JP2001218768A - Ultrasonograph - Google Patents
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は超音波診断装置に関
し、特に血管径や血流速度などを計測する装置に関す
る。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly to an apparatus for measuring a blood vessel diameter, a blood flow velocity, and the like.
【０００２】[0002]
【従来の技術】血管の性状や心臓などの機能を診断する
ために超音波診断装置が利用される。超音波診断装置を
利用して血管壁の変位を計測する場合、血管を通過する
超音波ビーム上において、エコーデータに基づいて、血
管壁が自動的にトラッキングされ、それにより血管壁の
変位が計測される。血管壁の変位の時間変化は、心臓の
拍動に同期したものであるが、その波形の形態を観察す
ることによって、心不全、動脈硬化などの疾病を診断す
るための基礎データを取得できる。2. Description of the Related Art An ultrasonic diagnostic apparatus is used for diagnosing the properties of blood vessels and functions such as the heart. When measuring the displacement of the blood vessel wall using an ultrasonic diagnostic apparatus, the blood vessel wall is automatically tracked on the ultrasonic beam passing through the blood vessel based on the echo data, thereby measuring the displacement of the blood vessel wall. Is done. The temporal change in the displacement of the blood vessel wall is synchronized with the heart beat. By observing the waveform, basic data for diagnosing diseases such as heart failure and arteriosclerosis can be obtained.
【０００３】一方、超音波診断装置を利用して血管内の
血流の速度を計測する場合、超音波ビーム上において、
血管の内部にサンプルゲートが固定的に設定され、その
サンプルゲート内のエコーデータに含まれるドプラ情報
を抽出することにより、血流速度（サンプルゲート内の
平均流速）が演算される。その血流速度が血管の性状や
心機能を診断するための基礎データとなる。On the other hand, when measuring the velocity of blood flow in a blood vessel using an ultrasonic diagnostic apparatus,
A sample gate is fixedly set inside the blood vessel, and the Doppler information included in the echo data in the sample gate is extracted to calculate a blood flow velocity (average flow velocity in the sample gate). The blood flow velocity serves as basic data for diagnosing the properties of blood vessels and cardiac function.
【０００４】従来の超音波診断装置においては、血管壁
の変位及び血流速度がそれぞれ独立の計測モードとして
計測されていた。[0004] In the conventional ultrasonic diagnostic apparatus, the displacement of the blood vessel wall and the blood flow velocity are measured as independent measurement modes.
【０００５】ところで、近年、「ウエーブインテンシテ
ィ」という新しい評価値が診断データとして確立されつ
つある。もともと、このウエーブインテンシティは、心
臓から末梢へ向かう前進脈波と末梢で反射して心臓へ向
かう反射脈波のどちらの作用が優勢であるかを判別する
ための指標として提唱されたものである。具体的には、
ウエーブインテンシティＷＩは、動脈中の局所部位の圧
力をＰ、当該局所部位の血流速度をＵとして、それらの
Δｔ間における時間変化分ΔＰ及びΔＵから、 ＷＩ＝ΔＰ・ΔＵ ・・・（１） として定義される。In recent years, a new evaluation value called “wave intensity” has been established as diagnostic data. Originally, this wave intensity was proposed as an index for discriminating which action of a forward pulse wave from the heart toward the periphery and a reflected pulse wave reflected at the periphery toward the heart is dominant. . In particular,
The wave intensity WI is defined as: WI = ΔP · ΔU (1) where P is the pressure at a local site in the artery, U is the blood flow velocity at the local site, and ΔP and ΔU are the time changes between Δt. ) Is defined as
【０００６】つまり、ウエーブインテンシティは、所定
時間Δｔにおける圧力Ｐの変化及び血流速度Ｕの変化の
積として定義される。上記（１）式は以下の（２）式の
ように表現することもできる。That is, the wave intensity is defined as a product of a change in the pressure P and a change in the blood flow velocity U during the predetermined time Δt. The above equation (1) can also be expressed as the following equation (2).
【０００７】 ＷＩ＝（ｄＰ／ｄｔ）・（ｄＵ／ｄｔ） ・・・（２） 上記（２）式では、ウエーブインテンシティＷＩが圧力
Ｐの時間微分及び血流速度Ｕの時間微分の積として定義
されている。WI = (dP / dt) · (dU / dt) (2) In the above equation (2), the wave intensity WI is a product of the time derivative of the pressure P and the time derivative of the blood flow velocity U. Is defined.
【０００８】ウエーブインテンシティの計測手法とし
て、超音波を利用した非侵襲計測法が提案されている。
この手法では、超音波エコートラッキング法及び超音波
ドプラ法が併用される。A non-invasive measuring method using ultrasonic waves has been proposed as a measuring method of wave intensity.
In this method, an ultrasonic echo tracking method and an ultrasonic Doppler method are used together.
【０００９】具体的には、従来において、例えば、頸動
脈を計測対象とする場合、被検者の頸部に、血管壁計測
用の１つの振動子（第１送受波器）、並びに、ドプラ計
測用の１つの送信振動子及び２つの受波振動子（第２送
受波器）を備えた超音波探触子が当接される。第１送受
波器における超音波パルスの送波及びエコーの受波によ
るエコーデータに基づいて、頸動脈の壁の位置が自動的
にトラッキングされ、これにより血管径の変位が計測さ
れる。一方、第２送受波器において、超音波の連続波が
送波され、またエコーの受波が行われ、それによるエコ
ーデータに含まれるドプラ情報の解析により血流速度の
時間変化が計測される。Specifically, conventionally, for example, when a carotid artery is to be measured, one vibrator (first transducer) for measuring a blood vessel wall and a Doppler are provided on the neck of the subject. An ultrasonic probe including one transmitting transducer for measurement and two receiving transducers (second transducers) is brought into contact with the transducer. The position of the wall of the carotid artery is automatically tracked based on the echo data obtained by the transmission and reception of the ultrasonic pulse and the reception of the echo by the first transducer, whereby the displacement of the blood vessel diameter is measured. On the other hand, in the second transmitter / receiver, a continuous ultrasonic wave is transmitted and an echo is received, and a time change of a blood flow velocity is measured by analyzing Doppler information included in the echo data. .
【００１０】従来から、血管径の変化と血圧の変動との
間には密接な相関があることが知られており、被検者の
上腕に装着されたカフ型血圧計の測定による最大血圧及
び最小血圧をリファレンスとして、血管径の変化を較正
することで、局所部位の血圧が推定される。Conventionally, it is known that there is a close correlation between a change in blood vessel diameter and a change in blood pressure, and the maximum blood pressure and the maximum blood pressure measured by a cuff-type sphygmomanometer mounted on the upper arm of a subject are known. By calibrating the change in blood vessel diameter using the minimum blood pressure as a reference, the blood pressure at a local site is estimated.
【００１１】そして、以上の血流速度の変化及び血圧の
変化から、上記（２）式に従って、ウエーブインテンシ
ティがオフラインの計算によって求められている。From the above-mentioned changes in the blood flow velocity and the blood pressure, the wave intensity is obtained by off-line calculation according to the above equation (2).
【００１２】[0012]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記従
来手法においては、第１送受波器がＡモード用の単一の
振動子で構成されていることから、血管の断層像を表示
することはできず、血管の中心に超音波ビームが一致し
ているかどうかを目視確認できず、計測の信頼性に問題
ある。また、第２送受波器にて、送波ビームと２つの受
波ビームが形成されており、その交点がドプラ情報のサ
ンプル点となるが、当該サンプル点の位置は固定的とな
るために、そのサンプル点が血管の中心に一致している
かは不確実であり、血管内部の壁付近や血管壁上、ある
いは血管外にサンプル点が設定されてしまうと、計測精
度が大きく低下する。つまり、この面でも計測の信頼性
が確保されていない。However, in the above-mentioned conventional method, since the first transducer is constituted by a single A-mode transducer, a tomographic image of a blood vessel cannot be displayed. However, it is not possible to visually check whether the ultrasonic beam matches the center of the blood vessel, and there is a problem in measurement reliability. In the second transmitter / receiver, a transmission beam and two reception beams are formed, and their intersection points are sample points of Doppler information. However, since the positions of the sample points are fixed, It is uncertain whether the sample point coincides with the center of the blood vessel, and if the sample point is set near the inner wall of the blood vessel, on the blood vessel wall, or outside the blood vessel, the measurement accuracy is greatly reduced. That is, the reliability of the measurement is not ensured in this aspect as well.
【００１３】一般的に見ても、従来の超音波診断装置の
中には、断層画像と、血管壁（あるいは血管径）の変位
波形と、血流速度波形と、を同時表示するものは存在し
ない。また、リアルタイムで自動的にウエーブインテン
シティを計測する機能を備えた超音波診断装置も提供さ
れていない。In general, some conventional ultrasonic diagnostic apparatuses simultaneously display a tomographic image, a displacement waveform of a blood vessel wall (or blood vessel diameter), and a blood flow velocity waveform. do not do. Further, an ultrasonic diagnostic apparatus having a function of automatically measuring the wave intensity in real time has not been provided.
【００１４】本発明は、上記従来の課題に鑑みなされた
ものであり、その目的は、血管などの組織についての超
音波計測の信頼性を向上させることにある。The present invention has been made in view of the above-mentioned conventional problems, and an object of the present invention is to improve the reliability of ultrasonic measurement of a tissue such as a blood vessel.
【００１５】本発明の他の目的は、血管径の変化と血流
速度を高精度に同時計測できるようにすることにある。It is another object of the present invention to enable simultaneous measurement of a change in blood vessel diameter and a blood flow velocity with high accuracy.
【００１６】本発明の他の目的は、血管等に関わる複数
の計測情報を実時間で同時表示し、血管等に関する総合
診断を可能にすることにある。It is another object of the present invention to simultaneously display a plurality of pieces of measurement information relating to blood vessels and the like in real time, thereby enabling a comprehensive diagnosis of blood vessels and the like.
【００１７】[0017]
【課題を解決するための手段】（１）上記目的を達成す
るために、本発明は、超音波パルスを送波し、エコーデ
ータを取り込む送受波手段と、前記エコーデータに基づ
いて血管の断層画像を形成する断層画像形成手段と、前
記断層画像上に計測ラインを設定する計測ライン設定手
段と、前記計測ライン上で血管壁の変位を演算する変位
演算手段と、前記計測ラインを基準としてサンプルゲー
トを設定するサンプルゲート設定手段と、前記サンプル
ゲートでの血流速度を演算する血流速度演算手段と、前
記血管壁の変位及び前記血流速度から評価値を演算する
評価値演算手段と、を含むことを特徴とする。(1) In order to achieve the above object, the present invention provides a transmitting / receiving means for transmitting an ultrasonic pulse and taking in echo data, and a tomographic apparatus for a blood vessel based on the echo data. A tomographic image forming means for forming an image, a measuring line setting means for setting a measuring line on the tomographic image, a displacement calculating means for calculating a displacement of a blood vessel wall on the measuring line, and a sample based on the measuring line Sample gate setting means for setting a gate, blood flow velocity calculating means for calculating a blood flow velocity at the sample gate, evaluation value calculating means for calculating an evaluation value from the displacement of the blood vessel wall and the blood flow velocity, It is characterized by including.
【００１８】上記構成では、血管壁の変位及び血流速度
の各計測において超音波パルスの送波が実行される。つ
まり、パルスドプラ方式によれば距離分解能を得ること
ができ、血管内にドプラ情報抽出用のサンプルゲートを
自在に設定可能である。一般に、血管壁の変位を計測す
るための広帯域の超音波パルスの送波と、血流速度を計
測するための狭帯域の超音波パルスの送波は別々に時分
割で実行され、その送波パターンとしては各種のパター
ンを設定可能である。In the above configuration, the transmission of the ultrasonic pulse is performed in each measurement of the displacement of the blood vessel wall and the blood flow velocity. That is, according to the pulse Doppler method, a distance resolution can be obtained, and a sample gate for extracting Doppler information can be freely set in a blood vessel. In general, transmission of a broadband ultrasonic pulse for measuring the displacement of a blood vessel wall and transmission of a narrowband ultrasonic pulse for measuring a blood flow velocity are separately performed in a time-division manner, and the transmission is performed. Various patterns can be set as the patterns.
【００１９】上記構成では、望ましくは、超音波ビーム
の機械走査及び電子走査が行われ、これにより二次元デ
ータ取り込み領域（走査面）が形成される。その走査面
上に血管の軸中心が合致するように、超音波探触子の生
体への当接位置や当接姿勢を調整するのが望ましい。こ
の場合、表示される断層画像の観察によって、その位置
決め調整は容易である。なお、超音波ビームの三次元ス
キャンを行うようにしてもよい。In the above configuration, mechanical scanning and electronic scanning of the ultrasonic beam are desirably performed, thereby forming a two-dimensional data capturing area (scanning surface). It is desirable to adjust the contact position and contact position of the ultrasonic probe to the living body so that the axial center of the blood vessel coincides with the scanning plane. In this case, the positioning adjustment is easy by observing the displayed tomographic image. Note that a three-dimensional scan of the ultrasonic beam may be performed.
【００２０】血管の中心軸を通る断層画像が設定された
ならば、その断層画像上において、血管軸に対して計測
ラインが自動的に又はマニュアルで設定される。その計
測ライン上において、血管壁の内面又は外面が特定さ
れ、望ましくは、超音波探触子から見た手前側の前壁の
内面と奥側の後壁の内面とが特定され、それら両者間の
距離から、血管径が演算される。その場合、公知のエコ
ートラッキング法を利用してもよい。When a tomographic image passing through the central axis of the blood vessel is set, a measurement line is automatically or manually set with respect to the blood vessel axis on the tomographic image. On the measurement line, the inner surface or outer surface of the blood vessel wall is specified, and preferably, the inner surface of the front wall on the near side and the inner surface of the rear wall on the back side as viewed from the ultrasonic probe are specified, and between them. Is calculated from the distance. In that case, a known echo tracking method may be used.
【００２１】なお、血管壁の探索を合理的に行うため
に、それに先立って、自動探索範囲を設定しておくのが
望ましい。計測ラインと血管軸とが直交しない場合、そ
れらの交差角度によりデータの角度補正を行ってもよ
い。また、計測ラインは、通常、超音波ビーム方位の中
の１方位として設定されるが、断層画像上において任意
の方向に計測ラインを設定するようにしてもよい。いず
れにしても、血管軸に直交させて計測ラインを設定する
ようにするのが望ましい。In order to search the blood vessel wall rationally, it is desirable to set an automatic search range prior to the search. When the measurement line and the blood vessel axis are not orthogonal, the angle of the data may be corrected based on the intersection angle between them. The measurement line is usually set as one of the ultrasonic beam directions, but the measurement line may be set in an arbitrary direction on the tomographic image. In any case, it is desirable to set the measurement line perpendicular to the blood vessel axis.
【００２２】望ましくは計測ライン上において血管内の
中央部にサンプルゲートが適応的に設定される。そのサ
ンプルゲートは、可変設定可能な幅（広がり）を有して
いてもよいが、実質的に見てポイントとして設定されて
もよい。サンプルゲートの設定は、自動的に又はマニュ
アルで行われるが、すでに血管壁の位置が特定されてい
れば、その位置に追従させて動的に設定させるのが望ま
しい。例えば、前壁の位置と後壁の位置の中間としてサ
ンプルゲートの中心を自動決定するのが望ましい。Desirably, a sample gate is adaptively set at the center of the blood vessel on the measurement line. The sample gate may have a variably settable width (expansion), but may be set as a point when viewed substantially. The setting of the sample gate is performed automatically or manually. However, if the position of the blood vessel wall has already been specified, it is desirable to dynamically set the position following the position. For example, it is desirable to automatically determine the center of the sample gate as an intermediate point between the position of the front wall and the position of the rear wall.
【００２３】この自動的なサンプルゲート設定及び上記
の血管壁のトラッキングによれば、仮に、血管全体が変
位しても、あるいは呼吸などによって超音波探触子の姿
勢が若干変化しても、それに追従して高精度の計測を行
える。なお、上記構成では、サンプルゲートの深さや幅
を自在に可変設定できるようにするのが望ましく、その
場合、体格の違いなどに対処して、血管に対して適切に
サンプルゲートなどを設定でき、高精度の計測を実現で
きる。According to the automatic sample gate setting and the tracking of the blood vessel wall described above, even if the entire blood vessel is displaced or the posture of the ultrasonic probe is slightly changed due to respiration, etc. High-precision measurement can be performed by following. In the above configuration, it is desirable that the depth and width of the sample gate can be freely set variably. In this case, it is possible to appropriately set the sample gate and the like for the blood vessel by coping with a difference in physique and the like. High precision measurement can be realized.
【００２４】サンプルゲート内のエコーデータが有する
ドプラ情報を利用して血流速度（通常、サンプルゲート
内の平均流速）が演算される。その場合、例えば公知の
自己相関法などを適用可能であるが、ＦＦＴ演算などを
利用してもよい。なお、血管軸に計測ラインが直交して
いる場合、当該方位において超音波の送受波を行って血
流速度の計測を行うのは、ドプラ計測原理から困難であ
る。そこで、計測ラインに対して、血管中心部において
交差するドプラ計測方位を設定し、かかる方位にドプラ
計測用の超音波ビームを別途設定するのが望ましい。The blood flow velocity (usually, the average flow velocity in the sample gate) is calculated using Doppler information of the echo data in the sample gate. In that case, for example, a known autocorrelation method or the like can be applied, but an FFT operation or the like may be used. When the measurement line is orthogonal to the blood vessel axis, it is difficult to measure the blood flow velocity by transmitting and receiving ultrasonic waves in the relevant direction from the Doppler measurement principle. Therefore, it is desirable to set a Doppler measurement direction that intersects at the center of the blood vessel with respect to the measurement line and separately set an ultrasonic beam for Doppler measurement in such direction.
【００２５】ちなみに、１つの送波ビームに対してそれ
とは異なる方位に複数の受波ビームを設定するようにす
れば、血流の流速ベクトルを得ることもでき、そのよう
な流速ベクトルを利用して各種の補正（例えば、血流速
度の補正など）を行える。By setting a plurality of receiving beams in a different direction from one transmitting beam, it is possible to obtain a blood flow velocity vector. Various corrections (for example, blood flow velocity correction) can be performed.
【００２６】上記のように精度良く求められた血管壁の
変位（あるいは血管径の変化）及び血流速度から、所定
の評価値が演算される。その評価値としては、各種のも
のが想定されるが、最も望ましくは、評価値として上記
のウエーブインテンシティが演算される。評価値を更に
他の演算のパラメータとしてもよい。A predetermined evaluation value is calculated from the displacement of the blood vessel wall (or the change in blood vessel diameter) and the blood flow velocity determined with high accuracy as described above. Various evaluation values are assumed, but most preferably, the above-mentioned wave intensity is calculated as the evaluation value. The evaluation value may be used as a parameter for another operation.
【００２７】（２）望ましくは、前記断層画像の表示と
ともに、前記血管壁の変位の時間変化に相当する変位波
形と、前記血流速度の時間変化を表す速度波形と、が表
示される。(2) Preferably, a displacement waveform corresponding to a temporal change of the displacement of the blood vessel wall and a velocity waveform representing a temporal change of the blood flow velocity are displayed together with the display of the tomographic image.
【００２８】この構成によれば、断層画像を観察するこ
とで、血管と超音波ビームとの関係を確認することがで
き、つまり超音波探触子の姿勢や当接位置を適宜調整可
能である。計測ラインをマニュアル設定する場合には、
その設定を正しく行える。変位波形と速度波形とが同時
に表示されるので、それらの相関を見ながら、血管など
の循環器の総合診断が可能となる。According to this configuration, the relationship between the blood vessel and the ultrasonic beam can be confirmed by observing the tomographic image, that is, the posture and the contact position of the ultrasonic probe can be appropriately adjusted. . When setting the measurement line manually,
The settings can be made correctly. Since the displacement waveform and the velocity waveform are simultaneously displayed, a comprehensive diagnosis of a circulatory organ such as a blood vessel can be performed while observing the correlation between them.
【００２９】望ましくは、更に前記評価値の時間変化を
表す評価値波形が表示される。この構成によれば、評価
値波形によって評価値の時間変動傾向を分析でき、また
併せて変位波形及び速度波形が同時表示されるので、演
算結果としての評価値がどのような背景から求められて
いるかを考察できる。Preferably, an evaluation value waveform representing a time change of the evaluation value is displayed. According to this configuration, the temporal fluctuation tendency of the evaluation value can be analyzed by the evaluation value waveform, and the displacement waveform and the velocity waveform are simultaneously displayed, so that the evaluation value as the calculation result is obtained from any background. Can be considered.
【００３０】望ましくは、更に生体信号波形が表示され
る。ここで、生体信号波形は心電図や心音などの波形で
ある。それらの補助情報を併せて考慮することによっ
て、血管などの診断をより的確に行える。Preferably, a biological signal waveform is further displayed. Here, the biological signal waveform is a waveform such as an electrocardiogram or a heart sound. By considering such supplementary information together, a diagnosis of a blood vessel or the like can be performed more accurately.
【００３１】望ましくは、前記変位波形、前記速度波
形、前記評価値波形及び前記生体信号波形がそれぞれの
時間軸を平行にしてリアルタイム表示される。つまり、
データ計測とデータ演算とを同時進行で行えるという利
点がある。Preferably, the displacement waveform, the velocity waveform, the evaluation value waveform, and the biological signal waveform are displayed in real time with their respective time axes parallel. That is,
There is an advantage that data measurement and data calculation can be performed simultaneously.
【００３２】望ましくは、前記計測ライン設定手段は、
前記計測ラインをユーザー指定する手段である。その手
段としては、キーボード、トラックボールなどのポイン
ティングデバイスであってもよい。Preferably, the measurement line setting means comprises:
This is means for specifying the measurement line by a user. The means may be a pointing device such as a keyboard or a trackball.
【００３３】望ましくは、前記計測ライン上において血
管壁の運動に追従して、当該血管壁の位置をトラッキン
グする手段を含み、前記血管壁の位置のトラッキング結
果から前記血管壁の変位が演算される。血管壁のトラッ
キングにおいては、閾値を利用した弁別及び特定位相の
追従検出を行うのが望ましい。そのために公知の幾つか
の手法を適用可能である。前壁と後壁の両者の位置を特
定するのが望ましく、その両者間の距離をもって迅速に
血管径を演算可能である。Preferably, the apparatus includes means for tracking the position of the blood vessel wall following the movement of the blood vessel wall on the measurement line, and the displacement of the blood vessel wall is calculated from the tracking result of the position of the blood vessel wall. . In tracking a blood vessel wall, it is desirable to perform discrimination using a threshold and follow-up detection of a specific phase. For this purpose, several known techniques can be applied. It is desirable to specify the positions of both the front wall and the rear wall, and the diameter of the blood vessel can be quickly calculated based on the distance between the two.
【００３４】望ましくは、前記サンプルゲート設定手段
は、前記トラッキングされた血管壁の位置に追従して血
管内に前記サンプルゲートを動的に設定する。例えば、
前壁から血管の内側への一定距離を基準として、あるい
は、前壁と後壁との中間点を基準として、サンプルゲー
トを設定することができる。なお、血管内において血管
軸に直交する方向上の各位置において流速を測定し、そ
の最高流速位置を基準にサンプルゲートの位置を設定し
てもよい。Preferably, the sample gate setting means dynamically sets the sample gate in the blood vessel following the tracked position of the blood vessel wall. For example,
The sample gate can be set based on a fixed distance from the anterior wall to the inside of the blood vessel or on the basis of an intermediate point between the anterior wall and the posterior wall. Note that the flow velocity may be measured at each position in a direction perpendicular to the blood vessel axis in the blood vessel, and the position of the sample gate may be set based on the highest flow velocity position.
【００３５】望ましくは、前記計測ラインの方位が変位
計測用の第１ビーム方位とされ、前記サンプルゲートを
通過して前記計測ラインに交差する方位にドプラ計測用
の第２ビーム方位が設定される。この構成によれば、変
位計測とドプラ計測（血流速度計測）の双方にとって相
応しい角度条件の下、評価値を演算するための情報を取
得できる。もちろん、場合によっては、変位計測とドプ
ラ計測とで超音波ビームを兼用してもよい。Preferably, the direction of the measurement line is a first beam direction for displacement measurement, and a second beam direction for Doppler measurement is set at a direction passing through the sample gate and intersecting the measurement line. . According to this configuration, it is possible to acquire information for calculating an evaluation value under an angle condition suitable for both displacement measurement and Doppler measurement (blood flow velocity measurement). Of course, in some cases, an ultrasonic beam may be used for both displacement measurement and Doppler measurement.
【００３６】望ましくは、前記送受波手段は、複数の超
音波振動素子からなるアレイ振動子を含み、前記アレイ
振動子により、前記第１ビーム方位における超音波の送
受波及び前記第２ビーム方位における超音波の送受波が
時分割でなされる。この場合、アレイ振動子上に、第１
ビーム形成用の送受波開口と、第２ビーム形成用の送受
波開口とを設定するのが望ましい。第２ビームに対して
は、サンプルゲートの位置変動に追従して動的な方位修
正が行われるようにするのが望ましい。なお、送波ビー
ム及び受波ビームの形成は周知の通り各振動素子へ与え
る送信信号に対する遅延制御及び各振動素子からの受信
信号に対する整相加算によって実現できる。Preferably, the transmitting / receiving means includes an array vibrator composed of a plurality of ultrasonic vibrating elements, and the transmitting / receiving of ultrasonic waves in the first beam direction and the ultrasonic waves in the second beam direction are performed by the array vibrator. Transmission and reception of ultrasonic waves are performed in a time-division manner. In this case, the first
It is desirable to set a transmission / reception aperture for beam formation and a transmission / reception aperture for second beam formation. It is desirable that dynamic azimuth correction is performed on the second beam by following the position fluctuation of the sample gate. As is well known, the formation of the transmission beam and the reception beam can be realized by delay control of a transmission signal applied to each vibration element and phasing addition of a reception signal from each vibration element.
【００３７】（３）また、上記目的を達成するために、
本発明は、超音波パルスを送波し、エコーデータを取り
込む送受波手段と、前記エコーデータに基づいて血管の
断層画像を形成する断層画像形成手段と、前記断層画像
上に計測ラインを設定する計測ライン設定手段と、前記
計測ライン上で血管径を演算する血管径演算手段と、前
記計測ラインを基準としてサンプルゲートを設定するサ
ンプルゲート設定手段と、前記サンプルゲートでの血流
速度を演算するドプラ演算手段と、入力された最大血圧
及び最小血圧を基準として、前記血管径の変化を血圧の
変化に換算する血圧演算手段と、前記血圧及び前記血流
速度から評価値を演算する評価値演算手段と、を含むこ
とを特徴とする。(3) In order to achieve the above object,
According to the present invention, a transmitting / receiving unit that transmits an ultrasonic pulse and captures echo data, a tomographic image forming unit that forms a tomographic image of a blood vessel based on the echo data, and sets a measurement line on the tomographic image Measurement line setting means, blood vessel diameter calculation means for calculating a blood vessel diameter on the measurement line, sample gate setting means for setting a sample gate based on the measurement line, and calculating a blood flow velocity at the sample gate. Doppler calculating means, blood pressure calculating means for converting a change in the blood vessel diameter into a change in blood pressure based on the input maximum blood pressure and minimum blood pressure, and an evaluation value calculation for calculating an evaluation value from the blood pressure and the blood flow velocity Means.
【００３８】上記構成によれば、入力された最大血圧及
び最小血圧（あるいは血圧信号）に従って、血管径が血
圧（注目する血管部位での圧力）に換算される。つま
り、従来から、血管径の変化が血圧の変化に強く相関す
ることが知られており、それを応用して、血管径から血
圧を推定するものである。According to the above configuration, the blood vessel diameter is converted into a blood pressure (pressure at a target blood vessel part) according to the input maximum blood pressure and minimum blood pressure (or blood pressure signal). That is, it has been conventionally known that a change in blood vessel diameter strongly correlates with a change in blood pressure, and the blood pressure is estimated from the blood vessel diameter by applying the change.
【００３９】ここで望ましくは、前記血圧演算手段は、
前記血管径の最大を前記最大血圧とみなし、かつ、前記
血管壁の最小を前記最小血圧とみなすことによって血圧
を換算する。また望ましくは、前記最大血圧及び前記最
小血圧は、被検者の特定部位に装着された血圧計により
取得される。なお、最大血圧及び最小血圧を手入力させ
てもよく、あるいは登録データを読み出して最大血圧及
び最小血圧としてもよい。なお、カテーテル型の血圧セ
ンサを当該血管又は相当部位に挿入し、そのセンサから
の出力と腕部の血圧の実測値との相関から換算係数を求
めてもよい。Here, preferably, the blood pressure calculating means comprises:
The blood pressure is converted by regarding the maximum of the blood vessel diameter as the maximum blood pressure and the minimum of the blood vessel wall as the minimum blood pressure. Preferably, the maximum blood pressure and the minimum blood pressure are acquired by a sphygmomanometer mounted on a specific part of the subject. The maximum blood pressure and the minimum blood pressure may be manually input, or the registered data may be read and used as the maximum blood pressure and the minimum blood pressure. Note that a catheter-type blood pressure sensor may be inserted into the blood vessel or the corresponding site, and the conversion coefficient may be obtained from the correlation between the output from the sensor and the actually measured value of the blood pressure of the arm.
【００４０】望ましくは、前記評価値演算手段は、前記
血圧の時間微分を演算する手段と、前記血流速度の時間
微分を演算する手段と、前記血圧の時間微分及び前記血
流速度の時間微分に基づいてウエーブインテンシティを
演算する手段と、を含む。これは上記の（２）式に基づ
いてウエーブインテンシティを求めるための構成であ
る。時間微分は単に一定の微小時間におけるデータ差分
を演算するものでもよい。Preferably, said evaluation value calculating means is means for calculating a time derivative of said blood pressure, means for calculating a time derivative of said blood flow velocity, a time derivative of said blood pressure and a time differential of said blood flow velocity. Means for calculating the wave intensity based on This is a configuration for obtaining the wave intensity based on the above equation (2). The time derivative may simply calculate the data difference in a fixed minute time.
【００４１】（４）また、上記目的を達成するために、
本発明は、超音波パルスを送波し、エコーデータを取り
込む手段と、前記エコーデータに基づいて血管内におけ
る計測部位の血流速度を演算する手段と、前記血流速度
の時間微分を演算する手段と、前記エコーデータ及び生
体計測信号の両方又は一方に基づいて、前記計測部位の
血圧を演算する手段と、前記血圧の時間微分を演算する
手段と、同時刻の前記血流速度の時間微分と前記血圧の
時間微分とを乗算し、これによりウエーブインテンシテ
ィを演算する手段と、を含むことを特徴とする。(4) In order to achieve the above object,
The present invention provides a means for transmitting an ultrasonic pulse and capturing echo data, a means for calculating a blood flow velocity at a measurement site in a blood vessel based on the echo data, and a time derivative of the blood flow velocity. Means, means for calculating the blood pressure of the measurement site based on both or one of the echo data and the biological measurement signal, means for calculating the time derivative of the blood pressure, and time derivative of the blood flow velocity at the same time And a means for multiplying the blood pressure with the time derivative of the blood pressure, thereby calculating a wave intensity.
【００４２】血圧は上記のようにエコーデータ及び生体
信号の一方又は両方を利用して求められる。エコーデー
タのみを用いる場合、それに係数の乗算を行ってもよ
い。また、エコーデータに基づく血管径の変化を外部か
らの血圧値で較正してもよい。また、カテーテル形の血
圧センサを利用して、正確に血管内の血圧を測定するよ
うにしてもよい。The blood pressure is obtained by using one or both of the echo data and the biological signal as described above. When only the echo data is used, the echo data may be multiplied by a coefficient. Further, the change in the blood vessel diameter based on the echo data may be calibrated with an external blood pressure value. Further, the blood pressure in the blood vessel may be accurately measured using a catheter-type blood pressure sensor.
【００４３】望ましくは、前記エコーデータに基づいて
血管の断層画像を形成し、それぞれ表示画面上に表示す
る手段と、前記表示画面内の血管の断層画像上に前記計
測部位を表すマークを表示する手段と、を含む。このマ
ークによって、断層画像上において計測ポイントの確認
を行えるので、計測の信頼性を高められる。Preferably, a tomographic image of a blood vessel is formed based on the echo data and displayed on a display screen, and a mark representing the measurement site is displayed on the tomographic image of the blood vessel in the display screen. Means. Since the measurement point can be confirmed on the tomographic image by the mark, the reliability of the measurement can be improved.
【００４４】望ましくは、前記血管の断層画像とともに
前記ウエーブインテンシティの時間変化を波形として表
示する手段を含む。Preferably, the apparatus further includes means for displaying a time change of the wave intensity as a waveform together with the tomographic image of the blood vessel.
【００４５】（５）また、上記目的を達成するために、
本発明は、血管を通過するようにビーム方位を設定し、
そのビーム方位へ超音波パルスを送波し、そのビーム方
位上からのエコーデータを取り込む手段と、前記ビーム
方位上のエコーデータに基づいて前記血管の前壁及び後
壁の位置を特定する手段と、前記血管の前壁及び後壁の
位置に基づいて血管径を演算する手段と、前記血管径の
時間変化を血圧の時間変化に換算する手段と、を含み、
前記圧力が画像形成及びデータ演算の少なくとも一方に
利用されることを特徴とする。(5) To achieve the above object,
The present invention sets the beam direction to pass through a blood vessel,
Means for transmitting an ultrasonic pulse to the beam direction, capturing echo data from on the beam direction, and means for specifying the positions of the front and rear walls of the blood vessel based on the echo data on the beam direction. Means for calculating a blood vessel diameter based on the positions of the front wall and rear wall of the blood vessel, and means for converting a time change of the blood vessel diameter into a time change of blood pressure,
The pressure is used for at least one of image formation and data calculation.
【００４６】上記構成によれば、従来の超音波診断装置
では得られない血圧の情報を取得できるので、血圧を利
用した新しい各種の演算や画像処理を実現可能である。
例えば、血管の断層像上に、色付けなどの手法によって
圧力の大きさを表現することもできる。According to the above configuration, it is possible to acquire blood pressure information that cannot be obtained by a conventional ultrasonic diagnostic apparatus, and thus it is possible to realize various new calculations and image processing using blood pressure.
For example, the magnitude of the pressure can be expressed on a tomographic image of a blood vessel by a technique such as coloring.
【００４７】望ましくは、リファレンスデータに従って
前記血管径の時間変化が前記血圧の時間変化に換算され
る。望ましくは、前記リファレンスデータは、被検者の
特定部位に体外から装着された血圧計により得られる。Preferably, the time change of the blood vessel diameter is converted into the time change of the blood pressure according to reference data. Preferably, the reference data is obtained by a sphygmomanometer externally attached to a specific site of the subject.
【００４８】（６）また、上記目的を達成するために、
本発明は、エコーデータに基づいて血管内の血流速度の
時間変化を表す血流速度グラフを形成する手段と、前記
エコーデータに基づいて血管径の時間変化を表す血管径
グラフを形成する手段と、同時刻の前記血流速度及び前
記血管径から評価値を演算し、その時間変化を表す評価
値グラフを形成する手段と、前記血流速度グラフ、前記
血管径グラフ及び前記評価値グラフを同時表示する手段
と、を含むことを特徴とする。(6) To achieve the above object,
The present invention provides means for forming a blood flow velocity graph representing a temporal change in blood flow velocity in a blood vessel based on echo data, and means for forming a blood vessel diameter graph representing a temporal change in blood vessel diameter based on the echo data. Means for calculating an evaluation value from the blood flow velocity and the blood vessel diameter at the same time, and forming an evaluation value graph representing a change over time; and the blood flow velocity graph, the blood vessel diameter graph, and the evaluation value graph. Means for simultaneous display.
【００４９】（７）また、上記目的を達成するために、
本発明は、エコーデータに基づいて血管の断層画像を形
成する手段と、前記エコーデータに基づいて血管内の血
流速度の時間変化を表す血流速度グラフを形成する手段
と、前記エコーデータに基づいて血管径の時間変化を表
す血管径グラフを形成する手段と、前記血管の断層画
像、前記血流速度グラフ及び前記血管径グラフを同時表
示する手段と、を含むことを特徴とする。(7) In order to achieve the above object,
The present invention provides a means for forming a tomographic image of a blood vessel based on echo data, a means for forming a blood flow velocity graph representing a time change of a blood flow velocity in a blood vessel based on the echo data, And a means for simultaneously displaying a tomographic image of the blood vessel, the blood flow velocity graph, and the blood vessel diameter graph.
【００５０】[0050]
【発明の実施の形態】以下、本発明の好適な実施形態を
図面に基づいて説明する。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Preferred embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
【００５１】図１には、本発明に係る超音波診断装置の
全体構成がブロック図として示されている。この超音波
診断装置は、血管の性状や心臓の機能などを評価するた
めの評価値として上記のウエーブインテンシティを演算
する機能を有している。FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention. This ultrasonic diagnostic apparatus has a function of calculating the above-mentioned wave intensity as an evaluation value for evaluating the properties of blood vessels, the function of the heart, and the like.
【００５２】図１において、プローブ１０は、超音波パ
ルスの送波及びエコーの受波を行う超音波探触子であ
る。このプローブ１０は後に詳述するアレイ振動子を有
しており、そのアレイ振動子の電子走査によって超音波
ビームが電子的に走査される。その電子走査方式として
は例えば電子リニア走査や電子セクタ走査などを挙げる
ことができる。本実施形態に係る超音波診断装置は、上
記のように、ウエーブインテンシティを計測する機能を
有しており、そのウエーブインテンシティの計測にあた
っては、血管１４の中心軸に超音波ビームの走査によっ
て形成される走査面が一致するようにプローブ１０の生
体表面１２への当接位置や当接姿勢が手操作によって調
整される。In FIG. 1, a probe 10 is an ultrasonic probe for transmitting an ultrasonic pulse and receiving an echo. The probe 10 has an array transducer described in detail later, and an ultrasonic beam is electronically scanned by electronic scanning of the array transducer. Examples of the electronic scanning method include electronic linear scanning and electronic sector scanning. As described above, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment has a function of measuring a wave intensity.In measuring the wave intensity, the ultrasonic diagnostic apparatus scans the central axis of the blood vessel 14 with an ultrasonic beam. The contact position and contact posture of the probe 10 with respect to the living body surface 12 are adjusted by manual operation so that the formed scanning planes coincide with each other.
【００５３】送信回路１６は、プローブ１０に対して送
信信号を供給する回路であり、その送信回路１６の動作
は送受信制御部１８によって制御されている。受信回路
２０は、プローブ１０からの受信信号に対して増幅や整
相加算などの処理を行う回路である。この受信回路２０
も送受信制御部１８によって制御されている。The transmission circuit 16 supplies a transmission signal to the probe 10, and the operation of the transmission circuit 16 is controlled by a transmission / reception control unit 18. The receiving circuit 20 is a circuit that performs processing such as amplification and phasing addition on the signal received from the probe 10. This receiving circuit 20
Is also controlled by the transmission / reception control unit 18.
【００５４】送受信制御部１８は、送信ビームの形成及
び受信ビームの形成を行うための送受信制御を実行して
いる。また、この送受信制御部１８は、後に説明するよ
うに、設定されたサンプルゲートの走査面上における位
置に応じてドプラビーム方位を設定する機能を有してい
る。ここで、そのサンプルゲートが変動する場合、送受
信制御部１８はそれに追従させてドプラビーム方位やサ
ンプル深さを動的に変化させる。これについては後に説
明する。The transmission / reception controller 18 executes transmission / reception control for forming a transmission beam and a reception beam. Further, as will be described later, the transmission / reception control unit 18 has a function of setting the Doppler beam direction according to the set position of the sample gate on the scanning plane. Here, when the sample gate fluctuates, the transmission / reception control unit 18 dynamically changes the Doppler beam azimuth and the sample depth according to the change. This will be described later.
【００５５】断層画像形成部２２は、断層画像すなわち
Ｂモード画像を形成する回路である。形成された断層画
像のイメージ情報は表示処理部２４に出力されている。
変位演算部２６は、血管壁の位置の変位、具体的にはプ
ローブ１０から見た手前側にある前壁の位置とプローブ
１０から見て奥側にある後壁の位置とを演算する回路で
ある。また、変位演算部２６は、前壁の位置と後壁の位
置とから血管径を演算する機能を有している。The tomographic image forming section 22 is a circuit for forming a tomographic image, that is, a B-mode image. Image information of the formed tomographic image is output to the display processing unit 24.
The displacement calculation unit 26 is a circuit that calculates the displacement of the position of the blood vessel wall, specifically, the position of the front wall on the near side viewed from the probe 10 and the position of the rear wall on the back side viewed from the probe 10. is there. In addition, the displacement calculation unit 26 has a function of calculating a blood vessel diameter from the position of the front wall and the position of the rear wall.
【００５６】具体的には、変位演算部２６は、後に示す
計測ライン上においてユーザー設定されたトラッキング
ゲートにおいて、血管壁の位置をトラッキングする機能
を有しており、その血管壁の位置は、エコーデータのレ
ベルを所定の閾値とを比較することによって特定され、
エコーデータの信号の位相の変化を追従検出することに
よって、血管壁の変位がトラッキングされている。これ
自体は公知の手法である。More specifically, the displacement calculating section 26 has a function of tracking the position of the blood vessel wall at a tracking gate set by the user on the measurement line described later, and the position of the blood vessel wall is Identified by comparing the level of data to a predetermined threshold,
The displacement of the blood vessel wall is tracked by detecting the change in the phase of the echo data signal. This is a known method itself.
【００５７】速度演算部２８は、計測ライン上において
設定されたサンプルゲート（後述のドプラビーム方位上
に設定されるサンプルゲートを含む）内のエコーデータ
を参照し、そのエコーデータからドプラ情報を抽出して
速度情報を求め、それらの平均値として血流速度を演算
する回路である。変位演算部２６で演算された血管径を
表す変位信号１０２及び速度演算部２８で演算された血
流速度を表す血流速度信号１０４は、表示処理部２４及
び評価値演算部３４に出力されている。The speed calculating section 28 refers to echo data in a sample gate set on the measurement line (including a sample gate set on the Doppler beam direction described later), and extracts Doppler information from the echo data. This is a circuit that obtains velocity information and calculates the blood flow velocity as an average value of the velocity information. The displacement signal 102 representing the blood vessel diameter computed by the displacement computing unit 26 and the blood flow velocity signal 104 representing the blood flow velocity computed by the velocity computing unit 28 are output to the display processing unit 24 and the evaluation value computing unit 34. I have.
【００５８】ちなみに、計測ライン設定器３０は後に示
す計測ラインを設定するための手段であり、またトラッ
キングゲート設定器３２はトラッキングゲートをマニュ
アルで設定するための手段であり、それらは例えばキー
ボードやトラックボールなどのポインティングデバイス
によって構成される。Incidentally, the measurement line setting device 30 is a means for setting a measurement line to be described later, and the tracking gate setting device 32 is a means for manually setting a tracking gate. It is composed of a pointing device such as a ball.
【００５９】評価値演算部３４は、後に図２を用いて説
明するように、血管径及び血流速度から、評価値として
のウエーブインテンシティを演算する回路である。この
評価値演算部３４はハードウエアで構成することもでき
るが、ソフトウエアによって構成してもよい。後に示す
図２にはその具体的な構成例が示されている。評価値演
算部３４にて演算されたウエーブインテンシティの値は
表示処理部２４に出力されている。The evaluation value calculation section 34 is a circuit for calculating the wave intensity as an evaluation value from the blood vessel diameter and the blood flow velocity, as will be described later with reference to FIG. The evaluation value calculation unit 34 can be configured by hardware, but may also be configured by software. FIG. 2 to be described later shows a specific configuration example. The value of the wave intensity calculated by the evaluation value calculator 34 is output to the display processor 24.
【００６０】本実施形態においては、評価値演算部３４
がウエーブインテンシティを計算するために血圧計３８
から出力されるデータ１０６、具体的には最大血圧と最
小血圧とがリファレンスとして参照されている。ここ
で、その血圧計３８は被検者の上腕表面に巻き付けられ
て被検者の血圧を測定するものであってもよい。あるい
は、血管内に挿入されるカテーテルタイプの血圧計を利
用することもできる。但し、被検者の負担を考慮すれ
ば、前者のタイプの血圧計を用いるのが望ましい。In this embodiment, the evaluation value calculator 34
Sphygmomanometer 38 to calculate wave intensity
Are output as reference data, specifically, the maximum blood pressure and the minimum blood pressure. Here, the sphygmomanometer 38 may be wound around the upper arm surface of the subject to measure the blood pressure of the subject. Alternatively, a catheter-type sphygmomanometer inserted into a blood vessel can be used. However, considering the burden on the subject, it is desirable to use the former type of sphygmomanometer.
【００６１】メモリ４０は、血圧計３８を用いない場合
にユーザー登録されたあるいは過去に計測された最小血
圧及び最大血圧を格納しておくための記憶装置である。
すなわち、高精度の測定が必要でない場合には、メモリ
４０に格納されたデータに基づいて血管径の変化波形を
血圧の変化波形に換算することができる。The memory 40 is a storage device for storing the minimum blood pressure and the maximum blood pressure registered by the user or measured in the past when the sphygmomanometer 38 is not used.
That is, when high-precision measurement is not required, the blood vessel diameter change waveform can be converted into a blood pressure change waveform based on the data stored in the memory 40.
【００６２】表示処理部２４は、表示器３６に表示する
表示画像を構成する回路である。表示処理部２４は画像
合成機能などを有している。表示器３６における表示例
については後に図３及び図４を用いて説明する。The display processing section 24 is a circuit for forming a display image to be displayed on the display 36. The display processing unit 24 has an image synthesizing function and the like. A display example on the display 36 will be described later with reference to FIGS.
【００６３】なお、速度演算部２８は、従来の超音波ド
プラ診断装置に搭載されている直交検波器や自己相関器
などで構成するのが望ましい。表示処理部２４には心電
計からの心電信号１０７が入力されており、心電波形も
表示器３６に表示可能である。It is desirable that the speed calculation unit 28 be constituted by a quadrature detector, an autocorrelator, or the like mounted on a conventional ultrasonic Doppler diagnostic apparatus. An electrocardiographic signal 107 from an electrocardiograph is input to the display processing unit 24, and an electrocardiographic waveform can also be displayed on the display 36.
【００６４】図２には、図１に示した評価値演算部３４
の具体的な構成例が示されている。速度演算部２８から
出力される血流速度信号１０４は微分器４２に入力さ
れ、微分器４２によって血流速度の時間微分が演算され
る。その微分結果は乗算器４８に出力されている。FIG. 2 shows the evaluation value calculator 34 shown in FIG.
Is shown. The blood flow velocity signal 104 output from the velocity calculator 28 is input to the differentiator 42, and the differentiator 42 calculates the time derivative of the blood flow velocity. The result of the differentiation is output to the multiplier 48.
【００６５】一方、スケーリング部４４には、変位演算
部２６から出力される変位信号１０４及び血圧計３８か
ら出力される血圧信号１０６が入力されている。スケー
リング部４４は、変位信号１０２の最大値を血圧最大と
し、かつ、変位信号１０２の最小血圧とすることによ
り、変位信号１０２の波形を血圧波形として較正する。
すなわち単位変換を実行する。よって、スケーリング部
４４から、換算された血圧信号が出力されることにな
る。微分器４６はその血圧信号に対する時間微分を実行
し、その微分結果が乗算器４８に出力されている。On the other hand, the displacement signal 104 output from the displacement calculation unit 26 and the blood pressure signal 106 output from the sphygmomanometer 38 are input to the scaling unit 44. The scaling unit 44 calibrates the waveform of the displacement signal 102 as a blood pressure waveform by setting the maximum value of the displacement signal 102 to the maximum blood pressure and setting the minimum value of the displacement signal 102 to the minimum blood pressure.
That is, unit conversion is performed. Therefore, the converted blood pressure signal is output from the scaling unit 44. The differentiator 46 performs time differentiation on the blood pressure signal, and the result of the differentiation is output to the multiplier 48.
【００６６】乗算器４８は、微分器４２及び微分器４６
から出力される血流速度の微分結果及び血圧の微分結果
を乗算することにより、評価値としてのウエーブインテ
ンシティを求める回路である。すなわち、図２に示す構
成は上記の（２）式を実行する回路である。なお、微分
器４２の前段に符号反転器を設け、正負逆転した血流速
度信号１０４が入力される場合には、その信号の符号を
反転するようにしてもよい。すなわち、ウエーブインテ
ンシティにおいては正及び負の極性が重要であり、その
ような極性を演算条件に合わせるものである。The multiplier 48 comprises a differentiator 42 and a differentiator 46
Is a circuit that obtains a wave intensity as an evaluation value by multiplying the differentiation result of the blood flow velocity and the differentiation result of the blood pressure output from the CPU. That is, the configuration shown in FIG. 2 is a circuit that executes the above equation (2). Note that a sign invertor may be provided in a stage preceding the differentiator 42, and when the sign of the blood flow velocity signal 104 is inverted, the sign of the signal may be inverted. That is, positive and negative polarities are important in the wave intensity, and such polarities are matched to the calculation conditions.
【００６７】図３には、図１に示した表示器３６に表示
される画像の一例が示されている。当該画像の左側には
断層画像２００が表示される。その断層画像２００は血
管１４の縦断面を含んでいる。すなわち、この断層画像
２００はプローブを血管に対して正しく位置決めした状
態において取り込まれたものである。FIG. 3 shows an example of an image displayed on the display 36 shown in FIG. A tomographic image 200 is displayed on the left side of the image. The tomographic image 200 includes a longitudinal section of the blood vessel 14. That is, the tomographic image 200 is captured in a state where the probe is correctly positioned with respect to the blood vessel.
【００６８】断層画像２００上において、ユーザーによ
り計測ライン２０２が設定される。図３に示す例では超
音波ビーム方位の１つとして計測ライン２０２が設定さ
れているが、必ずしもそれには限定されず、例えば計測
ライン２０２の方位を自在に設定できるようにすれば、
血管１４の中心軸に対して常に直交した方向に計測ライ
ン２０２を設定することが可能となる。On the tomographic image 200, a measurement line 202 is set by the user. In the example shown in FIG. 3, the measurement line 202 is set as one of the ultrasonic beam directions. However, the present invention is not limited to this. For example, if the direction of the measurement line 202 can be set freely,
The measurement line 202 can always be set in a direction orthogonal to the central axis of the blood vessel 14.
【００６９】計測ライン２０２上においては、本実施形
態においてユーザー設定により、トラッキングゲート
Ａ，Ｂが設定される。ここで、トラッキングゲートＡは
前壁２０４の内膜２０４Ａを含んで設定されるものであ
り、トラッキングゲートＢは後壁２０６の内膜２０６Ａ
を含んで設定される。このトラッキングゲートＡ，Ｂ内
においてエコーデータが参照され、そのエコーデータの
レベルを基準として内膜２０４Ａ，２０６Ａが自動的に
特定され、また血管１４の変動に伴って内膜２０４Ａ及
び２０６Ａの位置が追従検出される。その場合において
は、受信信号の位相の変化に対する追従が行われてい
る。上述したようにそれ自体は公知の手法である。On the measurement line 202, the tracking gates A and B are set by the user in this embodiment. Here, the tracking gate A is set to include the inner film 204A of the front wall 204, and the tracking gate B is set to include the inner film 206A of the rear wall 206.
It is set including. The echo data is referred to in the tracking gates A and B, the intima 204A and 206A are automatically specified based on the level of the echo data, and the positions of the intima 204A and 206A are changed with the fluctuation of the blood vessel 14. Following is detected. In such a case, the tracking of the change in the phase of the received signal is performed. As described above, it is a known method itself.
【００７０】本実施形態においては、上記のように両側
の血管壁の位置が特定されると、その中点を基準として
血管２１０内にサンプルゲートＳが自動的かつ動的に設
定される。そのサンプルゲートＳの幅はユーザーにより
自在設定可能である。In this embodiment, when the positions of the blood vessel walls on both sides are specified as described above, the sample gate S is automatically and dynamically set in the blood vessel 210 based on the midpoint. The width of the sample gate S can be freely set by the user.
【００７１】前壁２０４及び後壁２０６の位置が拍動に
よって変化した場合、すなわち血管径が変動すると、そ
れに追従してサンプルゲートＳも変動することになる。
すなわち、本実施形態によれば、血管１４の内部の中心
部に的確にサンプルゲートＳを動的に設定できるという
利点がある。When the positions of the front wall 204 and the rear wall 206 change due to pulsation, that is, when the diameter of the blood vessel changes, the sample gate S changes accordingly.
That is, according to the present embodiment, there is an advantage that the sample gate S can be dynamically set accurately at the central portion inside the blood vessel 14.
【００７２】表示画面の右側には、互いに時間軸を平行
とした複数のグラフが表示される。具体的には、トラッ
キングゲートＡにおいて特定された前壁２０４の変位波
形２１２と、トラッキングゲートＢにおいてトラッキン
グされた後壁２０６の変位波形２１４と、それらの変位
波形の間の距離として演算される血管径の変化波形２１
６と、が表示される。さらに、それらの下段には、血流
速度の変化波形２１８が表示され、その下段には、血管
径の変化波形及び血流速度の変化波形から演算されるウ
エーブインテンシティの波形２２０が表示される。その
下には、補助情報としての心電図２２２が表示されてい
る。On the right side of the display screen, a plurality of graphs having time axes parallel to each other are displayed. Specifically, the displacement waveform 212 of the front wall 204 specified in the tracking gate A, the displacement waveform 214 of the rear wall 206 tracked in the tracking gate B, and the blood vessel calculated as the distance between these displacement waveforms Diameter change waveform 21
6 is displayed. Further, in the lower part thereof, a blood flow velocity change waveform 218 is displayed, and in the lower part thereof, a waveform 220 of a wave intensity calculated from the blood vessel diameter change waveform and the blood flow velocity change waveform is displayed. . Below that, an electrocardiogram 222 as auxiliary information is displayed.
【００７３】したがって、図３に示すような表示例によ
れば、まず第１に、断層画像２００に血管１４自体やマ
ークを表示して血管に対するサンプルゲートＳの位置な
どを明瞭に表示できるので、常にどの部位の計測を行っ
ているのか視覚的に認識できるという利点がある。よっ
て、計測の信頼性を高めることが可能となる。また、複
数のグラフを互いに時間軸を平行にして表示したので、
ウエーブインテンシティの波形を評価する際において、
その基礎となった波形との相関関係などを分析すること
が可能となる。そして、このような複数のグラフの同時
表示によれば、例えば計測誤差や計測エラーなどが生じ
ていても、その原因を究明でき、その意味においても計
測の信頼性を極めて向上可能である。Therefore, according to the display example as shown in FIG. 3, firstly, the position of the sample gate S with respect to the blood vessel can be clearly displayed by displaying the blood vessel 14 and the mark on the tomographic image 200. There is an advantage that it is possible to visually recognize which part is always being measured. Therefore, it is possible to improve the reliability of the measurement. Also, since multiple graphs are displayed with their time axes parallel,
When evaluating the waveform of wave intensity,
It becomes possible to analyze the correlation with the waveform on which it is based. According to such a simultaneous display of a plurality of graphs, for example, even if a measurement error or a measurement error occurs, the cause thereof can be investigated, and in that sense, the reliability of the measurement can be significantly improved.
【００７４】図４には、他の表示例が示されている。な
お、図３に示した構成と同様の構成には同一符号を付
し、その説明を省略する。FIG. 4 shows another display example. The same components as those shown in FIG. 3 are denoted by the same reference numerals, and description thereof will be omitted.
【００７５】この図４に示す表示例においては、表示画
面の左上段に断層画像２００が表示され、それと共に、
右上段にはその断層画像２００内における注目部位近傍
の拡大画像２２４が表示される。すなわち、血管が細い
ような場合、それを拡大した画像２２４を表示すれば、
トラッキングゲートなどの設定をより的確に行うことが
できると共に、サンプルゲートＳの位置を確実に認識可
能である。In the display example shown in FIG. 4, a tomographic image 200 is displayed at the upper left of the display screen, and at the same time,
An enlarged image 224 near the attention site in the tomographic image 200 is displayed on the upper right stage. That is, when the blood vessel is thin, if an image 224 obtained by enlarging the blood vessel is displayed,
The setting of the tracking gate and the like can be performed more accurately, and the position of the sample gate S can be reliably recognized.
【００７６】表示画面の下段には図３に示した表示例と
同様に複数のグラフが互いに時間軸を一致させて表示さ
れている。このような複数のグラフから血管や心臓など
の総合診断を行えるという利点がある。In the lower part of the display screen, a plurality of graphs are displayed with their time axes coincident with each other, as in the display example shown in FIG. There is an advantage that a comprehensive diagnosis of a blood vessel, a heart, and the like can be performed from such a plurality of graphs.
【００７７】ちなみに、図５には、実測定データが示さ
れており、その（Ａ）は血圧変化波形を示し、（Ｂ）は
血流速度変化波形を示し、（Ｃ）はウエーブインテンシ
ティの時間変化を示す波形が示されており、（Ｄ）には
ウエーブインテンシティの負の領域の面積を示すネガテ
ィブエリアが示されている。また、（Ｅ）には心電波形
が示されている。もちろん、生体信号としてはこれ以外
にも各種のものを表示可能である。FIG. 5 shows actual measurement data, in which (A) shows a blood pressure change waveform, (B) shows a blood flow velocity change waveform, and (C) shows a wave intensity change. A waveform showing a time change is shown, and (D) shows a negative area indicating an area of a negative region of the wave intensity. (E) shows an electrocardiographic waveform. Of course, various other biological signals can be displayed.
【００７８】図６には、本実施形態に係るビーム設定方
法が示されている。図６に示すように、血管１４の中心
軸に対して完全に直交する計測ライン５４が設定された
場合、血管径の演算にとっては好都合であるが、その計
測ライン５４上において取得されたエコーデータからド
プラ情報を抽出するのはその原理上困難である。図１に
示した送受信制御部１８がビームステアリングを実行し
ており、図６において符号５６がドプラビーム方位を示
している。このドプラビーム方位５６はサンプルゲート
Ｓを通過して計測ライン５４、すなわち血管径計測用の
ビーム方位に対して角度θをなして交差しているもので
ある。この場合において、トラッキングゲートＡ，Ｂは
それぞれ計測ライン５４上に設定されるが、サンプルゲ
ートＳはドプラビーム方位５６上に設定されることにな
る。角度θは、例えば１５度に設定される。FIG. 6 shows a beam setting method according to this embodiment. As shown in FIG. 6, when a measurement line 54 that is completely orthogonal to the central axis of the blood vessel 14 is set, it is convenient for the calculation of the blood vessel diameter, but the echo data acquired on the measurement line 54 is convenient. It is difficult in principle to extract Doppler information from. The transmission / reception control unit 18 shown in FIG. 1 executes beam steering, and the reference numeral 56 in FIG. 6 indicates the Doppler beam direction. The Doppler beam direction 56 passes through the sample gate S and intersects the measurement line 54, that is, the beam direction for measuring the blood vessel diameter at an angle θ. In this case, the tracking gates A and B are respectively set on the measurement line 54, while the sample gate S is set on the Doppler beam direction 56. The angle θ is set to, for example, 15 degrees.
【００７９】プローブ１０はアレイ振動子５０を有して
いる。このアレイ振動子５０は複数の振動素子５２によ
って構成されるものである。通常は、超音波ビーム６０
がアレイ振動子５０のアレイ方向に沿って電子スキャン
され、走査面６２が形成される。これにより断層画像が
形成される。The probe 10 has an array transducer 50. The array vibrator 50 includes a plurality of vibrating elements 52. Usually, the ultrasonic beam 60
Are electronically scanned along the array direction of the array vibrator 50 to form a scanning surface 62. Thereby, a tomographic image is formed.
【００８０】一方、トラッキングゲートＡ，Ｂなどの設
定が完了した状態では、計測ライン５４上における超音
波の送受波とドプラビーム方位５６上における超音波の
送受波とが所定のパターンで時分割制御される。その場
合においては、計測ライン５４に相当する方位に超音波
の送受波を行うために送受信開口５４ａが設定され、こ
れと同様に、ドプラビーム方位５６上において超音波の
送受波を行うために送受信開口５６Ａが設定される。こ
のような制御を行うため、送受信制御部１８には計測ラ
イン設定器３０で設定された計測ラインの位置情報及び
血管径の中心点の情報が入力されている。上述したよう
に、送受信制御部１８は、血管１４の変位に伴ってその
中心点が変動した場合、その変動に対応してドプラビー
ム方位５６の位置や方位を可変設定する。これにより、
常に適切なサンプルゲートＳを設定することが可能とな
る。On the other hand, when the setting of the tracking gates A and B is completed, the transmission and reception of the ultrasonic wave on the measurement line 54 and the transmission and reception of the ultrasonic wave on the Doppler beam direction 56 are time-divisionally controlled in a predetermined pattern. You. In this case, a transmission / reception aperture 54a is set to transmit and receive ultrasonic waves in the direction corresponding to the measurement line 54, and similarly, a transmission / reception aperture 54a is set to transmit and receive ultrasonic waves in the Doppler beam direction 56. 56A is set. In order to perform such control, the transmission / reception control unit 18 receives the position information of the measurement line set by the measurement line setting unit 30 and the information of the center point of the blood vessel diameter. As described above, when the center point fluctuates due to the displacement of the blood vessel 14, the transmission / reception control unit 18 variably sets the position and direction of the Doppler beam direction 56 in accordance with the fluctuation. This allows
It is possible to always set an appropriate sample gate S.
【００８１】図７には、ビーム設定方法の変形例が示さ
れている。この例においては、計測ライン５４上に血管
壁の変位を計測するためのビームが形成され、一方にお
いて、サンプルゲートＳを通過してドプラ計測用の送信
ビーム５６−１が設定され、それに交差する２つのドプ
ラ計測用の受信ビーム５６−２，５６−３が設定されて
いる。このようなビーム設定によれば、計測ライン５４
が血管軸に直交した場合においてもドプラ計測を行える
と共に、いわゆる１送信２受信が行われるため、血流の
速度ベクトルを求めることも可能となる。FIG. 7 shows a modification of the beam setting method. In this example, a beam for measuring the displacement of the blood vessel wall is formed on the measurement line 54. On the other hand, a transmission beam 56-1 for Doppler measurement is set through the sample gate S and crosses it. Two reception beams 56-2 and 56-3 for Doppler measurement are set. According to such a beam setting, the measurement line 54
Is also orthogonal to the blood vessel axis, Doppler measurement can be performed, and so-called one transmission and two receptions are performed, so that it is also possible to obtain a blood flow velocity vector.
【００８２】図８〜図１１には、ドプラ計測及び血管壁
の変位計測のタイミングを表すチャートが示されてい
る。まず図８において、符号１２０は送信繰り返し周期
を表すパルスを表しており、符号Ｄはドプラ計測すなわ
ち速度演算が行われる期間を示している。また、符号Ｍ
は血管壁の変位の演算すなわち血管変位計測が行われる
期間を示している。図８に示す例では、例えば送信繰り
返し周波数（ＰＲＦ）として４ｋＨｚが設定され、ドプ
ラ計測は連続的に繰り返し行われているが、変位計測に
ついてはドプラ計測４回に対して１回の割合で実行され
ている。すなわちこの図８に示すチャートは、１ビーム
を利用してドプラ計測及び変位計測を行う場合のもので
ある。FIGS. 8 to 11 are charts showing timings of Doppler measurement and displacement measurement of a blood vessel wall. First, in FIG. 8, reference numeral 120 denotes a pulse representing a transmission repetition period, and reference numeral D denotes a period during which Doppler measurement, that is, speed calculation is performed. Also, the code M
Indicates a period during which the calculation of the displacement of the blood vessel wall, that is, the measurement of the blood vessel displacement is performed. In the example shown in FIG. 8, for example, 4 kHz is set as the transmission repetition frequency (PRF), and the Doppler measurement is continuously and repeatedly performed. However, the displacement measurement is performed once every four Doppler measurements. Have been. That is, the chart shown in FIG. 8 is for the case where Doppler measurement and displacement measurement are performed using one beam.
【００８３】一方、図９〜図１１に示すチャートは、変
位計測用のビームとドプラ計測用のビームの２つのビー
ムを設定する場合のものである。図９に示す例では、方
位１及び方位２が繰り返し設定され、方位１においては
変位計測が実行され、方位２においてはドプラ計測が実
行されている。この場合において、例えば、ＰＲＦが２
ｋＨｚのとき、方位１と方位２の交互に送信が行われる
ため、ドプラ計測と変位計測のそれぞれの実質ＰＲＦは
１ｋＨｚとなる。On the other hand, the charts shown in FIGS. 9 to 11 are for the case where two beams, a beam for displacement measurement and a beam for Doppler measurement, are set. In the example shown in FIG. 9, azimuth 1 and azimuth 2 are repeatedly set, displacement measurement is performed in azimuth 1, and Doppler measurement is performed in azimuth 2. In this case, for example, if the PRF is 2
At kHz, transmission is performed alternately in azimuth 1 and azimuth 2, so that the actual PRF of each of Doppler measurement and displacement measurement is 1 kHz.
【００８４】図１０に示す例では、ＰＲＦが８ｋＨｚ
で、ドプラ計測の実質ＰＲＦが４ｋＨｚ、変位計測の実
質ＰＲＦ１ｋＨｚの場合を示している。また、図１１に
示す例では、ＰＲＦが８ｋＨｚで、ドプラ計測の実質Ｐ
ＲＦが８ｋＨｚ、変位計測の実質ＰＲＦが１ｋＨｚの場
合を示している。なお、これらの計測パターンは一例で
あって、これ以外にも必要に応じて各種のパターンを採
用できる。In the example shown in FIG. 10, the PRF is 8 kHz.
Shows the case where the real PRF for Doppler measurement is 4 kHz and the real PRF for displacement measurement is 1 kHz. In the example shown in FIG. 11, the PRF is 8 kHz,
The case where the RF is 8 kHz and the substantial PRF of the displacement measurement is 1 kHz is shown. Note that these measurement patterns are merely examples, and various other patterns can be employed as needed.
【００８５】次に図１２及び図１３には、図１に示した
装置の動作例がフローチャートとして示されている。Next, FIGS. 12 and 13 are flowcharts showing an operation example of the apparatus shown in FIG.
【００８６】まず、Ｓ１０１では、Ｂモード計測が設定
される。すなわちＳ１０２では、Ｂモード画像すなわち
断層画像を画像上で確認しながら、図１に示したプロー
ブ１０の位置や姿勢を適宜調整し、血管１４の中心軸に
走査面が合致させる操作が行われる。First, in S101, B-mode measurement is set. That is, in S102, while confirming the B-mode image, that is, the tomographic image on the image, the position and the posture of the probe 10 shown in FIG.
【００８７】Ｓ１０３では、図３などに示した計測ライ
ン２０２がマニュアルで設定される。Ｓ１０４では、そ
の計測ライン上において、前壁にトラッキングゲートＡ
がマニュアル設定され、Ｓ１０５においては後壁にトラ
ッキングゲートＢがマニュアル設定される。In S103, the measurement line 202 shown in FIG. 3 and the like is set manually. At S104, on the measurement line, the tracking gate A is placed on the front wall.
Are manually set, and in S105, the tracking gate B is manually set on the rear wall.
【００８８】Ｓ１０６では、サンプルゲートの幅がユー
ザー設定される。この設定を行わない場合にはデフォル
トの値がセットされることになる。Ｓ１０７では、トラ
ッキングされた前壁の位置（深さ）及び後壁の位置（深
さ）の中間点（中間の深さ）が演算される。In S106, the width of the sample gate is set by the user. If this setting is not made, a default value will be set. In S107, an intermediate point (intermediate depth) between the tracked front wall position (depth) and rear wall position (depth) is calculated.
【００８９】そして、Ｓ１０８では、その中間点を基準
として上下対称にサンプルゲートが自動的に設定され
る。このサンプルゲートの位置は、血管壁の変位に伴っ
て追従設定されることになる。At S108, the sample gate is automatically set vertically symmetrically with respect to the intermediate point. The position of the sample gate is set to follow the displacement of the blood vessel wall.
【００９０】Ｓ１０９では、そのようなサンプルゲート
あるいは血管径の中心を基準としてドプラビーム方位が
演算される。そして、Ｓ１１０においてはＢモードから
Ｍ／Ｄモードへモードが変更される。この場合、一般に
は、Ｂモード画像はフリーズされる。ここで、Ｍ／Ｄモ
ードは図６に示したように変位計測用のビームとドプラ
計測用のビームとを所定サイクルで形成するモードであ
る。In S109, the Doppler beam azimuth is calculated based on such a sample gate or the center of the blood vessel diameter. Then, in S110, the mode is changed from the B mode to the M / D mode. In this case, the B-mode image is generally frozen. Here, the M / D mode is a mode in which a beam for displacement measurement and a beam for Doppler measurement are formed in a predetermined cycle as shown in FIG.
【００９１】図１３において、Ｓ１１１では、前壁及び
後壁のトラッキングが開始され、一方において、Ｓ１１
２ではドプラ計測が開始される。Ｓ１１３では、血管径
が演算され、一方において、Ｓ１１４では、ドプラ情報
の平均値として血流速度が演算される。In FIG. 13, in S111, tracking of the front wall and the back wall is started.
At 2, Doppler measurement is started. In S113, the blood vessel diameter is calculated, while in S114, the blood flow velocity is calculated as the average value of the Doppler information.
【００９２】Ｓ１１３及びＳ１１４で算出された血管径
及び血流速度を利用してリアルタイムでウエーブインテ
ンシティを演算する場合には、Ｓ１１３及びＳ１１４の
次にＳ１１７が実行され、上述したように血流速度の微
分と変位信号の較正及び微分のそれぞれの結果を乗算す
ることによってウエーブインテンシティが演算される。When the wave intensity is calculated in real time using the blood vessel diameter and the blood flow velocity calculated in S113 and S114, S117 is executed after S113 and S114, and the blood flow velocity is calculated as described above. The wave intensity is calculated by multiplying the result of the calibration of the displacement signal and the result of the calibration and differentiation of the displacement signal.
【００９３】一方、より高精度の計測を行う場合には、
Ｓ１１３及びＳ１１４で計測された血管径及び血流速度
が所定の心拍分だけバッファリングされる（Ｓ１１
５）。そして、その中で、安定した５心拍分のデータが
選択され、それらについて平均化が実行される（Ｓ１１
６）。On the other hand, when performing more accurate measurement,
The blood vessel diameter and the blood flow velocity measured in S113 and S114 are buffered by a predetermined heart rate (S11).
5). Then, among them, stable data of five heartbeats are selected, and averaging is performed on them (S11).
6).
【００９４】以上のように平均化された血管径及び血流
速度に基づいてＳ１１７においてウエーブインテンシテ
ィが演算される。Ｓ１１８では必要に応じてウエーブイ
ンテンシティの波形が解析される。ここにおいては例え
ば第１ピーク及び第２ピークの特定やその波形変化など
が解析されることになる。In step S117, the wave intensity is calculated based on the blood vessel diameter and the blood flow velocity averaged as described above. In S118, the waveform of the wave intensity is analyzed as needed. Here, for example, the specification of the first peak and the second peak and the waveform change thereof are analyzed.
【００９５】以上説明したように、上記実施形態によれ
ば、血管に対して確実に計測領域を設定することがで
き、その上で血管壁の変位と血流速度とを同時に計測す
ることができ、その結果、計測精度を向上及び信頼性の
向上を図ることが可能となる。また、表示画像内に関連
する複数の情報が同時表示されるため、それらを用いて
血管の性状や心機能などを総合評価することが可能とな
る。As described above, according to the above-described embodiment, the measurement region can be reliably set for the blood vessel, and the displacement of the blood vessel wall and the blood flow velocity can be simultaneously measured. As a result, it is possible to improve measurement accuracy and reliability. In addition, since a plurality of pieces of related information are simultaneously displayed in the display image, it is possible to comprehensively evaluate the properties of blood vessels, cardiac functions, and the like using the information.
【００９６】[0096]
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
血管径及び血流速度などを高精度で計測することが可能
であり、その上で評価値を演算し、信頼性の高い超音波
診断を実現できる。As described above, according to the present invention,
It is possible to measure a blood vessel diameter, a blood flow velocity, and the like with high accuracy, and calculate an evaluation value based thereon, thereby realizing highly reliable ultrasonic diagnosis.
【図１】 本発明に係る超音波診断装置の全体構成を示
すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.
【図２】 図１に示す評価値演算部の具体的な構成例を
示す図である。FIG. 2 is a diagram illustrating a specific configuration example of an evaluation value calculation unit illustrated in FIG. 1;
【図３】 表示画像の一例を示す図である。FIG. 3 is a diagram illustrating an example of a display image.
【図４】 表示画像の他の例を示す図である。FIG. 4 is a diagram showing another example of a display image.
【図５】 実際の計測データの例を示す図である。FIG. 5 is a diagram showing an example of actual measurement data.
【図６】 変位計測用のビームとドプラ計測用のビーム
の関係を示す図である。FIG. 6 is a diagram showing a relationship between a beam for displacement measurement and a beam for Doppler measurement.
【図７】 ビーム設定の他の例を示す図である。FIG. 7 is a diagram showing another example of beam setting.
【図８】 ドプラ計測と変位計測のタイミング関係を示
す図である。FIG. 8 is a diagram showing a timing relationship between Doppler measurement and displacement measurement.
【図９】 ドプラ計測と変位計測のタイミング関係を示
す図である。FIG. 9 is a diagram showing a timing relationship between Doppler measurement and displacement measurement.
【図１０】 ドプラ計測と変位計測のタイミング関係を
示す図である。FIG. 10 is a diagram showing a timing relationship between Doppler measurement and displacement measurement.
【図１１】 ドプラ計測と変位計測のタイミング関係を
示す図である。FIG. 11 is a diagram showing a timing relationship between Doppler measurement and displacement measurement.
【図１２】 本発明に係る計測方法を表すフローチャー
トである。FIG. 12 is a flowchart illustrating a measurement method according to the present invention.
【図１３】 本発明に係る計測方法を表すフローチャー
トである。FIG. 13 is a flowchart illustrating a measurement method according to the present invention.
１０ プローブ、１２ 生体表面、１４ 血管、１６
送信回路、１８ 送受信制御部、２０ 受信回路、２２
断層画像形成部、２４ 表示処理部、２６変位演算
部、２８ 速度演算部、３０ 計測ライン設定器、３２
トラッキングゲート設定器、３４ 評価値演算部。10 probe, 12 biological surface, 14 blood vessel, 16
Transmission circuit, 18 transmission / reception control unit, 20 reception circuit, 22
Tomographic image forming unit, 24 display processing unit, 26 displacement calculating unit, 28 speed calculating unit, 30 measurement line setting unit, 32
Tracking gate setting unit, 34 evaluation value calculation unit.
Claims (23)
取り込む送受波手段と、 前記エコーデータに基づいて血管の断層画像を形成する
断層画像形成手段と、 前記断層画像上に計測ラインを設定する計測ライン設定
手段と、 前記計測ライン上で血管壁の変位を演算する変位演算手
段と、 前記計測ラインを基準としてサンプルゲートを設定する
サンプルゲート設定手段と、 前記サンプルゲートでの血流速度を演算する血流速度演
算手段と、 前記血管壁の変位及び前記血流速度から評価値を演算す
る評価値演算手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。A transmitting / receiving means for transmitting an ultrasonic pulse and capturing echo data; a tomographic image forming means for forming a tomographic image of a blood vessel based on the echo data; and setting a measurement line on the tomographic image. Measurement line setting means, a displacement calculation means for calculating a displacement of a blood vessel wall on the measurement line, a sample gate setting means for setting a sample gate based on the measurement line, and a blood flow velocity at the sample gate. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a blood flow velocity calculating means for calculating; and an evaluation value calculating means for calculating an evaluation value from the displacement of the blood vessel wall and the blood flow velocity.
変化に相当する変位波形と、前記血流速度の時間変化を
表す速度波形と、が表示されることを特徴とする超音波
診断装置。2. The apparatus according to claim 1, wherein a displacement waveform corresponding to a temporal change in displacement of the blood vessel wall and a velocity waveform representing a temporal change in the blood flow velocity are displayed together with the display of the tomographic image. An ultrasonic diagnostic apparatus characterized by being performed.
ることを特徴とする超音波診断装置。3. An ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 2, wherein an evaluation value waveform representing a time change of said evaluation value is displayed.
診断装置。4. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3, further comprising displaying a biological signal waveform.
生体信号波形がそれぞれの時間軸を平行にしてリアルタ
イム表示されることを特徴とする超音波診断装置。5. The apparatus according to claim 4, wherein the displacement waveform, the velocity waveform, the evaluation value waveform, and the biological signal waveform are displayed in real time with their respective time axes parallel. Diagnostic device.
において、 前記評価値は、ウエーブインテンシティであることを特
徴とする超音波診断装置。6. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the evaluation value is a wave intensity.
指定する手段であることを特徴とする超音波診断装置。7. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein said measurement line setting means is means for designating the measurement line by a user.
該血管壁の位置をトラッキングする手段を含み、 前記血管壁の位置のトラッキング結果から前記血管壁の
変位が演算されることを特徴とする超音波診断装置。8. The apparatus according to claim 1, further comprising: means for following the movement of the blood vessel wall on the measurement line to track the position of the blood vessel wall, and based on the tracking result of the position of the blood vessel wall, An ultrasonic diagnostic apparatus wherein a displacement of a wall is calculated.
た血管壁の位置に追従させて、血管内に前記サンプルゲ
ートを動的に設定することを特徴とする超音波診断装
置。9. The apparatus according to claim 8, wherein the sample gate setting means dynamically sets the sample gate in the blood vessel by following the position of the tracked blood vessel wall. Ultrasound diagnostic equipment.
され、 前記サンプルゲートを通過して前記計測ラインに交差す
る方位にドプラ計測用の第２ビーム方位が設定されるこ
とを特徴とする超音波診断装置。10. The apparatus according to claim 1, wherein the azimuth of the measurement line is a first beam azimuth for displacement measurement, and the azimuth of the Doppler measurement is an azimuth crossing the measurement line through the sample gate. An ultrasonic diagnostic apparatus wherein two beam directions are set.
イ振動子を含み、 前記アレイ振動子により、前記第１ビーム方位における
超音波の送受波及び前記第２ビーム方位における超音波
の送受波が時分割でなされることを特徴とする超音波診
断装置。11. The apparatus according to claim 10, wherein said transmitting / receiving means includes an array vibrator comprising a plurality of ultrasonic vibrating elements, and said array vibrator transmits and receives ultrasonic waves in said first beam direction. An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein transmission and reception of ultrasonic waves in the second beam direction are performed in a time-division manner.
を取り込む送受波手段と、 前記エコーデータに基づいて血管の断層画像を形成する
断層画像形成手段と、 前記断層画像上に計測ラインを設定する計測ライン設定
手段と、 前記計測ライン上で血管径を演算する血管径演算手段
と、 前記計測ラインを基準としてサンプルゲートを設定する
サンプルゲート設定手段と、 前記サンプルゲートでの血流速度を演算するドプラ演算
手段と、 入力された最大血圧及び最小血圧を基準として、前記血
管径の変化を血圧の変化に換算する血圧演算手段と、 前記血圧及び前記血流速度から評価値を演算する評価値
演算手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。12. A transmitting / receiving means for transmitting an ultrasonic pulse and capturing echo data; a tomographic image forming means for forming a tomographic image of a blood vessel based on the echo data; and setting a measurement line on the tomographic image. Measurement line setting means for calculating, a blood vessel diameter calculating means for calculating a blood vessel diameter on the measurement line, a sample gate setting means for setting a sample gate based on the measurement line, and calculating a blood flow velocity at the sample gate Doppler calculating means, blood pressure calculating means for converting the change in blood vessel diameter into a change in blood pressure based on the input maximum blood pressure and minimum blood pressure, and an evaluation value for calculating an evaluation value from the blood pressure and the blood flow velocity An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: arithmetic means;
とみなし、かつ、前記血管壁の最小を前記最小血圧とみ
なすことによって血圧を換算することを特徴とする超音
波診断装置。13. The apparatus according to claim 12, wherein the blood pressure calculating means converts the blood pressure by regarding the maximum of the blood vessel diameter as the maximum blood pressure and regarding the minimum of the blood vessel wall as the minimum blood pressure. An ultrasonic diagnostic apparatus characterized by the above-mentioned.
装着された血圧計により取得されることを特徴とする超
音波診断装置。14. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 12, wherein the maximum blood pressure and the minimum blood pressure are acquired by a sphygmomanometer mounted on a specific part of the subject.
いてウエーブインテンシティを演算する手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。15. The apparatus according to claim 12, wherein the evaluation value calculation unit calculates a time derivative of the blood pressure, a unit calculates a time derivative of the blood flow velocity, and calculates a time derivative of the blood pressure. Means for calculating a wave intensity based on a time derivative of the blood flow velocity.
を取り込む手段と、 前記エコーデータに基づいて血管内における計測部位の
血流速度を演算する手段と、 前記血流速度の時間微分を演算する手段と、 前記エコーデータ及び生体計測信号の両方又は一方に基
づいて、前記計測部位の血圧を演算する手段と、 前記血圧の時間微分を演算する手段と、 同時刻の前記血流速度の時間微分と前記血圧の時間微分
とを乗算し、これによりウエーブインテンシティを演算
する手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。16. A means for transmitting an ultrasonic pulse to capture echo data; a means for calculating a blood flow velocity at a measurement site in a blood vessel based on the echo data; and calculating a time derivative of the blood flow velocity. Means for calculating the blood pressure of the measurement site based on both or one of the echo data and the biological measurement signal; means for calculating the time derivative of the blood pressure; and the time of the blood flow velocity at the same time. Means for multiplying a derivative by the time derivative of the blood pressure to calculate a wave intensity based on the result.
それぞれ表示画面上に表示する手段と、 前記表示画面内の血管の断層画像上に前記計測部位を表
すマークを表示する手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。17. The apparatus according to claim 16, wherein a tomographic image of a blood vessel is formed based on the echo data,
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: means for displaying each on a display screen; and means for displaying a mark representing the measurement site on a tomographic image of a blood vessel in the display screen.
ィの時間変化を波形として表示する手段を含むことを特
徴とする超音波診断装置。18. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 17, further comprising: means for displaying a time change of the wave intensity as a waveform together with the tomographic image of the blood vessel.
定し、そのビーム方位へ超音波パルスを送波し、そのビ
ーム方位上からのエコーデータを取り込む手段と、 前記ビーム方位上のエコーデータに基づいて前記血管の
前壁及び後壁の位置を特定する手段と、 前記血管の前壁及び後壁の位置に基づいて血管径を演算
する手段と、 前記血管径の時間変化を血圧の時間変化に換算する手段
と、 を含み、 前記圧力が画像形成及びデータ演算の少なくとも一方に
利用されることを特徴とする超音波診断装置。19. A means for setting a beam direction so as to pass through a blood vessel, transmitting an ultrasonic pulse to the beam direction, and taking in echo data from the beam direction; Means for specifying the position of the front wall and the back wall of the blood vessel based on; means for calculating the blood vessel diameter based on the position of the front wall and the rear wall of the blood vessel; An ultrasonic diagnostic apparatus, comprising: a unit configured to convert the pressure into at least one of image formation and data calculation.
記血圧の時間変化に換算されることを特徴とする超音波
診断装置。20. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 19, wherein a time change of the blood vessel diameter is converted into a time change of the blood pressure according to reference data.
ら装着された血圧計により得られることを特徴とする超
音波診断装置。21. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 20, wherein the reference data is obtained by a sphygmomanometer attached to a specific part of the subject from outside the body.
速度の時間変化を表す血流速度グラフを形成する手段
と、 前記エコーデータに基づいて血管径の時間変化を表す血
管径グラフを形成する手段と、 同時刻の前記血流速度及び前記血管径から評価値を演算
し、その時間変化を表す評価値グラフを形成する手段
と、 前記血流速度グラフ、前記血管径グラフ及び前記評価値
グラフを同時表示する手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。22. A means for forming a blood flow velocity graph representing a temporal change of a blood flow velocity in a blood vessel based on the echo data, and forming a blood vessel diameter graph representing a temporal change of a blood vessel diameter based on the echo data. Means, means for calculating an evaluation value from the blood flow velocity and the blood vessel diameter at the same time, and forming an evaluation value graph representing the time change thereof; the blood flow velocity graph, the blood vessel diameter graph, and the evaluation value graph Means for simultaneously displaying the following: and an ultrasonic diagnostic apparatus comprising:
画像を形成する手段と、 前記エコーデータに基づいて血管内の血流速度の時間変
化を表す血流速度グラフを形成する手段と、 前記エコーデータに基づいて血管径の時間変化を表す血
管径グラフを形成する手段と、 前記血管の断層画像、前記血流速度グラフ及び前記血管
径グラフを同時表示する手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。23. A means for forming a tomographic image of a blood vessel based on echo data; a means for forming a blood flow velocity graph representing a time change of a blood flow velocity in a blood vessel based on the echo data; A means for forming a blood vessel diameter graph representing a time change of the blood vessel diameter based on the above, and a means for simultaneously displaying a tomographic image of the blood vessel, the blood flow velocity graph, and the blood vessel diameter graph. Ultrasound diagnostic device.
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