WO2006129545A1

WO2006129545A1 - 超音波診断装置

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Publication number: WO2006129545A1
Application number: PCT/JP2006/310431
Authority: WO
Inventors: Hiroshi Kanai; Hideyuki Hasegawa; Hisashi Hagiwara
Original assignee: Tohoku University NUC; Matsushita Electric Industrial Co Ltd
Current assignee: Tohoku University NUC; Panasonic Holdings Corp
Priority date: 2005-05-30
Filing date: 2006-05-25
Publication date: 2006-12-07
Anticipated expiration: 2007-11-30
Also published as: US20090318806A1; EP1889571A4; US8298143B2; EP1889571A1

Abstract

　本発明の超音波診断装置は、応力によって周期的に変形する被検体へ超音波を送信するために、探触子を駆動する駆動信号を生成する送信部と、前記超音波が前記被検体において反射することにより得られるエコーを前記探触子により受信し、受信エコー信号を生成する受信部と、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の任意の２つの測定部位間の距離変化を示す厚さ変化波形を算出する演算部と、基準波形を出力する基準波形発生部とを備え、前記厚さ変化波形と前記基準波形との比較に基づいて前記被検体内部の情報を求める。

Description

明細書

超音波診断装置

技術分野

[0001] 本発明は超音波診断装置に関し、被検体を構成する組織の性状特性を計測する超音波診断装置に関する。

背景技術

[0002] 超音波診断装置は、超音波を被検体に照射し、そのエコー信号に含まれる情報を解析することにより、被検体を非侵襲的に検査する。従来から広く用いられている超音波診断装置は、エコー信号の強度を対応する画素の輝度に変換することにより、被検体の構造を断層画像として得ている。これにより、被検体の内部の構造を知ることができる。また、エコー信号のドップラーシフトを検出し、被検体の運動情報、たとえば、血流情報を画像表示する超音波診断装置も用いられてきた。

[0003] これに対し、近年、エコー信号の主に位相を解析することによって、被検体の組織の動きを精密に測定し、組織の歪みや弾性率、粘性率などの物理的 (性状)特性を求めることが試みられて!/ヽる。

[0004] 特許文献 1は、エコー信号の検波出力信号の振幅および位相を用い、被検体の瞬間的な位置を決定することによって、被検体組織の追跡を高精度に行ない、拍動して、る心臓組織に生じて、る微小振動を捕らえる方法を開示して、る。この方法によれば、被検体に対して同じ方向に ΔΤの間隔をおいて超音波ノルスを複数回送信し、被検体において反射した超音波をそれぞれ受信する。図 32に示すように受信したエコー信号を y (t)、 y (t+ ΔΤ)、 y (t+2 ΔΤ)とする。ある深度 xl力得られるエコー信号の受信時刻 tlは、パルス送信時刻を t=0とすると、 tl=xl/(C/2)となる。ただし、 Cは音速である。このとき、 7 1)と (1;1+ 丁)の間の位相偏移を Θ、 tl付近での超音波の中心周波数を fとすると、この期間 ΔΤにおける xlの移動量 Δχは、以下の式（1)で表される。

[0005] Δχ=-ϋ· Δ θ /Απϊ (1)

[0006] 移動量 Δχを xlに加算することで、以下の式（2)に示すように、 ΔΤ秒後の xlの位置 xl 'を求めることができ、この計算を繰り返すことにより、被検体の同一部位 xlを追跡して、くことができる。この方法は位相差トラッキング法と呼ばれて、る。

[0007] χ1，=χ1 + Δ χ (2)

[0008] 特許文献 2は、特許文献 1の方法をさらに発展させ、被検体組織、特に動脈壁の弾性率を求める方法を開示している。この方法によれば、まず、図 33に示すように、探触子 101から血管壁 16へ向けて超音波を送信し、血管壁 16上に設定した測定点 A および Bからのエコー信号を特許文献 1の方法により解析することにより、測定部位 A および Bの動きを追跡する。図 34は、測定点 Aおよび Bの位置を示す追跡波形 TA および TBを示している。また、心電波形 ECGも合わせて示している。

[0009] 図 34に示すように、追跡波形 TAおよび TBは心電波形 ECGに一致した周期性を有している。これは、心臓の心拍周期に一致して、動脈が拡張および収縮することを示している。具体的には、心電波形 ECG中に R波と呼ばれる大きなピークが見られる際、心臓の収縮が開始し、心臓の収縮によって、動脈中に血液が押し出される。この際の血圧変化によって急激に血管が拡張する。したがって、心電波形 ECGに R波が現れた後、追跡波形 TAおよび TBも急激に立ち上がり、動脈が急激に拡張する。その後、心臓はゆっくり拡張するので、追跡波形 TAおよび TBも徐々に立ち下がり、動脈血管がゆっくり収縮する。このような動きを動脈は繰り返している。

[0010] 追跡波形 TAおよび TBの差は測定点 AB間の厚さ変化波形 Wとなる。厚さ変化波形 Wは AB間の歪み波形とみなすこともできる。最大厚さ変化量 AWは、厚さ変化波形 Wの最大値 Wmaxと最小値 Wminとの差から求めることができる。

[0011] AW= Wmax- Wmin (3)

[0012] 測定点 AB間の初期化時の基準厚さを Wsとすると、測定点 AB間の最大歪み量 ε は以下のようになる。

[0013] ε = AW/Ws (4)

[0014] また、血圧計などを用いて、このときの被検体の最高血圧 Pmaxおよび最低血圧 P minを測定する。血圧差 Δ Ρは以下の式で表される。

[0015] A P = Pmax-Pmin (5)

[0016] 最大歪み量 εは、血圧差 Δ Ρにより発生したものと考えられる。弾性率 Erは応力を歪みで除した値として定義されるので、測定点 AB間の弾性率 Erは以下の式で表される。

[0017] Er= Δ Ρ/ ε = A P-Ws/ AW

= Δ P · Ws/ (Wmax - Wmin) (6)

[0018] 非特許文献 1は、血管が不均一な厚さをもつ管とした場合において、各部の弾性率を最大歪み量 εおよび血圧差 Δ Ρを用いて算出する方法を開示している。

[0019] これらの演算を断層画像上の複数点に対して行うことにより、弾性率 Erの分布画像が得られる。図 18に示すように、血管壁 16中に粥腫 11が生じている場合、粥腫とその周りの血管壁組織とでは弾性率が異なる。したがって、弾性率の分布画像が得られれば粥腫の生成やその位置を診断することが可能となる。

特許文献 1：特開平 10— 5226号公報

特許文献 2：特開 2000 - 229078号公報

非特許文献 1：長谷川他著「不均一な壁厚を有する管の局所壁弾性率の計測法」、 J Med Ultrasonics Vol.28 No.1(2001)

発明の開示

発明が解決しょうとする課題

[0020] し力しながら、従来技術による弾性率の測定方法では、厚さ変化波形 Wの最大値 Wmaxと最小値 Wminとの差を用いて弾性率を測定するため、ノイズ耐性が低ヽとヽう問題がある。たとえば、図 35に示す厚さ変化波形 Wが得られた場合、時刻 tlおよび t2のときの値をそれぞれ最大値 Wmaxおよび最小値 Wminとして弾性率を求める。しかし、図 35に示すように、時刻 t2における厚さ変化波形 Wの値はノイズが混入しており、正しい値ではない。

[0021] また、上述したようにノイズの影響により誤った値の弾性率が求められた場合でもその値が不適切な値であるかどうかを他の情報力も判断することは難、。たとえば、図 33に示すように、血管壁 16中に粥腫 11が生じて、る場合でも超音波による断層画像上では粥腫 11が判別できないことがある。したがって、血管壁 16の正常な部分の弾性率がノイズの影響によって粥腫 11の弾性率と同程度に算出された場合、誤つて粥腫であると判断する可能性もある。 [0022] また、診断を行う上で、弾性率の特異な領域が診断対象の器官内にあるかどうかが重要である。しかし、 Bモード断層画像は、測定対象領域内のすべての器官が判別できるように被検体を表示できず、対象器官の位置および範囲を特定できな、場合がある。さら〖こ、弾性率と組織とは必ずしも 1対 1には対応しないため、弾性率断層像を用いても対象器官の位置および範囲を特定できない場合がある。その結果、正確な弾性率が求められても、被検体の状態を詳細に診断することが困難な場合がある

[0023] 本発明は、このような従来技術の課題の少なくともひとつを解決し、ノイズの影響を低減し、高い精度で性状特性を計測し、あるいは性状特性に基づく被検体の解析結果を得ることのできる超音波診断装置を提供することを目的とする。

課題を解決するための手段

[0024] 本発明の超音波診断装置は、応力によって周期的に変形する被検体へ超音波を送信するために、探触子を駆動する駆動信号を生成する送信部と、前記超音波が前記被検体において反射することにより得られるエコーを前記探触子により受信し、受信エコー信号を生成する受信部と、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の任意の 2つの測定部位間の距離変化を示す厚さ変化波形を算出する演算部と、基準波形を出力する基準波形発生部とを備え、前記厚さ変化波形と前記基準波形との比較に基づいて前記被検体内部の情報を求める。

[0025] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記厚さ変化波形と前記基準波形とを比較することにより、前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する厚さ変化量推定部をさらに備える。

[0026] ある好ましい実施形態において、前記厚さ変化量推定部は、前記厚さ変化波形と前記基準波形との整合誤差が最小となるように前記厚さ変化波形または前記基準波形に乗じる係数を求め、前記係数および前記基準波形の振幅から前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する。

[0027] ある好ましい実施形態において、前記基準波形発生部は、前記基準波形のデータを記憶した記憶部を含む。

[0028] ある好ましい実施形態において、前記基準波形は、あらかじめ複数の被検体から取得した厚さ変化波形を平均したものである。

[0029] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記被検体の変形の周期に基づいて、前記基準波形の周期を調整する周期調整部をさらに備え、前記厚さ変化量推定部は、周期が調整された基準波形と前記厚さ変化波形とに基づいて前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する。

[0030] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記被検体の変形の周期に基づいて、前記厚さ変化波形の周期を調整する周期調整部をさらに備え、前記厚さ変化量推定部は、周期が調整された厚さ変化波形と前記基準波形とに基づいて前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する。

[0031] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、周期が調整された厚さ変化波形の複数周期における平均を求める平均化部をさらに備え、平均化された厚さ変化波形と前記基準波形とに基づいて前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する。

[0032] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記厚さ変化波形の周期が一定でな、場合にぉ、て、前記厚さ変化波形の周期のうち最も短、周期に合わせて、各周期のデータを抽出し、前記厚さ変化波形の周期を一定にする周期調整部をさらに備える。

[0033] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記演算部は、前記受信エコー信号に基づ、て前記被検体中の複数の測定部位の位置変化をそれぞれ示す移動波形を算出する移動波形算出部と、前記移動波形に基づいて、前記 2つの測定部位間の厚さ変化波形を算出する演算部とを含む。

[0034] ある好ましい実施形態において、前記基準波形発生部は、前記移動波形に基づいて、前記基準波形を生成する。

[0035] ある好ま、実施形態にぉ、て、超音波診断装置は、前記移動波形に基づ、て前記被検体に含まれる血管径の変化波形を算出する血管径算出部をさらに備え、前記基準波形発生部は、前記変化波形に基づいて、前記基準波形を生成する。

[0036] ある好まヽ実施形態にお!ヽて、前記基準波形発生部は、前記被検体の血圧変化波形に基づ!、て前記基準波形を生成する。

[0037] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報を受け取って、前記最大変化量から弾性率を求める弾性率算出部をさらに備える。

[0038] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記基準波形と前記厚さ変化波形とを比較することにより、最大厚さ変化量と前記厚さ変化波形および前記基準波形の一致する度合いを示す指標とを算出する厚さ変化量推定部と、前記指標に基づ、て、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定する信頼性判定部とをさらに備える

[0039] ある好ま、実施形態にお!、て、前記厚さ変化量推定部は、前記厚さ変化波形および前記基準波形の一方と、係数を乗じた他方との整合残差が最小となるように、前記係数および前記係数を用いた場合の整合残差を算出し、前記係数および前記基準波形の振幅から前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出し、前記整合残差を前記指標として出力する。

[0040] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記基準波形発生部は、前記基準波形のデータを記憶した記憶部を含む。

[0041] ある好ましい実施形態において、前記基準波形は、あらかじめ複数の被検体から取得した厚さ変化波形を平均したものである。

[0042] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記被検体の変形の周期に基づいて、前記厚さ変化波形の周期を調整する周期調整部をさらに備え、前記厚さ変化量推定部は、周期が調整された厚さ変化波形と前記基準波形とに基づいて前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する。

[0043] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記周期が調整された厚さ変化波形の複数周期における平均を求める平均化部をさらに備え、平均化された厚さ変化波形に基づいて、前記厚さ変化量推定部が前記係数、整合残差および最大厚さ変化量を算出する。

[0044] ある好まヽ実施形態にお!ヽて、前記平均化部は、前記平均を用いて前記厚さ変化波形の分散を求め、前記信頼性判定部は、前記分散および前記整合残差に基づいて、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定する。

[0045] ある好まヽ実施形態にお!ヽて、前記信頼性判定部は、前記分散、前記係数および前記整合残差に基づ!ヽて、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定する。

[0046] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記被検体の変形の周期に基づいて、前記厚さ変化波形の周期を調整する周期調整部と、前記周期が調整された厚さ変化波形の複数周期における平均および分散を求める平均化部と、基準波形を出力する基準波形発生部と、前記基準波形と前記平均化された厚さ変化波形とを比較することにより、最大厚さ変化量を算出する厚さ変化量推定部と、前記分散に基づ、て、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定する信頼性判定部とをさらに備える

[0047] ある好まヽ実施形態にお!ヽて、前記厚さ変化量推定部は、前記平均化された厚さ変化波形および前記基準波形の一方と、係数を乗じた他方との整合残差が最小となるように、前記係数を算出し、前記係数および前記基準波形の振幅から前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する。

[0048] ある好まヽ実施形態にお!ヽて、前記信頼性判定部は、前記分散および前記係数に基づ!/ヽて、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定する。

[0049] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報を受け取って、前記最大厚さ変化量から弾性率を求める弾性率算出部と、前記信頼性判定部から得られる信頼性の判定結果に基づき、前記弾性率を表示する表示部とをさらに備える。

[0050] ある好ましい実施形態において、前記基準波形発生部は複数の基準波形を出力し、超音波診断装置は、各基準波形と前記厚さ変化波形とを比較することにより、前記厚さ変化波形と各基準波形とがー致する度合いを示す指標を算出する厚さ変化量推定部と、前記指標に基づいて、前記厚さ変化波形を与えた 2つの測定部位間の組織が前記複数の組織のいずれに該当するかを判定する組織判定部とをさらに備える

[0051] ある好ま、実施形態にお!、て、前記厚さ変化量推定部は、前記厚さ変化波形および前記各基準波形の一方と、係数を乗じた他方との整合残差が最小となるように、前記係数および前記係数を用いた場合の整合残差をそれぞれ算出し、前記係数および前記基準波形の振幅から、各基準波形を用いた場合における厚さ変化波形の最大厚さ変化量を求め、前記組織判定部へ出力する。

[0052] ある好まヽ実施形態にお!ヽて、前記厚さ変化量推定部は、前記各整合残差を前記指標として前記組織判定部へ出力し、前記組織判定部は、最も小さい整合残差が得られた基準波形に対応する組織を前記厚さ変化波形を与えた 2つの測定部位間の組織として判定し、その基準波形を用いて得られた最大厚さ変化量を出力する。

[0053] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報および前記糸且織判定部から出力される最大厚さ変化量に基づいて弾性率を求める弾性率算出部をさらに備える。

[0054] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記基準波形発生部は、前記各基準波形のデータを記憶した記憶部を含む。

[0055] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記基準波形は、あら力じめ複数の被検体の前記複数の組織力取得した厚さ変化波形を平均したものである。

[0056] ある好まヽ実施形態にお!ヽて、超音波診断装置は、前記組織判定部で判定した結果に基づき、前記弾性率を表示するための画像データを生成する画像処理部をさらに備える。

[0057] ある好まヽ実施形態にお!ヽて、前記組織判定部は、前記各整合残差が所定の値より大きい場合、前記厚さ変化波形を与えた 2つの測定部位間の組織は、前記複数の組織の!/、ずれでもな、と判定する。

[0058] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記基準波形発生部は、複数の粘性特性用基準波形を出力し、超音波診断装置は、前記複数の粘性特性用基準波形と前記厚さ変化波形とをそれぞれ比較することにより、前記厚さ変化波形と前記粘性特性用基準波形とがー致する度合いを示す粘性特性用指標をそれぞれ算出する比較部と、前記粘性特性用指標に基づいて、粘性率を決定する粘性率決定部とをさらに備える。

[0059] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記粘性特性用基準波形は、所定の粘性率を仮定した場合にぉ、て前記被検体の応力変化を示す情報に基づ、て得られる前記被検体の歪み波形であって、前記粘性率決定部は、前記粘性特性用指標のうちのもつとも小さ!/、値が得られた粘性特性用基準波形にぉ、て仮定されて、る粘性率を出力する。 [0060] ある好ま、実施形態にお!、て、前記比較部は、前記厚さ変化波形および前記各粘性特性用基準波形の一方に第 1の係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように前記係数を決定した場合における整合残差を前記粘性特性用指標として出力する。

[0061] ある好まヽ実施形態にお!ヽて、前記被検体の応力変化を示す情報は前記被検体の血圧波形である。

[0062] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記演算部は、前記受信エコー信号に基づ、て前記被検体中の複数の測定部位の位置変化をそれぞれ示す移動波形を算出する移動波形算出部と、前記移動波形に基づいて、前記 2つの測定部位間の厚さ変化波形を算出する厚さ変化波形算出部とを含む。

[0063] ある好ま、実施形態にお!、て、超音波診断装置は、前記移動波形に基づ、て前記被検体に含まれる血管径変化波形を算出する血管径算出部をさらに備え、前記被検体の応力変化を示す情報は、前記血管径波形を前記被検体の最高および最低血圧値で補正した波形である。

[0064] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記基準波形発生部は、前記演算部から前記被検体に含まれる血管壁の血管腔に近接した位置における厚さ変化波形を受け取り、前記血管腔に近接した位置における厚さ変化波形を前記被検体の最高および最低血圧値で補正した波形を前記被検体の応力変化を示す情報として用いる。

[0065] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記基準波形発生部は、弾性特性用基準波形をさらに生成し、前記比較部は、前記弾性特性用基準波形と前記厚さ変化波形とを比較することにより、前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する。

[0066] ある好ま、実施形態にお!、て、前記比較部は前記厚さ変化波形および前記弾性特性用基準波形の一方に第 2の係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように前記第 2の係数を決定し、前記第 2の係数および前記弾性特性用基準波形の振幅から前記最大厚さ変化量を算出する。

[0067] ある好ましい実施形態において、超音波診断装置は、前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報を受け取って、前記最大変化量から弾性率を求める弾性率算出部をさらに備える。 [0068] ある好まヽ実施形態にお!ヽて、前記基準波形発生部は、前記被検体の血圧変化波形に基づ!、て前記弾性特性用基準波形を生成する。

[0069] 本発明の制御方法は、超音波診断装置の制御部による超音波診断装置の制御方法であって、探触子を駆動して超音波を送信するステップと、応力によって周期的に変形する被検体において前記超音波が反射することにより得られるエコーを前記探触子により受信するステップと、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の任意の 2つの測定部位間の距離変化を示す厚さ変化波形を算出するステップと、基準波形を生成するステップと、前記厚さ変化波形と前記基準波形との比較に基づ、て前記被検体内部の情報を求めるステップとを包含する。

[0070] 本発明の制御方法は、超音波診断装置の制御部による超音波診断装置の制御方法であって、探触子を駆動して超音波を送信するステップ (A)と、応力によって周期的に変形する被検体において前記超音波が反射することにより得られるエコーを前記探触子により受信するステップ (B)と、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の任意の 2つの測定部位間の距離変化を示す厚さ変化波形を算出するステツプ (C)と、基準波形を生成するステップ (D)と、前記基準波形と前記厚さ変化波形を比較することにより、前記厚さ変化波形の最大変化量を算出するステップ (E)とを包含する。

[0071] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記ステップ (E)は、前記厚さ変化波形と前記基準波形との整合誤差が最小となるように前記厚さ変化波形または前記基準波形に乗じる係数を求め、前記係数および前記基準波形の振幅から前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する。

[0072] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記基準波形は、あらかじめ複数の被検体から取得した厚さ変化波形を平均したものである。

[0073] ある好ま、実施形態にぉ、て、制御方法は、前記被検体の変形の周期に基づ!/、て、前記基準波形の周期を調整するステップをさらに包含し、前記ステップ (E)は、周期が調整された基準波形と前記厚さ変化波形とに基づいて前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する。

[0074] ある好ま、実施形態にぉ、て、制御方法は、前記被検体の変形の周期に基づ!/、て、前記厚さ変化波形の周期を調整するステップをさらに包含し、前記ステップ (E) は、周期が調整された厚さ変化波形と前記基準波形とに基づいて前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する。

[0075] ある好ましい実施形態において、制御方法は、周期が調整された厚さ変化波形の複数周期における平均を求めるステップをさらに包含し、平均化された厚さ変化波形と前記基準波形とに基づいて前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する。

[0076] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記ステップ (C)は、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の複数の測定部位の位置変化をそれぞれ示す移動波形を算出するステップと、前記移動波形に基づいて、前記 2つの測定部位間の厚さ変化波形を算出するステップとを含む。

[0077] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記ステップ (D)は、前記移動波形に基づ、て、前記基準波形を生成する。

[0078] ある好ま、実施形態にぉ、て、制御方法は、前記移動波形に基づ、て前記被検体に含まれる血管径の変化波形を算出するステップをさらに包含し、前記ステップ（ D)は、前記変化波形に基づいて、前記基準波形を生成する。

[0079] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記ステップ (D)は、前記被検体の血圧変化波形に基づ、て前記基準波形を生成する。

[0080] ある好ま、実施形態にぉ、て、制御方法は、前記被検体の変形周期にお、て生じる前記応力の応力差の情報を受け取って、前記最大変化量から弾性率を求めるステツプをさらに包含する。

[0081] 本発明の制御方法は、超音波診断装置の制御部による超音波診断装置の制御方法であって、探触子を駆動して超音波を送信するステップ (A)と、応力によって周期的に変形する被検体において前記超音波が反射することにより得られるエコーを前記探触子により受信するステップ (B)と、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の任意の 2つの測定部位間の距離変化を示す厚さ変化波形を算出するステツプ (C)と、基準波形を生成するステップ (D)と、前記基準波形と前記厚さ変化波形とを比較することにより、最大厚さ変化量と前記厚さ変化波形および前記基準波形の一致する度合いを示す指標とを算出するステップ (E)と、前記指標に基づいて、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定するステップ (F)とを包含する。

[0082] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記ステップ (E)は、前記厚さ変化波形および前記基準波形の一方と、係数を乗じた他方との整合残差が最小となるように、前記係数および前記係数を用いた場合の整合残差を算出し、前記係数および前記基準波形の振幅から前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出し、前記整合残差を前記指標として出力する。

[0083] ある好ましい実施形態において、あらかじめ複数の被検体から取得した厚さ変化波形を平均したものである。

[0084] ある好ま、実施形態にぉ、て、制御方法は、前記被検体の変形の周期に基づ!/、て、前記厚さ変化波形の周期を調整するステップ (G)をさらに包含し、前記ステップ（ C)は、周期が調整された厚さ変化波形と前記基準波形とに基づいて前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する。

[0085] ある好ましい実施形態において、制御方法は、前記周期が調整された厚さ変化波形の複数周期における平均を求めるステップ (H)をさらに包含し、前記ステップ (F) は、平均化された厚さ変化波形に基づいて、前記厚さ変化量推定部が前記係数、整合残差および最大厚さ変化量を算出する。

[0086] ある好ま、実施形態にお!、て、前記ステップ (H)は、前記平均を用いて前記厚さ変化波形の分散をさらに求め、前記ステップ (F)は、前記分散および前記整合残差に基づ!/ヽて、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定する。

[0087] ある好まヽ実施形態にお!ヽて、前記ステップ (F)は、前記分散、前記係数および前記整合残差に基づ!ヽて、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定する。

[0088] 本発明の制御方法は、超音波診断装置の制御部による超音波診断装置の制御方法であって、探触子を駆動して超音波を送信するステップと、応力によって周期的に変形する被検体において前記超音波が反射することにより得られるエコーを前記探触子により受信するステップと、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の任意の 2つの測定部位間の距離変化を示す厚さ変化波形を算出するステップと、前記被検体の変形の周期に基づいて、前記厚さ変化波形の周期を調整するステップと、前記周期が調整された厚さ変化波形の複数周期における平均および分散を求めるステップと、基準波形を生成するステップと、前記基準波形と前記平均化された厚さ変化波形とを比較することにより、最大厚さ変化量を算出するステップと、前記分散に基づ!/、て、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定するステップとを包含する。

[0089] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記最大厚さ変化量を算出するステップは、前記平均化された厚さ変化波形および前記基準波形の一方と、係数を乗じた他方との整合残差が最小となるように、前記係数を算出し、前記係数および前記基準波形の振幅力前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する。

[0090] ある好まヽ実施形態にお!ヽて、前記判定ステップは、前記分散および前記係数に基づいて前記最大厚さ変化量の信頼性を判定する。

[0091] ある好ましい実施形態において、制御方法は、前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報を受け取って、前記最大厚さ変化量から弾性率を求めるステップと、前記信頼性の判定結果に基づき、前記弾性率を表示するステップとをさらに包含する。

[0092] 本発明の制御方法は、超音波診断装置の制御部による超音波診断装置の制御方法であって、探触子を駆動して超音波を送信するステップ (A)と、複数の異なる組織を含んでおり、応力によって周期的に変形する被検体において前記超音波が反射することにより得られるエコーを前記探触子により受信するステップ (B)と、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の任意の 2つの測定部位間の距離変化を示す厚さ変化波形を算出するステップ (C)と、前記複数の組織にそれぞれ対応した複数の基準波形を生成するステップ (D)と、各基準波形と前記厚さ変化波形とを比較することにより、前記厚さ変化波形と各基準波形とがー致する度合いを示す指標を算出するステップ (E)と、前記指標に基づいて、前記厚さ変化波形を与えた 2つの測定部位間の組織が前記複数の組織の!/ヽずれに該当するかを判定するステップ (F)とを包含する。

[0093] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記ステップ (E)は、前記厚さ変化波形および前記各基準波形の一方と、係数を乗じた他方との整合残差が最小となるように、前記係数および前記係数を用いた場合の整合残差をそれぞれ算出し、前記係数および前記基準波形の振幅から、各基準波形を用いた場合における厚さ変化波形の最大厚さ変化量を求める。

[0094] ある好まヽ実施形態にお!ヽて、前記ステップ (E)におヽて前記各整合残差を前記指標として出力し、前記ステップ (F)は、最も小さい整合残差が得られた基準波形に対応する組織を前記厚さ変化波形を与えた 2つの測定部位間の組織として判定し、その基準波形を用いて得られた最大厚さ変化量を出力する。

[0095] ある好ま、実施形態にぉ、て、制御方法は、前記被検体の変形周期にお、て生じる前記応力の応力差の情報および前記ステップ (F)にお、て求めた最大厚さ変化量に基づ、て弾性率を求めるステップ (G)をさらに包含する。

[0096] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記基準波形は、あら力じめ複数の被検体の前記複数の組織力取得した厚さ変化波形を平均したものである。

[0097] ある好ま、実施形態にぉ、て、制御方法は、前記ステップ (F)における判定した結果に基づき、前記弾性率を表示するための画像データを生成するステップ (H)をさらに包含する。

[0098] ある好まヽ実施形態にお!ヽて、前記ステップ (F)は、前記各整合残差が所定の値より大きい場合、前記厚さ変化波形を与えた 2つの測定部位間の組織は、前記複数の組織の!/、ずれでもな、と判定する。

[0099] 本発明の制御方法は、超音波診断装置の制御部による超音波診断装置の制御方法であって、探触子を駆動して超音波を送信するステップ (A)と、応力によって周期的に変形する被検体において前記超音波が反射することにより得られるエコーを前記探触子により受信するステップ (B)と、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の任意の 2つの測定部位間の距離変化を示す厚さ変化波形を算出するステツプ (C)と、複数の粘性特性用基準波形を生成するステップ (D)と、前記複数の粘性特性用基準波形と前記厚さ変化波形とをそれぞれ比較することにより、前記厚さ変化波形と前記粘性特性用基準波形とがー致する度合いを示す粘性特性用指標をそれぞれ算出するステップ (F)と、前記粘性特性用指標に基づいて、粘性率を決定するステップ (G)とを包含する。

[0100] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記粘性特性用基準波形は、所定の粘性率を仮定した場合にぉ、て前記被検体の応力変化を示す情報に基づ、て得られる前記被検体の歪み波形であって、前記ステップ (G)は、前記粘性特性用指標のうちのもっとも小さ!/、値が得られた粘性特性用基準波形にぉ、て仮定されて、る粘性率を出力する。

[0101] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記ステップ (F)は、前記厚さ変化波形および前記各粘性特性用基準波形の一方に第 1の係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように前記係数を決定した場合における前記整合残差を、前記粘性特性用指標として出力する。

[0102] ある好まヽ実施形態にお!ヽて、前記被検体の応力変化を示す情報は前記被検体の血圧波形である。

[0103] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記ステップ (C)は、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の複数の測定部位の位置変化をそれぞれ示す移動波形を算出するステップと、前記移動波形に基づいて、前記 2つの測定部位間の厚さ変化波形を算出するステップとを含む。

[0104] ある好ま、実施形態にぉ、て、制御方法は、前記移動波形に基づ、て前記被検体に含まれる血管径変化波形を算出するステップ (H)をさらに包含し、前記被検体の応力変化を示す情報は、前記血管径波形を前記被検体の最高および最低血圧値で補正した波形である。

[0105] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記ステップ (C)は、前記被検体に含まれる血管壁の内腔に近接した位置における厚さ変化波形を生成し、前記ステップ (D)は、前記内腔に近接した位置における厚さ変化波形を前記被検体の最高および最低血圧値で補正した波形を前記被検体の応力変化を示す情報として用いる。

[0106] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記ステップ (D)は、弾性特性用基準波形をさらに生成し、前記ステップ (F)は、前記弾性特性用基準波形と前記厚さ変化波形とを比較することにより、前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する。

[0107] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記ステップ (F)は、前記厚さ変化波形および前記弾性特性用基準波形の一方に第 2の係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように前記第 2の係数を決定し、前記第 2の係数および前記弾性特性用基準波形の振幅から前記最大厚さ変化量を算出する。 [0108] ある好ましい実施形態において、制御方法は、前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報を受け取って、前記最大変化量から弾性率を求めるステツプ (I)をさらに包含する。

[0109] ある好ま、実施形態にぉ、て、前記ステップ (D)は、前記被検体の血圧変化波形に基づヽて前記弾性特性用基準波形を生成する。

発明の効果

[0110] 本発明によれば、基準波形と厚さ変化波形との比較に基づいて被検体内部の情報を求める。波形を比較することにより厚さ変化波形に突発的なノイズなどが重畳しても、より正確な最大厚さ変化量や、弾性率など被検体内部の情報を求めることが可能となる。したがって、本発明の超音波診断装置によれば、高い信頼性および精度で弾性率などの性状特性を測定することが可能となる。

[0111] また、基準波形と厚さ変化波形との一致の度合いを示す指標力求めた弾性率の信頼性を判定するため、信頼性の高い弾性率を求めることができる。

[0112] また、求めた弾性率がどの組織力も得られたものであるかを判定するため、弾性率を測定した部位の組織同定も可能となる。

[0113] また、基準波形と厚さ変化波形とを比較することにより、粘性率を推定するため、推定した粘性率力ゝら被検体組織の差異を識別することが可能となる。このため、弾性率の値では識別が困難であった組織を判別することも可能となる。

図面の簡単な説明

[0114] [図 1]本発明による超音波診断装置の第 1の実施形態を示すブロック図である。

[図 2]図 1の超音波診断装置の基準波形発生部において生成する基準波形を示している。

[図 3]図 1の超音波診断装置の厚さ変化波形算出部力出力される厚さ変化波形を示している。

圆 4]厚さ変化波形に含まれる情報を説明する図である。

[図 5]本発明による超音波診断装置の第 2の実施形態を示すブロック図である。

[図 6] (a)、（b)および (c)は、第 2の実施形態において、周期検出部から得られる心電波形、厚さ変化波形算出部から得られる厚さ変化波形および基準波形発生部から得られる基準波形をそれぞれ示して!/、る。

[図 7]本発明による超音波診断装置の第 2の実施形態の変形例を示すブロック図である。

[図 8]本発明による超音波診断装置の第 3の実施形態を示すブロック図である。圆 9] (a)および (b)は、第 3の実施形態において、周期検出部から得られる心電波形および周期調整部力得られる厚さ変化波形をそれぞれ示している。

圆 10]本発明による超音波診断装置の第 4の実施形態を示すブロック図である。圆 11]探触子によって計測される被検体の断面を模式的に示している。

圆 12] (a)および (b)は、第 4の実施形態において、基準波形発生部に入力される位置波形および基準波形発生部において生成する基準波形をそれぞれ示している。圆 13]第 4の実施形態において、厚さ変化波形算出部から出力される厚さ変化波形を示している。

圆 14]本発明による超音波診断装置の第 5の実施形態を示すブロック図である。圆 15]本発明による超音波診断装置の第 6の実施形態を示すブロック図である。

[図 16]第 6の実施形態にぉ、て用いる血圧波形の一例を示して！/、る。

圆 17]本発明による超音波診断装置の第 7の実施形態を示すブロック図である。圆 18]第 7の実施形態の信頼性判定部の動作を説明するフローチャートである。圆 19]本発明による超音波診断装置の第 8の実施形態を示すブロック図である。

[図 20] (a)および (b)は厚さ変化波形の平均の求め方をそれぞれ示す図である。圆 21]第 8の実施形態の信頼性判定部の動作を説明するフローチャートである。圆 22]本発明による超音波診断装置の第 9の実施形態を示すブロック図である。圆 23]被検体である血管壁の断面構造を模式的に示す図である。

[図 24] (a)、（b)および (c)は、血管壁の内膜、中膜および外膜の基準波形をそれぞれ示している。

[図 25]組織判定部の動作を説明するフローチャートである。

[図 26]画像表示部に表示される弾性率の 2次元マッピング画像の一例を示している。

[図 27]画像表示部に表示される弾性率の 2次元マッピング画像の他の例を示している。 [図 28]本発明による超音波診断装置の第 10の実施形態を示すブロック図である。圆1— 21—9]粘性率を求める方法を説明する図である。

[図 30]第 10の実施形態の他の構成を示すブロック図である。

[図 31]第 10の実施形態の他の構成を示すブロック図である。

圆 32]超音波エコー信号の位相差力も組織の追跡を行う方法を説明する図である。圆 33]探触子によって計測される被検体の断面を模式的に示している。

圆 34]被検体組織の追跡波形力も歪み量を求める方法を説明する図である。

圆 35]厚さ変化波形にノイズが重畳している場合に最大厚さ変化量に誤差が生じることを説明する図である。

符号の説明

粥種

12 被検体

31 血管前壁

32 血管腔

33 血管後壁

100 制御部

101 探触子

102 送信部

103 受信部

104 断層画像生成部

105 画像合成部

106 画像表示部

115 移動波形算出部

116 厚さ変化波形算出部

117A' 〜117H 基準波形発

118、 118， 118，，厚さ変化:

119 血 J土十

120 弾性率算出部 121 粘性率決定部

125 比較部

140 周期調整部

141 周期検出部

142 血管径算出部

151 演算部

170 平均化部

171、 171 ' 信頼性判定部

172 組織判定部

201〜210、 210' 210'，超音波診断装置

発明を実施するための最良の形態

[0116] (第 1の実施形態）

以下、本発明による超音波診断装置の第 1の実施形態を説明する。図 1は、超音波診断装置 201の構成を示すブロック図である。超音波診断装置 201は、送信部 102 、受信部 103、演算部 151、基準波形発生部 117Aおよび厚さ変化量推定部 118を備えている。また、これら超音波診断装置 201の各構成要素を制御するために超音波診断装置 201は制御部 100を備えて、る。

[0117] 送信部 102は、制御部 100の指令に基づいて、所定のタイミングで探触子 101を駆動する駆動信号を生成する。探触子 101は駆動信号に基づいて、超音波を送信する。送信された超音波は、応力によって周期的に変形している被検体へ到達し、被検体の内部において反射する。本実施形態では、被検体は動脈血管の血管壁を含み、被検体内部の情報である管壁の弾性率を求める。動脈血管には心周期に一致した周期で血液が流れるため、血液力受ける応力によって血管壁は周期的に変形する。

[0118] 受信部 103は、被検体から反射するエコーを探触子 101によって受信し、エコーを電気信号に変換し、増幅して、受信エコー信号を生成する。また、受信エコー信号をデジタル信号に変換する。

[0119] 送信部 102および受信部 103は、好ましくは、被検体を走査するように超音波を送信し、所定の位置および方向からの超音波のみを検出するよう、駆動信号や受信ェコー信号の遅延時間を制御する遅延時間制御部を含んで、ることが好まし、。また、探触子 101は複数の超音波振動子が配列されたアレイ振動子を含むことが好ましい

[0120] 演算部 151は、受信エコー信号を解析することにより、被検体の複数の測定部位の動きを追跡する。そして、被検体中の任意の 2つの測定部位間の距離変化である厚さ変化波形を生成する。このために、演算部 151は移動波形算出部 115と厚さ変化波形算出部 116とを含む。移動波形算出部 115は、受信エコー信号を受け取って、被検体中に設定した複数の測定部位 xiの位置変化である移動波形を式（1)および（ 2)にしたがって算出する。厚さ変化波形算出部 116は、複数の測定部位 X も選ばれる 2つの間の距離変化を示す厚さ変化波形を、 2つの測定部位の移動波形の差を求めることによって算出する。

[0121] 測定部位は、送信する超音波の周波数などによって定まる解像度に応じて、 1つの超音波ビーム上に複数設定することができる。したがって、超音波ビームを走査させることによって、 2次元に配列された測定部位の各移動波形を取得することができる。

[0122] 基準波形発生部 117Aは基準波形を出力する。この基準波形は、以下において詳細に説明するように、厚さ変化波形算出部 116において算出する厚さ変化波形の基準となるものである。本実施形態では、基準波形はあらかじめ計測などによって求められており、基準波形のデータが基準波形発生部 117Aに設けられた半導体メモリなどの記憶部に記憶されている。このように、基準波形発生部 117は、基準波形のデータそのものを記憶し、制御部 100の指令に基づき、基準波形のデータを出力してもよい。また、以下に他の実施形態で説明するように、外部から受け取るデータに基づいて、基準波形を生成し、出力してもよい。つまり、本願明細書において、基準波形発生部は基準波形を出力しさえすればよい。

[0123] 厚さ変化量推定部 118は、以下において詳細に説明するように、厚さ変化波形算出部 116から得られる厚さ変化波形と基準波形発生部 117A力得られる基準波形とを比較することによって、前記被検体内部の情報を求める。より具体的には、厚さ変化波形の最大変化量を算出する。この演算は、厚さ変化波形の周期ごとに行われる。この点で、厚さ変化波形の最大値と最小値とから最大変化量を求める従来技術と本発明とは大きく異なっている。

[0124] 超音波診断装置 201は、好ましくは、求めた最大変化量力も弾性率を算出する弾性率算出部 120をさらに備える。弾性率算出部 120は、血圧計 119など被検体に加えられた応力に関する情報を受け取る。たとえば、血圧計から、最高血圧と最低血圧との血圧差 Δ Ρを受け取る。そして、式 (6)にしたがって、血圧差 Δ Ρと最大厚さ変化量 AWとから弾性率 Erを求める。ここで基準厚さ Wsは、厚さ変化波形を求めた 2つの測定部位間の距離 (たとえば 400 m)であり、厚さ変化波形算出部 116で選択した 2つの測定部位の位置に応じて、あら力じめ設定される。このようにして、被検体の弾性率を求めることができる。

[0125] 求めた弾性率は被検体の断層画像とともに表示することが好ましい。これにより、測定部位の位置を分りやすく示すことができるからである。このために、超音波診断装置 201は、断層画像生成部 104と、画像合成部 105と、画像表示部 106とをさらに備えていることが好ましい。断層画像生成部 104は、フィルタおよび振幅検出器を含み、受信部 103から受け取った受信エコー信号の振幅を主として解析し、被検体の内部の構造を画像化した断層画像の画像信号を生成する。

[0126] 画像構成部 105は、画像信号および弾性率算出部 120から得られた弾性率のデータを受け取って、求めた弾性率が断層画像上の適切な位置にマッピングされるように、画像信号と弾性率のデータとを合成する。画像表示部 106は、合成された画像を表示する。

[0127] 次に、本発明の要部である基準波形発生部 117Aおよび厚さ変化量推定部 118の動作をさらに詳しく説明する。図 2は、基準波形発生部 117Aの記憶部に記憶されている基準波形 M (t)を示している。この波形は、あら力じめ、複数の被検者に対し厚さ変化波形の測定を行い、その一心周期分について平均を求めることによって得られている。基準波形 M (t)は、超音波診断装置 201によって測定する対象に応じてあら力じめ用意される。本実施形態では、動脈血管の血管壁の弾性率を求めるため、基準波形 M (t)〖こも複数の被検者力得られた動脈血管の血管壁の基準波形を用いる [0128] 基準波形 M (t)の振幅である AWは、基準値、たとえば 1 μ mとなるよう正規ィ匕されている。複数の被検者から得られたデータを平均化するため、実測したデータであつてもノイズの影響等は低減されて、る。

[0129] 図 3は、厚さ変化波形算出部 116から得られた厚さ変化波形 y(t)を示している。この厚さ変化波形は被検体を実際に計測することによって得られた波形の一心周期分である。 tはサンプリング時刻を表しており、サンプリング点数を N個とすると、 tは t=0 、 1、 · ' ·Ν—1で表される整数である。

[0130] 厚さ変化量推定部 118は、基準波形 M (t)および厚さ変化波形 y(t)を受け取り、厚さ変化波形 y(t)の振幅を何倍すると、基準波形 M (t)に最も類似するかを最小 2乗法により算出する。 y(t)に乗じる係数を kとしたとき、 M (t)と k'y(t)との差の 2乗を R とすると、 Rは式（7)で表される。

[0131] [数 1]

[0132] 係数 kを変数として式（7)を kで偏微分し、偏微分した式が 0となるとき、 2乗差 Rは最小となる。

[0133] [数 2]

^ = ²∑ (- Mり + y{t)f) =。（8) [0134] 式（8)を kについて解くと、式（9)が得られる。

[0135] [数 3]

[0136] 式（9)により得られる係数 kの値は、測定した厚さ変化波形 y(t)を k倍すると、振幅 1 μ mの基準波形 M (t)との差の 2乗が最小となり、 2つの波形力もっとも一致することを意味している。したがって、測定した厚さ変化波形 y(t)の振幅 Aは、以下の式（10 )により求められる。

[0137] A=l/k (^m) (10)

[0138] なお、上述の演算と同様に、基準波形 M(t)の振幅を何倍すれば実際の厚さ変化波形 y(t)に近づくかを算出してもよい。この場合、基準波形 M(t)に乗ずる係数を aとし、残差をとすれば、以下の式（11)で示される。

[0139] 画

[0140] R，を aで偏微分した値を 0と置き (式（ 12) )、係数 aにつ、て解くと式（ 13)が得られる。

[0141] [数 5]

2 (a{M{t)f -M{t)y(t)) =

[0142] [数 6]

[0143] この場合には、係数 aは、振幅 1 μ mの基準波形を a倍すると、実測の厚さ変化波形 y(t)との差の 2乗が最小となり、 2つの波形力もっとも一致することを意味している。したがって厚さ変化波形 y(t)の振幅 A'は式（14)により求められる。

[0144] A'=a (^m) (14)

[0145] このように、厚さ変化量推定部 118は、基準波形 M(t)および厚さ変化波形 y(t)を受け取り、式 (9)または式（13)を用いて、基準波形 M(t)と厚さ変化波形 y(t)の整合誤差が最小となる係数 kまたは係数 aを算出する。算出した係数 kまたは係数 aから、厚さ変化波形の振幅である最大厚さ変化量をさらに算出する。 [0146] 図 4は、弾性率が異なる血管壁力得られる厚さ変化波形 y (t)および y (t)の一心

0 1 周期分を模式的に示している。図 4に示すように、弾性率が異なることによって、振幅が相違している力 2つの厚さ変化波形の時間軸方向の変化は一致している。これは被検体が受ける応力変化である血圧の変化、あるいは、心臓の振動の様子は、理想的には、血管の硬さによらずほぼ一定であることを意味している。

[0147] 図 4に示すように、従来の方法によれば、厚さ変化波形の最大厚さ変化量を求める場合、厚さ変化波形の最大値 Wmaxおよび最小値 Wminを求める必要があった。これに対し、本発明では、厚さ変化波形と基準波形との全体の整合性を解析することによって最大厚さ変化量を推定する。上述したように、弾性率の違いによって厚さ変化波形の振幅のみが異なると仮定した場合において、一心周期分の厚さ変化波形の全体力最大厚さ変化量を推定することを意味して、る。

[0148] 図 4の厚さ変化波形 y (t)にお、て示して、るように、厚さ変化波形の最大値 Wma

0

Xおよび最小値 Wminは、厚さ変化波形 y (t)のそれぞれ一点で定まるものである。し

0

かし、厚さ変化波形の最大値 Wmaxおよび最小値 Wminの間の傾斜部分 al、 a2および a3の傾きは、最大値 Wmaxおよび最小値 Wminに応じて変化する。つまり、傾斜部分 al、 a2および a3の傾きは、最大値 Wmaxおよび最小値 Wminに関する情報を含んでいる。このため、厚さ変化波形にノイズが重畳することによって、最大値 Wm axや最小値 Wminが正しく得られな、場合であっても、厚さ変化波形の形状が著しく変形するほどにノイズが重畳しない限り、傾斜部分 al、 a2および a3を含む厚さ変化波形の全体力最大厚さ変化量を推定することが可能となる。

[0149] したがって、本発明によれば、突発的に混入するようなスパイク状ノイズなどのノイズの影響を受けにくぐ高い精度で最大厚さ変化量あるいは弾性率を求めることが可能となる。

[0150] なお、上述の説明から明らかなように、傾斜部分 al、 a2および a3にそれぞれ最大値 Wmaxや最小値 Wminの情報が含まれて、るため、厚さ変化波形の一心周期の一部を用いても、従来よりもノイズの影響が低減された最大厚さ変化量を推定することができる。ただし、選択する区間が長いほど推定する最大厚さ変化量の精度が高まるため、厚さ変化波形の一心周期全体を用いて基準波形と比較し、最大厚さ変化量を求めることが最も好ましい。このことは、式（13)を用いて以下のように説明できる。厚さ変化波形 y (t)を厚さ変化 s (t)とノイズ n (t)の和で表すと式（ 13)は以下のように表すことができる。

[0151] [数 7]

[0152] ノイズ n(t)がスパイクノイズやランダムノイズである場合、加算区間が長いほど式（1 3' )の分子の第 2項は第 1項に比べて小さくなる。したがって、厚さ変化 s (t)が基準波形と相似 (s (t) =a' 'M (t) )であり、加算区間が十分に長ぐ式（13' )の第 2項が無視できる場合には、式（13' )は以下の式（13' ' )と表せる。

[0153] [数 8]

[0154] したがって、真の係数 a'を推定できることになる。逆にこのことから、厚さ変化波形の全体を用いて基準波形と比較することによって、ノイズの影響が低減された厚さ変化量を推定できることが分力る。

[0155] 本発明では、基準波形と測定値とを用いて最大厚さ変化量および弾性率を求めるため、適切な基準波形を用意することが重要である。測定する被検体の部位によつて厚さ変化波形の時間方向の変化の様子が異なる場合には、部位に応じた基準波形を用意することが好ましい。具体的には、動脈血管の血管壁の弾性率を測定する場合には、血管壁の内膜、中膜および外膜に対してそれぞれ基準波形のデータを用意してもよい。複数の基準波形のデータを基準波形発生部 117Aにおいて記憶しておき、測定部位に合わせて基準波形のデータを切り換えることによって、より精密な厚さ変化量の推定が可能となる。 [0156] さらに、健常者用基準波形、糖尿病患者用基準波形、動脈硬化患者用基準波形等、被検者の状態ごとに複数の基準波形のデータを基準波形発生部 117Aの記憶部に記憶しておき、操作者の指示により基準波形を選択することも可能である。これにより、より精密な厚さ変化量の推定が可能となる。

[0157] (第 2の実施形態）

以下、本発明による超音波診断装置の第 2の実施形態を説明する。図 5は、超音波診断装置 202の構成を示すブロック図である。超音波診断装置 202は、周期調整部 140をさらに備えている点で第 1の実施形態の超音波診断装置 201とは異なっている。超音波診断装置 202の送信部 102、受信 103、演算部 151や厚さ変化量推定部 118は、第 1の実施形態の超音波診断装置 201の対応する構成要素と同様に機能する。

[0158] 周期調整部 140は、基準波形発生部 117Aで発生させた基準波形の周期が厚さ変化波形算出部 116で算出する厚さ変化波形の周期と一致するよう、基準波形の周期を調節する。このために、超音波診断装置 202は、被検体の応力変化の周期に関する情報を外部の周期検出部 141から受け取る。被検体が、動脈血管の血管壁である場合には、被検体の血圧変化、心電変化、心音変化などを用いることができる。たとえば、心臓の心拍周期を検出する心電計を周期検出部 141として好適に用いることがでさる。

[0159] 図 6 (a)、（b)および (c)は、周期検出部 141から得られる心電波形、厚さ変化波形算出部 116から得られる厚さ変化波形 y (t)および基準波形発生部 117Aから得られる基準波形 M (t)を示している。図 6 (a)に示すように、心電波形には R波が観測される。図 6 (a)および (b)から明らかなように、心電波形の周期と厚さ変化波形 y(t)の周期 Tyとは一致している。これは、動脈血管の血管壁の厚さ変化が心臓の鼓動によつて生じる血圧変化によって引き起こされているからである。

[0160] 一方、図 6 (b)および (c)から明らかなように、基準波形 M (t)の周期 Tmは、厚さ変化波形 y (t)の周期 Tyとは一致して、な、。

[0161] 周期調整部 140は、基準波形 M (t)および厚さ変化波形 y (t)の周期の不一致を解消するため、周期検出部 141から受け取る被検体の応力変化の周期に関する情報に基づき、基準波形 M (t)の周期を調節する。本実施形態では、周期調整部 140は心電波形の R波の周期を検出し、基準波形発生部 117Aが発生する基準波形 M (t) を時間方向に伸縮させる。時間方向に伸縮した基準波形は M' (t)は以下の式で示される。

[0162] M' (t) =M (t-Ty/Tm) (15)

[0163] ここで t'TyZTmが整数にならない場合には、 tと M (t)との関係を用いて補間値を生成する。 M (t)の値を十分細かなサンプリング単位で記憶しておき、最も近傍の値を代用値として用いることも可能である。

[0164] 厚さ変化量推定部 118において、 M， (t)と y (t)との時間的位相がずれていることを M' (t)と y(t)との相関演算などにより検出した場合には、基準波形発生部 117Aから基準波形を読み出すタイミングを適切にシフトさせることにより調整することができる

[0165] このようにして基準波形 M' (t)の周期と厚さ変化波形 y(t)の周期と一致させた後、厚さ変化量推定部 118において厚さ変化波形 y(t)の最大厚さ変化量を第 1の実施形態で説明したように求めることができる。

[0166] このように、本実施形態によれば、周期調整部 140によって、基準波形発生部 117 Aで生成する基準波形を被検体の応力周期に合わせることより、より精密な厚さ変化量および弾性率値の算出が可能となる。

[0167] なお、本実施形態では、基準波形の周期を調節したが、厚さ変化波形算出部 116 力得られる厚さ変化波形の周期が基準波形の周期と一致するよう厚さ変化波形の周期を調節してもよい。図 7に示す超音波診断装置 202'では、周期調整部 140は、厚さ変化波形算出部 116から得られる厚さ変化波形を受け取る。そして、周期検出部 141から得られる被検体に加わる応力に関する情報を受け取って、厚さ変化波形の周期を調整する。このような構成を用いても上述した効果を得ることができる。

[0168] また、不整脈などの理由により被検体の心周期が心拍間で異なり、厚さ変化波形の周期が一定ではない場合、周期調整部 140は、厚さ変化波形の周期のうち最も短い周期に合わせて、各周期のデータを抽出することによって、厚さ変化波形の周期を一定にしてもよい。具体的には、周期調整部 140は、最も短い心周期を T とした場合、厚さ変化波形の各心周期から、心電波形の R波をトリガとして、期間 T の間のデ

min

ータを抽出することによって厚さ変化波形の周期を一定にしてもよい。

[0169] この場合、 R波は収縮期の初期に観測されるため、このようなデータ抽出によって、拡張期におけるデータの一部が欠落してしまう心周期も生じる。しかし、同一の被検体において心拍間で心周期が異なる場合、心周期中の収縮期の長さはほとんど変化せず、拡張期の長さがおもに変動しているという特性がある。また、弾性特性の測定に必要な厚さ変化量の最大値および最小値は、収縮期において観測される。したがって、拡張期におけるデータが欠落しても弾性率の測定には大きな影響は生じないと考えられる。厚さ変化波形の周期を一定にした後、必要に応じて、上述したように基準波形と厚さ変化波形との周期を一致させてもょ、。

[0170] (第 3の実施形態）

以下、本発明による超音波診断装置の第 3の実施形態を説明する。図 8は、超音波診断装置 203の構成を示すブロック図である。超音波診断装置 203は、平均化部 17 0をさらに備えている点で第 2の実施形態の超音波診断装置 202'と異なっている。超音波診断装置 203の送信部 102、受信 103、演算部 151、厚さ変化量推定部 11 8や周期調整部 140は、第 2の実施形態の超音波診断装置 202'の対応する構成要素と同様に機能する。

[0171] 平均化部 170は、周期が調整された厚さ変化波形の複数周期における平均の波形を求める。図 9 (a)は、周期検出部 141から得られる被検体の変形の周期に関する情報の波形を示している。第 2の実施形態と同様、被検体の変形の周期に関する情報はたとえば、心電波形である。図 9 (b)は、周期調整部 140によって周期が調整された厚さ変化波形 y' (t)の y ' 1 (t)および y ' 2 (t)で示される 2周期分を示して、る。

[0172] 平均化部 170は、厚さ変化波形 y'(t)の各周期毎の波形の複数周期に渡る平均を求める。平均後の厚さ変化波形を Y(t)とすると、以下の式（16)によって求められる。

[0173] [数 9] y(^f) =全 (16) [0174] ここで y' ^t)は、潘目の心周期の厚さ変化波形を示し、 Lは平均を行う心周期の数を示す。平均化部 170において求められられた平均化された厚さ変化波形 Y (t)は、厚さ変化量推定部 118へ入力され、第 1の実施形態で説明したように最大厚さ変化量が算出される。周期が調整された厚さ変化波形を平均化部 170へ入力するので、厚さ変化波形の各周期は一定であり、平均化部 170では、単純な加算によって式（1 6)の演算を行うことが可能である。

[0175] 平均を行う心周期の数は任意に選択できる。計測した期間全体に渡る平均を求めてもよいし、平均を計算する心周期をリアルタイムでシフトさせながら、複数周期分の平均を求めてもよい。また、式（16)では、単純な加算平均を求めている力重み付け加算平均を求めてもよい。

[0176] 本実施形態によれば、平均化部 170における平均化により、厚さ変化波形に含まれるランダムノイズが低減される。このため、厚さ変化量推定部 118において、より正確な最大厚さ量を推定することが可能となり、弾性率の計算精度もさらに向上する。

[0177] (第 4の実施形態）

以下、本発明による超音波診断装置の第 4の実施形態を説明する。図 10は、超音波診断装置 204の構成を示すブロック図である。これまで説明してきた超音波診断装置では、測定によってあらかじめ得られた基準波形を用いて、厚さ変化波形の全体力も最大厚さ変化量を推定していた。これに対して、超音波診断装置 204では、被検体を計測することによって得られる測定部位の移動波形から基準波形を生成する。このために、超音波診断装置 204は、移動波形算出部 115から得られる移動波形に基づ、て基準波形を生成する基準波形発生部 117Bを備えて、る。

[0178] 図 11は、探触子 101によって計測される被検体 12の断面を模式的に示している。

被検体 12は動脈血管を含んでおり、動脈血管の軸に対して垂直な断面を測定するよう、超音波ビーム 20a、 20b、 20cが探触子 101から送信される。走査断面において、動脈血管は、血管前壁 31、血管腔 32および血管後壁 33を含んでいる。

[0179] 血管腔 32を流れる血液の圧力変化によって血管前壁 31および血管後壁 33は血液から応力を受け、拡張および収縮を周期的に繰り返す。超音波ビーム 20c上の微小幅をもつ血管前壁 31の血管領域 21aにおいて、 2点 piおよび p2間の距離変化である厚さ変化は、内膜側端 22aの移動により発生すると考えられる。したがって、内膜側端 22aの組織移動波形と piおよび p2間の層の厚さ変化波形とは相似していると考えられる。

[0180] 図 12 (a)は、移動波形算出部 115から得られるたとえば内膜側端 22aの移動波形 n (t)を示しており、図 12 (b)は、移動波形 n(t)に基づいて、基準波形発生部 117B において生成される基準波形 M (t)を示している。ここで、 tはサンプリング時刻を表しており、サンプリング点数を N個とすると、 tは t=0、 1、 · · ·Ν— 1を満たす整数である。移動波形 n(t)は、血管径が拡大する方向に測定点が移動する場合を正方向としている。これらの波形は一心周期分のみを示している。移動波形 n (t)の一心周期における最大値を Nmax、最小値を Nminとするとき、基準波形発生部 117は、基準波形 M (t)を移動波形 n (t)より次式で算出する。

[0181] [数 10]

M(t) =——― n(t) (17)

N - N . '

[0182] これにより、基準パターン波形 M (t)は、内膜側端 22aの波形 n(t)に比例し、振幅力の波形となる。

[0183] 図 13は、厚さ変化波形算出部 116から出力される実際に測定した一心周期分の厚さ変化波形 y(t)を示している。この厚さ変化波形 y (t)は、たとえば、図 11の測定位置 piにお、て得られる移動波形と測定位置 p2にお、て得られる移動波形との差を求めたものである。

[0184] 図 11に示すように、基準波形 M (t)および厚さ変化波形 y (t)は、ずれも超音波ビーム 20cから得られる受信エコー信号に基づいている。しかし、厚さ変化波形 y(t)は微小な 2点間の距離変化であるのに対して、基準波形 M (t)は移動波形 n(t)に基づ Vヽて、る。図 12 (a)に示すよう移動波形 n (t)の振幅 D1はたとえば数百 μ m程度であるのに対して、厚さ変化波形 y(t)の振幅 D2は数十/ z m程度である。このため、ノィズ影響が基準波形 M (t)では厚さ変化波形 y (t)に比べて格段に小さくなつて、る。

[0185] したがって、このようにして生成した基準波形を用い、厚さ変化量推定部 118において第 1の実施形態で説明したように、厚さ変化波形の全体力最大変化量を求めることにより、突発的に混入するようなスパイク状ノイズなどのノイズの影響を受けにくぐ高い精度で最大厚さ変化量あるいは弾性率を求めることが可能となる。特に、本実施形態によれば、基準波形 M (t)および厚さ変化波形 y(t)はいずれも同じ受信ェコー信号に基づいている。このため、周期調整部を設けなくとも 2つの波形の周期は一致しており、精度の高い最大厚さ変化量を求めることができる。また、心電計や血圧計など被検体の応力周期を示す外部の信号を必要としないため、計測を簡単に行うことができる。

[0186] (第 5の実施形態）

以下、本発明による超音波診断装置の第 5の実施形態を説明する。図 14は、超音波診断装置 205の構成を示すブロック図である。超音波診断装置 205は、血管径算出部 142をさらに備えている点で第 4の実施形態の超音波診断装置 204と異なつている。

[0187] 血管径算出部 142は、移動波形算出部から移動波形を受け取って、被検体中の動脈血管の内径または外径の血管径波形を算出する。基準波形発生部 117は、血管径算出部 142から血管径波形を受け取り、血管径波形に基づいて、基準波形を生成する。より具体的には、まず、血管腔 32を定めるため、図 11に示すように、たとえば、血管壁の内膜側端 22aおよび内膜側端 22bの位置を特定する。この位置の特定は、操作者が画像表示部 106に表示された動脈血管の断面画像を観察し、断面画像上においてこれらの位置を指定してもよいし、受信エコー信号を解析することにより制御部 100が自動的に行ってもよい。内膜側端 22aの移動波形を ia (t)、内膜側端 22bの移動波形を ib (t)とすると、血管径波形 L (t)は、以下の式（18)で表される。

[0188] L (t) =ia (t) +ib (t) (18)

[0189] ここで、 ia (t)および ib (t)の符号は、血管径が増す方向を正とする。上述したように血管の外径変化波形を求めてもょ、。

[0190] 基準波形発生部 117は、血管径波形 L (t)を受け取り、式（17)において移動波形 n (t)の換わりに血管径波形 L (t)を用いて基準波形 M (t)を生成する。これにより、第 4の実施形態と同様にして最大厚さ変化量あるいは弾性率を求めることが可能となる [0191] 本実施形態において、基準波形の生成に用いる血管径波形は、血管径の変化を示しており、血管を流れる血液の圧力と強い相関がある。また、血管壁の変形あるいは厚さ変化は、血圧と相関がある。このため、血管壁内の 2点の距離変化である厚さ変化は血管径の変化と相関があり、血管径波形を好適に基準波形の生成に利用できる。

[0192] 特に、血管径を定める内膜側端 22aと内膜側端 22bとは血圧によって逆方向に移動するため、血管径波形 L (t)の振幅は、移動波形 ia (t)や移動波形 ib (t)の約 2倍となる。このため、血管径波形 L (t)ではノイズの影響が抑制されており、生成する基準波形におけるノイズの影響も小さい。したがって、より精密な厚さ変化量および弾性率値の算出が可能となる。

[0193] (第 6の実施形態）

以下、本発明による超音波診断装置の第 6の実施形態を説明する。図 15は、超音波診断装置 206の構成を示すブロック図である。第 4の実施形態では、基準波形発生部 117Bは、移動波形に基づいて、基準波形を生成していた。本実施形態では、基準波形発生部 117Cは、外部から血圧波形を受け取り、血圧波形に基づいて基準波形を生成する。

[0194] 基準波形発生部 117Cに入力する血圧波形は、被検体の動脈血管の血圧変化を示すものであり、リアルタイム血圧計 150などによって取得される。

[0195] 図 16は、血圧波形の一例を示している。血圧の変化は、図 12 (a)に示す移動波形 n (t)とほぼ一致する。基準波形発生部 117Cは血圧波形を受け取り、式（17)にした力 Sつて基準波形 _M (t)を生成する。血管壁内の 2点の距離変化である厚さ変化は、血圧変化により生じ、厚さ変化と血圧変化とは相関があるので、血圧波形を好適に基準波形の生成に利用できる。このため、生成した基準波形を用いてより精密な厚さ変化量および弾性率値を算出することができる。

[0196] (第 7の実施形態）

以下、本発明による超音波診断装置の第 7の実施形態を説明する。図 17は、超音波診断装置 207の構成を示すブロック図である。超音波診断装置 207は、送信部 10 2、受信部 103、演算部 151、基準波形発生部 117D、厚さ変化量推定部 118 'および信頼性判定部 171を備えている。また、これら超音波診断装置 207の各構成要素を制御するために、超音波診断装置 207は制御部 100を備えて、る。

[0197] 送信部 102および受信部 103は第 1の実施形態の送信部 102および受信部 103と同様に機能する。具体的には、送信部 102は、制御部 100の指令に基づいて、探触子 101を所定のタイミングで駆動する駆動信号を生成する。探触子 101は駆動信号に基づいて、超音波を送信する。送信された超音波は、応力によって周期的に変形している被検体へ到達し、被検体の内部において反射する。本実施形態では、被検体は動脈血管の血管壁を含み、超音波診断装置 207は血管壁の弾性率を求める。動脈血管には心周期に一致した周期で血液が流れるため、血液力受ける応力によつて血管壁は周期的に変形する。

[0198] 受信部 103は、被検体から反射するエコーを探触子 101によって受信する。具体的には、エコーを探触子 101が電気信号に変換し、受信部 103は、電気信号を増幅して、受信エコー信号を生成する。また、受信エコー信号をデジタル信号に変換する

[0199] 送信部 102および受信部 103は、好ましくは、遅延時間制御部を含んでおり、駆動信号や受信エコー信号の遅延時間を制御することにより、被検体を走査するように超音波を送信し、所定の位置および方向からの超音波のみを検出する。また、探触子 101は複数の超音波振動子が配列されたアレイ振動子を含むことが好ましい。

[0200] 演算部 151も第 1の実施形態の演算部 151と同様に機能する。具体的には、演算部 151は、受信エコー信号を解析することにより、被検体の複数の測定部位の動きを追跡する。そして、被検体中の任意の 2つの測定部位間の距離変化である厚さ変化波形を生成する。このために、演算部 151は移動波形算出部 115と厚さ変化波形算出部 116とを含む。移動波形算出部 115は、受信エコー信号を受け取って、被検体中に設定した複数の測定部位の位置変化である移動波形を式（1)および (2)にした力 Sつて算出する。厚さ変化波形算出部 116は、複数の測定部位力選ばれる 2つの間の距離変化を示す厚さ変化波形を 2つの測定部位の移動波形の差を求めることによって算出する。 [0201] 測定部位は、送信する超音波の周波数などによって定まる解像度に応じて、 1つの超音波ビーム上に複数設定することができる。したがって、超音波ビームを走査させることによって、 2次元に配列された測定部位の各移動波形を取得することができる。

[0202] 基準波形発生部 117Dは、基準波形を生成する。この基準波形は、厚さ変化波形算出部 116において算出する厚さ変化波形の基準となるものである。本実施形態では、基準波形はあら力じめ計測などによって求められており、基準波形のデータが基準波形発生部 117Dに設けられた半導体メモリなどの記憶部に記憶されている。

[0203] 厚さ変化量推定部 118'は、第 1の実施形態で説明したように、厚さ変化波形算出部 116から得られる厚さ変化波形と基準波形発生部 117D力得られる基準波形とを比較することによって、厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する。またこれら 2つの波形がどの程度一致しているかを示す指標を算出する。より具体的には、厚さ変化量推定部 118'は、厚さ変化波形および基準波形の一方と、係数を乗じた他方との整合残差が最小となるように係数およびその係数を用いた場合の整合残差とを算出する。そして、係数および基準波形の振幅力も厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する。

[0204] 信頼性判定部 171は、厚さ変化量推定部 118'によって求められた整合残差を受け取り、整合残差の値に基づいて、最大厚さ変化量または弾性率の信頼性を判定する。

[0205] 超音波診断装置 207は、好ましくは、求めた最大厚さ変化量力弾性率を算出する弾性率算出部 120をさらに備える。弾性率算出部 120は、血圧計 119など被検体に加えられた応力に関する情報を受け取る。たとえば、血圧計から、最高血圧と最低血圧との血圧差 Δ Ρを受け取る。そして、式 (6)にしたがって、血圧差 Δ Ρと最大厚さ変化量とから弾性率 Erを求める。ここで基準厚さ Wsは、厚さ変化波形を求めた 2つの測定部位間の距離 (たとえば 400 m)であり、厚さ変化波形算出部 116で選択した 2つの測定部位の位置に応じて、あら力じめ設定される。このようにして、被検体の弾性率を求めることができる。

[0206] 求めた弾性率は被検体の断層画像とともに表示することが好ましい。これにより、測定部位の位置を分りやすく示すことができるからである。このために、超音波診断装置 207は、断層画像生成部 104と、画像合成部 105と、画像表示部 106とをさらに備えていることが好ましい。断層画像生成部 104は、フィルタおよび振幅検出器を含み、受信部 103から受け取った受信エコー信号の振幅を主として解析し、被検体の内部の構造を画像化した断層画像の画像信号を生成する。

[0207] 画像合成部 105は、画像信号および弾性率算出部 120から得られた弾性率のデータを受け取って、求めた弾性率が断層画像上の適切な位置にマッピングされるように、画像信号と弾性率のデータとを合成する。このとき、信頼性判定部 171から弾性率を算出するために用いた最大厚さ変化量の信頼性に関する判定結果を受け取り、判定結果に基づき、弾性率を表示する。たとえば、信頼性が低いと判定された最大厚さ変化量に基づいて算出された弾性率を表示しないようにする。これにより、画像表示部 106には、信頼性の高い弾性率だけが表示されるため、画像表示部 106に示された弾性率に基づき、信頼性の高!ヽ診断を行うことができる。

[0208] 次に、本発明の要部である基準波形発生部 117D、厚さ変化量推定部 118'および信頼性判定部 171の動作をさらに詳しく説明する。

[0209] 第 1の実施形態で説明したように、基準波形発生部 117Dは、図 2に示す、基準波形 M (t)のデータを記憶している。この波形は、あら力じめ、複数の被検者に対し厚さ変化波形の測定を行い、その一心周期分について平均を求めることによって得られている。基準波形 M (t)は、超音波診断装置 207によって測定する対象に応じてあら力じめ用意される。本実施形態では、動脈血管の血管壁の弾性率を求めるため、基準波形 M (t)〖こも複数の被検者力得られた動脈血管の血管壁の基準波形を用いる

[0210] 基準波形 M (t)の振幅である AWは、基準値、たとえば 1 μ mとなるよう正規ィ匕されている。複数の被検者から得られたデータを平均化するため、実測したデータであつてもノイズの影響等は低減されて、る。

[0211] 本発明では、基準波形と測定値とを用いて最大厚さ変化量および弾性率を求めるため、適切な基準波形を用意することが重要である。測定する被検体の部位によつて厚さ変化波形の時間方向の変化の様子が異なる場合には、部位に応じた基準波形を用意することが好ましい。具体的には、動脈血管の血管壁の弾性率を測定する場合には、血管壁の内膜、中膜および外膜に対してそれぞれ基準波形のデータを用意してもよい。複数の基準波形のデータを基準波形発生部 117Dにおいて記憶しておき、測定部位に合わせて基準波形のデータを切り換えることによって、より精密な厚さ変化量の推定が可能となる。

[0212] さらに、健常者用基準波形、糖尿病患者用基準波形、動脈硬化患者用基準波形等、被検者の状態ごとに複数の基準波形のデータを基準波形発生部 117Dの記憶部に記憶しておき、操作者の指示により基準波形を選択することも可能である。これにより、より精密な厚さ変化量の推定が可能となる。

[0213] 第 1の実施形態で説明したように、図 3は、厚さ変化波形算出部 116から得られる厚さ変化波形 y(t)を示している。この厚さ変化波形は被検体を実際に計測することによって得られた波形の一心周期分である。 tはサンプリング時刻を表しており、サンプリング点数を N個とすると、 tは t=0、 1、 · · ·Ν—1で表される整数である。

[0214] 第 1の実施形態で説明したように、厚さ変化量推定部 118'は、基準波形 M (t)および厚さ変化波形 y(t)を受け取り、厚さ変化波形 y(t)の振幅を何倍すると、基準波形 M (t)に最も類似する力を最小 2乗法により算出する。 y(t)に乗じる係数を kとしたとき、 M (t)と k'y(t)との差の 2乗を Rとすると、 Rは第 1の実施形態で説明した式 (7)で表される。

[0215] 係数 kを変数として式 (7)を kで偏微分し (式 (8) )、偏微分した式が 0となるとき、 2乗差 Rは最小となる。式 (8)を kについて解くと、式（9)が得られる。

[0216] 式（9)により得られる係数 kの値は、測定した厚さ変化波形 y(t)を k倍すると、振幅 1 μ mの基準波形 M (t)との差の 2乗が最小となり、 2つの波形力もっとも一致することを意味している。したがって、測定した厚さ変化波形 y(t)の振幅 Aは、式（10)により求められる。

[0217] 厚さ変化量推定部 118'は、さらに式（9)で求めた kの値を式（7)へ代入し、 Rを求める。 kは 2乗差 Rが最小となるように定められているので、このときの Rを R とする。

min つまり以下の式（19)によって R を求める。

min

[0218] [数 11]

[0219] R は、基準波形 M(t)と係数 kを乗じた厚さ変化波形 y(t)との整合残差を示して

min

いる。

[0220] なお、第 1の実施形態でも説明したように、厚さ変化量推定部 118'は、基準波形 M

(t)の振幅を何倍すれば実際の厚さ変化波形 y(t)に近づくかを算出してもよい。この場合、基準波形 M(t)に乗ずる係数を aとし、残差をとすれば、第 1の実施形態で説明した式（11)で示される。

[0221] R'を aで偏微分した値を 0と置き (式（12))、係数 aについて解くと式（13)が得られる。この場合には、係数 aは、振幅 1 μ mの基準波形を a倍すると、実測の厚さ変化波形 y (t)との差の 2乗が最小となり、 2つの波形力もっとも一致することを意味している。したがって厚さ変化波形 y(t)の振幅 A'は式（14)により求められる。

[0222] また、整合残差 R' は以下の式（20)によって求められる。

min

[0223] [数 12]

[0224] このように、厚さ変化量推定部 118'は、基準波形 M(t)および厚さ変化波形 y(t)を受け取り、式 (9)または式（13)を用いて、基準波形 M(t)と厚さ変化波形 y(t)の整合誤差が最小となる係数 kまたは係数 aを算出する。算出した係数 kまたは係数 aから、厚さ変化波形の振幅である最大厚さ変化量をさらに算出する。また、式（19)または式 (20)を用いて、整合残差 R または R' を算出し、信頼性判定部 171へ出力する

min min

[0225] 基準波形 M(t)と厚さ変化波形 y(t)との比較により最大厚さ変化量が求められる理由は、図 4を参照して第 1の実施形態で説明したとおりである。したがって、本発明によれば、突発的に混入するようなスパイク状ノイズなどのノイズの影響を受けにくぐ高 V、精度で最大厚さ変化量ある!/、は弾性率を求めることが可能となる。

[0226] また、第 1の実施形態で説明したように、厚さ変化波形の一心周期の一部を用いても、従来よりもノイズの影響が低減された最大厚さ変化量を推定することができる。ただし、選択する区間が長いほど推定する最大厚さ変化量の精度が高まるため、厚さ変化波形の一心周期全体を用いて基準波形と比較し、最大厚さ変化量を求めることが最も好ましい。

[0227] 信頼性判定部 171は、整合残差 R または R' を受け取って、整合残差 R または

min min min

R' の値から、厚さ変化量推定部 118'が算出した最大厚さ変化量または弾性率算 min

出部 120が算出した弾性率が信頼性の高いものであるかどうかを判定する。図 18は、整合残差 R を受け取った場合における信頼性判定部 171の動作をフローチヤ

min 一トで示している。図 18に示すように、信頼性判定部 171は、整合残差 R を受け取り

min

、信頼性判定動作を開始する (ステップ 301)。まず、信頼性判定部 171は整合残差 R と所定の閾値 TH2とを比較する (ステップ 302)。受け取った整合残差 R が所定 min min の閾値 TH2よりも小さくない場合、基準波形 M (t)と係数 kを乗じた厚さ変化波形 y(t )とがー致していないことを意味している。したがって、このとき求められた最大厚さ変化量および最大厚さ変化量を用いて計算された弾性率は正 U、値でな!、可能性が高く、信頼性は低、と判定する (ステップ 305)。

[0228] 受け取った整合残差 R が所定の閾値 TH2よりも小さい場合、基準波形 M (t)と係

min

数 kを乗じた厚さ変化波形 y(t)とがよく一致していることを意味する。ただし、この場合、係数 kが負の値をとることによって整合残差 R が所定の閾値 TH2よりも小さくな

min

つていることが考えられる。つまり、基準波形 M (t)と厚さ変化波形 y(t)との振幅が互いに反転している。信頼性判定部 171はこのような可能性を排除するため、好ましくは、厚さ変化量推定部 118'から係数 kを受け取り、係数 kの符号を判断する (ステツプ 303)。係数 kが正でない場合には、上述したように基準波形 M (t)と厚さ変化波形 y (t)とが互いに反転しているので、このとき求められた最大厚さ変化量および最大厚さ変化量を用いて計算された弾性率は正し、値でな!、可能性が高ぐ信頼性は低ヽと判定する (ステップ 306)。係数 kが正である場合には、最大厚さ変化量および弾性率は正、値であり、信頼性は高!、と判定する (ステップ 304)。

[0229] 信頼性判定部 171はこれらの判定結果を画像合成部 105へ出力する。画像合成部 105は判定結果に基づき、上述したように弾性率を表示する。弾性率を二次元で算出する場合には、各位置において、厚さ変化波形 y(t)を算出し、上述した厚さ変化推定部 118'における演算および信頼性判定部 171における判定を行うことによつて、二次元で表示される各位置における弾性率につ!ヽて信頼性の判定を行う。

[0230] 弾性率の表示方法は、任意に選択できる。たとえば、弾性率をその値に応じた諧調あるいは色調で表示し、信頼性が低いと判定された弾性率は、これらの諧調や色調とは異なる目立つ色調で表示してもよい。あるいは、信頼性が低いと判定された弾性率の領域がある場合、周囲の信頼性が高、と判定された弾性率の値を用いて補間を行い、補間によって求めた値を用いてその領域の弾性率を示してもよい。また、信頼性が低いと判定された弾性率の領域が全体に対して所定の割合以上含まれる場合には、その心周期の弾性率を示す画像全体を表示しなヽようにしてもょ、。

[0231] 超音波診断装置 207によれば、基準波形と厚さ変化波形と比較することにより最大厚さ変化量を推定する。このため、厚さ変化波形に突発的なノイズなどが重畳しても、より正確な最大厚さ変化量および弾性率を求めることが可能となる。また、求めた弹性率の信頼性を基準波形 M (t)と厚さ変化波形 y(t)との整合残差によって判断するため、測定が正しく行われているかどうかを操作者が判断することができる。したがつて、超音波診断装置 207を用いて高ヽ信頼性および精度で弾性率を測定することが可能となる。特に、断層画像上では判別し難い病変部位であっても、弾性率が周囲と異なって!/、れば、高、確度で病変部位を特定することができる。

[0232] (第 8の実施形態）

以下、本発明による超音波診断装置の第 8の実施形態を説明する。図 19は、超音波診断装置 208の構成を示すブロック図である。超音波診断装置 208は、周期調整部 140および平均化部 170をさらに備えている点で第 7の実施形態の超音波診断装置 207とは異なっている。超音波診断装置 208の送信部 102、受信 103、演算部 15 1や厚さ変化量推定部 118'は、第 7の実施形態の超音波診断装置 207の対応する構成要素と同様に機能する。 [0233] 第 2の実施形態で説明したように、周期調整部 140は、厚さ変化波形算出部 116で算出する厚さ変化波形の周期が基準波形発生部 117Dで発生させた基準波形の周期と一致するよう、厚さ変化波形の周期を調節する。このために、超音波診断装置 2 08は、被検体の応力変化の周期に関する情報を外部の周期検出部 141から受け取る。被検体が動脈血管の血管壁である場合には、被検体の血圧変化、心電変化、心音変化などを用いることができる。たとえば、心臓の心拍周期を検出する心電計を周期検出部 141として好適に用いることができる。

[0234] 周期検出部 141から得られる心電波形、厚さ変化波形算出部 116から得られる厚さ変化波形 y(t)および基準波形発生部 117D力得られる基準波形 M (t)はそれぞれ、図 6 (a)、（b)および (c)に示すとおりである。図 6 (a)に示すように、心電波形には R波が観測される。図 6 (a)および (b)から明らかなように、心電波形の周期と厚さ変化波形 y (t)の周期 Tyとは一致している。これは、動脈血管の血管壁の厚さ変化が心臓の鼓動によって生じる血圧変化によって引き起こされているからである。一方、図 6 (b)および (c)から明らかなように、基準波形 M (t)の周期 Tmは、厚さ変化波形 y(t) の周期 Tyとは一致して!/、な!/、。

[0235] 周期調整部 140は、基準波形 M (t)および厚さ変化波形 y (t)の周期の不一致を解消するため、周期検出部 141から受け取る被検体の応力変化の周期に関する情報に基づき、厚さ変化波形 y (t)の周期を調節する。本実施形態では、周期調整部 140 は心電波形の R波の周期を検出し、厚さ変化波形算出部 116が算出した厚さ変化波形 y (t)を時間方向に伸縮させる。時間方向に伸縮し、周期が調整された厚さ変化波形 y' (t)は以下の式（21)で示される。

[0236] y' (t) =M (t-Tm/Ty) (21)

[0237] ここで t XTmZTyが整数にならない場合には、 tと y (t)との関係を用いて補間値を生成する。 y(t)の値を十分細かなサンプリング単位で記憶しておき、最も近傍の値を代用値として用いることも可能である。

[0238] 平均化部 170は、周期が調整された厚さ変化波形 y' (t)の複数周期における平均の波形を求める。平均の演算は、種々の方法力選択できる。たとえば、図 20 (a)に示すように、平均を求める複数の周期を逐次シフトさせる移動平均を用いる場合には、式 (22)によって平均化後の厚さ変化波形 u (t)を求めることができる,

m

[0239] [数 13]

[0240] ここで y' (t)は、潘目の周期が調整された厚さ変化波形を示し、 Lは平均を求める心周期の数を示す。また、式 (22)によって m番目の周期の厚さ変化波形が得られることを示している。また、図 20 (b)に示すように、 L個ごとに平均を求める場合には、式 (23)によって平均後の厚さ変化波形 V (t)を求めることができる。

m

[0241] [数 14]

1 (m+l)xl-l

m( = Υ ; (り (23)

[0242] 平均を行う心周期の数 Lは任意に選択できる。また、式（22)および（23)では、単純な加算平均を求めている力重み付け加算平均を求めてもよい。式（22)にしたがつて平均を求める場合、平均化された厚さ変化波形 u (t)は、厚さ変化波形 y' (t)と

m

同数の周期数を含み、式 (23)にしたがって平均を求める場合、平均化された厚さ変化波形 v(t)の周期数は、厚さ変化波形 y' (t)の 1ZLになる。

[0243] 平均化部 170は、さらに平均を求めた期間における各周期での信号の分散 σ ²を

m 以下の式（24)または式（25)によって求める。

[0244] [数 15]

^ = 2 7∑ ': ノ（²⁴)

[0245] [数 16]

[0246] 分散 σ ま、平均を求めた期間における信号のばらつきの度合いを示す値であり、 m

平均後の厚さ変化波形の周期毎に求められる。この分散 _σ ²は、信頼性判定部 171

m

'へ入力される。

[0247] 平均化部 170において求められた平均化された厚さ変化波形 u (t) (または v (t) )

m

は、厚さ変化量推定部 118'へ入力され、 y(t)の換わりに u (t) (または v(t) )を用い

m

て第 1の実施形態で説明したように最大厚さ変化量および整合残差 R

minが算出される。

[0248] 信頼性判定部 171 'は、第 1の実施形態で説明した整合残差 R に加え、分散 σ ²

min m を用いて、最大厚さ変化量および弾性率の信頼性を判定する。図 21は、整合残差 R および分散 σ ²を受け取った場合における信頼性判定部 171 'の動作をフローチ min m

ヤートで示している。図 21に示すように、信頼性判定部 171 'は、整合残差 R およ

min び分散 σ ²を受け取り、信頼性判定動作を開始する (ステップ 311)。まず、分散 σ ²

m m と所定の閾値 TH1とを比較する (ステップ 312)。分散 σ ²が所定の閾値 TH1よりも

m

小さくない場合、弾性率を求めた平均化された厚さ変化波形 u (t)において、心拍間

m

でデータのばらつきが大き力つたことを示している。したがって、得られた弾性率は信頼性が低いと判定する (ステップ 316)。

[0249] 分散 σ ²が所定の閾値 TH1よりも小さい場合には、整合残差 R と所定の閾値 ΤΗ

m min

2との比較を行う（ステップ 313)。整合残差 R が所定の閾値 TH2よりも小さくない場

min

合、基準波形 M (t)と係数 kを乗じた厚さ変化波形 y (t)とが一致して、な、ことを意味している。したがって、このとき求められた最大厚さ変化量および最大厚さ変化量を用いて計算された弾性率は正ヽ値でな!、可能性が高く、信頼性は低ヽと判断する（ステップ 317)。

[0250] 整合残差 R が所定の閾値 TH2よりも小さい場合、基準波形 M (t)と係数 kを乗じ

min

た厚さ変化波形 y (t)とがよく一致していることを示している。ただし、第 1の実施形態で説明したように、係数 kが負の値をとることによって整合残差 R が所定の閾値 TH

min

2よりも小さくなつていることも考えられる。このため、信頼性判定部 171は厚さ変化量推定部 118'から係数 kを受け取り、係数 kの符号を判断する (ステップ 314)。係数 k が正でな!ヽ場合には、上述したように基準波形 M (t)と係数 kを乗じた厚さ変化波形 y (t)とが互いに反転しているので、このとき求められた最大厚さ変化量および最大厚さ変化量を用いて計算された弾性率は正、値でな!、可能性が高ぐ信頼性は低ヽと判断する (ステップ 318)。係数 kが正である場合には、最大厚さ変化量および弾性率は正しい値であり、信頼性は高いと判定する (ステップ 315)。

[0251] 信頼性判定部 171 'はこれらの判定結果を画像合成部 105へ出力し、第 1の実施形態で説明したように画像合成部 105が判定結果に基づき、弾性率を表示する。

[0252] 超音波診断装置 208によれば、基準波形と厚さ変化波形との整合残差に加えて厚さ変化波形の分散に基づいて最大厚さ変化量および弾性率の信頼性を判定する。このため、より正確に最大厚さ変化量および弾性率の信頼性を判定することが可能となる。

[0253] なお、本実施形態では、基準波形と厚さ変化波形との整合残差および厚さ変化波形の分散に基づ、て最大厚さ変化量および弾性率の信頼性を判定して、るが、厚さ変化波形の分散にのみ基づいて最大厚さ変化量および弾性率の信頼性を判定してもよい。厚さ変化波形の分散が所定の閾値以下であるということは、基準波形と一致したばらつきの少ない厚さ変化波形が連続している可能性が高ぐ基準波形と一致しなヽ不適切な厚さ変化波形が小さいばらつきで連続する可能性は少な、からである。また、この場合には、整合残差は求めなくてもよい。

[0254] また、上記各実施形態では、弾性率を表示して!/ヽるが、信頼性判定部の判定結果に基づ!/、て、最大厚さ変化量や歪み量を表示してもよヽ。

[0255] (第 9の実施形態）

以下、本発明による超音波診断装置の第 9の実施形態を説明する。図 22は、超音波診断装置 209の構成を示すブロック図である。超音波診断装置 209は、送信部 10 2、受信部 103、演算部 151、基準波形発生部 117E、厚さ変化量推定部 118' 'および組織判定部 172を備えている。また、これら超音波診断装置 209の各構成要素を制御するために、超音波診断装置 209は制御部 100を備えて、る。

[0256] 超音波診断装置 209の送信部 102、受信部 103および演算部 151、は、第 1の実施形態あるいは第 7の実施形態の対応する構成要素と同様に機能する。具体的には、送信部 102は、制御部 100の指令に基づいて、探触子 101を所定のタイミングで駆動する駆動信号を生成する。探触子 101は駆動信号に基づいて、超音波を送信する。送信された超音波は、応力によって周期的に変形している被検体へ到達し、被検体の内部において反射する。本実施形態では、被検体は動脈血管の血管壁を含み、超音波診断装置 209は血管壁の弾性率を求める。動脈血管には心周期に一致した周期で血液が流れるため、血液力受ける応力によって血管壁は周期的に変形する。

[0257] 受信部 103は、被検体から反射するエコーを探触子 101によって受信する。具体的には、エコーを探触子 101が電気信号に変換し、受信部 103は、電気信号を増幅して、受信エコー信号を生成する。また、受信エコー信号をデジタル信号に変換する

[0258] 送信部 102および受信部 103は、好ましくは、遅延時間制御部を含んでおり、駆動信号や受信エコー信号の遅延時間を制御することにより、被検体を走査するように超音波を送信し、所定の位置および方向からの超音波のみを検出する。また、探触子 101は複数の超音波振動子が配列されたアレイ振動子を含むことが好ましい。

[0259] 演算部 151は、受信エコー信号を解析することにより、被検体の複数の測定部位の動きを追跡する。そして、被検体中の任意の 2つの測定部位間の距離変化である厚さ変化波形を生成する。このために、演算部 151は移動波形算出部 115と厚さ変化波形算出部 116とを含む。移動波形算出部 115は、受信エコー信号を受け取って、被検体中に設定した複数の測定部位の位置変化である移動波形を式（1)および (2

)にしたがって算出する。厚さ変化波形算出部 116は、複数の測定部位力選ばれる 2つの間の距離変化を示す厚さ変化波形を 2つの測定部位の移動波形の差を求めることによって算出する。

[0260] 測定部位は、送信する超音波の周波数などによって定まる解像度に応じて、 1つの超音波ビーム上に複数設定することができる。したがって、超音波ビームを走査させることによって、 2次元に配列された測定部位の各移動波形を取得することができる。

[0261] 基準波形発生部 117Eは、基準波形を生成する。この基準波形は、厚さ変化波形算出部 116において算出する厚さ変化波形の基準となるものである。本実施形態では、基準波形は、被検体中の測定対象領域に含まれる異なる組織ごとに用意される。基準波形は、たとえば、あら力じめ計測などによって求められており、基準波形のデータが基準波形発生部 117Eに設けられた半導体メモリなどの記憶部に記憶されている。

[0262] 厚さ変化量推定部 118' 'は、第 11および第 7の実施形態で説明したように、厚さ変化波形算出部 116から得られる厚さ変化波形と基準波形発生部 117Eから得られる各基準波形とを比較することによって、厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出し、またこれら 2つの波形がどの程度一致しているかを示す指標を算出する。より具体的には、厚さ変化量推定部 118' 'は、厚さ変化波形および基準波形の一方と、係数を乗じた他方との整合残差が最小となるように係数およびその係数を用いた場合の整合残差とを算出する。そして、係数および基準波形の振幅から厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する。算出した各基準波形を用いた場合における最大厚さ変化量と整合残差とは組織判定部 172へ出力される。

[0263] 組織判定部 172は、厚さ変化波形と各基準波形との一致度を示す指標である各基準波形を用いて算出された整合残差に基づいて、厚さ変化波形を与えた 2つの測定部位間の組織が被検体中のどの組織であるか判定する。より具体的には、もっとも小さい整合残差が得られた基準波形に対応する組織を厚さ変化波形を与えた 2つの測定部位間の組織であると判定する。また、その基準波形を用いて得られた最大厚さ変化量を出力する。

[0264] 超音波診断装置 209は、好ましくは、組織判定部 172から出力された最大厚さ変化量力も弾性率を算出する弾性率算出部 120をさらに備える。弾性率算出部 120は、血圧計 119など被検体に加えられた応力に関する情報を受け取る。たとえば、血圧計から、最高血圧と最低血圧との血圧差 Δ Ρを受け取る。そして、式 (6)にしたがって、血圧差 Δ Ρと最大厚さ変化量 AWとから弾性率 Erを求める。ここで基準厚さ Wsは、厚さ変化波形を求めた 2つの測定部位間の距離 (たとえば 400 m)であり、厚さ変化波形算出部 116で選択した 2つの測定部位の位置に応じて、あらかじめ設定される。このようにして、被検体の弾性率を求めることができる。

[0265] 求めた弾性率は被検体の断層画像とともに表示することが好ましい。これにより、測定部位の位置を分りやすく示すことができるからである。このために、超音波診断装置 209は、断層画像生成部 104と、画像処理部 105と、画像表示部 106とをさらに備えていることが好ましい。断層画像生成部 104は、フィルタおよび振幅検出器を含み、受信部 103から受け取った受信エコー信号の振幅を主として解析し、被検体の内部の構造を画像化した断層画像の画像信号を生成する。

[0266] 画像処理部 105は、画像信号および弾性率算出部 120から得られた弾性率のデータを受け取って、求めた弾性率が断層画像上の適切な位置にマッピングされるように、画像信号と弾性率のデータとを合成する。このとき、組織判定部 172から、測定部位がどの組織であるかを判定した結果を受け取り、判定結果に基づき、弾性率を表示する。たとえば、組織ごとに異なる色を用い、弾性率の値に応じた階調 (輝度)で弾性率を表示する。これにより、弾性率を精度よく求めることが可能となり、かつ、所定の色で示された弾性率の領域の位置を被検体中で特定することが容易となる。したがって、画像表示部 106に示された弾性率に基づき、信頼性の高い診断を行うことがでさる。

[0267] 次に、本発明の要部である基準波形発生部 117E、厚さ変化量推定部 118' 'および組織判定部 172および画像処理部 105の動作をさらに詳しく説明する。まず、本実施形態において測定対象とする被検体を説明する。図 23は、被検体に含まれる動脈血管の断面を模式的に示している。図 23に示すように、動脈血管をその軸を含む平面で切断した断面には、血管腔 40を挟むように血管壁 30'、 30が見られる。血管壁 30'、 30を区別する場合には、被検体の表面に近い血管壁 30'を血管前壁と呼び、他方を血管後壁 30と呼ぶ。血管壁 30'、 30は同心円状に異なる組織が分布した 3層構造を備えており、血管腔 40に隣接する内膜 33、 33'最も外側に位置する外膜 32、 32'およびこれらに挟まれる中膜 34、 34'を含む。内膜 33および中膜 34、ならびに、内膜 33'および中膜 34'をまとめて内中膜複合体 31、 31 'と呼ぶ。本実施形態では、血管壁 30'、 30の弾性率を測定するため、内膜 33、 33'、中膜 34、 34' および外膜 32、 32'のそれぞれに対応した基準波形を用意する。

[0268] 図 24 (a)から図 24 (c)は、基準波形発生部 117Eの記憶部に記憶されている基準波形 M (t)から M (t)をそれぞれ示している。この波形は、あら力じめ、複数の被検

1 3

者に対し、内膜 33、 33'、中膜 34、 34'および外膜 32、 32'の厚さ変化波形の測定を行い、その一心周期分について平均を求めることによって得られている。血管腔 40 を流れる血液の圧力によって、血管壁 30'、 30の内膜 33、 33'、中膜 34、 34'および外膜 32、 32'はそれぞれ周期的に応力を受け、変形する。しかし、内膜 33、 33'、中膜 34、 34'および外膜 32、 32，の各組織の粘性特性および弾性特性は互いに異なるため、図 24 (a)から図 24 (c)に示すように、厚さの変化波形も異なっている。

[0269] 基準波形 M (t)力 M (t)の振幅である AWは、基準値、たとえば 1 μ mとなるよう

1 3

正規化されている。複数の被検者から得られたデータを平均化するため、実測したデータであってもノイズの影響等は低減されて、る。

[0270] 本実施形態では、上述したように血管壁の弾性率を求めるため、血管壁を構成している内膜 33、 33'、中膜 34、 34'および外膜 32、 32'の厚さ変化波形を基準波形として選択するが、用意する基準波形の数は、測定対象に依存する。また、健常者用基準波形のセット、糖尿病患者用基準波形のセット、動脈硬化患者用基準波形のセットなど、被検者の状態ごとにそれぞれ基準波形のデータを基準波形発生部 117E の記憶部に記憶しておき、操作者の指示により、用いる基準波形のセットを選択することも可能である。これにより、さらに精密な厚さ変化量の推定が可能となる。

[0271] 第 1の実施形態などで説明したように厚さ変化波形算出部 116から得られた測定対象領域内のある 2つの測定部位間の厚さ変化波形 y(t)は図 3で示される。この厚さ変化波形は被検体を実際に計測することによって得られた波形の一心周期分である。 tはサンプリング時刻を表しており、サンプリング点数を N個とすると、 tは t=0、 1、 · • ·Ν— 1で表される整数である。

[0272] 厚さ変化量推定部 118"は、基準波形 M (t)から M (t)および厚さ変化波形 y (t)

1 3

を受け取り、厚さ変化波形 y(t)の振幅を何倍すると、各基準波形 M (t)から M ( に

1 3 最も類似する力をそれぞれ最小 2乗法により算出する。 y(t)に乗じる係数を k〜kと

1 3 し、 M (t)と k 'y(t)との差の 2乗を Rとすると、 Rは式（26)で表される。

1 1 1 1

[0273] [数 17] - - yit)) (26)

[0274] 係数 kを変数として式 (7)を kで偏微分し、偏微分した式が 0となるとき (式 (27) )

1 1

2乗差 Rは最小となる。

1

[0275] [数 18]

[0276] 式（27)を k〖こついて解くと、式（28)が得られる。

1

[0277] [数 19]

(28)

(y( )²

[0278] 式 (28)により得られる係数 kの値は、測定した厚さ変化波形 y (t)を k倍すると、振

1 1

幅 1 /z mの基準波形 M (t)との差の 2乗が最小となり、 2つの波形力もっとも一致する

1

ことを意味している。したがって、測定した厚さ変化波形 y (t)の振幅 Aは、以下の式

1

(29)により求められる。

[0279] A = l/k ( μ ηι) (29)

1 1

[0280] 厚さ変化量推定部 118 ' 'は、さらに式（28)で求めた kの値を式（26)へ代入し、 R

1 1 を求める。 kは 2乗差 Rが最小となるように定められているので、このときの Rを R と

1 1 1 lm する。つまり、以下の式（30)によって R を求める。

lm

[0281] [数 20]

[0282] R は、基準波形 M (t)と係数 kを乗じた厚さ変化波形 y (t)との整合残差を示して lm 1 1

いる。

[0283] なお、上述の演算と同様に、基準波形 M (t)の振幅を何倍すれば実際の厚さ変化波形 y (t)に近づくかを算出してもよい。この場合、基準波形 M (t)に乗ずる係数を k'

1

とし、残差を R'とすれば、以下の式（31)で示される。

1 1

[0284] [数 21]

R' = (^- ₁( -y( )^: (31)

[0285] R'を k'で偏微分した値を 0と置き (式（32))、係数 k'について解くと式（33)が得

1 1 1

られる。

[0286] [数 22] 22(Λ'₁(Μ₁( )²- ₁(ί)>'( ) = 0 (32)

[0287] [数 23]

[0288] この場合には、係数 k'は、振幅 1 μ mの基準波形を k'倍すると、実測の厚さ変化

1 1

波形 y (t)との差の 2乗が最小となり、 2つの波形力もっとも一致することを意味している。したがって厚さ変化波形 y(t)の振幅 A'は式（34)により求められる。

[0289] A， =k

1 ， (^m) (34)

1

[0290] また、整合残差 R' は以下の式（35)によって求められる。

lm

[0291] [数 24]

[0292] 基準波形 M (t)および M (t)についても、式（28)〜式（30)を用いて、同様に、係数 k 、 k、振幅 A 、 Aおよび整合残差 R 、 R を求める。上述したように係数 k' 、 k'

2 3 2 3 2m 3m 2 3

、振幅 A' 、 A'および整合残差 R' 、 R' を求めてもよい。

2 3 2m 3m

[0293] このようにして、厚さ変化量推定部 118"は、基準波形 M (t)〜M (t)および厚さ

1 3

変化波形 y (t)を受け取り、式（28)〜（30)を用いて、基準波形 M (t)〜〜M (t)と

1 3 厚さ変化波形 y(t)の整合残差が最小となる場合に求められる振幅 A 〜Aおよび整

1 3 合残差 R 〜R を算出し、これらを組織判定部 172へ出力する。

lm 3m

[0294] 基準波形 M (t)〜M (t)と厚さ変化波形 y(t)との比較により最大厚さ変化量が求

1 3

められる理由は、図 4を参照して第 1の実施形態で説明したとおりである。したがって、本発明によれば、突発的に混入するようなスパイク状ノイズなどのノイズの影響を受けにくぐ高い精度で最大厚さ変化量あるいは弾性率を求めることが可能となる。

[0295] また、第 1の実施形態で説明したように、厚さ変化波形の一心周期の一部を用いても、従来よりもノイズの影響が低減された最大厚さ変化量を推定することができる。ただし、選択する区間が長いほど推定する最大厚さ変化量の精度が高まるため、厚さ変化波形の一心周期全体を用いて基準波形と比較し、最大厚さ変化量を求めることが最も好ましい。

[0296] 上述したように、厚さ変化波形の時間軸方向の変化は、組織ごとに異なる。したがつて、組織ごとに用意した基準波形を用いて上述の演算によって整合残差を求めた場合、整合残差が最も小さくなる基準波形に対応する組織が、厚さ変化波形が得られた組織であることになる。組織判定部 172は、この判定を行う。

[0297] 図 25は、組織判定部 172の動作を説明するフローチャートである。組織判定部 17 2は、組織判定動作を開始 (ステップ 301)後、振幅 A 、 A 、 Aおよび整合残差 R 、

1 2 3 lm

R 、 R を受け取る（ステップ 302)。あらかじめ振幅 A 、 A 、 Aおよび整合残差 R 、

2m 3m 1 2 3 lm

R 、 R を組織判定部 172が受け取っており、制御部 100からの指令で判定動作を

2m 3m

開始してもよい。まず、整合残差 R 、 R 、 R をそれぞれ所定の閾値 R と比較する lm 2m 3m TH

(ステップ 303)。整合残差 R 、 R 、 R のいずれもが閾値 R よりも大きい場合、厚 lm 2m 3m TH

さ変化波形 y(t)は基準波形 M (t)〜M (t)のいずれにも類似しておらず、厚さ変化

1 3

波形 y (t)が得られた部位の組織は、基準波形 M (t)〜M (t)に対応する組織のい

1 3

ずれでもないことを意味している。この場合、組織判定部 172は、判定結果 Sに 0を代入し、また、振幅 Aに 0を代入する (ステップ 304)。

[0298] 一方、整合残差 R 、R 、R の少なくとも 1つが閾値 R よりも小さい場合、整合残 lm 2m 3m TH

差 R 、R 、R の中から最小値を求める。整合残差 R が最も小さい場合には、厚さ lm 2m 3m lm

変化波形 y (t)は基準波形 M (t)と最も類似しており、厚さ変化波形 y (t)が得られた

1

部位の組織は、基準波形 M (t)に対応する組織であることを意味している。したがつ

1

て、判定結果 Sに 1を代入し、また、振幅 Aに Aを代入する。

1

[0299] 同様に整合残差 R が最も小さい場合には、厚さ変化波形 y(t)は基準波形 M (t)

2m 2 と最も類似しており、厚さ変化波形 y (t)が得られた部位の組織は、基準波形 M (t)

2 に対応する組織であることを意味している。したがって、判定結果 Sに 2を代入し、また、振幅 Aに Aを代入する。整合残差 R が最も小さい場合には、厚さ変化波形 y(t)

2 3m

は基準波形 M (t)と最も類似しており、厚さ変化波形 y (t)が得られた部位の組織は

3

、基準波形 M (t)に対応する組織であることを意味している。したがって、判定結果 S

3

に 3を代入し、また、振幅 Aに Aを代入する。これにより組織判定部 172における判

3

定を終了する (ステップ 306)。弾性率の測定が 2次元で行われる場合には、 2次元マトリタスの各点について、判定を行う。

[0300] 組織判定部 172は、これらの判定結果を弾性率算出部 120および画像処理部 10 5へ出力する。具体的には、 A、 A、 Aまたは 0が代入された振幅 Aを弾性率算出部

1 2 3

120へ出力し、 0、 1、 2または 3が代入された判定結果 Sを画像処理部 105へ出力する。

[0301] なお、本実施形態では、整合残差 R 、R 、R と所定の閾値 R との比較を行った lm 2m 3m TH

後、最も小さい整合残差 R 、R 、R

lm 2m 3mを特定しているが、先に最も小さい整合残差 R

、R 、R

lm 2m 3mを特定し、最小の整合残差と閾値 R

THとを比較してもよい。

[0302] 弾性率算出部 120は、上述したように受け取った振幅 Aを最大厚さ変化量 AWとして弾性率を求める。振幅 Aの値力^である場合には、正しい最大厚さ変化量を求められな力つたことを意味しているので、弾性率の算出は行わない。正しい弾性率の計算結果と区別し得る数値、たとえば、 0を弾性率として代入しておいてもよい。

[0303] 画像処理部 105は、弾性率算出部 120から弾性率を受け取り、組織判定部 172から受け取る判定結果 Sに基づいて、断層画像生成部 104が生成した断層画像上に重畳して弾性率の表示を行うための画像データを生成する。弾性率が算出された測定領域には、その領域がどの組織に該当するかを判定した判定結果 Sが対応してヽる。このため、弾性率を二次元マッピング表示する場合には、組織の判定に関する情報と弾性率の値に関する情報を表示することが好ましい。

[0304] 図 26は、組織ごとに異なる色を用い、弾性率の値に応じた輝度で弾性率を表示するよう画像データを画像処理部 105で生成し、生成したデータを画像表示部 106〖こ表示した一例を示している。画像表示部 106には、断層画像生成部 104で生成した断層画像 50が示されている。断層画像 50には、血管腔 40、内膜 33、中膜 34、外膜 32および血管外組織 41が現れている。図では各組織の境界は明瞭であるが、実際の断層画像 50上においては、これらの境界は明瞭でないことが多い。また、内膜 33 と中膜 34とは明瞭に区別して示しているが、内膜 33と中膜 34とは同程度の輝度で示され、判別しにくいこともある。

[0305] 断層画像 50上には、弾性率の 2次元マッピング画像 56が重畳されている。 2次元マッピング画像 56の各領域は、組織ごとに異なる色および弾性率の値に応じた諧調で表示されている。具体的には、領域 52の弾性率を算出するために用いた厚さ変化波形から、組織判定部 172は、領域 52の判定結果 Sに 1を代入している。つまり、基準波形 M (t)に対応する内膜であると判定している。同様に、領域 53および領域 54

1

はそれぞれ中膜および外膜であると判定されている。一方、領域 51および領域 55から得られた厚さ変化波形は、基準波形 M (t)〜M (t)のいずれとも類似しておらず、

1 3

判定結果 Sには 0が代入されている。つまり、領域 51および領域 55は、内膜、中膜および外膜のいずれの組織でもないと判定されている。このため、たとえば、領域 52、 5 3、 54に組織の差異を示すため、黄色、赤色、茶色を用い、弾性率の値に応じた輝度で求めた弾性率を表示する。図 26に示すように、中膜と判定された領域 53において、弾性率の高い領域 57が存在している。領域 51および領域 55は、内膜、中膜および外膜のいずれの組織でもないため、たとえば、灰色で表示する。領域 51および領域 55では弾性率は求められてヽな、。

[0306] また、組織判定部 172の判定結果に基づき、特定の組織と判定された領域の弾性率のみを表示してもよい。たとえば、図 27に示すように、断層画像 50上に重ねられた弾性率の 2次元マッピング画像 56において、判定結果 Sが 2であり、中膜と判定された領域 53のみが弾性率の値に応じた輝度で表示されている。

[0307] 図 26に示すように、弾性率が組織の種類ごとに色分けされているため、弾性率の高い領域 57は中膜内にあることが容易に判別することができる。したがって、断層画像 50上においては、組織の境界が明瞭ではなくとも疾病部位を正しく特定することが容易となる。特に、図 27に示すように特定の組織の弾性率のみを表示させることによって、より容易に弾性率力も疾病部位を特定することが可能となる。また、従来の断層画像では、判別が難しかった血管壁における内膜と中膜との境界あるいは中膜と外膜との境界を特定することも可能となる。

[0308] このように、本発明によれば、基準波形と厚さ変化波形と比較することにより最大厚さ変化量を推定する。このため、厚さ変化波形に突発的なノイズなどが重畳しても、より正確な最大厚さ変化量および弾性率を求めることが可能となる。また、被検体内部の情報として、算出した弾性率カ^、ずれの組織力ゝら得られものであるか判定するため、弾性率の特異な部分が被検体中のどの糸且織のものであるのかを特定し易い。特に、 Bモード画像では判別しにくい組織であっても、弾性率の特異な部分が被検体のどの組織にあるかを特定することが可能となる。

[0309] (第 10の実施形態）

以下、本発明による超音波診断装置の第 10の実施形態を説明する。図 28は、超音波診断装置 210の構成を示すブロック図である。超音波診断装置 210は、超音波を用いて被検体の弾性率を算出するとともに、被検体内部の情報として被検体の粘性率も推定する。粘性率も求めることによって、弾性率のみでは判別が難しい組織の差異を判断することが可能となる。このために、超音波診断装置 210は、送信部 102 、受信部 103、演算部 151、基準波形発生部 117F、比較部 125および粘性率決定部 121を備えている。また、これら超音波診断装置 210の各構成要素を制御するために超音波診断装置 210は制御部 100を備えて、る。

[0310] 超音波診断装置 210の送信部 102、受信部 103および演算部 151、は、第 1の実施形態などの対応する構成要素と同様に機能する。

[0311] 送信部 102は、制御部 100の指令に基づいて、所定のタイミングで探触子 101を駆動する駆動信号を生成する。探触子 101は駆動信号に基づいて、超音波を送信する。送信された超音波は、応力によって周期的に変形している被検体へ到達し、被検体の内部において反射する。本実施形態では、被検体は動脈血管の血管壁を含み、血管壁の弾性率を求める。動脈血管には心周期に一致した周期で血液が流れるため、血液力も受ける応力によって血管壁は周期的に変形する。

[0312] 受信部 103は、被検体から反射するエコーを探触子 101によって受信し、エコーを電気信号に変換し、増幅して、受信エコー信号を生成する。また、受信エコー信号をデジタル信号に変換する。

[0313] 送信部 102および受信部 103は、好ましくは、被検体を走査するように超音波を送信し、所定の位置および方向からの超音波のみを検出するよう、駆動信号や受信ェコー信号の遅延時間を制御する遅延時間制御部を含んで、ることが好ま、。また、探触子 101は複数の超音波振動子が配列されたアレイ振動子を含むことが好ましい

[0314] 演算部 151は、受信エコー信号を解析することにより、被検体の複数の測定部位の動きを追跡する。そして、被検体中の任意の 2つの測定部位間の距離変化である厚さ変化波形を生成する。このために、演算部 151は移動波形算出部 115と厚さ変化波形算出部 116とを含む。移動波形算出部 115は、受信エコー信号を受け取って、被検体中に設定した複数の測定部位の位置変化である移動波形を式（1)および (2

)にしたがって算出する。厚さ変化波形算出部 116は、複数の測定部位力選ばれる 2つの間の距離変化を示す厚さ変化波形を、 2つの測定部位の移動波形の差を求めることによって算出する。

[0315] 測定部位は、送信する超音波の周波数などによって定まる解像度に応じて、 1つの超音波ビーム上に複数設定することができる。したがって、超音波ビームを走査させることによって、 2次元に配列された測定部位の各移動波形を取得することができる。

[0316] 基準波形発生部 117Fは、弾性特性用基準波形および複数の粘性特性用基準波形を生成する。以下において詳細に説明するように、これら基準波形は比較部 125 において厚さ変化波形との比較を行う基準となる。本実施形態では、弾性特性用基準波形は、被検体の動脈血管の血圧変化を示す血圧波形をリアルタイム血圧計 15 0などから取得し、振幅を調整することによって生成する。また、複数の粘性特性用基準波形も血圧波形に基づいて生成する。各粘性特性用基準波形は、所定の粘性率を仮定した場合にぉヽて血圧波形に基づヽて得られる被検体の歪み波形である。

[0317] 比較部 125は 2つの機能を備えている。 1つは、弾性率の算出に関しており、他の 1 つは粘性率の推定に関している。具体的には、弾性率の算出のために、厚さ変化波形算出部 116から得られる厚さ変化波形と基準波形発生部 117Fから得られる弾性特性用基準波形とを比較することにより、厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する。より具体的には、厚さ変化波形および弾性特性用基準波形の一方に係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように係数を決定し、決定した係数および弾性特性用基準波形の振幅力最大厚さ変化量を算出する。この機能は第 1の実施形態などの厚さ変化量推定部 118の機能とおなじである。

[0318] 本実施形態の比較部 125は、厚さ変化量推定部 118の機能に加え、粘性率の推定のために、複数の粘性特性用基準波形のそれぞれと厚さ変化波形とを比較し、各粘性特性用基準波形と厚さ変化波形とがー致する度合いを示す粘性特性用指標を算出する。より具体的には、厚さ変化波形および各粘性特性用基準波形の一方に係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように係数を決定した場合における整合残差をそれぞれ算出し、これらの整合残差を粘性特性用指標として出力する。比較部 125は、これら弾性率の算出および粘性率の推定を厚さ変化波形の周期ごとに行う。

[0319] 粘性率決定部 121は、粘性特性用指標に基づいて、粘性率を推定する。具体的には、各粘性特性用基準波形を用いて得られた整合残差を互いに比較し、最小の整合残差が得られる粘性特性用基準波形を特定する。各粘性特性用基準波形は、所定の粘性率を仮定することにより求められているので、特定された粘性特性用基準波形にお、て仮定されて、る粘性率の値が推定した被検体の厚さ変化波形が得られた部位における粘性率となる。

[0320] 超音波診断装置 210は、好ましくは、求めた最大厚さ変化量力弾性率を算出する弾性率算出部 120をさらに備える。弾性率算出部 120は、リアルタイム血圧計 150 など被検体に加えられた応力に関する情報を受け取る。たとえば、リアルタイム血圧計 150から、最高血圧と最低血圧との血圧差 Δ Ρを受け取る。そして、式 (6)にしたがって、血圧差 Δ Ρと最大厚さ変化量 AWとから弾性率 Erを求める。ここで基準厚さ Wsは、厚さ変化波形を求めた 2つの測定部位間の距離 (たとえば 400 m)であり、厚さ変化波形算出部 116で選択した 2つの測定部位の位置に応じて、あらかじめ設定される。このようにして、被検体の弾性率を求めることができる。

[0321] 求めた弾性率および粘性率は被検体の断層画像とともに表示することが好ましい。

これにより、測定部位の位置を分りやすく示すことができるからである。このために、超音波診断装置 210は、断層画像生成部 104と、画像合成部 105と、画像表示部 106 とをさらに備えていることが好ましい。断層画像生成部 104は、フィルタおよび振幅検出器を含み、受信部 103から受け取った受信エコー信号の振幅を主として解析し、被検体の内部の構造を画像化した断層画像の画像信号を生成する。

[0322] 画像構成部 105は、画像信号、弾性率算出部 120から得られた弾性率のデータおよび粘性率決定部 121から得られた粘性率のデータを受け取って、求めた粘性率および弾性率が断層画像上の適切な位置にマッピングされるように、画像信号と弾性率のデータとを合成する。画像表示部 106は、合成された画像を表示する。粘性率と弾性率とが同時に表示されるよう、断層画像を 2つの画像表示部 106に表示し、 2つの断層画像に粘性率および弾性率をそれぞれ表示してもよい。また、 1つの断層画像を画像表示部 106に表示し、操作者の操作によって、粘性率と弾性率とを切り替えて表示してもよい。

[0323] 次に、弾性率の算出および粘性率の推定について詳細に説明する。まず弾性率の算出方法を詳細に説明する。

[0324] 基準波形発生部 117Fで出力される弾性特性用基準波形 M (t)の一周期分は、たとえば、図 2に示すような波形である。この波形は、被検体の動脈血管の血圧変化を示すものであり、リアルタイム血圧計 150などによって取得される。弾性特性用基準波形 M (t)の振幅である AWは、基準値、たとえば 1 μ mとなるよう正規ィ匕されている

[0325] また、厚さ変化波形算出部 116から得られる厚さ変化波形 y(t)は、たとえば図 3に示される。この厚さ変化波形は被検体を実際に計測することによって得られた波形の一心周期分である。 tはサンプリング時刻を表しており、サンプリング点数を N個とすると、 tは t = 0、 1、 · ' ·Ν— 1で表される整数である。

[0326] 第 1の実施形態において説明した厚さ変化量推定部 118と同様、比較部 125は、弾性特性用基準波形 M (t)および厚さ変化波形 y (t)を受け取り、厚さ変化波形 y(t) の振幅を何倍すると、弾性特性用基準波形 M (t)に最も類似するかを最小 2乗法により算出する。 y(t)に乗じる係数を kとしたとき、 M (t)と k'y(t)との差の 2乗を Rとすると、 Rは第 1の実施形態で説明した式 (7)で表される。

[0327] 係数 kを変数として式 (7)を kで偏微分し (式 (8) )、偏微分した式が 0となるとき、 2乗差 Rは最小となる。したがって、式 (8)を kについて解くと、式（9)が得られる。式（9) により得られる係数 kの値は、測定した厚さ変化波形 y(t)を k倍すると、振幅 1 μ mの弹性特性用基準波形 M (t)との差の 2乗が最小となり、 2つの波形力 Sもっとも一致することを意味している。したがって、測定した厚さ変化波形 y (t)の振幅 Aは、式（10)により求められる。

[0328] なお、第 1の実施形態で説明したように、弾性特性用基準波形 M (t)の振幅を何倍すれば実際の厚さ変化波形 y(t)に近づくかを算出してもよい。この場合、弾性特性用基準波形 M (t)に乗ずる係数を aとし、残差をとすれば、式（11)で示される。 R' を aで偏微分した値を 0と置き (式（ 12) )、係数 aにつ、て解くと式（ 13)が得られる。

[0329] この場合には、係数 aは、振幅 1 μ mの弾性特性用基準波形を a倍すると、実測の厚さ変化波形 y(t)との差の 2乗が最小となり、 2つの波形力 Sもっとも一致することを意味している。したがって厚さ変化波形 y(t)の振幅 A'は式（14)により求められる。

[0330] このように、比較部 125は、弾性特性用基準波形 M (t)および厚さ変化波形 y (t)を受け取り、式 (9)または式（13)を用いて、弾性特性用基準波形 M (t)と厚さ変化波形 y (t)の整合残差が最小となる係数 kまたは係数 aを算出する。算出した係数 kまたは係数 aから、厚さ変化波形の振幅である最大厚さ変化量をさらに算出する。

[0331] 弾性特性用基準波形 M (t)と厚さ変化波形 y(t)との比較により最大厚さ変化量が求められる理由は、図 4を参照して第 1の実施形態で説明したとおりである。したがつて、本発明によれば、突発的に混入するようなスパイク状ノイズなどのノイズの影響を受けにくぐ高い精度で最大厚さ変化量あるいは弾性率を求めることが可能となる。 [0332] また、第 1の実施形態で説明したように、厚さ変化波形の一心周期の一部を用いても、従来よりもノイズの影響が低減された最大厚さ変化量を推定することができる。ただし、選択する区間が長いほど推定する最大厚さ変化量の精度が高まるため、厚さ変化波形の一心周期全体を用いて基準波形と比較し、最大厚さ変化量を求めることが最も好ましい。

[0333] 本実施形態では、弾性特性用基準波形と測定値とを用いて最大厚さ変化量および弾性率を求めるため、適切な弾性特性用基準波形を用意することが重要である。本実施形態では、弾性特性用基準波形は被検体の血圧波形に基づ、て生成して、るため、弾性特性用基準波形の周期と厚さ変化波形の周期とはよく一致し、 2つの波形を正しく比較することができる。また、被検体の血圧変化は比較的大きぐまた、血圧変化の測定は確立された技術を利用するため、血圧波形に重畳するノイズは小さい。このため、ノイズの影響がある厚さ変化波形の基準として、血圧波形に基づいて生成された弾性特性用基準波形を用いることは好適である。また、被検体の血圧波形に基づヽて弾性特性用基準波形を生成してヽるため被検体の個体差を弾性特性用基準波形に反映させることができる。

[0334] 次に粘性率の推定方法を詳細に説明する。被検体の歪み波形は被検体が受ける応力変化と被検体の粘弾性特性とによって決定される。したがって、血圧波形 p (t) が得られたとき、種々の弾性率 Eiおよび粘性率 7? iを仮定して作成した歪み波形 ε . ( t)は、仮定した弾性率 Eiおよび粘性率 7? iが被検体の真の弾性率および粘性率と一致するとき、計測された厚さ変化波形 y (t)力得られる歪み波形 ε (t) =y (t) /Ws と一致し、 ε (t)と ε (t)との残差はゼロとなるはずである。したがって ε (t)と ε ( の残差を評価し、その残差が最小となるような弾性率 Eiおよび粘性率 7? iを決定することで被検体の粘性率を推定する。

[0335] 本実施形態では、血管壁の歪み波形を基準波形として選ぶ。測定部位の粘性率の値を r? ヽ η 、 η とし、血圧波形に基づいて血管壁の歪み波形を生成すると、たと

1 2 3

えば、図 29の ε (t)、 ε (t)、 ε (t)で示される波形が得られる。粘性率が異なるた

1 2 3

め、これらの波形の時間軸方向の変化の様子は異なる。厚さ変化波形 y (t)と、これらの歪み波形を比較すると、振幅の大きさは異なるものの、厚さ変化波形 y (t)は ε (t) と最もよく一致する。したがって、 ε (t)において仮定した粘性率が測定部位の粘性

2

率の値と推定される。

[0336] 以下、計測方法を具体的に説明する。まず、被検体の血圧波形を p (t)とし、血管壁の歪み波形を ε (t)とする。 p(t)および ε (t)のラプラス変換を ρ(ω)、 ε (ω)とし、血管壁の伝達関数を Β ( ω )とすると、血圧波形 ρ ( ω )は以下の式 (36)で示される。

[0337] ρ(ω) =Β(ω) ε (ω) (36)

[0338] 粘弾性のモデルィ匕に一般的に用いられる Voigtモデルを用いて伝達関数 Β ( ω )を表すと以下の式（37)のように示される。

[0339] Β(ω) =Ε' +]ω η ' (37)

[0340] ここで、 E'は静的弾性率であり、 η 'は粘性率である。弾性特性用基準波形から算出した弾性率 Ε0は、以下の式（38)の関係を満たす。

[0341] [数 25]

Ε0 =

= E0-J(E² + (ωη)² (38)

[0342] ただし、 Ε，は Ε0·Εであり、 ω η ' =Ε0· ω ηである。したがって、 Ε = Ε，/Ε0=1として、粘性率の推定を行う。具体的には、 r?を 0から被検体の粘性率として想定される値を含むように所定の間隔で増加させた値 7? 、 7? 、 7? 、 7? · · · · 7? · · · 7? を設定

1 2 3 i N し、式（37)の Eおよびにこれらの値を代入することによって、粘性率をそれぞれの値に仮定した場合の伝達関数 B (ω)、Β (ω)、Β (ω) · · ·Β (ω) · ·Β (ω)を計算

1 2 3 i N

する。さらに仮定した粘性率 r? iを用いて求めた伝達関数（0))を下記の式（39)に代入する。

[0343] ε (ω) =ρ(ω)/Β (ω) (39)

[0344] これにより ε (ω)、 i=l、 2、 Νが算出される。これを逆フーリエ変換することにより、歪み波形 ε (t)、 i=l、 2、 Nが算出される。基準波形発生部 117Fは

、この歪み波形 ε (t)、 i=l、 2、 Nを粘性特性用基準波形として生成する。上述したように粘性特性用基準波形 ε (t)ではそれぞれ粘性率の値を r? ヽ η 、 η i 1 2 3

、 7? · · · · 7? · · · 7? と仮定されている。

i N

[0345] なお、血管壁の歪み波形 ε (t)と血圧波形を p (t)との関係が非線形的であると仮定して、式（36)に換えて、式 (40)を用いてもよい。

[0346] 1ο₈(ρ(ω)) =Β(ω) ε (ω) (40)

[0347] この場合でも、同様に 7?を値 7? 、 7? 、 7? 、 7? · · · · 7? · · · 7? と仮定した場合の伝

1 2 3 i N

達関数 B ( ω )を式 (37)によって求め、以下の式 (41)を得る。

[0348] ε (ω) =1ο₈(ρ(ω))/Β (ω) (41)

[0349] 式 (41)を逆フーリエ変換することにより、歪み波形 ε (t)、 i=l、 2、 Nが同様に算出される。なお、 1/B (ω)を逆フーリエ変換してインノルス応答 b (t)を求め、 ( もしくは10₈ (1 )に1₎ (t)をたたみ込み積分することによって ε (t)を求めてもよい。

[0350] 比較部 125は、粘性特性用基準波形 ε (t)、 i= 1、 2、 Nのそれぞれと、厚さ変化波形 y(t)との一方に係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように係数を決定した場合における整合残差をそれぞれ算出する。具体的には、式 (7)および (9)において、弾性特性用基準波形 M(t)に変えて上記粘性特性用基準波形 ε (t)、i=l、2、 Nを用い、式（9)で求めた kの値を式（7)へ代入し、 Rを求める。 kは 2乗差 Rが最小となるように定められているので、このときの Rを R とする。つま

im

り以下の式 (42)によって整合残差 R (i=l、2、 N)を求める。

im

[0351] [数 26]

[0352] 粘性率決定部 121は、比較部 125から整合残差 R 、R 、 '，'R を受け取って、

lm 2m Nm

最も小さい整合残差が得られた粘性特性用基準波形において仮定した粘性率 η iを決定する。そして、決定した粘性率を出力する。決定された粘性率は、直接演算によつて求めた値ではないが、上述した理由から、厚さ変化波形が得られた測定部位における正、粘性率であると推定される。

[0353] このようにして、超音波診断装置 210は、弾性率および粘性率を求めることができる。したがって、たとえば、弾性率の値からは、内中膜複合体に脂肪が沈着しているの力血管炎によって内中膜複合体が炎症しているの力判断し難い場合であっても、粘性率の値から、両者の区別を行うことが可能となる。その結果、本発明によれば、従来の超音波診断装置において得られる断層画像や、弾性率からのみでは判別が困難であった組織の差異を弾性率および粘性率を求めることによって判別することが可能となり、より正確な診断を行うことが可能となる。

[0354] なお、上記実施形態にお!ヽて、弾性特性用基準波形および粘性特性用基準波形は、血圧波形に基づいて生成していた力上述したように被検体に加えられる応力変化あるいは、応力変化に基づく形状変化など種々の情報を弾性特性用基準波形および粘性特性用基準波形の生成に用いることができる。

[0355] たとえば、図 30に示す超音波診断装置 210 'は、血管径算出部 142を備え、血管径変化波形に基づ、て、弾性特性用基準波形および粘性特性用基準波形を生成する。具体的には、血管径算出部 142は、移動波形算出部 115から血管内膜の血管腔に近接した 2点の移動変化波形、あるいは、外膜の血管外組織に近接した 2点の移動変化波形を受け取り、これら 2点力血管径変化波形を生成する。基準波形発生部 117Gは、血管径変化波形を受け取り、振幅がたとえば 1 μ mとなるように規格化し、弾性特性用基準波形を生成する。また、血管径変化波形を血圧計 119から受け取る最高血圧値および最低血圧値によって補正し、血圧波形 p ' (t)を生成する。さらに、血圧波形 p ' (t)に基づき、上述したように粘性特性用基準波形 ε ^)、 i= l

、 2、 Nを生成する。この場合、粘性特性用基準波形には、血管壁の粘性の影響を避けるため血管の内径変化波形を用いることが好まし、。

[0356] また、図 31に示す超音波診断装置 210 ' 'では、基準波形発生部 117Fは、厚さ変化波形算出部 116から血管内膜の血管腔に近接した 2点の厚さ変化波形を受け取り、振幅がたとえば 1 μ mとなるように規格ィ匕し、弾性特性用基準波形を生成する。また、血管腔に近接した 2点の厚さ変化波形を血圧計 119から受け取る最高血圧値および最低血圧値によって補正し、血圧波形 p ' (t)を生成する。さらに、血圧波形 p ' (t) に基づき、上述したように粘性特性用基準波形 ε (t)、 i= l、 2、 Nを生成する。

[0357] こうした血管径変化波形や血管内膜の血管腔に近接した 2点の厚さ変化波形は血圧変化と！/ヽぅ被検体が受ける応力変化を示す波形ときわめて類似して!/ヽる。したがつて、これらの波形を用いて弾性特性用基準波形および粘性特性用基準波形を生成しても上述した様に弾性率および粘性率を求めることができる。

[0358] さらに血管径変化波形を求めた 2点や血管内膜の血管腔に近接した 2点間の速度差波形を用いても同様の効果が得られる。この場合、あら力じめ 2つの測定部位間の速度差波形を求めてもよいし、血管径変化波形を時間微分することによって速度差波形を求めてもよい。また、血圧波形を時間微分することによって速度差波形を求めてもよい。

[0359] また、上記実施形態では超音波診断装置は弾性率および粘性率の両方を算出しているが、組織の差異を判別することを目的とする場合には、弾性率は求めなくてもよい。

[0360] なお、上記各実施形態では、基準波形として、被検体中の任意の 2つの測定部位間の距離 (厚さ)変化波形を用いているが、被検体中の任意の 2つの測定部位間の速度差波形を基準波形として用いても同様の効果が得られる。この場合、あらかじめ複数の被検体力 2つの測定部位間の速度差波形を求めてもよ、し、血管径波形を時間微分することによって速度差波形を求めてもよい。また、血圧波形を時間微分することによって速度差波形を求めてもょ、。

産業上の利用可能性

[0361] 本発明の超音波診断装置は、被検体を構成する組織の厚さ変化量、歪み量、弾性特性などの性状特性の測定に適して、る。

Claims

請求の範囲

[1] 応力によって周期的に変形する被検体へ超音波を送信するために、探触子を駆動する駆動信号を生成する送信部と、

前記超音波が前記被検体において反射することにより得られるエコーを前記探触子により受信し、受信エコー信号を生成する受信部と、

前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の任意の 2つの測定部位間の距離変化を示す厚さ変化波形を算出する演算部と、

基準波形を出力する基準波形発生部と、

を備え、前記厚さ変化波形と前記基準波形との比較に基づ!、て前記被検体内部の情報を求める超音波診断装置。

[2] 前記厚さ変化波形と前記基準波形とを比較することにより、前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する厚さ変化量推定部をさらに備えた請求項 1に記載の超音波診断装置。

[3] 前記厚さ変化量推定部は、前記厚さ変化波形と前記基準波形との整合誤差が最小となるように前記厚さ変化波形または前記基準波形に乗じる係数を求め、前記係数および前記基準波形の振幅から前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する請求項 2に記載の超音波診断装置。

[4] 前記基準波形発生部は、前記基準波形のデータを記憶した記憶部を含む請求項 2に記載の超音波診断装置。

[5] 前記基準波形は、あらかじめ複数の被検体力も取得した厚さ変化波形を平均したものである請求項 4に記載の超音波診断装置。

[6] 前記被検体の変形の周期に基づいて、前記基準波形の周期を調整する周期調整部をさらに備え、

前記厚さ変化量推定部は、周期が調整された基準波形と前記厚さ変化波形とに基づいて前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する請求項 5に記載の超音波診断装置。

[7] 前記被検体の変形の周期に基づいて、前記厚さ変化波形の周期を調整する周期調整部をさらに備え、前記厚さ変化量推定部は、周期が調整された厚さ変化波形と前記基準波形とに基づいて前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する請求項 5に記載の超音波診断装置。

[8] 周期が調整された厚さ変化波形の複数周期における平均を求める平均化部をさらに備え、平均化された厚さ変化波形と前記基準波形とに基づいて前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する請求項 6に記載の超音波診断装置。

[9] 前記厚さ変化波形の周期が一定でない場合において、前記厚さ変化波形の周期のうち最も短い周期に合わせて、各周期のデータを抽出し、前記厚さ変化波形の周期を一定にする周期調整部をさらに備える請求項 2に記載の超音波診断装置。

[10] 前記演算部は、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の複数の測定部位の位置変化をそれぞれ示す移動波形を算出する移動波形算出部と、前記移動波形に基づいて、前記 2つの測定部位間の厚さ変化波形を算出する演算部とを含む請求項 2に記載の超音波診断装置。

[11] 前記基準波形発生部は、前記移動波形に基づいて、前記基準波形を生成する請求項 10に記載の超音波診断装置。

[12] 前記移動波形に基づいて前記被検体に含まれる血管径の変化波形を算出する血管径算出部をさらに備え、前記基準波形発生部は、前記変化波形に基づいて、前記基準波形を生成する請求項 10に記載の超音波診断装置。

[13] 前記基準波形発生部は、前記被検体の血圧変化波形に基づいて前記基準波形を生成する請求項 2に記載の超音波診断装置。

[14] 前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報を受け取って、前記最大変化量から弾性率を求める弾性率算出部をさらに備える請求項 2に記載の超音波診断装置。

[15] 前記基準波形と前記厚さ変化波形とを比較することにより、最大厚さ変化量と前記厚さ変化波形および前記基準波形の一致する度合いを示す指標とを算出する厚さ変化量推定部と、

前記指標に基づいて、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定する信頼性判定部と、をさらに備える請求項 1に記載の超音波診断装置。

[16] 前記厚さ変化量推定部は、前記厚さ変化波形および前記基準波形の一方と、係数を乗じた他方との整合残差が最小となるように、前記係数および前記係数を用いた場合の整合残差を算出し、前記係数および前記基準波形の振幅から前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出し、前記整合残差を前記指標として出力する請求項 1 5に記載の超音波診断装置。

[17] 前記基準波形発生部は、前記基準波形のデータを記憶した記憶部を含む請求項 15に記載の超音波診断装置。

[18] 前記基準波形は、あらかじめ複数の被検体力も取得した厚さ変化波形を平均したものである請求項 17に記載の超音波診断装置。

[19] 前記被検体の変形の周期に基づいて、前記厚さ変化波形の周期を調整する周期調整部をさらに備え、

前記厚さ変化量推定部は、周期が調整された厚さ変化波形と前記基準波形とに基づいて前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する請求項 18に記載の超音波診断装置。

[20] 前記周期が調整された厚さ変化波形の複数周期における平均を求める平均化部をさらに備え、平均化された厚さ変化波形に基づいて、前記厚さ変化量推定部が前記係数、整合残差および最大厚さ変化量を算出する請求項 19に記載の超音波診断装置。

[21] 前記平均化部は、前記平均を用いて前記厚さ変化波形の分散を求め、

前記信頼性判定部は、前記分散および前記整合残差に基づいて、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定する請求項 20に記載の超音波診断装置。

[22] 前記信頼性判定部は、前記分散、前記係数および前記整合残差に基づ!、て、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定する請求項 21に記載の超音波診断装置。

[23] 前記被検体の変形の周期に基づいて、前記厚さ変化波形の周期を調整する周期調整部と、

前記周期が調整された厚さ変化波形の複数周期における平均および分散を求める平均化部と、

基準波形を出力する基準波形発生部と、前記基準波形と前記平均化された厚さ変化波形とを比較することにより、最大厚さ変化量を算出する厚さ変化量推定部と、

前記分散に基づ!/、て、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定する信頼性判定部と、をさらに備えた超音波診断装置。

[24] 前記厚さ変化量推定部は、前記平均化された厚さ変化波形および前記基準波形の一方と、係数を乗じた他方との整合残差が最小となるように、前記係数を算出し、前記係数および前記基準波形の振幅から前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する請求項 23に記載の超音波診断装置。

[25] 前記信頼性判定部は、前記分散および前記係数に基づ!、て、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定する請求項 24に記載の超音波診断装置。

[26] 前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報を受け取って、前記最大厚さ変化量から弾性率を求める弾性率算出部と、

前記信頼性判定部力も得られる信頼性の判定結果に基づき、前記弾性率を表示する表示部と、

をさらに備える請求項 2に記載の超音波診断装置。

[27] 前記基準波形発生部は複数の基準波形を出力し、

各基準波形と前記厚さ変化波形とを比較することにより、前記厚さ変化波形と各基準波形とがー致する度合いを示す指標を算出する厚さ変化量推定部と、

前記指標に基づいて、前記厚さ変化波形を与えた 2つの測定部位間の組織が前記複数の組織のいずれに該当するかを判定する組織判定部と、

をさらに備えた請求項 1に記載の超音波診断装置。

[28] 前記厚さ変化量推定部は、前記厚さ変化波形および前記各基準波形の一方と、係数を乗じた他方との整合残差が最小となるように、前記係数および前記係数を用いた場合の整合残差をそれぞれ算出し、前記係数および前記基準波形の振幅から、各基準波形を用いた場合における厚さ変化波形の最大厚さ変化量を求め、前記組織判定部へ出力する請求項 27に記載の超音波診断装置。

[29] 前記厚さ変化量推定部は、前記各整合残差を前記指標として前記組織判定部へ出力し、前記組織判定部は、最も小さ!ヽ整合残差が得られた基準波形に対応する組織を前記厚さ変化波形を与えた 2つの測定部位間の組織として判定し、その基準波形を用いて得られた最大厚さ変化量を出力する請求項 28に記載の超音波診断装置。

[30] 前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報および前記組織判定部から出力される最大厚さ変化量に基づいて弾性率を求める弾性率算出部をさらに備える請求項 29に記載の超音波診断装置。

[31] 前記基準波形発生部は、前記各基準波形のデータを記憶した記憶部を含む請求項 27に記載の超音波診断装置。

[32] 前記基準波形は、あらかじめ複数の被検体の前記複数の組織力も取得した厚さ変化波形を平均したものである請求項 31に記載の超音波診断装置。

[33] 前記組織判定部で判定した結果に基づき、前記弾性率を表示するための画像データを生成する画像処理部をさらに含む請求項 30に記載の超音波診断装置。

[34] 前記組織判定部は、前記各整合残差が所定の値より大き!ヽ場合、前記厚さ変化波形を与えた 2つの測定部位間の組織は、前記複数の組織の、ずれでもな、と判定する請求項 29に記載の超音波診断装置。

[35] 前記基準波形発生部は、複数の粘性特性用基準波形を出力し、

前記複数の粘性特性用基準波形と前記厚さ変化波形とをそれぞれ比較することにより、前記厚さ変化波形と前記粘性特性用基準波形とがー致する度合いを示す粘性特性用指標をそれぞれ算出する比較部と、

前記粘性特性用指標に基づいて、粘性率を決定する粘性率決定部と、をさらに備えた超音波診断装置。

[36] 前記粘性特性用基準波形は、所定の粘性率を仮定した場合にお!ヽて前記被検体の応力変化を示す情報に基づいて得られる前記被検体の歪み波形であって、前記粘性率決定部は、前記粘性特性用指標のうちのもっとも小さい値が得られた粘性特性用基準波形において仮定されている粘性率を出力する請求項 35に記載の超音波診断装置。

[37] 前記比較部は、前記厚さ変化波形および前記各粘性特性用基準波形の一方に第 1の係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように前記係数を決定した場合における整合残差を前記粘性特性用指標として出力する請求項 36に記載の超音波診断装置。

[38] 前記被検体の応力変化を示す情報は前記被検体の血圧波形である請求項 37に記載の超音波診断装置。

[39] 前記演算部は、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の複数の測定部位の位置変化をそれぞれ示す移動波形を算出する移動波形算出部と、前記移動波形に基づいて、前記 2つの測定部位間の厚さ変化波形を算出する厚さ変化波形算出部とを含む請求項 37に記載の超音波診断装置。

[40] 前記移動波形に基づいて前記被検体に含まれる血管径変化波形を算出する血管径算出部をさらに備え、前記被検体の応力変化を示す情報は、前記血管径波形を前記被検体の最高および最低血圧値で補正した波形である請求項 39に記載の超音波診断装置。

[41] 前記基準波形発生部は、前記演算部から前記被検体に含まれる血管壁の血管腔に近接した位置における厚さ変化波形を受け取り、前記血管腔に近接した位置における厚さ変化波形を前記被検体の最高および最低血圧値で補正した波形を前記被検体の応力変化を示す情報として用いる請求項 37に記載の超音波診断装置。

[42] 前記基準波形発生部は、弾性特性用基準波形をさらに生成し、

前記比較部は、前記弾性特性用基準波形と前記厚さ変化波形とを比較することにより、前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する請求項 35に記載の超音波診断装置。

[43] 前記比較部は前記厚さ変化波形および前記弾性特性用基準波形の一方に第 2の係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように前記第 2の係数を決定し、前記第 2の係数および前記弾性特性用基準波形の振幅から前記最大厚さ変化量を算出する請求項 42に記載の超音波診断装置。

[44] 前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報を受け取って、前記最大変化量力弾性率を求める弾性率算出部をさらに備える請求項 43に記載の超音波診断装置。

[45] 前記基準波形発生部は、前記被検体の血圧変化波形に基づ!、て前記弾性特性用基準波形を生成する請求項 42に記載の超音波診断装置。

[46] 超音波診断装置の制御部による超音波診断装置の制御方法であって、

探触子を駆動して超音波を送信するステップと、

応力によって周期的に変形する被検体において前記超音波が反射することにより得られるエコーを前記探触子により受信するステップと、

前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の任意の 2つの測定部位間の距離変化を示す厚さ変化波形を算出するステップと、

基準波形を生成するステップと、

前記厚さ変化波形と前記基準波形との比較に基づいて前記被検体内部の情報を求めるステップと、

を包含する超音波診断装置の制御方法。

[47] 超音波診断装置の制御部による超音波診断装置の制御方法であって、

探触子を駆動して超音波を送信するステップ (A)と、

応力によって周期的に変形する被検体において前記超音波が反射することにより得られるエコーを前記探触子により受信するステップ (B)と、

前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の任意の 2つの測定部位間の距離変化を示す厚さ変化波形を算出するステップ (C)と、

基準波形を生成するステップ (D)と、

前記基準波形と前記厚さ変化波形を比較することにより、前記厚さ変化波形の最大変化量を算出するステップ (E)と、

を包含する超音波診断装置の制御方法。

[48] 前記ステップ (E)は、前記厚さ変化波形と前記基準波形との整合誤差が最小となるように前記厚さ変化波形または前記基準波形に乗じる係数を求め、前記係数および前記基準波形の振幅から前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する請求項 47に記載の超音波診断装置の制御方法。

[49] 前記基準波形は、あらかじめ複数の被検体力も取得した厚さ変化波形を平均したものである請求項 47に記載の超音波診断装置の制御方法。

[50] 前記被検体の変形の周期に基づいて、前記基準波形の周期を調整するステップをさらに包含し、

前記ステップ (E)は、周期が調整された基準波形と前記厚さ変化波形とに基づいて前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する請求項 47に記載の超音波診断装置の制御方法。

[51] 前記被検体の変形の周期に基づいて、前記厚さ変化波形の周期を調整するステツプをさらに包含し、

前記ステップ (E)は、周期が調整された厚さ変化波形と前記基準波形とに基づいて前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する請求項 49に記載の超音波診断装置の制御方法。

[52] 周期が調整された厚さ変化波形の複数周期における平均を求めるステップをさらに包含し、

平均化された厚さ変化波形と前記基準波形とに基づいて前記厚さ変化波形の最大変化量を算出する請求項 51に記載の超音波診断装置の制御方法。

[53] 前記ステップ (C)は、前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の複数の測定部位の位置変化をそれぞれ示す移動波形を算出するステップと、

前記移動波形に基づいて、前記 2つの測定部位間の厚さ変化波形を算出するステップとを含む請求項 47に記載の超音波診断装置の制御方法。

[54] 前記ステップ (D)は、前記移動波形に基づ!、て、前記基準波形を生成する請求項

53に記載の超音波診断装置の制御方法。

[55] 前記移動波形に基づいて前記被検体に含まれる血管径の変化波形を算出するステツプをさらに包含し、

前記ステップ (D)は、前記変化波形に基づいて、前記基準波形を生成する請求項

53に記載の超音波診断装置の制御方法。

[56] 前記ステップ (D)は、前記被検体の血圧変化波形に基づ!、て前記基準波形を生成する請求項 47に記載の超音波診断装置の制御方法。

[57] 前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報を受け取って、前記最大変化量から弾性率を求めるステップをさらに包含する請求項 47に記載の超音波診断装置の制御方法。

[58] 超音波診断装置の制御部による超音波診断装置の制御方法であって、探触子を駆動して超音波を送信するステップ (A)と、

基準波形を生成するステップ (D)と、

前記基準波形と前記厚さ変化波形とを比較することにより、最大厚さ変化量と前記厚さ変化波形および前記基準波形の一致する度合いを示す指標とを算出するステツプ (E)と、

前記指標に基づいて、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定するステップ (F)と、を包含する超音波診断装置の制御方法。

[59] 前記ステップ (E)は、前記厚さ変化波形および前記基準波形の一方と、係数を乗じた他方との整合残差が最小となるように、前記係数および前記係数を用いた場合の整合残差を算出し、前記係数および前記基準波形の振幅から前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出し、前記整合残差を前記指標として出力する請求項 58に記載の超音波診断装置の制御方法。

[60] 前記基準波形は、あらかじめ複数の被検体力も取得した厚さ変化波形を平均したものである請求項 59に記載の超音波診断装置の制御方法。

[61] 前記被検体の変形の周期に基づいて、前記厚さ変化波形の周期を調整するステツプ (G)をさらに包含し、

前記ステップ (C)は、周期が調整された厚さ変化波形と前記基準波形とに基づいて前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する請求項 60に記載の超音波診断装置の制御方法。

[62] 前記周期が調整された厚さ変化波形の複数周期における平均を求めるステップ（ H)をさらに包含し、

前記ステップ (F)は、平均化された厚さ変化波形に基づいて、前記厚さ変化量推定部が前記係数、整合残差および最大厚さ変化量を算出する請求項 61に記載の超音波診断装置の制御方法。

[63] 前記ステップ (H)は、前記平均を用いて前記厚さ変化波形の分散をさらに求め、前記ステップ (F)は、前記分散および前記整合残差に基づいて、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定する請求項 62に記載の超音波診断装置の制御方法。

[64] 前記ステップ (F)は、前記分散、前記係数および前記整合残差に基づ!ヽて、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定する請求項 63に記載の超音波診断装置の制御方法。

[65] 超音波診断装置の制御部による超音波診断装置の制御方法であって、

探触子を駆動して超音波を送信するステップと、

前記被検体の変形の周期に基づいて、前記厚さ変化波形の周期を調整するステツプと、

前記周期が調整された厚さ変化波形の複数周期における平均および分散を求めるステップと、

基準波形を生成するステップと、

前記基準波形と前記平均化された厚さ変化波形とを比較することにより、最大厚さ変化量を算出するステップと、

前記分散に基づ!/、て、前記最大厚さ変化量の信頼性を判定するステップと、を包含する超音波診断装置の制御方法。

[66] 前記最大厚さ変化量を算出するステップは、前記平均化された厚さ変化波形および前記基準波形の一方と、係数を乗じた他方との整合残差が最小となるように、前記係数を算出し、前記係数および前記基準波形の振幅から前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する請求項 65に記載の超音波診断装置の制御方法。

[67] 前記判定ステップは、前記分散および前記係数に基づいて前記最大厚さ変化量の信頼性を判定する請求項 66に記載の超音波診断装置の制御方法。

[68] 前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報を受け取って、前記最大厚さ変化量力弾性率を求めるステップと、

前記信頼性の判定結果に基づき、前記弾性率を表示するステップと、をさらに包含する請求項 65に記載の超音波診断装置の制御方法。

[69] 超音波診断装置の制御部による超音波診断装置の制御方法であって、

探触子を駆動して超音波を送信するステップ (A)と、

複数の異なる組織を含んでおり、応力によって周期的に変形する被検体にぉ、て前記超音波が反射することにより得られるエコーを前記探触子により受信するステツプ (B)と、

前記複数の組織にそれぞれ対応した複数の基準波形を生成するステップ (D)と、各基準波形と前記厚さ変化波形とを比較することにより、前記厚さ変化波形と各基準波形とがー致する度合いを示す指標を算出するステップ (E)と、

前記指標に基づいて、前記厚さ変化波形を与えた 2つの測定部位間の組織が前記複数の組織の！/ヽずれに該当するかを判定するステップ (F)と、

を包含する超音波診断装置の制御方法。

[70] 前記ステップ (E)は、前記厚さ変化波形および前記各基準波形の一方と、係数を乗じた他方との整合残差が最小となるように、前記係数および前記係数を用いた場合の整合残差をそれぞれ算出し、前記係数および前記基準波形の振幅から、各基準波形を用いた場合における厚さ変化波形の最大厚さ変化量を求める請求項 69に記載の超音波診断装置の制御方法。

[71] 前記ステップ (E)において前記各整合残差を前記指標として出力し、

前記ステップ (F)は、最も小さい整合残差が得られた基準波形に対応する組織を前記厚さ変化波形を与えた 2つの測定部位間の組織として判定し、その基準波形を用いて得られた最大厚さ変化量を出力する請求項 70に記載の超音波診断装置の制御方法。

[72] 前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報および前記ステップ (F)にお、て求めた最大厚さ変化量に基づ、て弾性率を求めるステップ (G)をさらに包含する請求項 71に記載の超音波診断装置の制御方法。

[73] 前記基準波形は、あらかじめ複数の被検体の前記複数の組織力も取得した厚さ変化波形を平均したものである請求項 69に記載の超音波診断装置の制御方法。

[74] 前記ステップ (F)における判定した結果に基づき、前記弾性率を表示するための画像データを生成するステップ (H)をさらに包含する請求項 72に記載の超音波診断装置の制御方法。

[75] 前記ステップ (F)は、前記各整合残差が所定の値より大き!/、場合、前記厚さ変化波形を与えた 2つの測定部位間の組織は、前記複数の組織の、ずれでもな、と判定する請求項 71に記載の超音波診断装置の制御方法。

[76] 超音波診断装置の制御部による超音波診断装置の制御方法であって、

探触子を駆動して超音波を送信するステップ (A)と、

複数の粘性特性用基準波形を生成するステップ (D)と、

前記複数の粘性特性用基準波形と前記厚さ変化波形とをそれぞれ比較することにより、前記厚さ変化波形と前記粘性特性用基準波形とがー致する度合いを示す粘性特性用指標をそれぞれ算出するステップ (F)と、

前記粘性特性用指標に基づいて、粘性率を決定するステップ (G)と、

を包含する超音波診断装置の制御方法。

[77] 前記粘性特性用基準波形は、所定の粘性率を仮定した場合にお!ヽて前記被検体の応力変化を示す情報に基づいて得られる前記被検体の歪み波形であって、前記ステップ (G)は、前記粘性特性用指標のうちのもっとも小さい値が得られた粘性特性用基準波形において仮定されている粘性率を出力する請求項 76に記載の超音波診断装置の制御方法。

[78] 前記ステップ (F)は、前記厚さ変化波形および前記各粘性特性用基準波形の一方に第 1の係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように前記係数を決定した場合における前記整合残差を、前記粘性特性用指標として出力する請求項 77〖こ記載の超音波診断装置の制御方法。

[79] 前記被検体の応力変化を示す情報は前記被検体の血圧波形である請求項 78に記載の超音波診断装置の制御方法。

[80] 前記ステップ (C)は、

前記受信エコー信号に基づいて前記被検体中の複数の測定部位の位置変化をそれぞれ示す移動波形を算出するステップと、

前記移動波形に基づいて、前記 2つの測定部位間の厚さ変化波形を算出するステップとを含む請求項 78に記載の超音波診断装置の制御方法。

[81] 前記移動波形に基づいて前記被検体に含まれる血管径変化波形を算出するステップ (H)をさらに包含し、

前記被検体の応力変化を示す情報は、前記血管径波形を前記被検体の最高および最低血圧値で補正した波形である請求項 78に記載の超音波診断装置の制御方法。

[82] 前記ステップ (C)は、前記被検体に含まれる血管壁の内腔に近接した位置における厚さ変化波形を生成し、

前記ステップ (D)は、前記内腔に近接した位置における厚さ変化波形を前記被検体の最高および最低血圧値で補正した波形を前記被検体の応力変化を示す情報として用いる請求項 78に記載の超音波診断装置の制御方法。

[83] 前記ステップ (D)は、弾性特性用基準波形をさらに生成し、

前記ステップ (F)は、前記弾性特性用基準波形と前記厚さ変化波形とを比較することにより、前記厚さ変化波形の最大厚さ変化量を算出する請求項 77に記載の超音波診断装置の制御方法。

[84] 前記ステップ (F)は、前記厚さ変化波形および前記弾性特性用基準波形の一方に第 2の係数を乗じたものと他方との整合残差が最小となるように前記第 2の係数を決定し、前記第 2の係数および前記弾性特性用基準波形の振幅から前記最大厚さ変化量を算出する請求項 83に記載の超音波診断装置の制御方法。

[85] 前記被検体の変形周期において生じる前記応力の応力差の情報を受け取って、前記最大変化量から弾性率を求めるステップ (I)をさらに包含する請求項 84に記載の超音波診断装置の制御方法。

[86] 前記ステップ (D)は、前記被検体の血圧変化波形に基づ！ヽて前記弾性特性用基準波形を生成する請求項 83に記載の超音波診断装置の制御方法。