JP3034786B2 - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JP3034786B2 JP3034786B2 JP28306995A JP28306995A JP3034786B2 JP 3034786 B2 JP3034786 B2 JP 3034786B2 JP 28306995 A JP28306995 A JP 28306995A JP 28306995 A JP28306995 A JP 28306995A JP 3034786 B2 JP3034786 B2 JP 3034786B2
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、超音波情報を用い
て被検体組織の運動速度を測定し、被検体組織の運動状
態を診断するためのいわゆる超音波ドプラ診断装置に関
する。
て被検体組織の運動速度を測定し、被検体組織の運動状
態を診断するためのいわゆる超音波ドプラ診断装置に関
する。
【０００２】
【従来の技術】従来から、被検体の運動状態を診断する
超音波診断装置として、被検体の運動速度の二次元分布
をリアルタイムでカラー表示可能な超音波ドプラ診断装
置が知られている。この超音波ドプラ診断装置では、例
えば心臓を診断する場合に高域通過フィルタを用い、比
較的高速度運動する血液に係るドプラ信号を抽出する。
更に、低域通過フィルタを使用して、低速度運動する心
臓の弁や心筋等の生体組織に係るドプラ信号を抽出す
る。そして、得られた２つのドプラ情報（高速度ドプラ
情報及び低速度ドプラ情報）を選択的に表示することに
より、様々な速度で運動する被検体の特定領域の運動速
度を測定し、心機能等の異常の診断を行っていた。
超音波診断装置として、被検体の運動速度の二次元分布
をリアルタイムでカラー表示可能な超音波ドプラ診断装
置が知られている。この超音波ドプラ診断装置では、例
えば心臓を診断する場合に高域通過フィルタを用い、比
較的高速度運動する血液に係るドプラ信号を抽出する。
更に、低域通過フィルタを使用して、低速度運動する心
臓の弁や心筋等の生体組織に係るドプラ信号を抽出す
る。そして、得られた２つのドプラ情報（高速度ドプラ
情報及び低速度ドプラ情報）を選択的に表示することに
より、様々な速度で運動する被検体の特定領域の運動速
度を測定し、心機能等の異常の診断を行っていた。
【０００３】図７に、従来の超音波ドプラ診断装置によ
る生体組織の運動速度分布の表示例を示した。なお、本
図及び以下に説明する図において、被検体は心臓を例に
取って説明しており、更に被検体組織は心臓の心筋であ
る。
る生体組織の運動速度分布の表示例を示した。なお、本
図及び以下に説明する図において、被検体は心臓を例に
取って説明しており、更に被検体組織は心臓の心筋であ
る。
【０００４】心臓の拡張期においては、探触子１０に近
い領域の心筋組織１２ｆは、探触子１０に近づく方向に
運動し、探触子１０に対して遠い領域の心筋組織１２ｂ
は探触子１０から遠ざかる方向に運動する。従って、得
られたドプラ信号を従来の血流表示と同様にカラー表示
すると、探触子１０に対して近づく心筋組織１２ｆは赤
色で表示され、遠ざかる心筋組織１２ｂは青色で表示さ
れる。
い領域の心筋組織１２ｆは、探触子１０に近づく方向に
運動し、探触子１０に対して遠い領域の心筋組織１２ｂ
は探触子１０から遠ざかる方向に運動する。従って、得
られたドプラ信号を従来の血流表示と同様にカラー表示
すると、探触子１０に対して近づく心筋組織１２ｆは赤
色で表示され、遠ざかる心筋組織１２ｂは青色で表示さ
れる。
【０００５】一方、図示しない心臓の収縮期において
は、探触子１０に近い領域の心筋組織１２ｆは探触子１
０から遠ざかる方向に運動するために青色で表示され、
探触子１０に対して遠い領域の心筋組織１２ｂは探触子
１０に近づく方向に運動するため赤色で表示される。
は、探触子１０に近い領域の心筋組織１２ｆは探触子１
０から遠ざかる方向に運動するために青色で表示され、
探触子１０に対して遠い領域の心筋組織１２ｂは探触子
１０に近づく方向に運動するため赤色で表示される。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】しかし、従来の超音波
診断装置では、被検体の運動中心である運動基準点を求
め、この運動基準点に対する被検体の各生体組織の相対
的な運動を測定し、被検体組織の診断を行うことについ
て全く考慮していなかった。
診断装置では、被検体の運動中心である運動基準点を求
め、この運動基準点に対する被検体の各生体組織の相対
的な運動を測定し、被検体組織の診断を行うことについ
て全く考慮していなかった。
【０００７】そこで、本発明の出願人は、被検体組織の
運動基準点Ｇを求め、この運動基準点Ｇに対する被検体
の相対運動速度Ｖｄを演算して表示する超音波診断装置
を提案している（特願平６−１５７４７０号）。
運動基準点Ｇを求め、この運動基準点Ｇに対する被検体
の相対運動速度Ｖｄを演算して表示する超音波診断装置
を提案している（特願平６−１５７４７０号）。
【０００８】以下、この方法について図１を用いて説明
する。図１において、探触子１０は、被検体である心臓
に対して超音波ビームの送受波を行う一般的なセクタス
キャンの探触子である。また、血液フローエリア１６
（心腔領域）は、心筋組織によって囲まれ、血液が充満
している心腔エリアである。この心腔領域１６内での運
動中心を運動基準点Ｇとし、反射ビームより求めた探触
子１０に対する心筋組織の任意のＰ点の運動速度成分を
Ｖｒとすると、超音波画像１フレームにおける運動基準
点Ｇに対する心筋組織Ｐ点の相対運動速度Ｖｄは、次式
（１）によって求められる。
する。図１において、探触子１０は、被検体である心臓
に対して超音波ビームの送受波を行う一般的なセクタス
キャンの探触子である。また、血液フローエリア１６
（心腔領域）は、心筋組織によって囲まれ、血液が充満
している心腔エリアである。この心腔領域１６内での運
動中心を運動基準点Ｇとし、反射ビームより求めた探触
子１０に対する心筋組織の任意のＰ点の運動速度成分を
Ｖｒとすると、超音波画像１フレームにおける運動基準
点Ｇに対する心筋組織Ｐ点の相対運動速度Ｖｄは、次式
（１）によって求められる。
【０００９】
【数１】 Ｖｄ＝Ｖｒ×（１／ｃｏｓβ） ・・・・・・・・（１） ここで、式（１）のβはＰ点における超音波ビーム軸と
直線ＧＰとのなす角度であり、また、相対速度係数ｋ
（＝１／ｃｏｓβ）は、運動基準点Ｇと点Ｐとの位置関
係に基づいて定まる値である。
直線ＧＰとのなす角度であり、また、相対速度係数ｋ
（＝１／ｃｏｓβ）は、運動基準点Ｇと点Ｐとの位置関
係に基づいて定まる値である。
【００１０】しかしながら、例えば、超音波ビーム軸の
ライン数６４本、探触子１０からの深さ５１２ポイント
の図１に示すようなセクタ型の超音波画像において、心
腔領域１６のエリアがライン数ｎ、深さがポイント数ｍ
である場合、相対速度係数ｋは、［６４×５１２×（ｎ
×ｍ）］個存在する。
ライン数６４本、探触子１０からの深さ５１２ポイント
の図１に示すようなセクタ型の超音波画像において、心
腔領域１６のエリアがライン数ｎ、深さがポイント数ｍ
である場合、相対速度係数ｋは、［６４×５１２×（ｎ
×ｍ）］個存在する。
【００１１】従って、超音波画像の１フレーム毎にこの
相対速度係数ｋを演算して求めると、演算処理に時間を
要し、超音波画像をリアルタイムで表示することが困難
となる。一方、この相対速度係数ｋを全て記憶するには
大規模なメモリが必要となってしまうという問題があ
る。
相対速度係数ｋを演算して求めると、演算処理に時間を
要し、超音波画像をリアルタイムで表示することが困難
となる。一方、この相対速度係数ｋを全て記憶するには
大規模なメモリが必要となってしまうという問題があ
る。
【００１２】本発明は、上記課題を解決するためになさ
れ、簡単な装置構成によって、被検体の相対運動速度を
迅速に求め、これを表示できる超音波診断装置を提供す
ることを目的とする。
れ、簡単な装置構成によって、被検体の相対運動速度を
迅速に求め、これを表示できる超音波診断装置を提供す
ることを目的とする。
【００１３】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明に係る超音波診断装置は、以下のような特徴
を有する。
に、本発明に係る超音波診断装置は、以下のような特徴
を有する。
【００１４】超音波ビームを被検体に送受波し、前記被
検体からの反射ビームに基づいて超音波画像を表示する
超音波診断装置であって、前記反射ビームから、超音波
ビーム軸方向の被検体各点の運動速度を求める速度演算
手段、及び前記被検体の運動基準点を求める運動基準点
演算手段を有する。更に、超音波画像上の所定の参照基
準点から超音波画像上の参照点を通る直線と、前記参照
点の属する超音波ビーム軸とのなす角度に応じた相対速
度係数が格納された係数記憶手段を有し、相対速度演算
手段が、前記係数記憶手段に格納された前記相対速度係
数であって、前記運動基準点と前記被検体各点との位置
関係に対応して読み出される前記相対速度係数と、前記
被検体各点の前記運動速度と、に基づいて前記運動基準
点に対する前記被検体各点の相対運動速度を求める。
検体からの反射ビームに基づいて超音波画像を表示する
超音波診断装置であって、前記反射ビームから、超音波
ビーム軸方向の被検体各点の運動速度を求める速度演算
手段、及び前記被検体の運動基準点を求める運動基準点
演算手段を有する。更に、超音波画像上の所定の参照基
準点から超音波画像上の参照点を通る直線と、前記参照
点の属する超音波ビーム軸とのなす角度に応じた相対速
度係数が格納された係数記憶手段を有し、相対速度演算
手段が、前記係数記憶手段に格納された前記相対速度係
数であって、前記運動基準点と前記被検体各点との位置
関係に対応して読み出される前記相対速度係数と、前記
被検体各点の前記運動速度と、に基づいて前記運動基準
点に対する前記被検体各点の相対運動速度を求める。
【００１５】これにより、被検体各点についての相対速
度係数を１フレームごとに演算することなく、係数記憶
手段にあらかじめ格納された相対速度係数を用いて運動
基準点に対する被検体各点の相対運動速度を求めること
ができる。従って、被検体各点の相対運動速度の演算が
短時間となり、得られた被検体各点の相対運動速度をリ
アルタイムで表示することが容易となる。また、係数記
憶手段には少なくとも１点の参照基準点に対する参照点
の相対速度係数を格納すればよく、係数記憶手段の記憶
容量は小さくて済む。
度係数を１フレームごとに演算することなく、係数記憶
手段にあらかじめ格納された相対速度係数を用いて運動
基準点に対する被検体各点の相対運動速度を求めること
ができる。従って、被検体各点の相対運動速度の演算が
短時間となり、得られた被検体各点の相対運動速度をリ
アルタイムで表示することが容易となる。また、係数記
憶手段には少なくとも１点の参照基準点に対する参照点
の相対速度係数を格納すればよく、係数記憶手段の記憶
容量は小さくて済む。
【００１６】本発明の超音波診断装置では、上記構成に
加え、更に、前記運動基準点の属する超音波ビーム軸と
前記被検体各点の属する超音波ビーム軸とのなす角度
と、前記超音波画像上の参照基準点の属する超音波ビー
ム軸とに基づき、前記超音波画像上の参照点の属する超
音波ビーム軸を求める軸方向位置演算手段と、前記超音
波ビームの原点に対する前記運動基準点及び前記参照基
準点の２つの距離の比に基づいて、前記超音波ビームの
原点に対する前記超音波画像上の参照点の深さを求める
深さ方向位置演算手段と、を有する。そして、この２つ
の位置演算手段により特定された前記参照点についての
前記相対速度係数を前記係数記憶手段より読み出して用
いることにより、前記運動基準点に対する前記被検体各
点の相対運動速度が求まる。
加え、更に、前記運動基準点の属する超音波ビーム軸と
前記被検体各点の属する超音波ビーム軸とのなす角度
と、前記超音波画像上の参照基準点の属する超音波ビー
ム軸とに基づき、前記超音波画像上の参照点の属する超
音波ビーム軸を求める軸方向位置演算手段と、前記超音
波ビームの原点に対する前記運動基準点及び前記参照基
準点の２つの距離の比に基づいて、前記超音波ビームの
原点に対する前記超音波画像上の参照点の深さを求める
深さ方向位置演算手段と、を有する。そして、この２つ
の位置演算手段により特定された前記参照点についての
前記相対速度係数を前記係数記憶手段より読み出して用
いることにより、前記運動基準点に対する前記被検体各
点の相対運動速度が求まる。
【００１７】また、超音波ビーム軸方向における前記被
検体各点の運動速度から、前記運動基準点の移動速度成
分を減算して、前記超音波ビーム軸方向における前記被
検体の各点の運動速度成分を求める速度成分演算手段を
有し、前記相対速度演算手段は、前記運動速度成分に前
記相対速度係数を乗算して前記運動基準点に対する前記
被検体各点の相対運動速度を求める。従って、被検体全
体の運動が除去され被検体各点における生体組織等の固
有運動を確認することが容易となる。
検体各点の運動速度から、前記運動基準点の移動速度成
分を減算して、前記超音波ビーム軸方向における前記被
検体の各点の運動速度成分を求める速度成分演算手段を
有し、前記相対速度演算手段は、前記運動速度成分に前
記相対速度係数を乗算して前記運動基準点に対する前記
被検体各点の相対運動速度を求める。従って、被検体全
体の運動が除去され被検体各点における生体組織等の固
有運動を確認することが容易となる。
【００１８】更に、以上のようにして求められた前記被
検体各点の相対運動速度は二次元画像として表示手段に
表示され、前記二次元画像の内、前記運動基準点に近づ
く方向に運動する前記被検体各点の相対運動速度は、所
定の色で表され、前記運動基準点から遠ざかる方向に運
動する前記被検体各点の相対運動速度は、前記近づく方
向に運動する前記被検体各点の相対運動速度とは異なる
所定の色で表される。従って、例えば被検体が心臓であ
る場合、心臓の収縮期には、探触子からの距離にかかわ
らず、心筋組織が運動基準点に近づく方向に運動するの
で、画面上の心筋領域全体が同一の色で表示される。反
対に、心臓の拡張期には、心筋組織は運動基準点から遠
ざかる方向に運動するので収縮期とは異なる同一色で表
示される。
検体各点の相対運動速度は二次元画像として表示手段に
表示され、前記二次元画像の内、前記運動基準点に近づ
く方向に運動する前記被検体各点の相対運動速度は、所
定の色で表され、前記運動基準点から遠ざかる方向に運
動する前記被検体各点の相対運動速度は、前記近づく方
向に運動する前記被検体各点の相対運動速度とは異なる
所定の色で表される。従って、例えば被検体が心臓であ
る場合、心臓の収縮期には、探触子からの距離にかかわ
らず、心筋組織が運動基準点に近づく方向に運動するの
で、画面上の心筋領域全体が同一の色で表示される。反
対に、心臓の拡張期には、心筋組織は運動基準点から遠
ざかる方向に運動するので収縮期とは異なる同一色で表
示される。
【００１９】このため、被検体の各時相の運動状態の把
握が容易となる。
握が容易となる。
【００２０】
【発明の実施の形態】本実施形態において、運動基準点
Ｇに対する被検体各点Ｐの相対運動速度Ｖｄの演算原理
は、既に説明した図１と同一である。
Ｇに対する被検体各点Ｐの相対運動速度Ｖｄの演算原理
は、既に説明した図１と同一である。
【００２１】本実施形態では、被検体組織の相対運動速
度のリアルタイム表示を可能とするために、任意の１点
を参照基準点Ｇs として設定し、この参照基準点Ｇs に
対する超音波画像上の各参照点Ｐs における相対速度係
数ｋ（＝１／ｃｏｓβ）の係数テーブルを作成し、これ
をあらかじめメモリ（例えばＲＯＭ）に格納している。
このため、被検体のＰ点での相対速度係数ｋを演算する
ことなく、対応する係数テーブルを参照することによっ
て、迅速に被検体のＰ点の相対運動速度を求めることが
できる。
度のリアルタイム表示を可能とするために、任意の１点
を参照基準点Ｇs として設定し、この参照基準点Ｇs に
対する超音波画像上の各参照点Ｐs における相対速度係
数ｋ（＝１／ｃｏｓβ）の係数テーブルを作成し、これ
をあらかじめメモリ（例えばＲＯＭ）に格納している。
このため、被検体のＰ点での相対速度係数ｋを演算する
ことなく、対応する係数テーブルを参照することによっ
て、迅速に被検体のＰ点の相対運動速度を求めることが
できる。
【００２２】以下、係数テーブルの参照方法について図
２を用いて説明する。
２を用いて説明する。
【００２３】図２において、探触子は極座標の原点Ｏ、
各超音波ビームラインｌ（例えば１〜６４）のなす角度
は一定値αとし、被検体の運動基準点は運動基準点Ｇ
（ｌG，ｄG ）、心筋組織等の任意の測定点は点Ｐ（ｌ
P ，ｄP ）としている。また、係数テーブルにおける参
照基準点を参照基準点Ｇs （ｌGs，ｄGs）、直線ＯＧと
直線ＧＰとのなす角度はγとしている。
各超音波ビームラインｌ（例えば１〜６４）のなす角度
は一定値αとし、被検体の運動基準点は運動基準点Ｇ
（ｌG，ｄG ）、心筋組織等の任意の測定点は点Ｐ（ｌ
P ，ｄP ）としている。また、係数テーブルにおける参
照基準点を参照基準点Ｇs （ｌGs，ｄGs）、直線ＯＧと
直線ＧＰとのなす角度はγとしている。
【００２４】図２に示すように、運動基準点Ｇに対する
被検体の点Ｐについての相対速度係数ｋ（＝１／ｃｏｓ
β）は、直線ＯＧとＯＰとのなす角度（ｎ×α；但し、
ｎはＯＧとＯＰとのライン間の数）だけ直線ＯＧs から
離れた位置の超音波ビームライン（Ｌ）上であって、直
線ＯＧs に対して角度γで伸びる直線上に存在する参照
点Ｐs （Ｌ，Ｄ）の相対速度係数ｋに等しい。そこで、
被検体の測定点Ｐに対応する参照点Ｐs の位置（超音波
ビームラインＬ及び深さＤ）を特定することにより、係
数テーブルＲＯＭより必要な相対速度係数ｋを読み出す
ことが可能となる。
被検体の点Ｐについての相対速度係数ｋ（＝１／ｃｏｓ
β）は、直線ＯＧとＯＰとのなす角度（ｎ×α；但し、
ｎはＯＧとＯＰとのライン間の数）だけ直線ＯＧs から
離れた位置の超音波ビームライン（Ｌ）上であって、直
線ＯＧs に対して角度γで伸びる直線上に存在する参照
点Ｐs （Ｌ，Ｄ）の相対速度係数ｋに等しい。そこで、
被検体の測定点Ｐに対応する参照点Ｐs の位置（超音波
ビームラインＬ及び深さＤ）を特定することにより、係
数テーブルＲＯＭより必要な相対速度係数ｋを読み出す
ことが可能となる。
【００２５】本実施形態では、各超音波ビームラインの
角度αが等しいので、直線ＯＧと直線ＯＰとのなす角度
（ｎ×α）、即ち、運動基準点Ｇの属する超音波ビーム
ライン（ｌG ）と、測定点Ｐの属する超音波ビームライ
ン（ｌP ）とのライン数差を［ｌG −ｌP ］とすると、
参照点Ｐs の属する超音波ビームラインＬは、次式
（２）のように参照基準点Ｇｓの属する超音波ビームラ
イン（ｌGs）と、ライン数差［ｌG −ｌP ］とに基づい
て求めることができる。
角度αが等しいので、直線ＯＧと直線ＯＰとのなす角度
（ｎ×α）、即ち、運動基準点Ｇの属する超音波ビーム
ライン（ｌG ）と、測定点Ｐの属する超音波ビームライ
ン（ｌP ）とのライン数差を［ｌG −ｌP ］とすると、
参照点Ｐs の属する超音波ビームラインＬは、次式
（２）のように参照基準点Ｇｓの属する超音波ビームラ
イン（ｌGs）と、ライン数差［ｌG −ｌP ］とに基づい
て求めることができる。
【００２６】
【数２】 Ｌ＝ｌGs−（ｌG −ｌP ） ・・・・・・・・・（２） 但し、ｌGsは参照基準点Ｇs の属する超音波ビームライ
ンを示す。
ンを示す。
【００２７】また、三角形ＯＧＰと三角形ＯＧs Ｐs と
が相似であるから、参照点Ｐs の深さＤ（＝ｒPs：ＯＰ
s の長さ）は、三角形の相似比に基づいて次式（３）に
より求めることができる。
が相似であるから、参照点Ｐs の深さＤ（＝ｒPs：ＯＰ
s の長さ）は、三角形の相似比に基づいて次式（３）に
より求めることができる。
【００２８】
【数３】 ｒPs＝ｒP ×（ｄGs／ｄG ） ・・・・・・・・・（３） 但し、（３）式において、ｒP は直線ＯＰの長さであ
る。
る。
【００２９】以上のような演算処理により、運動基準点
Ｇに対する測定点Ｐの相対速度係数ｋと等しい相対速度
係数ｋを有する参照点Ｐs の位置（座標）を特定するこ
とができる。従って、特定された参照点Ｐs の相対速度
係数ｋを係数テーブルＲＯＭより読み出して、式（１）
に代入すれば、超音波画像の１フレームごとに特定され
る被検体の運動基準点Ｇに対する任意の点Ｐの相対運動
速度Ｖｄを求めることができる。
Ｇに対する測定点Ｐの相対速度係数ｋと等しい相対速度
係数ｋを有する参照点Ｐs の位置（座標）を特定するこ
とができる。従って、特定された参照点Ｐs の相対速度
係数ｋを係数テーブルＲＯＭより読み出して、式（１）
に代入すれば、超音波画像の１フレームごとに特定され
る被検体の運動基準点Ｇに対する任意の点Ｐの相対運動
速度Ｖｄを求めることができる。
【００３０】また、参照基準点Ｇs の深さ位置は、運動
基準点Ｇが超音波画像上での中央付近に特定されること
が多いことから、超音波画像の中間付近の深さ位置とす
ることが好ましく、参照基準点Ｇs のライン位置も、同
様の理由から超音波画像上の中央付近の超音波ビーム位
置とすることが好ましい。
基準点Ｇが超音波画像上での中央付近に特定されること
が多いことから、超音波画像の中間付近の深さ位置とす
ることが好ましく、参照基準点Ｇs のライン位置も、同
様の理由から超音波画像上の中央付近の超音波ビーム位
置とすることが好ましい。
【００３１】更に、参照基準点Ｇs の属する超音波ビー
ムを基準として線対称の位置にある超音波画像上の右側
の点（ＰsR) と左側の点（ＰsL）では、その相対速度係
数ｋ（＝１／ｃｏｓβ）が同一となる。よって、図２の
ように参照基準点Ｇs を超音波画像上の中央の超音波ビ
ームライン上に設定し、例えば、係数テーブルＲＯＭ上
の１つの相対速度係数ｋのアドレスに、上記超音波画像
上の中央の超音波ビームについて対称な左右の２点（Ｐ
sR，ＰsL) を割り付ければ、記憶すべき相対速度係数ｋ
を半分程度にできる。この場合には、より記憶容量の小
さいＲＯＭを係数テーブルＲＯＭに使用することができ
る。
ムを基準として線対称の位置にある超音波画像上の右側
の点（ＰsR) と左側の点（ＰsL）では、その相対速度係
数ｋ（＝１／ｃｏｓβ）が同一となる。よって、図２の
ように参照基準点Ｇs を超音波画像上の中央の超音波ビ
ームライン上に設定し、例えば、係数テーブルＲＯＭ上
の１つの相対速度係数ｋのアドレスに、上記超音波画像
上の中央の超音波ビームについて対称な左右の２点（Ｐ
sR，ＰsL) を割り付ければ、記憶すべき相対速度係数ｋ
を半分程度にできる。この場合には、より記憶容量の小
さいＲＯＭを係数テーブルＲＯＭに使用することができ
る。
【００３２】［装置の構成］次に、本発明の実施形態に
係る超音波ドプラ診断装置の構成について図３を用いて
説明する。
係る超音波ドプラ診断装置の構成について図３を用いて
説明する。
【００３３】探触子１０は、図１及び図２の例ではセク
タスキャン型の探触子として示したが、コンベックス型
探触子等も使用可能である。この探触子１０は、走査制
御部５３から送受波部２０に供給される制御信号に基づ
いて、被検体に対し超音波ビームを送波してその反射エ
コーを受波する。なお、走査制御部５３はタイミング信
号発生部５５から供給されるタイミング信号に基づいて
制御信号を発生する。
タスキャン型の探触子として示したが、コンベックス型
探触子等も使用可能である。この探触子１０は、走査制
御部５３から送受波部２０に供給される制御信号に基づ
いて、被検体に対し超音波ビームを送波してその反射エ
コーを受波する。なお、走査制御部５３はタイミング信
号発生部５５から供給されるタイミング信号に基づいて
制御信号を発生する。
【００３４】また、送受波部２０には、増幅部２２及び
直交検波部３０が接続されており、増幅部２２には更に
検波部２４が接続されている。検波部２４は、探触子１
０から送受波部２０を介して供給される被検体からの反
射波の振幅情報に基づき、被検体の二次元断層画像（い
わゆるＢモード画像）情報を抽出する。得られた断層画
像情報はＡ／Ｄ変換部２６に供給され、ここでデジタル
データに変換され運動基準点演算部４０に供給される。
直交検波部３０が接続されており、増幅部２２には更に
検波部２４が接続されている。検波部２４は、探触子１
０から送受波部２０を介して供給される被検体からの反
射波の振幅情報に基づき、被検体の二次元断層画像（い
わゆるＢモード画像）情報を抽出する。得られた断層画
像情報はＡ／Ｄ変換部２６に供給され、ここでデジタル
データに変換され運動基準点演算部４０に供給される。
【００３５】運動基準点演算部４０は、供給される二次
元断層画像情報について、１フレームごとに、図５のよ
うな心腔領域１６の面積Ｓ及び心腔領域１６の微小面積
領域ΔＳi を求める。具体的には、装置のオペレータに
よって心腔内に任意の初期点Ｇ0 が設定されると、初期
点Ｇ0 より放射状に伸びる軸を自動的に設定し、軸上の
心壁点Ｐi を検出する（例えば、放射軸が６４本の場
合、ｉは０〜６３）。次に、三角形Ｇ0 Ｐi Ｐi+1 の面
積を求め、その値を各微小面積ΔＳi とする。
元断層画像情報について、１フレームごとに、図５のよ
うな心腔領域１６の面積Ｓ及び心腔領域１６の微小面積
領域ΔＳi を求める。具体的には、装置のオペレータに
よって心腔内に任意の初期点Ｇ0 が設定されると、初期
点Ｇ0 より放射状に伸びる軸を自動的に設定し、軸上の
心壁点Ｐi を検出する（例えば、放射軸が６４本の場
合、ｉは０〜６３）。次に、三角形Ｇ0 Ｐi Ｐi+1 の面
積を求め、その値を各微小面積ΔＳi とする。
【００３６】更に、運動基準点演算部４０は、各ΔＳi
の基準点位置ベクトルＲgiと、心腔領域１６の面積Ｓと
を求める。そして、得られたΔＳi ，Ｓ，Ｒgiを用い、
次式（４）により心腔領域１６の運動基準点Ｇ及びその
位置ベクトルＲg を求める。なお、明細書の本文（数式
を除く）では、ベクトルの記号→は省略して記載する。
の基準点位置ベクトルＲgiと、心腔領域１６の面積Ｓと
を求める。そして、得られたΔＳi ，Ｓ，Ｒgiを用い、
次式（４）により心腔領域１６の運動基準点Ｇ及びその
位置ベクトルＲg を求める。なお、明細書の本文（数式
を除く）では、ベクトルの記号→は省略して記載する。
【００３７】
【数４】 微小面積ΔＳi の演算方法は上記方法には限られず、例
えば関連する特願平６−１５７４７０号のように、隣り
合う超音波ビームライン間における心腔領域１６の微小
面積ΔＳｉを求めても良い。しかし、上記方法では、比
較的簡単な演算処理によって近似性の高いΔＳi が得ら
れ、ΔＳi に基づいて演算される運動基準点及びその位
置ベクトルの精度を向上することができる。
えば関連する特願平６−１５７４７０号のように、隣り
合う超音波ビームライン間における心腔領域１６の微小
面積ΔＳｉを求めても良い。しかし、上記方法では、比
較的簡単な演算処理によって近似性の高いΔＳi が得ら
れ、ΔＳi に基づいて演算される運動基準点及びその位
置ベクトルの精度を向上することができる。
【００３８】次に、運動基準点演算部４０は、上記方法
によって求めた運動基準点Ｇを次フレームで心腔内の任
意の初期点Ｇ0 とする。そして、同様な手順により各フ
レーム（ｎ）、（ｎ＋１）・・ごとに心腔領域１６の運
動基準点Ｇ及びその位置ベクトルＲg （ｎ）、Ｒg （ｎ
＋１）・・・を求め、運動基準点Ｇの基準運動速度ベク
トルｖG を次式（５）に基づいて求める。
によって求めた運動基準点Ｇを次フレームで心腔内の任
意の初期点Ｇ0 とする。そして、同様な手順により各フ
レーム（ｎ）、（ｎ＋１）・・ごとに心腔領域１６の運
動基準点Ｇ及びその位置ベクトルＲg （ｎ）、Ｒg （ｎ
＋１）・・・を求め、運動基準点Ｇの基準運動速度ベク
トルｖG を次式（５）に基づいて求める。
【００３９】
【数５】 以上のようにして得られた運動基準点Ｇ及び基準運動速
度ベクトルｖG は速度補正部６０の係数演算部５０、速
度成分演算部６２に供給される。
度ベクトルｖG は速度補正部６０の係数演算部５０、速
度成分演算部６２に供給される。
【００４０】なお、心筋組織１２と心腔領域１６との輪
郭の決定は、例えば放射軸と超音波ビームラインとの各
交点において、受信波から得られた断層画像情報（振幅
情報）から心筋組織の境界で発生するピークの有無を検
出することにより決定できる。更に、断層画像情報に平
均化処理を施し、心筋組織１２に起因する振幅値（輝度
値）より低く、血液に起因する振幅値（輝度値）よりも
高い所定の閾値を用いて断層画像情報を二値化し、これ
に基づいて心筋組織１２の輪郭を決定すれば、より正確
な輪郭を抽出することができる。
郭の決定は、例えば放射軸と超音波ビームラインとの各
交点において、受信波から得られた断層画像情報（振幅
情報）から心筋組織の境界で発生するピークの有無を検
出することにより決定できる。更に、断層画像情報に平
均化処理を施し、心筋組織１２に起因する振幅値（輝度
値）より低く、血液に起因する振幅値（輝度値）よりも
高い所定の閾値を用いて断層画像情報を二値化し、これ
に基づいて心筋組織１２の輪郭を決定すれば、より正確
な輪郭を抽出することができる。
【００４１】送受波部２０に接続された直交検波部３０
は、探触子１０が受波した超音波信号からドプラ信号を
得るための検波部であり、受波信号に対してタイミング
信号発生部５５から供給される９０度位相の異なる参照
信号を掛け合わせて直交検波を行う。
は、探触子１０が受波した超音波信号からドプラ信号を
得るための検波部であり、受波信号に対してタイミング
信号発生部５５から供給される９０度位相の異なる参照
信号を掛け合わせて直交検波を行う。
【００４２】直交検波部３０に接続されているローパス
フィルタ３２は、直交検波によって得られた実数成分と
虚数成分の２つの信号から構成されるドプラ信号から、
低周波数帯域のドプラ信号のみを抽出する。ここで、被
検体が心臓であれば、低周波数帯域のドプラ信号は心筋
等の生体組織に係る信号である。よって、ローパスフィ
ルタ３２を用いて、直交検波により得られたドプラ信号
から図５の心腔領域１６内を流れる血液に起因する高周
波数帯域のドプラ信号を除去すれば、心筋組織１２領域
のドプラ信号が選択的に抽出される。なお、必ずしもロ
ーパスフィルタ３２を設けて心筋組織１２領域のドプラ
信号を選択的に抽出する必要はなく、従来の超音波ドプ
ラ診断装置に用いられる高域通過フィルタを単に取り除
くだけでもよい。
フィルタ３２は、直交検波によって得られた実数成分と
虚数成分の２つの信号から構成されるドプラ信号から、
低周波数帯域のドプラ信号のみを抽出する。ここで、被
検体が心臓であれば、低周波数帯域のドプラ信号は心筋
等の生体組織に係る信号である。よって、ローパスフィ
ルタ３２を用いて、直交検波により得られたドプラ信号
から図５の心腔領域１６内を流れる血液に起因する高周
波数帯域のドプラ信号を除去すれば、心筋組織１２領域
のドプラ信号が選択的に抽出される。なお、必ずしもロ
ーパスフィルタ３２を設けて心筋組織１２領域のドプラ
信号を選択的に抽出する必要はなく、従来の超音波ドプ
ラ診断装置に用いられる高域通過フィルタを単に取り除
くだけでもよい。
【００４３】ローパスフィルタ３２には、自己相関部３
４が接続されており、この自己相関部３４は、抽出され
た低周波数帯域のドプラ信号に対して相関演算処理を行
なう。速度演算部３６は、自己相関部３４で求められた
相関信号から探触子１０に対する被検体の任意の点Ｐ
（例えば心筋組織１２）の超音波ビーム軸方向の運動速
度成分ｖr を求める（図５参照）。得られた被検体の任
意の点Ｐの座標及びその運動速度成分ｖr は、一旦ドプ
ラ用フレームメモリ３８に記憶され所定のタイミング
で、速度補正部６０の速度成分演算部６２に供給され
る。
４が接続されており、この自己相関部３４は、抽出され
た低周波数帯域のドプラ信号に対して相関演算処理を行
なう。速度演算部３６は、自己相関部３４で求められた
相関信号から探触子１０に対する被検体の任意の点Ｐ
（例えば心筋組織１２）の超音波ビーム軸方向の運動速
度成分ｖr を求める（図５参照）。得られた被検体の任
意の点Ｐの座標及びその運動速度成分ｖr は、一旦ドプ
ラ用フレームメモリ３８に記憶され所定のタイミング
で、速度補正部６０の速度成分演算部６２に供給され
る。
【００４４】速度成分演算部６２は、次式（６）のよう
に被検体の運動速度成分ｖr から基準運動速度ベクトル
ｖG の超音波ビーム軸ｊ上での成分［（ベクトル｜ｖG
｜）×ｃｏｓθ］を減じ、被検体のＰ点の速度成分Ｖｒ
を求める。
に被検体の運動速度成分ｖr から基準運動速度ベクトル
ｖG の超音波ビーム軸ｊ上での成分［（ベクトル｜ｖG
｜）×ｃｏｓθ］を減じ、被検体のＰ点の速度成分Ｖｒ
を求める。
【００４５】
【数６】 ここで、θは、超音波ビーム軸ｊと基準運動速度ベクト
ルｖG とのなす角であり、 運動基準点Ｇの基準運動速度ベクトルｖG と、 直線ＯＧと直線ＯＰとのなす角（ｎ×α）、即ち本実
施形態では運動基準点Ｇ及び点Ｐがそれぞれ属する超音
波ビームラインのライン数差と、によって求めることが
できる。
ルｖG とのなす角であり、 運動基準点Ｇの基準運動速度ベクトルｖG と、 直線ＯＧと直線ＯＰとのなす角（ｎ×α）、即ち本実
施形態では運動基準点Ｇ及び点Ｐがそれぞれ属する超音
波ビームラインのライン数差と、によって求めることが
できる。
【００４６】係数演算部５０は、図４に示すように、ラ
イン番号演算部５２、深さ演算部５４及び係数テーブル
ＲＯＭ５６を有している。ライン番号演算部５２は、運
動基準点演算部４０より供給される運動基準点Ｇのライ
ン番号ｌG と、速度演算部３６からドプラ用フレームメ
モリ３８を介して供給される被検体組織の点Ｐのライン
番号ｌP 、あらかじめ設定されている参照基準点Ｇs の
ライン番号ｌGsに基づいて、既に示した（２）式を演算
し、図２の参照点Ｐs の属するライン番号Ｌを求める。
イン番号演算部５２、深さ演算部５４及び係数テーブル
ＲＯＭ５６を有している。ライン番号演算部５２は、運
動基準点演算部４０より供給される運動基準点Ｇのライ
ン番号ｌG と、速度演算部３６からドプラ用フレームメ
モリ３８を介して供給される被検体組織の点Ｐのライン
番号ｌP 、あらかじめ設定されている参照基準点Ｇs の
ライン番号ｌGsに基づいて、既に示した（２）式を演算
し、図２の参照点Ｐs の属するライン番号Ｌを求める。
【００４７】一方、深さ演算部５４は、運動基準点演算
部４０より供給される運動基準点Ｇの深さｄG と、ドプ
ラ用フレームメモリ３８から供給される被検体組織の点
Ｐの深さ番号ｄP 、あらかじめ設定されている参照基準
点Ｇs の深さｄGsに基づいて、（３）式を演算し、参照
点Ｐs の深さＤを求める。係数テーブルＲＯＭ５６に
は、図２に示すように参照基準点Ｇs に対する超音波画
面上の各参照点Ｐs の相対速度係数ｋ（＝１／ｃｏｓ
β）が格納されている。従って、参照点Ｐs のライン番
号及び深さが求められると、係数テーブルＲＯＭ５６の
対応するアドレスより、参照点Ｐs の相対速度係数ｋ
（＝１／ｃｏｓβ）が読み出され、これが相対速度演算
部６６に出力される。
部４０より供給される運動基準点Ｇの深さｄG と、ドプ
ラ用フレームメモリ３８から供給される被検体組織の点
Ｐの深さ番号ｄP 、あらかじめ設定されている参照基準
点Ｇs の深さｄGsに基づいて、（３）式を演算し、参照
点Ｐs の深さＤを求める。係数テーブルＲＯＭ５６に
は、図２に示すように参照基準点Ｇs に対する超音波画
面上の各参照点Ｐs の相対速度係数ｋ（＝１／ｃｏｓ
β）が格納されている。従って、参照点Ｐs のライン番
号及び深さが求められると、係数テーブルＲＯＭ５６の
対応するアドレスより、参照点Ｐs の相対速度係数ｋ
（＝１／ｃｏｓβ）が読み出され、これが相対速度演算
部６６に出力される。
【００４８】相対速度演算部６６は、式（１）に示すよ
うに、係数演算部５０から供給される点Ｐに対応する相
対速度係数ｋ（＝１／ｃｏｓβ）と、速度成分演算部６
２より供給される超音波ビーム軸方向の点Ｐの速度成分
Ｖｒとを乗算し、これにより運動基準点Ｇに対する点Ｐ
の相対運動速度Ｖｄが求められる。
うに、係数演算部５０から供給される点Ｐに対応する相
対速度係数ｋ（＝１／ｃｏｓβ）と、速度成分演算部６
２より供給される超音波ビーム軸方向の点Ｐの速度成分
Ｖｒとを乗算し、これにより運動基準点Ｇに対する点Ｐ
の相対運動速度Ｖｄが求められる。
【００４９】得られた相対運動速度Ｖｄは、相対速度演
算部６６に接続されたＤＳＣ７０、Ｄ／Ａ変換部７２を
介して表示部７４に供給され、表示部７４には、図６の
斜線部のように運動基準点Ｇに対する生体組織の二次元
相対運動速度分布１２ｒが表示される。
算部６６に接続されたＤＳＣ７０、Ｄ／Ａ変換部７２を
介して表示部７４に供給され、表示部７４には、図６の
斜線部のように運動基準点Ｇに対する生体組織の二次元
相対運動速度分布１２ｒが表示される。
【００５０】表示に際し、カラードプラ法では、求めた
運動基準点Ｇに近づく方向に運動する心筋組織の相対運
動速度を、所定の色（例えば赤色）で表示し、運動基準
点Ｇから遠ざかる方向に運動する心筋組織の相対運動速
度を、近づく方向に運動する心筋組織の相対運動速度と
は異なる色（例えば青色）で表示する。
運動基準点Ｇに近づく方向に運動する心筋組織の相対運
動速度を、所定の色（例えば赤色）で表示し、運動基準
点Ｇから遠ざかる方向に運動する心筋組織の相対運動速
度を、近づく方向に運動する心筋組織の相対運動速度と
は異なる色（例えば青色）で表示する。
【００５１】よって、心臓の収縮期には、探触子１０か
らの距離にかかわらず、心筋組織が運動基準点Ｇに近づ
く方向に運動するので、心筋組織の相対運動速度分布１
２ｒは同一の色で表示される。反対に、心臓の拡張期に
は、図６に示すように心筋組織が重心Ｇから遠ざかる方
向に運動するため、心筋組織の相対運動速度分布１２ｒ
は収縮期とは異なる同一色で表示される。
らの距離にかかわらず、心筋組織が運動基準点Ｇに近づ
く方向に運動するので、心筋組織の相対運動速度分布１
２ｒは同一の色で表示される。反対に、心臓の拡張期に
は、図６に示すように心筋組織が重心Ｇから遠ざかる方
向に運動するため、心筋組織の相対運動速度分布１２ｒ
は収縮期とは異なる同一色で表示される。
【００５２】従って、このようなカラー表示をした場合
には、被検体の各時相の運動状態を確認することができ
る。また、相対運動速度の大きさに応じて表示輝度を変
化させれば、生体組織各点における更に詳細な運動状態
を測定・診断することができる。なお、必要に応じて運
動基準点演算部４０から供給される運動基準点Ｇの位置
を相対運動速度分布１２ｒと合成して表示部７４に表示
してもよい。
には、被検体の各時相の運動状態を確認することができ
る。また、相対運動速度の大きさに応じて表示輝度を変
化させれば、生体組織各点における更に詳細な運動状態
を測定・診断することができる。なお、必要に応じて運
動基準点演算部４０から供給される運動基準点Ｇの位置
を相対運動速度分布１２ｒと合成して表示部７４に表示
してもよい。
【００５３】更に、本実施形態では、運動基準点を心筋
組織の断層画像情報（振幅情報）に基づいて求めたが、
心筋組織の二次元運動速度分布や、血液の二次元運動速
度分布から、図１の心筋組織１２内の心腔領域１６の輪
郭を求めてもよい。
組織の断層画像情報（振幅情報）に基づいて求めたが、
心筋組織の二次元運動速度分布や、血液の二次元運動速
度分布から、図１の心筋組織１２内の心腔領域１６の輪
郭を求めてもよい。
【００５４】また、一般的に超音波ドプラ診断装置で
は、超音波ビーム軸に対して直交する方向に運動する領
域は、図７のようにドプラ効果の原理上その運動速度を
求めることができない。しかし、例えば、他方向からも
超音波を送受波する等の所定の補間処理を行うことによ
り、図６に示すような欠落の無い生体組織の相対運動速
度分布を表示を行うことも可能である。
は、超音波ビーム軸に対して直交する方向に運動する領
域は、図７のようにドプラ効果の原理上その運動速度を
求めることができない。しかし、例えば、他方向からも
超音波を送受波する等の所定の補間処理を行うことによ
り、図６に示すような欠落の無い生体組織の相対運動速
度分布を表示を行うことも可能である。
【００５５】
【発明の効果】以上説明したように、本発明の超音波診
断装置によれば、被検体各点についての相対速度係数を
演算することなく、係数記憶手段にあらかじめ格納され
た相対速度係数を用いて運動基準点に対する被検体各点
の相対運動速度を求めることができる。従って、被検体
各点の相対運動速度の演算が短時間となり、得られた被
検体各点の相対運動速度をリアルタイムで表示すること
が容易となる。また、係数記憶手段には少なくとも１点
の参照基準点に対する参照点の相対速度係数を格納すれ
ばよく、係数記憶手段の記憶容量は小さくて済む。
断装置によれば、被検体各点についての相対速度係数を
演算することなく、係数記憶手段にあらかじめ格納され
た相対速度係数を用いて運動基準点に対する被検体各点
の相対運動速度を求めることができる。従って、被検体
各点の相対運動速度の演算が短時間となり、得られた被
検体各点の相対運動速度をリアルタイムで表示すること
が容易となる。また、係数記憶手段には少なくとも１点
の参照基準点に対する参照点の相対速度係数を格納すれ
ばよく、係数記憶手段の記憶容量は小さくて済む。
【００５６】更に、被検体の運動基準点の移動速度成分
を被検体各点の相対運動速度から減算することにより、
被検体全体の運動が除去され各生体組織等の固有の運動
速度が検出でき、心筋梗塞等による生体組織の異常運動
等を正確に診断することが可能となる。
を被検体各点の相対運動速度から減算することにより、
被検体全体の運動が除去され各生体組織等の固有の運動
速度が検出でき、心筋梗塞等による生体組織の異常運動
等を正確に診断することが可能となる。
【００５７】また、運動基準点に対する被検体各点の相
対運動方向に応じて表示手段に表示する際の色を替える
ことにより、被検体の各時相の運動状態を容易に確認で
きる。
対運動方向に応じて表示手段に表示する際の色を替える
ことにより、被検体の各時相の運動状態を容易に確認で
きる。
【図１】被検体の運動基準点Ｇに対する被検体各点Ｐの
相対運動速度を求める方法を示す概念図である。
相対運動速度を求める方法を示す概念図である。
【図２】本実施形態の係数テーブルの参照方法を示す概
念図である。
念図である。
【図３】本実施形態の超音波診断装置の概略構成図であ
る。
る。
【図４】図３の係数演算部５０の構成を示す図である。
【図５】図３の超音波診断装置において行う演算処理を
説明する概念図である。
説明する概念図である。
【図６】本実施形態の運動基準点に対する心筋組織の相
対運動速度分布の表示例を示す図である。
対運動速度分布の表示例を示す図である。
【図７】従来の超音波ドプラ診断装置による心筋組織の
運動速度分布の表示例を示す図である。
運動速度分布の表示例を示す図である。
１０ 探触子、１２ 心筋組織、１２ｒ 相対運動速度
分布、１６ 心腔領域、４０ 運動基準点演算部、５０
係数演算部、５２ ライン番号演算部、５４深さ演算
部、５６ 係数テーブルＲＯＭ、６０ 速度補正部、６
２ 速度成分演算部、６６ 相対速度演算部、７４ 表
示部。
分布、１６ 心腔領域、４０ 運動基準点演算部、５０
係数演算部、５２ ライン番号演算部、５４深さ演算
部、５６ 係数テーブルＲＯＭ、６０ 速度補正部、６
２ 速度成分演算部、６６ 相対速度演算部、７４ 表
示部。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平７−303642（ＪＰ，Ａ) 特開 平８−19540（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−285065（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−56975（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 8/00 - 8/14 ＷＰＩ／Ｌ（ＱＵＥＳＴＥＬ)
Claims (4)
- 【請求項１】 超音波ビームを被検体に送受波し、前記
被検体からの反射ビームに基づいて超音波画像を表示す
る超音波診断装置であって、 前記反射ビームから、超音波ビーム軸方向の被検体各点
の運動速度を求める速度演算手段と、 前記被検体の運動基準点を求める運動基準点演算手段
と、 超音波画像上の所定の参照基準点から超音波画像上の参
照点を通る直線と、前記参照点の属する超音波ビーム軸
と、のなす角度に応じた相対速度係数が格納された係数
記憶手段と、 前記係数記憶手段に格納された前記相対速度係数であっ
て、前記運動基準点と前記被検体各点との位置関係に対
応して読み出される前記相対速度係数と、前記被検体各
点の前記運動速度と、に基づいて前記運動基準点に対す
る前記被検体各点の相対運動速度を求める相対速度演算
手段と、 を有することを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項２】 請求項１に記載の超音波診断装置におい
て、 更に、前記運動基準点の属する超音波ビーム軸と前記被
検体各点の属する超音波ビーム軸とのなす角度と、前記
超音波画像上の参照基準点の属する超音波ビーム軸とに
基づき、前記超音波画像上の参照点の属する超音波ビー
ム軸を求める軸方向位置演算手段と、 前記超音波ビームの原点に対する前記運動基準点及び前
記参照基準点の２つの距離の比に基づいて、前記超音波
ビームの原点に対する前記超音波画像上の参照点の深さ
を求める深さ方向位置演算手段と、 を有し、 前記２つの位置演算手段により特定された前記超音波画
像上の参照点についての前記相対速度係数を前記係数記
憶手段より読み出し、前記運動基準点に対する前記被検
体各点の相対運動速度を求めることを特徴とする超音波
診断装置。 - 【請求項３】 請求項１又は請求項２に記載の超音波診
断装置において、 更に、超音波ビーム軸方向における前記被検体の各点の
運動速度から、前記運動基準点の移動速度成分を減算し
て、前記超音波ビーム軸方向における前記被検体の各点
の運動速度成分を求める速度成分演算手段を有し、 前記相対速度演算手段は、前記運動速度成分に前記相対
速度係数を乗算して前記運動基準点に対する前記被検体
各点の相対運動速度を求めることを特徴とする超音波診
断装置。 - 【請求項４】 請求項１〜３のいずれか１つに記載の超
音波診断装置において、 前記被検体各点の相対運動速度は二次元画像として表示
手段に表示され、 前記二次元画像の内、前記運動基準点に近づく方向に運
動する前記被検体各点の相対運動速度は、所定の色で表
され、 前記運動基準点から遠ざかる方向に運動する前記被検体
各点の相対運動速度は、前記近づく方向に運動する前記
被検体各点の相対運動速度とは異なる所定の色で表され
ることを特徴とする超音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP28306995A JP3034786B2 (ja) | 1995-10-31 | 1995-10-31 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP28306995A JP3034786B2 (ja) | 1995-10-31 | 1995-10-31 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09122122A JPH09122122A (ja) | 1997-05-13 |
| JP3034786B2 true JP3034786B2 (ja) | 2000-04-17 |
Family
ID=17660809
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP28306995A Expired - Fee Related JP3034786B2 (ja) | 1995-10-31 | 1995-10-31 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3034786B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8541501B2 (en) | 2011-05-26 | 2013-09-24 | Nitto Denko Corporation | Water-dispersed pressure-sensitive adhesive composition, pressure-sensitive adhesive and pressure-sensitive adhesive sheet |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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1995
- 1995-10-31 JP JP28306995A patent/JP3034786B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| JPH09122122A (ja) | 1997-05-13 |
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