專利名稱：超聲波診斷裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及超聲波診斷裝置，特別涉及計(jì)測(cè)活體內(nèi)的組織的性狀特性 的超聲波診斷裝置。
背景技術(shù)：
近幾年來，心肌梗塞及腦梗塞等循環(huán)器官系統(tǒng)疾病的患者越來越多， 預(yù)防及治療這種疾病已經(jīng)刻不容緩。
心肌梗塞及腦梗塞的發(fā)病，與動(dòng)脈硬化息息相關(guān)。具體地說，動(dòng)脈壁 形成粥腫，或者在高血壓等各種因素的作用下，不能產(chǎn)生新的動(dòng)脈細(xì)胞時(shí)， 動(dòng)脈就會(huì)失去彈性，變硬，變脆。而且在形成粥腫的部分中，血管閉塞， 或者覆蓋粥腫的血管組織破裂后，粥腫流入血管內(nèi)，在別的部分閉塞動(dòng)脈， 或者動(dòng)脈硬化的部分破裂后，引起這些疾病。因此，早期診斷動(dòng)脈硬化， 對(duì)于預(yù)防及治療這些疾病而言至關(guān)重要。
在現(xiàn)有技術(shù)中，使用血管鏡，直接觀察血管內(nèi)部的情況，從而診斷動(dòng) 脈硬化病變。可是，在這種診斷中，因?yàn)樾枰獙⒀茜R插入血管，所以存 在著給被檢查者帶來痛苦的問題。因此，使用血管鏡進(jìn)行的觀察，只能夠 在為了特定的確存在動(dòng)脈硬化病變的被檢査者的動(dòng)脈硬化病變的部位時(shí) 使用，在一般的體檢中不能采用該方法。
測(cè)量動(dòng)脈硬化的一個(gè)要素——膽固醇值，或者測(cè)量血壓值，是不給被 檢查者帶來痛苦的、能夠很容易地進(jìn)行的檢查。可是，這些值并非直接表 示動(dòng)脈硬化的程度的數(shù)據(jù)。
另外，如果早期診斷動(dòng)脈硬化，使被檢查者服用治療動(dòng)脈硬化的藥物， 就可以在動(dòng)脈硬化的治療中發(fā)揮令人滿意的效果。可是，動(dòng)脈硬化嚴(yán)重后， 即使能夠利用治療藥物抑制動(dòng)脈硬化的進(jìn)一步發(fā)展，也難以使硬化的動(dòng)脈 完全恢復(fù)。
基于上述理由，迫切需要能夠減少給被檢查者帶來痛苦的、在動(dòng)脈硬 化嚴(yán)重之前的早期階段進(jìn)行診斷的診斷方法或診斷裝置。
另一方面，作為給被檢查者帶來痛苦較少的、非侵害的醫(yī)療診斷裝置， 在現(xiàn)有技術(shù)中使用超聲波診斷裝置及X線診斷裝置。從體外照射超聲波及 X線，從而能夠不使被檢査者感到痛苦地獲得體內(nèi)的形狀信息或者形狀的 時(shí)間變化信息。獲得體內(nèi)的測(cè)量對(duì)象物的時(shí)間變化信息(運(yùn)動(dòng)信息)后， 能夠求出測(cè)量對(duì)象物的性狀信息。就是說，能夠求出活體內(nèi)的血管的彈性 特性，可以直接知道動(dòng)脈硬化的程度。
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特別是超聲波診斷，與X線診斷相比，只將超聲波探頭挨住被檢查者 就能夠進(jìn)行測(cè)量，所以在不需要服用造影劑這一點(diǎn)以及不會(huì)被X線輻射的 這一點(diǎn)上，非常優(yōu)異。
另外，伴隨著近幾年來的電子技術(shù)的進(jìn)步，超聲波診斷裝置的測(cè)量精 度得到大幅度提高。與此同時(shí)，計(jì)測(cè)活體組織的微小運(yùn)動(dòng)的超聲波診斷裝 置的研發(fā)日新月異。例如有報(bào)告稱，由于使用專利文獻(xiàn)l所述的技術(shù)后，
能夠以血管運(yùn)動(dòng)的振幅數(shù)微米高精度地計(jì)測(cè)數(shù)百Hz為止的高速的振動(dòng)成 分，所以能夠以數(shù)微米的等級(jí)高精度地計(jì)測(cè)血管壁的厚度變化及變形。
采用這種高精度的計(jì)測(cè)手法后，能夠詳細(xì)地測(cè)量動(dòng)脈壁的彈性特性的 二維分布。例如在非專利文獻(xiàn)l中，示出將頸動(dòng)脈血管壁的二維分布的樣 子與B模式斷層像重疊地顯示的一個(gè)例子。動(dòng)脈壁的軟硬程度不一樣、具 有某種分布地存在，在動(dòng)脈硬化癥的診斷中，準(zhǔn)確掌握表示動(dòng)脈的硬化程度的特征量——彈性率的局部性的分布，十分重要。 專利文獻(xiàn)l: JP特開平10 — 5226號(hào)公報(bào)
非利文獻(xiàn)1: Hiroshi Kanai et al， "Elasticity Imaging of Atheroma With Transcutaneous Ultrasound Preliminary Study" ，Circulation, Vol. 107, p. 3018 — 3021, 2003.
采用上述方法求出動(dòng)脈血管壁的彈性率時(shí)，需要計(jì)測(cè)動(dòng)脈血管壁的變 形量后求出，作為血管壁設(shè)定的二個(gè)計(jì)測(cè)點(diǎn)的變位量之差，求出變形量。
另一方面，在從心臟壓出的血液的作用下，動(dòng)脈血管壁反復(fù)擴(kuò)張及收 縮。這時(shí)，整個(gè)血管壁一邊變形， 一邊向半徑方向變位。根據(jù)本發(fā)明申請(qǐng)
人的研究可知整個(gè)血管壁以血管壁本身的變形量10倍左右的大小，向
半徑方向變位。由于變位量的計(jì)測(cè)誤差與變位量的大小成正比，所以采用 專利文獻(xiàn)1或非專利文獻(xiàn)1公開的方法后，整個(gè)血管壁向半徑方向變位導(dǎo) 致的誤差，在計(jì)算動(dòng)脈血管壁的變形量之際重疊，因此很難計(jì)算出精度高 的彈性率。

發(fā)明內(nèi)容
' 本發(fā)明的目的在于提供抑制上述要素導(dǎo)致的計(jì)測(cè)精度的下降、能夠用 高精度進(jìn)行計(jì)測(cè)的超聲波診斷裝置。
本發(fā)明的超聲波診斷裝置，具備發(fā)送部，該發(fā)送部驅(qū)動(dòng)旨在向活體 的組織發(fā)送超聲波發(fā)送波的超聲波探頭；接收部，該接收部將所述超聲波 發(fā)送波在所述活體的組織中反射后獲得、被所述超聲波探頭接收的超聲波 反射波放大，生成接收信號(hào)；基準(zhǔn)變位量測(cè)定部，該基準(zhǔn)變位量測(cè)定部測(cè) 定所述接收信號(hào)上設(shè)定的基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量；接收信號(hào)調(diào)整部，該接收信號(hào) 調(diào)整部根據(jù)所述基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量，調(diào)整接收信號(hào)的距離方向的位置；形狀 變化值演算部，該形狀變化值演算部根據(jù)所述調(diào)整后的接收信號(hào)，計(jì)測(cè)所 述活體的組織中設(shè)定的多個(gè)基準(zhǔn)點(diǎn)的位置變位量。
在理想的實(shí)施方式中，所述活體組織，用與心跳周期一致的周期運(yùn)動(dòng)；所述基準(zhǔn)變位量測(cè)定部，決定所述基準(zhǔn)點(diǎn)的一個(gè)心跳周期中的最大變位
在理想的實(shí)施方式中，所述發(fā)送部及接收部，在每個(gè)心跳周期，多次收發(fā)所述超聲波發(fā)送波，以便掃描所述活體組織設(shè)定的計(jì)測(cè)區(qū)域，從而生成多幀接收信號(hào)；所述接收信號(hào)調(diào)整部，至少在所述各心跳周期中，在獲得所述基準(zhǔn)點(diǎn)的最大變位量的幀中，調(diào)整接收信號(hào)的距離方向的位置。
在理想的實(shí)施方式中，所述接收信號(hào)調(diào)整部，在獲得所述基準(zhǔn)點(diǎn)的最大變位量的幀中，調(diào)整接收信號(hào)的距離方向的位置，以便使所述基準(zhǔn)點(diǎn)的位置在距離方向中一致。
在理想的實(shí)施方式中，所述發(fā)送部及接收部，在每個(gè)心跳周期，多次收發(fā)所述超聲波發(fā)送波，以便掃描所述活體組織設(shè)定的計(jì)測(cè)區(qū)域，從而生成多幀接收信號(hào)；所述基準(zhǔn)變位量測(cè)定部，逐幀測(cè)定所述基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量，在所述變位量是規(guī)定的值的整數(shù)倍(但是0除外)以上時(shí)，把將所述規(guī)定的值所述整數(shù)倍后的值作為變位量，向所述接收信號(hào)調(diào)整部輸出；所述接收信號(hào)調(diào)整部，根據(jù)所述變位量，調(diào)整接收信號(hào)的距離方向的位置。
在理想的實(shí)施方式中，所述接收信號(hào)調(diào)整部，調(diào)整接收信號(hào)的距離方向的位置，以便抵消所述變位量。
在理想的實(shí)施方式中，所述規(guī)定的值，與取樣間隔相等。
在理想的實(shí)施方式中，所述活體組織，是動(dòng)脈血管壁；所述基準(zhǔn)點(diǎn)，在所述接收信號(hào)中，設(shè)定在與所述血管腔和內(nèi)膜的交界對(duì)應(yīng)的位置。
在理想的實(shí)施方式中，所述活體組織，以與心跳周期一致的周期運(yùn)動(dòng)；所述形狀變化值演算部，根據(jù)所述位置變位量，求出根據(jù)所述多個(gè)檢測(cè)點(diǎn)設(shè)定的任意的2點(diǎn)間的最大厚度變化量。
在理想的實(shí)施方式中，超聲波診斷裝置進(jìn)而具備組織性狀值演算部，該組織性狀值演算部根據(jù)所述最大厚度變化量，求出所述組織的性狀特性值。
在理想的實(shí)施方式中，所述活體組織，是動(dòng)脈血管；所述性狀特性值，是彈性率值。
在理想的實(shí)施方式中，所述基準(zhǔn)變位量測(cè)定部，分析所述接收信號(hào)的基準(zhǔn)點(diǎn)的相位，從而求出所述變位量。
在理想的實(shí)施方式中，所述形狀變化值演算部，分析所述調(diào)整后的接收信號(hào)的各計(jì)測(cè)點(diǎn)中的相位，從而求出所述位置變位量。
采用本發(fā)明后，在接收信號(hào)上設(shè)定基準(zhǔn)點(diǎn)，測(cè)量基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量，從而能夠求出測(cè)量對(duì)象——整個(gè)活體組織的變位量。使用該變位量，使接收信號(hào)在距離方向上位移，從而能夠抵消整個(gè)活體組織的變位。這樣，使用使接收信號(hào)位移的信號(hào)，計(jì)測(cè)活體組織的微小運(yùn)動(dòng)后，能夠抑制與成變位量正比的誤差，能夠用很高的精度計(jì)測(cè)活體組織的微小的變位量、厚度變化量、變形量或彈性率值。


圖1A示意性地表示處于收縮的狀態(tài)的動(dòng)脈血管的剖面。圖1B示意性地表示處于擴(kuò)張的狀態(tài)的動(dòng)脈血管的剖面。圖2是表示為了使用本發(fā)明的超聲波診斷裝置進(jìn)行血管壁組織的性狀診斷的結(jié)構(gòu)的方框圖。
圖3是表示采用本發(fā)明的超聲波診斷裝置的第1實(shí)施方式的結(jié)構(gòu)的方框圖。
圖4是詳細(xì)表示圖2所示的超聲波診斷裝置的演算部的結(jié)構(gòu)的方框圖。
圖5是表示采用第1實(shí)施方式的計(jì)測(cè)方法的主要部分的流程圖。圖6是為了講述采用第1實(shí)施方式的計(jì)測(cè)方法的主要的步驟中的處理而繪制的圖形。
圖7是為了講述采用第1實(shí)施方式的計(jì)測(cè)方法的主要的步驟中的處理
而繪制的圖形。
圖8是為了講述釆用第1實(shí)施方式的計(jì)測(cè)方法的主要的步驟中的處理
而繪制的圖形。
圖9是詳細(xì)表示采用本發(fā)明的超聲波診斷裝置的第2實(shí)施方式的的超
聲波診斷裝置的演算部的結(jié)構(gòu)的方框圖。
圖10表示采用第3實(shí)施方式的計(jì)測(cè)方法的主要部分的流程圖。
圖11是為了講述采用第2實(shí)施方式的計(jì)測(cè)方法的主要的步驟中的處
理而繪制的圖形。
圖12是為了講述釆用第2實(shí)施方式的計(jì)測(cè)方法的主要的步驟中的處理而繪制的圖形。
圖13是為了講述采用第2實(shí)施方式的計(jì)測(cè)方法的主要的步驟中的處理而繪制的圖形。
圖14是為了講述采用第2實(shí)施方式的計(jì)測(cè)方法的主要的步驟中的處理而繪制的圖形。
圖15A是表示使用現(xiàn)有技術(shù)的超聲波診斷裝置測(cè)量試料的變形量的結(jié)果的圖形。
圖15B是表示使用采用本發(fā)明的超聲波診斷裝置測(cè)量試料的變形量的結(jié)果的圖形。
圖16A是表示使用現(xiàn)有技術(shù)的超聲波診斷裝置測(cè)量其它試料的變形量的結(jié)果的圖形。
圖16B是表示使用采用本發(fā)明的超聲波診斷裝置測(cè)量其它試料的變形量的結(jié)果的圖形。符號(hào)說明
1血管外組織2體表3血管4血管前壁5血液
ll超聲波診斷裝置
12血壓計(jì)
13超聲波探頭
14發(fā)送部
15接收部
16延遲時(shí)間控制部
19演算部19
20演算數(shù)據(jù)存儲(chǔ)部
21圖像合成部
22心電圖儀
51基準(zhǔn)設(shè)定部
52、 56基準(zhǔn)變位量測(cè)定部
53、 57接收信號(hào)調(diào)整部
54、 58形狀變化值演算部55組織性狀值演算部
具體實(shí)施例方式
本發(fā)明的超聲波診斷裝置，計(jì)測(cè)測(cè)量對(duì)象物——活體組織的各部的形狀測(cè)量值(位置變位量、最大厚度變化量)及性狀測(cè)量值(變形量、彈性率值、粘性率值)等。如在以下所講述的那樣，本發(fā)明特別適用于整個(gè)活體組織一邊進(jìn)行變位運(yùn)動(dòng)一邊在組織的各部位中產(chǎn)生微小變位時(shí)，高精度地計(jì)測(cè)組織各部位的微小變位量。圖1A及圖1B示意性地表示與活體的動(dòng)脈血管3的軸向平行的剖面圖，
圖1A表示血管收縮的狀態(tài)，圖1B表示擴(kuò)張的狀態(tài)。如圖1A所示，在動(dòng)脈血管3收縮的狀態(tài)中，使動(dòng)脈血管3的血管腔的直徑為d，血管壁的厚度為t。將血管壁和血管腔的交界作為原點(diǎn)，在半徑方向上設(shè)定坐標(biāo)。在血管壁和血管腔的交界及血管壁和血管外裝置的交界處分別設(shè)定計(jì)測(cè)點(diǎn)xl及x7，將xl和x7之間6等份后設(shè)定x2 x6。 xl x7的間隔都為S 。
如圖1B所示，血液在心臟的作用下被壓出后，動(dòng)脈血管3的血管壁就伴隨著血管腔的擴(kuò)張而變薄，擴(kuò)張后的血管腔d'及血管壁的厚度t'，成為d' 〉d而且t' <t。
這時(shí)，假設(shè)在將血管收縮了的狀態(tài)下血管壁和血管腔的交界固定為原點(diǎn)，在血管壁上設(shè)定的計(jì)測(cè)點(diǎn)xl x7分別移動(dòng)到xl， x7'。由圖中可知血管壁由于擴(kuò)張而在半徑方向上整體移動(dòng)的同時(shí)，血管壁變薄后，血管壁組織的各部位受到壓縮而變形。這時(shí)，各部位的變形情況是不均勻的。如果使xl' x7，的各測(cè)量點(diǎn)之間的距離為Su 5s, 7，那么計(jì)測(cè)點(diǎn)xl'和x2'之間的組織的變形量就成為(5 ,. 2— S ) / 5 ?？梢愿鶕?jù)變形量，求出彈性率值。
如專利文獻(xiàn)l所述，跟蹤各計(jì)測(cè)點(diǎn)中的接收信號(hào)的相位差，求出各測(cè)量點(diǎn)的變位位置，再求出2個(gè)測(cè)量點(diǎn)之間的位置之差的最大值及最小值，就能夠求出血管壁組織的變形量。
釆用專利文獻(xiàn)1所述的方法后，因?yàn)槭紫惹蟪龈饔?jì)測(cè)點(diǎn)的變位位置，所以各計(jì)測(cè)點(diǎn)的變位位置較大時(shí)，在求出的各計(jì)測(cè)點(diǎn)的變位位置中就會(huì)產(chǎn)生與變位量成正比的較大的誤差。其結(jié)果，在彈性率值中就包含與各計(jì)測(cè)點(diǎn)的位置變位量成正比的誤差。其原因如下。
如專利文獻(xiàn)1公開的方法那樣，為了根據(jù)接收信號(hào)的相位計(jì)算出對(duì)象物的變位，需要獲得超聲波的中心頻率的信息。如動(dòng)脈壁等那樣，在測(cè)量對(duì)象區(qū)域內(nèi)存在許多散射體時(shí)，散射波就互相干涉。由于計(jì)測(cè)使用的超聲 波是脈沖，所以不是單一頻率，具有有限的帶域。這樣，由于干涉而在本 來的中心頻率f0附近產(chǎn)生磁傾角后，中心頻率就會(huì)在表面上變化。接收 波的中心頻率與f0不同時(shí)，產(chǎn)生的誤差就與對(duì)象物的變位的大小成正比。
動(dòng)脈血管壁時(shí)，伴隨著心臟的跳動(dòng)而產(chǎn)生的動(dòng)脈壁的變形量，在整個(gè) 動(dòng)脈壁的位置變化(并進(jìn)運(yùn)動(dòng))的十分之一以下，所以位置變化成分導(dǎo)致 的誤差，遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于本來希望計(jì)測(cè)的變形量導(dǎo)致的誤差。例如如果中心頻率 進(jìn)行10%的變化，那么位置變化成分導(dǎo)致的誤差就成為和變形量相同程度 的大小。因此，不能夠正確計(jì)測(cè)變形量。
可是，測(cè)量彈性率值所需的計(jì)測(cè)值，是2點(diǎn)間的正確的變形量，而不 是計(jì)測(cè)點(diǎn)的正確的位置。因此，如果設(shè)定基準(zhǔn)點(diǎn)，計(jì)測(cè)計(jì)測(cè)點(diǎn)對(duì)于基準(zhǔn)點(diǎn) 而言的相對(duì)的變位量，就能夠減小各計(jì)測(cè)點(diǎn)的位置變位量，能夠減小與變 位量成正比的誤差。
動(dòng)脈血管壁時(shí)，最好將來自內(nèi)腔一內(nèi)膜交界的回波作為基準(zhǔn)。這是因 為來自內(nèi)腔一內(nèi)膜交界的較強(qiáng)的回波，不容易受到干涉，中心頻率的變化 較小的緣故。
例如如圖1B所示，在動(dòng)脈血管擴(kuò)張了的狀態(tài)下，血管壁和血管腔的 交界移動(dòng)Ax時(shí)，即使認(rèn)為xl'沒有變位地調(diào)整接收信號(hào)，也能夠求出xl' 對(duì)于計(jì)測(cè)點(diǎn)x2， x7，而言的相對(duì)性的變位量。這樣，能夠使計(jì)測(cè)點(diǎn)的變 位量減少Ax的量。因此，在計(jì)算出相位的變化之前，抵消血管壁的變位 成分，就能夠減少與變位量成正比的誤差。本發(fā)明采用該方法后，實(shí)現(xiàn)了 能夠高精度地計(jì)測(cè)的超聲波診斷裝置。
(第1實(shí)施方式)
下面，講述采用本發(fā)明的超聲波診斷裝置的第1實(shí)施方式。第1實(shí)施 方式能夠用很高的精度求出各計(jì)測(cè)點(diǎn)的一個(gè)心跳周期中的最大變形量，特別宜于用來測(cè)量彈性率值。
圖2是表示為了使用本實(shí)施方式的超聲波診斷裝置11進(jìn)行血管壁組 織的性狀診斷的結(jié)構(gòu)的方框圖。與超聲波診斷裝置11連接的超聲波探頭 13，被緊貼被檢查者的體表地設(shè)置，向血管外組織l的內(nèi)部發(fā)送超聲波。 發(fā)送的超聲波用血管及血液反射、散射，其中的一部分返回超聲波探頭13， 被作為回波(超聲波反射波)接收。超聲波診斷裝置11對(duì)接收信號(hào)進(jìn)行 分析、演算，求出血管前壁4及血管后壁5的形狀信息。超聲波診斷裝置 11例如按照專利文獻(xiàn)1公布的方法，使用檢波信號(hào)的振幅及相位等二者， 采用帶限制的最小平方法，決定對(duì)象的瞬時(shí)的位置。進(jìn)行高精度的(位置 變化量的測(cè)量精度為士0.2微米)相位跟蹤后，能夠用非常好的精度測(cè)量 血管前壁4中的微小部位的厚度及厚度變化量的時(shí)間變化的情況。最好將 血壓計(jì)12與超聲波診斷裝置11連接。使用由血壓計(jì)12獲得的血壓數(shù)據(jù) 后，能夠求出血管前壁4中的微小部位的彈性率值。另外，最好將心電圖 儀22與超聲波診斷裝置11連接，將心電圖儀22測(cè)量的心電波形輸入超 聲波診斷裝置11，作為決定取得數(shù)據(jù)及轉(zhuǎn)換數(shù)據(jù)的時(shí)刻的觸發(fā)信號(hào)使用。 可以將心電圖儀22置換成其它活體信號(hào)檢出單元——心音計(jì)及脈波計(jì)， 取代心電波形，將心音波形及脈波波形作為觸發(fā)信號(hào)使用。
下面，詳細(xì)講述超聲波診斷裝置的結(jié)構(gòu)及動(dòng)作。圖3是表示超聲波診 斷裝置11的結(jié)構(gòu)的方框圖。超聲波診斷裝置11，具備發(fā)送部14、接收部 15、延遲時(shí)間控制部16、演算部19及演算數(shù)據(jù)存儲(chǔ)部20、圖像合成部21 及顯示部30。另外，超聲波診斷裝置11還具備控制部23，控制各部的動(dòng) 作。操作者能夠使用包含鼠標(biāo)、鍵盤、跟蹤球等的用戶接口25，向控制部 23下達(dá)超聲波診斷裝置11的動(dòng)作指令。
發(fā)送部14生成規(guī)定的驅(qū)動(dòng)脈沖信號(hào)，向超聲波探頭13輸出。超聲波 探頭13根據(jù)驅(qū)動(dòng)脈沖信號(hào)發(fā)送的超聲波發(fā)送波，在血管3等活體組織中 反射、散射，生成的超聲波反射波被用超聲波探頭13接收?？紤]測(cè)量對(duì) 象的深度和超聲波的聲速后，決定使(超聲波探頭13)產(chǎn)生超聲波的驅(qū)動(dòng)脈沖信號(hào)的發(fā)送間隔，以免在時(shí)間軸上鄰接的前后的超聲波脈沖重疊。
接收部15使用超聲波探頭13接收超聲波反射波。接收部15包含A/D 變換部，將超聲波反射波放大后，生成接收信號(hào)，進(jìn)而變換成數(shù)字信號(hào)。 發(fā)送部14及接收部15可以使用電子部件等構(gòu)成。
延遲時(shí)間控制部16，與發(fā)送部14及接收部15連接，控制發(fā)送部14 給予超聲波探頭13的超聲波振子組的驅(qū)動(dòng)脈沖信號(hào)的延遲時(shí)間。這樣， 就使超聲波探頭13發(fā)送的超聲波發(fā)送波的超聲波束的音響線的方向及焦 點(diǎn)深度變化。另外，控制被超聲波探頭13接收、被接收部15放大的接收 信號(hào)的延遲時(shí)間后，能夠使開口徑變化，或者使焦點(diǎn)位置變化。延遲時(shí)間 控制部16的輸出，輸入演算部19及斷層圖像生成部24。
發(fā)送部14及接收部15，在每個(gè)心跳周期，多次收發(fā)超聲波發(fā)送波， 以便掃描活體組織設(shè)定的計(jì)測(cè)區(qū)域。這樣，按照各心跳周期，生成與多幀 相應(yīng)的接收信號(hào)。
斷層圖像生成部24，根據(jù)接收信號(hào)生成斷層圖像。例如將接收信號(hào)的 振幅強(qiáng)度變換成顯示部30顯示的圖像的亮度信號(hào)。從而生成B模式斷層 像。
圖4是詳細(xì)表示演算部19的結(jié)構(gòu)的方框圖。演算部19，包含基準(zhǔn)設(shè) 定部51、基準(zhǔn)變位量測(cè)定部52、接收信號(hào)調(diào)整部53、形狀變化值演算部 54及組織性狀值演算部55。演算部19既可以用軟件構(gòu)成，也可以用硬件 構(gòu)成。
為了求出測(cè)量對(duì)象——整個(gè)活體組織的變位，基準(zhǔn)設(shè)定部51在接收 信號(hào)的距離方向的軸上設(shè)定基準(zhǔn)點(diǎn)。最好將基準(zhǔn)點(diǎn)設(shè)定在接收信號(hào)上振幅 較大、不容易受到斑點(diǎn)等噪聲的影響的位置。采用超聲波診斷裝置進(jìn)行計(jì)測(cè)時(shí)，由于活體組織的各部位位于到超聲 波探頭13的表面距離不同的深度，所以從活體組織的各部位獲得的超聲 波反射波，產(chǎn)生與深度方向的位置對(duì)應(yīng)的時(shí)間的延遲。因此，接收信號(hào)的 距離方向的軸，與活體組織的分布對(duì)應(yīng)。
在本實(shí)施方式中，因?yàn)閷?dòng)脈血管的血管壁作為測(cè)量對(duì)象，所以最好 例如在與血管中流動(dòng)的血流和內(nèi)膜的交界對(duì)應(yīng)的接收信號(hào)的距離方向的 軸上的位置設(shè)定基準(zhǔn)點(diǎn)。這是因?yàn)樵谘骱蛢?nèi)膜中，音響阻抗迥然不同， 所以在它們的交界處可以獲得比較強(qiáng)的超聲波的反射，而且斑點(diǎn)的影響也 較少的緣故。
在血流和內(nèi)膜的交界設(shè)定基準(zhǔn)點(diǎn)，既可以采用手動(dòng)方式，也可以采用 自動(dòng)方式。采用手動(dòng)方式設(shè)定基準(zhǔn)點(diǎn)時(shí)，在被顯示部30顯示的B模式斷 層圖像上，操作者用光標(biāo)等指定血流和內(nèi)膜的交界位置?；鶞?zhǔn)設(shè)定部51 根據(jù)光標(biāo)的位置信息，決定接收信號(hào)上的位置。采用自動(dòng)方式設(shè)定基準(zhǔn)點(diǎn) 時(shí)，基準(zhǔn)設(shè)定部51根據(jù)接收信號(hào)的振幅等，設(shè)定基準(zhǔn)點(diǎn)。因?yàn)榕c血管壁 中相比，超聲波在血流中的反射及散射較少，所以即使根據(jù)振幅等自動(dòng)設(shè) 定血流和內(nèi)膜的交界，也能夠高精度地設(shè)定基準(zhǔn)點(diǎn)。
基準(zhǔn)變位量測(cè)定部52，測(cè)量設(shè)定的基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量。在本實(shí)施方式中， 為了求出活體組織的彈性率值，而在各心跳周期中決定基準(zhǔn)點(diǎn)的最大變位 量。具體地說，采用專利文獻(xiàn)l公布的相位差跟蹤法等，分析接收信號(hào)的 基準(zhǔn)點(diǎn)中的相位，從而按照各幀逐次計(jì)測(cè)各幀的接收信號(hào)中的基準(zhǔn)點(diǎn)的變 位，決定最大變位量。最好測(cè)量將動(dòng)脈收縮最大的時(shí)刻中的接收信號(hào)作為 基準(zhǔn)設(shè)定的基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量。
接收信號(hào)調(diào)整部53接受基準(zhǔn)變位量測(cè)定部52測(cè)量的基準(zhǔn)點(diǎn)的最大變 位量，調(diào)整最大變位量獲得的接收信號(hào)的距離方向的位置。具體地說，生 成使接收信號(hào)在跳周期中決定基準(zhǔn)點(diǎn)的最大變位量。在本實(shí)施方式中，為了求出彈性率值， 可以至少對(duì)基準(zhǔn)點(diǎn)的最大變位量獲得的幀的接收信號(hào)進(jìn)行接收信號(hào)的調(diào) 整。
形狀變化值演算部54，根據(jù)調(diào)整的接收信號(hào)，求出活體的組織內(nèi)設(shè)定 的多個(gè)計(jì)測(cè)點(diǎn)中的最大相對(duì)變位量。在該演算中，可以采用專利文獻(xiàn)l公 布的相位差跟蹤法。具體地說，在動(dòng)脈收縮最大的時(shí)刻中的接收信號(hào)和調(diào) 整的接收信號(hào)之間，利用相位差跟蹤法等，分析接收信號(hào)的各計(jì)測(cè)點(diǎn)中的 相位，從而求出各計(jì)測(cè)點(diǎn)中的最大相對(duì)變位量。形狀變化值演算部54進(jìn) 而根據(jù)各計(jì)測(cè)點(diǎn)中的最大相對(duì)變位量，求出根據(jù)多個(gè)計(jì)測(cè)點(diǎn)設(shè)定的任意的 2點(diǎn)之間的最大厚度變化量。
組織性狀值演算部55，根據(jù)最大厚度變化量，求出所述組織的性狀特 性值。從血壓計(jì)12中取得有關(guān)一個(gè)心跳周期中的最高血壓及最低血壓的 信息，根據(jù)最大厚度變化量及有關(guān)血壓的信息，求出在彈性率值。在計(jì)測(cè) 區(qū)域內(nèi)二維設(shè)定計(jì)測(cè)點(diǎn)時(shí)，在各計(jì)測(cè)點(diǎn)之間求出彈性率值后，可以求出計(jì) 測(cè)區(qū)域內(nèi)的彈性率值的二維分布。
圖像合成部21，合成斷層圖像生成部24生成的斷層圖像和演算部19 獲得的彈性率值等組織性狀的二維映射數(shù)據(jù)，在顯示部30中顯示合成的 圖像。
此外，可以在超聲波診斷裝置11中設(shè)置存儲(chǔ)部20，將數(shù)字化的接收 信號(hào)及演算部19算出的數(shù)據(jù)存儲(chǔ)到存儲(chǔ)部20中，結(jié)束計(jì)測(cè)后，變更基準(zhǔn) 點(diǎn)的位置后重新進(jìn)行演算，或者在顯示部30中顯示存儲(chǔ)部20存儲(chǔ)的數(shù)據(jù)。
如前所述，在基準(zhǔn)變位量測(cè)定部52及形狀變化值演算部54中，為了 求出基準(zhǔn)點(diǎn)及各計(jì)測(cè)點(diǎn)的變位量，最好采用相位差跟蹤法。相位差跟蹤法， 如專利文獻(xiàn)1所詳細(xì)講述的那樣，在微小的時(shí)間差中計(jì)測(cè)的2個(gè)接收信號(hào) 中，在振幅不變化、只有相位及反射位置變化的前提下，使2個(gè)接收信號(hào)的整合誤差成為最小地利用最小平方法求出相位差。根據(jù)該相位差，求出 計(jì)測(cè)點(diǎn)的運(yùn)動(dòng)速度，進(jìn)而將它積分后，求出位置變位量。因此，基準(zhǔn)變位
量測(cè)定部52及形狀變化值演算部54正交檢波被用延遲時(shí)間控制部16延
遲控制的接收信號(hào)，將其分離為實(shí)部信號(hào)和虛部信號(hào)。另外，還使用濾波 器從分離后的實(shí)部信號(hào)和虛部信號(hào)中除去高頻成分、來自測(cè)量對(duì)象以外的 反射成分及噪聲成分等。使用經(jīng)過這種處理的接收信號(hào)，進(jìn)行采用相位差 跟蹤法的演算。正交檢波及濾波處理，既可以用軟件構(gòu)成，也可以用硬件
構(gòu)成o
這時(shí)，接收信號(hào)調(diào)整部53中的接收信號(hào)的位移，既可以使用正交檢 波前的接收信號(hào)，也可以使用正交檢波后的接收信號(hào)。但是，使用正交檢 波后的接收信號(hào)時(shí)，必須在使接收信號(hào)向距離方向位移的同時(shí)，還按照位 移量使接收信號(hào)的相位旋轉(zhuǎn)。求出活體組織的2點(diǎn)之間的一個(gè)心跳周期中 的最大厚度變化量Ah，并且將2點(diǎn)之間的厚度的最大值作為H時(shí)，可以 利用S=Ah/H，求出組織的變形量S。將血壓的最大值和最小值的差作為 Ap時(shí)，可以利用x^Ap/S，求出彈性率值x。
接著，參照?qǐng)D3、圖4及圖5 圖8，詳細(xì)講述采用本實(shí)施方式的計(jì)測(cè) 方法的主要部分的步驟。圖5是表示采用本實(shí)施方式的計(jì)測(cè)方法的主要部 分的流程圖，圖6 圖8是為了講述釆用本實(shí)施方式的計(jì)測(cè)方法的主要的 步驟中的處理而繪制的圖形。
首先，驅(qū)動(dòng)超聲波探頭13，向活體組織發(fā)射超聲波，用接收部15檢 出反射回來的超聲波反射波，獲得幀l的接收信號(hào)x (1， O (步驟100)。 圖6示出向動(dòng)脈血管壁的后壁的相同部位反復(fù)發(fā)送超聲波時(shí)的接收信號(hào)。 將與第l次的發(fā)送對(duì)應(yīng)的接收信號(hào)表示為x (1， O，將與第2次的發(fā)送對(duì) 應(yīng)的接收信號(hào)表示為x (2， t)。 t是將發(fā)送時(shí)刻作為起點(diǎn)的接收時(shí)間，表 示深度。以下，表示與第n次的發(fā)送對(duì)應(yīng)的接收信號(hào)時(shí)，記述為"幀n的 接收信號(hào)x (n， t)"?；鶞?zhǔn)設(shè)定部51，在幀1的接收信號(hào)上設(shè)定基準(zhǔn)點(diǎn)的深度T(步驟101)。 如前所述，基準(zhǔn)點(diǎn)的設(shè)定，既可以采用手動(dòng)方式，也可以采用自動(dòng)方式。 在圖6中，在各接收信號(hào)中幾乎看不到波動(dòng)的部分，是來自血流區(qū)域的反 射波成分；在可以看到較大的波動(dòng)的部分，是從血流和內(nèi)膜的交界處獲得
的反射波成分。另外，它的下面的可以看到斑點(diǎn)狀的波動(dòng)的部分，是從血 管壁獲得的反射波成分。在本實(shí)施方式中，根據(jù)以上講述的理由，在血流
和內(nèi)膜的交界處設(shè)定基準(zhǔn)點(diǎn)。這樣在圖6中，如用黑點(diǎn)(參)表示的那樣， 基準(zhǔn)點(diǎn)在幀l的接收信號(hào)x (1， t)上位于振幅最大的波上。
接著，將設(shè)定的基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量Ax (1， t)復(fù)位為0 (步驟102)。 就是說，如圖6所示，使在幀l的接收信號(hào)x (1， t)上的基準(zhǔn)點(diǎn)的變位 量Ax (1， t)為0。
再接著，向活體組織發(fā)送超聲波，獲得接收信號(hào)。就是說，取得幀2 的接收信號(hào)x (2， t)(在步驟103中，n=2)。在幀2的接收信號(hào)x (2， t) 和幀l的接收信號(hào)x (1， t)之間，采用相位差跟蹤法，計(jì)算出基準(zhǔn)點(diǎn)的 變位量，決定幀2的接收信號(hào)中的基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量。具體地說，在幀l的 接收信號(hào)和幀2的接收信號(hào)之間，采用相位差跟蹤法，計(jì)算出基準(zhǔn)點(diǎn)的變 位量Ax (2， T)(在步驟104中，n=2)。
接著，判定是否檢出了心率同步信號(hào)。心率同步信號(hào)在各心跳周期中， 被作為將計(jì)測(cè)復(fù)位的觸發(fā)信號(hào)使用，例如根據(jù)心電波形的R波或R波形生 成。如前所述，也可以使用心音波形等其它活體信號(hào)。
基準(zhǔn)變位量測(cè)定部52沒有檢出心率同步信號(hào)時(shí)(在步驟105中為No 時(shí))，反復(fù)進(jìn)行步驟103及步驟104，求出基準(zhǔn)點(diǎn)的幀n的接收信號(hào)中的變 位Ax (n， T)。
在步驟105中，基準(zhǔn)變位量測(cè)定部52檢出心率同步信號(hào)時(shí)，基準(zhǔn)變 位量測(cè)定部52根據(jù)迄今為止計(jì)測(cè)的基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量，作為給予基準(zhǔn)點(diǎn)的最大變位的幀，獲得其編號(hào)和其時(shí)的最大變位量Ax (N， T)。將獲得的這 些幀編號(hào)和最大變位量Ax (N， T)向接收信號(hào)調(diào)整部53輸出。
接收信號(hào)調(diào)整部53，接受幀編號(hào)和最大變位量Ax (N， T)，生成使幀 N的接收信號(hào)x (N， t)向深度方向位移一Ax (N， T)的信號(hào)y (t)(步 驟107)。經(jīng)過該操作后，如圖7所示，獲得基準(zhǔn)點(diǎn)的位置一致的接收信號(hào) y (t)。
形狀變化值演算部54，至少從接收信號(hào)調(diào)整部53中接受最初的接受 信號(hào)x (1， t)和在步驟107中獲得的信號(hào)y (t)，在最初的接受信號(hào)x
(1， t)和在步驟107中獲得的信號(hào)y (O之間，使用相位差跟蹤法，如 圖8所示，計(jì)算出基準(zhǔn)點(diǎn)以外的最大變位量Ax' (N， t)(步驟108)。在 圖8中，用O表示基準(zhǔn)點(diǎn)以外的計(jì)測(cè)點(diǎn)?；鶞?zhǔn)點(diǎn)的位置在x (1， t)和y
(t)中一致變位量是零。這時(shí)求出的最大變位量Ax' (N， t)，是對(duì)于基
準(zhǔn)點(diǎn)的最大變位量而言的相對(duì)的值。
求出計(jì)測(cè)點(diǎn)之間的變形、計(jì)算彈性率值時(shí)，在步驟108中求出的各計(jì) 測(cè)點(diǎn)的最大變位量Ax (N， t)之差，成為最大厚度變位量Ah。這樣，如 前所述，組織性狀值演算部55能夠接受各計(jì)測(cè)點(diǎn)之間的最大厚度變位量 △h，使用來自血壓計(jì)12的血壓信息，求出彈性率值。
如果象步驟109所示的那樣，將在步驟106中獲得的基準(zhǔn)點(diǎn)的最大變 位Ax (N， T)與在步驟108中求出的最大變位量Ax' (N， O相加后， 就可以計(jì)算出基準(zhǔn)點(diǎn)以外的計(jì)測(cè)點(diǎn)的絕對(duì)性的最大變位Ax (N， t)。
反復(fù)進(jìn)行步驟100 步驟108或步驟109，就可以按照各心跳周期連
續(xù)計(jì)測(cè)彈性率值。
這樣，如果采用本實(shí)施方式的超聲波診斷裝置，就能夠在接受信號(hào)上 設(shè)定基準(zhǔn)點(diǎn)，測(cè)量基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量后，大概求出測(cè)量對(duì)象——整個(gè)活體組織的變位量。使用該使變位量，使接受信號(hào)在距離方向上位移后，就能夠 抵消整個(gè)活體組織的變位。這樣，使用使接受信號(hào)位移的信號(hào)，計(jì)測(cè)活體 組織的微小運(yùn)動(dòng)后，就能夠抑制與變位量成正比的誤差，能夠用很高的精 度計(jì)測(cè)活體組織的微小的變位量。特別是按照各心跳周期，求出在接受信 號(hào)上設(shè)定的基準(zhǔn)點(diǎn)的最大變位量，根據(jù)求出的最大變位量，使接受信號(hào)在 距離方向上位移，調(diào)整接受信號(hào)，以便使基準(zhǔn)點(diǎn)的位置在距離方向上不變 化，使用調(diào)整后的接受信號(hào)，求出各計(jì)測(cè)點(diǎn)的最大相對(duì)變位量后，就能夠 抑制與變位量成正比的誤差，能夠用很高的精度求出獲得變位量、變形量 及彈性率值。
(第2實(shí)施方式)
下面，講述采用本發(fā)明的超聲波診斷裝置的第2實(shí)施方式。第l實(shí)施 方式能夠用很高的精度求出各計(jì)測(cè)點(diǎn)的一個(gè)心跳周期中的最大變形量，與 此不同，在本實(shí)施方式中，還能夠用很高的精度求出一個(gè)心跳周期中各計(jì)
測(cè)點(diǎn)的變位。
圖9是表示本實(shí)施方式的超聲波診斷裝置的演算部19'的結(jié)構(gòu)的方框 圖。演算部19'以外的結(jié)構(gòu)，與圖3所示的第1實(shí)施方式的超聲波診斷裝 置ll相同。
演算部19'，包含基準(zhǔn)設(shè)定部51、基準(zhǔn)變位量測(cè)定部56、接收信號(hào)調(diào) 整部57、形狀變化值演算部58及組織性狀值演算部55。
基準(zhǔn)設(shè)定部51和第1實(shí)施方式同樣，為了求出測(cè)量對(duì)象——整個(gè)活 體組織的變位，在接收信號(hào)中設(shè)定基準(zhǔn)點(diǎn)。
基準(zhǔn)變位量測(cè)定部56，使用各幀的接收信號(hào)，測(cè)量基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量。 如果變位量是規(guī)定的值的整數(shù)倍(但是0除外)以上，就將整數(shù)倍的值作 為變位量，向接收信號(hào)調(diào)整部57輸出規(guī)定的值。所述接收信號(hào)調(diào)整部57，根據(jù)從基準(zhǔn)變位量測(cè)定部56接受的變位量， 調(diào)整接收信號(hào)上的基準(zhǔn)點(diǎn)的位置。具體地說，生成使接收信號(hào)在距離方向 的軸上位移求出的變位量的信號(hào)。對(duì)于變位量的絕對(duì)值小于規(guī)定的值的接 收信號(hào)，不迸行基準(zhǔn)點(diǎn)的位置調(diào)整。
形狀變化值演算部58，根據(jù)調(diào)整后的接收信號(hào)，求出活體的組織內(nèi)設(shè) 定的多個(gè)計(jì)測(cè)點(diǎn)中的位置變位量。在該演算中，可以采用專利文獻(xiàn)l公布 的相位差跟蹤法。具體地說，在第1幀的接收信號(hào)和調(diào)整的接收信號(hào)之間， 或在時(shí)間軸上鄰接的2個(gè)調(diào)整后的接收信號(hào)之間，利用相位差跟蹤法，求 出各計(jì)測(cè)點(diǎn)中的位置變位量。形狀變化值演算部58進(jìn)而根據(jù)各計(jì)測(cè)點(diǎn)中 的位置變位量，求出根據(jù)多個(gè)計(jì)測(cè)點(diǎn)設(shè)定的任意的2點(diǎn)之間的厚度變化量。
組織性狀值演算部55，根據(jù)厚度變化量，求出所述組織的性狀特性值。 在本實(shí)施方式中，求出在變形量。在計(jì)測(cè)區(qū)域內(nèi)二維設(shè)定計(jì)測(cè)點(diǎn)時(shí)，在各 計(jì)測(cè)點(diǎn)之間求出變形量后，可以求出計(jì)測(cè)區(qū)域內(nèi)的變形量的二維分布。
和第1實(shí)施方式同樣，圖像合成部21，合成斷層圖像生成部24生成 的斷層圖像和演算部19'獲得的變形量的二維映射數(shù)據(jù)，在顯示部30中 顯示合成的圖像。
接著，參照?qǐng)D3、圖9及圖10 圖14，詳細(xì)講述采用本實(shí)施方式的計(jì) 測(cè)方法的主要部分的步驟。圖10是表示釆用本實(shí)施方式的計(jì)測(cè)方法的主 要部分的流程圖，圖11 圖14是為了講述采用本實(shí)施方式的計(jì)測(cè)方法的 主要的步驟中的處理而繪制的圖形。
首先，驅(qū)動(dòng)超聲波探頭13，向活體組織發(fā)射超聲波，用接收部15檢 出反射回來的超聲波反射波，獲得幀l的接收信號(hào)x (1， t)(步驟200)。 圖ll示出向動(dòng)脈血管壁的后壁的相同部位反復(fù)發(fā)送超聲波時(shí)的接收信號(hào)。 將與第1次的發(fā)送對(duì)應(yīng)的接收信號(hào)表示為x (1， t)，與第2次的發(fā)送對(duì)應(yīng) 的接收信號(hào)表示為x (2， t)。 t是將發(fā)送時(shí)刻作為起點(diǎn)的接收時(shí)間，表示深度。以下，表示與第n次的發(fā)送對(duì)應(yīng)的接收信號(hào)時(shí)，記述為"幀n的接 收信號(hào)x (n， t)"。
基準(zhǔn)設(shè)定部51，和第1實(shí)施方式同樣，在幀1的接收信號(hào)上設(shè)定基準(zhǔn) 點(diǎn)的深度T (步驟201)。圖11中，如用黑點(diǎn)(參)表示的那樣，基準(zhǔn)點(diǎn) 在幀l的接收信號(hào)x (1， O上位于振幅最大的波上。
接著，將設(shè)定的基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量Ax (1， t)復(fù)位為0 (步驟202)。 就是說，如圖11所示，使在幀1的接收信號(hào)x (1， t)上的基準(zhǔn)點(diǎn)的變位 量Ax (1， t)為0。另外，將表示最初的幀的l代入表示決定了所有計(jì)測(cè) 點(diǎn)的變位的剛才(最后)的幀的變量m。
再接著，向活體組織發(fā)送超聲波，獲得接收信號(hào)。就是說，取得幀2 的接收信號(hào)x (2， t)(在步驟203中，n=2)。在幀2的接收信號(hào)x (2， t) 和幀l的接收信號(hào)x (1， t)之間，采用相位差跟蹤法，計(jì)算出基準(zhǔn)點(diǎn)的 變位量，決定幀2的接收信號(hào)中的基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量。具體地說，在幀l的 接收信號(hào)和幀2的接收信號(hào)之間，采用相位差跟蹤法，計(jì)算出基準(zhǔn)點(diǎn)的變 位量Ax (2， T)(在步驟204中，n二2)。
接著，判定是否檢出了心率同步信號(hào)，以及判定最后決定所有計(jì)測(cè)點(diǎn) 的變位的幀號(hào)m時(shí)的基準(zhǔn)點(diǎn)的位置和現(xiàn)在的接收信號(hào)中的基準(zhǔn)點(diǎn)的位置之 差的絕對(duì)值是不是規(guī)定值A(chǔ)以上(步驟205)。和第1實(shí)施方式同樣，作為 心率同步信號(hào)，例如可以使用心電波形的R波。既可以使用心音波形，還 可以分析、求出基準(zhǔn)點(diǎn)的變位波形Ax (n， T)。
雖然可以任意決定規(guī)定值A(chǔ)，但是最好采用接收信號(hào)的取樣間隔。沒 有檢出心率同步信號(hào)，而且最后決定所有計(jì)測(cè)點(diǎn)的變位的幀號(hào)m時(shí)的基準(zhǔn) 點(diǎn)的位置和現(xiàn)在的接收信號(hào)中的基準(zhǔn)點(diǎn)的位置之差的絕對(duì)值小于A時(shí)，反 復(fù)進(jìn)行步驟203及步驟204，求出基準(zhǔn)點(diǎn)的幀n的接收信號(hào)上的變位量A x (n， T)。
檢出心率同步信號(hào)時(shí)，或者所述2個(gè)基準(zhǔn)點(diǎn)的位置之差的絕對(duì)值為A 以上時(shí)，作為離散變位量Xn，求出A的整數(shù)倍(O除外)而且最靠近基準(zhǔn) 點(diǎn)的變位Ax (n， T)的變位量(步驟206)。另外，將這時(shí)的幀號(hào)代入最 后決定所有計(jì)測(cè)點(diǎn)的變位的幀號(hào)m。
接著，獲得使幀n的接收信號(hào)x (n， t)向深度方向位移一Xn的信號(hào) y (t)。經(jīng)過該操作后，如圖12所示，獲得基準(zhǔn)點(diǎn)的位置基本一致的接收 信號(hào)y (t)(步驟207)。經(jīng)過該操作后，如圖7所示，獲得基準(zhǔn)點(diǎn)的位置 一致的接收信號(hào)y (t)。
接著，如圖13所示，在決定了所有計(jì)測(cè)點(diǎn)的變位的剛才的幀的接收 信號(hào)x (m， t)和在步驟207中獲得的信號(hào)y (t)之間，使用相位差跟蹤 法，計(jì)算出基準(zhǔn)點(diǎn)以外的最大變位量Ax' (N， t)(步驟208)。在圖13 中，用O表示基準(zhǔn)點(diǎn)以外的計(jì)測(cè)點(diǎn)?；鶞?zhǔn)點(diǎn)的位置在x (1， t)和y (t) 中一致，變位量是零。這時(shí)求出的最大變位量Ax' (N， t)，是對(duì)于基準(zhǔn)點(diǎn) 而言的相對(duì)的值。
再接著，將在步驟204中獲得的變位量Ax (n， T)與在步驟208中 獲得的基準(zhǔn)點(diǎn)以外的計(jì)測(cè)點(diǎn)的變位量Ax' (N， O相加后，就可以計(jì)算出 基準(zhǔn)點(diǎn)以外的計(jì)測(cè)點(diǎn)的變位量Ax (N， t)。
接著，判定是否檢出了心率同步信號(hào)(步驟209)。沒有檢出心率同步 信號(hào)時(shí)，反復(fù)進(jìn)行步驟203 步驟209。檢出心率同步信號(hào)時(shí)，結(jié)束現(xiàn)在 的心跳周期中的計(jì)測(cè)，開始下一個(gè)心跳周期中的計(jì)測(cè)。因此，反復(fù)進(jìn)行步 驟200 步驟210。
圖14示出這樣跟蹤各計(jì)測(cè)點(diǎn)的變位的結(jié)果。這樣能夠降低采用相位 差跟蹤法導(dǎo)致的累計(jì)誤差，提高跟蹤精度。如圖14所示，基準(zhǔn)點(diǎn)的變位 超過規(guī)定值A(chǔ)時(shí)，使接收信號(hào)位移，求出計(jì)測(cè)點(diǎn)的變位量。由于該變位量的演算扣除整個(gè)活體組織的變位量，采用相位差跟蹤法進(jìn)行，所以與變位 量的大小成正比的誤差變小。這樣，能夠用很高的精度跟蹤計(jì)測(cè)點(diǎn)。還由 于能夠在一個(gè)心跳周期中多次求出變位量，所以還能夠提高計(jì)測(cè)的時(shí)間分 辨率。
本實(shí)施方式，可以與第l實(shí)施方式組合。這時(shí)，雖然基準(zhǔn)點(diǎn)可以是一 個(gè)，但是基準(zhǔn)變位量測(cè)定部可以不獨(dú)立地計(jì)測(cè)基準(zhǔn)點(diǎn)的最大變位量和各幀 的變位量。
此外，在本實(shí)施方式中，作為旨在求出各心跳周期中的計(jì)測(cè)點(diǎn)的變位 量的基準(zhǔn)，使用剛才(最后)求出了計(jì)測(cè)點(diǎn)的變位量的幀的接收信號(hào)。具 體地說，來自剛才計(jì)測(cè)了各計(jì)測(cè)點(diǎn)的變位量的幀的變位量成為決定的值A(chǔ) 以上時(shí)，使接收信號(hào)位移值A(chǔ)的整數(shù)倍，在和剛才計(jì)測(cè)了各計(jì)測(cè)點(diǎn)的變位 量的幀之間，采用相位差跟蹤法求出變位量?？墒?，也可以將最初的幀的 接收信號(hào)，作為旨在求出各心跳周期中的計(jì)測(cè)點(diǎn)的變位量的基準(zhǔn)使用。具 體地說，來自最初的幀的變位量成為決定的值A(chǔ)的整數(shù)倍以上時(shí)，使接收 信號(hào)位移值A(chǔ)的整數(shù)倍，在和最初的幀的接收信號(hào)之間，采用相位差跟蹤 法求出變位量。 (實(shí)驗(yàn)例)
為了明確本發(fā)明的效果，使用第1實(shí)施方式的超聲波診斷裝置，測(cè)量 了彈性體管的變形量。作為測(cè)量試料，準(zhǔn)備了由外徑10臓、內(nèi)徑8mra的硅 橡膠構(gòu)成的管(作為試料A)及由外徑10mm、內(nèi)徑8mm的硅橡膠構(gòu)成的內(nèi) 管和由外徑12腿、內(nèi)徑IO讓的硅橡膠構(gòu)成的外管形成的雙層管(作為試 料B)。試料B的管，內(nèi)管的彈性率小于外管。
使用流體泵，周期性地向這些試料中壓送液體，使試料周期性地收縮， 使用第l實(shí)施方式的超聲波診斷裝置進(jìn)行了計(jì)測(cè)。另外，為了進(jìn)行比較， 還使用現(xiàn)有技術(shù)的采用相位差跟蹤法的超聲波診斷裝置，測(cè)量了相同試料 的變形量。
圖15A及圖15B分別示出使用現(xiàn)有技術(shù)的超聲波診斷裝置及采用本發(fā) 明的超聲波診斷裝置進(jìn)行計(jì)測(cè)的結(jié)果。在這些圖中，橫軸表示管的半徑方 向上的距離，縱軸表示變形量。另外，變形量的值用出錯(cuò)條表示。虛線表 示根據(jù)構(gòu)成管的硅橡膠的彈性率求出的理論上的變形量的半徑方向上的 分布。
如圖15A及圖15B所示，采用現(xiàn)有技術(shù)的超聲波診斷裝置時(shí)，獲得的 變形量在半徑方向上趨于平均，大致成為接近理論值的值?？墒请x差非常 大。與此不同，采用本發(fā)明的超聲波診斷裝置時(shí)，與理論值非常一致，離 差也非常小。
圖16A及圖16B分別示出使用現(xiàn)有技術(shù)的超聲波診斷裝置及采用本發(fā) 明的超聲波診斷裝置進(jìn)行計(jì)測(cè)的結(jié)果。試料B用硬度不同的雙層管構(gòu)成， 如圖16A所示，在使用現(xiàn)有技術(shù)的超聲波診斷裝置進(jìn)行的計(jì)測(cè)中，不能夠 明確地看到硬度的差異導(dǎo)致的變形量的差異。與此不同，如圖16B所示， 使用本發(fā)明的超聲波診斷裝置后，計(jì)測(cè)到柔軟的內(nèi)管的變形量大于堅(jiān)硬的 外管的變形量，能夠明確地看到硬度的差異導(dǎo)致的變形量的差異。
根據(jù)這些結(jié)果可知使用本發(fā)明的超聲波診斷裝置后，能夠用很高的
精度計(jì)測(cè)變形量，特別是即使測(cè)量對(duì)象區(qū)域中存在彈性率不同的區(qū)域時(shí)， 也能夠正確地計(jì)測(cè)彈性率的差異導(dǎo)致的變形量的差異。這樣，使用本發(fā)明 的超聲波診斷裝置測(cè)量活體的動(dòng)脈血管壁的變形量及彈性率時(shí)，能夠用很 高的精度檢出病變導(dǎo)致的彈性率不同的區(qū)域。因此，實(shí)現(xiàn)了可以使醫(yī)生正 確地診斷活體組織的性狀特性的超聲波診斷裝置。
本發(fā)明適合于計(jì)測(cè)活體組織的性狀特性的超聲波診斷裝置，特別適合 于計(jì)測(cè)血管壁的彈性特性的超聲波診斷裝置。
權(quán)利要求
1、一種超聲波診斷裝置，具備發(fā)送部，該發(fā)送部驅(qū)動(dòng)用于向活體的組織發(fā)送超聲波發(fā)送波的超聲波探頭；接收部，該接收部將所述超聲波發(fā)送波在所述活體的組織中反射后獲得的、被所述超聲波探頭接收的超聲波反射波放大，生成接收信號(hào)；基準(zhǔn)變位量測(cè)定部，該基準(zhǔn)變位量測(cè)定部測(cè)定所述接收信號(hào)上設(shè)定的基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量；接收信號(hào)調(diào)整部，該接收信號(hào)調(diào)整部根據(jù)所述基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量，調(diào)整接收信號(hào)的距離方向的位置；和形狀變化值演算部，該形狀變化值演算部根據(jù)所述調(diào)整后的接收信號(hào)，計(jì)測(cè)所述活體的組織中設(shè)定的多個(gè)基準(zhǔn)點(diǎn)的位置變位量。
2、 如權(quán)利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于所述活體組織，以與心跳周期一致的周期運(yùn)動(dòng)；所述基準(zhǔn)變位量測(cè)定部，決定所述基準(zhǔn)點(diǎn)的一個(gè)心跳周期中的最大變
3、 如權(quán)利要求2所述的超聲波診斷裝置，其特征在于所述發(fā)送部及接收部，通過在每個(gè)心跳周期，多次收發(fā)所述超聲波發(fā)送波，以便掃描所述活體組織中設(shè)定的計(jì)測(cè)區(qū)域，從而生成與多幀相應(yīng)的接收信號(hào)；所述接收信號(hào)調(diào)整部，至少在所述各心跳周期中獲得所述基準(zhǔn)點(diǎn)的最大變位量的幀中，調(diào)整接收信號(hào)的距離方向的位置。
4、 如權(quán)利要求3所述的超聲波診斷裝置，其特征在于所述接收信號(hào)調(diào)整部，在獲得所述基準(zhǔn)點(diǎn)的最大變位量的幀中，調(diào)整接收信號(hào)的距離方向的位置，以便使所述基準(zhǔn)點(diǎn)的位置在距離方向上一致。
5、 如權(quán)利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于所述發(fā)送部及接收部，通過在每個(gè)心跳周期，多次收發(fā)所述超聲波發(fā)送波，以便掃描所述活體組織中設(shè)定的計(jì)測(cè)區(qū)域，從而生成多幀接收信號(hào)；所述基準(zhǔn)變位量測(cè)定部，逐幀測(cè)定所述基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量，在所述變位量是規(guī)定的值的整數(shù)倍以上時(shí)，把將所述規(guī)定的值進(jìn)行所述整數(shù)倍后的值作為變位量，輸出到所述接收信號(hào)調(diào)整部，所述整數(shù)倍不包括0;所述接收信號(hào)調(diào)整部，根據(jù)所述變位量，調(diào)整接收信號(hào)的距離方向的位置。
6、 如權(quán)利要求5所述的超聲波診斷裝置，其特征在于所述接收信號(hào)調(diào)整部，調(diào)整所述接收信號(hào)的距離方向的位置，以便抵消所述變位量。
7、 如權(quán)利要求6所述的超聲波診斷裝置，其特征在于所述規(guī)定的值，與取樣間隔相等。
8、 如權(quán)利要求1 7任一項(xiàng)所述的超聲波診斷裝置，其特征在于所述活體的組織，是動(dòng)脈血管壁；所述基準(zhǔn)點(diǎn)，在所述接收信號(hào)中，設(shè)定在對(duì)應(yīng)于所述血管腔與內(nèi)膜的交界的位置。
9、 如權(quán)利要求1 8任一項(xiàng)所述的超聲波診斷裝置，其特征在于所述活體組織，以與心跳周期一致的周期運(yùn)動(dòng)；所述形狀變化值演算部，根據(jù)所述位置變位量，求出根據(jù)所述多個(gè)計(jì)測(cè)點(diǎn)設(shè)定的任意的2點(diǎn)間的最大厚度變化量。
10、 如權(quán)利要求9所述的超聲波診斷裝置，其特征在于進(jìn)而具備組織性狀值演算部，該組織性狀值演算部根據(jù)所述最大厚度變化量，求出所述組織的性狀特性值。
11、 如權(quán)利要求10所述的超聲波診斷裝置，其特征在于所述活體組織，是動(dòng)脈血管；所述性狀特性值，是彈性率值。
12、 如權(quán)利要求1 9任一項(xiàng)所述的超聲波診斷裝置，其特征在于所述基準(zhǔn)變位量測(cè)定部，分析所述接收信號(hào)的基準(zhǔn)點(diǎn)的相位，從而求出所述變位量。
13、 如權(quán)利要求1 9任一項(xiàng)所述的超聲波診斷裝置，其特征在于所述形狀變化值演算部，分析所述調(diào)整后的接收信號(hào)的各計(jì)測(cè)點(diǎn)的相位，從而求出所述位置變位量。
全文摘要
一種超聲波診斷裝置，具備發(fā)送部，該發(fā)送部驅(qū)動(dòng)用于向活體的組織發(fā)送超聲波發(fā)送波的超聲波探頭；接收部，該接收部將所述超聲波發(fā)送波在所述活體的組織中反射后獲得的、被所述超聲波探頭接收的超聲波反射波放大，生成接收信號(hào)；基準(zhǔn)變位量測(cè)定部，該基準(zhǔn)變位量測(cè)定部測(cè)定所述接收信號(hào)上設(shè)定的基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量；接收信號(hào)調(diào)整部，該接收信號(hào)調(diào)整部根據(jù)所述基準(zhǔn)點(diǎn)的變位量，調(diào)整接收信號(hào)的距離方向的位置；和形狀變化值演算部，該形狀變化值演算部根據(jù)所述調(diào)整后的接收信號(hào)，計(jì)測(cè)所述活體的組織中設(shè)定的多個(gè)基準(zhǔn)點(diǎn)的位置變位量。
文檔編號(hào)A61B8/08GK101516270SQ200780035458
公開日2009年8月26日 申請(qǐng)日期2007年9月25日 優(yōu)先權(quán)日2006年9月25日
發(fā)明者金井浩, 鈴木隆夫, 長(zhǎng)谷川英之 申請(qǐng)人:國(guó)立大學(xué)法人東北大學(xué);松下電器產(chǎn)業(yè)株式會(huì)社