超聲波攝像裝置以及信息處理裝置的制作方法

專利名稱：超聲波攝像裝置以及信息處理裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及醫療用的超聲波攝像裝置，尤其涉及對檢查者所期望的心臟的硬度或心臟的內部的血壓進行測量的超聲波攝像技術。
背景技術：
心臟疾患在大部分發達國家中是三大死因之一。在進行 心臟疾患的早期診斷和過程觀察方面，左心房或左心室的隨著時間的壓力信息直接作為有用的指標而被用于診斷。所謂心臟的內部的壓力信息是指與大氣壓的差壓，以下稱為心內壓。在進行心內壓測量時，采用將心臟導管插入到體內的侵入式方法。通過導管得到的信息主要為大動脈、左心室中的血壓。此外，作為與非侵入式的心內壓測定相關聯的技術，設計了根據左心室的固有振動數推定心肌的硬度，進而測量心內壓的手法。非專利文獻2的方法為將左心室近似為球殼，通過采用非專利文獻I中提倡的流體充滿后的球殼的固有振動數與硬度的關系式，來推定心肌的硬度的手法。固有振動數在心肌硬的情況下變高。例如在心內壓高的情況下心肌組織擴展，心腔的固有振動數變高。進而，非專利文獻3提出了如非專利文獻4所示的、利用心肌的硬度和心內壓的關系來推定心內壓的手法。現有技術文獻專利文獻專利文獻I JP特開平10-5226公報非專利文獻非專利文獻I Advani, S. H.，Lee, Y. C.，J. Sound Vib. 12 (4) :453-462 (1970)非專利文獻2 Honda, H et al. Am J Physiol Heart Circ Physiol 266 H881-H890(1994)非專利文獻3 :Sato M. et al. Electronic letters 32 (11) 949-950 (1996)非專利文獻4 Mirsky I.，Parmley ff. ff. Cardiac Mechanics. Chap. 11 (1974)

發明內容
發明所要解決的課題在采用心臟導管的情況下，能測量心內壓，但由于是侵入式的測量，因此對患者所帶來的負擔非常大。此外，如上述的現有技術文獻那樣，在將左心室近似為球殼，根據固有振動數算出心肌的硬度或心內壓的情況下，所得到的值與依賴形狀所產生的誤差處于相同的級別(order)，因此沒有精度。本發明的目的在于提供一種能夠以非侵入的方式對心肌硬度以及心臟內部的絕對壓力精度良好地進行測定的超聲波攝像裝置以及信息處理裝置。用于解決課題的手段為了實現上述目的，本發明提供一種下述結構的超聲波攝像裝置，該超聲波攝像裝置具備超聲波探頭，其對作為對象物的心臟進行超聲波的收發；信號處理部，其對通過超聲波探頭所接收的反射回波信號進行處理；和顯示部，其顯示信號處理部的信號處理結果，信號處理部具備形狀提取部，其根據反射回波信號來提取心臟的形狀信息；固有振動檢測部，其根據反射回波信號來檢測心臟的固有振動；和運算部，其根據所得到形狀信息和固有振動來計算心肌硬度或者心內壓。此外，為了實現上述目的，本發明提供一種下述結構的信息處理裝置，該信息處理裝置處理對心臟進行超聲波的收發而得到的反射回波信號，具備信號處理部，其對反射回波信號進行處理；和顯示部，其顯示信號處理部的處理結果，信號處理部具備根據反射回波信號提取心臟的形狀信息的形狀提取部；根據反射回波信號檢測心臟的固有振動的固有振動檢測部；和根據所得到的形狀信息和固有振動計算心臟的心肌硬度或者心內壓的運算部。發明的效果 根據本發明，通過考慮作為攝像對象物的心臟的形狀信息，從而能夠高精度地提供對診斷有效的心肌硬度以及心內壓。在本發明中，為了根據超聲波攝像信號以非侵入的方式測量心臟的形狀以及心臟的活動，通過采用根據心臟的固有振動數考慮了形狀的效果的物理法則，能夠算出精度高的心肌硬度。進而能夠根據所得到的心肌硬度采用心臟的硬度和心臟的壓力的關系式來算出心內壓。


圖I為表示第I實施例的超聲波攝像裝置的一構成例的框圖。圖2為表不與第I實施例相關的信號處理部的動作的一例的流程圖。圖3為表示與第I實施例相關的用于說明心臟的振動的B模式圖像的圖。圖4為與第I實施例相關的用于說明心臟的心跳時相的圖。圖5為與第I實施例相關的用于說明擴張末期的心壁振動的圖。圖6為與第I實施例相關的用于說明橢圓體以及橢圓體的振動模式的圖。圖7為與第I實施例相關的用于說明信號處理部的詳細動作的圖。圖8為與第2實施例相關的采用球貝塞爾函數(spherical Bessel functions)的函數的說明圖。圖9A為與第2實施例相關的表示球殼與橢圓體殼的振動數比的說明圖⑴。圖9B為與第2實施例相關的表示球殼與橢圓體殼的振動數比的說明圖(2)。圖9C為與第2實施例相關的表示球殼與橢圓體殼的振動數比的說明圖(3)。圖9D為表示與第2實施例相關的振動數比的表格的一例的圖。圖9E為表示與第2實施例相關的無量綱參數(nondimensional parameter)的表格的一例的圖。圖10為與第2實施例相關的用于說明橢圓體殼的示意圖。圖11為表不與第2實施例相關的信號處理部的動作的一例的流程圖。圖12為表示與各實施例相關的畫面顯示的一例的圖。圖13為表不與第3實施例相關的信號處理部的動作的一例的流程圖。
具體實施例方式以下，基于附圖對本發明的實施方式即各種實施例進行說明。實施例I首先,作為第一實施例,對采用有限要素法(finite-element method)對反射回波信號進行處理的超聲波攝像裝置進行說明。即，對下述超聲波攝像裝置的構成進行說明，該超聲波攝像裝置利用超聲波來對對象物進行攝像，具備超聲波探頭，其對作為對象物的心臟進行超聲波的收發；信號處理部，其對通過超聲波探頭所接收的反射回波信號進行處理；和顯示部，其顯示信號處理部的信號處理結果，信號處理部具備形狀提取部，其根據反射回波信號來提取心臟的形狀信息；固有振動檢測部，其根據反射回波信號來檢測心臟的固有振動；和運算部，其根據形狀信息和固有振動來計算心臟的心肌硬度或者心內壓。圖I為表示實施例I的超聲波攝像裝置的一構成例的框圖。超聲波攝像裝置具備 裝置主體I和超聲波探頭2。裝置主體I邊控制超聲波探頭2邊生成超聲波圖像。超聲波探頭2按照由超聲波信號發生器12所生成的信號，與生物體等的被檢體3相接觸，對其照射區域30照射超聲波，并且接收照射區域30的反射回波信號。接下來，對裝置主體I的詳細的構成要素進行說明。裝置主體I具備輸入部10、控制部11、超聲波信號發生器12、超聲波接收電路13、顯示部14以及信號處理部15。輸入部10為對超聲波攝像裝置進行操作的檢查者對控制部11設定超聲波攝像裝置的動作條件的鍵盤或指向器(pointing device),此外為使用心電圖的情況下的心電圖信號輸入部。控制部11為基于通過輸入部10設定的超聲波攝像裝置的動作條件對超聲波信號發生器
12、超聲波接收電路13、顯示部14以及信號處理部15進行控制的部分，例如構成為定序器(sequencer)或構成計算機系統的處理部的中央處理部(Central Processing Unit ；CPU)的程序處理。超聲波接收電路13對通過超聲波探頭2所接收的反射回波信號進行放大或整相等并輸入到信號處理部15。顯示部14將由信號處理部15得到的圖像信息或后面詳述的心肌硬度或心內壓等輸出到顯示器上。信號處理部15具有根據來自超聲波接收電路
13、即來自超聲波探頭2的反射回波信號生成超聲波圖像的功能。接下來，對信號處理部15的詳細的構成要素進行說明。信號處理部15具有心跳時相檢測部151、形狀提取部152、固有振動檢測部153、運算部154以及作為存儲部的存儲器155。另外，信號處理部15的功能模塊即心跳時相檢測部151、形狀提取部152、固有振動檢測部153、運算部154能夠由上述的CPU中的程序處理等來實現。心跳時相檢測部151根據從輸入部10獲取的輸入信號、或者反射回波信號、或者形狀信息來檢測心臟瓣膜的血流的速度和方向，并取得心臟的收縮和擴張的時相，由此能夠識別心跳時相。或者根據從形狀提取部152得到的形狀信息來檢測心跳時相。形狀提取部152根據從超聲波接收電路13輸出的反射回波信號來形成例如B (Brightness，亮度)模式、即超聲波照射對象的以采用了平面攝像法的2維的心臟或者采用了立體攝像法的3維的心臟為中心的組織形狀。固有振動檢測部153對由形狀提取部152得到的組織的固有振動進行測量。運算部154根據組織的形狀信息和固有振動信息，采用有限要素法來算出組織的硬度。存儲器155存儲包括反射回波信號數據在內的、由心跳時相檢測部151、形狀提取部152、固有振動檢測部153、運算部154進行處理的數據或所得到的結果的數據。該存儲器155當然也可以設置在信號處理部15的外部。圖2表示本實施例的裝置、尤其是信號處理部15的處理流程。圖2中，作為具體例，圖I中的照射區域30中采用包括心臟的左心室的部位，但照射區域30也可為左心房、
右心房、右心室。首先，形狀提取部152根據從超聲波接收電路13輸出的反射回波信號形成例如B模式像、即超聲波照射對象的采用了平面攝像法的二維的左心室的形狀圖像或者采用了立體攝像法的三維的左心室的形狀圖像(Sll)，將該組織形狀圖像發送到心跳時相檢測部
151。心跳時相檢測部151根據從超聲波接收電路13得到的反射回波信號、或者形狀信息、或者從輸入部10獲得的信息來檢測心跳時相(S12)，將心跳時相信息發送到形狀提取部
152。接下來，形狀提取部152根據組織形狀圖像的亮度信息，利用圖像處理來決定各圖像內的組織存在的位置信息，提取規定時相中的左心室的形狀信息(S13)，將形狀信息發送到固有振動檢測部153。接下來，固有振動檢測部153對形狀信息的規定位置的固有振動進行檢測(S14)，將固有振動信息發送到運算部154。最后，運算部154根據左心室的形狀信息和固有振動信息算出左心室的硬度信息或者心臟的內部的壓力即心內壓信息。另外，在執行步驟12時，在不使用由步驟11取得的形狀信息的情況下，步驟11和步驟12的順序既可相反，也可同時執行。此外，步驟13和步驟14的順序既可相反，也可同時執行。根據圖3，對通過步驟11得到的被攝體即心臟的形狀信息的一例進行說明。圖3表示通過二維的B模式所拍攝的心臟的左心室31、左心房32、右心室33、二尖瓣34、左室后壁35、心尖部36。說明圖為二維圖像，但也可為三維圖像攝像。B模式像的超聲波頻率可處于能攝像的IMHz到20MHz的范圍，但本實施例中設為中心頻率5MHz。此外，在對心臟進行攝像時的脈沖重復頻率(Pulse Repetition Frequency ；PRF)設為能夠捕捉心臟的活動的范圍、即20Hz以上。利用圖4說明步驟12中的心跳時相檢測方法的例子。圖4表示心跳時相的隨時間變化的物理量、例如心電圖信號波形61、二尖瓣流入速度波形62、肺動脈瓣逆流波形63、心壁速度波形64、心壁運動波形65的變化。在使用了心電圖信號的情況下，能夠識別從輸入部10獲取的心電圖信號波形61的心跳時相。心電圖能夠特征性地捕捉心跳時相，但即使不采用心電圖，通過采用與心電圖時相的變化一起示出特征性的變化的圖4中的物理量62-65中的任一個，并采用波形的極大值、極小值、最大值、最小值、傾斜度、零交叉(zero cross)等,也能夠檢測時相。作為波形的取得方法，例如能夠通過進行多普勒測量來對經過二尖瓣34的血流的二尖瓣流入速度波形62進行測量，并進行心跳時相識別。此外，血流波形也可以是肺動脈瓣逆流波形63、經過大動脈瓣、三尖瓣的流速波形、或者心壁速度波形64、或者以M(Motion，運動)模式經時性地對心壁的移動進行了測量而得到的心壁運動波形65。此外，也可是經時性地表示了固有振動檢測部153所檢測到的振動的波形。不管是哪一個，在心跳時相檢測部151中，都能夠根據這些波形識別心跳時相。在本實施例中，尤其關注于對診斷有用的擴張末期66的時相。擴張末期66為在左心室31充滿血液，且血液即將被噴出之前的時相。此外，也可以對左心室容積成為最大的時相進行檢測。在此，所謂B模式圖像是表示由超聲波所拍攝的組織形狀的圖像，M模式圖像是按照時間追蹤任意超聲波掃描線上的組織的活動，在縱軸上表示掃描線上的組織的位置，在橫軸上表示時間，來按照時間表示組織的活動的圖像。
接下來，在圖2的步驟13，通過圖像處理來檢測由步驟11得到的組織圖像的位置信息。具體而言，在超聲波圖像中組織被識別為高 亮度值，因此將高亮度值部分作為心臟組織，取得二維或者三維的心臟組織位置。在步驟14，固有振動檢測部153采用從超聲波接收電路13輸出的反射回波信號來對步驟11中得到的組織圖像中的規定位置的固有振動數進行測量。規定的位置既可以由用戶從組織圖像中進行選擇并根據來自輸入部10的指示來決定，也可根據信號處理部15所進行的圖像處理來決定特征性的左室后壁35或心尖部36。另外，在本實施例中，算出IOHz以上IOOHz的范圍的固有振動數的M模式的PRF為200Hz以上。利用圖3以及圖5詳細地說明步驟14。進行固有振動檢測的部位可以為作為對象的心腔壁的任一個位置。本實施例中，由于以左室為對象，因此作為其一例，對圖3所示的心尖部36的固有振動檢測進行說明。固有振動數的檢測方法，對采用了 M模式的手段進行說明。圖5中表示圖3所示的利用了包括檢測位置在內的超聲波掃描線37的M模式圖像。通過在M模式中經時性地觀察表示心壁的活動的心壁運動波形65的振動,能夠檢測擴張末期66的固有振動。在本實施例中，關注于在診斷中有用并且心臟正在處于舒張狀態的擴張末期66的時相的固有振動。通過進行擴張末期66的壁振動的波譜解析，能夠算出心尖部36的固有振動數39。波譜解析也可為傅里葉變換或者小波變換。在進行測量的固有振動數為一個以上且為多個的情況下，除了固有振動數39，還可測量左室后壁35的固有振動數38、其他部位的固有振動數。在此，利用圖6說明固有振動和測量部位的關系。殼的固有振動模式存在無數個，根據每個固有振動模式的振動方式而產生振動顯著的部位和振動少的部位。利用圖6以橢圓體殼的振動為例進行說明。圖6(a)中,橢圓體殼67處于用軸方向X、半徑方向r、圓周方向Θ表現的極坐標系中。圖6(b)中表示xr平面671的X軸方向的模式2x的振動，此外圖6 (c)中表不γΘ平面672的r方向的模式2r的振動。典型的變形后的狀態675、676分別表示相反的振動的相位。此外，圖6(b)和(C)的振動模式不同，由此固有振動數也不同。此外，通過取多個測量振動的部位，能夠捕捉這些各種各樣的振動模式的特征性的模式。例如，在測量點673，能夠顯著地測量模式2x的振動，但幾乎檢測不到模式2r的振動。另一方面，在測量點674，能夠測量模式2x和模式2r這兩者的固有振動數。即，在測量點為一點的情況下，模式的確定是困難的，但通過進行多點的測量能夠進行模式的確定。在圖2的步驟15中，運算部154根據組織的形狀信息和固有振動信息，采用有限要素法來算出組織的硬度。尤其在進行有限要素法時，兩個重要的物理量、即心肌硬度E[Pa]以及心內壓p[Pa]是未知的。為了決定這些物理量，在本實施例中采用迭代法。利用圖7，對本實施例中的有限要素法的詳細的處理進行說明。圖7(a)表示其詳細的流程，圖7(b)表示按照該流程的概要圖。運算部154根據由形狀檢測部152所提取的形狀信息Dtl作成有限要素網格Dm(S1511)。在此Dm處于在心臟內施加壓力，因此心肌伸展、心腔膨大的狀態。根據Dm推定沒有施加壓力的萎縮狀態。萎縮狀態通過比例因數(scalingfactor) g來進行推定。比例因數g為從O到I的值，在運算時任意地決定(S1512)。通過將網格信息Dm按比例縮小(scale down) g倍，從而算出萎縮狀態的網格信息Dd (S1513)。在此，按照保存心肌組織的質量的方式進行按比例縮小。這種縮小例如可以減小心壁的直徑，并加厚壁厚。而且，此時，心內壓與外壓等價。此外，本實施例中的心內壓的基準壓為大氣壓，心內壓的顯示示出了與大氣壓的差壓。即，由步驟1513算出的萎縮的心臟網格Dd的心內壓為OmmHg。接下來，決定有限要素法的參數。關于物性，作為保持診斷的有效性的范圍，將心肌的密度設為從950kg/nT3到1150kg/nT3的范圍的常數，將血液密度設為從950kg/nT3到1150kg/m~3的范圍的常數。心肌的硬度E采用式(I)所記載的關系式(非專利文獻4) (S1514)。數IE = Ii1 σ +k2-----(式 I)在此，σ為壁厚度方向的左心室壁應力[Pa], kj無單位)、k2[gm/mnT2]為與彈性相關的常數。h公知取29. 9到43. 7，經驗的平均值為37. 3 (非專利文獻4)。k2為從O至Ij-2. 13[gm/mm~2]范圍的常數。接下來，采用有限要素法使Dd的心內壓緩緩地增加，使Ds緩緩地膨脹。使其膨脹到與測量出的網格信息Dm大致相等的大小(S1515)。作為該膨脹了的網格信息Ds，設此時的心內壓為P。接下來，利用該Ds，算出固有振動數f；(S1516)。對算出的固有振動數f。和 測量出的固有振動數匕進行比較(S1517)。在兩者足夠接近時，有限要素模型反映了進行了充分測量的心臟，將計算中所使用的硬度E和壓力P作為實際的硬度和心內壓。此外，該判定，在固有振動數f。和測量出的振動數fm不同的情況下，改變比例因數g并反復從步驟1512到步驟1517的過程。固有振動數f。和測量出的振動數fm足夠接近的判定也可為例如兩者的誤差收斂到某閾值以內的情況。此外，該閾值也可為作為允許誤差的15%以下。除此之外，也可使比例因數g覆蓋性地變化，并選擇其中固有振動數f。與測量出的振動數匕兩者的誤差最小的比例因數g。根據以上所說明的本實施例，能夠算出攝像對象即心臟的硬度E和壓力p。接下來，詳細說明本實施例的超聲波攝像裝置的對顯示部的顯示圖像。圖I的顯示部14除了通常的B模式、M模式等的超聲波圖像之外，還在其畫面中顯示信號處理部15的運算部154所算出的、一個以上的空間位置上的、或者某時刻的、或者某連續的時刻中的一個以上的心內壓或者、振動數或振動數的波譜解析、壁面的移動量、或者心臟的硬度等。該波譜解析也可為能夠檢測與時相相應的頻率的短時間傅里葉變換或者小波解析。波譜解析圖為二軸的等高線圖，一方的軸為時間，一方的軸為頻率。另外，也可用顏色表示波譜強度。作為一例，在圖12(a)的最下部通過短時間傅里葉變換例示了波譜解析圖613。此夕卜，也可以一方的軸為頻率，一方的軸為波譜強度。此外，如圖12(a)所示，也可將表示時相的心電圖611、M模式顯示圖612、傅里葉變換等的波譜解析圖613顯示于同一畫面上。此夕卜，也可基于由形狀提取部152所形成的圖像，將圖12(b)所示的組織圖像30重疊顯示于同一畫面中。進而，也可采用運動圖像或靜止圖像來顯示振動的模式。此外，如圖12(b)所示，在進行以下所說明的第二實施例的步驟13的橢圓體近似時，也可將心臟組織和橢圓體301重疊顯示。實施例2接下來，說明第二實施例的超聲波攝像裝置。在第一實施例中，采用有限要素法來算出心肌硬度、心內壓，相對于此，在第二實施例中，不采用有限要素法，而將心腔近似為橢圓體殼，采用橢圓體殼和固有振動數的物理法則。另外，本實施例的超聲波攝像裝置的結構具有與實施例I中所說明的圖I的裝置結構相同的結構。差異點在于圖I的裝置的計算處理部15中的處理部分，如后面所說明的那樣，尤其在圖2所示的處理流程的步驟13和步驟15中存在差異。在詳細地記述本實施例之前，對球殼和固有振動數的物理法則向橢圓體殼和固有振動數的關系的擴展進行說明。現有技術文獻中，雖然提倡表示球殼的固有振動數的支配方程式(非專利文獻I)，但是不知道與實際的心腔相近的橢圓球殼與固有振動數的關系式。在此，對利用橢圓體殼的固有振動數，歸結到表示球殼的固有振動數的支配方程式法 貝U，算出橢圓體殼的硬度的手法進行說明。由式(2)表示示出球殼的固有振動數的支配方程式(非專利文獻2)。此外，0 為將固有振動數fn無量綱化后的變量。c6a，C4a, C2a, C0a, C6b, C4b, Cob, Ca, Cb為由表示形狀的內徑和壁厚的比h/r以及泊松比Cb決定的9個常數，Jn(x)、Jn’ (x)分別為變量X的第η種球貝塞爾函數及其微分。數2
r aο i r............. ....... .......Lc.......U L , 廣,^ β , J n{C ,β ,E1'1) ,
iJr- I 43 “ ￡ιη K'{C JΛ I ' 341-rH7'{C
Γη-__η I f , ftβ a J H (C β M ^ ) I a/ Q\+° ----(式 2)數3Pn=Cb —4ti------(式 3)
L· ‘Cb = 2 r P 1/2(l-v2)1;2雖然式⑵能夠復雜地以數值求解，但如圖8(a)所示那樣，函數Jn(X)/Jn’ (x)根據X的值而從負的無限大變動到正的無限大，滿足式(2)的βη的解也存在無數個。因此，存在E的值也不能唯一地決定的問題。因此，在本實施例中，利用在心肌的振動模式中球貝塞爾函數部的輸入部(ο3βηΕ1/2)充分小到O. 001級程度的情況，通過采用向零點的漸近近似式(4)，能夠求得唯一的解。數4
_4] Ijm0 AU) =1);丨| -----(式 4)η !! = η (η_2) (η_4) · · ·由此，通過將該關系式代入到式(2)，得到以下的式子。
數5f β+i^fl+^-V4+k+^k+cOfl=° ――(式 5)
V ) \ n J 、 n通過該漸近近似存在兩個優點。一個是，式(2)包括β n和E這兩個變量，與此相對，式(5)的變量只為βη。即，在式(2)中，啟示了 βη的解根據組織硬度E的值而產生變化的可能性，但在式(5)中，在球半徑壁厚比與泊松比相同的情況下，各系數相同，因此βη的值與組織硬度E的值無關而始終相同。只要決定了形狀和泊松比，@ 的值就決定了。采用球殼得到的該結論，示出了即使在采用橢圓體殼的情況下，只要決定了形狀，βη就能夠與E的值無關地決定的可能性。本發明者，將只要決定了該形狀，βη就能與E的值無關地決定的可能性擴展到橢圓體殼，因此在后面進行詳述。此外，第二個優點在于，式(5)為βη2的3次方程式，因此βη能夠以解析解的方式 算出這一點。這意味著在算出心肌硬度E時，不需要數值的反復計算，能夠縮短計算時間。另外，在圖8(b)中表示解析而得到的解析解(analytical)與通過有限要素法所得到的數值解(simulation)的比較的一例。在該圖中，橫軸表示硬度(Elasticity)Jil^ft表示固有振動數(Eigen frequency)。實線以及虛線表示解析解所表示的固有振動數與硬度的關系，分別表示模式2 (η = 2)以及模式4(η = 4)。此外，圓形劃線以及菱形劃線表示有限要素法所得到的計算結果，分別表示模式2以及模式4。模式2、模式4均取得良好的一致，示出由式(5)得到的解的妥當性。接下來，對上述的球殼的固有振動數的橢圓體殼擴展進行說明。由球殼的固有振動數的漸近近似手法得到的、根據心肌的硬度和固有振動數得到的無量綱數@ 根據殼的形狀和泊松比來決定，根據上述的見解，啟示了在橢圓體殼的情況下也是只要決定形狀，則橢圓體殼的@ 也同樣地決定。為了確認上述內容，關于充滿了流體的橢圓體殼的固有振動數，通過有限要素法，將長軸短軸徑比s作為函數，算出充滿了流體的橢圓體殼與球殼的固有振動數比F。振動模式為自由振動。計算條件為被充滿的流體以及殼的組織的密度均為1000kg/nT3。針對以下的三個示例進行計算。首先，在示例I中，為了表示振動頻率比F不依賴于硬度E或半徑R，而將硬度50kPa且半徑30mm的球殼、硬度30kPa且半徑30mm的球殼以及硬度50kPa且半徑15mm的球殼的情況進行比較。泊松比為O. 499，球殼半徑與壁厚的比為1/3。在示例2中，為了調查泊松比V對振動頻率比F帶來的影響,而使泊松比V變化。另外,在示例2中以硬度50kPa、半徑30mm且球殼半徑與壁厚的比為1/3的球殼作為計算對象。示例3中，為了調查半徑與壁厚比(X = h/r)的影響，而使X變化。另外，在示例3中將硬度50kPa、半徑30mm、泊松比為O. 499的球殼作為計算對象。圖9A、圖9B、圖9C與三個示例(Case) 1、2、3相關，將長軸短軸徑比s (橫軸)作為函數，示出了充滿了流體的橢圓體殼和球殼的固有振動數比F (縱軸)。在此，設球體的半徑和橢圓體的短軸徑的值等價。圖9A表示圖6的Γθ平面中的模式2R(n = 2)，圖9Β表示圖6的xr平面中的模式2X(n = 2),圖9C表示圖6的r Θ平面模式4R(n = 4)。在長軸短軸徑比s為I時，橢圓體表示球，頻率比為I。橢圓體頻率隨著S的值變小而減少。在模式2R的情況下，尤其在短軸半徑成為長軸半徑的一半的s = O. 5時，可知橢圓體的頻率減少到60%程度。心肌的硬度在頻率的二次方下有效果，因此在測量橢圓體的頻率，并以球體進行了處理的情況下，存在算出的硬度估計低到真正的硬度的十分之幾的程度的可能性。此外，在示例I的計算中，在圖9A、圖9B、圖9C所有的模式中，頻率比F一致。這意味著頻率比不依賴于尺寸或硬度。此外，示例2中雖然觀察到泊松比所產生的若干的影響，但頻率比在所有的模式中幾乎一致。示例3中，能夠確認半徑與壁厚的比即球殼的形狀的影響顯著地顯現。在本實施例中，基于以上的計算結果，在信號處理部中，采用以下手法采用橢圓的長徑短徑比來決定橢圓體殼的無量綱振動數βη。利用圖11，說明第二實施例的情況下的圖2的步驟15的詳細流程。第二實施例的裝置結構與圖I所示的第一實施例的裝置結構相同。此外，本實施例的處理流程概要與圖2所示的處理相同，但信號處理部15的處理流程中、步驟13和步驟15的詳細內容不同，因此以下對步驟13、15進行說明。首先，在本實施例的步驟13中，通過圖像處理對步驟11所得到的組織圖像的位置信息進行檢測。具體而言，在超聲波圖像中組織被識別為高亮度值，因此將高亮度值部作為心臟組織，取得二維或者三維的心臟組織位置。進而，形狀提取部152按照檢查者的需要 將心臟或作為心臟的一部分的各心腔的形狀即形狀參數、即如圖10所示內徑r[m]、心壁厚h[m]、心腔壁近似為橢圓，算出長軸徑與短軸徑比s(在此s為I以下)等。內徑r、心壁厚h既可以為心腔的平均值，也可為局部的值。心腔的橢圓近似方法也可為心腔體積、橢圓體的心腔剖面和橢圓的模式匹配。接下來，在本實施例的步驟15中，信號處理部15的運算部154將心腔近似為橢圓體殼，采用橢圓體殼和固有振動數的物理法則。圖11中表示步驟15的詳細的流程。步驟1521中，運算部154將測量出的模式η的橢圓體殼的固有振動數fe,n[Hz]校正為球殼相當的模式η的固有振動數fs,n[Hz]。在此，如下式(6)所示那樣，球殼相當的模式η的固有振動數fs,n的計算既可以采用圖9A、圖9B、圖9C所示的球殼與橢圓體殼的振動數比F來進行校正，也可直接采用橢圓體殼的固有振動
無量綱數βε,η。另外，在βη計算中既可以采用有限要素法來數值性地求解，也可采用馬提厄函數(Mathieu function)來解析性地求解。振動數比F和無量綱數β 作為表格、其擬合(fitting)函數或者解析函數，如后面所說明的那樣，被預先保存于圖I的信號處理部15的存儲器155中。數6
f/ =^L-----(式 6)
P接下來，運算部154采用式(3)所示的固有振動數與球殼的硬度的物理關系式，算出心肌的硬度(S1522)。此外，也可使式(3)簡化，而采用式(7)。根據校正為球殼后的模式η的固有振動數fs,n算出硬度E。數7E = Ccr2fsZtn----(式 7)
權利要求
1.一種超聲波攝像裝置，利用超聲波來對對象物進行攝像，該超聲波攝像裝置的特征在于， 具備 超聲波探頭，其對作為上述對象物的心臟進行超聲波的收發； 信號處理部，其對通過上述超聲波探頭所接收的反射回波信號進行處理；和 顯示部，其顯示上述信號處理部的信號處理結果， 上述信號處理部具備 形狀提取部，其根據上述反射回波信號來提取上述心臟的形狀信息； 固有振動檢測部，其根據上述反射回波信號來檢測上述心臟的固有振動；和 運算部，其根據上述形狀信息和上述固有振動來計算上述心臟的心肌硬度或者心內壓。
2.根據權利要求I所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 上述固有振動檢測部，對由上述形狀提取部作為上述形狀信息而得到的上述心臟內的心腔形狀的規定的一個以上的固有振動模式進行檢測，算出上述固有振動模式的頻率即固有振動數。
3.根據權利要求2所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 上述固有振動檢測部決定上述心腔形狀的上述固有振動模式的檢測位置。
4.根據權利要求I所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 上述運算部，利用上述形狀信息以及上述心肌硬度與上述心內壓的關系準則來進行有限要素計算，算出上述心內壓或者上述心肌的硬度。
5.根據權利要求I所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 上述形狀提取部將上述心臟內的左心室近似為橢圓球殼，算出上述橢圓球殼的短軸或者長軸的內徑、殼厚、長徑短徑比。
6.根據權利要求5所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 上述運算部根據上述橢圓球殼的固有振動數來算出上述心肌硬度。
7.根據權利要求6所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 上述運算部進行將上述橢圓球殼的固有振動數歸結到球殼的校正運算。
8.根據權利要求6所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 上述運算部采用校正表格來將上述橢圓球殼的固有振動數歸結到球殼。
9.根據權利要求6所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 上述運算部，采用橢圓球殼近似時的上述心肌硬度和上述心內壓的關系準則來計算上述心內壓。
10.根據權利要求I所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 上述信號處理部還具備檢測上述心臟的心跳時相的心跳時相檢測部，在由上述心跳時相檢測部所檢測出的規定的心跳時相中，計算上述心肌硬度或者上述心內壓。
11.根據權利要求2所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 上述運算部采用由上述固有振動檢測部所算出的多個上述固有振動模式來計算上述心肌硬度或者上述心內壓。
12.根據權利要求2所述的超聲波攝像裝置，其特征在于，還具備輸入部，該輸入部在顯示于上述顯示部的上述圖像中設定規定點， 上述信號處理部檢測通過上述輸入部設定的上述規定點的上述固有振動模式。
13.根據權利要求I所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 上述顯示部顯示上述運算部所算出的上述心肌硬度或者上述心內壓。
14.根據權利要求10所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 上述顯示部顯示波譜解析圖，該波譜解析圖將由上述運算部算出的上述固有振動的固有振動數、和由上述心跳時相檢測部檢測出的上述心跳時相繪制到二維空間中。
15.根據權利要求I所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 上述信號處理部采用上述形狀信息來進行有限要素計算，檢測上述心臟的固有振動數，采用上述心臟的固有振動數和上述心肌的硬度的關系準則，來算出上述心肌的硬度或者上述心內壓。
16.一種信息處理裝置，處理對心臟進行超聲波的收發而得到的反射回波信號，該信息處理裝置的特征在于， 具備 信號處理部，其對上述反射回波信號進行處理；和 顯示部，其顯示上述信號處理部的處理結果， 上述信號處理部，根據上述反射回波信號來提取上述心臟的形狀信息，根據上述反射回波信號來檢測上述心臟的固有振動，根據上述形狀信息和上述固有振動來算出上述心臟的心肌硬度或者上述心臟的心內壓。
全文摘要
本發明提供一種以非侵入的方式測定作為心臟的肌肉的心肌的硬度或者作為心臟的內部的血壓的心內壓的超聲波攝像裝置。超聲波攝像裝置具備對作為體內的對象物的心臟收發超聲波的超聲波探頭(2)；對通過超聲波探頭所接收的反射回波信號進行處理的信號處理部(15)；將信號處理結果作為圖像進行顯示的顯示部(14)；和在顯示部中所顯示的圖像中設定規定點的輸入部(10)。信號處理部(15)具備根據反射回波信號識別心臟的形狀信息的形狀提取部(152)；根據反射回波信號檢測心臟的固有的振動的固有振動檢測部(153)；和計算心肌的硬度或者心內壓的運算部(154)，運算部(154)根據心臟的固有振動數精度良好地算出心肌的硬度，根據所算出的心肌的硬度計算心內壓。
文檔編號A61B8/00GK102753101SQ20118000856
公開日2012年10月24日 申請日期2011年2月2日 優先權日2010年2月17日
發明者東隆, 橋場邦夫, 田中智彥, 田原麻梨江 申請人:株式會社日立醫療器械