JPH09201361A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JPH09201361A JPH09201361A JP8304757A JP30475796A JPH09201361A JP H09201361 A JPH09201361 A JP H09201361A JP 8304757 A JP8304757 A JP 8304757A JP 30475796 A JP30475796 A JP 30475796A JP H09201361 A JPH09201361 A JP H09201361A
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- diagnostic apparatus
- ultrasonic diagnostic
- trajectory
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Links
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
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-
- G—PHYSICS
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- G01S15/02—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems using reflection of acoustic waves
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-
- G—PHYSICS
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-
- G—PHYSICS
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- G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
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- Engineering & Computer Science (AREA)
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- Physics & Mathematics (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】本発明の目的は、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、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。
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
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、被検体内部を超音
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。
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。
【０００２】
【従来の技術】超音波診断装置は、Ｂモード、Ｍモー
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。
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。
【０００３】ところで、近年、超音波診断の分野で、生
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。
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。
【０００４】一方、反射波そのものであるＲＦ信号をメ
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。
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。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、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、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。
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。
【０００６】
【課題を解決するための手段】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。
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。
【０００７】
【発明の実施の形態】以下、本発明による超音波診断装
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。
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。
【０００８】この駆動パルスは、超音波プローブ１に装
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。
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。
【０００９】ここで、セクタスキャンであれば、超音波
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。
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。
【００１０】プローブ１から発生された超音波ビーム
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。
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。
【００１１】このエコー信号は、直交位相検波のため
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。
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。
【００１２】包絡線検出器１３は、エコー信号の振幅の
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。
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。
【００１３】また、アナログディジタルコンバータ１６
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。
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。
【００１４】速度プロセッサ１７は、例えば自己相関法
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。
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。
【００１５】ＤＳＣ１４はＣＰＵ１０により制御されて
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。
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。
【００１６】コンソール１１、速度演算部１７、計測処
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。
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。
【００１７】周知の通り、組織は血流より動きが遅いの
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。
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。
【００１８】また、Ｂモードスキャンとを組み合わせる
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。
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。
【００１９】このＢモード像上にＭモードのための関心
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。
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。
【００２０】表示されたＭモード像上にトラッキング開
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。
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。
【００２１】なお、ここでは量子化誤差の蓄積を低減す
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。
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。
【００２２】まず、スタートポイント３１の位置Ｐ１に
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）。
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）。
【００２３】なお、移動距離を計算するために速度に乗
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。
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。
【００２４】次に、求められた移動距離は、Ｐ1 の深さ
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）。
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）。
【００２５】次に、同様に、ポイントＰ２のＸＹ座標に
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）。
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）。
【００２６】このようにポイントＰ１の位置を次々と追
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。
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。
【００２７】さらに、他にスタートポイント３１が設定
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。
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。
【００２８】なお、上述の例では、時間経過に対して順
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。
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。
【００２９】このように速度から移動距離を求め、この
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。
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。
【００３０】また、必要な部位の組織の速度データをあ
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。
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。
【００３１】また心臓の検査では、心拍周期毎に軌跡を
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。
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。
【００３２】また、図１１では、深さ方向の複数の軌跡
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。
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。
【００３３】さらに、地図と同様に等高線それぞれに固
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。
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。
【００３４】また、１本の軌跡の各時相の輝度又はカラ
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。
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。
【００３５】また、図１３や図１４に示すように、左室
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。
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。
【００３６】したがって、例えばＭモード画像上に単に
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。
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。
【００３７】この他、軌跡に対応して様々な情報を得る
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。
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。
【００３８】また、図６に示したように、心臓が収縮期
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。
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。
【００３９】通常、弁輪部は硬い組織からなりこの表面
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。
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。
【００４０】ところで、心臓検査では、心臓の心拍運動
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。
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。
【００４１】上述では心臓検査に適用する場合を例とし
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。
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。
【００４２】なお、１つの関心線Ｍについて述べたが、
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。
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。
【００４３】また、被検体の断面内の複数の部位それぞ
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。
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。
【００４４】なお、トラッキングプロセッサ１９Ａの処
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。
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。
【００４５】また、軌跡を血管径の自動計測並びに血圧
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。
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。
【００４６】このＭモード像上で動脈血管壁５５を確認
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。
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。
【００４７】このように求めた血管径の時間的な変化の
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。
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。
【００４８】 ｄ(t) ＝Ｄ(t) −Ｄ0 ＝ｋ｛ｐ(t) −ｐ0 ｝ …（１） Ｄm −Ｄ0 ＝ｋ（ｐm −ｐ0 ） …（２） （１）式と（２）式とから、血圧ｐ(t) は（３）式で与
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。
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。
【００４９】脈波伝播による血管径の拡張現象は、例え
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。
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。
【００５０】拡張現象の認識は、血管径の時間的な変化
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。
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。
【００５１】いま、遅れ時間を△ｔ、脈波伝播速度をＶ
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。
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。
【００５２】例えば、Ｌ＝１０ｍｍ、Ｖp ＝２ｍ／ｓｅ
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。
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。
【００５３】なお、軌跡の追跡処理やその応用は、図２
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。
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。
【００５４】
【発明の効果】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。
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。
【図１】本発明の好ましい実施形態に係る超音波診断装
置のブロック図。
置のブロック図。
【図２】図１の速度プロセッサのブロック図。
【図３】図２のハイパスフィルタのサンプリング周期を
示す図。
示す図。
【図４】図２のハイパスフィルタでサンプリングされる
データセットを示す図。
データセットを示す図。
【図５】図２のハイパスフィルタでサンプリングされる
他のデータセットを示す図。
他のデータセットを示す図。
【図６】ＢモードとＭモードとの組み合わせスキャンの
説明図。
説明図。
【図７】Ｍモードスキャンの説明図。
【図８】図１のＣＲＴディスプレイに表示されるＭモー
ド像の一例を示す図。
ド像の一例を示す図。
【図９】図１のトラッキングプロセッサによるトラッキ
ング手順を示す図。
ング手順を示す図。
【図１０】図９のトラッキング手順の補足図。
【図１１】図１のトラッキングプロセッサにより作成さ
れた複数の軌跡の一例を示す図。
れた複数の軌跡の一例を示す図。
【図１２】図１のイメージプロセッサにより作成された
等高線図の一例を示す図。
等高線図の一例を示す図。
【図１３】図１のイメージプロセッサにより作成された
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。
【図１４】図１のイメージプロセッサにより作成された
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。
【図１５】図１のイメージプロセッサにより作成された
心筋に関する他の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。
【図１６】プローブに押されて変形された被検体内の組
織の模式図。
織の模式図。
【図１７】図１６の変形された組織に関する複数の軌跡
の一例を示す図。
の一例を示す図。
【図１８】リニアプローブで動脈血管を含む断面を走査
する様子を示す模式図。
する様子を示す模式図。
【図１９】図１８の血管の上端と下端それぞれの軌跡の
一例を示す図。
一例を示す図。
【図２０】図１のイメージプロセッサにより作成された
血圧の時間波形の一例を示す図。
血圧の時間波形の一例を示す図。
【図２１】図１８の２本の関心線に関する軌跡を同時表
示する一例を示す図。
示する一例を示す図。
【図２２】図１のイメージプロセッサにより図２１の軌
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。
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。
【図２３】本発明の変形例に関するブロック図。
１…超音波プローブ、 ２…パルサ、 ３…送信遅延回路、 ４…レートパルス発生器、 ５…クロック発生器、 ６…プリアンプ、 ７…レシーバ、 ８…参照信号発生器、 ９…ミキサ、 １０…ＣＰＵ、 １１…コンソール、 １２…ローパスフィルタ、 １３…包絡線検出部、 １４…ディジタル・スキャン・コンバータ、 １５…ＣＲＴディスプレイ、 １６…アナログディジタルコンバータ、 １７…速度プロセッサ、 １８Ａ…メモリ、 １８Ｂ…オーバレイメモリ、 １９…計測処理部、 １９Ａ…トラッキングプロセッサ、 １９Ｂ…イメージプロセッサ。
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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