專(zhuān)利名稱(chēng)：超聲波診斷裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種把被檢測(cè)體組織的彈性系數(shù)等組織特性圖像化的超聲波診斷裝置。
背景技術(shù)：
以往的超聲波診斷裝置用來(lái)通過(guò)將超聲波照射到被檢測(cè)體上，并把其反射回波信號(hào)的強(qiáng)度轉(zhuǎn)換成對(duì)應(yīng)的象素亮度，從而獲得被檢測(cè)體的結(jié)構(gòu)來(lái)作為斷層圖像。另外，近年來(lái)，還有一種通過(guò)分析反射回波信號(hào)的相位來(lái)精確測(cè)量被檢測(cè)體的運(yùn)動(dòng)并由此求取被檢測(cè)體的彈性系數(shù)這樣的試驗(yàn)。
例如，在特開(kāi)平10-5226號(hào)公報(bào)中闡述出一種方法，該方法使用反射回波信號(hào)的檢波輸出信號(hào)的振幅和相位雙方，通過(guò)確定被檢測(cè)體的瞬間位置，以高精度進(jìn)行組織的跟蹤，并捕捉因搏動(dòng)而引起的大振幅位移運(yùn)動(dòng)上的微小振動(dòng)。對(duì)于特開(kāi)平10-5226號(hào)公報(bào)中所闡述的被檢測(cè)體組織的跟蹤方法，參照?qǐng)D21進(jìn)行說(shuō)明。
在圖21中，對(duì)于被檢測(cè)體的同一方向，將隔開(kāi)ΔT的期間所發(fā)送的超聲波脈沖接收信號(hào)，設(shè)為y(t)及y(t+ΔT)。在此，t代表時(shí)刻。假設(shè)脈沖發(fā)送時(shí)刻為t＝0，則來(lái)自一定深度x1的接收信號(hào)的接收時(shí)刻t1為t1＝x1/(C/2)。但是，C是聲速。此時(shí)，假設(shè)y(t1)和Y(t1+ΔT)之間的相位位移為Δθ，并且時(shí)刻t1附近的超聲波中心頻率為f，則該期間ΔT上x(chóng)1的移動(dòng)量Δx，為Δx＝-C·Δθ/4πf …(公式1)通過(guò)將其與x1相加，ΔT秒后x1的位置x1′可以按
x1′＝x1+Δx…(公式2)來(lái)求取，并且通過(guò)反復(fù)相加，，可以一直跟蹤被檢測(cè)體的同一部位x1。
另外，作為使特開(kāi)平10-5226號(hào)公報(bào)中闡述的方法得到進(jìn)一步發(fā)展的示例，在特開(kāi)2000-229078號(hào)公報(bào)中闡述出下述方法，該方法通過(guò)精確跟蹤因心臟搏動(dòng)而產(chǎn)生的血管壁內(nèi)面及外面的各大振幅位移運(yùn)動(dòng)，來(lái)求取局部彈性系數(shù)。也就是說(shuō)，求取與大振幅位移運(yùn)動(dòng)重疊的微小振動(dòng)的運(yùn)動(dòng)速度，根據(jù)其差來(lái)計(jì)量血管壁的變形量，并根據(jù)變形量和血壓差來(lái)求取局部彈性系數(shù)。借此，也可以對(duì)彈性系數(shù)的空間分布進(jìn)行圖像顯示。對(duì)于特開(kāi)2000-229078號(hào)公報(bào)中所闡述的彈性系數(shù)計(jì)算方法，參照?qǐng)D22A及圖22B進(jìn)行說(shuō)明。
圖22A作為一個(gè)示例表示有粥樣斑塊303的血管300。探頭101對(duì)被檢測(cè)體304照射超聲波，并接收來(lái)自血管300特別是動(dòng)脈的回波。在血管壁上設(shè)定測(cè)量點(diǎn)A、B，并采用上述方法對(duì)來(lái)自測(cè)量點(diǎn)A、B的接收信號(hào)進(jìn)行分析，跟蹤測(cè)量點(diǎn)A、B的運(yùn)動(dòng)(位置)。
如圖22B的心電波形ECG所示，動(dòng)脈通過(guò)心臟搏動(dòng)反復(fù)進(jìn)行收縮和舒張，因此測(cè)量點(diǎn)A、B分別做出跟蹤波形TA、TB所示的那種周期性運(yùn)動(dòng)。也就是說(shuō)，追隨下述運(yùn)動(dòng)，該運(yùn)動(dòng)為在心臟收縮期血管壁迅速擴(kuò)張，并且在心臟舒張期血管慢慢收縮。按照跟蹤波形TA、TB，來(lái)求取測(cè)量點(diǎn)A-B間的厚度變化波形W(＝TB-TA)。假設(shè)厚度變化波形W的變化量為ΔW，并且測(cè)量點(diǎn)初始化時(shí)的基準(zhǔn)厚度為Ws，則測(cè)量點(diǎn)A-B間的變形量ε為ε＝ΔW/Ws …(公式3)假設(shè)此時(shí)的血壓差為ΔP，則測(cè)量點(diǎn)A-B間的彈性系數(shù)Er可以按Er＝ΔP/ε＝ΔP·Ws/ΔW …(公式4)
來(lái)求取。通過(guò)將其對(duì)斷層圖像上的多個(gè)點(diǎn)來(lái)進(jìn)行上述內(nèi)容，能獲得彈性系數(shù)圖像。
但是，特開(kāi)平10-5226號(hào)公報(bào)中闡述的組織跟蹤方法存在下述問(wèn)題，即由于不斷將位置的變化量相加，因而由噪聲或手的晃動(dòng)等各種各樣的原因而發(fā)生的誤差進(jìn)行累積，從而使跟蹤精度下降。在特開(kāi)平2000-229078號(hào)公報(bào)中闡述的方法中，為了解決該問(wèn)題，要利用從心電圖所檢測(cè)出的R波，定期使跟蹤位置進(jìn)行初始化。但是，存在下述問(wèn)題，即為了取得心電圖，需要在被檢測(cè)體上安裝3個(gè)部位以上的電極，裝卸需要人工和時(shí)間。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的為提供一種超聲波診斷裝置，在心電裝置和心音裝置等裝置和被檢測(cè)體之間不需要特殊的連接，通過(guò)只將探頭接觸到被檢測(cè)體的簡(jiǎn)單操作，就能夠獲得變形量、彈性系數(shù)及粘性系數(shù)等組織特征量。另外，本發(fā)明的目的為提供一種超聲波診斷裝置，可以以高精度跟蹤被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)。
為了達(dá)到上述目的，本發(fā)明第1基本結(jié)構(gòu)所涉及的超聲波診斷裝置，其特征為，具備超聲波收發(fā)機(jī)構(gòu)，用來(lái)對(duì)被檢測(cè)體收發(fā)超聲波；組織跟蹤機(jī)構(gòu)，用來(lái)分析接收信號(hào)并跟蹤被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)；特征量檢測(cè)機(jī)構(gòu)，用來(lái)根據(jù)正在跟蹤的上述被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)，檢測(cè)與上述被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量；根據(jù)上述特征量檢測(cè)信號(hào)，上述組織跟蹤機(jī)構(gòu)被初始化。
本發(fā)明第2基本結(jié)構(gòu)所涉及的超聲波診斷裝置，其特征為，具備超聲波收發(fā)機(jī)構(gòu)，用來(lái)對(duì)被檢測(cè)體收發(fā)超聲波；組織跟蹤機(jī)構(gòu)，用來(lái)分析接收信號(hào)并跟蹤被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)；特征量檢測(cè)機(jī)構(gòu)，用來(lái)根據(jù)與上述被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)相對(duì)應(yīng)的上述接收信號(hào)的振幅或相位，檢測(cè)與上述被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量，并輸出特征量檢測(cè)信號(hào)；根據(jù)上述特征量檢測(cè)信號(hào)，上述組織跟蹤機(jī)構(gòu)被初始化。
本發(fā)明第3基本結(jié)構(gòu)所涉及的超聲波診斷裝置，其特征為，具備超聲波收發(fā)機(jī)構(gòu)，用來(lái)對(duì)被檢測(cè)體收發(fā)超聲波；組織跟蹤機(jī)構(gòu)，用來(lái)分析接收信號(hào)并跟蹤被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)；多普勒信號(hào)處理機(jī)構(gòu)，用來(lái)檢測(cè)與正在跟蹤的上述被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)相對(duì)應(yīng)的上述接收信號(hào)的多普勒位移；特征量檢測(cè)機(jī)構(gòu)，用來(lái)根據(jù)所檢測(cè)出的上述多普勒位移，檢測(cè)與上述被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量，并輸出特征量檢測(cè)信號(hào)；根據(jù)上述特征量檢測(cè)信號(hào)，上述組織跟蹤機(jī)構(gòu)被初始化。
根據(jù)第1～第3的任一個(gè)基本結(jié)構(gòu)，不需要被檢測(cè)體和裝置間的特殊連接，通過(guò)只將探頭接觸到被檢測(cè)體的簡(jiǎn)單操作，就可以正確跟蹤被檢測(cè)體組織。
在上述任一個(gè)基本結(jié)構(gòu)中優(yōu)選的是，還具備延遲機(jī)構(gòu)，用來(lái)使上述特征量檢測(cè)信號(hào)只延遲指定的延遲時(shí)間；根據(jù)上述延遲后的特征量檢測(cè)信號(hào)，上述組織跟蹤機(jī)構(gòu)被初始化。根據(jù)這種結(jié)構(gòu)，能在更為確切的時(shí)刻進(jìn)行初始化，使跟蹤被檢測(cè)體組織運(yùn)動(dòng)的精度得到提高。
在這種結(jié)構(gòu)中，上述指定的延遲時(shí)間可以根據(jù)與最近的多次運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量檢測(cè)間隔來(lái)推定。借此，例如在將被檢測(cè)體設(shè)為血管時(shí)，由于可以將組織跟蹤機(jī)構(gòu)的初始化時(shí)刻設(shè)定成血管收縮末期的緊前面，因而能夠按照初始化時(shí)刻將血管壁的厚度變化為最大及最小的時(shí)間一起縮短，并且能夠在跟蹤精度較高的狀態(tài)下求取彈性系數(shù)等的組織特征量。
本發(fā)明第4基本結(jié)構(gòu)所涉及的超聲波診斷裝置，其特征為，具備超聲波收發(fā)機(jī)構(gòu)，用來(lái)對(duì)被檢測(cè)體收發(fā)超聲波；延遲機(jī)構(gòu)，用來(lái)延遲接收信號(hào)；組織跟蹤機(jī)構(gòu)，用來(lái)分析至少上述延遲后的接收信號(hào)，并跟蹤被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)；特征量檢測(cè)機(jī)構(gòu)，用來(lái)檢測(cè)與被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量，并輸出特征量檢測(cè)信號(hào)；根據(jù)上述特征量檢測(cè)信號(hào)，上述組織跟蹤機(jī)構(gòu)被初始化。
在第1到第4的任一個(gè)基本結(jié)構(gòu)中，可以構(gòu)成如下結(jié)構(gòu)，還具備選擇機(jī)構(gòu)，用來(lái)分析多個(gè)上述被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)，并從多個(gè)被檢測(cè)體組織中選擇一個(gè)；上述特征量檢測(cè)機(jī)構(gòu)檢測(cè)與上述所選擇出的被檢測(cè)體組織運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量，并輸出上述特征量檢測(cè)信號(hào)。
在第1到第4的任一個(gè)基本結(jié)構(gòu)中，可以構(gòu)成如下結(jié)構(gòu)，還具備選擇機(jī)構(gòu)，用來(lái)分析多個(gè)接收信號(hào)，并從多個(gè)上述被檢測(cè)體組織中選擇一個(gè)；上述特征量檢測(cè)機(jī)構(gòu)檢測(cè)與上述所選擇出的上述被檢測(cè)體組織運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量，并輸出上述特征量檢測(cè)信號(hào)。
在第1到第4的任一個(gè)基本結(jié)構(gòu)中，可以構(gòu)成如下結(jié)構(gòu)，還具備選擇機(jī)構(gòu)，用來(lái)分析多個(gè)接收信號(hào)的多普勒位移，并從多個(gè)上述被檢測(cè)體組織中選擇一個(gè)；上述特征量檢測(cè)機(jī)構(gòu)檢測(cè)與上述所選擇出的上述被檢測(cè)體組織運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量，并輸出上述特征量檢測(cè)信號(hào)。
在第1到第4的任一個(gè)基本結(jié)構(gòu)中，可以構(gòu)成如下結(jié)構(gòu)，還具備用來(lái)根據(jù)上述被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)計(jì)算變形量、粘性系數(shù)及彈性系數(shù)等被檢測(cè)體組織的特性的機(jī)構(gòu)；選擇機(jī)構(gòu)，用來(lái)分析上述被檢測(cè)組織的特性，并從多個(gè)上述被檢測(cè)體組織中選擇一個(gè)；上述特征量檢測(cè)機(jī)構(gòu)檢測(cè)與上述所選擇出的上述被檢測(cè)體組織運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量，并輸出上述特征量檢測(cè)信號(hào)。
在上述任一個(gè)結(jié)構(gòu)中，上述與運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量可以設(shè)為與心臟搏動(dòng)同步的特征量?；蛘哒f(shuō)，上述與運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量可以設(shè)為與來(lái)自外部的壓力弛緩或激勵(lì)同步的特征量。
另外，在上述任一個(gè)結(jié)構(gòu)中優(yōu)選的是，具備轉(zhuǎn)換機(jī)構(gòu)，用來(lái)轉(zhuǎn)換下述兩種初始化動(dòng)作，該初始化動(dòng)作一種是由上述初始化機(jī)構(gòu)做出的初始化動(dòng)作，另一種是根據(jù)與包含心電和心音并從心臟搏動(dòng)信息測(cè)量機(jī)構(gòu)所獲取到的心臟搏動(dòng)同步的信號(hào)、初始化上述跟蹤機(jī)構(gòu)的初始化動(dòng)作。借此，可以根據(jù)情況，容易地對(duì)以往根據(jù)心電圖的初始化動(dòng)作和上述任一個(gè)結(jié)構(gòu)中的初始化動(dòng)作進(jìn)行轉(zhuǎn)換。
另外，在上述任一個(gè)結(jié)構(gòu)中還可以具備用來(lái)根據(jù)上述多個(gè)被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)計(jì)算變形量、粘性系數(shù)等被檢測(cè)體組織的特性的機(jī)構(gòu)?；蛘哒f(shuō)，還可以具備下述機(jī)構(gòu)即用來(lái)根據(jù)上述多個(gè)被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)求取上述被檢測(cè)體組織的變形量，并根據(jù)上述變形量和從血壓測(cè)量機(jī)構(gòu)所獲取到的血壓值，計(jì)算上述被檢測(cè)體組織的彈性系數(shù)的機(jī)構(gòu)。
附圖的簡(jiǎn)單說(shuō)明

圖1是表示本發(fā)明實(shí)施方式1中的超聲波診斷裝置動(dòng)作的各部分波形圖。
圖2是同一實(shí)施方式中超聲波診斷裝置的框圖。
圖3是同一超聲波診斷裝置中監(jiān)視器107上的顯示畫(huà)面的示例圖。
圖4是本發(fā)明實(shí)施方式2中超聲波診斷裝置的框圖。
圖5是用來(lái)說(shuō)明同一實(shí)施方式中的超聲波診斷裝置優(yōu)點(diǎn)的波形圖。
圖6是用來(lái)說(shuō)明同一實(shí)施方式中的超聲波診斷裝置動(dòng)作的波形圖。
圖7是表示同一實(shí)施方式中的超聲波診斷裝置的變形例的框圖。
圖8是表示同一實(shí)施方式中的超聲波診斷裝置的其他變形例的框圖。
圖9是表示本發(fā)明實(shí)施方式3中的超聲波診斷裝置一個(gè)結(jié)構(gòu)示例的框圖。
圖10A是表示使用同一實(shí)施方式中的超聲波診斷裝置來(lái)跟蹤被檢測(cè)體組織運(yùn)動(dòng)的位置(測(cè)量點(diǎn))的模式圖。
圖10B是用來(lái)說(shuō)明同一實(shí)施方式中的超聲波診斷裝置動(dòng)作的波形圖。
圖11是表示同一實(shí)施方式中的超聲波診斷裝置的變形例的框圖。
圖12是表示同一實(shí)施方式中的超聲波診斷裝置的其他變形例的框圖。
圖13是本發(fā)明實(shí)施方式4中超聲波診斷裝置的框圖。
圖14是同一實(shí)施方式中超聲波診斷裝置的畫(huà)面說(shuō)明圖。
圖15是同一實(shí)施方式中超聲波診斷裝置的其他畫(huà)面說(shuō)明圖。
圖16A表示被檢測(cè)體的各測(cè)量點(diǎn)的波形圖，圖16B是表示從圖16A所示的各測(cè)量點(diǎn)得到的跟蹤波形的示例的波形圖。
圖17是表示本發(fā)明實(shí)施方式4中的超聲波診斷裝置的變形例的框圖。
圖18是表示同一實(shí)施方式中的超聲波診斷裝置的其他變形例的框圖。
圖19是表示同一實(shí)施方式中的超聲波診斷裝置的其他變形例的框圖。
圖20是表示同一實(shí)施方式中的超聲波診斷裝置的其他變形例的框圖。
圖21是用來(lái)說(shuō)明以往示例中的被檢測(cè)體組織跟蹤方法的波形圖。
圖22A是表示在以往示例及本發(fā)明的實(shí)施方式中跟蹤被檢測(cè)體組織運(yùn)動(dòng)的位置(測(cè)量點(diǎn))的模式圖。
圖22B是用來(lái)說(shuō)明以往示例中的被檢測(cè)體組織跟蹤方法的波形圖。
具體實(shí)施例方式
(實(shí)施方式1)
參照?qǐng)D1，對(duì)于本發(fā)明實(shí)施方式1所涉及的超聲波診斷裝置的動(dòng)作進(jìn)行說(shuō)明。圖1是表示本實(shí)施方式所涉及的超聲波診斷裝置動(dòng)作的各部分波形圖。該波形如圖22A所示，是在對(duì)被檢測(cè)體的血管照射超聲波時(shí)得到的。在圖1中，ECG是心電波形，TA是圖22A中測(cè)量點(diǎn)A的跟蹤波形，TB是測(cè)量點(diǎn)B的跟蹤波形。W(＝TB-TA)表示厚度變化波形，TA′表示TA的微分波形，RST表示初始化脈沖。
如同使用(公式1)及(公式2)所說(shuō)明的那樣，通過(guò)在血管壁上設(shè)定測(cè)量點(diǎn)A、B，并分析接收信號(hào)的相位，來(lái)跟蹤測(cè)量點(diǎn)A、B的運(yùn)動(dòng)。動(dòng)脈通過(guò)心臟搏動(dòng)反復(fù)進(jìn)行收縮和舒張，因此測(cè)量點(diǎn)A、B做出圖1的跟蹤波形TA、TB所示的那種周期性運(yùn)動(dòng)。根據(jù)跟蹤波形TA、TB，來(lái)求取測(cè)量點(diǎn)A-B間的厚度變化波形W。
如上所述，假設(shè)厚度變化波形W的變化量為ΔW，并且測(cè)量點(diǎn)初始化時(shí)的基準(zhǔn)厚度為Ws，則測(cè)量點(diǎn)A-B間的變形量ε，用ε＝ΔW/Ws來(lái)表示。假設(shè)此時(shí)的血壓差為ΔP，則測(cè)量點(diǎn)A-B間的彈性系數(shù)Er，可以作為Er＝ΔP/ε＝ΔP·Ws/ΔW來(lái)求取。
通過(guò)對(duì)斷層圖像上的多個(gè)測(cè)量點(diǎn)進(jìn)行如上的那種操作及處理，就得到代表被檢測(cè)體組織軟硬度的彈性系數(shù)圖像。
再者，在本實(shí)施方式中，如圖1所示，利用跟蹤波形TA的變化量也就是微分波形TA′，來(lái)進(jìn)行初始化，該初始化是以往利用從心電圖檢測(cè)的R波進(jìn)行的測(cè)量點(diǎn)A、B的跟蹤位置的初始化。也就是說(shuō)，根據(jù)微分波形TA′，制作1心臟搏動(dòng)1次的初始化脈沖RST，并通過(guò)該初始化脈沖RST來(lái)進(jìn)行測(cè)量點(diǎn)A、B跟蹤位置的初始化。對(duì)于跟蹤波形TA的微分波形TA′，通過(guò)閾值處理等使之產(chǎn)生初始化脈沖RST。此時(shí)，閾值TH既可以設(shè)為固定值，也可以設(shè)為作為最近最大值的一定比例的閾值，或者隨著經(jīng)過(guò)時(shí)間而減少的那種動(dòng)態(tài)閾值。另外，設(shè)置數(shù)百毫秒的空閑期間以免連續(xù)發(fā)生初始化脈沖RST，這也是有效的。也就是說(shuō)，重要的是確保1次心臟搏動(dòng)發(fā)生1次初始化脈沖RST。
如上所述，不需要心電裝置等裝置和被檢測(cè)體之間的特殊連接，通過(guò)只將探頭接觸到被檢測(cè)體的簡(jiǎn)單操作，就可以求取彈性系數(shù)圖像。
還有，在圖1中雖然使用組織跟蹤波形TA進(jìn)行了初始化，但是也可以另外設(shè)置測(cè)量點(diǎn)用于初始化。這種情況下，雖然測(cè)量點(diǎn)最好在血管壁上，但是可以使用血管外圍組織等與心臟搏動(dòng)同步運(yùn)動(dòng)的所有組織。
另外，在圖1的結(jié)構(gòu)中，雖然使用組織跟蹤波形的微分波形進(jìn)行了初始化，但是本實(shí)施方式并不限定于此，而可以作為與心臟搏動(dòng)同步的被檢測(cè)體特征量，使用其他各種信息，來(lái)獲得特征量檢測(cè)信號(hào)。例如，可以使用組織跟蹤波形其本身、厚度變化波形W、變形量ε的變化、血管上的脈波、血流速度、血流強(qiáng)度、脈搏、瞬間血壓波形、心音及它們的微分波形等與心臟搏動(dòng)同步運(yùn)動(dòng)的所有信息。
接著，對(duì)于實(shí)現(xiàn)上面所說(shuō)明的動(dòng)作的超聲波診斷裝置的具體結(jié)構(gòu)，參照?qǐng)D2進(jìn)行說(shuō)明。圖2是表示本實(shí)施方式所涉及的超聲波診斷裝置一個(gè)結(jié)構(gòu)示例的電路框圖。
在圖2中，控制部100用來(lái)控制超聲波診斷裝置的整體。發(fā)送部102用來(lái)接受來(lái)自控制部100的脈沖寬度、時(shí)刻及脈沖數(shù)等的指令，并且發(fā)生對(duì)探頭101進(jìn)行驅(qū)動(dòng)的高壓發(fā)送脈沖。探頭101用來(lái)將來(lái)自發(fā)送部102的高壓發(fā)送脈沖轉(zhuǎn)換成超聲波，并照射到被檢測(cè)體上，并且將從被檢測(cè)體內(nèi)部反射回來(lái)的超聲波回波轉(zhuǎn)換成電信號(hào)。接收部103用來(lái)放大接收信號(hào)，并且只檢測(cè)來(lái)自所設(shè)定位置及方向的超聲波。斷層圖像處理部104由帶通濾波器、對(duì)數(shù)壓縮器及檢波器等構(gòu)成，用來(lái)分析接收信號(hào)的主要振幅，把被檢測(cè)體的內(nèi)部結(jié)構(gòu)圖像化。
彈性系數(shù)圖像處理部105包括正交檢波部114、組織跟蹤部115、作為組織特征量計(jì)算機(jī)構(gòu)的彈性系數(shù)計(jì)算部116及彈性系數(shù)圖像制作部117，用來(lái)把彈性系數(shù)的二維分布圖像化。正交檢波部114用來(lái)對(duì)接收信號(hào)進(jìn)行正交檢波。組織跟蹤部115是本實(shí)施方式的用來(lái)以高精度跟蹤被檢測(cè)體組織運(yùn)動(dòng)的中心結(jié)構(gòu)之一，用來(lái)分析接收信號(hào)的主要相位并跟蹤組織的運(yùn)動(dòng)。彈性系數(shù)計(jì)算部116用來(lái)根據(jù)所跟蹤的多個(gè)組織的運(yùn)動(dòng)計(jì)算組織的變形量，并根據(jù)由血壓測(cè)量部108測(cè)量出的血壓值和變形量，計(jì)算組織的局部彈性系數(shù)。彈性系數(shù)圖像制作部117用來(lái)把彈性系數(shù)的二維分布圖像化。
多普勒信號(hào)處理部118用來(lái)分析接收信號(hào)的多普勒位移，并檢測(cè)組織的運(yùn)動(dòng)或血流。特征量檢測(cè)部120用來(lái)分析所接收到的一維接收信號(hào)的振幅和相位或者對(duì)它們進(jìn)行分析所得到的多普勒位移和組織跟蹤波形，并檢測(cè)與心臟搏動(dòng)同步的被檢測(cè)體特征量，發(fā)生對(duì)組織跟蹤部115進(jìn)行初始化的初始化脈沖來(lái)作為特征量檢測(cè)信號(hào)。在本實(shí)施方式中，由于使用圖像化之前的一維信號(hào)，因而和分析圖像并檢測(cè)與心臟搏動(dòng)同步的信號(hào)的方法相比，可以簡(jiǎn)易且正確地檢測(cè)與心臟搏動(dòng)同步的信號(hào)。該初始化脈沖在彈性系數(shù)計(jì)算部116中，也是計(jì)算彈性系數(shù)的定時(shí)信號(hào)。心臟搏動(dòng)信息測(cè)量部122由脈搏計(jì)、實(shí)時(shí)血壓計(jì)及脈波計(jì)等構(gòu)成，用來(lái)檢測(cè)與心臟搏動(dòng)同步的特征量。轉(zhuǎn)換器119根據(jù)組織跟蹤部115、多普勒信號(hào)處理部118及接收部103的輸出，選擇給特征量檢測(cè)部120的輸入信號(hào)。轉(zhuǎn)換器121根據(jù)特征量檢測(cè)部120、心臟搏動(dòng)信息測(cè)量部122及心電測(cè)量部109的輸出，選擇給組織跟蹤部115的初始化信號(hào)。
圖像合成部106用來(lái)合成斷層圖像和彈性系數(shù)圖像，以及心電波形等，并顯示于監(jiān)視器107上。另外，斷層圖像存儲(chǔ)器110、彈性系數(shù)圖像存儲(chǔ)器111及波形存儲(chǔ)器112用來(lái)分別記錄斷層圖像、彈性系數(shù)圖像及心電波形和心音波形。
圖3是監(jiān)視器107顯示畫(huà)面的示例圖。在監(jiān)視畫(huà)面中，在斷層圖像200上重疊顯示彈性系數(shù)圖像201。圖3作為一個(gè)示例表示出，有粥樣斑塊303的血管長(zhǎng)軸方向的斷層圖像200(血管的前壁301、后壁302)。再者，還顯示反射強(qiáng)度標(biāo)度202、彈性系數(shù)標(biāo)度203及心電和心音波形204等，該反射強(qiáng)度標(biāo)度202表示斷層圖像200的反射強(qiáng)度和畫(huà)面上的亮度之間的對(duì)應(yīng)關(guān)系，該彈性系數(shù)標(biāo)度表示彈性系數(shù)和畫(huà)面上的色調(diào)或亮度之間的對(duì)應(yīng)關(guān)系。
在圖2中，通過(guò)操作轉(zhuǎn)換器121，來(lái)選擇組織跟蹤部115的初始化信號(hào)?？梢酝ㄟ^(guò)將轉(zhuǎn)換器121的可動(dòng)接點(diǎn)轉(zhuǎn)換為b側(cè)接點(diǎn)，如同以往那樣使用心電波形來(lái)進(jìn)行初始化，并通過(guò)將轉(zhuǎn)換器121的可動(dòng)接點(diǎn)轉(zhuǎn)換為a側(cè)接點(diǎn)，利用本實(shí)施方式的方法來(lái)進(jìn)行初始化。借此，在需要短時(shí)間內(nèi)求取多個(gè)被檢測(cè)體的彈性系數(shù)圖像時(shí)，通過(guò)使用本實(shí)施方式的初始化方法，不用心電裝置的更換等復(fù)雜的操作，就可以迅速求取彈性系數(shù)圖像，并且通過(guò)轉(zhuǎn)換轉(zhuǎn)換器121，也可以應(yīng)對(duì)需要根據(jù)心電的可靠初始化的情形。
另外，還可以通過(guò)將轉(zhuǎn)換器121的可動(dòng)接點(diǎn)轉(zhuǎn)換為c側(cè)接點(diǎn)，從而由設(shè)置于裝置外部的脈搏計(jì)、實(shí)時(shí)血壓計(jì)及脈波計(jì)等的心臟搏動(dòng)信息測(cè)量部122，檢測(cè)與心臟搏動(dòng)同步的特征量，并進(jìn)行初始化。脈搏計(jì)、實(shí)時(shí)血壓計(jì)及脈波計(jì)等和心電裝置相比，由于可以用較少的電纜數(shù)來(lái)連接被檢測(cè)體和裝置間，并且也易于對(duì)被檢測(cè)體的安裝，因而可以大幅減少操作者的人工和時(shí)間。
另外，通過(guò)操作轉(zhuǎn)換器119，可以選擇給特征量檢測(cè)部120的輸入信號(hào)?？梢酝ㄟ^(guò)將轉(zhuǎn)換器119的可動(dòng)接點(diǎn)轉(zhuǎn)換為a側(cè)接點(diǎn)，根據(jù)來(lái)自組織跟蹤部115的組織跟蹤波形來(lái)制作初始化脈沖，并通過(guò)將轉(zhuǎn)換器119的可動(dòng)接點(diǎn)轉(zhuǎn)換為b側(cè)接點(diǎn)，根據(jù)在血管中流動(dòng)的血流速度和強(qiáng)度以及由組織的運(yùn)動(dòng)而產(chǎn)生的多普勒位移，來(lái)制作初始化脈沖。另外，可以通過(guò)將轉(zhuǎn)換器119的可動(dòng)接點(diǎn)轉(zhuǎn)換為c側(cè)接點(diǎn)，根據(jù)接收信號(hào)的振幅和相位等來(lái)制作初始化脈沖。
還有，在上述示例中，雖然對(duì)于計(jì)算與1次心臟搏動(dòng)的血壓變化相對(duì)應(yīng)的被檢測(cè)體組織的變形量并且求取彈性系數(shù)的超聲波診斷裝置，進(jìn)行了說(shuō)明，但是本實(shí)施方式對(duì)于下述超聲波診斷裝置也可以使用，該超聲波診斷裝置用來(lái)跟蹤與來(lái)自外部的壓迫弛緩或勵(lì)振相對(duì)應(yīng)的被檢測(cè)體組織，求取變形量、彈性系數(shù)及粘性系數(shù)等被檢測(cè)體組織的特性。這種情況下，組織跟蹤部的初始化脈沖設(shè)為與來(lái)自外部的壓迫弛緩或勵(lì)振同步。
(實(shí)施方式2)圖4是表示本發(fā)明實(shí)施方式2所涉及的超聲波診斷裝置一個(gè)結(jié)構(gòu)示例的框圖。在圖4中，對(duì)于和圖2所示的實(shí)施方式1相同的結(jié)構(gòu)要件，附上相同的參照號(hào)碼，以使說(shuō)明變得簡(jiǎn)略。
作為本實(shí)施方式的用來(lái)以高精度跟蹤被檢測(cè)體組織運(yùn)動(dòng)的中心結(jié)構(gòu)之一的特征量檢測(cè)部120，用來(lái)分析所接收到的一維接收信號(hào)的振幅和相位或者對(duì)它們進(jìn)行分析所得到的多普勒位移和組織跟蹤波形，檢測(cè)與被檢測(cè)體的運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量(包含心臟搏動(dòng))，特別是與運(yùn)動(dòng)同步的特征量，并根據(jù)其檢測(cè)時(shí)刻來(lái)制作作為特征量檢測(cè)信號(hào)的同步脈沖SP。在本實(shí)施方式中，由于使用圖像化之前的一維信號(hào)，因而和分析圖像并檢測(cè)與心臟搏動(dòng)同步的信號(hào)的方法相比，可以簡(jiǎn)易且正確地檢測(cè)與心臟搏動(dòng)同步的信號(hào)。再者，作為又一個(gè)主要結(jié)構(gòu)的脈沖延遲部124用來(lái)使同步脈沖SP只延遲指定的延遲時(shí)間，并制作對(duì)組織跟蹤部115進(jìn)行初始化的初始化信號(hào)的初始化脈沖RST。該初始化脈沖RST在彈性系數(shù)計(jì)算部116中，也是計(jì)算彈性系數(shù)的定時(shí)信號(hào)。
利用轉(zhuǎn)換器121，從脈沖延遲部124及活體信號(hào)測(cè)量部125的輸出信號(hào)中，選擇給組織跟蹤部115的初始化信號(hào)。活體信號(hào)測(cè)量部125是用來(lái)測(cè)量心電和心音等的裝置。監(jiān)視器107的顯示畫(huà)面示例和圖3所示的畫(huà)面相同。
下面，對(duì)于作為本實(shí)施方式主要部分的特征量檢測(cè)部120和脈沖延遲部124的動(dòng)作，使用圖5及圖6進(jìn)行更為詳細(xì)的說(shuō)明。還有，在下面的說(shuō)明中，將對(duì)于下述情形進(jìn)行說(shuō)明，這種情形是在圖4中，轉(zhuǎn)換器121的通用接點(diǎn)與a接點(diǎn)方連接，以便使用由脈沖延遲部124延遲后的特征量檢測(cè)信號(hào)RST作為用來(lái)對(duì)組織跟蹤部115進(jìn)行初始化的初始化信號(hào)，特征量并且特征量檢測(cè)部120根據(jù)被檢測(cè)體組織的跟蹤波形來(lái)檢測(cè)與被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量。
在圖5中，從上方表示出心電波形ECG、血管300(圖22A)的測(cè)量點(diǎn)A的跟蹤波形TA、測(cè)量點(diǎn)B的跟蹤波形TB、厚度變化波形W(＝TB-TA)、TA的微分波形TA′以及同步脈沖SP。首先，對(duì)跟蹤波形進(jìn)行處理，檢測(cè)1心臟搏動(dòng)1次的同步脈沖SP。在圖5中示例出，將跟蹤波形TA的微分波形TA′和閾值TH進(jìn)行比較并且在超過(guò)閾值TH的時(shí)刻發(fā)出同步脈沖SP的情形。但是，本實(shí)施方式并不限于此?？梢允褂媒邮招盘?hào)的振幅變化和相位變化、組織跟蹤波形其本身、厚度變化W、變形量ε的變化、血管上的脈波、根據(jù)接收信號(hào)的多普勒位移檢測(cè)的血流速度和血流強(qiáng)度、脈搏、瞬間血壓波形、心音及它們的微分波形等與心臟搏動(dòng)同步產(chǎn)生運(yùn)動(dòng)的所有信息。也就是說(shuō)，重要的是確保1次心臟搏動(dòng)發(fā)生1次同步脈沖SP。
由于利用該同步脈沖SP進(jìn)行跟蹤波形的初始化，因而不需要心電裝置和心音裝置等被檢測(cè)體和裝置間的特殊連接，就可以為1次心臟搏動(dòng)進(jìn)行1次跟蹤波形的初始化。這種情況下，初始化的時(shí)刻相當(dāng)于血管的舒張期間。血管在舒張時(shí)快速進(jìn)行擴(kuò)張，并且在收縮時(shí)慢慢收縮。為了求取彈性系數(shù)，需要血管壁厚度變化的最大值和最小值(其差為ΔW)。最小值出現(xiàn)在血管舒張末期也就是剛剛初始化之后(圖5中的C點(diǎn))，而最大值出現(xiàn)在血管收縮末期也就是從初始化經(jīng)過(guò)相當(dāng)長(zhǎng)時(shí)間之后(圖5中的D點(diǎn))。
被檢測(cè)體組織的跟蹤如上述(公式2)所示，是通過(guò)不斷將位置的變化量累積相加來(lái)進(jìn)行的，因此跟蹤精度隨著從初始化開(kāi)始的經(jīng)過(guò)時(shí)間而有所下降，并且在從初始化開(kāi)始經(jīng)過(guò)相當(dāng)長(zhǎng)時(shí)間的D點(diǎn)上，累積了相當(dāng)大的誤差。因此，為了提高跟蹤精度，優(yōu)選的是將C點(diǎn)和D點(diǎn)放到剛剛初始化之后。
因此，在本實(shí)施方式中，并不是利用同步脈沖SP直接進(jìn)行跟蹤波形的初始化，而是使用通過(guò)脈沖延遲部124后的脈沖。也就是說(shuō)，如圖6所示，使同步脈沖SP延遲與2個(gè)(此脈沖和前一個(gè)脈沖)同步脈沖SP的間隔T1成比例的時(shí)間αT1，來(lái)制作初始化脈沖RST。通過(guò)使用該脈沖使組織跟蹤部115復(fù)位，來(lái)進(jìn)行跟蹤波形的初始化。延遲時(shí)間由于設(shè)為2個(gè)(此脈沖和前一個(gè)脈沖)特征量檢測(cè)脈沖(同步脈沖SP)間隔的90％左右，因而可以將初始化的時(shí)刻設(shè)定到血管收縮末期的緊前面。借此，對(duì)于血管壁厚度變化的最大值及最小值，全都可以縮短從初始化開(kāi)始的時(shí)間(圖6中的B點(diǎn)和C點(diǎn))。因此，可以防止跟蹤精度的下降，在跟蹤精度較高的狀態(tài)下求取彈性系數(shù)。另外，借此可以在和以往利用心電圖R波的初始化幾乎相同的時(shí)刻進(jìn)行初始化。
還有，心臟搏動(dòng)由于不一定總是按相同周期進(jìn)行搏動(dòng)(特別是，心律不齊的情形等)，因而通過(guò)諸如在特征量檢測(cè)脈沖間隔的70～95％左右的范圍內(nèi)按照被檢測(cè)體改變延遲時(shí)間，或設(shè)為最近數(shù)次的特征量檢測(cè)脈沖間隔的平均值的70～95％，或者利用多項(xiàng)式使最近數(shù)次的脈沖間隔近似來(lái)推測(cè)下面的脈沖間隔，并設(shè)為其間隔的70～95％，可以更為正確地推測(cè)心臟搏動(dòng)間隔，使初始化時(shí)刻正確地對(duì)應(yīng)血管收縮末期，因此可以進(jìn)行更為確切的初始化。
還有，如圖7所示，也可以設(shè)置用來(lái)檢測(cè)接收信號(hào)的多普勒位移的多普勒信號(hào)處理部118，從而根據(jù)多普勒位移來(lái)檢測(cè)與運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量。多普勒信號(hào)處理部118還設(shè)置在以往的超聲波診斷裝置中，用于檢測(cè)血流。血流的速度和強(qiáng)度直接表明心臟的運(yùn)動(dòng)，并且通過(guò)使用它們，可以以高的精度可靠地產(chǎn)生1心臟搏動(dòng)1次的脈沖。另外，如圖8所示，也可以直接分析接收信號(hào)來(lái)檢測(cè)特征量。這種情況下，可以通過(guò)監(jiān)視來(lái)自規(guī)定深度的接收信號(hào)的振幅或相位，并且檢測(cè)振幅或相位產(chǎn)生較大變化的點(diǎn)等，簡(jiǎn)單產(chǎn)生1心臟搏動(dòng)1次的脈沖。
(實(shí)施方式3)圖9是表示本發(fā)明實(shí)施方式3所涉及的超聲波診斷裝置一個(gè)結(jié)構(gòu)示例的框圖。本實(shí)施方式和實(shí)施方式2相比，不同之處為，未設(shè)置脈沖延遲部124，取而代之設(shè)置接收信號(hào)存儲(chǔ)器113，并且分別形成用來(lái)求取初始化脈沖RST的跟蹤波形和用來(lái)求取厚度變化的跟蹤波形。還有，在圖9中，對(duì)于具有和實(shí)施方式2相同的結(jié)構(gòu)及功能的部分，附上相同的符號(hào)，以省略其說(shuō)明。
在圖9中，接收信號(hào)存儲(chǔ)器113通過(guò)存儲(chǔ)接收信號(hào)并以先入先出(first in first outFIFO)方式進(jìn)行讀寫(xiě)，給接收信號(hào)賦予指定的延遲時(shí)間。作為接收信號(hào)，正交檢波前的信號(hào)和正交檢波后的信號(hào)都可以。
下面，對(duì)于作為本實(shí)施方式的主要部分的特征量檢測(cè)部120和接收信號(hào)存儲(chǔ)器113的動(dòng)作，使用圖10A及圖10B進(jìn)行詳細(xì)說(shuō)明。還有，下面的說(shuō)明涉及到在圖9中轉(zhuǎn)換器122的通用接點(diǎn)連接到a接點(diǎn)一側(cè)的狀態(tài)。
圖10A是表示對(duì)被檢測(cè)體組織運(yùn)動(dòng)進(jìn)行跟蹤的位置(測(cè)量點(diǎn))的模式圖，并且除圖22A所示的測(cè)量點(diǎn)A、B之外還表示出測(cè)量點(diǎn)Z。在圖10B中，從上方表示心電波形ECG、血管300(圖10A)的測(cè)量點(diǎn)A的跟蹤波形TA、測(cè)量點(diǎn)B的跟蹤波形TB、厚度變化波形W(TB-TA)、測(cè)量點(diǎn)Z的跟蹤波形TZ、跟蹤波形TZ的微分波形TZ′及初始化脈沖RST。在本實(shí)施方式中，對(duì)跟蹤波形進(jìn)行處理，并檢測(cè)1心臟搏動(dòng)1次的初始化脈沖RST。由于利用該初始化脈沖RST來(lái)進(jìn)行跟蹤波形的初始化，因而不需要心電裝置和心音裝置等的被檢測(cè)體和裝置間的特殊連接，就進(jìn)行1心臟搏動(dòng)1次的跟蹤波形的初始化。然而，初始化的時(shí)刻如同在實(shí)施方式2中使用圖5所說(shuō)明的那樣，相當(dāng)于血管的舒張期間，并且為了出現(xiàn)厚度變化波形的最大值，從初始化開(kāi)始需要相當(dāng)長(zhǎng)的時(shí)間。
因此，在本實(shí)施方式中，分別形成將用來(lái)求取初始化脈沖RST的跟蹤波形TZ和用來(lái)求取厚度變化的跟蹤波形TA、TB。用來(lái)求取初始化脈沖的跟蹤波形TZ在接收后立刻進(jìn)行測(cè)量，并進(jìn)行與運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量檢測(cè)處理，從而制作初始化脈沖RST。用來(lái)求取厚度變化的跟蹤波形TA、TB首先存儲(chǔ)到接收信號(hào)存儲(chǔ)器113中，在指定的延遲時(shí)間之后傳送給組織跟蹤部115，求取厚度變化。
指定的延遲時(shí)間雖然最好對(duì)跟蹤波形TZ進(jìn)行分析，并且設(shè)為從血管收縮末期的緊前面到檢測(cè)到初始化脈沖RST為止的時(shí)間T2，但是即使設(shè)為0.1～0.2秒左右的固定值也能獲得充分的效果，并且可以使處理簡(jiǎn)單化。這樣一來(lái)，就可以將初始化的時(shí)刻設(shè)為血管收縮末期的緊前面，從而能夠?qū)⒊霈F(xiàn)血管壁厚度變化的最大值及最小值距離初始化開(kāi)始的時(shí)間一起縮短(圖6中的B點(diǎn)和C點(diǎn))，并且可以在跟蹤精度較高的狀態(tài)下求取彈性系數(shù)。
還有，由于根據(jù)賦予延遲后的接收信號(hào)求取組織跟蹤波形，并且根據(jù)它們求取彈性系數(shù)，因而產(chǎn)生所得到的彈性系數(shù)圖像和斷層圖像的時(shí)間相位偏離產(chǎn)生偏差這樣的問(wèn)題，但是在本實(shí)施方式中，通過(guò)使用斷層圖像存儲(chǔ)器110，給斷層圖像賦予延遲，從而可以避免這種問(wèn)題。
還有，如圖11所示，也可以設(shè)置用來(lái)檢測(cè)接收信號(hào)的多普勒位移的多普勒信號(hào)處理部118，從而根據(jù)多普勒位移來(lái)檢測(cè)與運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量。多普勒信號(hào)處理部118也設(shè)置在以往的超聲波診斷裝置中，用于檢測(cè)血流。血流的速度和強(qiáng)度直接表明心臟的運(yùn)動(dòng)，并且通過(guò)使用它們，可以以較高的精度使之可靠地產(chǎn)生1心臟搏動(dòng)1次的脈沖。另外，如圖12所示，也可以直接分析接收信號(hào)來(lái)檢測(cè)特征量。這種情況下，可以通過(guò)監(jiān)視來(lái)自規(guī)定深度的接收信號(hào)的振幅或相位，并且檢測(cè)振幅或相位產(chǎn)生較大變化的點(diǎn)等，簡(jiǎn)單地產(chǎn)生1心臟搏動(dòng)1次的脈沖。
還有，在圖4及圖9的結(jié)構(gòu)中，可以進(jìn)行如下轉(zhuǎn)換通過(guò)將轉(zhuǎn)換器121、122的通用接點(diǎn)與b接點(diǎn)一側(cè)連接，從而如同以往那樣使用心電波形和心音波形等進(jìn)行初始化，并且通過(guò)將轉(zhuǎn)換器121、122的通用接點(diǎn)與a接點(diǎn)一側(cè)連接，從而采用本實(shí)施方式所示的方法進(jìn)行初始化。借此，在需要短時(shí)間內(nèi)求取多個(gè)被檢測(cè)體的彈性系數(shù)圖像的健康診斷等時(shí)，通過(guò)使用本實(shí)施方式所示的方法，不用心電裝置等的更換之類(lèi)的復(fù)雜操作，就可以迅速求取彈性系數(shù)圖像，并且通過(guò)轉(zhuǎn)換轉(zhuǎn)換器121、122，也可以應(yīng)對(duì)需要根據(jù)心電等進(jìn)行的可靠的初始化的情形。
還有，在實(shí)施方式2、3中，說(shuō)明了對(duì)于計(jì)算與1次心臟搏動(dòng)的血壓變化相對(duì)應(yīng)的被檢測(cè)體組織的變形量并且求取彈性系數(shù)的超聲波診斷裝置，但是這些實(shí)施方式也可適用于跟蹤與來(lái)自外部的壓迫弛緩或勵(lì)振相對(duì)應(yīng)的被檢測(cè)體組織并且求取下述組織特征量的超聲波診斷裝置，該組織特征量表示變形量、彈性系數(shù)、粘性系數(shù)等被檢測(cè)體組織的物理特性。這種情況下重要的是，給組織跟蹤部的同步脈沖設(shè)為與來(lái)自外部的壓迫弛緩或勵(lì)振同步，并且指定的延遲時(shí)間按照來(lái)自外部的壓迫弛緩或勵(lì)振的方法，在特征量檢測(cè)脈沖間隔0～100％的范圍內(nèi)調(diào)整為，使厚度變化幅度的最大值和最小值距離初始化盡量接近。
(實(shí)施方式4)圖13是表示本發(fā)明實(shí)施方式4所涉及的超聲波診斷裝置一個(gè)結(jié)構(gòu)示例的框圖。該超聲波診斷裝置和圖4所示實(shí)施方式2的結(jié)構(gòu)的不同之處為，還設(shè)置波形選擇部130。在圖13中，對(duì)于具有和實(shí)施方式2相同的結(jié)構(gòu)及功能的部分，附上相同的符號(hào)，以省略其說(shuō)明。
波形選擇部130具有2個(gè)輸入端子(輸入端子R及輸入端子Q)，用來(lái)分析對(duì)輸入端子R所輸入的波形，并根據(jù)其結(jié)果，從對(duì)輸入端子Q所輸入的波形中選擇一個(gè)，進(jìn)行輸出。在圖13的結(jié)構(gòu)中，對(duì)波形選擇部130的輸入端子Q輸入多個(gè)跟蹤波形信號(hào)，對(duì)輸入端子R輸入多個(gè)跟蹤波形信號(hào)。波形選擇部130分析對(duì)輸入端子R所輸入的跟蹤波形信號(hào)，并使用其分析結(jié)果，從對(duì)輸入端子Q所輸入的跟蹤波形信號(hào)中選擇1個(gè)跟蹤波形信號(hào)。
對(duì)于所選擇出的跟蹤波形，特征量檢測(cè)部120例如進(jìn)行和圖6所示的分析相同的分析。也就是說(shuō)，例如對(duì)被檢測(cè)體測(cè)量點(diǎn)A的跟蹤波形TA的變化量也就是微分波形，進(jìn)行閾值處理，并產(chǎn)生1心臟搏動(dòng)1次的初始化脈沖RST，利用其初始化脈沖RST來(lái)進(jìn)行全部部位的跟蹤波形的初始化。本實(shí)施方式的要點(diǎn)在于，用來(lái)制作初始化脈沖的跟蹤波形測(cè)量點(diǎn)的選取方法。
下面，對(duì)于本實(shí)施方式中超聲波診斷裝置的動(dòng)作，進(jìn)行更為具體的說(shuō)明。圖14和圖15表示監(jiān)視器107顯示畫(huà)面的一個(gè)示例。在圖14中，在有粥樣斑塊303的血管長(zhǎng)軸斷層圖像200上重疊顯示出相同位置的彈性系數(shù)圖像201。在圖15中，在有粥樣斑塊303的血管短軸斷層圖像205上重疊顯示出相同位置的彈性系數(shù)圖像206。圖14和圖15的C～P表示跟蹤波形的測(cè)量點(diǎn)。圖16B表示從圖16A所示的各測(cè)量點(diǎn)得到的跟蹤波形示例。如圖16B所示，由于收發(fā)超聲波的入射方向和被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)方向的差異以及組織反射率的差異，其跟蹤波形的振幅和SN比大為不同。因而，為了以高精度制作初始化脈沖，重要的是跟蹤波形測(cè)量點(diǎn)的選取方法。
在如圖14所示對(duì)血管的長(zhǎng)軸剖面進(jìn)行了攝像時(shí)，測(cè)量點(diǎn)D或F是最佳的，接著測(cè)量點(diǎn)C或G是恰當(dāng)?shù)?。其原因?yàn)椋瑴y(cè)量點(diǎn)D或F在血管壁上，因?yàn)槌暡ɑ夭ǖ恼穹^大，所以SN良好，得到正確的跟蹤波形，并且直接反映出由血壓引起的血管搏動(dòng)。雖然測(cè)量點(diǎn)C或G也同樣能得到正確的跟蹤波形，但是因?yàn)殡x血管存在距離，所以搏動(dòng)的振幅漸漸變小。因?yàn)闇y(cè)量點(diǎn)E在血管內(nèi)，所以由于超聲波回波的振幅較小，因而SN不佳，并且由于不能得到正確的跟蹤波形，因而是不適合的。另外，因?yàn)闇y(cè)量點(diǎn)H在粥樣斑塊內(nèi)，并且不能認(rèn)為組織的移動(dòng)方向必定和超聲波的行進(jìn)方向平行，所以認(rèn)識(shí)到不能得到正確的跟蹤波形，因此是不適合的。
在如圖15所示對(duì)血管的短軸剖面進(jìn)行了攝像的情況下，測(cè)量點(diǎn)J或K是最佳的，接著測(cè)量點(diǎn)I或L是恰當(dāng)?shù)?。其原因?yàn)?，測(cè)量點(diǎn)J或K在血管壁上，并且由于超聲波回波的振幅較大，因而SN良好，得到正確的跟蹤波形，并且直接反映出由血壓引起的血管搏動(dòng)。雖然測(cè)量點(diǎn)I或L也同樣能得到正確的跟蹤波形，但是因?yàn)殡x血管存在距離，所以搏動(dòng)的振幅稍變小。因?yàn)闇y(cè)量點(diǎn)O在血管內(nèi)，所以由于超聲波回波的振幅較小而SN不佳，并且不能得到正確的跟蹤波形，因而是不適合的。另外，因?yàn)闇y(cè)量點(diǎn)P在粥樣斑塊內(nèi)，并且不能認(rèn)為組織的移動(dòng)方向必定和超聲波的行進(jìn)方向平行，所以認(rèn)識(shí)到不能得到正確的跟蹤波形，因此是不適合的。雖然測(cè)量點(diǎn)M在血管壁上，但是由于搏動(dòng)的方向是左右方向，與此相對(duì)超聲波的行進(jìn)方向是上下方向，因而不能進(jìn)行正確的跟蹤。因而，測(cè)量點(diǎn)M是不適合的。測(cè)量點(diǎn)N也同樣是不適合的。
對(duì)于圖13所示結(jié)構(gòu)的超聲波診斷裝置來(lái)說(shuō)，波形選擇部130使用對(duì)輸入端子R所輸入的多個(gè)跟蹤波形信號(hào)的分析結(jié)果，從對(duì)輸入端子Q所輸入的多個(gè)跟蹤波形信號(hào)中選擇1個(gè)跟蹤波形。由波形選擇部130所選擇出的跟蹤波形輸入給特征量檢測(cè)部120。特征量檢測(cè)部120分析其位置的跟蹤波形，并制作同步脈沖SP。同步脈沖SP通過(guò)脈沖延遲部124迫使其延遲，來(lái)制作初始化脈沖RST。這樣一來(lái)，就可以自動(dòng)選擇最佳的跟蹤波形來(lái)制作初始化脈沖RST。最佳跟蹤波形可以如下進(jìn)行選擇。
例如，可以利用最佳測(cè)量點(diǎn)的跟蹤波形其振幅大、噪聲少并且是周期性這樣的特征，來(lái)選定最佳的跟蹤波形。噪聲量的判定諸如可以對(duì)幾個(gè)周期的跟蹤波形進(jìn)行比較并評(píng)價(jià)波形的紊亂量，或者對(duì)通過(guò)低通濾波器后的跟蹤波形和原來(lái)的跟蹤波形進(jìn)行比較。在周期性的判定中，可以使用相關(guān)函數(shù)等來(lái)求取周期。另外，使用FFT等按頻率范圍進(jìn)行判定，也是有效的。另外，在血流部分和血管壁部分上，雖然跟蹤波形的運(yùn)動(dòng)不同，但是也可以利用該運(yùn)動(dòng)來(lái)求取血管壁和血流部分的界線，從而確定血管壁部分。由于如上選擇最佳的跟蹤波形，并且如同上述實(shí)施方式那樣使特征量檢測(cè)部120等進(jìn)行動(dòng)作，因而不需要心電裝置等的被檢測(cè)體和裝置間的特殊連接，通過(guò)只將探頭接觸到被檢測(cè)體的簡(jiǎn)單操作，就可以進(jìn)行被檢測(cè)體組織更為正確的跟蹤。
圖17表示與跟蹤波形測(cè)量點(diǎn)的選取方法有關(guān)的其他結(jié)構(gòu)超聲波診斷裝置。在這種結(jié)構(gòu)中，對(duì)波形選擇部130a的輸入端子Q輸入多個(gè)跟蹤波形信號(hào)。再者，通過(guò)控制部100，由用戶指定最佳的測(cè)量點(diǎn)。控制部100將所指定的位置信息傳達(dá)給波形選擇部130a，由波形選擇部130a來(lái)選擇對(duì)應(yīng)的跟蹤波形，并輸入給特征量檢測(cè)部120。特征量檢測(cè)部120分析其位置的跟蹤波形，制作同步脈沖SP，并且由脈沖延遲部124制作初始化脈沖RST。因此，即使在血管產(chǎn)生變形等難以自動(dòng)確定測(cè)量點(diǎn)時(shí)，也可以應(yīng)對(duì)。
圖18表示另一其他結(jié)構(gòu)的超聲波診斷裝置。在這種結(jié)構(gòu)中，對(duì)波形選擇部130b的輸入端子R，輸入作為彈性系數(shù)計(jì)算部116輸出的局部彈性系數(shù)。在波形選擇部130b中，根據(jù)局部彈性系數(shù)來(lái)檢測(cè)與超聲波波束平行的血管壁，并以此為據(jù)從多個(gè)跟蹤波形信號(hào)Q中選擇其位置的跟蹤波形，輸入給特征量檢測(cè)部120。分析其跟蹤波形，如上所述制作初始化脈沖RST。因?yàn)檠芎脱鞑糠值木植繌椥韵禂?shù)明顯不同，所以能夠加以區(qū)別。如上所述，通過(guò)只將探頭接觸到被檢測(cè)體的簡(jiǎn)單操作，就能夠進(jìn)行被檢測(cè)體組織更為正確的跟蹤。
圖19表示又一其他結(jié)構(gòu)的超聲波診斷裝置。在這種結(jié)構(gòu)中，對(duì)波形選擇部130c的輸入端子R，從接收部103輸入接收信號(hào)。波形選擇部130c分析接收信號(hào)的振幅，檢測(cè)血流和血管壁的界線。借此，和圖18結(jié)構(gòu)的情形相同，特征量檢測(cè)部120分析血管壁一側(cè)位置的跟蹤波形，并制作初始化脈沖RST。由于血管壁其接收信號(hào)的強(qiáng)度較大，并且血流部分其強(qiáng)度較小，因而能夠加以區(qū)別。
圖20表示再一其他結(jié)構(gòu)的超聲波診斷裝置。在這種結(jié)構(gòu)中，設(shè)置多普勒信號(hào)處理部118，并且分析接收信號(hào)的多普勒位移，檢測(cè)血流，給波形選擇部130d的輸入端子R供應(yīng)數(shù)據(jù)。在波形選擇部130d中，根據(jù)所檢測(cè)出的血流來(lái)推測(cè)處于其外側(cè)的血管壁。借此，和圖18結(jié)構(gòu)的情形相同，特征量檢測(cè)部120分析血管壁一側(cè)位置的跟蹤波形，并制作初始化脈沖RST。
還有，在上面的結(jié)構(gòu)中，對(duì)波形選擇部130的輸入端子Q輸入的信號(hào)不限于多個(gè)跟蹤波形信號(hào)。例如，也可以使用圖7、8所示的那種接收信號(hào)和多普勒位移信號(hào)。
在上面的說(shuō)明中，雖然說(shuō)明了計(jì)算與1次心臟搏動(dòng)的血壓變化相對(duì)應(yīng)的被檢測(cè)體組織的變形量并且求取彈性系數(shù)的超聲波診斷裝置，但是本實(shí)施方式也可適用于下述超聲波診斷裝置，該超聲波診斷裝置用來(lái)跟蹤與來(lái)自外部的壓迫弛緩或勵(lì)振相對(duì)應(yīng)的被檢測(cè)體組織，求取變形量、彈性系數(shù)及粘性系數(shù)等被檢測(cè)體組織的特性。這種情況下，組織跟蹤部的同步脈沖可以設(shè)為與來(lái)自外部的壓迫弛緩或勵(lì)振同步。
還有，本發(fā)明并不將最終輸出限定為彈性系數(shù)的超聲波診斷裝置，還可以應(yīng)用于下述兩種超聲波診斷裝置，一種用來(lái)求取組織跟蹤波形，測(cè)量變形量、彈性系數(shù)及粘性系數(shù)，并檢測(cè)癌和腫瘤組織，另一種用來(lái)根據(jù)血管的內(nèi)膜-中膜厚度(IMT)、血管的內(nèi)徑變化、硬度參數(shù)及脈波速度等來(lái)檢測(cè)動(dòng)脈硬化。
產(chǎn)業(yè)上的可利用性本發(fā)明所涉及的超聲波診斷裝置在被檢測(cè)體和心電裝置等的裝置間不需要特殊的連接，通過(guò)只將探頭接觸到被檢測(cè)體的簡(jiǎn)單操作，就可以以高精度跟蹤被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)，借此能夠容易地獲得彈性系數(shù)、變形量或變形率及粘性系數(shù)等表示組織特性狀況的量，從而減少操作者的人工和時(shí)間，并且在醫(yī)療等的用途上是有用的。
權(quán)利要求
1.一種超聲波診斷裝置，其特征為，具備超聲波收發(fā)機(jī)構(gòu)，用來(lái)對(duì)被檢測(cè)體收發(fā)超聲波；組織跟蹤機(jī)構(gòu)，用來(lái)分析接收信號(hào)并跟蹤被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)；特征量檢測(cè)機(jī)構(gòu)，用來(lái)根據(jù)正在跟蹤的上述被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)，檢測(cè)與上述被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量并輸出特征量檢測(cè)信號(hào)；根據(jù)上述特征量檢測(cè)信號(hào)，上述組織跟蹤機(jī)構(gòu)被初始化。
2.一種超聲波診斷裝置，其特征為，具備超聲波收發(fā)機(jī)構(gòu)，用來(lái)對(duì)被檢測(cè)體收發(fā)超聲波；組織跟蹤機(jī)構(gòu)，用來(lái)分析接收信號(hào)并跟蹤被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)；特征量檢測(cè)機(jī)構(gòu)，用來(lái)根據(jù)與上述被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)相對(duì)應(yīng)的上述接收信號(hào)的振幅或相位，檢測(cè)與上述被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量，并輸出特征量檢測(cè)信號(hào)；根據(jù)上述特征量檢測(cè)信號(hào)，上述組織跟蹤機(jī)構(gòu)被初始化。
3.一種超聲波診斷裝置，其特征為，具備超聲波收發(fā)機(jī)構(gòu)，用來(lái)對(duì)被檢測(cè)體收發(fā)超聲波；組織跟蹤機(jī)構(gòu)，用來(lái)分析接收信號(hào)并跟蹤被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)；多普勒信號(hào)處理機(jī)構(gòu)，用來(lái)檢測(cè)與正在跟蹤的上述被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)相對(duì)應(yīng)的上述接收信號(hào)的多普勒位移；特征量檢測(cè)機(jī)構(gòu)，用來(lái)根據(jù)所檢測(cè)出的上述多普勒位移，檢測(cè)與上述被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量，并輸出特征量檢測(cè)信號(hào)；根據(jù)上述特征量檢測(cè)信號(hào)，上述組織跟蹤機(jī)構(gòu)被初始化。
4.根據(jù)權(quán)利要求1到3中任一項(xiàng)所述的超聲波診斷裝置，還具備延遲機(jī)構(gòu)，用來(lái)使上述特征量檢測(cè)信號(hào)只延遲指定的延遲時(shí)間；根據(jù)上述延遲后的特征量檢測(cè)信號(hào)，上述組織跟蹤機(jī)構(gòu)被初始化。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的超聲波診斷裝置，上述指定的延遲時(shí)間根據(jù)與最近的多次運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量檢測(cè)間隔來(lái)推定。
6.一種超聲波診斷裝置，其特征為，具備超聲波收發(fā)機(jī)構(gòu)，用來(lái)對(duì)被檢測(cè)體收發(fā)超聲波；延遲機(jī)構(gòu)，用來(lái)延遲接收信號(hào)；組織跟蹤機(jī)構(gòu)，用來(lái)分析至少上述延遲后的接收信號(hào)，并跟蹤被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)；特征量檢測(cè)機(jī)構(gòu)，用來(lái)檢測(cè)與被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量，并輸出特征量檢測(cè)信號(hào)；根據(jù)上述特征量檢測(cè)信號(hào)，上述組織跟蹤機(jī)構(gòu)被初始化。
7.根據(jù)權(quán)利要求1、2、3、6中任一項(xiàng)所述的超聲波診斷裝置，具備選擇機(jī)構(gòu)，用來(lái)分析多個(gè)上述被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)，并從多個(gè)被檢測(cè)體組織中選擇一個(gè)，上述特征量檢測(cè)機(jī)構(gòu)檢測(cè)與上述所選擇出的被檢測(cè)體組織運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量，并輸出上述特征量檢測(cè)信號(hào)。
8.根據(jù)權(quán)利要求1、2、3、6中任一項(xiàng)所述的超聲波診斷裝置，還具備選擇機(jī)構(gòu)，用來(lái)分析多個(gè)接收信號(hào)，并從多個(gè)上述被檢測(cè)體組織中選擇一個(gè)，上述特征量檢測(cè)機(jī)構(gòu)檢測(cè)與上述所選擇出的上述被檢測(cè)體組織運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量，并輸出上述特征量檢測(cè)信號(hào)。
9.根據(jù)權(quán)利要求1、2、3、6中任一項(xiàng)所述的超聲波診斷裝置，還具備選擇機(jī)構(gòu)，用來(lái)分析多個(gè)接收信號(hào)的多普勒位移，并從多個(gè)上述被檢測(cè)體組織中選擇一個(gè)；上述特征量檢測(cè)機(jī)構(gòu)檢測(cè)與上述所選擇出的上述被檢測(cè)體組織運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量，并輸出上述特征量檢測(cè)信號(hào)。
10.根據(jù)權(quán)利要求1、2、3、6中任一項(xiàng)所述的超聲波診斷裝置，還具備用來(lái)根據(jù)上述被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)計(jì)算變形量、粘性系數(shù)及彈性系數(shù)等被檢測(cè)體組織的特性的機(jī)構(gòu)；選擇機(jī)構(gòu)，用來(lái)分析上述被檢測(cè)組織的特性，并從多個(gè)上述被檢測(cè)體組織中選擇一個(gè)；上述特征量檢測(cè)機(jī)構(gòu)檢測(cè)與上述所選擇出的上述被檢測(cè)體組織運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量，并輸出上述特征量檢測(cè)信號(hào)。
11.根據(jù)權(quán)利要求1到10中任一項(xiàng)所述的超聲波診斷裝置，上述與運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量是與心臟搏動(dòng)同步的特征量。
12.根據(jù)權(quán)利要求1到10中任一項(xiàng)所述的超聲波診斷裝置，上述與運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量是與來(lái)自外部的壓迫弛緩或勵(lì)振同步的特征量。
13.根據(jù)權(quán)利要求1到10中任一項(xiàng)所述的超聲波診斷裝置，具備轉(zhuǎn)換機(jī)構(gòu)，用來(lái)轉(zhuǎn)換下述兩種初始化動(dòng)作，一種是由上述初始化機(jī)構(gòu)做出的初始化動(dòng)作，另一種是根據(jù)與包含心電和心音、從心臟搏動(dòng)信息測(cè)量機(jī)構(gòu)所獲取到的心臟搏動(dòng)同步的信號(hào)，使上述跟蹤機(jī)構(gòu)初始化的初始化動(dòng)作。
14.根據(jù)權(quán)利要求1到9中任一項(xiàng)所述的超聲波診斷裝置，還具備用來(lái)根據(jù)上述多個(gè)被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)計(jì)算變形量、粘性系數(shù)等被檢測(cè)體組織的特性的機(jī)構(gòu)。
15.根據(jù)權(quán)利要求1到10中任一項(xiàng)所述的超聲波診斷裝置，還具備下述機(jī)構(gòu)，即用來(lái)根據(jù)上述多個(gè)被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)，求取上述被檢測(cè)體組織的變形量，并根據(jù)上述變形量和從血壓測(cè)量機(jī)構(gòu)所獲取到的血壓值，計(jì)算上述被檢測(cè)體組織的彈性系數(shù)的機(jī)構(gòu)。
全文摘要
具有對(duì)被檢測(cè)體收發(fā)超聲波的發(fā)送部(102)及接收部(103)、用來(lái)分析接收信號(hào)并跟蹤被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)的組織跟蹤部(115)、用來(lái)檢測(cè)與被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量的特征量檢測(cè)部(120)。特征量檢測(cè)部(120)對(duì)接收信號(hào)、多普勒位移、被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)忠的任一個(gè)進(jìn)行信號(hào)處理，并檢測(cè)與同步于心臟搏動(dòng)的被檢測(cè)體組織的運(yùn)動(dòng)有關(guān)的特征量，從而基于檢測(cè)出的特征量生成初始化脈沖，而組織跟蹤部(115)通過(guò)此初始化脈沖被初始化。本發(fā)明不需要在被檢測(cè)體和裝置間的特殊連接，通過(guò)只將探頭接觸到被檢測(cè)體的簡(jiǎn)單操作，就可以獲得被檢測(cè)體的斷層圖像和被檢測(cè)組織的彈性系數(shù)圖像。
文檔編號(hào)A61B8/08GK1791361SQ200480013618
公開(kāi)日2006年6月21日 申請(qǐng)日期2004年5月19日 優(yōu)先權(quán)日2003年5月20日
發(fā)明者鈴木隆夫, 萩原尚, 反中由直, 渡邊良信 申請(qǐng)人:松下電器產(chǎn)業(yè)株式會(huì)社