納する圧電振動子２０において、無機圧電層２８にはセラミック圧電素子として市販の一般医療用ＰＺＴを使用し、有機圧電層２５には弗化ビニリデン／３弗化エチレン７５：２５の共重合体を使用し、素子配列はライン状（１次元）で１２８素子とした。前記ＰＺＴの発振周波数は７．５ＭＨｚとして、受信圧電層（有機圧電層２５）の共振周波数は１５ＭＨｚとした（受信圧電層の共振周波数は、送信圧電層の発振周波数の正数倍（２あるいは３倍）とするのが高調波受信に好ましく、ここでは、１５ＭＨｚまたは２２．５ＭＨｚの何れかを選択する）。一方、超音波探触子２のケーシングに使用した樹脂は、炭素繊維にエポキシ樹脂を含浸させて硬化成型したもので、圧電振動子２０には図２に示した積層型圧電素子でアレイ化したものを使用した。

そして、受信圧電層（有機圧電層２５）で受信した超音波波形を、前記フィルタ処理の代りとなる高速フーリエ変換（ＦＦＴ）処理し、高調波の振幅比（Ａ２／Ａ１）を経時的に求め、非線形波と線形波との差を演算し、相対歪み量を求めた。超音波診断装置で行われている前述の高調波映像化は、この高調波信号を取り出し映像化するものである。この高調波信号は超音波伝播によるものであるから、伝播経路が長くなると歪みの程度は大きくなる。すなわち、近距離においては高調波は少なく、遠距離で多くなるが、遠距離では音波の減衰を伴うために徐々に高調波成分が少なくなり、極大値が存在することは前記のとおりである。

その結果、病変部６においては、非線形性が特に顕著になり、前記式１１でこの非線形性のレベルを積分した値をこの病変部６の指標である歪み量Ｋとすることができる。積分は実技的には時間で積分してもよいし、前述のように病変部の厚さ（ｚ）で積分してもよい。絶対値としては、病変部６の厚さ（ｚ）で積分した値が良い結果を示す。歪み処理部４７は、前記最大深さＬの領域でこの歪み量Ｋを演算し、たとえば青、黄、赤の順で悪性度が高くなる警告画像を作成し、前記画像合成回路４７でＢモード画像への合成を行わせる。

図１０は、病変部６があるときの歪み量Ｋのグラフを示す。このグラフは、前記エッジ強調処理で求めた病変部６の輪郭線６ａから組織界面ｐ１，ｐ２を求め、それらの間の前記式１１による計算値であり、プロットは実測した結果を示す。

本実験での試料生体組織には、牛の肝臓を用意し、肝臓内部に標的病変が存在するものを使用した。その病変部を含む組織を摘出し、脱酸素水中で実測した値と比べて、画像演算処理から最大深さＬを演算すると、実測値と９９±１％の精度であった。そして、斜線の部分の値が歪みを積分した歪み量Ｋとして求まり、前記悪性度の判定に用いる。

このように構成することで、生体内へ超音波を送信し、これによって生体から来た超音波を受信し、その受信結果に基づいて断層画像を作成するようにした超音波診断装置１において、従来計測されていなかった生体の非線形性により生じる高調波成分を抽出して、その伝搬過程での歪み量Ｋを病変部６の組織診断の新規な指標として、歪み処理回路４７が演算（歪みの程度を定量化）し、表示部５０に表示させるので、疑わしい病変部６の組織診断に役立つ新しい情報として、前記エラストグラフィー法による硬化度に対応する悪性度を表示することができ、病変部が良性か悪性かの診断を支援し、診断の精度を上げることができる。また、前記エラストグラフィー法に比べて、簡単かつ高精度に悪性度を判定することができる。

また、歪みの程度で、前記病変部の大きさと悪化度合いとを推定できることから、前記歪み処理回路４７は、前記歪み量Ｋの演算を、病変部６の深さ方向への積分で行うことで、簡便に歪み量Ｋの演算を行うことができる。

さらにまた、歪み量Ｋは、深度が深くなる程大きくなるので、前記歪み処理回路４７は、歪み量Ｋの演算を、最大深度Ｌの箇所で行うことで、前記悪性度の判定精度を上げることができる。

また好ましくは、前記歪み処理回路４７は、エッジ強調処理で求めた輪郭線から、病変部６の深さ方向への積分範囲（ｐ１−ｐ２）を設定することで、エッジ強調処理により深さ情報の正確度を向上させ、前記歪み量Ｋの定量化の誤差を少なくすることができる。

さらにまた、送信回路４１が、周波数変調された連続波を送信することで、先ず周波数変調によって歪み量Ｋを正確に演算することができ、次に連続波は、生体の動きにも追随して捉えることができるので、指標の狂いを少なくすることができる。たとえば、連続波を使用していると、血液の循環レベルをドップラーで表示することも可能で動態診断が可能になる。

本発明の実施の一形態に係る超音波診断装置の電気的構成を示すブロック図である。 超音波探触子の圧電振動子における１素子の圧電素子の構造例を示す断面図である。 生体組織からの反射波および透過波に基づく生体組織内部での非線形歪みの発生メカニズムを説明する図である。 歪みを求めるＫＺＫ波動の座標図である。 超音波測定の原理図である。 生体表面からの距離（深さ）に対する歪みの変化を示すグラフである。 関心領域（ＲＯＩ）から病変部の輪郭線の切出しを説明するための図である。 前記輪郭線を描く処理プログラムの一例を示すフローチャートである。 エッジ強調処理の一例を説明するための図である。 本願発明者の実験結果による病変部があるときの歪み量を示すグラフである。

符号の説明

１ 超音波診断装置
２ 超音波探触子
３ 超音波診断装置本体
４ 同軸ケーブル
６ 病変部
６ａ 輪郭線
２０ 圧電振動子
２１ 圧電素子
２２ 基板
２３ 音響レンズ
２４ 第１の整合層
２５ 有機圧電層
２６ 第１のバッキング（ダンパー）層
２７ 第２の整合層
２８ 無機圧電層
２９ 第２のバッキング（ダンパー）層
３０ 熱伝導層
３１ 冷却層
４１ 送信回路
４２ 増幅回路
４３ 受信回路
４４ 中央演算回路
４５ メモリ
４６ Ｂモード処理回路
４７ 歪み処理回路
４８ 画像合成回路
４９ 表示回路
５０ 表示部
５１ 操作盤

Claims (6)

1. 生体内へ超音波を送信し、これによる生体からの超音波を受信し、その受信結果に基づいて断層画像を作成するようにした超音波診断装置において、
   前記受信超音波から、送信超音波に対する高調波成分を抽出し、その高調波成分に伝播の過程で生じている歪み量を演算し、表示する歪み処理手段を含むことを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記歪み処理手段は、前記歪み量の演算を、病変部の深さ方向への積分で行うことを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
3. 前記歪み処理手段は、前記歪み量の演算を、最大深度の箇所で行うことを特徴とする請求項２記載の超音波診断装置。
4. 前記歪み処理手段は、エッジ強調処理で求めた輪郭線から、病変部の深さ方向への積分範囲を設定することを特徴とする請求項２または３記載の超音波診断装置。
5. 前記送信超音波は、周波数変調された連続波であることを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項に記載の超音波診断装置。
6. 超音波の送受信を行う超音波探触子の圧電素子は、送信用に無機圧電層を、受信用に有機圧電層を用い、それらを積層して成ることを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の超音波診断装置。

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