JP3713303B2

JP3713303B2 - Ultrasonic diagnostic equipment

Info

Publication number: JP3713303B2
Application number: JP14883995A
Authority: JP
Inventors: 一浩飯沼
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1994-06-22
Filing date: 1995-06-15
Publication date: 2005-11-09
Anticipated expiration: 2020-11-09
Also published as: JPH0866399A

Description

【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、組織画像及び速度データを取得可能な超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
循環器の診断では、心筋の動態観測、血流動態観測及び血流量、特に心臓から大動脈を通して全身に供給される心拍出量の計測が重要である。従来種々の方法が提案されており、なかでも超音波を用いた方法が無侵襲でしかも簡易であることから非常に期待されている。この方法の１つは、超音波ビームを複数方向に走査し、その反射波の位相情報に基づいて血速度度を求め、この血速度度に基づいて血流量を求めるものである。
【０００３】
しかし、この超音波を用いた血流量の計測方法には、計測精度を低下させる次のような要因があった。心拍出量を計測するケースを考えよう。なお、心臓検査に最適なセクタスキャンが用いられるとする。
【０００４】
医師は、被検体の胸壁に超音波プローブを当接し、リアルタイムで断層像を観察しながら、胸壁に対する超音波プローブの角度及び位置を変化させて、心臓の流出路を縦断するような最適な断面にスキャン面を合わせる。このスキャン面の断層像は、モニタにリアルタイムで表示される。そして、医師は、マウスやトラックボール等を操作して、流出路を横断するような最適な位置に関心線又は関心領域（以下単に関心線という）を断層像上に設定する。最後に、医師は、関心線の設定が完了した時点で、血流量の演算開始を指示する。
【０００５】
ところで、胸壁に対する超音波プローブの角度及び位置の調整は厳密である必要がある。つまり、超音波プローブの角度や位置がわずかに変化しても、最適な断面に対してスキャン面が外れてしまう。さらに心臓の動きに応じて最適な断面の位置も移動してしまうもで、これに追従するように超音波プローブの角度及び位置を微妙に調整しなければならない。したがって、医師は、当該計測が終了するまで、スキャン面が最適な断面から外れないように、超音波プローブを調整することに集中しなければならない。この状態で、関心線を設定するための操作を行うことは実際的には非常に困難であり、スキャン面が最適な断面から外れてしまたり、関心線が所望の場所に正確に設定できず、血流量等の計測の精度は低下してしまう。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、スキャン面の最適な断面への位置合わせと、ＲＯＩの最適な位置への設定とにそれぞれ専念でき、それにより血流量等を高い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。
【０００７】
【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、被検体に当接され、超音波を送信し、且つ反射波を受信するプローブと、前記プローブを駆動して、前記被検体内の第１スキャン領域を超音波ビームでスキャンするスキャン手段と、前記スキャン手段の出力に基づいて前記第１スキャン領域に関する断層データを得る手段と、前記スキャン手段の出力に基づいて前記第１スキャン領域内の第２スキャン領域に関する速度データを得る手段と、前記断層データを複数フレーム分記憶する第１の記憶手段と、前記速度データを複数フレーム分記憶する第２の記憶手段と、前記第２スキャン領域の方向と角度範囲を操作するための操作部と、前記スキャン手段によるスキャンが終了した後、前記第１の記憶手段に記憶されている前記断層データに基づいて断層像を再生表示する表示手段と、前記表示手段により再生表示された断層像上であって前記第２スキャン領域内にＲＯＩを設定するための操作手段と、前記第２の記憶手段に記憶されている前記ＲＯＩ上の速度データに基づいて、血流速度分布、血流量、組織速度の少なくとも１つを求める手段とを具備する。
【０００８】
【作用】
本発明では次のような作用が実現される。被検体に当接され、超音波を送信し、且つ反射波を受信するプローブを介して、被検体の断面が超音波ビームによりスキャンされる。受信信号に基づいて断層データと、速度データとが得られる。複数フレーム分の断層データと、速度データとが記憶される。スキャンが終了した後に、記憶されている断層データに基づいて断層像が再生され表示される。オペレータの操作により、再生され表示される断層像上にＲＯＩが設定される。このＲＯＩ上の速度データに基づいて血流量が計算される。オペレータは、断層像を再生しながらＲＯＩを設定できる。つまり、オペレータは、スキャン中はプローブを操作してスキャン面を最適な断面に合わせる作業に専念でき、また再生中はプローブの操作に煩わされることなくＲＯＩを最適な場所に設定することに専念できる。これにより、プローブを操作することと、ＲＯＩを最適な場所に設定するという２つの操作を同時に行う繁雑さが解消され、スキャン面を最適な断面に合わせる精度が向上し、且つＲＯＩを最適な場所に設定する精度が向上する。したがって、血流量等の計測精度が向上する。
【０００９】
【実施例】
以下、図面を参照して本発明の一実施例を説明する。
まず、ここで取り扱われる様々な血流の量に関する名称を簡単に定義する。
瞬間血流量とは、関心領域（ＲＯＩ）を極短時間に流動する血液量のことをいい、簡単には血管断面内の微小面積毎の血速度度を積分することにより与えられる。以下では、瞬間血流量を単に血流量と称する。なお、関心領域が流出路に設定されたとき、血流量は流出量として求められ、関心領域が流入路に設定されたとき、血流量は流入量として求められる。
【００１０】
１回拍出量とは、１回の拍動により心室から拍出される血液量のことをいい、１回の拍動期間内に求められた流出量又は流入量の積分値として与えられる。
心拍出量とは、１分間に心室から拍出される血液量のことをいい、１回拍出量に心拍数を乗算することにより与えられる。
【００１１】
図１は本発明の一実施例による超音波診断装置の構成を示すブロック図である。この超音波診断装置はＣＰＵ２７を制御中枢として以下のように構成される。クロック発生器１１は、クロックパルスを発生する。レートパルス発生器１２は、クロックパルスを分周し、例えば５ＫＨｚのレートパルスを発生する。このレートパルスはチャンネル数分に分配され、送信遅延回路１３で超音波をビーム状に集束し、且つ超音波ビームを予定の方向に振るために必要な遅延時間がチャンネル毎に与えられ、パルサ１５に送り込まれる。パルサ１５は、レートパルスを受けたタイミングで高周波の電圧パルスをチャンネル毎に出力する。この電圧パルスはケーブル１６を介してプローブ１０の先端に装備された振動子アレイの各素子に供給される。これにより、プローブ１０から超音波パルスが被検体内に送信される。送信された超音波パルスは、音響インピーダンスの境界で反射する。この反射波は、プローブ１０の振動子アレイの各素子で受信され、電気信号に変換され、ケーブル１６、増幅器１７を介して受信遅延回路１４に送り込まれる。この信号は受信遅延回路１４でチャンネル毎に遅延時間を与えられ、加算される。受信遅延回路１４の出力信号は、Ｂ／Ｗイメージング部２８で検波される。この検波信号はディジタルに変換される。これにより、Ｂモード画像、つまり組織断層像の元になる断層データが生成される。この断層データは、ディジタル・スキャン・コンバータ（ＤＳＣ）２９を介してディスプレイ２６に送られ、そこで断層像としてビジュアルに濃淡表示される。また、断層データは、メモリユニット２４に送られ、記憶される。
【００１２】
また、受信遅延回路１４の出力信号は、参照信号発生器１８で発生される超音波の基本周波数ｆ0 （例えばｆ0 ＝３．５ＭＨｚ）の参照信号とミキサ１９により掛け合わされ、ローパスフィルタ２０に導入される。ミキサ１９とローパスフィルタ２０とはそれぞれ２系統設けられ、直交検波回路を構成する。直交検波回路によりドプラ偏移周波数の情報を有するドプラ信号が実部、虚部に相当する２つの信号として得られる。２系統のミキサ１９には位相が９０°異なる参照信号がそれぞれ供給される。ドプラ信号はＡ／Ｄ変換器２１によりディジタル化され、ＭＴＩフィルタ２２を通してドプラ演算部２３に送られ、そこで複数のサンプル点各々について血速度度が演算される。ＭＴＩフィルタ２２は、ドプラ信号から心筋などの運動速度の遅い反射体からのクラッタ成分を除くためのハイパスフィルタとして構成される。ＭＴＩフィルタ２２を通過した血流のドプラ信号だけが、ドプラ演算部２３に供給される。１本の走査線に対して、例えば０．５ｍｍ間隔で複数のサンプル点が設定される。ドプラ演算部２３はサンプル点毎に血速度度を演算する。速度データはＤＳＣ２９を介してディスプレイ２６に送られ、リアルタイム表示される。これは、通常カラードプラと呼ばれて実用化されているものである。ＭＴＩフィルタ２２のカットオフ周波数を心筋の移動速度以下にすると、同様にして心筋の速度がカラーで表示される。これを通常、組織ドプラと読んでいる。ドプラ演算部２３からの速度データは、メモリユニット２４にも送られ、記憶される。メモリユニット２４に記憶されている速度データは、流量演算部２５に送られる。流量演算部２５は速度データに基づいて血流量、１回拍出量、心拍出量等の血流に関する定量的情報を計算する。
【００１３】
心電計５４は、心臓の動きに応じた心電図波形を電圧変化として測定する。心電計５４の出力は、ＣＰＵ２７、ＤＳＣ２９を介してディスプレイ２６に断層像の下部等に心電図波形として刻々表示される。また、心電図データは、ＣＰＵ２７からメモリユニット２４に送られ、記憶される。
【００１４】
図２は、コンソール３０の主要部の構成図である。コンソール３０には、血流量測定モードをＯＮ／ＯＦＦするためのスイッチ１０１、ドプラモードのスキャン領域の視野角を選択するためのスイッチ１０２〜１０４、ドプラモードのスキャン領域をステアリングするためのスイッチ１０５、断層像データ、速度データ、オーバレイデータ及び心電図データのメモリユニット２４へのメモリスタートを指示するためのスイッチ１０６が装備される。また、コンソール３０には、スキャン終了後に、記憶された断層データを断層像として再生し表示することに関連するものとして、再生スタートを指示するためのスイッチ１０７、再生ストップを指示するためのスイッチ１０８、スロー再生を指示するためのスイッチ１０９、フリーズ（静止）を指示するためのスイッチ１１０、早送り再生をを指示するためのスイッチ１１１、逆再生を指示するためのスイッチ１１２等が装備される。また、コンソール３０には、血流量を求める場所としてのＲＯＩの設定に関連するものとして、ＲＯＩの設定スタートを指示するスイッチ１１３、ディスプレイ２６の画面上にカーソルでＲＯＩを掃引するためのトラックボール（又はマウス又はディジタイザ）１１３及びサブスイッチ１１５が装備される。さらに、コンソール３０には、ＲＯＩの設定が完了した後に血流量計算のスタートを指示するスイッチ１１６が装備される。
【００１５】
図３は、メモリユニット２４のブロック図である。メモリユニット２４は、ＣＰＵ２７のサブコントローラとしてのメモリコントローラ２０１を制御中枢として、オーバレイデータを記憶するためのオーバレイフレームメモリ２０２、ｎ≧１として、ｎフレーム分の断層データを記憶するための第１のフレームメモリ群２０３、ｎフレーム分の速度データを記憶するための第２のフレームメモリ群２０４、流量演算部２５で計算された流量データを記憶するための流量データメモリ２０５、心電図データを記憶するための心電図データメモリ２０６とから構成される。
【００１６】
次に本実施例の動作について説明する。ここでのスキャン方式は、セクタスキャンであるとする。Ｂモードのスキャン領域は例えば９０°の視野角を有し、ドプラモードのスキャン領域はそれより狭い例えば１５°、２０°、３０°、４５°又は６０°の視野角の中から選択される。ドプラモードのスキャン領域は、Ｂモードのスキャン領域に含まれる。超音波の送信及び受信の遅延制御により決まる超音波の総合的な伝搬経路を、走査線と称する。Ｂモードのスキャン領域には複数の走査線が含まれる。ドプラモードのスキャン領域にはそれより少ない例えば８本の走査線が含まれる。ＢモードスキャンではＢモードのスキャン領域内の各走査線に関して超音波の送受信が１回ずつ行われる。ドプラモードスキャンではドプラモードのスキャン領域内の走査線１本１本に対して超音波の送受信が２回以上、例えば１６回ずつ行われる。断層データと流量データとが略同一の時相で得られるように、１フレーム分のスキャンには、Ｂモードスキャンとドプラモードスキャンとが混合される。この混合スキャンをＢ／Ｄモードスキャンと称する。このＢ／Ｄモードスキャンでは、ドプラモードのスキャン領域外であって、Ｂモードのスキャン領域に含まれる複数の走査線に対して個々に送受信が１回ずつ行われる。Ｂモードのスキャン領域内であって、ドプラモードのスキャン領域に含まれる８本の走査線に対しては個々に、Ｂモードのために送受信が１回行われ、その後、ドプラモードのために送受信が１６回繰り返される。
【００１７】
図４は本実施例による血流量測定のために要求されるオペレータの操作手順を示すタイムチャートである。血流量を測定するために、Ｂ／Ｄモードスキャンが実行される。当初は、スイッチ１０１はＯＦＦの状態である。この状態では、従来と同様に図５（ａ）に示すようにカラーの速度画像が断層像に重ねられてリアルタイムでディスプレイ２６に表示される。スイッチ１０１をＯＮに切り替えると、血流量測定モードが起動する。血流量測定モードでは、ＣＰＵ２７は、画面上でドプラモードのスキャン領域を示すためのオーバレイデータを作成する。このオーバレイデータは、フレームデータであり、ドプラモードのスキャン領域がそれを囲む例えば点線マーカとして表現されている。血流量測定モードが起動した状態では、図５（ａ）に示すようにカラーの流速画像が断層像に重ねられてリアルタイムでディスプレイ２６に表示されるか、又は図５（ｂ）に示すように速度画像のカラー表示が消え、ドプラモードのスキャン領域を示す点線マーカがオーバレイとして断層像に重ねられてリアルタイムでディスプレイ２６に表示される。
【００１８】
オペレータは、この表示態様で、まず断層像を観察しながらスキャン面を最適な断面、ここでは左室流出路の横断面の中心を通る心臓の縦断面に合致させるために、プローブ１０を操作する。つまり、オペレータは、被検体の胸部表面に対するプローブ１０の当接位置及び角度を調整する。心臓を代表的な臓器とする循環器疾患の診断では、最適断面を選ぶことが、血流量を高精度で得るために不可欠である。図５（ａ）のカラー流速画像を断層像に重ねて表示する表示態様では血流状態をリアルタイムでとらえ易く、一方、速度画像の表示が消え、点線マーカを断層像に重ねて表示する表示態様では断層像が速度画像に隠れて見えにくくなるという不具合が解消され、スキャン面を最適断面に合わせ易くなる。スキャン面を最適断面に合わせ易い表示態様をオペレータは選択できる。
【００１９】
スキャン面が最適断面に合わせられた後、オペレータは当該プローブ１０の位置及び角度を保持したままで、ドプラモードのスキャン領域が左室流出路断面を最小限カバーするようにマーカを参照してスイッチ１０５を操作して図６（ａ）及び図６（ｂ）に示すようにドプラモードのスキャン領域をステアリングし、またスイッチ１０２〜１０４を操作して図７（ａ）及び図７（ｂ）に示すようにドプラモードのスキャン領域の視野角を選択する。
【００２０】
次に、オペレータは、メモリスタートのスイッチ１０６を操作する。このときのオーバレイデータ（図８（ａ）参照）が、ＣＰＵ２７からメモリユニット２４のオーバレイフレームメモリ２０２に送られ、記憶される。また、スイッチ１０６の操作後の複数の心拍サイクル（例えば５〜１０心拍サイクル）分に相当するｎフレーム分の断層データ（図８（ｂ）参照）が、メモリユニット２４の第１のフレームメモリ群２０３に記憶される。断層データにはフレーム単位でデータ収集時刻がメモリスタートからの経過時間として属性される。また、スイッチ１０６の操作後の複数の心拍サイクル（例えば５〜１０心拍サイクル）分に相当するｎフレーム分の速度データ（図８（ｃ）参照）が、メモリユニット２４の第２のフレームメモリ群２０４に記憶される。同様に、速度データにはフレーム単位でデータ収集時刻がメモリスタートからの経過時間として属性される。さらに、スイッチ１０６の操作後の複数の心拍サイクル分の心電図データが心電図データメモリ２０６に記憶される。同様に、心電図データにはデータ収集時刻がメモリスタートからの経過時間として属性される。
【００２１】
断層データ、速度データ、心電図データにはデータ収集時刻が属性されているので、これらデータを時系列で表示することが可能であり、且つ各データ間で時間的に対応させることが可能となる。
【００２２】
なお、メモリユニット２４にメモリスタートを指示しているが、常に一定量のデータ、例えば１０秒分のデータが記憶していて、１０秒を過ぎたデータはオーバーフローさせ、メモリストップを指示するとその時刻以前の１０秒間のデータがメモリされる様にしてもよい。
【００２３】
所定の心拍サイクル分の断層データ、速度データ及び心電図データの記憶が完了した時点で、ＣＰＵ２７の制御によりＢ／Ｄモードスキャンが自動的に終了される。
【００２４】
スキャン終了後、オペレータは任意の時刻に、再生スタートのスイッチ１０７を操作する。これにより、断層データがデータ収集時のフレームレートで順番にメモリユニット２４の第１のフレームメモリ群２０３から読み出され、ＤＳＣ２９を介してディスプレイ２６に断層像としてビジュアルに動画で表示される。スキャン中に画像をリアルタイムで表示するのではなく、スキャン終了後にメモリユニット２４に記憶されている断層データ等をディスプレイ２６に動画像として表示することを、“再生”と定義する。このとき、第２のフレームメモリ２０２群から流速データ又はオーバレイフレームメモリ２０２からオーバレイデータが読み出され、ディスプレイ２６に、カラー流速画像又はドプラモードのスキャン領域を表すマーカが断層像に重ねられて（オーバレイ）表示される。
【００２５】
メモリユニット２４から断層データを読み出すフレームレート及び順序は変更可能であり、オペレータはスイッチ１０９〜１１１を適当に操作することにより任意の速度で断層像を再生し、また特定の断層像をフリーズで静止させて表示させ、また逆向きに再生することが可能である。また、メモリユニット２４に記憶されているｎフレーム分の断層データを一通り再生し終わると、再び１心拍目からエンドレスで再生するようにＣＰＵ２７が制御することは好ましい。
【００２６】
次にオペレータはスイッチ１１３を操作を契機にＲＯＩの設定操作に移行する。この操作によりディスプレイ２６の断層像上にカーソルがオーバレイで表示される。オペレータは、再生された断層像上にトラックボール１１４を操作してＲＯＩを最適な場所に線引きする。図９はＲＯＩが設定された様子を示す図である。
【００２７】
ＲＯＩを最適な場所に設定した後は、オペレータはスイッチ１１６を操作して血流量の計算開始を指示する。設定されたＲＯＩの位置情報が、ＣＰＵ２７からメモリコントローラ２０１に供給される。メモリコントローラ２０１は、この情報にしたがって第２のフレームメモリ群２０４を制御し、設定されたＲＯＩの位置に対応する複数のサンプル点の速度データを流量演算部２５に読み出させる。流量演算部２５は、読み出された速度データに基づいて血流量を計算する。この流量データは、ＤＳＣ２９を介してディスプレイ２６に数値表示されるか、血流量の時間的変化を示すグラフとして表示されるか、又はその両方が表示される。なお、グラフデータは例えばＤＳＣ２９で構成される。また、流量データは、流量データメモリ２０５に送られ、データ収集時刻を属性されて記憶される。
【００２８】
上述したように循環器疾患の診断では、血流量等の定量的情報を測定する際には、断面の設定、及びＲＯＩの設定が好適に行われることが、精度の高い測定を達成するために不可欠である。本実施例では、オペレータはスキャンと平行してリアルタイムで断層像を観察しながらプローブ１０を操作して最適断面を選定する。特に、流出量と流入量とを同時に計測する場合、ドプラスキャン範囲が流出口と流入口とを含むように最新の注意を払って断面を設定しなければならない。また、スキャン終了後、再生画像を観察しながらＲＯＩを設定する。つまり、ＲＯＩの設定操作はスキャンと平行して行う必要がない。したがって、オペレータはスキャン中は最適断面を選ぶためにプローブ１０の操作に専念することができ、さらにスキャン終了後、プローブ１０の操作に煩わされることなくＲＯＩの設定操作に専念できる。したがって、断面の選定及びＲＯＩの設定が好適に行い得る環境が提供される。これにより、精度の高い血流量等の測定が実現される。
【００２９】
次に、ＲＯＩの設定方法ついて説明する。ここでは流出量を求めるケースを想定する。左室流出路の横断面は略円形である。この場合、最適な断面は、左室流出路の横断面の中心を通る心臓の縦断面である。また、最適なＲＯＩの場所は、左室流出路を横断する場所である。血流量を求める方法としてはビーム直交法と、流線直交法とが提案されているが、本実施例に採用される方法はいずれかに限定されるものではない。図１０（ａ）はビーム直交法のＲＯＩを示しており、図１０（ｂ）は流線直交法のＲＯＩを示しており、図１０（ｃ）は進歩的な流線直交法のＲＯＩを示している。図１０（ａ）乃至図１０（ｃ）においてドプラモードの走査線を一点鎖線で示している。また、図１０（ａ）乃至図１０（ｃ）において血流の流線ベクトルを矢印で示している。
【００３０】
ビーム直交法では、ＲＯＩA-A が例えば左室流出路を横断し、且つドプラモードの全ての走査線と直交するように直線、曲線、又はそれらの混合線で引かれる。流線直交法では、ＲＯＩA-A が例えば左室流出路を横断し、且つ、血流の流線ベクトルに対して直交するように、直線、曲線、又はそれらの混合線で引かれる。血流の絶対速度を求めるには、走査線と血流方向とのなす角度が必要である。ビーム直交法は、８本の走査線上の同じ深さの点を連結するようにＲＯＩを引けばよく、自動化も容易であるので、オペレータは深さだけを調整すればよく、ＲＯＩA-A の設定操作が簡易であるという優位性を持っているが、走査線毎に角度を入力する必要があり面倒であるという反面性も合わせ持っている。流線直交法は、オペレータは速度ベクトルを判断してそれに直交するようにＲＯＩを必要があり、面倒であるが、角度の入力が不要であるという優位性を有する。図１０（ｃ）のように同心円状の複数のＲＯＩを設定することもでき、この場合は１本のＲＯＩに比べてサンプル点の増加に応じて測定精度が向上する。このようにプローブ操作によるデータ収集とＲＯＩ設定の時刻を別々にすることにより、同一データに対して最適なＲＯＩ設定又は複数のＲＯＩ設定が可能となり、さらに精度が向上する。また、流出口と流入口それぞれにＲＯＩを設定して同じフレームの速度データを使って流出量と流入量とを同時に計測できる。これはプローブ操作によるデータ収集とＲＯＩ設定とを同時に行う従来では到底不可能である。なお、血管の血流量を計測する場合、ビーム直交法では図１１（ａ）のようにＲＯＩが設定され、流線直交法では図１１（ｂ）のようにＲＯＩが設定される。
【００３１】
次に血流量の計測方法について説明する。通常、血管（動脈系）や左室流出路は断面が円形で速度も軸対称で分布すると考えられる。この血管断面を同心の複数の円環の集まりと考える。各円環は、サンプル点が１つずつ幅中心に存在するように設定される。サンプル点の間隔をａとする。各円環の幅はａである。血管断面の中心に１つのサンプル点が存在するものと考えると、中心からサンプル点までの距離はそれぞれ、ａ、２・ａ、３・ａ、…となる。中心から各円環の内側の半径はそれぞれ、ａ／２、ａ＋ａ／２、２・ａ＋ａ／２、…となる。ここで中心からｉ番目の円環の内側の半径をＲi とする。円環の断面積Ｓ_i は、

で与えられる。
【００３２】
各サンプル点の絶対速度値を中心から順にＶ₁ 、Ｖ₂ 、…、Ｖ_i 、…、Ｖ_n とする。速度分布が血管断面の中心に関して対称であるとすれば、ｉ番目の円環を流れる血流量ｑ_i は
ｑ_i ＝Ｖ_i ・Ｓ_i
で与えられる。
【００３３】
したがって、血管を流れる血流量Ｑは、

で与えられる。
【００３４】
なお、速度分布は完全には対称とは限らないから、血管断面の中心から等距離にある２つのサンプル点の速度値の平均値を上記Ｓ_i として採用することが通常行われている。
【００３５】
次にディスプレイ２６の表示方法について説明する。図１２はディスプレイ２６の表示画面の一例を示す。ここで説明する表示画面はＣＰＵ２７の制御で実現される。スキャンのフレーム周期が６４ｍｓであるとすれば、毎秒約１６枚（１６フレーム）分の断層データ及び速度データが得られることになり、このデータは心電図データと共に例えば５秒間分がメモリユニット２４に記憶される。毎秒約１６フレームとすれば、５秒間で８０フレームの２次元データが記憶される。各データは時刻情報を持っているから、流量演算部２５で演算された流量も時刻情報を有しており、断層像のフレーム及び心電波形と対応づけることができる。
【００３６】
図１３は、断層像のフレームに時間的に早い順に番号を付け、その時刻に対応する心電図電圧、左室流出路の流量、左室流入路の流量等の表であり、この表はＣＰＵ２７で作成され、ＣＰＵ２７の内部メモリ又はメモリユニット２４に記憶される。更に、速度プロファイルを得るための各サンプル点での速度データ等が必要に応じて加えられる。ＣＰＵ２７は速度データや流量データ等に基づいて後述するような各種グラフを作成する。これらグラフデータは、図１２に示すようにディスプレイ２６に断層像と共に同一画面に各種時間波形として表示される。グラフデータは、ＣＰＵ２７で作成してもよいし、流量演算部２５で作成してもよい。
【００３７】
図１２に示すようにディスプレイ２６の画面左側に断層像とドプラモードのスキャン領域を示すマーカが表示され、右側には各種データが横軸を時間としてグラフで表示される。断層像の下側に、１回拍出量が「ＳＶ＝７３(ml)」、心拍出量が「ＣＯ＝４５７０(ml)」，平均心拍数が「ＨＲ＝６８(/sec)」のように数値表示される。
【００３８】
図１２の右側最上段は、横軸が時間経過、縦軸が血流量を表し、ＲＯＩが引かれた左室流出路から拍出する流出量の時間変化を表すグラフである。右側上から２段目には、左室流出路の径方向の位置Ｄに沿った血流量の分布を示す速度プロファイルが時系列に等間隔で配列されたグラフである。この速度プロファイルの時間的変化により、左室流出路の径方向の速度分布が時々刻々変化している様子が観察される。右側上から３段目は、横軸が時間経過、縦軸が血流量を表し、ＲＯＩが引かれた左室流入路から流入する流入量の時間変化を表すグラフである。なお、流出量の時間的変化と、流入量の時間的変化とは時相がずれているが、１回の拍動当たりの血流量の平均値としては等しい。右側下段は、心電図波形を表すグラフである。
【００３９】
流出量と、流入量とを同時に計測するには、左室流出路と左室流入路とを含むようにドプラモードのスキャン領域が広く設定される必要がある。また、左室流出路と左室流入路とにそれぞれ１つずつ合計２本のＲＯＩを設定し、ＲＯＩ毎に血流量を求めることが必要である。２本のＲＯＩを設定することに代えて、１本のＲＯＩを左室流出路から左室流入路に至るように長く設定してもよい。この場合、正極性の血流速度に基づいて流出量が求められ、負極性の血流速度に基づいて流入量が求められる。右側最下段には、心電図波形が表示される。
【００４０】
右側の全てのグラフは時相が一致されて表示される。ＣＰＵ２７により、右側のグラフの時間軸に沿って時相マーカが配置される位置は、左側の断層像の時相に対応している。例えば、断層像が動画として再生されたり、早送り再生や逆再生等で表示されると、それに合わせてこの時相マーカが左右に移動して、断層像の時相とグラフ上の数値との関係が明瞭に示されるようになっている。オペレータがトラックボール１１４を使って時相マーカを移動させると、ＣＰＵ２７の制御により、時相マーカの位置に対応する時相の断層像が表示される。右側上から２段目のプロファイルに於ても、点線で示すように対応する時相が示されている。
【００４１】
心電図波形はフレーム間隔より細かい間隔でデータを表示する必要が有り、後述するように図１３のフレーム間にさらに細かい時間間隔を設定し、心電図以外のデータについては補間データを用いることができる。
【００４２】
１回拍出量に平均心拍数を掛ければ心拍出量となり、単位を(ml/min)として、平均心拍数と共に断層像の下側に数値表示される。
これらのデータを記録する場合には、図示しない専用のキーボードあるいは通常のキーボード又はマウス等で必要なデータのみを選択して記録することができ、また必要な所見等も追記することが容易である。
【００４３】
以上説明したように、複数フレーム分の断層データ及び速度データをメモリユニット２４に一時的に蓄えることで、断面の選定操作とＲＯＩの設定操作とを時分割で行うこと、つまり、スキャン中はオペレータはプローブ１０の操作に専念でき、またスキャン終了後にプローブ１０の操作に煩わされることなくＲＯＩの設定操作に専念できる。これは、最適な断面にスキャン面を合わせられ、しかも最適な場所にＲＯＩを設定できるような余裕をオペレータに与えることを意味し、高精度の血流量計測の実現につながる。
【００４４】
このような時分割方式の採用は、流量測定のみならず、他の循環器疾患の診断に必要な他のデータも同時に得ることを可能とする。以下に、他のデータも同時に得ることを可能にする第１実施例の変形例について述べる。
【００４５】
通常はプローブ１０は１個であるが、血流量と同時に血圧の変化に比例する血管（例えば大動脈）の径の変化を計測すると、循環器系あるいは心機能の評価に有益な指標（例えば圧・容積曲線など）が得られる。図１４には２個のプローブ１０ａ、１０ｂを用いた超音波診断装置の構成が簡略的に示されている。図１のレートパルス発生器１２、送信遅延回路１３、パルサ１５、ＡＭＰ１７、受信遅延回路１４をまとめて送受信回路５０としてあり、ミキサ１９、ローパスフィルタ２０、参照信号発生器１８、Ａ／Ｄ変換器２１、ＭＴＩフィルタ２２、ドプラ演算部２３をまとめてドプラ部５２としてある。その他、図１と同じ部分には同符号を付してある。
【００４６】
イメージング部２８、ドプラ部５２の出力はメモリユニット２４に入力すると共にＤＳＣ２９に入力されディスプレイ２６に表示される。変位計測部５３で求められた血管径の変位計測のデータは、同一トランスジューサで検出された血管断面像と共にメモリユニット２４に入力しメモリされる。また、心電計５４から得られる心電図波形あるいはＲ波のタイミングが入力器３０、ＣＰＵ２７を経由してメモリユニット２４にメモリされる。医師は２個のプローブ１０ａ、１０ｂによりそれぞれ血流量と血管径の変位を測定するに適した断面を選んでコンソール３０のメモリスタートボタン１０６を押すと夫々のデータはメモリユニット２４に記憶され血流量測定の場合と同様数心拍（例えば５〜１０心拍）分記憶され、この後の種々の操作により目的とする心機能の評価指標をＣＰＵ２７で演算させ、ディスプレイ２６上にグラフ又は数値で表示されることができる。この場合、既に計測しておいた患者の最高血圧値、最低血圧値をコンソール３０を通して入力し心機能パラメータの計算に用いることができる。
【００４７】
このように、血管や心臓を代表的な臓器とする循環器疾患の診断では、計測のための最適断面を選ぶことが、精度の高い再現性のあるデータを得るために不可欠であるが、本実施例では、医師が最適断面を選ぶことに専念し、その断面でのデータを一旦記憶し、再生された画像上で各種操作を行うことで流量計測のためのＲＯＩを最適な位置に設定することにより容易に高精度で再現性のある流量データを得ることができ、超音波による定量的な心機能パラメータの計測が実用的となる。さらに、複数方向の超音波ビームを用いた血流量、特に心拍出量計測において、同一のデータに対してビーム直交法、流線直交法、両方のいずれかを選択することができ、またさらに複数の曲線あるいは、左室流出路と左室流入路となどの複数の領域を設定してデータ数を多くした場合などは、本実施例のようにプローブ操作とＲＯＩ設定とを時間的に分離したことによって初めて精度を上げることができる。特に左室流出路を十分カバーできるが操作性がやや繁雑であった流線直交法では操作性向上の効果が大きく、精度の高い計測が実用可能となる。また、走査線のそれぞれに時間遅れがあるが、数心拍分のメモリされたデータから補間によって時間差の誤差を極小にする様な演算を施すことが容易にできるようになる。また、血流のみならず、さらに心電図、血管径の変位、最高血圧、最低血圧などの多くのデータを入力しそれらの値と関連させた心機能パラメータを算出することも可能となり、機能が大幅に拡大される。
【００４８】
さらに、断層像と血流量等の時間的に変化するグラフデータを同一画面に、且つ時相を対応付けて表示することができ、各時相での詳細な心機能解析が可能である。また、このようにすれば、必要な情報のみを確実に記録することができ、また添付情報も追記することができるため、医療データの記録として最適なものとなる。
【００４９】
心拍動に伴って心臓自体が動いており、従って流入口や流出口も時々刻々と位置が変化する。このような場合は、大動脈あるいは僧帽弁の弁輪部を輪郭抽出の手法により自動的に求め、それをもとに一旦マニュアルで設定されたＲＯＩを流入口や流出口の移動に追従させるようにすることも可能である。
本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。
【００５０】
【発明の効果】
本発明では次のような効果が実現される。被検体に当接され、超音波を送信し、且つ反射波を受信するプローブを介して、被検体の断面が超音波ビームによりスキャンされる。受信信号に基づいて断層データと、速度データとが得られる。複数フレーム分の断層データと、速度データとが記憶される。スキャンが終了した後に、記憶されている断層データに基づいて断層像が再生され表示される。オペレータの操作により、再生され表示される断層像上にＲＯＩが設定される。このＲＯＩ上の速度データに基づいて血流量が計算される。オペレータは、断層像を再生しながらＲＯＩを設定できる。つまり、オペレータは、スキャン中はプローブを操作してスキャン面を最適な断面に合わせる作業に専念でき、また再生中はプローブの操作に煩わされることなくＲＯＩを最適な場所に設定することに専念できる。これにより、プローブを操作することと、ＲＯＩを最適な場所に設定するという２つの操作を同時に行う繁雑さが解消され、スキャン面を最適な断面に合わせる精度が向上し、且つＲＯＩを最適な場所に設定する精度が向上する。したがって、血流量等の計測精度が向上する。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例に係る超音波診断装置のブロック図。
【図２】図１のコンソールの主要部の構成を示す図。
【図３】図１のメモリユニットのブロック図。
【図４】本実施例の動作を示すタイムチャート。
【図５】血流量計測モードの起動前後の表示画像の変化を示す図。
【図６】ドプラモードのスキャン領域のステアリングの説明図。
【図７】ドプラモードのスキャン領域の視野角の選択の説明図。
【図８】オーバレイイメージ、断層イメージ、速度イメージを示す図。
【図９】ＲＯＩが設定された状態でのディスプレイの表示画面の一例を示す図。
【図１０】ＲＯＩの設定方法の説明図。
【図１１】代表的な２種類の血流量計測方法の説明図。
【図１２】ディスプレイの表示画面の一例を示す図。
【図１３】各種データの対応表を示す図。
【図１４】変形例に係る超音波診断装置のブロック図。
【符号の説明】
１０…プローブ、１１…クロック発生器、
１２…レートパルス発生器、１３…送信遅延回路、
１４…受信遅延回路、１５…パルサ、
１６…ケーブル、１７…増幅器、
１８…参照信号発生器、１９…ミキサ、
２０…ローパスフィルタ、２１…アナログディジタル変換器、
２２…ＭＴＩフィルタ、２３…ドプラ演算部、
２４…メモリユニット、２５…流量演算部、
２６…ディスプレイ、２７…ＣＰＵ、
２８…Ｂ／Ｗイメージング部、２９…ディジタルスキャンコンバータ、
３０…コンソール、５４…心電計。[0001]
[Industrial application fields]
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus capable of acquiring tissue images and velocity data.
[0002]
[Prior art]
In the diagnosis of the circulatory organ, it is important to observe the dynamics of the myocardium, observe the blood flow, and measure the blood flow, particularly the cardiac output supplied from the heart through the aorta to the whole body. Conventionally, various methods have been proposed, and among them, a method using ultrasonic waves is highly expected because it is non-invasive and simple. One of the methods is to scan an ultrasonic beam in a plurality of directions, obtain a blood velocity based on phase information of the reflected wave, and obtain a blood flow based on the blood velocity.
[0003]
However, this blood flow measurement method using ultrasonic waves has the following factors that reduce measurement accuracy. Consider the case of measuring cardiac output. It is assumed that sector scan that is optimal for cardiac examination is used.
[0004]
The doctor makes contact with the ultrasound probe on the chest wall of the subject, observes the tomogram in real time, changes the angle and position of the ultrasound probe with respect to the chest wall, and crosses the heart outflow path optimally. Align the scan surface with. This tomographic image of the scan plane is displayed on the monitor in real time. Then, the doctor operates a mouse, a trackball, or the like to set a line of interest or a region of interest (hereinafter simply referred to as a line of interest) on the tomographic image at an optimal position that crosses the outflow path. Finally, the doctor instructs the start of blood flow calculation when the setting of the line of interest is completed.
[0005]
By the way, the adjustment of the angle and position of the ultrasonic probe with respect to the chest wall needs to be precise. That is, even if the angle and position of the ultrasonic probe change slightly, the scan plane deviates from the optimum cross section. Furthermore, the position of the optimal cross section also moves according to the movement of the heart, and the angle and position of the ultrasonic probe must be finely adjusted to follow this. Therefore, the doctor must concentrate on adjusting the ultrasound probe so that the scan plane does not deviate from the optimum cross section until the measurement is completed. In this state, it is very difficult to actually perform the operation to set the line of interest, and the scan plane deviates from the optimum cross section, or the line of interest cannot be accurately set at the desired location. The accuracy of measurement of blood flow and the like is reduced.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that can concentrate on the alignment of the scan plane to the optimum cross section and the setting of the ROI to the optimum position, thereby measuring the blood flow rate and the like with high accuracy. That is.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
An ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention includes a probe that is in contact with a subject, transmits ultrasonic waves, and receives reflected waves, and drives the probe toFirst scan area inScanning means for scanning with an ultrasonic beam, based on the output of the scanning meansRegarding the first scan areaBased on the means for obtaining tomographic data and the output of the scanning meansA second scan area in the first scan areaMeans for obtaining speed data; first storage means for storing the tomographic data for a plurality of frames; second storage means for storing the speed data for a plurality of frames;An operation unit for operating a direction and an angle range of the second scan region;The tomographic data stored in the first storage means after the scanning by the scanning means is completed.On the basis of theTomogramPlayDisplay means for displaying, and by the display meansRegenerationOn the displayed tomogramIn the second scan areaOperating means for setting an ROI; and means for obtaining at least one of a blood flow velocity distribution, a blood flow volume, and a tissue velocity based on velocity data on the ROI stored in the second storage device. It has.
[0008]
[Action]
In the present invention, the following operation is realized. The cross section of the subject is scanned by the ultrasonic beam through a probe that is in contact with the subject, transmits ultrasonic waves, and receives reflected waves. Based on the received signal, tomographic data and velocity data are obtained. A plurality of frames of tomographic data and velocity data are stored. After the scan is completed, a tomographic image is reproduced and displayed based on the stored tomographic data. The ROI is set on the tomographic image reproduced and displayed by the operation of the operator. A blood flow is calculated based on the velocity data on the ROI. The operator can set the ROI while reproducing the tomographic image. In other words, the operator can concentrate on adjusting the scan surface to the optimum cross section by operating the probe during scanning, and can concentrate on setting the ROI at the optimal location without being bothered by the probe operation during reproduction. . This eliminates the complexity of simultaneously performing the two operations of operating the probe and setting the ROI at the optimal location, improving the accuracy of aligning the scan plane with the optimal cross section, and optimizing the ROI. The accuracy of setting is improved. Therefore, the measurement accuracy of blood flow and the like is improved.
[0009]
【Example】
An embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings.
First, the names related to various blood flow volumes handled here are simply defined.
The instantaneous blood flow rate refers to the amount of blood that flows in a region of interest (ROI) in a very short time, and is simply obtained by integrating the blood velocity degree for each minute area in the blood vessel cross section. Hereinafter, the instantaneous blood flow is simply referred to as blood flow. When the region of interest is set as an outflow channel, the blood flow rate is obtained as an outflow rate, and when the region of interest is set as an inflow channel, the blood flow rate is obtained as an inflow rate.
[0010]
The stroke volume refers to the volume of blood pumped from the ventricle by a single beat, and is given as an integrated value of the outflow amount or the inflow amount obtained within a single beat period.
The cardiac output is the amount of blood pumped from the ventricle per minute, and is given by multiplying the stroke volume by the heart rate.
[0011]
FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention. This ultrasonic diagnostic apparatus is configured as follows with the CPU 27 as a control center. The clock generator 11 generates clock pulses. The rate pulse generator 12 divides the clock pulse to generate a rate pulse of 5 KHz, for example. This rate pulse is distributed to the number of channels, the transmission delay circuit 13 focuses the ultrasonic wave into a beam shape, and a delay time necessary for oscillating the ultrasonic beam in a predetermined direction is given for each channel. Is sent to. The pulser 15 outputs a high-frequency voltage pulse for each channel at the timing of receiving the rate pulse. This voltage pulse is supplied to each element of the transducer array provided at the tip of the probe 10 via the cable 16. Thereby, an ultrasonic pulse is transmitted from the probe 10 into the subject. The transmitted ultrasonic pulse is reflected at the boundary of acoustic impedance. This reflected wave is received by each element of the transducer array of the probe 10, converted into an electric signal, and sent to the reception delay circuit 14 via the cable 16 and the amplifier 17. This signal is given a delay time for each channel by the reception delay circuit 14 and added. The output signal of the reception delay circuit 14 is detected by the B / W imaging unit 28. This detection signal is converted to digital. Thereby, a B-mode image, that is, tomographic data that is the basis of the tissue tomographic image is generated. This tomographic data is sent to the display 26 via a digital scan converter (DSC) 29, where it is visually displayed as a tomographic image. The tomographic data is sent to the memory unit 24 and stored therein.
[0012]
The output signal of the reception delay circuit 14 is multiplied by the reference signal of the ultrasonic fundamental frequency f0 (for example, f0 = 3.5 MHz) generated by the reference signal generator 18 by the mixer 19 and introduced into the low-pass filter 20. The Two systems each of the mixer 19 and the low-pass filter 20 are provided to constitute an orthogonal detection circuit. A Doppler signal having information on the Doppler shift frequency is obtained as two signals corresponding to the real part and the imaginary part by the quadrature detection circuit. Reference signals having a phase difference of 90 ° are respectively supplied to the two mixers 19. The Doppler signal is digitized by the A / D converter 21 and sent to the Doppler calculation unit 23 through the MTI filter 22, where the blood velocity is calculated for each of a plurality of sample points. The MTI filter 22 is configured as a high-pass filter for removing clutter components from a reflector having a slow motion speed such as a myocardium from the Doppler signal. Only the Doppler signal of the blood flow that has passed through the MTI filter 22 is supplied to the Doppler calculation unit 23. For one scanning line, a plurality of sample points are set at intervals of 0.5 mm, for example. The Doppler calculator 23 calculates the blood velocity for each sample point. The speed data is sent to the display 26 via the DSC 29 and displayed in real time. This is usually called a color Doppler and put into practical use. When the cutoff frequency of the MTI filter 22 is set to be equal to or lower than the moving speed of the myocardium, the myocardial speed is similarly displayed in color. This is usually read as tissue doppler. The speed data from the Doppler calculation unit 23 is also sent to the memory unit 24 and stored therein. The speed data stored in the memory unit 24 is sent to the flow rate calculation unit 25. The flow rate calculation unit 25 calculates quantitative information related to blood flow such as blood flow volume, stroke volume, and cardiac output based on the velocity data.
[0013]
The electrocardiograph 54 measures an electrocardiogram waveform corresponding to the motion of the heart as a voltage change. The output of the electrocardiograph 54 is displayed on the display 26 via the CPU 27 and the DSC 29 as an electrocardiogram waveform at the lower part of the tomographic image. The electrocardiogram data is sent from the CPU 27 to the memory unit 24 and stored therein.
[0014]
FIG. 2 is a configuration diagram of the main part of the console 30. The console 30 includes a switch 101 for turning on / off the blood flow measurement mode, switches 102 to 104 for selecting the viewing angle of the scan area in the Doppler mode, a switch 105 for steering the scan area in the Doppler mode, A switch 106 is provided for instructing the memory unit 24 to start tomographic image data, velocity data, overlay data, and electrocardiogram data. The console 30 also has a switch 107 for instructing the start of reproduction and a switch 108 for instructing the stop of reproduction as related to reproducing and displaying the stored tomographic data as a tomographic image after the scan is completed. A switch 109 for instructing slow playback, a switch 110 for instructing freeze (still), a switch 111 for instructing fast-forward playback, a switch 112 for instructing reverse playback, and the like are provided. In addition, the console 30 includes a switch 113 for instructing start of ROI setting and a trackball for sweeping the ROI with a cursor on the screen of the display 26 as related to setting of the ROI as a place for obtaining blood flow. (Or mouse or digitizer) 113 and sub switch 115 are provided. Further, the console 30 is equipped with a switch 116 for instructing the start of blood flow calculation after the ROI setting is completed.
[0015]
FIG. 3 is a block diagram of the memory unit 24. The memory unit 24 has a memory controller 201 as a sub-controller of the CPU 27 as a control center, an overlay frame memory 202 for storing overlay data, and a first unit for storing tomographic data for n frames as n ≧ 1. Frame memory group 203, second frame memory group 204 for storing speed data for n frames, flow rate data memory 205 for storing flow rate data calculated by the flow rate calculation unit 25, and for storing electrocardiogram data And an electrocardiogram data memory 206.
[0016]
Next, the operation of this embodiment will be described. Here, it is assumed that the scan method is sector scan. The B-mode scan region has a viewing angle of, for example, 90 °, and the Doppler mode scan region is selected from narrower viewing angles of, for example, 15 °, 20 °, 30 °, 45 °, or 60 °. The Doppler mode scan area is included in the B mode scan area. A comprehensive propagation path of ultrasound determined by delay control of ultrasound transmission and reception is referred to as a scanning line. The B-mode scan area includes a plurality of scan lines. The scan area in the Doppler mode includes a smaller number of, for example, eight scan lines. In the B-mode scan, ultrasonic waves are transmitted and received once for each scanning line in the B-mode scan area. In the Doppler mode scan, transmission / reception of ultrasonic waves is performed twice or more, for example, 16 times for each scanning line in the scanning region of the Doppler mode. The B mode scan and the Doppler mode scan are mixed in the scan for one frame so that the tomographic data and the flow rate data can be obtained at substantially the same time phase. This mixed scan is referred to as a B / D mode scan. In this B / D mode scan, transmission / reception is performed once for each of a plurality of scanning lines outside the Doppler mode scan area and included in the B mode scan area. Eight transmission lines within the B-mode scan area and included in the Doppler-mode scan area are individually sent and received once for the B-mode, and then sent and received for the Doppler mode. Is repeated 16 times.
[0017]
FIG. 4 is a time chart showing an operator's operation procedure required for blood flow measurement according to the present embodiment. In order to measure the blood flow, a B / D mode scan is performed. Initially, the switch 101 is in an OFF state. In this state, the color velocity image is superimposed on the tomographic image and displayed on the display 26 in real time as shown in FIG. When the switch 101 is switched to ON, the blood flow measurement mode is activated. In the blood flow measurement mode, the CPU 27 creates overlay data for indicating a scan area in the Doppler mode on the screen. This overlay data is frame data, and is expressed as, for example, a dotted marker surrounding a Doppler mode scan area. In the state where the blood flow measurement mode is activated, a color flow velocity image is superimposed on the tomographic image and displayed on the display 26 in real time as shown in FIG. 5A, or as shown in FIG. 5B. The color image of the speed image disappears, and a dotted line marker indicating the Doppler mode scan area is superimposed on the tomographic image as an overlay and displayed on the display 26 in real time.
[0018]
In this display mode, the operator first operates the probe 10 in order to match the scan plane with the optimal cross section, here, the vertical cross section of the heart passing through the center of the cross section of the left ventricular outflow tract while observing the tomogram. . That is, the operator adjusts the contact position and angle of the probe 10 with respect to the chest surface of the subject. In the diagnosis of circulatory diseases using the heart as a representative organ, it is essential to select the optimal cross section in order to obtain blood flow with high accuracy. In the display mode in which the color flow velocity image of FIG. 5A is displayed overlaid on the tomographic image, the blood flow state is easily captured in real time, while the display of the velocity image disappears and the dotted line marker is displayed overlaid on the tomographic image. Then, the problem that the tomographic image is hidden in the velocity image and is difficult to see is solved, and the scan plane can be easily aligned with the optimum cross section. The operator can select a display mode in which the scan plane can be easily adjusted to the optimum cross section.
[0019]
After the scan plane is adjusted to the optimum cross section, the operator switches with reference to the marker so that the Doppler mode scan area covers the left ventricular outflow passage cross section at a minimum while maintaining the position and angle of the probe 10. 105 is operated to steer the scan area in the Doppler mode as shown in FIGS. 6A and 6B, and the switches 102 to 104 are operated to display FIGS. 7A and 7B. As shown, the viewing angle of the scan area in Doppler mode is selected.
[0020]
Next, the operator operates the memory start switch 106. The overlay data (see FIG. 8A) at this time is sent from the CPU 27 to the overlay frame memory 202 of the memory unit 24 and stored. Further, tomographic data (see FIG. 8B) for n frames corresponding to a plurality of heartbeat cycles (for example, 5 to 10 heartbeat cycles) after the operation of the switch 106 is the first frame memory group of the memory unit 24. 203. In the tomographic data, the data collection time is attributed as an elapsed time from the memory start in a frame unit. Also, speed data (see FIG. 8C) for n frames corresponding to a plurality of heartbeat cycles (for example, 5 to 10 heartbeat cycles) after the operation of the switch 106 is stored in the second frame memory group of the memory unit 24. 204 stored. Similarly, in the speed data, the data collection time is attributed as an elapsed time from the memory start in units of frames. Further, electrocardiogram data for a plurality of heartbeat cycles after the operation of the switch 106 is stored in the electrocardiogram data memory 206. Similarly, in ECG data, the data collection time is attributed as the elapsed time from the memory start.
[0021]
Since the data collection time is attributed to the tomographic data, velocity data, and electrocardiogram data, these data can be displayed in time series, and each data can be correlated in time.
[0022]
Although the memory unit 24 is instructed to start the memory, a fixed amount of data, for example, 10 seconds of data is always stored, the data exceeding 10 seconds overflows, and when the memory stop is instructed, the time The previous 10 seconds of data may be stored in memory.
[0023]
When the storage of the tomographic data, speed data, and electrocardiogram data for a predetermined heartbeat cycle is completed, the B / D mode scan is automatically ended under the control of the CPU 27.
[0024]
After the scan, the operator operates the playback start switch 107 at an arbitrary time. As a result, the tomographic data is sequentially read from the first frame memory group 203 of the memory unit 24 at the frame rate at the time of data collection, and is visually displayed as a tomographic image on the display 26 via the DSC 29 as a moving image. Displaying tomographic data or the like stored in the memory unit 24 as a moving image on the display 26 after the end of scanning, rather than displaying the image in real time during scanning, is defined as “reproduction”. At this time, the flow velocity data or the overlay data from the overlay frame memory 202 is read from the second frame memory 202 group, and a marker representing a color flow velocity image or a Doppler mode scan area is superimposed on the tomographic image on the display 26 ( Overlay) is displayed.
[0025]
The frame rate and order of reading the tomographic data from the memory unit 24 can be changed, and the operator reproduces the tomographic image at an arbitrary speed by appropriately operating the switches 109 to 111, and freezes the specific tomographic image at a freeze. Can be displayed, and can be reproduced in the reverse direction. Further, it is preferable that the CPU 27 controls the reproduction so that the tomographic data for n frames stored in the memory unit 24 is reproduced in an endless manner from the first heartbeat again after the reproduction of the tomographic data for n frames.
[0026]
Next, the operator shifts to the setting operation of the ROI when the switch 113 is operated. By this operation, the cursor is displayed as an overlay on the tomographic image on the display 26. The operator operates the trackball 114 on the reproduced tomographic image to draw the ROI to the optimum place. FIG. 9 is a diagram illustrating a state in which the ROI is set.
[0027]
After setting the ROI at the optimum location, the operator operates the switch 116 to instruct the start of blood flow calculation. The set ROI position information is supplied from the CPU 27 to the memory controller 201. The memory controller 201 controls the second frame memory group 204 according to this information, and causes the flow rate calculation unit 25 to read speed data of a plurality of sample points corresponding to the set ROI positions. The flow rate calculation unit 25 calculates the blood flow based on the read speed data. The flow rate data is numerically displayed on the display 26 via the DSC 29, or is displayed as a graph indicating a temporal change in blood flow, or both. The graph data is composed of, for example, DSC 29. The flow rate data is sent to the flow rate data memory 205, and the data collection time is attributed and stored.
[0028]
As described above, in the diagnosis of cardiovascular disease, when measuring quantitative information such as blood flow, the setting of the cross section and the setting of the ROI are preferably performed in order to achieve highly accurate measurement. It is essential. In this embodiment, the operator selects the optimum cross section by operating the probe 10 while observing the tomographic image in real time in parallel with the scan. In particular, when measuring the outflow amount and the inflow amount at the same time, the cross section must be set with the latest care so that the Doppler scan range includes the outflow port and the inflow port. Further, after the scan is completed, the ROI is set while observing the reproduced image. That is, it is not necessary to perform the ROI setting operation in parallel with the scan. Therefore, the operator can concentrate on the operation of the probe 10 to select the optimum cross section during the scan, and can concentrate on the ROI setting operation without being bothered by the operation of the probe 10 after the end of the scan. Therefore, an environment in which selection of a cross section and setting of ROI can be suitably performed is provided. Thereby, measurement of blood flow etc. with high accuracy is realized.
[0029]
Next, an ROI setting method will be described. Here, the case where the outflow amount is obtained is assumed. The left ventricular outflow channel has a substantially circular cross section. In this case, the optimum cross section is the longitudinal section of the heart passing through the center of the cross section of the left ventricular outflow tract. The optimal ROI location is the location that crosses the left ventricular outflow channel. The beam orthogonal method and the streamline orthogonal method have been proposed as methods for obtaining the blood flow rate, but the method employed in this embodiment is not limited to any one. 10A shows the ROI of the beam orthogonal method, FIG. 10B shows the ROI of the streamline orthogonal method, and FIG. 10C shows the ROI of the progressive streamline orthogonal method. ing. In FIG. 10A to FIG. 10C, the Doppler mode scanning lines are indicated by alternate long and short dash lines. In addition, in FIG. 10 (a) to FIG. 10 (c), the streamline vector of the blood flow is indicated by an arrow.
[0030]
In the beam orthogonal method, ROIA-A is drawn with a straight line, a curved line, or a mixed line thereof so as to cross, for example, the left ventricular outflow channel and to be orthogonal to all scan lines in the Doppler mode. In the streamline orthogonal method, ROIA-A is drawn with a straight line, a curve, or a mixed line thereof, for example, so as to cross the left ventricular outflow tract and to be orthogonal to the bloodstream streamline vector. In order to obtain the absolute velocity of the blood flow, an angle formed between the scanning line and the blood flow direction is required. In the beam orthogonal method, it is only necessary to draw the ROI so as to connect points of the same depth on the eight scanning lines, and it is easy to automate, so the operator only needs to adjust the depth and set the ROIA-A. Although it has the advantage that the operation is simple, it also has the disadvantage of being troublesome because it is necessary to input an angle for each scanning line. The streamline orthogonal method has an advantage that an operator needs an ROI to determine a velocity vector and make it orthogonal thereto, which is cumbersome but does not require an angle input. As shown in FIG. 10C, a plurality of concentric ROIs can be set. In this case, the measurement accuracy is improved as the number of sample points is increased as compared with one ROI. As described above, by separating the data collection by the probe operation and the ROI setting time, the optimum ROI setting or a plurality of ROI settings can be made for the same data, and the accuracy is further improved. In addition, the ROI can be set for each of the outlet and the inlet, and the outflow amount and the inflow amount can be simultaneously measured using the velocity data of the same frame. This is impossible in the prior art in which data collection by probe operation and ROI setting are performed simultaneously. When measuring the blood flow of the blood vessel, the ROI is set as shown in FIG. 11A in the beam orthogonal method, and the ROI is set as shown in FIG. 11B in the stream line orthogonal method.
[0031]
Next, a blood flow measurement method will be described. Usually, blood vessels (arterial system) and the left ventricular outflow tract are considered to have a circular cross section and an axisymmetric distribution of velocity. This blood vessel cross section is considered as a collection of a plurality of concentric rings. Each ring is set so that one sample point exists at the center of the width. Let a be the interval between sample points. The width of each ring is a. Assuming that one sample point exists at the center of the blood vessel cross section, the distances from the center to the sample point are a, 2a, 3a,. The inner radius of each ring from the center is a / 2, a + a / 2, 2 · a + a / 2,. Let Ri be the radius inside the i-th ring from the center. Cross section S of the ring_i Is

Given in.
[0032]
The absolute velocity value at each sample point is V in order from the center.₁ , V₂ ... V_i ... V_n And If the velocity distribution is symmetrical with respect to the center of the blood vessel cross section, the blood flow q flowing through the i-th ring_i Is
q_i = V_i ・ S_i
Given in.
[0033]
Therefore, the blood flow Q flowing through the blood vessel is

Given in.
[0034]
Since the velocity distribution is not completely symmetrical, the average value of the velocity values of two sample points that are equidistant from the center of the blood vessel cross section is expressed as S_i It is usually done as.
[0035]
Next, a display method on the display 26 will be described. FIG. 12 shows an example of the display screen of the display 26. The display screen described here is realized by the control of the CPU 27. If the frame period of the scan is 64 ms, tomographic data and velocity data for about 16 sheets (16 frames) per second can be obtained, and this data is stored in the memory unit 24 for, for example, 5 seconds together with the electrocardiogram data. Is done. Assuming about 16 frames per second, 80 frames of two-dimensional data are stored in 5 seconds. Since each data has time information, the flow rate calculated by the flow rate calculation unit 25 also has time information and can be associated with a frame of a tomographic image and an electrocardiographic waveform.
[0036]
FIG. 13 is a table showing the tomographic frames numbered in order from the earliest in time, and the ECG voltage, the flow rate of the left ventricular outflow passage, the flow rate of the left ventricular inflow passage, etc. corresponding to that time. It is created and stored in the internal memory of the CPU 27 or the memory unit 24. Furthermore, velocity data at each sample point for obtaining a velocity profile is added as necessary. The CPU 27 creates various graphs as will be described later based on the speed data, flow rate data, and the like. These graph data are displayed as various time waveforms on the same screen together with the tomographic image on the display 26 as shown in FIG. The graph data may be created by the CPU 27 or the flow rate calculation unit 25.
[0037]
As shown in FIG. 12, a marker indicating a tomographic image and a Doppler mode scan area is displayed on the left side of the screen of the display 26, and various data are displayed in a graph on the right side with time on the horizontal axis. Below the tomogram, the stroke volume is “SV = 73 (ml)”, the cardiac output is “CO = 4570 (ml)”, and the average heart rate is “HR = 68 (/ sec)”. Is displayed numerically.
[0038]
In the upper right side of FIG. 12, the horizontal axis represents time, the vertical axis represents blood flow, and the graph represents the time variation of the outflow amount squeezed out from the left ventricular outflow passage where the ROI is drawn. The second row from the upper right is a graph in which velocity profiles indicating the distribution of blood flow along the radial position D of the left ventricular outflow passage are arranged at equal intervals in time series. It is observed that the velocity distribution in the radial direction of the left ventricular outflow passage is changing every moment due to the temporal change of the velocity profile. The third row from the upper right is a graph showing the time change of the inflow amount flowing in from the left ventricular inflow passage where the horizontal axis represents time, the vertical axis represents blood flow, and the ROI is drawn. The temporal change in the outflow amount and the temporal change in the inflow amount are out of phase, but the average value of the blood flow per pulsation is equal. The lower right side is a graph showing an electrocardiogram waveform.
[0039]
In order to simultaneously measure the outflow amount and the inflow amount, it is necessary to set a wide Doppler mode scan region so as to include the left ventricular outflow passage and the left ventricular inflow passage. In addition, it is necessary to set a total of two ROIs, one for each of the left ventricular outflow passage and the left ventricular inflow passage, and to obtain the blood flow volume for each ROI. Instead of setting two ROIs, one ROI may be set to be long from the left ventricular outflow passage to the left ventricular inflow passage. In this case, the outflow amount is obtained based on the positive blood flow velocity, and the inflow amount is obtained based on the negative blood flow velocity. An electrocardiogram waveform is displayed at the bottom right side.
[0040]
All graphs on the right are displayed with the same time phase. The position where the time phase marker is arranged along the time axis of the right graph by the CPU 27 corresponds to the time phase of the left tomographic image. For example, when a tomographic image is played back as a movie, or displayed in fast forward playback or reverse playback, the time phase marker moves to the left and right accordingly, and the relationship between the time phase of the tomographic image and the numerical values on the graph Is clearly shown. When the operator uses the trackball 114 to move the time phase marker, a time phase tomogram corresponding to the position of the time phase marker is displayed under the control of the CPU 27. Also in the second-stage profile from the upper right, the corresponding time phase is shown as shown by the dotted line.
[0041]
The electrocardiogram waveform needs to display data at intervals smaller than the frame interval. As will be described later, a finer time interval can be set between the frames in FIG. 13, and interpolation data can be used for data other than the electrocardiogram.
[0042]
Multiplying the stroke volume by the average heart rate gives the cardiac output. The unit is (ml / min), and the numerical value is displayed below the tomographic image together with the average heart rate.
When recording these data, it is possible to select and record only necessary data using a dedicated keyboard (not shown) or a normal keyboard or mouse, and it is easy to add necessary findings. .
[0043]
As described above, tomographic data and velocity data for a plurality of frames are temporarily stored in the memory unit 24, so that the cross-section selection operation and the ROI setting operation are performed in a time-sharing manner. Can concentrate on the operation of the probe 10, and can concentrate on the setting operation of the ROI without being bothered by the operation of the probe 10 after the end of scanning. This means that the operator can be given a margin that allows the scanning plane to be adjusted to the optimal cross section and that the ROI can be set at the optimal location, leading to the realization of highly accurate blood flow measurement.
[0044]
The adoption of such a time division method makes it possible to obtain not only flow measurement but also other data necessary for diagnosis of other cardiovascular diseases at the same time. A modification of the first embodiment that makes it possible to obtain other data simultaneously will be described below.
[0045]
Normally, the number of the probe 10 is one. However, when a change in the diameter of a blood vessel (for example, an aorta) that is proportional to a change in blood pressure is measured simultaneously with a blood flow, an index useful for evaluating the circulatory system or cardiac function (for example, Volume curve). FIG. 14 schematically shows the configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus using two

probes

10a and 10b. The rate pulse generator 12, the transmission delay circuit 13, the pulser 15, the AMP 17, and the reception delay circuit 14 of FIG. 1 are collectively provided as a transmission / reception circuit 50, and a mixer 19, a low-pass filter 20, a reference signal generator 18, and an A / D converter. 21, the MTI filter 22, and the Doppler calculation unit 23 are collectively referred to as a Doppler unit 52. In addition, the same parts as those in FIG.
[0046]
The outputs of the imaging unit 28 and the Doppler unit 52 are input to the memory unit 24 and also input to the DSC 29 and displayed on the display 26. The blood vessel diameter displacement measurement data obtained by the displacement measuring unit 53 is input to the memory unit 24 and stored together with the blood vessel cross-sectional image detected by the same transducer. The timing of the electrocardiogram waveform or R wave obtained from the electrocardiograph 54 is stored in the memory unit 24 via the input device 30 and the CPU 27. When the doctor selects a cross section suitable for measuring the blood flow volume and the displacement of the blood vessel diameter with the two

probes

10a and 10b and presses the memory start button 106 of the console 30, each data is stored in the memory unit 24 and the blood flow volume. Similar to the case of measurement, several heartbeats (for example, 5 to 10 heartbeats) are stored, and an evaluation index of a target cardiac function is calculated by the CPU 27 by various operations thereafter, and displayed on the display 26 as a graph or a numerical value. be able to. In this case, the maximum blood pressure value and the minimum blood pressure value of the patient that have already been measured can be input through the console 30 and used for calculation of cardiac function parameters.
[0047]
Thus, in diagnosing cardiovascular diseases with blood vessels and the heart as representative organs, selecting the optimal cross section for measurement is essential to obtain highly accurate and reproducible data. In the embodiment, the doctor is devoted to selecting the optimum section, temporarily storing the data in the section, and performing various operations on the reproduced image to set the ROI for measuring the flow rate at the optimum position. Thus, highly accurate and reproducible flow rate data can be easily obtained, and quantitative measurement of cardiac function parameters using ultrasonic waves becomes practical. Furthermore, in blood flow measurement using ultrasonic beams in multiple directions, especially cardiac output measurement, either beam orthogonal method or stream line orthogonal method can be selected for the same data, and further When the number of data is increased by setting multiple areas such as multiple curves or left ventricular outflow channel and left ventricular inflow channel, the probe operation and ROI setting are separated in time as in this embodiment. This is the first time that accuracy can be improved. In particular, the streamline orthogonal method, which can sufficiently cover the left ventricular outflow channel but is somewhat complicated, has a great effect of improving the operability and enables highly accurate measurement. In addition, although there is a time delay in each of the scanning lines, it is possible to easily perform an operation for minimizing the time difference error by interpolation from the stored data for several heartbeats. In addition to blood flow, it is also possible to input a lot of data such as electrocardiogram, blood vessel diameter displacement, systolic blood pressure, diastolic blood pressure, etc., and calculate cardiac function parameters related to those values, greatly increasing the function Expanded to
[0048]
Furthermore, temporally changing graph data such as a tomogram and blood flow volume can be displayed on the same screen in association with time phases, and detailed cardiac function analysis in each time phase is possible. Further, in this way, only necessary information can be surely recorded, and attached information can be additionally recorded, which is optimal as medical data recording.
[0049]
As the heart beats, the heart itself moves, so the position of the inlet and outlet also changes from moment to moment. In such a case, the annulus of the aorta or the mitral valve is automatically obtained by the contour extraction technique, and the ROI once set manually is made to follow the movement of the inlet and outlet. It is also possible to make it.
The present invention is not limited to the above-described embodiments and can be variously modified and implemented.
[0050]
【The invention's effect】
In the present invention, the following effects are realized. The cross section of the subject is scanned by the ultrasonic beam through a probe that is in contact with the subject, transmits ultrasonic waves, and receives reflected waves. Based on the received signal, tomographic data and velocity data are obtained. A plurality of frames of tomographic data and velocity data are stored. After the scan is completed, a tomographic image is reproduced and displayed based on the stored tomographic data. The ROI is set on the tomographic image reproduced and displayed by the operation of the operator. A blood flow is calculated based on the velocity data on the ROI. The operator can set the ROI while reproducing the tomographic image. In other words, the operator can concentrate on adjusting the scan surface to the optimum cross section by operating the probe during scanning, and can concentrate on setting the ROI at the optimal location without being bothered by the probe operation during reproduction. . This eliminates the complexity of simultaneously performing the two operations of operating the probe and setting the ROI at the optimal location, improving the accuracy of aligning the scan plane with the optimal cross section, and optimizing the ROI. The accuracy of setting is improved. Therefore, the measurement accuracy of blood flow and the like is improved.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing a configuration of a main part of the console of FIG. 1;
FIG. 3 is a block diagram of the memory unit of FIG. 1;
FIG. 4 is a time chart showing the operation of the embodiment.
FIG. 5 is a diagram showing a change in a display image before and after starting a blood flow measurement mode.
FIG. 6 is an explanatory diagram of steering in a scan area in Doppler mode.
FIG. 7 is an explanatory diagram of selection of a viewing angle of a scan area in Doppler mode.
FIG. 8 is a diagram showing an overlay image, a tomographic image, and a velocity image.
FIG. 9 is a diagram showing an example of a display screen on a display in a state where an ROI is set.
FIG. 10 is an explanatory diagram of a ROI setting method.
FIG. 11 is an explanatory diagram of two typical blood flow measurement methods.
FIG. 12 is a diagram showing an example of a display screen on the display.
FIG. 13 is a diagram showing a correspondence table of various data.
FIG. 14 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a modification.
[Explanation of symbols]
10 ... probe, 11 ... clock generator,
12 ... rate pulse generator, 13 ... transmission delay circuit,
14 ... reception delay circuit, 15 ... pulsar,
16 ... Cable, 17 ... Amplifier,
18 ... reference signal generator, 19 ... mixer,
20 ... Low-pass filter, 21 ... Analog-digital converter,
22 ... MTI filter, 23 ... Doppler calculation unit,
24 ... Memory unit 25 ... Flow rate calculation unit,
26 ... Display, 27 ... CPU,
28 ... B / W imaging unit, 29 ... Digital scan converter,
30 ... console, 54 ... electrocardiograph.

Claims

A probe that is in contact with the subject, transmits ultrasonic waves, and receives reflected waves;
Scanning means for driving the probe to scan a first scan region in the subject with an ultrasonic beam;
Means for obtaining tomographic data relating to the first scan region based on the output of the scanning means;
Means for obtaining velocity data relating to a second scan area in the first scan area based on an output of the scan means;
First storage means for storing the tomographic data for a plurality of frames;
Second storage means for storing the speed data for a plurality of frames;
An operation unit for operating a direction and an angle range of the second scan region;
Display means for reproducing and displaying a tomographic image based on the tomographic data stored in the first storage means after the scanning by the scanning means is completed;
Operating means for setting an ROI on the tomographic image reproduced and displayed by the display means in the second scan area ;
Means for obtaining at least one of a blood flow velocity distribution, a blood flow volume, and a tissue velocity based on velocity data on the ROI stored in the second storage device. apparatus.

Third storage means for storing scan area data representing the scan area from which the speed data was obtained is further provided, and one of a marker indicating the scan area based on the scan area data and a speed image based on the speed data is provided. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the ultrasonic diagnostic apparatus is displayed by being superimposed on the tomographic image by the display unit.

The tomographic data stored in the first storage means and the speed data stored in the second storage means are stored in correspondence with each other's data collection time. The ultrasonic diagnostic apparatus according to 1.

2. The device according to claim 1, further comprising means for measuring and storing an electrocardiogram of the subject, wherein the tomographic data, the velocity data, and the electrocardiogram data are stored in association with each other at a data collection time. Ultrasound diagnostic equipment.

The first storage means stores the tomographic data for a plurality of frames corresponding to at least one heartbeat period, and the second storage means stores the speed data for a plurality of frames corresponding to at least one heartbeat period. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 4.

Prior Symbol display means to display the same screen together with the tomogram temporal change of the blood flow as a graph, is displayed along the time axis of the graph marker for representing temporal tomographic image displayed The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1 .

The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 6, further comprising an input unit for moving a display position of the marker, wherein the display unit displays a tomographic image of a time phase corresponding to the position of the marker. .

Prior Symbol display means displays a graph showing the change over time of the blood flow, time phase of the different claim 1, wherein the display arranged in time series the blood flow velocity distribution Ultra Ultrasonic diagnostic equipment.