JP3381968B2 - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、血流量を計測する超音
波診断装置に関する。
波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】瞬時の血流量は、血管断面の各点の血流
速ベクトルとそれに対応する微小面積ベクトルとの内積
を血管断面全体で積分することにより得られる。一般に
は、血管断面が円形である想定のもとに、ある速度プロ
ファイル軸上の離散点の血流速度だけを求め、これらと
各点のリング状面積とを用いて血流量を求めている。な
お、速度プロファイル軸上の各点の血流速度の分布を、
以下、「速度プロファイル」と称する。
速ベクトルとそれに対応する微小面積ベクトルとの内積
を血管断面全体で積分することにより得られる。一般に
は、血管断面が円形である想定のもとに、ある速度プロ
ファイル軸上の離散点の血流速度だけを求め、これらと
各点のリング状面積とを用いて血流量を求めている。な
お、速度プロファイル軸上の各点の血流速度の分布を、
以下、「速度プロファイル」と称する。
【０００３】また、一心拍当りの駆出量は、一心拍期間
の心時相の異なる複数の瞬時血流量を加算することによ
り計測することができる。さらに、１分当りの駆出量す
なわち心拍出量は１心拍駆出量に心拍数を乗じて得るこ
とができる。
の心時相の異なる複数の瞬時血流量を加算することによ
り計測することができる。さらに、１分当りの駆出量す
なわち心拍出量は１心拍駆出量に心拍数を乗じて得るこ
とができる。
【０００４】しかし、このような血流量の計測には次の
ような各種理由により誤差を含む可能性が高い。まず第
１に、速度プロファイル軸は固定されているが、血管は
主に拍動により移動している。したがって、速度プロフ
ァイル軸と血管の位置関係は相対的に変化するので、異
なる心時相では異なる血管位置の速度プロファイルが得
られることになり、速度プロファイルは超音波ビームで
走査したタイミングに応じて誤差を含むことになる。
ような各種理由により誤差を含む可能性が高い。まず第
１に、速度プロファイル軸は固定されているが、血管は
主に拍動により移動している。したがって、速度プロフ
ァイル軸と血管の位置関係は相対的に変化するので、異
なる心時相では異なる血管位置の速度プロファイルが得
られることになり、速度プロファイルは超音波ビームで
走査したタイミングに応じて誤差を含むことになる。
【０００５】また第２には、一心拍による駆出量の測定
精度を向上するには、フレームレートを高めて瞬時血流
量の時間分解能を多くすることが必要である。しかし、
フレームレートを高めると、それに反比例してサンプリ
ングピッチやラスタピッチが粗くなる。したがって、速
度プロファイルが非常に粗いものとなり、血流量の計測
精度が低下してしまう。
精度を向上するには、フレームレートを高めて瞬時血流
量の時間分解能を多くすることが必要である。しかし、
フレームレートを高めると、それに反比例してサンプリ
ングピッチやラスタピッチが粗くなる。したがって、速
度プロファイルが非常に粗いものとなり、血流量の計測
精度が低下してしまう。
【０００６】第３に、計測可能な速度レンジは、一心拍
の最高速度を計測できる範囲に設定される。したがっ
て、最高速度以外の心時相では、速度ブランクなどの影
響で速度分解能が低下し、これに伴って血流量の計測精
度が低下してしまう。
の最高速度を計測できる範囲に設定される。したがっ
て、最高速度以外の心時相では、速度ブランクなどの影
響で速度分解能が低下し、これに伴って血流量の計測精
度が低下してしまう。
【０００７】第４に、散乱ノイズによる黒抜け現象によ
り、実際には血流が存在するにもかかわらず見掛上血流
が存在しないものとして血流量が計測されてしまう。第
５に、弁異常による逆流の血流量がマイナス数値として
順流の血流量に加算されるので、真の駆出量が計測でき
ない。
り、実際には血流が存在するにもかかわらず見掛上血流
が存在しないものとして血流量が計測されてしまう。第
５に、弁異常による逆流の血流量がマイナス数値として
順流の血流量に加算されるので、真の駆出量が計測でき
ない。
【０００８】第６に、血管径は拍動に応じて変化する
が、実際にはすべての心時相で共通の血管径を用いて流
量計測を行っているので、他の心時相の血流量に誤差が
生じる。
が、実際にはすべての心時相で共通の血管径を用いて流
量計測を行っているので、他の心時相の血流量に誤差が
生じる。
【０００９】第７に、一般に血管径は、血管の直交する
ラインの速度プロファイルを用いて、速度変化の基線に
対する立ち上がりから復帰するまでのデータ数にサンプ
リングピッチを乗算することにより得ている。しかし、
サンプルボリュウムは一定の大きさを持っているため、
得られた血管径にはサンプルボリュウムの大きさに応じ
た誤差が含まれている可能性があり、この誤差に応じて
血流量に誤差が生じる。
ラインの速度プロファイルを用いて、速度変化の基線に
対する立ち上がりから復帰するまでのデータ数にサンプ
リングピッチを乗算することにより得ている。しかし、
サンプルボリュウムは一定の大きさを持っているため、
得られた血管径にはサンプルボリュウムの大きさに応じ
た誤差が含まれている可能性があり、この誤差に応じて
血流量に誤差が生じる。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、上述した事
情に対処すべくなされたもので、その目的は、血流量を
高精度で計測できる超音波診断装置を提供することであ
る。
情に対処すべくなされたもので、その目的は、血流量を
高精度で計測できる超音波診断装置を提供することであ
る。
【００１１】
【課題を解決するための手段】本発明の第１局面は、被
検体に対して超音波を送受波し、得られた受信信号から
多点の血流速度情報を求め、この血流速度情報に基づく
値を血管断面の微小面積と乗じて血流量を算出する超音
波診断装置において、異なる位置に複数の速度プロファ
イル軸を設定する手段と、前記複数の速度プロファイル
軸上の前記血流速度情報の平均値又は最大値を求める手
段と、前記平均値または最大値に基づいて血流量を算出
する手段とを具備する。本発明の第２局面は、被検体に
対して超音波を送受波し、得られた受信信号から多点の
血流速度情報を求め、この血流速度情報に基づく値を血
管断面の微小面積と乗じて血流量を算出する超音波診断
装置において、前記血流速度情報を任意の速度プロファ
イル軸に沿って分布することにより速度プロファイルを
作成する手段と、前記速度プロファイルの黒抜け部分を
補償するように前記速度プロファイルに対してスムージ
ング処理を行う手段と、前記スムージング処理された速
度プロファイルに基づいて血流量を算出する手段とを具
備する。本発明の第３局面は、被検体に対して超音波を
送受波し、得られた受信信号から多点の血流速度情報を
求め、この血流速度情報に基づく値を血管断面の微小面
積と乗じて血流量を算出する超音波診断装置において、
一心拍内の血管径変化を求める手段と、前記手段にて求
められた血管径を一心拍中の時相毎に記憶する記憶手段
と、前記血流速情報と同時相の血管径を前記記憶手段か
ら読み出し、この読み出した血管径と前記血流速度を用
いて血流量を求める手段とを具備する。本発明の第４局
面は、被検体に対して超音波を送受波し、得られた受信
信号から多点の血流速度情報を求め、この血流速度情報
に基づく値を血管断面の微小面積と乗じて血流量を算出
する超音波診断装置において、一心拍毎に心電波形上で
の時相がずれるよう前記血流速情報を求める手段と、前
記手段にて求められた複数心拍分の前記血流速情報より
一心拍駆出量を求める手段とを具備する。
検体に対して超音波を送受波し、得られた受信信号から
多点の血流速度情報を求め、この血流速度情報に基づく
値を血管断面の微小面積と乗じて血流量を算出する超音
波診断装置において、異なる位置に複数の速度プロファ
イル軸を設定する手段と、前記複数の速度プロファイル
軸上の前記血流速度情報の平均値又は最大値を求める手
段と、前記平均値または最大値に基づいて血流量を算出
する手段とを具備する。本発明の第２局面は、被検体に
対して超音波を送受波し、得られた受信信号から多点の
血流速度情報を求め、この血流速度情報に基づく値を血
管断面の微小面積と乗じて血流量を算出する超音波診断
装置において、前記血流速度情報を任意の速度プロファ
イル軸に沿って分布することにより速度プロファイルを
作成する手段と、前記速度プロファイルの黒抜け部分を
補償するように前記速度プロファイルに対してスムージ
ング処理を行う手段と、前記スムージング処理された速
度プロファイルに基づいて血流量を算出する手段とを具
備する。本発明の第３局面は、被検体に対して超音波を
送受波し、得られた受信信号から多点の血流速度情報を
求め、この血流速度情報に基づく値を血管断面の微小面
積と乗じて血流量を算出する超音波診断装置において、
一心拍内の血管径変化を求める手段と、前記手段にて求
められた血管径を一心拍中の時相毎に記憶する記憶手段
と、前記血流速情報と同時相の血管径を前記記憶手段か
ら読み出し、この読み出した血管径と前記血流速度を用
いて血流量を求める手段とを具備する。本発明の第４局
面は、被検体に対して超音波を送受波し、得られた受信
信号から多点の血流速度情報を求め、この血流速度情報
に基づく値を血管断面の微小面積と乗じて血流量を算出
する超音波診断装置において、一心拍毎に心電波形上で
の時相がずれるよう前記血流速情報を求める手段と、前
記手段にて求められた複数心拍分の前記血流速情報より
一心拍駆出量を求める手段とを具備する。
【００１２】
【作用】本発明の第１局面によれば、異なる位置に設定
した複数の速度プロファイル軸の対応位置の速度情報か
ら平均値又は最大値を求め、この平均値又は最大値から
血流量を求めているので、黒抜け、つまり散乱ノイズに
より実際には血流が存在するにもかかわらず見掛上血流
が存在しないものとして速度ゼロ又はその近似値で計測
された部分が、平均値又は最大値で補償されるので、血
流量の計測精度を向上することができる。本発明の第２
局面によれば、スムージング処理により、黒抜け部分が
埋められるので、血流量の計測精度を向上することがで
きる。本発明の第３局面によれば、時相毎の血管径を求
め、これを用いて血流量を算出するので、血管の収縮に
起因する血流量の誤差が低減され、血流量の計測精度を
向上することができる。本発明の第４局面によれば、一
心拍毎に心電波形上での時相がずれるように血流速を求
めることで、複数心拍分で時間分解能の高い血流速情報
を揃えて一心拍駆出量を求めているので、血流量の計測
精度を向上することができる。
した複数の速度プロファイル軸の対応位置の速度情報か
ら平均値又は最大値を求め、この平均値又は最大値から
血流量を求めているので、黒抜け、つまり散乱ノイズに
より実際には血流が存在するにもかかわらず見掛上血流
が存在しないものとして速度ゼロ又はその近似値で計測
された部分が、平均値又は最大値で補償されるので、血
流量の計測精度を向上することができる。本発明の第２
局面によれば、スムージング処理により、黒抜け部分が
埋められるので、血流量の計測精度を向上することがで
きる。本発明の第３局面によれば、時相毎の血管径を求
め、これを用いて血流量を算出するので、血管の収縮に
起因する血流量の誤差が低減され、血流量の計測精度を
向上することができる。本発明の第４局面によれば、一
心拍毎に心電波形上での時相がずれるように血流速を求
めることで、複数心拍分で時間分解能の高い血流速情報
を揃えて一心拍駆出量を求めているので、血流量の計測
精度を向上することができる。
【００１３】
【実施例】以下、図面を参照して本発明による超音波診
断装置の実施例を説明する。瞬時流量は、血管断面の微
小面積ベクトルと各位置の流速ベクトルとの内積を断面
積全体について積分することにより計測できる。断面の
すべての位置の流速ベクトルを求めることは現実的でな
いので、あるライン上の各位置についてのみ流速ベクト
ルを求め、各位置に対応するリング状の微小面積との内
積を求める。ここで、ライン上の各位置の血流速度の分
布を速度プロファイルと称し、このラインを速度プロフ
ァイル軸と称するものとする。速度プロファイル軸とし
ては一般には超音波ビームを送受信するラスタまたはサ
ンプル結線が用いられる。サンプル結線とは、同一深度
のサンプル点を複数のラスタ間で結ぶ線のことをいう。
速度プロファイル軸の取り方によって計算方法が若干相
違する。以下にラスタを速度プロファイル軸とした場合
の計算式を記述する。図４はこの計算方法の説明図であ
る。図４においてθはラスタと血管とのなす角、ＳＰは
サンプリングピッチ、ＳＰ´はＳＰ・ sinθ、ｒ0 は血
管直径、ｒ0'はラスタが血管を横断する長さ（横断
長）、ｉは血管内の各サンプル点のデータ番号（ｉ＝
１，２，・・・，ｎ）、Ｖi は各点の血流速度、Ｖdiは
各点の血流速度のラスタ方向成分である。
断装置の実施例を説明する。瞬時流量は、血管断面の微
小面積ベクトルと各位置の流速ベクトルとの内積を断面
積全体について積分することにより計測できる。断面の
すべての位置の流速ベクトルを求めることは現実的でな
いので、あるライン上の各位置についてのみ流速ベクト
ルを求め、各位置に対応するリング状の微小面積との内
積を求める。ここで、ライン上の各位置の血流速度の分
布を速度プロファイルと称し、このラインを速度プロフ
ァイル軸と称するものとする。速度プロファイル軸とし
ては一般には超音波ビームを送受信するラスタまたはサ
ンプル結線が用いられる。サンプル結線とは、同一深度
のサンプル点を複数のラスタ間で結ぶ線のことをいう。
速度プロファイル軸の取り方によって計算方法が若干相
違する。以下にラスタを速度プロファイル軸とした場合
の計算式を記述する。図４はこの計算方法の説明図であ
る。図４においてθはラスタと血管とのなす角、ＳＰは
サンプリングピッチ、ＳＰ´はＳＰ・ sinθ、ｒ0 は血
管直径、ｒ0'はラスタが血管を横断する長さ（横断
長）、ｉは血管内の各サンプル点のデータ番号（ｉ＝
１，２，・・・，ｎ）、Ｖi は各点の血流速度、Ｖdiは
各点の血流速度のラスタ方向成分である。
【００１４】
【数１】
【００１５】この式（１）は血管径ｒ0 を用いて計算す
る場合に使用し、式（２）は横断長ｒ0'を用いて計算す
る場合に使用する。いずれを用いて瞬時流量を計測する
かは、あらかじめ決めておけばよい。
る場合に使用し、式（２）は横断長ｒ0'を用いて計算す
る場合に使用する。いずれを用いて瞬時流量を計測する
かは、あらかじめ決めておけばよい。
【００１６】また、以下にサンプル点を速度プロファイ
ル軸とした場合の計算式を記述する。図５はこの計算方
法の説明図である。なお図５において、ＬＰは当該サン
プル結線の深度におけるラスタピッチ、ＬＰ' は、ＬＰ
・ cosθである。他の記号は図３と同じである。
ル軸とした場合の計算式を記述する。図５はこの計算方
法の説明図である。なお図５において、ＬＰは当該サン
プル結線の深度におけるラスタピッチ、ＬＰ' は、ＬＰ
・ cosθである。他の記号は図３と同じである。
【００１７】
【数２】
【００１８】この式（３）は血管径ｒ0 を用いて計算す
る場合に使用し、式（４）は横断長ｒ0'を用いて計算す
る場合に使用する。いずれを用いて瞬時流量を計測する
かは、あらかじめ決めておけばよい。
る場合に使用し、式（４）は横断長ｒ0'を用いて計算す
る場合に使用する。いずれを用いて瞬時流量を計測する
かは、あらかじめ決めておけばよい。
【００１９】図１は第１実施例の構成を示すブロック図
である。セクタ式電子走査型のプローブ１は、一次元に
配列された複数の振動子からなる。なおプローブ１はセ
クタ式電子走査型に限定されず、リニア式でも、機械走
査型でもよい。このプローブ１には送受波回路２が接続
される。送受波回路２は、送信指向性を与えながらプロ
ーブ１の各振動子に一定の周期で駆動パルスを供給す
る。この周期の逆数が超音波ビームの繰り返し周波数で
ある。被検体からの反射波は送信時と同じ振動子で受信
され、その受信信号は送受波回路２で送信時とは逆の受
信指向性を与えられる。送受波回路２は所定のフレーム
レートにしたがって任意の断面を超音波ビームで繰り返
し走査させる。
である。セクタ式電子走査型のプローブ１は、一次元に
配列された複数の振動子からなる。なおプローブ１はセ
クタ式電子走査型に限定されず、リニア式でも、機械走
査型でもよい。このプローブ１には送受波回路２が接続
される。送受波回路２は、送信指向性を与えながらプロ
ーブ１の各振動子に一定の周期で駆動パルスを供給す
る。この周期の逆数が超音波ビームの繰り返し周波数で
ある。被検体からの反射波は送信時と同じ振動子で受信
され、その受信信号は送受波回路２で送信時とは逆の受
信指向性を与えられる。送受波回路２は所定のフレーム
レートにしたがって任意の断面を超音波ビームで繰り返
し走査させる。
【００２０】送受波回路２の出力には、位相検波器３を
介して速度演算部４が接続される。位相検波器３は送信
周波数と同じ周波数の基準信号を受信信号に掛合わすこ
とにより受信信号を検波する。速度演算部４は、検波信
号から高周波成分を除去することによりドップラ偏移信
号を得、次いでこのドップラ偏移信号から心臓の壁等の
ように動きの遅い物体からの不要なクラッタ成分を除去
し、さらにこのクラッタ成分を除去した信号を２次元の
多点数毎にリアルタイムで周波数分析し、この分析結果
を用いて１フレーム分の平均速度（これを以下「速度画
像」という）を計測する。この速度画像は、フレームメ
モリ５に順次記憶される。フレームメモリ５にはディス
プレイ６が接続される。
介して速度演算部４が接続される。位相検波器３は送信
周波数と同じ周波数の基準信号を受信信号に掛合わすこ
とにより受信信号を検波する。速度演算部４は、検波信
号から高周波成分を除去することによりドップラ偏移信
号を得、次いでこのドップラ偏移信号から心臓の壁等の
ように動きの遅い物体からの不要なクラッタ成分を除去
し、さらにこのクラッタ成分を除去した信号を２次元の
多点数毎にリアルタイムで周波数分析し、この分析結果
を用いて１フレーム分の平均速度（これを以下「速度画
像」という）を計測する。この速度画像は、フレームメ
モリ５に順次記憶される。フレームメモリ５にはディス
プレイ６が接続される。
【００２１】ＥＣＧメータ（心電計）７には心時相トリ
ガ発生器８が接続される。心時相トリガ発生器８は、Ｅ
ＣＧメータ７が計測した心電図にフレーム周期を照合
し、各フレームに対応する心時相を検出する。この心時
相信号は、速度レンジＲＯＭ９、血管径計測部１１、逆
流時相計測部１２、一心拍駆出量計測部１６に供給され
る。速度レンジＲＯＭ３は、一心拍の各心時相それぞれ
に対応する複数種類の速度レンジを保管しており、心時
相トリガ発生器８からの心時相信号に対応する速度レン
ジを送受波回路２に出力する。この速度レンジに応じて
検出可能な最高速度が決定される。
ガ発生器８が接続される。心時相トリガ発生器８は、Ｅ
ＣＧメータ７が計測した心電図にフレーム周期を照合
し、各フレームに対応する心時相を検出する。この心時
相信号は、速度レンジＲＯＭ９、血管径計測部１１、逆
流時相計測部１２、一心拍駆出量計測部１６に供給され
る。速度レンジＲＯＭ３は、一心拍の各心時相それぞれ
に対応する複数種類の速度レンジを保管しており、心時
相トリガ発生器８からの心時相信号に対応する速度レン
ジを送受波回路２に出力する。この速度レンジに応じて
検出可能な最高速度が決定される。
【００２２】フレームメモリ５には、血流量の測定対象
となる関心領域（ＲＯＩ）を入力するためのＲＯＩ入力
部１０が接続される。ＲＯＩ入力部１０は好ましくはト
ラックボールである。このＲＯＩは、そのＲＯＩ内に複
数のラスタまたは複数のサンプル結線が含まれるように
設定される。サンプル結線とは、同一深度のサンプル点
を複数のラスタ間で結ぶ線のことをいう。なお、速度プ
ロファイルは、このラスタまたはサンプル結線に沿って
作成される。したがって、このラスタまたはサンプル結
線を、以下「速度プロファイル軸」と総称する。
となる関心領域（ＲＯＩ）を入力するためのＲＯＩ入力
部１０が接続される。ＲＯＩ入力部１０は好ましくはト
ラックボールである。このＲＯＩは、そのＲＯＩ内に複
数のラスタまたは複数のサンプル結線が含まれるように
設定される。サンプル結線とは、同一深度のサンプル点
を複数のラスタ間で結ぶ線のことをいう。なお、速度プ
ロファイルは、このラスタまたはサンプル結線に沿って
作成される。したがって、このラスタまたはサンプル結
線を、以下「速度プロファイル軸」と総称する。
【００２３】またフレームメモリ５には血管径計測部１
１が接続される。血管径計測部１１の構成は図２に示
す。血管径計測部１１ａは、フレームメモリ５からＲＯ
Ｉの一ラスタ分の平均速度を順次入力し、それを時間軸
に沿って配列しいわゆるＭモードドプラ波形を形成し、
これを用いて拍動に伴って変化する血管の径を一心拍の
複数の異なる心時相毎に計測する。各心時相の血管径
は、血管径メモリ１１ｂに保管され、心時相トリガ発生
器８からの心時相信号に対応する血管径を瞬時流量計測
部１４に出力する。
１が接続される。血管径計測部１１の構成は図２に示
す。血管径計測部１１ａは、フレームメモリ５からＲＯ
Ｉの一ラスタ分の平均速度を順次入力し、それを時間軸
に沿って配列しいわゆるＭモードドプラ波形を形成し、
これを用いて拍動に伴って変化する血管の径を一心拍の
複数の異なる心時相毎に計測する。各心時相の血管径
は、血管径メモリ１１ｂに保管され、心時相トリガ発生
器８からの心時相信号に対応する血管径を瞬時流量計測
部１４に出力する。
【００２４】また、フレームメモリ５には逆流時相計測
部１２が接続される。逆流時相計測部１２はフレームメ
モリ５からＲＯＩ内の任意の点（通常は中心点）の平均
速度を入力し、その極性が反転する期間、つまり主に拡
張期で逆流が発生する逆流時相期間を測定し、これを一
心拍駆出量計測部１６に供給する。
部１２が接続される。逆流時相計測部１２はフレームメ
モリ５からＲＯＩ内の任意の点（通常は中心点）の平均
速度を入力し、その極性が反転する期間、つまり主に拡
張期で逆流が発生する逆流時相期間を測定し、これを一
心拍駆出量計測部１６に供給する。
【００２５】さらにフレームメモリ５にはプロファイル
作成部１３が接続される。プロファイル作成部１３の構
成は図３に示す。ラインメモリ群１３ａには複数のライ
ンメモリが含まれる。各ラインメモリはそれぞれ、複数
のメモリ素子が含まれ、速度プロファイル軸の異なる複
数の速度プロファイルを記憶する。ラインメモリ群１３
ａの出力には、平均処理部１３ｂと最大値検出部１３ｃ
とが接続される。この平均処理部１３ｂと最大値検出部
１３ｃは、オペレータの指示により択一的に起動され
る。
作成部１３が接続される。プロファイル作成部１３の構
成は図３に示す。ラインメモリ群１３ａには複数のライ
ンメモリが含まれる。各ラインメモリはそれぞれ、複数
のメモリ素子が含まれ、速度プロファイル軸の異なる複
数の速度プロファイルを記憶する。ラインメモリ群１３
ａの出力には、平均処理部１３ｂと最大値検出部１３ｃ
とが接続される。この平均処理部１３ｂと最大値検出部
１３ｃは、オペレータの指示により択一的に起動され
る。
【００２６】平均処理部１３ｂは、複数の速度プロファ
イルの同一番号（同一深度または同一ラスタ上の点）の
平均速度を平均処理に供し、新たな一つの速度プロファ
イルを作成する。したがって、ＲＯＩが拍動に伴う血管
の移動範囲を包含するように設定されてあれば、血管の
移動に伴う速度プロファイルの誤差を低減することがで
きる。
イルの同一番号（同一深度または同一ラスタ上の点）の
平均速度を平均処理に供し、新たな一つの速度プロファ
イルを作成する。したがって、ＲＯＩが拍動に伴う血管
の移動範囲を包含するように設定されてあれば、血管の
移動に伴う速度プロファイルの誤差を低減することがで
きる。
【００２７】最大値検出部１３ｃは、複数の速度プロフ
ァイルの同番号の平均速度の中の最大値を検出し、新た
な一つの速度プロファイルを作成する。したがって、Ｒ
ＯＩが拍動に伴う血管の移動範囲を包含するように設定
されてあれば、血管の移動に伴う速度プロファイルの誤
差を低減することができる。
ァイルの同番号の平均速度の中の最大値を検出し、新た
な一つの速度プロファイルを作成する。したがって、Ｒ
ＯＩが拍動に伴う血管の移動範囲を包含するように設定
されてあれば、血管の移動に伴う速度プロファイルの誤
差を低減することができる。
【００２８】平均処理部１３ｂおよび最大値検出部１３
ｃの出力には、スムージング部１３ｄが接続される。ス
ムージング部１３ｄは、平均処理部１３ｂまたは最大値
検出部１３ｃから出力される新たな速度プロファイルの
包絡線を追跡することによりこの新たな速度プロファイ
ルをスムージングする。これにより散乱ノイズによる黒
抜け現象により、実際には血流が存在するにもかかわら
ず見掛上血流が存在しないものとして計測された部分を
補償することができる。包絡線処理としては、現在常用
されている種々の手法のいずれを採用してもよい。ここ
では、最大値ホールドと呼ばれる手法を採用するものと
する。この手法は、速度プロファイル軸に沿ってホール
ドマスクを移動する。ホールドマスクには、この軸上で
隣接する所定数の速度データが含まれる。ホールドマス
クが移動する各位置で、所定数の速度データの中の最大
値を、当該マスクの中心位置のデータと置換する。
ｃの出力には、スムージング部１３ｄが接続される。ス
ムージング部１３ｄは、平均処理部１３ｂまたは最大値
検出部１３ｃから出力される新たな速度プロファイルの
包絡線を追跡することによりこの新たな速度プロファイ
ルをスムージングする。これにより散乱ノイズによる黒
抜け現象により、実際には血流が存在するにもかかわら
ず見掛上血流が存在しないものとして計測された部分を
補償することができる。包絡線処理としては、現在常用
されている種々の手法のいずれを採用してもよい。ここ
では、最大値ホールドと呼ばれる手法を採用するものと
する。この手法は、速度プロファイル軸に沿ってホール
ドマスクを移動する。ホールドマスクには、この軸上で
隣接する所定数の速度データが含まれる。ホールドマス
クが移動する各位置で、所定数の速度データの中の最大
値を、当該マスクの中心位置のデータと置換する。
【００２９】プロファイル作成部１３で作成された新た
な速度プロファイルは、横断長計測部１５に入力され
る。横断長計測部１５は、速度プロファイルを用いて速
度プロファイル軸が血管を横断する長さを計測する。こ
の横断長は、速度プロファイルが基線を越えた位置から
帰線に復帰するまでのデータ数に、サンプリングピッチ
またはラスタピッチ（速度プロファイル軸の取り方によ
って選択される）を乗算することにより計測される。こ
の横断長は、瞬時流量計測部１４に送られる。
な速度プロファイルは、横断長計測部１５に入力され
る。横断長計測部１５は、速度プロファイルを用いて速
度プロファイル軸が血管を横断する長さを計測する。こ
の横断長は、速度プロファイルが基線を越えた位置から
帰線に復帰するまでのデータ数に、サンプリングピッチ
またはラスタピッチ（速度プロファイル軸の取り方によ
って選択される）を乗算することにより計測される。こ
の横断長は、瞬時流量計測部１４に送られる。
【００３０】また、プロファイル作成部１３で作成され
た新たな速度プロファイルは、瞬時流量計測部１４に入
力される。この瞬時流量計測部１４には、血管径計測部
１１から当該フレームを走査した時の心時相の血管径
と、横断長計測部１５から横断長が入力される。速度プ
ロファイルと血管径または横断長（上述した式（１）ま
たは式（３）を適用するときは血管径を用い、また式
（２）または式（４）を適用するときは横断長を用い
る）から、瞬時流量が計測される。
た新たな速度プロファイルは、瞬時流量計測部１４に入
力される。この瞬時流量計測部１４には、血管径計測部
１１から当該フレームを走査した時の心時相の血管径
と、横断長計測部１５から横断長が入力される。速度プ
ロファイルと血管径または横断長（上述した式（１）ま
たは式（３）を適用するときは血管径を用い、また式
（２）または式（４）を適用するときは横断長を用い
る）から、瞬時流量が計測される。
【００３１】この瞬時流量は、一心拍駆出量計測部１６
に順次出力される。一心拍駆出量計測部１６には上述し
たように逆流時相計測部１から逆流時相期間が入力され
る。一心拍駆出量計測部１６は、心時相トリガ発生器８
から供給される当該瞬時流量を得たときの心時相を確認
し、一心拍期間に計測した瞬時流量の中の逆流時相期間
以外の心時相で得た瞬時流量だけを選択し、これらを加
算する。これによって逆流量を含まない一心拍駆出量が
得られる。あるいは、逆流時相期のみについて加算すれ
ば逆流量が得られる。
に順次出力される。一心拍駆出量計測部１６には上述し
たように逆流時相計測部１から逆流時相期間が入力され
る。一心拍駆出量計測部１６は、心時相トリガ発生器８
から供給される当該瞬時流量を得たときの心時相を確認
し、一心拍期間に計測した瞬時流量の中の逆流時相期間
以外の心時相で得た瞬時流量だけを選択し、これらを加
算する。これによって逆流量を含まない一心拍駆出量が
得られる。あるいは、逆流時相期のみについて加算すれ
ば逆流量が得られる。
【００３２】瞬時流量計測部１４で計測した瞬時流量と
一心拍駆出量計測部１６で計測した一心拍駆出量は、デ
ィスプレイ６に送られ、フレームメモリ５からの画像と
共に表示される。
一心拍駆出量計測部１６で計測した一心拍駆出量は、デ
ィスプレイ６に送られ、フレームメモリ５からの画像と
共に表示される。
【００３３】次に本実施例の作用ついて説明する。実際
に血流量を計測する以前に、一心拍期間の血管径の変
化、および逆流時相期間が計測される。血管径の計測
は、上述した式（２）や（４）を用いる場合には必要な
い。送受波回路２からプローブ１の各振動子に一定の周
期で駆動パルスが供給され、同一方向に超音波ビームが
繰り返し送信される。この繰り返し毎に、送信指向性が
変化され、これに応じて超音波ビームが順次移動（走
査）される。１フレーム分の走査は、所定のフレーム周
期で繰り返される。被検体からの反射波は送信時と同じ
振動子で受信され、その受信信号は送受波回路２で送信
時とは逆の受信指向性を与えられる。なお、このとき各
走査を行ったときの心時相信号が心時相トリガ発生器８
から速度レンジＲＯＭ９に出力される。この心時相に対
応する速度レンジが速度レンジＲＯＭ９から送受波回路
２に出力される。送受波回路２では折り返りがない範囲
で最小の最適な速度レンジに変更される。したがって、
後流の速度演算部４で各心時相で異なる血流速度が良好
な速度分解能で計測できる。
に血流量を計測する以前に、一心拍期間の血管径の変
化、および逆流時相期間が計測される。血管径の計測
は、上述した式（２）や（４）を用いる場合には必要な
い。送受波回路２からプローブ１の各振動子に一定の周
期で駆動パルスが供給され、同一方向に超音波ビームが
繰り返し送信される。この繰り返し毎に、送信指向性が
変化され、これに応じて超音波ビームが順次移動（走
査）される。１フレーム分の走査は、所定のフレーム周
期で繰り返される。被検体からの反射波は送信時と同じ
振動子で受信され、その受信信号は送受波回路２で送信
時とは逆の受信指向性を与えられる。なお、このとき各
走査を行ったときの心時相信号が心時相トリガ発生器８
から速度レンジＲＯＭ９に出力される。この心時相に対
応する速度レンジが速度レンジＲＯＭ９から送受波回路
２に出力される。送受波回路２では折り返りがない範囲
で最小の最適な速度レンジに変更される。したがって、
後流の速度演算部４で各心時相で異なる血流速度が良好
な速度分解能で計測できる。
【００３４】送受波回路２の出力は、位相検波器３で検
波され、そして速度演算部４で１フレームを構成する画
像マトリクスの多数点について平均速度がリアルタイム
で測定され、これらがフレームメモリ５を介してディス
プレイ６に表示される。
波され、そして速度演算部４で１フレームを構成する画
像マトリクスの多数点について平均速度がリアルタイム
で測定され、これらがフレームメモリ５を介してディス
プレイ６に表示される。
【００３５】この速度画像上の血流量を計測したい部分
にＲＯＩ入力部１０によってＲＯＩが設定される。ラス
タとサンプル結線のいずれかを速度プロファイル軸とし
て使用するかがオペレータの指示にしたがって選択され
る。この選択にしたがってＲＯＩの設定の方法が相違す
る。図６はラスタを速度プロファイル軸とした場合のＲ
ＯＩを示す。この場合、ＲＯＩは隣接する少なくとも２
本のラスタを含むように、且つ拍動により移動する目的
血管の移動範囲を含むように設定される。ここでは、Ｒ
a ，Ｒb ，Ｒc の３本のラスタがＲＯＩに含まれてい
る。このラスタＲa ，Ｒb ，Ｒc は、それぞれが速度プ
ロファイル軸である。各ラスタ個々に速度プロファイル
が作成される。
にＲＯＩ入力部１０によってＲＯＩが設定される。ラス
タとサンプル結線のいずれかを速度プロファイル軸とし
て使用するかがオペレータの指示にしたがって選択され
る。この選択にしたがってＲＯＩの設定の方法が相違す
る。図６はラスタを速度プロファイル軸とした場合のＲ
ＯＩを示す。この場合、ＲＯＩは隣接する少なくとも２
本のラスタを含むように、且つ拍動により移動する目的
血管の移動範囲を含むように設定される。ここでは、Ｒ
a ，Ｒb ，Ｒc の３本のラスタがＲＯＩに含まれてい
る。このラスタＲa ，Ｒb ，Ｒc は、それぞれが速度プ
ロファイル軸である。各ラスタ個々に速度プロファイル
が作成される。
【００３６】また、図７はサンプル結線を速度プロファ
イル軸とした場合のＲＯＩを示す。この場合、ＲＯＩは
隣接する少なくとも２本のサンプル結線を含むように、
且つ拍動により移動する目的血管の移動範囲を含むよう
に設定される。ここでは、Ｌ1 ，Ｌ2 ，Ｌ3 の３本のサ
ンプル結線がＲＯＩに含まれている。このサンプル結線
Ｌ1 ，Ｌ2 ，Ｌ3 は、それぞれが速度プロファイル軸で
ある。各サンプル結線個々に速度プロファイルが作成さ
れる。
イル軸とした場合のＲＯＩを示す。この場合、ＲＯＩは
隣接する少なくとも２本のサンプル結線を含むように、
且つ拍動により移動する目的血管の移動範囲を含むよう
に設定される。ここでは、Ｌ1 ，Ｌ2 ，Ｌ3 の３本のサ
ンプル結線がＲＯＩに含まれている。このサンプル結線
Ｌ1 ，Ｌ2 ，Ｌ3 は、それぞれが速度プロファイル軸で
ある。各サンプル結線個々に速度プロファイルが作成さ
れる。
【００３７】ここで、ＲＯＩの描画の方法は種々いずれ
かの方法による。４点指示によってＲＯＩを描画するよ
うにしてもよいが、例えば、対角の２点を指示すること
により、各点を通るラスタとサンプル結線により囲まれ
る図形がＲＯＩとして描画されるようにすれば、非常に
便利である。また、ＲＯＩの中心点を指定することによ
り、その点を中心に予定の大きさ（ラスタ本数およびサ
ンプル結線数）により決まる）にＲＯＩが描画されるよ
うにすれば、非常に便利である。いずれの方法を用いて
も、ラスタとサンプル結線で囲まれる領域をＲＯＩとし
て設定することにより、実際に血流量を計測する領域や
速度プロファイル軸を把握し易くなり、非常に便利であ
る。
かの方法による。４点指示によってＲＯＩを描画するよ
うにしてもよいが、例えば、対角の２点を指示すること
により、各点を通るラスタとサンプル結線により囲まれ
る図形がＲＯＩとして描画されるようにすれば、非常に
便利である。また、ＲＯＩの中心点を指定することによ
り、その点を中心に予定の大きさ（ラスタ本数およびサ
ンプル結線数）により決まる）にＲＯＩが描画されるよ
うにすれば、非常に便利である。いずれの方法を用いて
も、ラスタとサンプル結線で囲まれる領域をＲＯＩとし
て設定することにより、実際に血流量を計測する領域や
速度プロファイル軸を把握し易くなり、非常に便利であ
る。
【００３８】ＲＯＩが設定されると、このＲＯＩ内の１
本の速度プロファイル軸のデータが、フレーム更新され
る毎に、フレームメモリ５から血管径計測部１１ａに順
次供給される。血管径計測部１１ａはこのデータをＭモ
ードに展開する。このＭモード像を図８に示す。血管径
計測部１１ａは、両血管壁をトレースする。そして、心
時相トリガ発生器８からの心電波形で心拍同期を取りな
がら各心時相の血管径（両壁の間隔）ｒ0 を計測する。
この各心時相の血管径は、血管径メモリ１１ｂに保管さ
れる。
本の速度プロファイル軸のデータが、フレーム更新され
る毎に、フレームメモリ５から血管径計測部１１ａに順
次供給される。血管径計測部１１ａはこのデータをＭモ
ードに展開する。このＭモード像を図８に示す。血管径
計測部１１ａは、両血管壁をトレースする。そして、心
時相トリガ発生器８からの心電波形で心拍同期を取りな
がら各心時相の血管径（両壁の間隔）ｒ0 を計測する。
この各心時相の血管径は、血管径メモリ１１ｂに保管さ
れる。
【００３９】また、このＲＯＩ内のある点（通常は中心
点）の速度データが、フレーム更新される毎に、フレー
ムメモリ５から逆流時相計測部１２に順次供給される。
図９に示すように心時相トリガ発生器８からの心電波形
で心拍同期を取りながら、この速度データの極性が反転
する逆流時相期間ｔa 〜ｔb を計測する。この逆流時相
期間は、一心拍駆出量計測部１６に与えられる。
点）の速度データが、フレーム更新される毎に、フレー
ムメモリ５から逆流時相計測部１２に順次供給される。
図９に示すように心時相トリガ発生器８からの心電波形
で心拍同期を取りながら、この速度データの極性が反転
する逆流時相期間ｔa 〜ｔb を計測する。この逆流時相
期間は、一心拍駆出量計測部１６に与えられる。
【００４０】以上の準備が完了すると、実際に血流量の
計測が開始される。準備段階と同様に、送受波回路２か
らプローブ１の各振動子に一定の周期で駆動パルスが供
給され、同一方向に超音波ビームが繰り返し送信され
る。この繰り返し毎に、送信指向性が変化され、これに
応じて超音波ビームが順次移動（走査）される。１フレ
ーム分の走査は、所定のフレーム周期で繰り返される。
被検体からの反射波は送信時と同じ振動子で受信され、
その受信信号は送受波回路２で送信時とは逆の受信指向
性を与えられる。
計測が開始される。準備段階と同様に、送受波回路２か
らプローブ１の各振動子に一定の周期で駆動パルスが供
給され、同一方向に超音波ビームが繰り返し送信され
る。この繰り返し毎に、送信指向性が変化され、これに
応じて超音波ビームが順次移動（走査）される。１フレ
ーム分の走査は、所定のフレーム周期で繰り返される。
被検体からの反射波は送信時と同じ振動子で受信され、
その受信信号は送受波回路２で送信時とは逆の受信指向
性を与えられる。
【００４１】送受波回路２の出力は、位相検波器３で検
波され、そして速度演算部４で１フレームを構成する画
像マトリクスの多数点について平均速度がリアルタイム
で測定され、これらがフレームメモリ５に順次記憶され
る。
波され、そして速度演算部４で１フレームを構成する画
像マトリクスの多数点について平均速度がリアルタイム
で測定され、これらがフレームメモリ５に順次記憶され
る。
【００４２】そして、同一フレームのＲＯＩ内の全速度
プロファイル軸上の各データが、フレームメモリ５から
プロファイル作成部１３に供給される。このとき図１０
に示すように、ラインメモリ群１３ａの各ラインメモリ
には、それぞれ異なる速度プロファイル軸の各速度デー
タが順番にメモリ素子に記憶される。平均処理部１３ｂ
では、複数の速度プロファイルの同一番号の速度データ
が平均処理に供せられ、図１１に示すように、新たな１
つの速度プロファイルが作成される。これにより拍動に
伴って血管が移動して、個々の速度プロファイルに誤差
が生じても、その誤差が相殺される。したがって、新た
な速度プロファイルが血管移動から受ける影響は軽減さ
れる。
プロファイル軸上の各データが、フレームメモリ５から
プロファイル作成部１３に供給される。このとき図１０
に示すように、ラインメモリ群１３ａの各ラインメモリ
には、それぞれ異なる速度プロファイル軸の各速度デー
タが順番にメモリ素子に記憶される。平均処理部１３ｂ
では、複数の速度プロファイルの同一番号の速度データ
が平均処理に供せられ、図１１に示すように、新たな１
つの速度プロファイルが作成される。これにより拍動に
伴って血管が移動して、個々の速度プロファイルに誤差
が生じても、その誤差が相殺される。したがって、新た
な速度プロファイルが血管移動から受ける影響は軽減さ
れる。
【００４３】また、最大値検出部１３ｃでは、複数の速
度プロファイルの同一番号の速度データの中の最大値が
検出され、図１１に示すように、新たな一つの速度プロ
ファイルが作成される。このように新たな速度プロファ
イルの各速度データは、複数の速度プロファイルの各同
一点の中から最大の速度データであるので、新たな速度
プロファイルの速度プロファイル軸と血管位置との位置
関係の変化が見掛上抑えられ、これに伴って新たな速度
プロファイルが血管移動から受ける影響は軽減される。
度プロファイルの同一番号の速度データの中の最大値が
検出され、図１１に示すように、新たな一つの速度プロ
ファイルが作成される。このように新たな速度プロファ
イルの各速度データは、複数の速度プロファイルの各同
一点の中から最大の速度データであるので、新たな速度
プロファイルの速度プロファイル軸と血管位置との位置
関係の変化が見掛上抑えられ、これに伴って新たな速度
プロファイルが血管移動から受ける影響は軽減される。
【００４４】なお、平均処理部１３ｂと最大値検出部１
３ｃのいずれで作成された新たな速度プロファイルを採
用するかは、オペレータの指示に委ねられ、指示された
新たな速度プロファイルが、スムージング部１３ｄに供
給される。この新たな速度プロファイルは、図１２に示
すように、その包絡線を追跡され、散乱ノイズによる黒
抜け現象により、実際には血流が存在するにもかかわら
ず見掛上血流が存在しないものとして計測された部分が
補償される。包絡線の追跡は、上述したように最大値ホ
ールドと呼ばれる手法で実施され、速度プロファイル軸
に沿ってホールドマスクを移動しながらその各位置でそ
のマスクに含まれる所定数の速度データの中の最大値
が、当該マスクの中心位置の速度データに置換される。
３ｃのいずれで作成された新たな速度プロファイルを採
用するかは、オペレータの指示に委ねられ、指示された
新たな速度プロファイルが、スムージング部１３ｄに供
給される。この新たな速度プロファイルは、図１２に示
すように、その包絡線を追跡され、散乱ノイズによる黒
抜け現象により、実際には血流が存在するにもかかわら
ず見掛上血流が存在しないものとして計測された部分が
補償される。包絡線の追跡は、上述したように最大値ホ
ールドと呼ばれる手法で実施され、速度プロファイル軸
に沿ってホールドマスクを移動しながらその各位置でそ
のマスクに含まれる所定数の速度データの中の最大値
が、当該マスクの中心位置の速度データに置換される。
【００４５】このように得られた速度プロファイルは、
瞬時流量計測部１４と横断長計測部１５に入力される。
横断長計測部１５では、この速度プロファイルが基線を
越えた位置から帰線に復帰するまでのデータ数が検出さ
れ、このデータ数にサンプリングピッチまたはラスタピ
ッチ（速度プロファイル軸の取り方によって選択され
る）を乗算することにより、ラスタまたはサンプル結線
が血管を横断する横断長が計測される。この横断長は、
この横断長計測部１５でサンプルボリュウムの大きさの
範囲内で補正される。サンプルボリュウムは、駆動バー
スト波数によりその距離方向（ラスタ方向）のサイズが
決定され、また送受信フォーカス特性によりその方位方
向（サンプル結線方向）が決定される。したがって、駆
動バースト波数と送受信フォーカス特性に応じて変化す
る補正係数を横断長に乗算する。これにより誤差の少な
い横断長が得られる。この横断長は瞬時流量計測部１４
に供給される。
瞬時流量計測部１４と横断長計測部１５に入力される。
横断長計測部１５では、この速度プロファイルが基線を
越えた位置から帰線に復帰するまでのデータ数が検出さ
れ、このデータ数にサンプリングピッチまたはラスタピ
ッチ（速度プロファイル軸の取り方によって選択され
る）を乗算することにより、ラスタまたはサンプル結線
が血管を横断する横断長が計測される。この横断長は、
この横断長計測部１５でサンプルボリュウムの大きさの
範囲内で補正される。サンプルボリュウムは、駆動バー
スト波数によりその距離方向（ラスタ方向）のサイズが
決定され、また送受信フォーカス特性によりその方位方
向（サンプル結線方向）が決定される。したがって、駆
動バースト波数と送受信フォーカス特性に応じて変化す
る補正係数を横断長に乗算する。これにより誤差の少な
い横断長が得られる。この横断長は瞬時流量計測部１４
に供給される。
【００４６】瞬時流量計測部１４には、血管径メモリ１
１ｂから、当該速度プロファイルを得るための走査を行
ったときと同じ心時相の血管径が供給される。瞬時流量
計測部１４は、この血管径と横断長のいずれかを選択す
る。この選択は、上述した式（１）または式（３）と、
式（２）または式（４）のいずれを用いて血流量を計測
するかの選択にしたがって行われる。速度プロファイル
と血管径または横断長から瞬時流量が計測される。血管
径は心拍同期されているので、また横断長はリアルタイ
ムで求めたものであるので、いずれを用いても血管径の
変化に起因する瞬時流量の誤差は軽減される。
１ｂから、当該速度プロファイルを得るための走査を行
ったときと同じ心時相の血管径が供給される。瞬時流量
計測部１４は、この血管径と横断長のいずれかを選択す
る。この選択は、上述した式（１）または式（３）と、
式（２）または式（４）のいずれを用いて血流量を計測
するかの選択にしたがって行われる。速度プロファイル
と血管径または横断長から瞬時流量が計測される。血管
径は心拍同期されているので、また横断長はリアルタイ
ムで求めたものであるので、いずれを用いても血管径の
変化に起因する瞬時流量の誤差は軽減される。
【００４７】この瞬時流量は、フレームレートに同期し
てリアルタイムで順次計測され、計測される毎に、一心
拍駆出量計測部１６に順次供給される。この一心拍駆出
量は、例えば図１６に示すように、ディスプレイ６の表
示画面に一心拍毎に画像と共にリアルタイムで表示され
る。オペレータは、この一心拍駆出量を観察しながら、
一心拍駆出量が最大となるようにプローブ１の被検体に
対する当接角度を調整することができる。これにより、
速度プロファイル軸が血管の直径に一致しない場合の過
少誤差が回避される。また、一心拍駆出量計測部１６
で、複数の心拍サイクルが終了した時点で、一心拍駆出
量を数心拍にわたり平均処理する手段を設けることが望
ましい。この平均処理により、一心拍駆出量に含まれる
誤差はいっそう軽減される。この平均処理した一心拍駆
出量を、平均処理する以前の一心拍駆出量と同時に表示
することで、両者の比較が可能となり、オペレータの操
作性および測定精度を高めることができる。
てリアルタイムで順次計測され、計測される毎に、一心
拍駆出量計測部１６に順次供給される。この一心拍駆出
量は、例えば図１６に示すように、ディスプレイ６の表
示画面に一心拍毎に画像と共にリアルタイムで表示され
る。オペレータは、この一心拍駆出量を観察しながら、
一心拍駆出量が最大となるようにプローブ１の被検体に
対する当接角度を調整することができる。これにより、
速度プロファイル軸が血管の直径に一致しない場合の過
少誤差が回避される。また、一心拍駆出量計測部１６
で、複数の心拍サイクルが終了した時点で、一心拍駆出
量を数心拍にわたり平均処理する手段を設けることが望
ましい。この平均処理により、一心拍駆出量に含まれる
誤差はいっそう軽減される。この平均処理した一心拍駆
出量を、平均処理する以前の一心拍駆出量と同時に表示
することで、両者の比較が可能となり、オペレータの操
作性および測定精度を高めることができる。
【００４８】一心拍駆出量計測部１６には上述したよう
に逆流時相計測部１から逆流時相期間が入力されてい
る。一心拍駆出量計測部１６は、心時相トリガ発生器８
から供給される当該瞬時流量を得たときの心時相を確認
し、一心拍期間に計測した瞬時流量の中の逆流時相期間
以外の心時相で得た瞬時流量だけを選択し、これらを加
算する。これによって逆流量を含まない一心拍駆出量が
得られる。この一心拍駆出量は、ディスプレイ６に画像
と共に表示される。
に逆流時相計測部１から逆流時相期間が入力されてい
る。一心拍駆出量計測部１６は、心時相トリガ発生器８
から供給される当該瞬時流量を得たときの心時相を確認
し、一心拍期間に計測した瞬時流量の中の逆流時相期間
以外の心時相で得た瞬時流量だけを選択し、これらを加
算する。これによって逆流量を含まない一心拍駆出量が
得られる。この一心拍駆出量は、ディスプレイ６に画像
と共に表示される。
【００４９】以上、一心拍駆出量を表示する場合につい
て述べたが、これに心拍数を乗じることで１分当りの拍
出量、すなわち心拍出量を表示しても勿論よい。従来説
明で述べたように、一心拍による駆出量の測定精度を向
上するには、フレームレートを高めて瞬時血流量の時間
分解能を多くすることが必要であるが、フレームレート
を高めると、それに反比例してサンプリングピッチやラ
スタピッチが粗くなり、速度プロファイルが非常に粗い
ものとなってしまうという問題があった。ここでは次の
ような手段を用いてこの問題を解決するものである。
て述べたが、これに心拍数を乗じることで１分当りの拍
出量、すなわち心拍出量を表示しても勿論よい。従来説
明で述べたように、一心拍による駆出量の測定精度を向
上するには、フレームレートを高めて瞬時血流量の時間
分解能を多くすることが必要であるが、フレームレート
を高めると、それに反比例してサンプリングピッチやラ
スタピッチが粗くなり、速度プロファイルが非常に粗い
ものとなってしまうという問題があった。ここでは次の
ような手段を用いてこの問題を解決するものである。
【００５０】第１の手段として、フレームレートの上限
を判定することにより、その範囲内で最大のフレームレ
ートを設定する。フレームレートの上限を満たす条件を
以下の式（５）に示す。
を判定することにより、その範囲内で最大のフレームレ
ートを設定する。フレームレートの上限を満たす条件を
以下の式（５）に示す。
【００５１】
Ｄ・△θ≦△ψ ・・・（５）
図１３に示すように、ＤはＲＯＩ中心の深度、△θはラ
スタ間隔（角度）、△ψは方位分解能（距離）である。
つまり、ラスタピッチＤ・△θが方位分解能△ψに対し
てアンダーサンプリングにならない範囲、換言すると、
ラスタピッチがサンプリングピッチより大きくならない
範囲で、ラスタ間隔△θを設定し、それによる一フレー
ム分の走査に要する時間の減少に応じてフレームレート
を高める。このようにして得られたフレームレートは予
め送受波回路２に設定される。
スタ間隔（角度）、△ψは方位分解能（距離）である。
つまり、ラスタピッチＤ・△θが方位分解能△ψに対し
てアンダーサンプリングにならない範囲、換言すると、
ラスタピッチがサンプリングピッチより大きくならない
範囲で、ラスタ間隔△θを設定し、それによる一フレー
ム分の走査に要する時間の減少に応じてフレームレート
を高める。このようにして得られたフレームレートは予
め送受波回路２に設定される。
【００５２】第２の手段によるフレームシーケンスを図
１４に示す。一心拍期間を一サイクルと考え、サイクル
が移り変わる毎に、少なくともフレーム周期より短い時
間△ｔずつフレームシーケンスをずらす。これにより各
フレームが対応する心時相はサイクル間で相違するの
で、数サイクル分のデータを集めれば、見掛上、時間分
解能が向上することになる。このフレームシーケンス
は、送受波回路２によって実現される。
１４に示す。一心拍期間を一サイクルと考え、サイクル
が移り変わる毎に、少なくともフレーム周期より短い時
間△ｔずつフレームシーケンスをずらす。これにより各
フレームが対応する心時相はサイクル間で相違するの
で、数サイクル分のデータを集めれば、見掛上、時間分
解能が向上することになる。このフレームシーケンス
は、送受波回路２によって実現される。
【００５３】このように本実施例によれば血流量を高精
度で計測することができる。なお上述の説明では、ＲＯ
Ｍに予め複数種の速度レンジを保管しておき走査の心時
相に対応する速度レンジを送受波回路２に供給するよう
にしていたが、図１６に示す構成に置換してもよい。Ｒ
ＯＩ内最高速度検出部１８は、ＲＯＩ内の全位置の速度
データをフレームメモリ５から受取り、その最高速度を
検出する。この最高速度を降り返りのない状態で検出可
能な最大の速度レンジを送受波回路２が当該心時相で設
定するように速度レンジ切換制御部１９で制御する。こ
のような構成によると、実際の流速に最適な速度レンジ
を設定することができるようになる。この発明は上述し
た実施例に限定されることなく種々変形して実施可能で
あるのは勿論である。
度で計測することができる。なお上述の説明では、ＲＯ
Ｍに予め複数種の速度レンジを保管しておき走査の心時
相に対応する速度レンジを送受波回路２に供給するよう
にしていたが、図１６に示す構成に置換してもよい。Ｒ
ＯＩ内最高速度検出部１８は、ＲＯＩ内の全位置の速度
データをフレームメモリ５から受取り、その最高速度を
検出する。この最高速度を降り返りのない状態で検出可
能な最大の速度レンジを送受波回路２が当該心時相で設
定するように速度レンジ切換制御部１９で制御する。こ
のような構成によると、実際の流速に最適な速度レンジ
を設定することができるようになる。この発明は上述し
た実施例に限定されることなく種々変形して実施可能で
あるのは勿論である。
【００５４】
【発明の効果】本発明の第１局面によれば、異なる位置
に設定した複数の速度プロファイル軸の対応位置の速度
情報から平均値又は最大値を求め、この平均値又は最大
値から血流量を求めているので、黒抜けの影響による誤
差が低減され、高い精度で血流量を計測することができ
る。本発明の第２局面によれば、スムージング処理した
速度プロファイルから血流量を求めているので、黒抜け
の影響による誤差が低減され、高い精度で血流量を計測
することができる。本発明の第３局面によれば、時相毎
の血管径を求め、これを用いて血流量を算出するので、
血管の収縮に起因する血流量の誤差が低減され、高い精
度で血流量を計測することができる。本発明の第４局面
によれば、一心拍毎に心電波形上での時相がずれるよう
に血流速を求めることで、複数心拍分で時間分解能の高
い血流速情報を揃えて一心拍駆出量を求めので、高い精
度で血流量を計測することができる。
に設定した複数の速度プロファイル軸の対応位置の速度
情報から平均値又は最大値を求め、この平均値又は最大
値から血流量を求めているので、黒抜けの影響による誤
差が低減され、高い精度で血流量を計測することができ
る。本発明の第２局面によれば、スムージング処理した
速度プロファイルから血流量を求めているので、黒抜け
の影響による誤差が低減され、高い精度で血流量を計測
することができる。本発明の第３局面によれば、時相毎
の血管径を求め、これを用いて血流量を算出するので、
血管の収縮に起因する血流量の誤差が低減され、高い精
度で血流量を計測することができる。本発明の第４局面
によれば、一心拍毎に心電波形上での時相がずれるよう
に血流速を求めることで、複数心拍分で時間分解能の高
い血流速情報を揃えて一心拍駆出量を求めので、高い精
度で血流量を計測することができる。
【図１】本発明による超音波診断装置の第１実施例の構
成を示すブロック図。
成を示すブロック図。
【図２】図１の血管径計測部の構成を示すブロック図。
【図３】図１のプロファイルの作成部の構成を示すブロ
ック図。
ック図。
【図４】速度プロファイル軸をラスタとして設定した場
合の血流量計算処理を説明するための概念図。
合の血流量計算処理を説明するための概念図。
【図５】速度プロファイル軸をサンプル結線として設定
した場合の血流量計算処理を説明するための概念図。
した場合の血流量計算処理を説明するための概念図。
【図６】速度プロファイル軸をラスタとして設定する場
合のＲＯＩを示す図。
合のＲＯＩを示す図。
【図７】速度プロファイル軸をサンプル結線として設定
する場合のＲＯＩを示す図。
する場合のＲＯＩを示す図。
【図８】各心時相の血管径を計測するために図１の血管
径計測部で作成されるＭモード像を示す図。
径計測部で作成されるＭモード像を示す図。
【図９】逆流時相を計測するために図１の逆流時相計測
部で作成されるＲＯＩ内のある点の流速の時間変化を示
す図。
部で作成されるＲＯＩ内のある点の流速の時間変化を示
す図。
【図１０】図３のラインメモリ群の各ラインメモリが記
憶する速度プロファイルを示す図。
憶する速度プロファイルを示す図。
【図１１】図３の平均処理部または最大値検出部の各処
理により得られる速度プロファイルを示す図。
理により得られる速度プロファイルを示す図。
【図１２】図３のスムージング部による処理により得ら
れる速度プロファイルを示す図。
れる速度プロファイルを示す図。
【図１３】ラスタ間隔と深度を示す図。
【図１４】時間分解能を向上させるフレームシーケンス
を示す図。
を示す図。
【図１５】ディスプレイの表示画面を示す図。
【図１６】速度レンジを切換える変形例の構成を示すブ
ロック図。
ロック図。
１…プローブ、２…送受波回路、３…位相検波器、４…
速度演算部、５…フレームメモリ、６…ディスプレイ、
７…ＥＣＧメータ、８…心時相トリガ発生器、９…速度
レンジＲＯＭ、１０…ＲＯＩ入力部、１１…血管径計測
部、１２…逆流時相計測部、１３…プロファイル作成
部、１４…瞬時流量計測部、１５…横断長計測部、１６
…一心拍駆出量計測部。
速度演算部、５…フレームメモリ、６…ディスプレイ、
７…ＥＣＧメータ、８…心時相トリガ発生器、９…速度
レンジＲＯＭ、１０…ＲＯＩ入力部、１１…血管径計測
部、１２…逆流時相計測部、１３…プロファイル作成
部、１４…瞬時流量計測部、１５…横断長計測部、１６
…一心拍駆出量計測部。
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 平４−75644（ＪＰ，Ａ)
特開 昭59−88138（ＪＰ，Ａ)
特開 昭60−96233（ＪＰ，Ａ)
特開 平２−299641（ＪＰ，Ａ)
特開 昭55−143133（ＪＰ，Ａ)
特開 昭55−143132（ＪＰ，Ａ)
特開 昭58−49137（ＪＰ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 8/06
A61B 5/026
Claims (5)
- 【請求項１】 被検体に対して超音波を送受波し、得ら
れた受信信号から多点の血流速度情報を求め、この血流
速度情報に基づく値を血管断面の微小面積と乗じて血流
量を算出する超音波診断装置において、 異なる位置に複数の速度プロファイル軸を設定する手段
と、 前記複数の速度プロファイル軸上の前記血流速度情報の
平均値又は最大値を求める手段と、 前記平均値または最大値に基づいて血流量を算出する手
段とを具備することを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項２】 被検体に対して超音波を送受波し、得ら
れた受信信号から多点の血流速度情報を求め、この血流
速度情報に基づく値を血管断面の微小面積と乗じて血流
量を算出する超音波診断装置において、 前記血流速度情報を任意の速度プロファイル軸に沿って
分布することにより速度プロファイルを作成する手段
と、 前記速度プロファイルの黒抜け部分を補償するように前
記速度プロファイルに対してスムージング処理を行う手
段と、 前記スムージング処理された速度プロファイルに基づい
て血流量を算出する手段とを具備することを特徴とする
超音波診断装置。 - 【請求項３】 前記超音波の送受波で検出可能な速度レ
ンジを拍動の各心時相に応じて変化させる手段をさらに
備えることを特徴とする請求項１又は請求項２記載の超
音波診断装置。 - 【請求項４】 被検体に対して超音波を送受波し、得ら
れた受信信号から多点の血流速度情報を求め、この血流
速度情報に基づく値を血管断面の微小面積と乗じて血流
量を算出する超音波診断装置において、 一心拍内の血管径変化を求める手段と、 前記手段にて求められた血管径を一心拍中の時相毎に記
憶する記憶手段と、 前記血流速情報と同時相の血管径を前記記憶手段から読
み出し、この読み出した血管径と前記血流速度を用いて
血流量を求める手段とを具備することを特徴とする超音
波診断装置。 - 【請求項５】 被検体に対して超音波を送受波し、得ら
れた受信信号から多点の血流速度情報を求め、この血流
速度情報に基づく値を血管断面の微小面積と乗じて血流
量を算出する超音波診断装置において、 一心拍毎に心電波形上での時相がずれるよう前記血流速
情報を求める手段と、 前記手段にて求められた複数心拍分の前記血流速情報よ
り一心拍駆出量を求める手段とを具備することを特徴と
する超音波診断装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP17043593A JP3381968B2 (ja) | 1993-07-09 | 1993-07-09 | 超音波診断装置 |
| US08/266,620 US5515857A (en) | 1993-07-09 | 1994-06-28 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP17043593A JP3381968B2 (ja) | 1993-07-09 | 1993-07-09 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0723951A JPH0723951A (ja) | 1995-01-27 |
| JP3381968B2 true JP3381968B2 (ja) | 2003-03-04 |
Family
ID=15904866
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP17043593A Expired - Fee Related JP3381968B2 (ja) | 1993-07-09 | 1993-07-09 | 超音波診断装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5515857A (ja) |
| JP (1) | JP3381968B2 (ja) |
Families Citing this family (24)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5623930A (en) * | 1995-05-02 | 1997-04-29 | Acuson Corporation | Ultrasound system for flow measurement |
| JP3707882B2 (ja) * | 1995-11-21 | 2005-10-19 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| US5724974A (en) * | 1996-03-22 | 1998-03-10 | Acuson Corporation | Two-dimensional ultrasound display system |
| US5769079A (en) * | 1996-10-22 | 1998-06-23 | Acuson Corporation | Method and apparatus for determining quantitative measures of flow parameters |
| US6030344A (en) * | 1996-12-04 | 2000-02-29 | Acuson Corporation | Methods and apparatus for ultrasound image quantification |
| US6086539A (en) * | 1996-12-04 | 2000-07-11 | Acuson Corporation | Methods and apparatus for ultrasound image quantification |
| WO1998029030A1 (en) * | 1997-01-03 | 1998-07-09 | Biosense Inc. | Pressure-sensing stent |
| KR100255730B1 (ko) | 1997-12-15 | 2000-05-01 | 이민화 | 동맥/정맥구별이가능한초음파칼라도플러영상시스템 |
| US5967987A (en) * | 1997-12-18 | 1999-10-19 | Acuson Corporation | Ultrasonic system and method for measurement of fluid flow |
| US6071242A (en) * | 1998-06-30 | 2000-06-06 | Diasonics Ultrasound, Inc. | Method and apparatus for cross-sectional color doppler volume flow measurement |
| US6293914B1 (en) | 1998-08-31 | 2001-09-25 | Acuson Corporation | Ultrasonic system and method for measurement of fluid flow |
| US6048314A (en) * | 1998-09-18 | 2000-04-11 | Hewlett-Packard Company | Automated measurement and analysis of patient anatomy based on image recognition |
| US6986744B1 (en) | 1999-02-02 | 2006-01-17 | Transonic Systems, Inc. | Method and apparatus for determining blood flow during a vascular corrective procedure |
| JP2003010182A (ja) * | 2001-06-19 | 2003-01-14 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 超音波撮影方法および超音波撮影装置 |
| US7491173B2 (en) * | 2001-10-10 | 2009-02-17 | Team Medical, Llc | Method and system for obtaining dimension related information for a flow channel |
| WO2004072676A1 (en) * | 2003-02-13 | 2004-08-26 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Flow spectrograms synthesized from ultrasonic flow color doppler information |
| JP4441664B2 (ja) * | 2004-07-28 | 2010-03-31 | 株式会社ユネクス | 血管形状測定装置および血流量測定装置 |
| US8303507B2 (en) * | 2004-09-07 | 2012-11-06 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasonic doppler diagnostic apparatus and measuring method of diagnostic parameter |
| US20080287799A1 (en) * | 2007-05-16 | 2008-11-20 | General Electric Company | Method and apparatus for measuring volumetric flow |
| JP4971080B2 (ja) | 2007-08-31 | 2012-07-11 | オリンパスメディカルシステムズ株式会社 | 超音波診断装置 |
| KR20150069830A (ko) * | 2013-12-16 | 2015-06-24 | 삼성전자주식회사 | 의료 영상을 이용한 혈관 분석 정보 제공 방법 및 장치 |
| JP6194031B2 (ja) * | 2016-02-03 | 2017-09-06 | パイオニア株式会社 | 流体評価装置及び方法 |
| CN109512450A (zh) * | 2018-10-18 | 2019-03-26 | 深圳市孙逸仙心血管医院（深圳市心血管病研究所） | 测量血管血流速度的方法 |
| EP4008267A1 (en) * | 2020-12-01 | 2022-06-08 | Koninklijke Philips N.V. | Blood velocity determination |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS55143132A (en) * | 1979-04-26 | 1980-11-08 | Kuniyasu Furuhira | Measuring device for medical treatment |
| JPS5849137A (ja) * | 1981-09-18 | 1983-03-23 | 株式会社東芝 | 超音波血流測定装置 |
| US4476874A (en) * | 1982-06-01 | 1984-10-16 | Sri International | Ultrasonic imaging with volume flow measuring method and apparatus |
| JPH0653117B2 (ja) * | 1985-07-24 | 1994-07-20 | 株式会社東芝 | 超音波血流量自動測定装置 |
| JP2557410B2 (ja) * | 1987-09-22 | 1996-11-27 | 株式会社東芝 | 超音波ドプラ血流イメージング装置 |
| JPH05506371A (ja) * | 1990-01-25 | 1993-09-22 | コモンウエルス サイエンテイフイック アンド インダストリアル リサーチ オーガナイゼイション | 管状***置および寸法を決定するための超音波検査法およびその装置 |
| US5425365A (en) * | 1992-03-26 | 1995-06-20 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasonic diagnosis apparatus utilizing Doppler technique |
| JP3251696B2 (ja) * | 1993-04-06 | 2002-01-28 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
-
1993
- 1993-07-09 JP JP17043593A patent/JP3381968B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1994
- 1994-06-28 US US08/266,620 patent/US5515857A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0723951A (ja) | 1995-01-27 |
| US5515857A (en) | 1996-05-14 |
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