JP2005130877A

JP2005130877A - Ultrasonic diagnosis apparatus

Info

Publication number: JP2005130877A
Application number: JP2003366823A
Authority: JP
Inventors: Takemitsu Harada; 烈光原田; Takashi Okada; 孝岡田
Original assignee: Aloka Co Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2003-10-28
Filing date: 2003-10-28
Publication date: 2005-05-26

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To enable the acquisition of the information such as a strain of a tissue with high precision by an ultrasonic diagnosis apparatus. <P>SOLUTION: Two sample points are designated, for example, on a same beam on a scanning plane, and an echo tracking is performed for each of the sample points with respect to a RF reception signal corresponding to the beam. Thereby a displacement for each of the sample points is acquired. A relative displacement is acquired from the difference between those displacements and the strain is calculated from the difference of the displacements. Although the strain is an element in a beam direction, the element in an orthogonal direction can be acquired on the basis of the above. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

本発明は超音波診断装置に関し、特に組織の局所歪みに関する情報の計測に関する。 The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly to measurement of information related to a local distortion of a tissue.

心筋梗塞などの心臓疾患を診断するために、超音波の送受波を利用して、組織（心筋）の局所的な歪み（ストレイン）あるいは歪み速度（ストレインレート）などを診断する技術が提案されている。 In order to diagnose heart diseases such as myocardial infarction, a technique for diagnosing local strain (strain) or strain rate (strain rate) of tissue (myocardium) using ultrasound transmission / reception has been proposed. Yes.

従来においては、組織の局所的な歪みに関する情報を計測するために、超音波ドプラ法に従って心筋の運動情報を得る組織ドプライメージング（ＴＤＩ）法が利用されている。すなわち、このＴＤＩ法によれば、各位置における組織の運動速度情報が得られ、それを用いて以下の演算を行うことにより、ストレインあるいはストレインレートが求められている。 Conventionally, a tissue Doppler imaging (TDI) method that obtains myocardial motion information in accordance with an ultrasonic Doppler method has been used to measure information related to a local strain of tissue. That is, according to the TDI method, the motion speed information of the tissue at each position is obtained, and the strain or strain rate is obtained by performing the following calculation using the information.

歪みεは単位長さあたりの変位として次式で定義される。ここで、ｒは距離（超音波の伝播方向における観測点の深さ）であり、ξはその距離方向の変位である。

The strain ε is defined by the following equation as the displacement per unit length. Here, r is the distance (depth of the observation point in the propagation direction of the ultrasonic wave), and ξ is the displacement in the distance direction.

上記の歪みεの時間的変化、すなわち、歪み速度であるストレインレートは、次のように距離方向の変位速度ｕの空間勾配に等しい。下記特許文献１（特公平５−４３３８１号公報）にはそれを演算する構成が示されている。

The temporal change of the strain ε, that is, the strain rate, which is the strain rate, is equal to the spatial gradient of the displacement velocity u in the distance direction as follows. The following Patent Document 1 (Japanese Patent Publication No. 5-43381) discloses a configuration for calculating it.

上記の関係から、上記のＴＤＩ法で求めた組織速度について、その空間勾配を求めれば、結果として歪み速度を得ることができる。そして、その歪み速度を時間的に積分すれば、歪み（ストレイン）を求めることができる。このようなストレインやストレインレートは、ある点についての時間的変化として波形表示され、あるいは走査面上における各点について表現されて二次元イメージとして表示される（ストレインイメージング（ＳＩ）法、ストレインレートイメージング（ＳＲＩ）法）。 From the above relationship, if the spatial gradient is obtained for the tissue velocity obtained by the TDI method, the strain velocity can be obtained as a result. Then, if the strain rate is integrated over time, the strain can be obtained. Such a strain or strain rate is displayed as a waveform as a temporal change of a certain point, or is expressed for each point on the scanning plane and displayed as a two-dimensional image (strain imaging (SI) method, strain rate imaging). (SRI) method).

なお、上記のような演算方法では、ストレインやストレインレートを求めるのに当たり、局所速度の差分演算が行われるので、心臓全体の並進運動や周辺の心筋運動による影響の一部又は全部がキャンセルされる。 In the calculation method as described above, since the difference calculation of the local velocity is performed when obtaining the strain and the strain rate, a part or all of the influence of the translational motion of the entire heart and the peripheral myocardial motion is canceled. .

下記の特許文献２（特開平９−３１３４８６号公報）には、微小距離離れた２点について、変位運動波形と速度波形とを計測し、その２点間で、変位運動波形の差と速度波形の差とを求めることにより、厚み及び厚み変化の速度を求める技術が開示されている。そのために、各点のトラッキングがなされている。当該文献にはＲＦ信号のトラッキングやストレインに関しては何ら開示されていない。下記の特許文献３（特開２００３−７９６２７号公報）には超音波画像上で心筋を探索し、それをトラッキングする技術が開示されている。これは画像信号のトラッキングであり、ＲＦ信号のトラッキングとは別の技術である。また、ストレインに関しては記載されていない。下記の特許文献４（特開２００２−１７７２４号公報）には、エコートラッキング技術が開示されているが、その技術は、関心領域（ＲＯＩ）を心筋の動きに連動させて移動させるためのものであり、ストレインについては開示されていない。下記の特許文献５には、互いに微小角度をもって交差する２つのビーム上で血流の速度成分を求め、それらの速度からビームに直交する方向の速度成分を演算する技術が開示されている。しかし、ストレインについては開示されていない。下記の非特許文献１には、上記ＴＤＩについて記載され、下記の非特許文献２にはストレイン速度のイメージング法が記載されているが、それらの文献にはＲＦ信号のトラッキング、ストレインの直交成分の演算については記載されていない。 In the following Patent Document 2 (Japanese Patent Laid-Open No. 9-31486), a displacement motion waveform and a velocity waveform are measured at two points separated by a minute distance, and the difference between the displacement motion waveform and the velocity waveform are measured between the two points. The technique which calculates | requires the speed of the thickness and thickness change by calculating | requiring the difference of these is disclosed. For this purpose, each point is tracked. The document does not disclose any RF signal tracking or strain. Patent Document 3 (Japanese Patent Laid-Open No. 2003-79627) below discloses a technique for searching a myocardium on an ultrasound image and tracking it. This is image signal tracking, which is a technique different from RF signal tracking. Further, there is no description regarding the strain. The following Patent Document 4 (Japanese Patent Laid-Open No. 2002-17724) discloses an echo tracking technique, which is a technique for moving a region of interest (ROI) in conjunction with the movement of the myocardium. Yes, no strain is disclosed. Patent Document 5 below discloses a technique for calculating a velocity component of a blood flow on two beams that intersect with each other at a minute angle, and calculating a velocity component in a direction orthogonal to the beam from these velocities. However, no strain is disclosed. The following Non-Patent Document 1 describes the above TDI, and the following Non-Patent Document 2 describes a strain velocity imaging method. In these documents, tracking of an RF signal, the orthogonal component of the strain is described. The calculation is not described.

特公平５−４３３８１号公報Japanese Patent Publication No. 5-43381 特開平９−３１３４８６号公報JP-A-9-31486 特開２００３−７９６２７号公報JP 2003-79627 A 特開２００２−１７７２４号公報JP 2002-17724 A 特開昭６２−１５２４３６号公報Japanese Patent Laid-Open No. 62-152436 W.N.McDicken et al.,Color Doppler velocity imaging of the myocardiaum,Ultrasound Med Biol,vol.18,pp.561-654,1992.W.N.McDicken et al., Color Doppler velocity imaging of the myocardiaum, Ultrasound Med Biol, vol. 18, pp. 561-654, 1992. A.Heimdal et al.,Real-time strain velocity Imaging(SVI), Proceeding of IEEE ultrasonics sympoiusm,1423-1426,1997.A. Heimdal et al., Real-time strain velocity Imaging (SVI), Proceeding of IEEE ultrasonics sympoiusm, 1423-1426, 1997.

上記のＴＤＩ法を基礎としてストレイン等を計測する従来方法において、速度の空間勾配を求めるためには、空間差分演算あるいは空間微分演算が必要となる。このため、ノイズや速度変動の影響を受けやすいという問題、つまり精度上の問題を指摘できる。それを防止するために、距離方向（深さ方向）や方位方向（ビーム走査方向）に平滑化処理を適用して、誤差をできる限り除外している。しかし、その場合には、平滑化用としてかなり大きなＲＯＩが必要となり、空間分解能の問題が生じる。また、従来方法において、観測点と組織との関係に注目すると、組織が運動しても観測点はそのままの絶対位置に維持されるために、同じ組織上の点を常に計測しているわけではないという点を指摘できる。 In the conventional method for measuring strain and the like based on the above TDI method, a spatial difference calculation or a spatial differential calculation is required to obtain a velocity spatial gradient. For this reason, it is possible to point out the problem of being easily affected by noise and speed fluctuation, that is, the problem of accuracy. In order to prevent this, a smoothing process is applied in the distance direction (depth direction) and the azimuth direction (beam scanning direction) to eliminate errors as much as possible. However, in that case, a considerably large ROI is required for smoothing, which causes a problem of spatial resolution. Also, in the conventional method, focusing on the relationship between the observation point and the tissue, the observation point is maintained at the absolute position even if the tissue moves, so the points on the same organization are not always measured. It can be pointed out that there is no.

本発明の目的は、組織の局所歪みに関する情報を得るための新しい計測法を実現することにある。 An object of the present invention is to realize a new measurement method for obtaining information on local strain of tissue.

本発明の他の目的は、組織の局所歪みに関する情報を精度よく計測できるようにすることにある。 Another object of the present invention is to make it possible to accurately measure information related to a local strain of tissue.

（１）本発明は、対象組織に対して超音波を繰り返し送受波し、受信信号としてのＲＦ信号を順次出力する送受波手段と、前記対象組織に対して複数のサンプル点を設定するサンプル点設定手段と、前記送受波手段から順次出力されるＲＦ信号における前記複数のサンプル点に対応した複数のポイントに対してトラッキングを行い、これにより前記複数のサンプル点について組織変位を計測する変位演算手段と、前記複数のサンプル点について計測された組織変位に基づいて、組織歪みに関する情報を演算する情報演算手段と、を含むことを特徴とする。 (1) The present invention relates to a transmission / reception unit that repeatedly transmits / receives ultrasonic waves to / from a target tissue and sequentially outputs an RF signal as a reception signal; Displacement calculating means for performing tracking on a plurality of points corresponding to the plurality of sample points in the RF signal sequentially output from the setting means and the wave transmitting / receiving means, thereby measuring tissue displacement at the plurality of sample points And information calculation means for calculating information on tissue strain based on the tissue displacement measured for the plurality of sample points.

上記構成によれば、ＲＦ信号に対するトラッキング（つまり、受信信号の位相レベルでのトラッキング）を用いて、組織の微小変位を高精度に計測した上で、その計測結果から組織歪みに関する情報を演算することができる。特に、サンプル点についてトラッキングが行われるので、サンプル点が設定された組織が移動してもそれに伴ってサンプル点も移動することになるので、組織歪みに関する情報を正確に求めることができ、信頼性の高い結果を得られる。 According to the above configuration, the information on the tissue strain is calculated from the measurement result after measuring the minute displacement of the tissue with high accuracy using tracking on the RF signal (that is, tracking at the phase level of the received signal). be able to. In particular, since the sample point is tracked, the sample point moves with the movement of the tissue where the sample point is set. High results can be obtained.

望ましくは、前記組織歪みに関する情報は、ストレイン及びストレインレートの少なくとも一方である。望ましくは、前記複数の観測点は同一のビーム方位上に設定され、前記組織歪みに関する情報は、前記ストレイン及びストレインレートの少なくとも一方についてのビーム方向成分に相当する。もちろん、後述するようにストレイン及びストレインレートについての直交成分を求めるようにしてもよい。 Preferably, the information on the tissue strain is at least one of strain and strain rate. Preferably, the plurality of observation points are set on the same beam direction, and the information on the tissue strain corresponds to a beam direction component for at least one of the strain and the strain rate. Of course, as will be described later, the orthogonal components for the strain and the strain rate may be obtained.

望ましくは、前記情報演算手段は、前記複数のサンプル点についての組織変位の差分を演算して相対変位を求める差分演算手段と、前記相対変位を規格化して前記組織歪みに関する情報を演算する規格化手段と、を含む。望ましくは、前記規格化手段は、前記相対変位を基準距離で割る手段である。望ましくは、前記基準距離は、前記相対変位についての一定期間内における平均値、最大値又は最小値である。もちろん、基準距離を固定値とすることも可能である。 Desirably, the information calculation means calculates difference of tissue displacement for the plurality of sample points to obtain relative displacement, and normalization that normalizes the relative displacement and calculates information related to the tissue strain. Means. Preferably, the normalization means is means for dividing the relative displacement by a reference distance. Preferably, the reference distance is an average value, a maximum value, or a minimum value within a certain period of the relative displacement. Of course, the reference distance can be a fixed value.

（２）また、本発明は、心臓に対して超音波ビームを繰り返し形成し、各超音波ビームごとに受信信号としてのＲＦ信号を順次出力する送受波手段と、前記超音波ビームが繰り返し形成されるビーム方位上に互いに間隔をおいて一対のサンプル点を設定するサンプル点設定手段と、前記順次出力されるＲＦ信号における前記一対のサンプル点に対応した一対のポイントに対して個別的にトラッキングを行い、これにより前記一対のサンプル点について個別的に組織変位を計測する変位演算手段と、前記一対のサンプル点についての組織変位の差分を演算することにより、組織歪みを表す情報を演算する情報演算手段と、を含むことを特徴とする。 (2) Further, according to the present invention, an ultrasonic beam is repeatedly formed on the heart and an RF signal as a reception signal is sequentially output for each ultrasonic beam, and the ultrasonic beam is repeatedly formed. Sample point setting means for setting a pair of sample points spaced apart from each other on the beam direction, and tracking individually for a pair of points corresponding to the pair of sample points in the sequentially output RF signal Information calculation for calculating information representing tissue strain by calculating a difference in tissue displacement for the pair of sample points and a displacement calculation means for individually measuring the tissue displacement for the pair of sample points Means.

上記構成によれば、従来法では発見できないような心壁運動の僅かな異常まで観測することが可能となる。 According to the above configuration, it is possible to observe even a slight abnormality of the heart wall motion that cannot be found by the conventional method.

以上説明したように、本発明によれば、組織歪みに関する情報を精度良く求めることができる。 As described above, according to the present invention, information related to tissue distortion can be obtained with high accuracy.

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。 DESCRIPTION OF EXEMPLARY EMBODIMENTS Hereinafter, preferred embodiments of the invention will be described with reference to the drawings.

まず、本実施形態の原理について説明する。本実施形態においては、それ自体公知のエコートラッキング技術を用いて心筋組織の微小変位が計測される。この手法を用いれば、ＲＦ信号（検波前の受信信号）をトラッキング対象として、例えば１０μｍ程度の分解能で組織変位を計測することができるので、ＴＤＩ法を基礎とする手法に比べて、１桁あるいは２桁程度もストレイン及びストレインレートの計測精度を上げることができる。なお、既に説明したように、エコートラッキングによれば、サンプル点の移動（組織移動）に追従して変位を計測できるので、従来のように絶対的にサンプル点を設定して計測を行う場合に比べて理論に忠実である。 First, the principle of this embodiment will be described. In this embodiment, a minute displacement of the myocardial tissue is measured using an echo tracking technique known per se. If this method is used, the tissue displacement can be measured with a resolution of, for example, about 10 μm using the RF signal (received signal before detection) as a tracking target. Therefore, compared with the method based on the TDI method, Measurement accuracy of strain and strain rate can be improved by about two digits. As already explained, according to echo tracking, the displacement can be measured following the movement of the sample point (tissue movement), so when measuring with absolute sample points as in the past, Compared to theory, it is more faithful.

具体的に説明すると、例えば、図１に示すように心臓の心尖部についての二次元断層画像（Ｂモード画像）１０上で、例えば心筋１２におけるあるビーム方位上の任意の２点にトラッキング用サンプル点Ｓ１，Ｓ２が設定される。これにより、そのビーム方位に対して一定の繰り返しシーケンスに従って超音波ビームが繰り返し形成され、それに伴って、２つのサンプル点Ｓ１，Ｓ２に対して個別的に受信信号（ＲＦ信号）のトラッキングが遂行され（通常、信号波形上におけるゼロクロス点がトラッキングポイントとなる）、それにより各サンプル点ごとに変位の時間変化がリアルタイムで求められる。２つのサンプル点Ｓ１，Ｓ２についての変位の差分を基準距離で規格化すると、２点間の組織歪みを時間軸上に表した波形を得ることができる。なお、図２には心臓の短軸断面が模式的に示されているが、同図に示すように、複数の超音波ビーム上にそれぞれ複数のサンプル点Ｓ１〜Ｓ８を設定してそれらについてストレイン等を同時に計測するようにしてもよい。 More specifically, for example, as shown in FIG. 1, on the two-dimensional tomographic image (B-mode image) 10 about the apex of the heart, for example, tracking samples at two arbitrary points on a certain beam direction in the myocardium 12 Points S1 and S2 are set. As a result, an ultrasonic beam is repeatedly formed according to a certain repetitive sequence with respect to the beam direction, and accordingly, tracking of the received signal (RF signal) is performed individually for the two sample points S1 and S2. (Normally, the zero-cross point on the signal waveform becomes a tracking point), whereby the time change of displacement is obtained in real time for each sample point. When the displacement difference between the two sample points S1 and S2 is normalized by the reference distance, a waveform representing the tissue strain between the two points on the time axis can be obtained. FIG. 2 schematically shows a short-axis cross section of the heart. As shown in FIG. 2, a plurality of sample points S1 to S8 are set on a plurality of ultrasonic beams, and strains are applied to them. Etc. may be measured simultaneously.

上記を更に数式を用いて説明する。サンプル点Ｓ１の変位をξ₁（ｔ）とし、サンプル点２の変位をξ₂（ｔ）とする。２つのサンプル点は上記のようにＢモード画像を参照しながらマニュアルで設定してもよいし、あるいは、１点のみをマニュアルで指定して、もう１点を既に設定された１点の位置から自動的に求めるようにしてもよい。例えば、先に設定されたサンプル点から所定間隔隔てられた位置として、もう１点のサンプル点を自動的に設定してもよい。その場合、所定間隔は、例えば０．１ｍｍ、０．２ｍｍ、０．４ｍｍ、・・・といった所定値であってもよい。 The above will be further described using mathematical expressions. The displacement of the sample point S1 is ξ ₁ (t), and the displacement of the sample point 2 is ξ ₂ (t). The two sample points may be set manually with reference to the B-mode image as described above, or only one point may be designated manually and the other point may be set from the position of the already set one point. You may make it ask for automatically. For example, another sample point may be automatically set as a position spaced a predetermined distance from the previously set sample point. In this case, the predetermined interval may be a predetermined value such as 0.1 mm, 0.2 mm, 0.4 mm,.

次に、２つのサンプル点Ｓ１，Ｓ２についての組織変位ξ₁， ξ₂の差分をとれば、２点間の相対変位Δξ（ｔ）が得られる。

Next, taking the difference between the tissue displacements ξ ₁ and ξ ₂ for the two sample points S1 and S2, a relative displacement Δξ (t) between the two points is obtained.

上記（３）式からわかるように、２点間の変位の差分によって組織全体の並進運動成分は除去され、２点間の相対変位Δξ（ｔ）のみが演算される。 As can be seen from the above equation (3), the translational motion component of the entire tissue is removed by the difference in displacement between the two points, and only the relative displacement Δξ (t) between the two points is calculated.

この相対変位Δξ（ｔ）をある基準距離ｒ₀で割って、つまり正規化すると、組織の歪み（ストレイン）ε_r（ｔ）が得られる。

When this relative displacement Δξ (t) is divided by a certain reference distance r ₀ , that is, normalized, a tissue strain (strain) ε _r (t) is obtained.

ここで、基準距離ｒ₀としては、一心拍間の相対変位の平均値、最大値、最小値、などであってもよく、それらを一心拍ごとに更新してもよい。あるいは、呼吸などによる影響を除くために、複数心拍分の平均値等を用いるようにしてもよい。歪み速度（ストレインレート）は、上記の歪みを時間微分することによって得られる。なお、上記の２つのサンプル点を例えば心臓壁の両面上に設定すれば、心臓壁の厚さの時間変化を得ることもできる。もちろん、上記の基準距離は、ある一定値であってもよいし、また例えば心臓の断層画像その他を用いてユーザー計測されたあるいは自動計測された距離であってもよい。 Here, the reference distance r ₀ may be an average value, a maximum value, a minimum value, or the like of a relative displacement between one heart beat, and may be updated for each heart beat. Alternatively, an average value for a plurality of heartbeats or the like may be used in order to eliminate the influence of respiration and the like. The strain rate (strain rate) is obtained by differentiating the strain with respect to time. If the above two sample points are set on both sides of the heart wall, for example, it is possible to obtain a time change in the thickness of the heart wall. Of course, the reference distance may be a certain fixed value, or may be a distance measured by a user or automatically measured using a tomographic image of the heart or the like, for example.

ところで、上記によって求められるストレインはビーム方向成分に相当する。実際のストレインは二次元ベクトル（あるいは三次元ベクトル）として評価される。そこで、以下のような演算を用いてストレインの直交成分を求めるのが望ましい。 By the way, the strain calculated | required by the above is corresponded to a beam direction component. The actual strain is evaluated as a two-dimensional vector (or three-dimensional vector). Therefore, it is desirable to obtain the orthogonal component of the strain using the following calculation.

図３には走査面１４が示されている。あるサンプル点についての二次元の組織変位ベクトルＤは、距離方向（ビーム方向）成分ξと、これに垂直な方向の成分（直交成分）ηとに分けられる。ここで、ｅ_rとｅ_tはそれぞれの方向の単位ベクトルを表す。

FIG. 3 shows the scanning plane 14. The two-dimensional tissue displacement vector D for a certain sample point is divided into a distance direction (beam direction) component ξ and a component perpendicular to the component (orthogonal component) η. Here, e _r and e _t represents the unit vector in each direction.

ｋ番目のビームとｋ＋１番目のビームとのなす角度をΔθとし、各ビームが組織変位ベクトルＤと交差する角度をそれぞれθ_k及びθ_k+1とすると、両者には以下のような関係がある。

If the angle between the k-th beam and the (k + 1) -th beam is Δθ, and the angles at which each beam intersects the tissue displacement vector D are θ _k and θ _{k + 1} , they have the following relationship: .

角度が微小に異なるｋ番目のビームとｋ＋１番目のビームとの間では変位ベクトルＤが変化しないものと仮定できるので、変位のビーム方向成分ξ_k，ξ_k+1は次式で表される。但し、Ｄは変位ベクトルの大きさ（絶対値）である。

Since it can be assumed that the displacement vector D does not change between the k-th beam and the k + 1-th beam having slightly different angles, the beam direction components ξ _k and ξ _{k + 1} of the displacement are expressed by the following equations. Here, D is the magnitude (absolute value) of the displacement vector.

両者の差分をΔξ_kとすると、Δθが１に比較して十分に小さいことから、以下が成り立つ。

Assuming that the difference between them is Δξ _k , Δθ is sufficiently smaller than 1, so the following holds.

よって、変位の直交方向成分η_kは次式で与えられる。

Therefore, the orthogonal component η _k of displacement is given by the following equation.

したがって、距離ｒにおける歪み（ストレイン）の直交成分ε_tは次のように計算される。

Therefore, the orthogonal component ε _t of the strain (strain) at the distance r is calculated as follows.

必要に応じて、上記の直交成分ε_tを更に時間微分すれば、ストレインレートの直交成分が求められる。なお、上記原理を三次元に拡張することも可能である。 If necessary, the orthogonal component of the strain rate can be obtained by further differentiating the orthogonal component ε _t with respect to time. It is possible to extend the above principle to three dimensions.

図４には、本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態が示されており、図１はその全体構成を示すブロック図である。 FIG. 4 shows a preferred embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention, and FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration thereof.

プローブ２０は、図４に示す例において体表面上に当接して用いられ、超音波を送受波する送受波器として機能する。プローブ２０は、例えば複数の振動素子からなる１Ｄアレイ振動子を有している。このアレイ振動子によって超音波ビーム２４が形成され、この超音波ビームを電子的に走査することにより、走査面１４を構成することができる。図４においては電子セクタ走査が示されているが、もちろん他の電子走査方式が適用されてもよい。なお、プローブ２０がいわゆる２Ｄアレイ振動子を有し、三次元データの取込みが行われてもよい。 In the example shown in FIG. 4, the probe 20 is used in contact with the body surface and functions as a transducer that transmits and receives ultrasonic waves. The probe 20 has a 1D array transducer composed of a plurality of vibrating elements, for example. An ultrasonic beam 24 is formed by the array transducer, and the scanning surface 14 can be configured by electronically scanning the ultrasonic beam. Although electronic sector scanning is shown in FIG. 4, other electronic scanning methods may of course be applied. Note that the probe 20 may include a so-called 2D array transducer, and three-dimensional data may be captured.

送信部２６は、送信ビームフォーマーとして構成され、複数の振動素子に対して複数の送信信号をある遅延関係をもって供給する。また、受信部２８は、受信ビームフォーマーとして構成され、複数の振動素子から出力される受信信号に対して整相加算処理を実行し、その整相加算後の受信信号を出力する。本実施形態において受信信号はＲＦ（高周波）信号として出力されており、その信号はＢモード画像形成部３２、変位演算部３４及び血流速度演算部３８へ出力されている。 The transmission unit 26 is configured as a transmission beam former, and supplies a plurality of transmission signals to the plurality of vibration elements with a certain delay relationship. The receiving unit 28 is configured as a reception beamformer, performs a phasing addition process on the reception signals output from the plurality of vibration elements, and outputs a reception signal after the phasing addition. In this embodiment, the received signal is output as an RF (high frequency) signal, and the signal is output to the B-mode image forming unit 32, the displacement calculating unit 34, and the blood flow velocity calculating unit 38.

制御部３０は図４に示される各構成の動作制御を行っており、ＣＰＵ及びシステムプログラムなどによって構成される。制御部３０には、操作パネル３１が接続されている。この操作パネル３１はキーボードやトラックボールなどの入力装置であり、この操作パネル３１を利用してユーザーによりサンプル点の指定などが行われる。 The control unit 30 performs operation control of each configuration shown in FIG. 4 and is configured by a CPU, a system program, and the like. An operation panel 31 is connected to the control unit 30. The operation panel 31 is an input device such as a keyboard or a trackball, and the user designates sample points using the operation panel 31.

Ｂモード画像形成部３２は、受信信号に対して検波、対数変換処理などを実行し、Ｂモード画像を形成するための信号処理を実行する。その信号処理後の受信信号すなわちエコーデータは画像表示処理部４０へ出力されている。 The B-mode image forming unit 32 performs detection, logarithmic conversion processing, and the like on the received signal, and performs signal processing for forming a B-mode image. The received signal after the signal processing, that is, echo data is output to the image display processing unit 40.

血流速度演算部３８は、ドプラ情報を抽出するための直交検波器や自己相関回路などによって構成され、この血流速度演算部３８により走査面１４内における各点について血流速度がリアルタイム演算される。その演算結果は画像表示処理部４０へ出力される。ちなみに、血流速度演算部３８の動作条件を切り替えることにより、運動体としての例えば心臓についてドプラ情報を抽出し、そのような組織のイメージングを行うことも可能である。 The blood flow velocity calculation unit 38 includes an orthogonal detector for extracting Doppler information, an autocorrelation circuit, and the like. The blood flow velocity calculation unit 38 calculates the blood flow velocity at each point in the scanning plane 14 in real time. The The calculation result is output to the image display processing unit 40. By the way, by switching the operating conditions of the blood flow velocity calculation unit 38, it is possible to extract Doppler information about, for example, the heart as a moving body and to image such tissue.

変位演算部３４はＲＦトラッキング部として機能し、走査面１４上に設定される複数のサンプル点についてエコートラッキングを実施する。すなわち、本実施形態においては、例えば図１に示されるように、あるビーム方位上において一定間隔をもってサンプル点Ｓ１，Ｓ２が設定されるが、変位演算部３４は、それぞれのサンプル点Ｓ１，Ｓ２に相当する信号波形上のゼロクロスポイントをトラッキングし、このポイントの時間的な変化として変位を求めている。例えばサンプリング点が指定された組織部位が移動した場合には、トラッキングポイントもそれに追従して移動する。このようなトラッキング技術によれば、受信信号の位相レベルにおける分解能をもって変位を演算することが可能であるので、組織の微小変位を高精度に計測することが可能となる。本実施形態においては各サンプル点ごとに上記のような変位が求められており、例えば図２に示したような８つのサンプル点Ｓ１〜Ｓ８が設定される場合にはそれぞれについてエコートラッキングが実施され、それぞれについて変位が求められる。 The displacement calculation unit 34 functions as an RF tracking unit, and performs echo tracking for a plurality of sample points set on the scanning plane 14. That is, in this embodiment, as shown in FIG. 1, for example, sample points S1 and S2 are set at a certain interval on a certain beam direction, but the displacement calculation unit 34 sets the sample points S1 and S2 at the respective sample points S1 and S2. The zero cross point on the corresponding signal waveform is tracked, and the displacement is obtained as a change with time. For example, when the tissue part to which the sampling point is specified moves, the tracking point moves following the movement. According to such a tracking technique, the displacement can be calculated with a resolution at the phase level of the received signal, so that a minute displacement of the tissue can be measured with high accuracy. In the present embodiment, the displacement as described above is obtained for each sample point. For example, when eight sample points S1 to S8 as shown in FIG. 2 are set, echo tracking is performed for each sample point. , The displacement is determined for each.

ちなみに、Ｂモード画像の形成と変位演算とを並行して行う場合には、超音波ビームの走査を行いながら、サンプル点が指定された特定の１又は複数のビーム方位に対して間欠的に超音波ビームが形成されることになる。 Incidentally, when the B-mode image formation and the displacement calculation are performed in parallel, the sample point is intermittently superposed with respect to the specified one or a plurality of specified beam directions while performing the scanning of the ultrasonic beam. A sound beam will be formed.

歪み演算部３６は各サンプル点ごとに求められた変位に基づいて歪みを演算する回路である。これについては後に図５を用いて具体的に説明する。歪み演算部３６によって求められた歪みすなわちストレインあるいはストレインレートの情報は画像表示処理部４０へ出力される。ちなみに、本実施形態において歪み演算部３６はストレイン及びストレインレートについてのビーム方向成分及び直交成分のそれぞれの成分を独立して演算する機能を有しており、それらの演算結果が画像表示処理部４０へ出力されている。 The distortion calculation unit 36 is a circuit that calculates distortion based on the displacement obtained for each sample point. This will be specifically described later with reference to FIG. Information on the strain, that is, strain or strain rate, obtained by the strain calculation unit 36 is output to the image display processing unit 40. Incidentally, in this embodiment, the distortion calculation unit 36 has a function of independently calculating the beam direction component and the orthogonal component for the strain and the strain rate, and the calculation result is the image display processing unit 40. Is output.

画像表示処理４０は、デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）としての機能を有し、すなわち、座標変換機能、補間機能、画像合成機能などを有している。また、本実施形態においては演算されたストレイン（あるいはストレインレート）についてのグラフを形成する機能やそれらの値を数値表示する機能を有している。画像表示処理部４０によって形成される表示画像は表示部４２において表示される。ちなみに、画像表示処理部４０が、上述した歪みに関する情報のビーム方向成分及び直交成分から歪みベクトルを演算するようにしてもよい。またそのような歪みベクトルをＢモード画像上においてサンプル点から伸びる矢印などとして視覚的に表現するようにしてもよい。その場合において矢印の長さはストレインあるいはストレインレートの大きさに対応付けるのが望ましい。これと同様に、組織の変位についても二次元のベクトルとして表現するようにしてもよい、ちなみに、上述した原理を拡張して三次元のベクトルを求めることも可能である。すなわち、ストレインあるいはストレインレートについての三次元ベクトル、組織変位についての三次元ベクトルを求め、それらを空間的にあるいは任意断層画像上の矢印として表現するようにしてもよい。また、計測結果（ストレイン、ストレインレートなど）の表示に当たっては、計測点ごとの値をグラフ表示してもよく、その場合には、棒グラフ、折れ線グラフなどの表示形式を採用できる。あるいは、超音波画像上において、上記の計測結果の値に色を対応付けて色相変化により表現してもよい。 The image display process 40 has a function as a digital scan converter (DSC), that is, a coordinate conversion function, an interpolation function, an image composition function, and the like. Further, in the present embodiment, there is a function of forming a graph for the calculated strain (or strain rate) and a function of numerically displaying these values. A display image formed by the image display processing unit 40 is displayed on the display unit 42. Incidentally, the image display processing unit 40 may calculate a distortion vector from the beam direction component and the orthogonal component of the information related to the distortion described above. Further, such a distortion vector may be visually expressed as an arrow extending from the sample point on the B-mode image. In that case, it is desirable that the length of the arrow corresponds to the strain or the size of the strain rate. Similarly, the tissue displacement may be expressed as a two-dimensional vector. Incidentally, it is possible to obtain a three-dimensional vector by extending the above-described principle. That is, a three-dimensional vector for strain or strain rate and a three-dimensional vector for tissue displacement may be obtained and expressed spatially or as an arrow on an arbitrary tomographic image. In displaying measurement results (strain, strain rate, etc.), the values for each measurement point may be displayed in a graph, and in that case, a display format such as a bar graph or a line graph can be adopted. Alternatively, on the ultrasonic image, a color may be associated with the value of the measurement result and expressed by a hue change.

次に、図５を用いて図１に示した歪み演算部３６の具体例について説明する。 Next, a specific example of the distortion calculation unit 36 shown in FIG. 1 will be described with reference to FIG.

符号１００は、変位演算部から出力される変位を表しており、その変位の情報はメモリ４４に格納される。メモリ４４から出力された変位の情報がξ_kで表され、メモリ４４に入力される変位の情報がξ_k+1で表されている。すなわち、メモリ４４の出力側及び入力側から一定時間間隔における２つの変位が求められる。それらの情報は差分演算器４８に入力され、今回の変位ξ_k+1から前回の変位ξ_kが減算され、これによって相対変位Δξ_kが求められる。その相対変位Δξ_kは割り算器５０，５２に入力されている。 Reference numeral 100 denotes a displacement output from the displacement calculation unit, and information on the displacement is stored in the memory 44. The displacement information output from the memory 44 is represented by ξ _k , and the displacement information input to the memory 44 is represented by ξ _{k + 1} . That is, two displacements at a fixed time interval are obtained from the output side and the input side of the memory 44. The information is input to the difference calculator 48, and the previous displacement ξ _k is subtracted from the current displacement ξ _{k + 1} , thereby obtaining the relative displacement Δξ _k . The relative displacement Δξ _k is input to the dividers 50 and 52.

一方、符号１０２は制御信号を表しており、この制御信号１０２は制御部３０から出力されるものである。書き込み読み出し制御部４６は、その制御信号１０２に基づいてメモリ４４に対する情報の書き込み及び読み出しの制御を行っている。またその制御信号１０２には基準距離ｒ₀ビーム間の微小角度Δθ、サンプル点の深さｒが含まれており、割り算器５０においては、相対変位Δξ_kを基準距離ｒ₀で割ることにより、歪みε_rが求められている。これは歪みのビーム方向成分に相当する。 On the other hand, reference numeral 102 represents a control signal, and this control signal 102 is output from the control unit 30. The writing / reading control unit 46 controls writing and reading of information with respect to the memory 44 based on the control signal 102. In addition, the control signal 102 includes a minute angle Δθ between the reference distance r ₀ beams and the depth r of the sample point. In the divider 50, by dividing the relative displacement Δξ _k by the reference distance r ₀ , The strain ε _r is required. This corresponds to the beam direction component of distortion.

また、割り算器５２においては、微小角度Δθ及びサンプル点の深さｒが入力されており、上記の（１１）式の演算を実行することにより、歪みε_tが求められている。これは直交方向成分に相当する。 Further, the divider 52 receives the minute angle Δθ and the depth r of the sample point, and the distortion ε _t is obtained by executing the calculation of the above equation (11). This corresponds to the orthogonal component.

以上のような動作が各サンプル点ごとに時分割で実行され、すなわち各サンプル点ごとにストレインのビーム方向成分及び直交方向成分が求められる。もちろん、ストレインレートを求める場合には、いずれかの段階において時間微分回路を設ければよく、そのような演算は容易である。そのようなストレインレートについてもビーム方向成分及び直交方向成分の両成分を求めることが可能である。 The above operation is executed in a time-sharing manner for each sample point, that is, the strain beam direction component and the orthogonal direction component are obtained for each sample point. Of course, when obtaining the strain rate, a time differentiation circuit may be provided at any stage, and such calculation is easy. For such a strain rate, both the beam direction component and the orthogonal direction component can be obtained.

超音波画像上におけるサンプル点の指定を説明するための図である。It is a figure for demonstrating designation | designated of the sample point on an ultrasonic image. 超音波画像上におけるより多くのサンプル点の指定を説明するための図である。It is a figure for demonstrating designation | designated of more sample points on an ultrasonic image. ビーム方向成分と直交方向成分とを説明するための図である。It is a figure for demonstrating a beam direction component and an orthogonal direction component. 本実施形態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。1 is a block diagram showing an overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment. 図４に示す歪み演算部の具体的な構成例を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the specific structural example of the distortion calculating part shown in FIG.

符号の説明Explanation of symbols

１４走査面、２０プローブ、２６送信部、２８受信部、３０制御部、３４変位演算部、３６歪み演算部、４０画像表示処理部。 14 scanning plane, 20 probe, 26 transmitting unit, 28 receiving unit, 30 control unit, 34 displacement calculating unit, 36 distortion calculating unit, 40 image display processing unit.

Claims

対象組織に対して超音波を繰り返し送受波し、受信信号としてのＲＦ信号を順次出力する送受波手段と、
前記対象組織に対して複数のサンプル点を設定するサンプル点設定手段と、
前記送受波手段から順次出力されるＲＦ信号における前記複数のサンプル点に対応した複数のポイントに対してトラッキングを行い、これにより前記複数のサンプル点について組織変位を計測する変位演算手段と、
前記複数のサンプル点について計測された組織変位に基づいて、組織歪みに関する情報を演算する情報演算手段と、
を含むことを特徴とする超音波診断装置。 Wave transmitting / receiving means for repeatedly transmitting / receiving ultrasonic waves to / from the target tissue and sequentially outputting RF signals as received signals;
Sample point setting means for setting a plurality of sample points for the target tissue;
Displacement calculation means for performing tracking on a plurality of points corresponding to the plurality of sample points in the RF signal sequentially output from the wave transmitting / receiving means, thereby measuring tissue displacement for the plurality of sample points;
Based on the tissue displacement measured for the plurality of sample points, information calculating means for calculating information on tissue strain;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:

請求項１記載の装置において、
前記組織歪みに関する情報は、ストレイン及びストレインレートの少なくとも一方であることを特徴とする超音波診断装置。 The apparatus of claim 1.
The information on the tissue strain is at least one of a strain and a strain rate.

請求項２記載の装置において、
前記複数の観測点は同一のビーム方位上に設定され、
前記組織歪みに関する情報は、前記ストレイン及びストレインレートの少なくとも一方についてのビーム方向成分に相当することを特徴とする超音波診断装置。 The apparatus of claim 2.
The plurality of observation points are set on the same beam direction,
The information on the tissue distortion corresponds to a beam direction component for at least one of the strain and the strain rate.

請求項１記載の装置において、
前記情報演算手段は、
前記複数のサンプル点についての組織変位の差分を演算して相対変位を求める差分演算手段と、
前記相対変位を規格化して前記組織歪みに関する情報を演算する規格化手段と、
を含むことを特徴とする超音波診断装置。 The apparatus of claim 1.
The information calculation means includes
Difference calculating means for calculating a relative displacement by calculating a difference in tissue displacement for the plurality of sample points;
Normalizing means for normalizing the relative displacement and calculating information on the tissue strain;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:

請求項４記載の装置において、
前記規格化手段は、前記相対変位を基準距離で割る手段であることを特徴とする超音波診断装置。 The apparatus of claim 4.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the normalization means is means for dividing the relative displacement by a reference distance.

請求項５記載の装置において、
前記基準距離は、前記相対変位についての一定期間内における平均値、最大値又は最小値であることを特徴とする超音波診断装置。 The apparatus of claim 5.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the reference distance is an average value, a maximum value, or a minimum value within a certain period of the relative displacement.

心臓に対して超音波ビームを繰り返し形成し、各超音波ビームごとに受信信号としてのＲＦ信号を順次出力する送受波手段と、
前記超音波ビームが繰り返し形成されるビーム方位上に互いに間隔をおいて一対のサンプル点を設定するサンプル点設定手段と、
前記順次出力されるＲＦ信号における前記一対のサンプル点に対応した一対のポイントに対して個別的にトラッキングを行い、これにより前記一対のサンプル点について個別的に組織変位を計測する変位演算手段と、
前記一対のサンプル点についての組織変位の差分を演算することにより、組織歪みを表す情報を演算する情報演算手段と、
を含むことを特徴とする超音波診断装置。 Wave transmitting / receiving means for repeatedly forming an ultrasonic beam on the heart and sequentially outputting an RF signal as a reception signal for each ultrasonic beam;
Sample point setting means for setting a pair of sample points spaced apart from each other on a beam orientation in which the ultrasonic beam is repeatedly formed;
Displacement calculating means for individually tracking a pair of points corresponding to the pair of sample points in the sequentially output RF signal, thereby measuring tissue displacement individually for the pair of sample points;
Information calculating means for calculating information representing tissue strain by calculating a difference in tissue displacement for the pair of sample points;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: