WO2006098354A1

WO2006098354A1 - 超音波診断装置及びその制御方法

Info

Publication number: WO2006098354A1
Application number: PCT/JP2006/305106
Authority: WO
Inventors: Ryoichi Kanda
Original assignee: Kabushiki Kaisha Toshiba; Toshiba Medical Systems Corporation
Priority date: 2005-03-15
Filing date: 2006-03-15
Publication date: 2006-09-21
Also published as: CN101141920B; US20080221451A1; CN101141920A; US9173630B2

Abstract

　超音波を被検体（Ｓ）内にスキャンしたときの受信信号に基づいて被検体（Ｓ）内の画像データを逐次作成し、これら画像データ上に付した各制御点の移動を追跡して被検体（Ｓ）の動きの速度の時間的変化を求め、この速度の時間的変化から被検体（Ｓ）における動きのタイミングの違いをカラー表示する。

Description

明細書

超音波診断装置及びその制御方法

技術分野

[0001] 本発明は、被検体内に超音波パルスを送信してスキャンし、被検体からの反射波を受信し、被検体内の画像に基づ、て組織の運動情報を求める超音波診断装置及びその制御方法に関する。

背景技術

[0002] 超音波診断装置は、超音波パルス反射法により体表から生体内の軟組織の断層像を無侵襲に得る。超音波診断装置は、超音波探触子から被検体内に超音波を送信し、被検体内部で音響インピーダンスの不整合により生じる反射波を超音波探触子で受信して受信信号を生成し、この受信信号に基づいて被検体の内部を画像ィ匕する。

[0003] この超音波診断装置は、他の医療用画像機器に比べて次の特長を有する。例えば小型で安価である。 X線等の被爆がなく安全性が高い。血流イメージングが可能である。超音波診断装置は、例えば心臓、腹部の診断に用いられ、かつ泌尿器科及び産婦人科等で広く利用されている。超音波診断装置は、心臓の診断に有用であることが知られている。心筋等の生体組織の機能を客観的かつ定量的に評価することは、非常に有用である。

[0004] 最近注目 ^^めて、る治療法として、重度心不全患者に対する心臓再同期療法（ CRT)が挙げられる。この心臓再同期療法の適用可否の判定や治療の効果判定のための定量的評価に対しても超音波診断装置を用いることが試みられて、る。

[0005] 心臓再同期療法につ!、て簡単に説明する。重度心不全患者は、心壁運動の収縮同期不全を併発することが多い。心臓は、電気信号の伝導によって動いている。重度心疾患の患者には、心室内伝導障害が発生することがある。心室内伝導障害は、心筋を運動させる電気信号の伝わる順序にずれが起きることである。心室内伝導障害は、このずれにより本来ほぼ同時に全体に電気信号が伝わる心室において、早く伝わる部分と遅く伝わる部分ができてしまうことがある。この結果、心壁の収縮が同期せず、血液を充分に送り出せなくなり、心不全の状態となる。

[0006] 心臓再同期療法は、このような障害に対して人工的に電気信号を出して心臓に伝わる電気信号の順序を整え、心臓のポンプ機能を助ける治療である。具体的には、ペースメーカーを胸の皮膚の下に埋め込むことによりなされる。心臓再同期療法は、既に多数の患者に施されており、劇的な症状の改善が確認されている。

[0007] 一方、心臓再同期療法を適応しても症状の改善が見られな!/、症例がある。心不全症例である。心不全症例の患者は、全体の約 3割確認されている。これは、心不全症例の原因が収縮同期不全である力否かを正確に判断できないためである。

[0008] 現状、心臓再同期療法の適応基準は、心電波形の QRS幅が 130msec未満、左室駆出率 (EF)が 35%であることとされている。この基準では、心不全であるが収縮同期不全ではな、患者も含まれてしまう。

[0009] そこで、超音波診断装置を用いた定量的評価法により収縮同期不全のみを抽出しようという技術が開発されている。この技術は、例えば特開平 10— 262970号公報に開示されている。特開平 10— 262970号公報は、心筋 (心臓壁)の運動速度をドプラ一法により検出し、この運動速度を演算'解析することを開示する。この技術は、心筋の複数部位における運動速度や変位などの経時変化のピークを自動的に検出できる。そして、この技術は、所定心時相から各ピークに到達するまでの時間を算出し、この時間に応じて心筋の超音波画像に色付ける。これにより、心筋全体の運動状態の違いがカラー画像として出力される。心筋の各部位における運動タイミングの違いが画像化できる。

[0010] 超音波診断装置は、生体内の構造だけでなく組織の移動速度を組織ドプラ一法により映像ィ匕することが実現されている。組織ドプラ一法は、心臓の壁などの反射が強く比較的動きの遅い部位の速度を計測して二次元カラー表示する。近年では、組織の移動速度を組織ドプラ一法により映像ィ匕する機能を応用して、さらに臨床上重要な情報を得る手法が提案されている。例えば、組織の移動速度分布像を用いた移動タイミングの影像法と、 Velocity Gradient影像法と、 Displacement影像法と、 Strain影像法と、角度補正を用いたティッシュトラッキング法とである。

[0011] 組織の移動速度分布像を用いた移動タイミングの影像法は、組織ドプラ一法によつて得られた組織の移動速度分布像を用い、各画素の組織移動速度がある閾値に達する時間やピークとなる時間をカラーコーディングする。これにより、組織の移動タイミングを映像ィ匕する、この影像法は、例えば特許第 3187008号公報に開示されている。

[0012] Velocity Gradient影像法は、組織ドプラ一法で得られた移動速度分布に対して一定距離離れた 2点の速度差をこれら 2点間の距離で除算し、局所の Velocity Gradien tを取得する。そして、局所の Velocity Gradientの取得を画像の多数の点で行い、画像として表示する。

[0013] Displacement影像法は、組織ドプラ法で得られた移動速度分布に対して一定時間に含まれる各フレームの速度値にフレーム間時間差を乗算した値を積分し、組織の移動量を計算する。

[0014] Strain影像法は、 Displacement影像法で得られた移動量分布像若しくは Velocity G radient像を用、て組織の歪 (Strain)分布像を得る。

[0015] Displacement像若しくは Strain像を得る際には、複数フレームの値を用いた積分処理が必要となる。通常考えられるように、複数フレームの同一画素の値を積分したのでは、移動している組織に対して同一組織の値を積算したことにならない。角度補正を用いたティッシュトラッキング法は、組織の移動を追、かけながら積算する必要がある。

発明の開示

[0016] し力しながら、上記移動タイミングの影像法では、以下の問題を生じる。

第 1に、組織は動いている。このため、各フレームの同一画素の速度値を用いたのでは、同一組織の速度の最大時刻を表示しない。例えば、心臓の短軸像を考える。図 11は例えばモニターに表示された被検体 Sとしての例えば心臓の左室短軸像の模式図を示す。 usは心臓の左室短軸像の外膜を表す。

1 usは心臓の拡張末期に

2

おける左室短軸像の内膜を表す。この usは、心臓の収縮末期における左室短軸

3

像の内膜を表す。

[0017] この心臓の短軸像に点 Aを設定する。左室の心筋が短軸像で動いた場合、点 Aは拡張末期において心腔内にある。点 Aは収縮末期において心筋内である。図 12は左室の心筋が短軸像で動、たときの収縮運動の速度変化を示す。点 Aの速度の時間的変化は、後半において心筋の速度を反映している。これに対して点 Aの速度の時間的変化は、前半において心腔内の速度となる。このため、心筋の移動速度のピークは正しく検出されない。

[0018] 第 2に、心筋の複数部位における運動速度や変位などの経時変化のピークを自動的に検出する。図 13は時間経過に対する心筋のある部位の速度の変化を示す。この速度の変化は、頂上付近で平坦を示す。このような速度の変化が頂上付近で平坦な場合、ちょっとした変動でピーク位置の時刻が大きく動いてしまうことがある。

[0019] 第 3に、移動速度の変化の仕方が臨床的に有用である可能性もある。心筋が短時間で急激に収縮したの力、比較的長い時間でゆっくり収縮したのかを、ピーク時刻からは分からない。

[0020] 第 4に、速度は、周囲の心筋の影響を受けてしまう。速度は、心筋の移動をみる。速度は、心筋のその部分が収縮したかを見ているわけではない。例えば、心尖像の場合、心筋局所の移動速度は、心尖部からその部分に至る部分全体の収縮によって決まる。心筋局所の移動速度は、その部分の収縮の強さは表さない。よって、局所の収縮タイミングを表す指標としては、速度を用いることは必ずしも適切でな、場合がある。

[0021] 第 5に、速度のピークは、最も Activeな時刻を表し完結時刻は表さな、。例えば心筋が最も活発に収縮している時刻はわかる。ところが、いつ収縮期が終了したかはわからない。

[0022] 従来、 Velocity Gradient影像法、 Displacement影像法、 Strain影像法、又は角度補正を用いたティッシュトラッキング法の、ずれかを用いる場合がある。これら場合についても、精度の高い、組織の移動若しくは変形に関するタイミングを映像ィ匕できるようにしたものが強く望まれている。

[0023] 本発明の目的は、精度の高い、組織の移動若しくは変形に関するタイミングを映像化し得る超音波診断装置及びその制御方法を提供することにある。

[0024] 本発明の第 1の局面に係る超音波診断装置は、被検体内に超音波を送信し、被検体からの反射波を受信して受信信号を出力するスキャン部と、スキャン部力出力される受信信号に基づいて被検体の動きの速度の時間的変化を求め、この速度の時間的変化力も被検体における動きのタイミングの違いを表示する演算表示部とを具備する。

[0025] 本発明の第 2の局面に係る超音波診断装置は、被検体内に超音波を送信し、被検体からの反射波を受信して受信信号を出力するスキャン部と、スキャン部力出力される受信信号に基づいて被検体の動きの速度を検出する検出部と、検出部により検出された被検体の動きの速度により strain値、 velocity gradient値又は displacement値の少なくとも 1つの値を求め、この値の変化力も被検体における動きのタイミングの違

V、を表示する演算表示部とを具備する。

[0026] 本発明の他の局面に係る超音波診断装置の制御方法は、スキャン部から超音波を被検体内に送信し、被検体からの反射波を受信して受信信号を出力し、スキャン部から出力される受信信号に基づいて被検体の動きの速度の時間的変化を求め、この速度の時間的変化力被検体における動きのタイミングの違いを表示する。

図面の簡単な説明

[0027] [図 1]図 1は本発明に係わる超音波診断装置の第 1の実施の形態を示すブロック構成図である。

[図 2]図 2は同装置における制御処理フローチャートである。

[図 3]図 3は同装置において画像データ上に設定した 2つの制御点を示す図である。

[図 4]図 4は同装置により求められる心壁運動の収縮同期不全の心臓における時間経過に対する各制御点の各変化曲線における各ピーク位置を示す図である。

[図 5]図 5は同装置により求められる正常な心臓における時間経過に対する各制御点の各変化曲線における各ピーク位置を示す図である。

[図 6]図 6は同装置による心壁運動の収縮同期不全の心臓に対するカラーバーを用

V、たカラーコーディングを示す図である。

[図 7]図 7は同装置のモニターに表示された収縮同期不全の心臓のカラーコーディングされた超音波画像の一例を示す図である。

[図 8]図 8は同装置による正常な心臓に対するカラーバーを用いたカラーコーディングを示す図である。 [図 9]図 9は同装置のモニターに表示された正常な心臓のカラーコーディングされた超音波画像の一例を示す図である。

[図 10]図 10は本発明に係わる超音波診断装置の第 2の実施の形態における制御処理フローチャートである。

[図 11]図 11は同装置により作成された心臓の左室短軸像のモニター表示例の模式図である。

[図 12]図 12は左室の心筋が短軸像で動いたときの収縮運動の速度変化を示す図である。

[図 13]図 13は時間経過に対する心筋のある部位の速度の変化を示す図である。発明を実施するための最良の形態

[0028] 以下、本発明の第 1の実施の形態について図面を参照して説明する。

[0029] 図 1は超音波診断装置のブロック構成図を示す。超音波プローブ 11には、送信部 12と受信部 13とが接続されている。超音波プローブ 11は、複数の圧電振動子と、各圧電振動子に設けられる整合層と、各圧縮振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材等とを有する。各圧電振動子は、送信部 12からの駆動信号に基づヽて超音波パルスを発生し、被検体 Sからの反射波を受信して電気信号に変換する。従って、超音波プローブ 11は、例えば被検体 S内に超音波パルスを送信する。被検体 S内に送信された超音波パルスは、被検体 S内の体内組織や血流等の音響インピーダンスの不連続面で次々と反射し、反射波として超音波プローブ 11に入射する。超音波プローブ 11は、反射波を受信して電気信号に変換出力する。

[0030] 送信部 12は、超音波プローブ 11の各圧縮振動子に駆動信号を送出し、超音波パルスを発生させる。送信部 ₁₂は、各圧縮振動子に送出する駆動信号の位相を予め設定された一定範囲で制御する。送信部 12は、各圧縮振動子の駆動を位相制御し

、送信する超音波パルスをスキャンさせる。

[0031] 受信部 13は、超音波プローブ 11からの電気信号を増幅して出力する。

[0032] ビーム形成部 14は、受信部 13から出力される電気信号をデジタル変換し、このデジタル電気信号を所定の時間だけ遅延し、この後、整相加算し、フォーカシングを行う。ビーム形成部 14は、フォーカシングした信号を BZM (Bモード ZMモード）処理部 15と CFM (カラードプラ一モード)処理部 16とに供給する。

[0033] BZM処理部 15は、ビーム形成部 14の出力信号に対してバンドパスフィルタ処理を施し、この後、その包絡線成分を検出し、 LOG圧縮処理を行う。 BZM処理部 15 は、エッジ強調等の処理を行ってもよい。

[0034] CFM処理部 16は、ビーム形成部 14の出力信号に対してハイパスフィルタ処理を行い、この後、自己相関処理を行う。ハイパスフィルタ処理は、組織信号と血流信号とを分離する。ハイパスフィルタ処理は、例えば MTIフィルタ若しくは Wallフィルタを有する。本発明は、組織ドプラ一法を前提とする。この場合、 MTIフィルタは、全周波数通過若しくはローパスフィルタとなる。これにより、 MTIフィルタは、組織信号を通過させる。その他、ハイパスフィルタ処理は、組織信号を低減 '削除するための非線形処理を行う場合もある。自己相関処理は、血流や組織の移動速度を検出する。

[0035] 第 1のスキャンコンバータ 17は、 BZM処理部 15の出力信号を超音波パルスの送受信に対応した位置にマッピングし、 1フレームずつ複数の画像データを逐次作成する。

[0036] 第 2のスキャンコンバータ 18は、 CFM処理部 16の出力信号を超音波パルスの送受信に対応した位置にマッピングし、 1フレームずつ複数の画像データを逐次作成する。

[0037] ビデオインタフェース部 19は、第 1のスキャンコンバータ 17から出力される BZM用の画像データ、又は第 2のスキャンコンバータ 18から出力される CFM用の画像データを入力し、これら画像データと画像に関する様々な情報とを組み合わせ、レイアウトした超音波画像をモニター 20に表示する。

[0038] 制御部 21は、送信部 12と、受信部 13と、ビーム形成部 14と、 BZM処理部 15と、 CFM処理部 16と、第 1のスキャンコンバータ 17と、第 2のスキャンコンバータ 18と、ビデォインタフェース部 19とを制御する。制御部 21は、 BZM処理部 15の出力信号、 CFM処理部 16の出力信号、第 1と第 2のスキャンコンバータ 17、 18からそれぞれ出力される各画像データを取り込む。

[0039] 制御部 21は、第 1のスキャンコンバータ 17と第 2のスキャンコンバータ 18とにより逐次作成される画像データ上における画素を制御点として設定し、後続して作成される各フレームの画像データ上における制御点の移動を追跡し、各フレームの画像データ間の相関処理を行って制御点の速度を求め、この速度の変化力被検体 sにおける動きのタイミングの違、をモニター 20に表示する。

[0040] 制御部 21は、制御点を画像データにおける全ての画素又は一部の画素に設定する。

[0041] 制御部 21は、演算表示部としての第 1の処理部 21aと、第 2の処理部 21bと、カラ一表示部 21cとを有する。第 1の処理部 21aは、時間経過に対する被検体 Sの組織の動きの速度の変化の各ピーク位置を求める。

[0042] 第 2の処理部 21bは、第 1の処理部 21aにより求められた各ピーク位置に基づいて被検体 Sの収縮運動による組織の動きのタイミングの違いを求める。

[0043] 第 2の処理部 21bは、第 1のスキャンコンバータ 17と第 2のスキャンコンバータ 18とにより逐次作成される各画像データ力も超音波画像をモニター 20に表示する。第 2 の処理部 21bは、モニター 20に表示する超音波画像に対して被検体 Sの収縮運動による組織の動きのタイミングの違いを例えば並べて表示する。これにより、第 2の処理部 21bは、被検体 Sの組織の動きの急峻、緩慢を表示する。

[0044] カラー表示部 21cは、第 2の処理部 21bにより求められた被検体 Sの組織の動きのタイミングの違、をモニター 20にカラー表示する。

[0045] 制御部 21は、 BZM処理部 15及び CFM処理部 16の各出力信号を入力し、スキヤンコンバーシヨンを行って被検体 Sの組織の動きのタイミングの違いの解析を行ってもよい。

[0046] なお、制御部 21には、記憶部 22が接続されている。第 1のスキャンコンバータ 17と第 2のスキャンコンバータ 18とにより逐次作成される画像データは、パーソナルコンビユータ 23に送られている。

[0047] 次に、上記の如く構成された装置の動作について説明する。

[0048] 先ず、被検体 Sの診断処理が開始されると、送信部 12は、超音波プローブ 11の各圧縮振動子に駆動信号を送出する。このとき、送信部 12は、各圧縮振動子に送出する駆動信号の位相を予め設定された一定範囲で制御する。これにより、超音波プローブ 11は、例えば被検体 S内に超音波パルスをスキャンして送信する。被検体 S内に送信された超音波パルスは、被検体 s内の体内組織や血流等の音響インピーダンスの不連続面で次々と反射し、反射波として超音波プローブ 11に入射する。超音波プローブ 11は、反射波を受信して電気信号に変換出力する。受信部 13は、超音波プローブ 11からの電気信号を増幅して出力する。

[0049] ビーム形成部 14は、受信部 13から出力される電気信号をデジタル変換し、このデジタル電気信号を所定の時間だけ遅延し、この後、整相加算し、フォーカシングを行

[0050] BZM処理部 15は、ビーム形成部 14の出力信号に対してバンドパスフィルタ処理を施し、この後、その包絡線成分を検出し、 LOG圧縮処理を行う。

[0051] これと共に CFM処理部 16は、ビーム形成部 14の出力信号に対して例えば MTIフィルタによりハイノスフィルタ処理を行って組織信号と血流信号とを分離する。次に、 CFM処理部 16は、糸且織信号と血流信号とに対して自己相関処理を行って血流や組織の移動速度を検出する。

[0052] 第 1のスキャンコンバータ 17は、 BZM処理部 15の出力信号を超音波パルスの送受信に対応した位置にマッピングし、 1フレームずつ複数の画像データを逐次作成する。

[0053] これと共に第 2のスキャンコンバータ 18は、 CFM処理部 16の出力信号を超音波パルスの送受信に対応した位置にマッピングし、 1フレームずつ複数の画像データを逐次作成する。

[0054] ビデオインタフェース部 19は、第 1のスキャンコンバータ 17から出力される BZM用の画像データ、又は第 2のスキャンコンバータ 18から出力される CFM用の画像データを入力し、これら画像データと画像に関する様々な情報とを組み合わせ、レイアウトした被検体 S内の超音波画像をモニター 20に表示する。

[0055] 図 11はモニター 20に表示された被検体 Sとしての例えば心臓の左室短軸像の模式図を示す。 USは心臓の左室短軸像の外膜を表す。 USは心臓の拡張末期にお

1 2

ける左室短軸像の内膜を表す。この USは、心臓の収縮末期における左室短軸像

3

の内膜を表す。この心臓の短軸像に点 Aを設定する。左室の心筋が短軸像で動いた場合、点 Aは拡張末期において心腔内にある。点 Aは収縮末期において心筋内である。図 12は左室の心筋が短軸像で動いたときの収縮運動の速度変化を示す。点 A の速度の時間的変化は、後半において心筋の速度を反映している。これに対して点 Aの速度の時間的変化は、前半において心腔内の速度となる。このため、心筋の移動速度のピークは正しく検出されない。

[0056] これに対して本実施の形態の制御部 21は、図 2に示す制御処理フローチャートを実行する。

[0057] 制御部 21は、第 1と第 2のスキャンコンバータ 17、 18により作成される各フレームの画像データを取り込んで例えば記憶部 22に一時記憶する。制御部 21は、ステップ # 1において、第 1と第 2のスキャンコンバータ 17、 18から取り込んだ 1フレームの画像データの全ての画素に各制御点を自動的に設定する。なお、制御部 21は、 1フレームの画像データの少なくとも一部を構成する各画素に制御点を設定してもよ、。伹し、これ以下、説明の都合上により 2つの制御点についてのみ説明する。

[0058] 図 3はフレーム Fの画像データ上に設定した 2つの制御点 C、 Cを示す。これら制

1 1 2

御点 C、 Cは、心臓の収縮運動による組織の移動する速度変化を求めるために設

1 2

定される。

[0059] 次に、制御部 21は、ステップ # 2において、フレーム Fよりも後続して作成されるフレーム Fの画像データ上における各制御点 C、 Cの移動を追跡する。各制御点 C

2 1 2 1

、 Cは、各フレーム F、 Fの各画像データ上における心臓の同一組織を追跡する。

2 1 2

追跡は、組織ドプラ一法により得られる速度情報を用いて行われる。これにより、各フレーム Fと Fの各画像データ間における各制御点 C、 Cの移動が追跡される。

1 2 1 2

[0060] 制御部 21は、各フレーム Fと Fの各画像データ上における各制御点 C、 Cの各

1 2 1 2 移動距離と各フレーム Fと Fの各画像データの各間隔とに基づいて各制御点 C、 C

1 2 1

2の各速度値を求める。なお、各フレーム間の移動距離は、次式により求められる。

[0061] 次のフレームまでの移動距離 =速度値 Xフレーム間時間（一定） …ひ）

制御部 21は、各制御点 C、 Cの速度値を例えば記憶部 22に記憶する。

1 2

[0062] 次に、制御部 21は、ステップ # 3において、全フレーム F〜Fnの画像データ上における各制御点 C、 Cの速度値を求めることを終了した力否かを判断する。この判

1 2

断の結果、終了していなければ、制御部 21は、ステップ # 4からステップ # 2に戻り、フレーム Fと次のフレーム Fの画像データ上における各制御点 C、 Cを追跡する。

2 3 1 2

これにより、制御部 21は、各フレーム Fと Fの各画像データ上における各制御点 C

2 3 1

、 Cの各移動距離と各フレーム F〜Fnの各画像データの各間隔とに基づいて各制

2 1

御点 C、 Cの各速度値を求める。制御部 21は、各制御点 C、 Cの速度値を例えば

1 2 1 2

記憶部 22に記憶する。

[0063] 以下、同様に、制御部 21は、ステップ # 2からステップ # 4を繰り返し、全フレーム F 〜Fnの各画像データ間における各制御点 C、 Cを追跡し、これら制御点 C、 Cの

1 1 2 1 2 速度値を求める。制御部 21は、各制御点 C、 Cの各速度値を例えば記憶部 22に記

1 2

憶する。なお、記憶部 22には、全フレーム F〜Fnの各画像データにおける全ての画素における各制御点の各速度値が記憶される。

[0064] 全フレーム F〜Fnの各画像データ間における各制御点 C、 Cの速度値が求めら

1 1 2

れると、制御部 21は、ステップ # 5において、記憶部 22に記憶した全フレーム F〜F nの各画像データ間の各制御点 C、 Cの各速度値を読み出し、各制御点 C、 Cの

1 2 1 2 各速度の時間的変化を求める。

[0065] 図 4は時間経過に対する各制御点 C、 Cの各速度の各変化曲線を示す。これら変

1 2

化曲線は、心臓に各制御点 C、 Cおける動きの速度の変化を示す。同図から心臓

1 2

の収縮運動において制御点 Cにて観測された組織よりも制御点 Cにて観測された

1 2

組織の方が遅れて動!、て、ることが分かる。

[0066] 制御点の変化曲線は、全フレーム F〜Fnの各画像データにおける全ての画素において求められている。これにより、被検体 Sである心臓全体における各制御点の各変化曲線が求められる。

[0067] 第 1の処理部 21aは、 2つの制御点 C、 Cの各変化曲線における各ピーク位置を

1 2

求める。図 4は各制御点 C、 Cの各変化曲線における各ピーク位置 P、 Pを示す。

1 2 1 2 同図 13各ピーク位置 P、 Pが異なる。

1 2

[0068] 第 2の処理部 21bは、第 1の処理部 21aにより求められた各ピーク位置に基づいて被検体 Sの収縮運動による組織の動きのタイミングの違いを求める。第 2の処理部 21 bは、図 4に示すような各制御点 C、 Cの各変化曲線における各ピーク位置 P、 Pを

1 2 1 2 モニター 20に表示してもよい。各ピーク位置 P、 Pが異なることから各制御点 C、 C における被検体 sの収縮運動による組織の動きのタイミングが異なることが分かる。心臓の収縮運動による組織の動きのタイミングが異なるのは、心壁運動の収縮同期不全であると診断できる。

[0069] なお、図 5は正常な心臓における 2つの制御点 C、 Cの各変化曲線における各ピ

1 2

ーク位置 P、 Pを示す。同図 13各ピーク位置 P、 Pが略同一である。これにより、各

1 2 1 2

制御点 C、 Cにおける被検体 Sの収縮運動による組織の動きのタイミングが略同一

1 2

であることが分力ゝる。

[0070] 次に、制御部 21は、ステップ # 6において、画像データの全ての画素において求められた各制御点 C、 Cを含む全変化曲線に基づいて例えば各制御点 C、 Cの移

1 2 1 2 動の画像データを作成する。

[0071] 次に、カラー表示部 21cは、ステップ # 7において、画像データの全ての画素において求められた各制御点 C、 Cを含む全変化曲線に基づいて被検体 Sである心臓

1 2

の収縮運動による組織の動きのタイミングの違いをカラーコーディングしてモニター 2 0に表示する。

[0072] 具体的にカラー表示部 21cは、例えば図 6に示すように各制御点 C、 Cを含む全

1 2 変化曲線に対してカラーバー CBを設定する。カラーバー CBは、例えば時間経過が遅くなると共に例えば緑色力も赤色に変化する配色になっている。カラーバー CBの配色は、緑色から赤色に限らず、他の色を用いてもよい。カラーバー CBは、各制御点じ、 Cを含む全変化曲線の各ピーク位置 P、 Pを含む長さに設定されている。すなわち、カラーバー CBは、心臓の収縮運動による組織の動きのタイミングの相違により生じる各ピーク位置 P、 Pの違いを区分するために設定される。

1 2

[0073] カラー表示部 21cは、各ピーク位置 P、 Pに対応する色をカラーバー CB力求め

1 2

、これら色を各制御点 C、 Cのカラーとしてコーディングする。例えば、制御点 Cの

1 2 1 変化曲線のピーク位置 Pは、緑色にコーディングする。制御点

1 cの変化曲線のピー

2

ク位置 Pは、赤色にコーディングする。このようにして画像データの全ての画素にお

2

いて求められた各制御点の各変化曲線のピーク位置の色をコーディングする。

[0074] 次に、制御部 21は、ステップ # 8において、各制御点 C、 Cの移動の画像データ、

1 2

カラーコーディングの画像データをビデオインタフェース部 19に送る。このビデオインタフエース部 19は、第 1のスキャンコンバータ 17から出力される BZM用の画像データ、又は第 2のスキャンコンバータ 18から出力される CFM用の画像データを入力し、これら画像データと各制御点 C、 Cの移動の画像データ、カラーコーディングの画

1 2

像データ、さらには画像に関する様々な情報とを組み合わせ、レイアウトした被検体 S 内の超音波画像をモニター 20に表示する。

[0075] 図 7はモニター 20に表示された超音波画像の一例を示す。この超音波画像は、心臓の収縮運動を動画で表示する。この超音波画像は、心臓の収縮末期の画像を示す。全制御点のうち例えば制御点 Cの変化曲線のピーク位置 Pは、緑色にコーディングされて表示される。制御点 Cの変化曲線のピーク位置 Pは、赤色にコーディン

2 2

グされて表示される。従って、心臓の超音波画像において緑色と赤色とがコーディングされて表示されている。コーディングされた色が緑色と赤色とで異なることは、心臓の収縮運動による組織の動きのタイミングが異なることを示す。この結果、モニター 20 に表示された超音波画像のコーディングの色から心壁運動の収縮同期不全であることが診断できる。

[0076] 一方、図 8は正常な心臓における各制御点 C、 Cの各変化曲線に設定したカラー

1 2

バー CBを示す。各ピーク位置 P、 Pは、略同一位置となっている。これにより、全制

1 2

御点のうち例えば制御点 Cの変化曲線のピーク位置 Pは、緑色にコーディングされて表示される。制御点 C

2の変化曲線のピーク位置 P

2も緑色にコーディングされて表示される。従って、モニター 20に表示された超音波画像は、例えば図 9に示すように緑色一色でコーディングされて表示される。この結果、モニター 20に表示された超音波画像のコーディングの色力正常な心臓であることが診断できる。

[0077] なお、上記処理にぉ、て、組織ドプラ一法で得られた速度像をそのまま用いてもよいが、角度補正を最初に行い、角度補正された速度像を用いるようにすれば正確な結果が得られる。

[0078] このように上記第 1の実施の形態によれば、画像データ上に例えば制御点 C、 C

1 2 を設定し、全フレーム F〜Fnの各画像データ間における各制御点 C、 Cを追跡し、

1 1 2 これら制御点 C、 Cの速度値を求め、これら各制御点 C、 Cの各変化曲線を求める

1 2 1 2

。そして、これら制御点 C、 Cの各変化曲線の時間経過に対する各ピーク位置 P、 P に対応する色をコーディングする。これにより、例えば心臓の収縮運動による組織の

2

動きのタイミングの違、が色の違いにより表示される。

[0079] この結果、正常な心臓であれば、心臓の全体が略同一タイミングで移動するので、超音波画像は、例えば緑色一色でコーディングされて表示される。これに対して心臓が心壁運動の収縮同期不全であれば、心臓の収縮運動による組織の動きのタイミングに違いが生じる。これにより、超音波画像は、例えば緑色と赤色とでコーディングされて表示される。従って、心臓の収縮運動による組織の動きのタイミングの違いが視覚的に認識できる。例えば収縮同期不全が診断できる。

[0080] なお、第 1の処理部 21aは、図 4に示すように例えば 2つの制御点 C、 Cの各変化

1 2 曲線における各ピーク位置 P、 Pを求めているが、これに限らず、各変化曲線の重

1 2

心位置又は標準偏差の位置を求めてもょ、。

[0081] 次に、本発明の第 2の実施の形態について図面を参照して説明する。なお、上記第 1の実施の形態と同一部分の説明は省略し、相違するところを説明する。

[0082] 制御部 21は、第 1のスキャンコンバータ 17と第 2のスキャンコンバータ 18とにより逐次作成される画像データ上における全画素を制御点として設定する。制御部 21は、後続して作成される各フレームの画像データ上における各制御点から被検体 Sの動きの速度を検出する。

[0083] 制御部 21は、被検体 Sの動きの速度により strain値、 velocity gradient値又は displac ement値の少なくとも 1つの値を求める。制御部 21は、 strain値、 velocity gradient値又は displacement値の少なくとも 1つの値の時間的変化力も被検体 Sにおける動きのタイミングの違、をモニター 20にカラー表示する。

[0084] 次に、上記の如く構成された装置の動作について図 10に示す制御処理フローチヤートに従って説明する。

[0085] 制御部 21は、第 1と第 2のスキャンコンバータ 17、 18により作成される各フレームの画像データを取り込んで例えば記憶部 22に一時記憶する。制御部 21は、ステップ # 10において、第 1と第 2のスキャンコンバータ 17、 18から取り込んだ 1フレームの画像データの全画素に各制御点を設定する。制御点は、画像データの少なくとも一部を構成する各画素に設定してもよい。但し、ここでも説明の都合上、 2つの制御点についてのみ説明する。

[0086] 制御部 21は、ステップ # 11において、フレーム？ェよりも後続して作成されるフレーム Fの画像データ上における 2つの制御点 C、 Cの移動を追跡する。制御部 21は、

2 1 2

各フレーム Fと Fの各画像データ上における各制御点 C、 Cを追跡しながら各制御

1 2 1 2 点じ、 Cの移動速度を検出する。制御部 21は、各制御点 C、 Cの移動速度から各

1 2 1 2

strain値を求める。 strain値は、各制御点 C、 C間の距離が例えば各フレーム F、 F

1 2 1 2 間でどれだけ変化したかを示す。

[0087] 従って、フレーム Fの画像データ上の制御点 Cとフレーム Fの画像データ上の制

1 1 2

御点 Cと間の strain値が求められる。これと共にフレーム Fの画像データ上の制御点 Cとフレーム Fの画像データ上の制御点 Cと間の strain値が求められる。制御部 21

2 2 2

は、各制御点 C、 Cの各 strain値を例えば記憶部 22に記憶する。

1 2

[0088] 次に、制御部 21は、ステップ # 12において、全フレーム F〜Fnの画像データ上における各制御点 C、 Cの各 strain値を求めることを終了した力否かを判断する。この

1 2

判断の結果、終了していなければ、制御部 21は、ステップ # 13からステップ # 11に戻り、フレーム Fと次のフレーム Fの画像データ上における各制御点 C、 Cを追跡

2 3 1 2 する。これにより、制御部 21は、各フレーム Fと Fの各画像データ上における各制御

2 3

点 C、 Cの各 strain値を求める。

1 2

[0089] 以下、同様に、制御部 21は、ステップ # 11からステップ # 13を繰り返し、全フレーム F〜Fnの各画像データ間における各制御点 C、 Cを追跡し、これら制御点 C、 C

1 1 2 1 間の各 strain値を求める。

2

[0090] 全フレーム F〜Fnの各画像データ間における各制御点 C、 C間の各 strain値が

1 1 2

求められると、制御部 21は、ステップ # 14において、記憶部 22に記憶した全フレーム F〜Fnの各画像データ間の各制御点 C、 C間の各 strain値を読み出し、各制御

1 1 2

点じ、 Cにおける各 strain値の時間的変化を示す各変化曲線を求める。制御点の変

1 2

ィ匕曲線は、全フレーム F〜Fnの各画像データにおける全ての画素において求められているので、心臓全体における制御点の変化曲線が求められる。

[0091] 次に、制御部 21は、ステップ # 15において、画像データの全ての画素において求められた各制御点 C、 Cを含む全変化曲線に基づいて例えば各制御点 C、 Cの移

1 2 1 2 動の画像データを作成する。

[0092] 次に、第 1の処理部 21aは、各制御点 C、 Cを含む全制御点の各変化曲線におけ

1 2

る各ピーク位置を求める。

[0093] 次に、第 2の処理部 21bは、ステップ # 16において、画像データの全ての画素において求められた各制御点 C、 Cを含む全変化曲線に基づいて心臓等の被検体 Sの

1 2

収縮運動による組織の動きのタイミングの違いをモニター 20に表示する。

[0094] 具体的にカラー表示部 21cは、例えば上記図 6に示すのと同様に、各制御点 C、 C を含む全変化曲線に対してカラーバー CBを設定する。

2

[0095] カラー表示部 21cは、各ピーク位置 P、 Pに対応する色をカラーバー CB力求め

1 2

1 2 1 変化曲線のピーク位置 Pは、緑色にコーディングする。制御点 cの変化曲線のピー

1 2

ク位置 P

2は、赤色にコーディングする。このようにして画像データの全ての画素において求められた各制御点の各変化曲線のピーク位置の色をコーディングする。

[0096] 次に、制御部 21は、ステップ # 17において、各制御点 C、 Cの移動の画像データ

1 2

、カラーコーディングの画像データをビデオインタフェース部 19に送る。このビデオインタフェース部 19は、第 1のスキャンコンバータ 17から出力される BZM用の画像データ、又は第 2のスキャンコンバータ 18から出力される CFM用の画像データを入力し、これら画像データと各制御点 C、 Cの移動の画像データ、カラーコーディングの

1 2

画像データ、さらには画像に関する様々な情報とを組み合わせ、レイアウトした被検体 S内の超音波画像をモニター 20に表示する。

[0097] この結果、被検体 Sが心壁運動の収縮同期不全であれば、上記図 7に示す超音波画像と同様に、モニター 20に表示される超音波画像は、緑色と赤色とがコーディングされる。従って、コーディングされた色が緑色と赤色とで異なることから心壁運動の収縮同期不全であることが認識できる。

[0098] 一方、被検体 Sが正常な心臓であれば、モニター 20に表示される超音波画像は、例えば図 9に示すように緑色一色でコーディングされて表示される。これにより、正常な心臓であることが認識できる。

[0099] このように上記第 2の実施の形態によれば、画像データ上に例えば制御点 C、 C を設定し、全フレーム F〜Fnの各画像データ間における各制御点 C

1、 Cを追跡し、

1 2 各フレームの各制御点 C

1、 Cにおける各 strain値を求め、各制御点 C

2 1、 Cにおける

2 各 strain値の各変化曲線を求める。これにより、上記第 1の実施の形態と同様の効果を奏することができる。

[0100] 本発明は、上記各実施の形態に限定されるものでなく次の通り変形してもよい。

[0101] 例えば、パーソナルコンピュータ 23は、第 1及び第 2のスキャンコンバータ 17、 18から出力される各画像データを取り込む。パーソナルコンピュータ 23は、各画像データを処理して例えば被検体 Sの組織の運動を解析してもよい。

[0102] 制御部 21は、 2つの制御点 C

1、 Cの速度値又は strain値に限らず、 velocity gradie 2

nt値又は displacement値の少なくとも 1つの値を求めてもよい。 Velocity Gradient値は、組織ドプラ一法で得られた移動速度分布に対して一定距離離れた 2点の速度差をこれら 2点間の距離で除算して取得する。 Velocity Gradient値の取得は、各画像デ一タの全画素で行う。 Displacement値は、組織ドプラ法で得られた移動速度分布に対して一定時間に含まれる各フレームの速度値にフレーム間時間差を乗算した値を積分し、組織の移動量として求める。 Displacement値は、被検体 S内における組織が任意の時間内にどれだけ移動したかを示す。制御部 21は、全ての制御点における各 velocity gradient値又は各 displacement値の時間的変化を示す各変化曲線を求める。

[0103] 上記各実施の形態は、制御点の速度値、 strain値、 velocity gradient値又は displac ement値を求めて記憶部 22に記憶し、この後に自動的に速度値、 strain値、 velocity gradient値又は displacement値の変化曲線を求めている。これに限らず、制御部 21 は、制御点の速度値、 strain値、 velocity gradient値又は displacement値をー且記憶部 22に記憶する。この後、制御部 21は、例えばユーザの指示の入力を待つ。ユーザの指示が制御部 21に入力されると、制御部 21は、速度値、 strain値、 velocity grad ient値又は displacement値の変化曲線を求めるようにしてもよい。

[0104] その他、超音波診断装置の構成、制御部の機能、タイミング画像生成手順及びその内容、制御点の変化量の種類等についても、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施できる。

Claims

請求の範囲

[1] 被検体内に超音波を送信し、前記被検体からの反射波を受信して受信信号を出力するスキャン咅と、

前記スキャン部から出力される前記受信信号に基づいて前記被検体の動きの速度の時間的変化を求め、この速度の時間的変化力前記被検体における動きのタイミングの違、を表示する演算表示部と、

を具備することを特徴とする超音波診断装置。

[2] 前記スキャン部から出力される前記受信信号に基づいて前記被検体内の画像データを逐次作成する画像データ作成部を有し、

前記演算表示部は、前記画像データ作成部により逐次作成された前記画像データ上に制御点を付し、逐次作成される前記画像データ上の前記制御点の移動を追跡して前記被検体の動きの速度の時間的変化を求め、この速度の時間的変化から前記被検体における動きのタイミングの違いを表示する、

ことを特徴とする請求項 1記載の超音波診断装置。

[3] 前記画像データ作成部は、前記画像データを時間の経過と共に複数フレーム作成し、

前記演算表示部は、前記画像データにおける画素を前記制御点とし、後続して作成される前記各フレームの前記画像データ上における前記制御点の移動を追跡して前記制御点の速度の時間的変化を求め、この速度の時間的変化に基づ!、て前記被検体における動きのタイミングの違いを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。

[4] 前記演算部は、前記制御点を前記画像データにおける全ての前記画素又は一部の前記画素に設定することを特徴とする請求項 1記載の超音波診断装置。

[5] 前記被検体は、組織から成り、

前記演算表示部は、前記被検体の前記糸且織の動きの速度の時間的変化の各ピーク位置を求める第 1の処理部と、

前記第 1の処理部により求められた前記各ピーク位置に基づ!/、て前記組織の動きのタイミングの違、を求め、この動きのタイミングの違!、を表示する第 2の処理部と、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。

[6] 前記被検体の前記組織の動きのタイミングの違、をカラー表示するカラー表示部を有することを特徴とする請求項 5記載の超音波診断装置。

[7] 前記被検体は、収縮運動し、

前記カラー表示部は、前記被検体の収縮運動による前記被検体の各部位における前記組織の動きのタイミングの違いをカラー表示することを特徴とする請求項 6記載の超音波診断装置。

[8] 前記第 1の処理部は、前記被検体の前記糸且織の動きの速度の時間的変化の重心又は標準偏差を求めることを特徴とする請求項 5記載の超音波診断装置。

[9] ディスプレイ装置を有し、

前記カラー表示部は、前記画像データ作成部により逐次作成される前記画像データから超音波画像を前記ディスプレイ装置に表示し、かつ前記組織の動きのタイミングの違いの前記カラー表示を前記超音波画像に重ねて表示する、

ことを特徴とする請求項 6記載の超音波診断装置。

[10] 被検体内に超音波を送信し、前記被検体からの反射波を受信して受信信号を出力するスキャン咅と、

前記スキャン部から出力される前記受信信号に基づいて前記被検体の動きの速度を検出し、前記被検体の動きの速度により strain値、 velocity gradient値又は displace ment値の少なくとも 1つの値を求め、この値の時間的変化力前記被検体における動きのタイミングの違、を表示する演算表示部と、

を具備することを特徴とする超音波診断装置。

[11] 前記スキャン部から出力される前記受信信号に基づいて前記被検体内の画像データを複数フレーム逐次作成する画像データ作成部を有し、

前記演算表示部は、前記画像データにおける画素を前記制御点とし、後続して作成される前記各フレームの前記画像データ上における前記制御点の前記 strain値、前記 velocity gradient値又は前記 displacement値の少なくとも 1つの値を求める、ことを特徴とする請求項 10記載の超音波診断装置。

[12] 前記演算表示部は、前記制御点を前記画像データにおける全ての前記画素又は一部の前記画素に設定することを特徴とする請求項 10記載の超音波診断装置。

[13] 目 ij ti演算表示部は、目 ij己 strain値、 Iij gti velocity gradient値又は目 ij己 displacement 値の少なくとも 1つの値の変化のピーク位置を求める第 1の処理部と、

前記第 1の処理部により求められた前記ピーク位置に基づ!/、て前記被検体における動きのタイミングの違、を求める第 2の処理部と、

を有することを特徴とする請求項 10記載の超音波診断装置。

[14] 目 ij記第 1の処理部は、目 ij記 strain値、目 ij記 velocity gradient値又は目 iJ '己 displacemen t値の少なくとも 1つの値の変化の重心又は標準偏差を求めることを特徴とする請求項 13記載の超音波診断装置。

[15] 前記被検体の前記組織の動きのタイミングの違、をカラー表示するカラー表示部を有することを特徴とする請求項 13記載の超音波診断装置。

[16] 前記被検体は、収縮運動し、

前記カラー表示部は、前記被検体の収縮運動による前記被検体の各部位における前記組織の動きのタイミングの違いをカラー表示することを特徴とする請求項 15記載の超音波診断装置。

[17] ディスプレイ装置を有し、

ことを特徴とする請求項 15記載の超音波診断装置。

[18] スキャン部から超音波を被検体内に送信し、前記被検体からの反射波を受信して受信信号を出力し、

前記スキャン部から出力される前記受信信号に基づいて前記被検体の動きの速度の時間的変化を求め、この速度の時間的変化力前記被検体における動きのタイミングの違いを表示する、

ことを特徴とする超音波診断装置の制御方法。

[19] スキャン部から超音波を被検体内に送信し、前記被検体からの反射波を受信して受信信号を出力し、前記受信信号に基づいて前記被検体の動きの速度を検出し、前記検出された前記被検体の動きの速度により strain値、 velocity gradient値又は di splacement値の少なくとも 1つの値を求め、この値の時間的変化力前記被検体における動きのタイミングの違、を表示する、

ことを特徴とする超音波診断装置の制御方法。