JPH09201361A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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Abstract
部位の位置を高精度で簡単に追跡することができ、臨床
診断に有益な情報を提供する実用的な超音波診断装置を
提供することである。 【解決手段】本発明に係る超音波診断装置は、被検体に
対して超音波ビームを繰り返し送受信して取得されたエ
コー信号に基づいて超音波ビーム上の複数の部位それぞ
れに関する移動速度を計算する速度プロセッサ17と、
この速度に基づいて複数の部位の少なくとも1つの特定
部位の位置を経時的に追跡して、特定部位が移動する軌
跡を求める計測処理部19と、軌跡を表示するCRTデ
ィスプレイ15とを具備する。
Description
波ビームで走査して、内部情報を取得する超音波診断装
置に関する。
ド、CFMモード(カラーフローマッピングモード)等
様々な動作モードを装備している。Bモードによれば被
検体の断面内の組織構造がダイナミックに観察でき、M
モードによれば1本のスキャニングライン上の組織構造
の時間変化がダイナミックに観察でき、CFMモードに
よれば被検体の断面内の血流の様子がダイナミックに観
察できる。
体の様々な情報を定量的に求めようとする試みがなされ
ている。この試みの多くは、上記のMモード画像上で特
定部位の位置を順番に追跡し、特定部位の移動の軌跡を
求めることが必要とされる。しかし、この追跡は、Mモ
ード画像の輝度に基づいてなされており、その精度は非
常に低いものであった。
モリに取り込みコンピュータ解析により位相の変化から
変位量を求め、頸動脈などの微小変化を追跡する方法が
報告されている((A,P,G,Hoeks et al. 「Assessment o
f the Distensibility of Superficial Arteries」,Ult
rasound in Med.& Biol,Vol.16,No.2,pp121-128,1990),
(特公昭62−266040号公報))。しかしこの方
法は生理学研究を目的としているため、計測目的に密着
した処理が必要であり、種々の目的には不便で汎用性が
なく、またサンプルボリウムを越えるような大きな動き
には適さない。また、一般の診断に便利な表示法は示さ
れていないので臨床応用には向かない。
の臨床検査に対して特定部位の位置を高精度で簡単に追
跡することができ、臨床診断に有益な情報を提供する実
用的な超音波診断装置を提供することである。
装置は、被検体に対して超音波ビームを繰り返し送受信
してエコー信号を繰り返し取得する手段と、前記エコー
信号に基づいて前記超音波ビーム上の複数の部位それぞ
れに関する移動速度を計算する速度計算手段と、前記速
度に基づいて前記複数の部位の少なくとも1つの特定部
位の位置を経時的に追跡して、前記特定部位が移動する
軌跡を求める追跡手段と、前記軌跡又は前記特定部位の
移動後の位置を表示する表示手段とを具備する。
置を好ましい実施形態により説明する。図1に本実施形
態に係る超音波診断装置の構成を示している。クロック
発生器5は、クロック・パルス(例えば30MHz)を
発生する。このクロック・パルスはレートパルス発生器
4で、例えば5kHzのレートパルスに分周される。こ
のレートパルスは送信遅延回路3で遅延され、パルサ2
にトリガ信号として供給される。パルサ2は、送信遅延
回路3からのトリガ信号に従って、例えば3.75MH
zの駆動パルスを超音波プローブ1に供給する。
備されている圧電素子を振動させて、3.75MHzが
中心周波数の超音波ビームを発生させる。このように超
音波ビームはレートパルスに同期して、レートパルス周
波数の逆数のレート周期で繰り返し発生される。
を送受信する毎に遅延時間を少しずつ変化する。これに
より超音波ビームの角度が少しずつ変化して、被検体の
扇状の断面が走査される。リニアスキャンであれば、複
数の圧電素子のうち小数の素子からなるグループを一斉
に駆動し、このグループを超音波を送受信する毎に少し
ずつ移動することにより、超音波ビームの位置が少しず
つ動かされ、これにより、被検体の略長方形の断面が走
査される。
は、被検体に侵入し、音響インピーダンスの境界で反射
され、プローブ1に戻って、プローブ1の圧電素子各々
で電気信号に変換される。これらの電気信号は、プリア
ンプ6で増幅され、レシーバ7で個別に遅延され、そし
て加算され、エコー信号にまとめられる。このような処
理により、特定の方向からのエコーが強調される。
に、ミキサ9で参照信号発生器8からの参照信号(3.
75MHz)に掛け合わされ、さらにローパスフィルタ
(LPF)12を通される。さらにアナログディジタル
コンバータ(A/D)16でディジタル信号に変換され
た後、包絡線検出器13と速度プロセッサ17とにそれ
ぞれ取り込まれる。
エンベロープを検出する。エコー信号のエンベロープは
スキャニングラインに関する組織構造からのエコー信号
の強さを表している。エンベロープデータは、ディジタ
ルスキャンコンバータ(DSC)14でテレビ方式に変
換され、CRTディスプレイ15にBモード画像又はM
モード画像として表示される。
の出力信号は、速度プロセッサ17に供給され演算によ
り走査範囲内の多点それぞれに関して速度が求められ、
この速度データがDSC14に送られ、2次元の速度分
布としてBモード画像やMモード画像に重ねてカラーで
表示される。
に従って、アナログディジタルコンバータ16からのエ
コー信号に基づいて、組織の速度を計算する。組織の速
度を計算するのは、組織ドプライメージング(TDI)
として周知されている(特開昭62−266040号公
報、特公平7−67451号公報)。なお、エコー信号
から直接的に組織の速度を計算してもよいし、エコー信
号をノイズリダクションのためのフィルタにかけてから
求めてもよい。
おり、コンソール11から「データ収集」の信号を受け
ると、DSC14のBモード画像とMモード画像の少な
くとも一方、及びそれに対応する速度データが計測処理
部19の内部メモリ18Aに取り込まれる。このとき計
測処理部19のデータは再びDSC14に送られ、CR
Tディスプレイ15に表示される。CRTディスプレイ
15上の画像が静止画ならそのまま、動画であればフリ
ーズして静止画とし、その静止画像を見ながら、オペレ
ータによるコンソール11の操作によってあるいは特定
のものについては自動的にCPU10から「測定点(ト
ラッキング対象部位)」、「表示範囲(トラッキングの
時間範囲)」、「表示方法」などが設定される。そし
て、コンソール11の「スタートボタン」を押すと、ト
ラッキングプロセッサ19Aで測定点に対応する部位の
位置が次々と計測され、目的に応じた結果がDSC14
を経由してCRTディスプレイ15に表示される。
理部19及びCPU10の一部の機能を除く部分は通常
の超音波診断装置及び最近開発された組織ドプラ・イメ
ージング(TDI)法で既に実施され実用化されている
ものであり、その詳細は省略し、以下に本発明の特徴部
分につき詳しく説明する。 (ノイズリダクション)ノイズには様々な種類がある
が、組織の速度を計測する場合には、多重反射やサイド
ローブによる固定エコーノイズが支配的である。この固
定エコーノイズを効果的に除去するためのフィルタに
は、図2に示すように、パイパスフィルタ17Aが好ま
しい。このパイパスフィルタ17Aは、ディジタルフィ
ルタで良く知られているFIR(finite impulse respon
se) タイプ、IIR(infinite impulse response) タイ
プのいずれでもよい。
で、エコー信号の組織成分は血流成分より周波数が低
い。信号の周波数が非常に低く、ゼロに近いとき、信号
成分を残し、固定エコーノイズだけを良好に除去するた
めには、パイパスフィルタ17Aの周波数分解能を高く
しなければならない。さらに、周波数分解能を高くする
ためには、パイパスフィルタ17Aでの観測時間を長く
しなければならない。これを実現するには、図3に示す
ように、nを2以上の整数として、パイパスフィルタ1
7Aのサンプリング周期を、レート周期のn倍に設定す
ることが好ましい。このような設定は、図4に示すよう
に、パイパスフィルタ17Aで加重加算されるデータセ
ットを、レート周期のn倍のサンプリング周期で離散的
に集めることにより実現できる。このような設定によ
り、所望のフィルタ特性を獲得するために観測時間を長
くしても、データ数がそれほど増加しないので、パイパ
スフィルタ17Aのコンパクト化を実現できる。
場合、図5に示すように、パイパスフィルタ17Aのサ
ンプリング周期は、被検体の断面をスキャンするのに要
するフレーム周期に設定される。 (リアルタイム処理)例えば、心臓検査では、プローブ
1が被検体の胸壁表面に当てられ、図6に示すように、
心臓の断面が超音波ビームによりスキャンされる。心臓
の断面のうちスキャン範囲内の斜線部分がイメージング
回路13でBモード画像として生成され、CRTディス
プレイ15に表示される。図6の“0”は、プローブ1
の先端の位置に対応している。この断面は左心室の長軸
断面と呼ばれるもので、0に近い心筋は左室前壁20、
遠い心筋は左室後壁21と呼ばれ、これら心筋の収縮に
より左心室22内の血液が大動脈23を経由して全身に
送り出される。
線Mが、例えば左室前壁20と後壁21とを交差するよ
うに指定される。Mモードスキャンが単独で行われると
き、超音波ビームが関心線Mの方向に送信され、関心線
Mの方向からのエコーが受信され、このような送受信が
レート周期で繰り返され、エコー信号が繰り返し取得さ
れる。このエコー信号に基づいて速度プロセッサ17に
より関心線M上の連続する複数の点それぞれに関する速
度が時相毎に計算され、速度の時間波形が取得される。
血流ではなく、組織の速度を求めるのが組織ドプラ・イ
メージング(TDI)法であり、さらに超音波ビームで
断面内を走査することにより組織の2次元速度分布を求
めることができる。TDIは通常、血流イメージングと
は異なって、直交位相検波信号をMTIフィルタ(帯域
フィルタ)を通さずに自己相関等の周波数分析処理にか
けることにより実現され得る。最新の装置にはBモード
像とTDI像とを容易に切換えて表示できるものがあ
る。BモードおよびTDIの情報は図1からもわかるよ
うに同時に生成することもできるので、必要に応じ同時
に表示することも可能である。BモードおよびTDIの
いずれの断面像もリアルタイムで表示され、心筋の収縮
・拡張の様子を観測することができる。 (データ収集)リアルタイム処理により計算された該関
心線Mに関する組織のエコー強度データ(Mモードデー
タ)と、関心線Mに関する組織の速度データとが、指定
された時刻から所定時間、例えば4心拍期間が経過する
時刻まで、DSC14からメモリ18に継続的に取り込
まれ、記憶される。DSC14の内蔵メモリのメモリエ
リアは表示画面に対応しており、記憶素子の1つが1ピ
クセルに対応していると考える。ピクセルは画像を構成
する最小単位であり、表示画面に合せて設定されること
が多く、必ずしも超音波ビームの走査線ピッチやレート
周期の整数倍とは限らず、その中間の補間値が用いられ
ることもある。このメモリエリアにおいて、Mモードデ
ータ及び速度データは横軸が時間、縦軸が深さ(位置)
として該当する位置に格納されており、そのまま計測処
理部19の内蔵メモリ18Aに取り込まれる。このよう
なデータ収集が終わると、リアルタイム処理は終了し、
次に記憶されたデータを使って、トラッキング処理が行
われる。 (トラッキングの準備作業)トラッキングの準備作業
は、メモリ18Aに記憶されている組織のエコー(強
度)データが読み出され、図8に示すように、Mモード
像としてCRTディスプレイ15に表示されることから
始まる。
始ライン(S−S)とトラッキング終了ライン(E−
E)とがそれぞれコンソール11を介してオペレータに
より指定される。特定の測定対象、例えば心臓などの場
合はあらかじめ準備されている心電図(ECG)のR−
R間隔(R波のインターバル)などをCPU10を介し
て自動的に設定することが可能であり、終了ラインは自
動的に収集データの最後にすることも可能である。この
2ラインの間がトラッキング処理対象の時間範囲であ
る。トラッキングプロセッサ19Aは、開始ライン(S
−S)上に例えば2mmの間隔でトラッキングスタート
ポイント31を設定する。さらに、これらスタートポイ
ント31の中の任意のスタートポイント31がオペレー
タにより選択される。どのスタートポイント31を選択
するかは、診断目的に応じて決定されるべきである。 (トラッキング処理)以上の準備が終了すると、トラッ
キングプロセッサ19Aにより、トラッキング処理が開
始される。トラッキング処理は、選択されたスタートポ
イント31を始点として行われる。図9に、ある1つの
スタートポイント31を始点としたトラッキング処理の
手順を示している。図10に、CRTディスプレイ15
の表示画面に対応するプレーンを示している。このプレ
ーンの縦線と横線の交点がCRTディスプレイ15の1
つのピクセルに対応しており、DSC14の内蔵メモリ
構造に対応していると考えていただきたい。ピクセルは
画像を構成する最小単位であり、隣り合う2つのピクセ
ルの間隔(ピクセルピッチ)は、CRTディスプレイ1
5に表示する画像を生成するDSC14の固有の値であ
り、超音波ビームのスキャニングラインの間隔やレート
周期とは必ずしも一致していない。このプレーンの縦軸
は深さ、横軸は時間にそれぞれ対応している。縦方向
(Y)に関して隣り合う2つのピクセルの間隔を実際の
距離に換算すると単位距離△Dに相当し、また横方向
(X)に関して隣り合う2つのピクセルの間隔を実際の
時間に換算すると単位時間ΔT(msec)に相当してい
る。
るために、Y軸に関する位置、つまり深さを実際のスケ
ール(mm)で時相毎に計算するものとする。なお、Y座標
を深さに換算するには、プローブ1の位置からポイント
までのピクセル数にピクセルピッチΔDを乗算すること
により行われ、逆に、深さをY座標に換算するには、深
さをピクセルピッチΔDで量子化することにより行われ
る。ここでは説明の便宜上、実際のスケールの深さを
“y”で表現し、量子化された深さ、つまりY座標を
“Y”で表現するものとする。
関する速度V1 が、メモリ18Aからトラッキングプロ
セッサ19Aに読み出される(S1)。そして、読み出
された速度V1 を単位時間ΔTに乗算する。これによ
り、時刻(1)のときポイントP1に存在していた部位
が、単位時間ΔTの間に移動する移動距離(変位量)が
計算される(S2)。
算される時間は、ピクセルの間隔(ピクセルピッチ)に
相当する単位時間ΔTでなくてもかまわない。ただし、
単位時間ΔTの整数倍又は整数分の1であることが好ま
しい。
y1に加算され、次のポイントP2の深さy2が計算さ
れる(S3)。この次のポイントP2の深さy2を単位
距離ΔDで量子化することにより、このポイントP2の
深さy2をY座標(Y2)に換算し、このポイントP2
のX座標とY座標をオーバレイメモリ18Bに書き込む
(S4)。
対応する速度V2をメモリ18からトラッキングプロセ
ッサ19Aに読み出し(S1)、読み出された速度V2
を単位時間ΔTに乗算して、移動距離を求め(S2)、
求められた移動距離をポイントP2の深さy2に加算す
ることにより、次のポイントP3の深さy3を計算する
(S3)。このポイントP3の深さy3を量子化して、
Y座標に換算して、このXY座標をオーバレイメモリ2
0に書き込む(S4)。
跡することにより、当該ポイントに位置する部位の移動
の軌跡を求めることができる。なお、上述の例では、ポ
イントP3を得るための移動距離の計算に、ポイントP
2のXY座標に対応する速度V2を用いているが、精度
を重視する場合は、量子化する前のポイントP2の深さ
y2の位置での速度を、この深さy2の前後のピクセル
の速度から補間することにより求めるのがよい。本方式
では、図9の演算サイクルを繰り返すと誤差が蓄積する
可能性があるため、深さを正確に求めた上でこれを量子
化してY座標に換算し、表示するピクセルを決定するこ
とが重要である。それ程、精度を必要としない場合は、
無論、量子化後のY座標のピクセルの速度をそのまま取
り出して移動距離を計算するようにしてもよい。
されているときは、当該他のスタートポイント31を始
点として、同様にトラッキングされ、軌跡が求められ
る。複数の軌跡の表示例を図11に示す。
方向にトラッキングを行っているが、時間経過に対して
逆方向に行っても良い。この場合、時間の流れが逆向き
になるので、移動距離を深さから減算することより次の
ポイントを計算することになる。
移動距離をスタートポイントの深さに積算して、それを
量子化して表示することにより、従来のようにMモード
像から輝度に基づいて軌跡を追跡していくよりも、高精
度で軌跡を求めることができる。速度計測の精度を1m
m/s以下、計測に要する時間を10msとすれば、本
発明の軌跡の距離分解能は0.01mmとなる。なお、
Mモードの距離分解能は超音波の周波数5MHzとすれ
ば、波長は0.3mmであり、この波長程度の精度が従
来の軌跡の限界であった。
らかじめ換算して、Mモード(あるいはBモード)と測
定位置を対応させてDSC14に格納し、そのデータに
対して処理を行うため、RFデータから直接変位を求め
る場合に比較し、次に述べるような種々の処理に広く対
応でき、操作性に優れ、臨床的に有益な形でのデータ表
示が可能である。 (軌跡の応用)このように軌跡が高精度で簡単に求めら
れるので、この軌跡を様々に応用して診断上有益な情報
を求めることができる。この応用は、イメージプロセッ
サ19Bによりなされる。第1の応用によれば、時間経
過に対して順方向にトラッキングして求めた第1の軌跡
と、その終点を起点として逆方向にトラッキングして求
めた第2の軌跡とから、より精度の高い第3の軌跡が作
成される。第3の軌跡は、第1の軌跡と第2の軌跡との
中心線である。また、第3の軌跡は、第1、第2の軌跡
を部分的につなぎ合わせて作成され、例えば、第1、第
2の軌跡で位置が一致している部分だけをつなぎ合わせ
て第3の軌跡が作成される。あるいは第1の軌跡と第2
の軌跡が一致した場合のみ第3の軌跡として表示しても
よい。
求め、心拍周期の異なる複数の軌跡を平均化するような
こともできる。すなわち、心電図のR波を基準として複
数心拍の軌跡を重ねて表示したり、平均値を表示する。
例えば、スタートポイントを同じとして求めた心拍周期
の異なる複数の軌跡がばらついていても、それらの平均
値を求め、さらにその平均値から大きく外れた軌跡を除
外して再度平均化することにより誤差を極小化にするこ
とができる。また、軌跡を表示する際、時間軸を心拍周
期で横軸を基準化するようにしてもよい。この様にする
とばらつきの少ないより客観的な軌跡を得ることができ
る。通常の循環器用超波診断装置では、心電計が内蔵さ
れており、心電図データを同時に収集することは容易で
ある。
を同時表示しただけのものであるが、図12に示すよう
に、各軌跡の距離が同一の点どうしを等高線で結んで等
高線図を作成し、表示してもよい。これにより、深さ方
向の心筋の収縮の様子が理解しやすくなり、異常な収縮
を示している部分を判別しやすくなる。この図12の例
では心筋の中央部分がより強く収縮していることがわか
る。収縮が不十分な梗塞部分は、等高線の間隔が狭いの
で容易に理解することができる。
有の色を付けて表示すれば更にわかり易い。例えば、移
動距離が基準距離より長い等高線を赤で、また移動距離
が基準距離より短い等高線を青で表示するようにすれば
よい。
ーを、そのときのエコー信号の強度に応じて変えて表示
するようにしてもよい。また次のような応用も可能であ
る。図8のMモード像上で、左室後壁の内膜と外膜とに
それぞれスタートポイントを指定して、軌跡をそれぞれ
求め、2つの軌跡の間の距離の時間変化を、心筋の厚さ
の時間的な変化として求めることができる。さらに、こ
の心筋厚の時間的な変化から心筋の収縮速度、心筋厚の
最大値や最小値、収縮率等の機能的情報を計測すること
ができる。図13と図14に、心筋厚の時間波形37
と、この心筋厚の時間波形37を時間微分したグラフ、
つまり収縮速度の変化39とを示している。また図15
に示すように、内膜と外膜それぞれの速度変化や、内膜
と外膜の速度差(壁厚変化速度)の時間変化を求めるこ
ともできる。
後壁の内膜と外膜にそれぞれスタートポイントを指定し
て、軌跡をそれぞれ求め、2つの軌跡の間の距離の時間
変化を、左室の内径の時間的な変化として求めることが
できる。また左室の内径から左室の容積を推定すること
ができるので、その容積の時間的な変化を求めることが
できる。さらに、この容積の時間的な変化から駆出量や
駆出率を求めることができる。
軌跡を表示するだけでなく、軌跡に対応して得られた種
々の情報を同一の時間軸上に表示すれば診断に直結する
有益な情報を提供できることになる。例えば、図14の
軌跡と図13の心筋厚の収縮速度の時間波形を時間軸を
揃えて同一画面に表示することが可能である。
ことができる。例えば、特定の部位の上下にそれぞれス
タートポイントを指定し、軌跡をそれぞれ求め、各時刻
での2つの軌跡の間の距離からスタートポイントの距離
の差を、スタートポイントの距離で割ることにより、当
該部位の歪みの時間変化を求めることができる。また、
この歪みの時間変化から、歪みが同じところの時間間隔
を求めても良い。また、求めた軌跡の位置に関するエコ
ー強度や速度分散等の時間変化を求めても良い。さらに
上述のように求めた軌跡上の点の座標を数値で表示する
ようにしても良い。
に強い勢いで血液を大動脈23へ放出すると、その反作
用で心臓は心尖部29側へ後退し、拡張期に心房から血
流が流入するときに元の位置に戻る。この動きは、血液
の流出、流入と関係して心臓の勢いを表している。ここ
では、図7に示すように、超音波ビームを心臓の先端
部、すなわち心尖部29から入射し、大動脈弁27又は
僧帽弁28の根元である大動脈弁輪部の上端24と下端
25それぞれの軌跡を求める。
では強い反射を示すので、超音波で観測しやすい。図7
のように、心尖部29から超音波ビームを入射して心臓
を観測する方法を心尖部アプローチと呼ぶ。心尖部アプ
ローチにて心臓の長軸断面のBモード像を観測しなが
ら、弁輪部24,25を横切るように関心線Mを指定
し、前述の方法と全く同様に弁輪部24,25の軌跡を
それぞれ求めれば、血流を放出する反作用としての心臓
の動き、すなわち心臓の勢いのよさを評価することがで
きる。
の影響で関心線Mから関心部位が外れてしまうという問
題を解決しなければならない。特に、弁輪部24,25
は比較的小さいので、関心線Mから外れてしまう可能性
が高い。これによる誤差を最小にするために、図7に示
すように弁輪部25の大部分をカバーするように複数の
関心線Mを指定する。そして、複数の関心線Mそれぞれ
に関して個別に軌跡を求め、これら複数の軌跡を部分的
につなぎ合わせて1本の軌跡を作ることにより、上記誤
差を最小化することができる。つなぎ合わせる部分と
は、例えば各時相で心尖部29に最も近い部分や、最も
反射強度の強い部分が考えられる。なお、複数の軌跡を
反射強度に比例した輝度あるいは反射強度に対応したカ
ラーで表示し、それらを重ねると、最も強い輝度あるい
は同じ色のところが、移動する部位の変位を正しく表示
していることになる。
て説明したが、次に説明するような腹部臓器の診断へ応
用も可能である。図16は腹部臓器、例えば肝臓の断面
の模式図である。体表40の下に腹筋あるいは脂肪層4
1があり、その下に肝臓42の組織がある。肝臓内に腫
瘍43があったとすると、体表40にプローブ1を当て
て断層像を観測しながら、腫瘍43を通るビーム方向で
Mモード像をCRTディスプレイ15上に表示する。つ
ぎにプローブ1を被検体に押しつけて、被検体の内部組
織を変形させながらMモードデータや速度の時間変化を
計測し、前述と同じ方法でビーム方向にある肝臓の複数
点の軌跡をそれぞれ求める。もし腫瘍43が周囲の肝臓
組織より固い場合には周囲の組織の変形量に対して腫瘍
の変形量は少ないから図17のような軌跡となる。腫瘍
がもし周囲組織よりも軟らかければ逆に腫瘍部分の軌跡
の間隔は密になる。組織が一種であったとしても深部ほ
ど体表の変形の影響を受けにくいから体表40すなわち
プローブ1からの距離で規格化した変位を用いると、よ
り実際の変形の状態を正しく表示することができる。も
ちろん、この場合も変形量の等高線表示あるいはカラー
による表示も有効である。本方式ではプローブ1と生体
組織との相対距離を変えながら受信信号を収集すればよ
いので必ずしもプローブ1を押しつけるだけでなく他の
方法で生体組織に変形を与えてもよい。
断面を走査している一部あるいは全ての走査線を関心線
に設定しても良い。例えばプローブ1を体表20にかる
く当てた状態で、走査範囲44内の腫瘍43を横切る全
ての走査線に関心線を設定する。そして、最初の画像の
全ての関心線上に例えば2mm間隔で等間隔でスタート
ポイントを設定し、同一深さのスタートポイントをライ
ンで連結する。これらスタートポイントそれぞれの次の
ポイントを速度に基づいて求め、最初の画像で同一のラ
インで結んでいたポイントどうしをラインで連結する。
このような処理を最後の画像まで繰り返す。各時相の画
像を動的に表示することにより、ラインが平行な初期の
状態から、組織の歪みに従って歪んでいく様子を観察す
ることができる。
れに関して移動距離あるいは隣接する2点間の移動距離
の差を求め、この移動距離をピクセル値とした画像を生
成し、この移動距離に応じて輝度変調あるいは色付けを
して表示する。また、このような画像を繰り返し生成し
動的に表示することにより、動きの大きい部分や小さい
部分を空間的に識別して観察することができる。
理が高速であれば、例えば最初の静止位置でビームに垂
直な線群を自動的にスタートポイントとして、プローブ
1で被検体を押しつけながら、変形の様子をリアルタイ
ムで観察することもできる。
計測に応用することもできる。この応用について以下に
説明する。図18に示すように、体表52に例えばリニ
アプローブ51を当て、動脈血管53を縦断するように
走査面54を合わせ、Bモード像を見ながら動脈血管5
3に交差するように関心線Mを設定する。この関心線M
に関する組織エコーデータと速度データを取り込み、メ
モリ18Aに記録する。もちろんリニアプローブ51の
代わりにセクタプローブを用いてもよい。組織エコーデ
ータによりMモード像がDSC14を介してCRTディ
スプレイ15に図19に示すように表示される。勿論、
動脈血管53の横断面でもよい。
し、この動脈血管壁55の上端と下端にそれぞれスター
トポイントP1 ,P2 を指定する。そして、スタートポ
イントP1 ,P2 から始まる軌跡をそれぞれ求める。こ
れら2本の軌跡の間の距離を時相毎に求める。これは、
血管径の時間的な変化を表している。
精度は、速度計測の精度を1mm/s以下、計測に要す
る時間を10msとすれば、0.01mmとなる。血管
径を高精度で計測できると、それに基づいて脈動する血
圧の時間変化を推定できる。動脈圧は時間的に変動し、
血圧の最大値を最高血圧、最小値を最低血圧と呼び、こ
れらの血圧は血圧計で計測できるが、その中間の値をと
る血圧を経時的に無侵襲で計測する方法は存在しない。
血圧の変動に応じて血管径は変化する。また、血管が最
大径のとき最高血圧を、また血管が最小径のとき最低血
圧を示すと考えられるので、最大径から最小径までの間
の径の変化を、最高血圧から最低血圧までの変化に線形
に対応させて、中間血圧を推定することができる。すな
わち、時刻tの血圧をp(t) 、最低血圧をp0 、最高血
圧をpm 、血管径をD(t) 、最低血圧時の血管径をD0
、最高血圧時の血管径をDm 、D(t) の変化分をd(t)
、kを血管径に対する血圧の比例定数とすると、
(1)式、(2)式が成立する。なお、最低血圧p0 や
最高血圧pm は血圧計により計測可能である。
えられる。 p(t) =p0 +(pm −p0 )・{d(t) /(Dm −D0 )}…(3) 図20は、以上のようにして得られた血圧の時間的な変
化p(t) をCRTディスプレイ15にグラフとして表示
した例である。血圧の時間変化は微小であるが、微小な
変位を計測可能な本発明の方式により高精度で計測可能
になる 本発明による高精度な軌跡は脈波の速度を計測すること
を可能にする。血管、特に太い血管には脈波が存在す
る。心臓が収縮して大動脈弁を開き、大動脈を通って全
身に血液を送るが、この際、大動脈内の血圧が急に上昇
し、大動脈が局部的に拡張し、この拡張部分が血管を伝
播していく。これが脈波であり、脈波伝播の速度は、そ
の血管の硬さの指標となる。すなわち、動脈硬化が進ん
で、血管が硬くなっている場合は脈波伝播の速度が速
く、柔軟な血管では脈波伝播の速度が遅いため、脈波伝
播速度を測定し、動脈硬化の診断に使用することができ
る。以下に、脈波伝播速度の計測方法について説明す
る。Bモード画像上で血管53を交差するように2本の
関心線M,M´をある程度離して指定する。この血管5
3の上端と下端を2本の関心線M,M´上にそれぞれ指
定し、この4つのスタートポイントP1,P2,P1
´,P2´から軌跡をそれぞれ求める。図21に、4つ
の軌跡を同時表示した例を示す。図22には、ペアの2
本の軌跡間の距離(血管径)、すなわち(P1−P2)
と(P1´−P2´)の時間変化を示している。
ば関心線M上に現れ、やや遅れてM´に現れる。この遅
れ時間は、脈波がMからM´、またはM´からMに伝播
するのに要する時間であるので、MとM´との2点間の
実際の距離を遅れ時間で割算することにより、脈波伝播
速度を求めることができる。
を相互相関係数を求めることによって正確に行うことが
できる。すなわち相関係数が最大となる時間が伝播時間
である。あるいはさらに簡単な方法として2つのカーブ
の差を用いてもよい。すなわち、2つの血管径の時間波
形の時間軸上の相対的位置を少しずつずらしながら、そ
の各位置で2つの波形の差の2乗の和を計算し、この和
が最小化するときのずらし量(ずらし時間)をMからM
´への脈波の伝播時間として求め、MとM´との間の距
離を伝播時間で割り算することにより、脈波伝播速度を
計算することができる。なお、これらの場合は、必ずし
も、変位ではなく、速度の変化を用いてもよい。また関
心線は2本に限らず、3本以上の複数本でもよい。
p 、MとM´との2点間の距離をLとすれば、(4)式
が与えられる。 L=Vp ・△t …(4) 測定された△tとLとに基づいて、(4)式にしたがっ
て脈波伝播速度Vp を求めることができる。
cとすれば、△t=5msとなる。Lの値は2本の関心
線を設定すれば、2本の関心線に挟まれたピクセル数に
ピクセルピッチを乗算することにより求めることができ
る。(1)式〜(4)式の演算はいずれも容易な数値演
算であり、イメージプセッサ19Bで簡単に実施でき
る。
3に示すように、図1のメモリ18、トラッキングプロ
セッサ19A、オーバレイメモリ18Bおよびイメージ
プロセッサ19Bの機能を装備したパーソナルコンピュ
ータ(PC)60により、超音波診断装置とは切り離し
て行ってもよい。すなわち、コンソール11の機能はD
SC14から出力されるデータをPC60に送るか、あ
るいはPC60で処理された結果をCRTディスプレイ
15上に表示するための切り換えをするだけの機能と
し、あとの操作は全てPC60の側で行なえばよい。勿
論、この様にしておいてPC60を同一筐体内に納めて
もよい。また、CPU1と共有してもよい。この様にす
ると本体のハードウェアを全く変更することなく、本発
明の効果を実現することができ、実用上きわめて有益で
ある。すなわち、超音波診断装置の内部の特別な情報で
はなく、超音波診断装置として最終的にDSC14から
出力するデータで十分解析が行なえるところにPC60
を利用する場合の大きな特徴を有する。本発明は上述し
た実施形態に限定されることなく種々変形して実施可能
である。
に対して超音波ビームを繰り返し送受信してエコー信号
を繰り返し取得する手段と、前記エコー信号に基づいて
前記超音波ビーム上の複数の部位それぞれに関する移動
速度を計算する速度計算手段と、前記速度に基づいて前
記複数の部位の少なくとも1つの特定部位の位置を経時
的に追跡して、前記特定部位が移動する軌跡を求める追
跡手段と、前記軌跡を表示する表示手段とを具備したの
で、種々の臨床検査に対して特定部位の位置を高精度で
簡単に追跡することができ、種々の臨床診断に有益な情
報を提供する実用的な超音波診断装置を提供することが
できる。
置のブロック図。
示す図。
データセットを示す図。
他のデータセットを示す図。
説明図。
ド像の一例を示す図。
ング手順を示す図。
れた複数の軌跡の一例を示す図。
等高線図の一例を示す図。
心筋に関する機能情報の一例を示す図。
心筋に関する機能情報の一例を示す図。
心筋に関する他の機能情報の一例を示す図。
織の模式図。
の一例を示す図。
する様子を示す模式図。
一例を示す図。
血圧の時間波形の一例を示す図。
示する一例を示す図。
跡に基づいて作成された血管の機能情報の一例を示す
図。
Claims (31)
- 【請求項1】 被検体に対して超音波ビームを繰り返し
送受信してエコー信号を繰り返し取得する手段と、 前記エコー信号に基づいて前記超音波ビーム上の複数の
部位それぞれに関する移動速度を計算する速度計算手段
と、 前記速度に基づいて前記複数の部位の少なくとも1つの
特定部位の位置を経時的に追跡して、前記特定部位が移
動する軌跡を求める追跡手段と、 前記軌跡又は前記特定部位の移動後の位置を表示する表
示手段とを具備したことを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項2】 前記追跡手段は、前記特定部位が所定時
間内に移動する移動距離を計算するために前記特定部位
の速度に前記所定時間を乗算する手段と、前記特定部位
の前記所定時間後の位置を計算するために前記特定部位
の位置に前記移動距離を加算又は引き算する手段とを有
することを特徴とする請求項1記載の超音波診断装置。 - 【請求項3】 前記所定時間は、前記表示手段のピクセ
ルピッチの整数倍又は整数分の1に相当する時間である
ことを特徴とする請求項2記載の超音波診断装置。 - 【請求項4】 前記特定部位を指定する手段をさらに備
えたことを特徴とする請求項1記載の超音波診断装置。 - 【請求項5】 前記特定部位の位置を追跡する時間範囲
を指定する手段をさらに備えたことを特徴とする請求項
1記載の超音波診断装置。 - 【請求項6】 前記特定部位又は前記時間範囲は、Mモ
ード画像上に指定されることを特徴とする請求項5記載
の超音波診断装置。 - 【請求項7】 前記追跡手段により求められた前記特定
部位に関する異なる時間に求めた複数の軌跡を平均化す
る手段をさらに備えたことを特徴とする請求項1記載の
超音波診断装置。 - 【請求項8】 前記時間範囲は、心拍周期であることを
特徴とする請求項7記載の超音波診断装置。 - 【請求項9】 前記表示手段は、前記被検体に関するM
モード像に前記軌跡を重ねてカラーで表示することを特
徴とする請求項1記載の超音波診断装置。 - 【請求項10】 前記軌跡に対応する速度あるいは複数
の位置間の距離又は速度の差、加速度、歪、エコー信号
強度、速度分散の少なくとも1つの物理量を、数値又は
グラフで前記軌跡と同一画面に表示する手段をさらに備
えたことを特徴とする請求項1記載の超音波診断装置。 - 【請求項11】 前記表示手段は、前記軌跡と前記物理
量とを同時に時間スケールを等しくして表示することを
特徴とする請求項10記載の超音波診断装置。 - 【請求項12】 前記追跡手段により求められた2つの
軌跡の間の距離を計算する手段をさらに備えたことを特
徴とする請求項1記載の超音波診断装置。 - 【請求項13】 前記距離が血管径を表しているとき、
この血管径の時間変化と最高血圧と最低血圧とに基づい
て血圧を計算する手段をさらに備えたことを特徴とする
請求項12記載の超音波診断装置。 - 【請求項14】 前記追跡手段により求められた前記被
検体の血管の上流部分に関する軌跡と前記血管の下流部
分に関する軌跡とに基づいて、前記血管の脈波伝搬速度
を計算する手段をさらに備えたことを特徴とする請求項
1記載の超音波診断装置。 - 【請求項15】 前記表示手段は、前記軌跡を各時相の
エコー信号の強度に応じた輝度又はカラーで表示するこ
とを特徴とする請求項1記載の超音波診断装置。 - 【請求項16】 前記表示手段は、前記追跡手段により
求められた前記超音波ビームの方向の異なる複数の軌跡
を重ねて表示することを特徴とする請求項1記載の超音
波診断装置。 - 【請求項17】 前記移動速度の低速度成分を減衰させ
るフィルタ手段をさらに備えたことを特徴とする請求項
1記載の超音波診断装置。 - 【請求項18】 前記フィルタ手段のサンプリング周期
は、前記超音波ビームの送受信の繰り返し周期の2以上
の整数倍の間隔であることを特徴とする請求項17記載
の超音波診断装置。 - 【請求項19】 前記フィルタ手段のサンプリング周期
は、前記被検体の断面をスキャンするのに要するフレー
ム周期の整数倍であることを特徴とする請求項17記載
の超音波診断装置。 - 【請求項20】 前記フィルタ手段のサンプリング周期
は、前記速度計算手段のサンプリング周期と相違するこ
とを特徴とする請求項17記載の超音波診断装置。 - 【請求項21】 前記追跡手段により時間経過に対して
順方向に沿って追跡された第1の軌跡と逆方向に沿って
追跡された第2の軌跡とから第3の軌跡を作成する作成
手段をさらに備えたことを特徴とする請求項1記載の超
音波診断装置。 - 【請求項22】 前記作成手段は、前記第1の軌跡と前
記第2の軌跡とが一致する部分で前記第3の軌跡を作成
することを特徴とする請求項21記載の超音波診断装
置。 - 【請求項23】 被検体の断面を超音波ビームで繰り返
しスキャンしエコー信号を取得する手段と、 前記エコー信号に基づいて前記断面内の複数の部位それ
ぞれに関する移動速度を計算する速度計算手段と、 前記速度に基づいて前記複数の部位それぞれの位置を経
時的に追跡して、前記複数の部位がそれぞれ移動する軌
跡を求める追跡手段と、 前記追跡手段により求められた軌跡に基づいて、前記複
数の部位それぞれの移動距離を計算し、この移動距離又
は移動後の位置の空間的な分布を得る手段とを具備した
ことを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項24】 前記移動距離の空間分布をBモード像
に重ねてカラーで表示することを特徴とする請求項23
記載の超音波診断装置。 - 【請求項25】 前記移動距離は被検体に変形を与える
前と後との移動距離であることを特徴とする請求項1又
は23記載の超音波診断装置。 - 【請求項26】 前記移動距離の1次元又は2次元の空
間分布の時間変化を画像で表示することを特徴とする請
求項23記載の超音波診断装置。 - 【請求項27】 前記追跡手段により求められた複数の
軌跡の距離が同一の点どうしを等高線で結んで表示する
手段をさらに備えたことを特徴とする請求項1記載の超
音波診断装置。 - 【請求項28】 前記表示手段は、前記等高線を前記距
離に応じたカラーで表示することを特徴とする請求項2
7記載の超音波診断装置。 - 【請求項29】 前記表示手段は、所定距離より長い距
離に対応する等高線を赤色と青色との一方で表示し、所
定距離より短い距離に対応する等高線を赤色と青色との
他方で表示することを特徴とする請求項28記載の超音
波診断装置。 - 【請求項30】 前記表示手段は、前記特定部位を含む
走査線又は特定部位が表示されたBモード像を前記軌跡
と同一画面に表示することを特徴とする請求項1記載の
超音波診断装置。 - 【請求項31】 被検体内の複数の部位それぞれに関す
る反射波情報及びその位置に対応している速度情報を有
する超音波画像を処理する画像処理装置において、 前記速度に基づいて前記複数の部位の少なくとも1つの
特定部位の位置を経時的に追跡して、前記特定部位が移
動する軌跡を求める追跡手段と、 前記軌跡又は移動後の位置を表示する表示手段とを具備
したことを特徴とする画像処理装置。
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