JP2003164454A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 心室の容積の演算に要する検者の負担を低減
することが可能な技術を提供する。 【解決手段】 超音波振動子からの超音波ビームの送受
波を制御して測定対象の断層像を所定周期で時系列的に
収集する手段と、同一の断層部位に対する時系列断層像
間で減算処理し、前記断層部位の差分断層像を順次生成
する手段と、前記差分断層像を同一画面上に表示する表
示手段と、前記表示手段に表示された前記差分断層像と
交わる線分を設定する手段と、前記設定された線分に対
応する一連の画素データを輝度変化として読み出す手段
と、該読み出された輝度変化から前記測定対象の壁部を
検出する手段と、前記検出された壁部に基づいて前記測
定対象の容積を演算する手段とを備える。
することが可能な技術を提供する。 【解決手段】 超音波振動子からの超音波ビームの送受
波を制御して測定対象の断層像を所定周期で時系列的に
収集する手段と、同一の断層部位に対する時系列断層像
間で減算処理し、前記断層部位の差分断層像を順次生成
する手段と、前記差分断層像を同一画面上に表示する表
示手段と、前記表示手段に表示された前記差分断層像と
交わる線分を設定する手段と、前記設定された線分に対
応する一連の画素データを輝度変化として読み出す手段
と、該読み出された輝度変化から前記測定対象の壁部を
検出する手段と、前記検出された壁部に基づいて前記測
定対象の容積を演算する手段とを備える。
Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、超音波診断装置に
関し、特に、断層像から被検体の心室の容積を演算する
技術に関するものである。 【０００２】 【従来の技術】従来の超音波診断装置は、測定対象とな
る被検体の体内に超音波を照射し、その反射された超音
波の情報から該被検体の断層像等を得る診断装置であ
る。そして、近年では、断層像としてたとえば心臓を含
む画像を表示装置に表示させ、その表示された心臓の画
像を基にしてその体積値等を演算できるものが知られる
に到った。すなわち、表示された心臓の画像上におい
て、該心臓を横切る幾つかの線分をトラックボール等に
よって指定することによって、該心臓の体積値（容積
値）が表示されるようになっていた。この際、装置内で
は該線分における心臓内の線分長のデータを読みだし、
そのデータから予め設定した演算式を用いて該体積値を
演算するようになっていた。 【０００３】この心臓の容積を推定する方法には、表示
装置に表示させた心室の短軸経から容積を推定する方法
や、心室を回転楕円近似しその容積を演算することによ
り心室の容積を推定するエリアレングス法や、心室を２
腔断面と４腔断面とから近似し心室の容積とするシンプ
ソン法等があった。 【０００４】 【発明が解決しようとする課題】本発明者は、前記従来
技術を検討した結果、以下の問題点を見いだした。従来
の超音波診断装置を用いた心室の容積を推定する方法の
内で、表示装置に表示させた心室の短軸経から容積を推
定する方法やエリアレングス法では、測定対象となる心
室の収縮末期の断層像と拡張末期の断層像とが必要であ
った。このために、検者は少なくとも１心拍分以上の断
層像を撮像する必要があると共に、得られた複数枚の断
層像から収縮末期の断層像と拡張末期の断層像とを選択
する必要があるので、検査に要する操作が繁雑なものと
なってしまうという問題があった。 【０００５】また、シンプソン法では、各時相における
２腔断面と４腔断面との断層像が必要となるので、心電
同期の断層像をそれぞれ収集する必要があり、検査に要
する操作がさらに繁雑なものとなってしまうという問題
があった。 【０００６】特に、超音波診断装置を用いた心室の容積
の演算は、人間ドックの心電図検査等で疑問が生じた被
検体に対して一般的に行われる検査となっているので、
１回の検査に要する負担の軽減が切望されていた。 【０００７】本発明の目的は、心室の容積の推定に要す
る検者の負担を低減することが可能な技術を提供するこ
とにある。 【０００８】本発明の前記ならびにその他の目的と新規
な特徴は、本明細書の記述及び添付図面によって明らか
になるであろう。 【０００９】 【課題を解決するための手段】本願において開示される
発明のうち、代表的なものの概要を簡単に説明すれば、
下記のとおりである。 【００１０】（１）超音波振動子からの超音波ビームの
送受波を制御して測定対象の断層像を所定周期で時系列
的に収集する手段と、同一の断層部位に対する時系列断
層像間で減算処理し、前記断層部位の差分断層像を順次
生成する手段と、前記差分断層像を同一画面上に表示す
る表示手段と、前記表示手段に表示された前記差分断層
像と交わる線分を設定する手段と、前記設定された線分
に対応する一連の画素データを輝度変化として読み出す
手段と、該読み出された輝度変化から前記測定対象の壁
部を検出する手段と、該検出された壁部に基づいて前記
測定対象の容積を演算する手段とを備えた超音波診断装
置。 【００１１】前述した手段によれば、収集手段により収
集された時系列の断層像を同一の断層部位に対する時系
列断層像間で減算処理することにより断層部位の差分断
層像を順次生成し、得られた差分断層像を表示手段の同
一画面上に表示すると共に、設定手段から入力された差
分断層像と交わる線分に対応する一連の画素データを輝
度変化として読み出す。ここで、検出手段がこの読み出
された輝度変化から測定対象の壁部を検出し、演算手段
が検出された壁部に基づいて測定対象の容積を演算する
構成となっているので、検者が複数の断層像から容積の
算出に必要となる断層像の選択が不要となる。その結
果、心室の容積の演算に要する検者の負担を低減するこ
とができ、診断効率を向上することが可能となる。 【００１２】 【発明の実施の形態】以下、本発明について、発明の実
施の形態（実施例）とともに図面を参照して詳細に説明
する。なお、発明の実施の形態を説明するための全図に
おいて、同一機能を有するものは同一符号を付け、その
繰り返しの説明は省略する。 【００１３】（実施の形態１）図１は本発明の実施の形
態１の超音波診断装置の概略構成を説明するための図で
あり、１０１は探触子、１０２は超音波送受信部、１０
３はＤＳＣ部、１０４は操作パネル、１０５は表示装置
を示す。ただし、実施の形態１の超音波診断装置は、表
示装置に表示させた心室の短軸経から容積を推定する方
式である。 【００１４】図１から明らかなように、実施の形態１の
超音波診断装置は、超音波送受信部１０２から探触子１
０１の図示しない振動子に供給される送波信号に基づい
て、複数の振動子が駆動されて図示しない被検体の診断
部位に超音波が送波される構成となっている。被検体内
で反射された超音波（以下、反射波と記す）の内で探触
子１０１の各振動子に入射した反射波は、各振動子で電
気信号に変換され超音波送受信部１０２に入力される。
この振動子毎の電気信号すなわちアナログの受波信号
は、超音波送受信部１０２で増幅された後に、図示しな
いＡ／Ｄ変換器に入力されて振動子毎のデジタルデータ
すなわちデジタルの受波信号に変換され、ＤＳＣ部１０
３に出力される。 【００１５】ＤＳＣ部１０３は周知のＤＳＣ１０３ａと
差分処理ユニット１０３ｂとから構成されており、ＤＳ
Ｃ１０３ａが、まず探触子１０１に配列される振動子位
置と焦点位置との距離に応じた遅延時間を受波信号に与
えることによって、焦点位置から各振動子に到達するま
での反射の到達時間差すなわち各振動子が受波した反射
波の位相を揃えると共に、焦点位置を可変させる。次
に、ＤＳＣ１０３ａは各振動子に対応した受波信号を加
算して超音波ビームを形成する。この超音波ビームは、
ＤＳＣ１０３ａの図示しない格納手段等に順次格納さ
れ、１画面分（１フレーム分）の超音波ビームの走査が
終了した時点で、ＤＳＣ１０３ａはｌｏｇ圧縮やフィル
タリング処理等の周知の画像処理を行い、１画面分の断
層像（断層像データ）を形成する。この形成された１画
面分の断層像データはＤＳＣ１０３ａが有する図示しな
い格納手段であるＢ像フレームメモリに順次格納される
構成となっている。 【００１６】また、ＤＳＣ部１０３を構成する差分処理
ユニット１０３ｂは、ＤＳＣ１０３ａから出力される１
画面分の断層像と、Ｂ像フレームメモリに格納される断
層像データとを時系列順に入力する構成となっており、
この入力された時系列断層像間で減算処理を行い、診断
部位の差分断層像（差分断層像データ）を形成する構成
となっている。また、差分処理ユニット１０３ｂは、得
られた差分断層像データを図示しない格納手段であり、
差分処理ユニット１０３ｂが有するＤＳＥフレームメモ
リに順次格納する構成となっている。なお、Ｂ像フレー
ムメモリに格納される断層像データを時系列順に読み込
み、この読み込んだ断層像データから差分断層像を形成
する構成としてもよいことはいうまでもない。 【００１７】ここで、操作パネル１０４から心室の容積
の演算として左室容積の演算処理が指示されている場合
には、差分処理ユニット１０３ｂはＤＳＥフレームメモ
リから差分断層像データを順次読み出す。次に、差分処
理ユニット１０３ｂは、この読み出した差分断層像デー
タを少なくとも被検体の１心拍分積算することによっ
て、差分断層像データのみが重畳された画像（重畳断層
像）を生成する。この後に、ＤＳＣ部１０３を構成する
図示しないＤ／Ａ変換器が得られた重畳断層像を表示装
置１０５の入力形式に応じたビデオ信号に変換し、表示
装置１０５の表示画面上に画像表示させる。 【００１８】このとき、操作パネル１０４から入力され
た直線情報に基づいて、ＤＳＣ部１０３を構成する図示
しない直線設定手段が重畳断層像に重ねて直線を生成す
る。次に、ＤＳＣ部１０３構成する図示しない交点演算
手段が重畳断層像と直線との交点位置を演算する。ここ
で、この交点位置に基づいてＤＳＣ部１０３を構成する
容積演算手段が測定部位の容積を演算して、得られた容
積を表示装置１０５の表示面上に表示させる構成となっ
ている。すなわち、検者が測定対象となる心室の収縮末
期の断層像と拡張末期の断層像とを指定することなく、
得られた複数枚の断層像から収縮末期の心室の壁部位置
と拡張末期の心室の壁部位置とを算出することができる
ので、心室の容積の検査に要する操作が簡易なものとな
り、検者の負担を低減することができる。その結果、診
断効率を向上することが可能となる。 【００１９】図２は実施の形態１のＤＳＣ部の概略構成
を説明するための図であり、２０１はＤＳＥ手段、２０
２はＤＳＥフレームメモリ、２０３はＢ像フレームメモ
リ、２０４はグラフィックメモリ、２０５は完画像メモ
リ、２０６は直線設定手段、２０７は交点演算手段、２
０８は容積演算手段、２０９はＣＰＵ（中央演算装
置）、２１０はバスを示す。 【００２０】図２に示すように、実施の形態１のＤＳＣ
部１０３では、２枚の断層像データから差分断層像デー
タを演算するＤＳＥ手段２０１と、ＤＳＥ手段２０１で
演算された差分断層像データを格納するＤＳＥフレーム
メモリ２０２とで差分処理ユニット１０３ｂを構成して
いる。また、ＤＳＣ部１０３はバス２１０を介して各手
段やメモリがＣＰＵ２０９と接続される構成となってお
り、ＣＰＵ２０９は操作パネル１０４からの計測指示に
基づいて、各手段及びメモリの動作を制御して完画像メ
モリにＢ像データ（断層像データ）又は／及び重畳断層
像データを格納して、表示装置１０５の表示面上に断層
像データ又は／及び重畳断層像を表示させる構成となっ
ている。また、本実施の形態では、完画像メモリに格納
される重畳断層像データはＤＳＥフレームメモリ２０２
にも格納される構成となっている。 【００２１】また、実施の形態１のＤＳＣ部１０３は、
直線設定手段２０６及び交点演算手段２０７並びに容積
演算手段２０８とを有する構成となっており、操作パネ
ル１０４から心室の容積の演算処理が指示された場合、
ＣＰＵ２０９は直線設定手段２０６及び交点演算手段２
０７並びに容積演算手段２０８とを制御して、ＤＳＥフ
レームメモリ２０２に格納される重畳断層像データと、
操作パネル１０４から指示された直線との交点を演算し
た後に、測定部位の容積を演算する。 【００２２】次に、図３に表示装置に表示される重畳断
層像の一例を示し、図４に表示装置に表示される重畳断
層像と直線とを重畳した表示画像の一例を示し、以下、
図３及び図４に基づいて実施の形態１のＤＳＣ部１０３
による容積演算の手順を説明する。 【００２３】まず、操作パネル１０４から超音波の送受
波条件が入力されると共に、この操作パネル１０４に配
置される容積演算を指示する釦が操作されると、前述す
るように、探触子１０１から超音波が送波されると共
に、その反射波が超音波送受信部に入力され、デジタル
の受波信号に変換される。 【００２４】デジタルの受波信号は、探触子１０１に配
列される振動子位置と焦点位置との距離に応じた遅延時
間を受波信号に与えるデジタルの受波整相手段により、
焦点位置から各振動子に到達する反射波の位相を揃える
ための到達時間差が与えられ、反射波の位相が揃えられ
ると共に、その到達時間差が可変されて焦点位置が可変
させる。 【００２５】この焦点位置が可変された受波信号は順次
加算され、超音波ビームが順次形成され、１画面分の
（断層像データ）が得られる毎に、この１画面分の断層
像データはイメージデータとして、ＤＳＥ手段２０１と
Ｂ像フレームメモリ２０３とに入力される。Ｂ像フレー
ムメモリ２０３に入力された１画面分の断層像データは
１画面ずつ順次格納される。一方、ＤＳＥ手段２０１に
入力された１画面分の断層像データは、この断層像デー
タが入力される１つ前に入力された断層像データとの差
分が演算され、得られた差分データが差分断層像データ
としてＤＳＥフレームメモリ２０２に格納される。 【００２６】このとき、実施の形態１では、少なくとも
１心拍分の断層像データが得られるまでの期間の超音波
計測を行う構成となっており、１心拍以上の計測を行う
ことによって、測定対象となる心室の収縮末期の断層像
と拡張末期の断層像とが収集される。なお、計測期間は
１心拍分に限定されることはなく、１心拍分以上の計測
を行い、それぞれの心拍での差分断層像データの平均化
等を行うことによって、精度を向上できることはいうま
でもない。 【００２７】ここで、例えば１心拍分の計測が終了する
と、ＤＳＥフレームメモリ２０２に格納された差分断層
像データがＤＳＥ手段２０１により順次読み出され、こ
の読み出された差分断層像データが加算処理される。加
算処理により得られた画像データである重畳断層像デー
タは、ＤＳＥ手段２０１からＤＳＥフレームメモリ２０
２と完画像メモリ２０５とに出力され、それぞれに格納
される。完画像メモリ２０５に格納された重畳断層像デ
ータは、図示しないＤ／Ａ変換器により表示装置１０５
の入力形式に応じたビデオ信号に変換され、重畳断層像
として表示装置１０５の表示画面に画像表示させる。こ
のときの重畳断層像を示したのが図３であり、表示装置
１０５の表示画面３０１に重畳断層像３０２が表示され
る。このとき、本実施の形態では、重畳断層像３０２は
操作パネル１０４から指示された色あるいは輝度で表示
される構成となっており、指示された色あるいは輝度の
斜線で示す部分が重畳断層像３０２として表示される。 【００２８】次に、検者が操作パネル１０４を操作し
て、対話的に２点Ａ，Ｂを指定すると、点Ａと点Ｂとの
座標位置がそれぞれ直線設定手段２０６に入力され、点
Ａと点Ｂとを結ぶ直線すなわち直線データが生成され
る。このとき、実施の形態１の超音波診断装置では、説
明を簡単にするために、点Ａ，Ｂは画面上の座標位置と
して認識されると共に、点Ａと点Ｂとを結ぶ直線データ
は表示画面３０１の画素上の位置での直線となる。 【００２９】直線設定手段２０６により生成された直線
データは、グラフィックメモリ２０４に入力される。グ
ラフィックメモリ２０４に入力された直線データは、図
示しないＤ／Ａ変換器により表示装置１０５の入力形式
に応じたビデオ信号に変換され、図４に示すように、重
畳断層像３０２に重ねて点Ａ，Ｂを結ぶ直線４０１が表
示される。 【００３０】次に、実施の形態１の超音波診断装置で
は、ＣＰＵ２０９からの指示に基づいて、重畳断層像３
０２の外周部３０３と直線４０１との交点４０２，４０
５、及び重畳断層像３０２の内周部３０４と直線４０１
との交点４０３，４０４とが交点演算手段２０７により
それぞれ演算される。ただし、交点演算手段２０７によ
る直線４０１と重畳断層像３０２との交点の演算は、例
えば直線４０１の端部である点Ａあるいは点Ｂの何れか
から直線４０１に沿って画素の輝度値あるいは画素の色
を順次比較することによって、算出することが可能であ
る。 【００３１】ここで、重畳断層像３０２は時系列で計測
された断層像の差分データを加算して得た断層像となる
ので、１フレーム期間の間に移動された心室の移動範囲
を示すこととなる。従って、重畳断層像３０２の外周部
３０３と直線４０１との交点である交点４０２，４０５
の間隔は心室の拡張末期の内腔間隔となり、重畳断層像
３０２の内周部３０４と直線４０１との交点である交点
４０３，４０４の間隔は心室の収縮末期の内腔間隔とな
る。 【００３２】従って、ＣＰＵ２０９の指示に従って容積
演算手段２０８がバス２１０を介して交点演算手段２０
７が算出した交点４０２〜４０５に基づいて、交点４０
２と交点４０５との間隔を演算すると共に交点４０３と
交点４０４との間隔を演算することによって、心室の拡
張末期の内腔間隔と収縮末期の内腔間隔とが得られる。
次に、容積演算手段２０８は、得られた心室の拡張末期
の内腔間隔と収縮末期の内腔間隔とに基づいて、周知の
ＰＯＭＢ，ＴＥＩＣＨＨＯＬＺ法により左室の容積を演
算され、得られた左室容積が図示しないキャラクタメモ
リに入力される。このキャラクタメモリに入力された左
室容積は、図示しないＤ／Ａ変換器により表示装置１０
５の入力形式に応じたビデオ信号に変換され、左室容積
値が重畳断層像３０２及び直線４０１と共に表示画面３
０１に表示される。 【００３３】ただし、容積演算手段２０８は、図４に示
すように、心室の距離ｌが拡張期ｌdから収縮期ｌsとし
たとき、ＰＯＭＢ法において Ｖd＝（π／３）・ｌd3 Ｖs＝（π／３）・ｌs3 あるいは、ＴＥＩＣＨＨＯＬＺ法において Ｖd’＝７・ｌd3／（２．４＋ｌd） Ｖs’＝７・ｌs3／（２．４＋ｌs） のように演算される。求める体積Ｖは心臓が拡張、収縮
を行なうので、Ｖd〜ＶsあるいはＶd’〜Ｖs’の間の値
をとる。 【００３４】なお、実施の形態１の超音波診断装置で
は、検者が操作パネル１０４を操作して２点Ａ，Ｂを指
定する構成としたが、これに限定されることはなく、例
えば周知のグラフィックにおける直線の指定のように、
周知のポインティングデバイスを用いて点Ａを指定した
後に、この点Ａからポインティングデバイスで指定され
るカーソル位置に至る透過表示の仮の直線を順次表示さ
せ、点Ｂが確定された時点で仮の直線を点Ａと点Ｂとを
結ぶ直線４０１として確定する構成としてもよいことは
いうまでもない。 【００３５】（実施の形態２）図５は本願発明の実施の
形態２の超音波診断装置における重畳断層像と容積の推
定パラメータとの指定方法を説明するための図である。
ただし、実施の形態２の超音波診断装置は、容積演算手
段２０８における左室容積の演算法及び直線設定手段２
０６の入力値並びに交点演算２０７を除く他の構成は、
実施の形態１の超音波診断装置同様となるので、以下の
説明では、直線設定手段２０６及び交点演算手段２０７
並びに容積演算手段２０８とについてのみ詳細に説明す
る。 【００３６】図５に示すように、実施の形態２の超音波
診断装置では、心臓の断層像（Ｂモード像）５０５と重
畳断層像５０４と表示装置１０５の表示画面に表示さ
せ、この表示された心臓の僧房弁５０３の付け根部分に
点（自由曲線の始点）５０１を設定する。次に、この点
５０１を始点として矢印に従って左室を包み込むように
した設定した自由曲線５０６を指定し、点（自由曲線の
終点）５０２を終点とすることによって、自由曲線５０
６と直線５０７で囲まれたＲＯＩ（関心部位）を指定す
る。 【００３７】このＲＯＩの設定の後に、交点演算手段２
０７が直線５０７と重畳断層像５０４との交点Ａ，Ａ’
Ｂ，Ｂ’を演算する。次に、容積演算手段２０８が線分
ＡＡ’と線分ＢＢ’との中点位置を演算し、各演算され
た中間点から直線５０７に直交する第１の線分５０８と
第２の線分５０９とを生成する。次に、容積演算手段２
０８は、第１の線分５０８と重畳断層像５０４の外周部
との交点位置を演算し、直線５０７から得られた交点位
置に至る第１の線分５０８の間隔を演算して、その長さ
をＬｌａとする。次に、容積演算手段２０８は、第２の
線分５０９と重畳断層像５０４の内周部との交点位置を
演算し、直線５０７から得られた交点位置に至る第２の
線分５０９の間隔を演算して、その長さをＬｌｂとす
る。 【００３８】ここで、点Ａから自由曲線５０６を経て点
Ａ’に至る曲線と線分ＡＡ’とで囲まれる領域の面積は
左室の拡張末期の断面積Ｄａを示し、点Ｂから自由曲線
５０６を経て点Ｂ’に至る曲線と線分ＢＢ’とで囲まれ
る領域の面積は心室の収縮末期の断面積Ｓａを示すこと
となる。従って、容積演算手段２０８が、Ｌｌａ，Ｌｌ
ｂ，Ｄａ，Ｓａから周知のエリアレングス法によって、
左室の容積を演算し、得られた左室容積が図示しないキ
ャラクタメモリに入力される。このキャラクタメモリに
入力された左室容積は、図示しないＤ／Ａ変換器により
表示装置１０５の入力形式に応じたビデオ信号に変換さ
れ、左室容積値が重畳断層像３０２及び直線４０１と共
に表示画面３０１に表示される構成となるので、実施の
形態１の超音波診断装置と同様の効果を得ることができ
る。 【００３９】（実施の形態３）図６は本願発明の実施の
形態３の超音波診断装置における重畳断層像と容積の推
定パラメータとの指定方法を説明するための図である。
ただし、実施の形態３の超音波診断装置は、容積演算手
段２０８における左室容積の演算法及び直線設定手段２
０６の入力値並びに交点演算手段２０７を除く他の構成
は、実施の形態１の超音波診断装置同様となるので、以
下の説明では、直線設定手段２０６及び交点演算手段２
０７並びに容積演算手段２０８とについてのみ詳細に説
明する。また、図６に示すように図示の矢印方向に等分
した断面の面積Ｓ1，Ｓ2，Ｓ3… Ｓnを加算して体積を
求めてもよい。またこの例は拡張期を説明したものであ
るが、収縮期も同様の方法で求められる。なお、断面積
Ｓは直径Ｄを求めればπＤ2／４で求まる。 【００４０】また、デジタルサブトラクションエコー
（ＤＳＥ）の原理について説明する。図７に示すように
連続した超音波画像Ｆ1、Ｆ2、Ｆ3 … Ｆnを画素単位で
逐次引き算をおこないＤＳＥ1、ＤＳＥ2、ＤＳＥ3 …
ＤＳＥn-1を得る。この時引き算結果が負であれば、物
体の消失とみなし、赤などの色を画素単位で着ける。ま
た、逆に正であれば青などの色づけを行う。０であれ
ば、物体の移動は無いものとし、色はつけない。ここ
で、心臓の場合、物体とは心腔内を移動する心筋のこと
である。このようにして差分画像に色づけを行う。 【００４１】以上、本発明者によってなされた発明を、
前記発明の実施の形態に基づき具体的に説明したが、本
発明は、前記発明の実施の形態に限定されるものではな
く、その要旨を逸脱しない範囲において種々変更可能で
あることは勿論である。 【００４２】 【発明の効果】本願において開示される発明のうち代表
的なものによって得られる効果を簡単に説明すれば、下
記の通りである。 【００４３】１）、超音波断層像から心室の容積を容易
に計測することができるので、検者の負担を低減するこ
とができる。 【００４４】２）、超音波断層像から心室の容積を容易
に計測することができるので、診断効率を向上すること
ができる。
関し、特に、断層像から被検体の心室の容積を演算する
技術に関するものである。 【０００２】 【従来の技術】従来の超音波診断装置は、測定対象とな
る被検体の体内に超音波を照射し、その反射された超音
波の情報から該被検体の断層像等を得る診断装置であ
る。そして、近年では、断層像としてたとえば心臓を含
む画像を表示装置に表示させ、その表示された心臓の画
像を基にしてその体積値等を演算できるものが知られる
に到った。すなわち、表示された心臓の画像上におい
て、該心臓を横切る幾つかの線分をトラックボール等に
よって指定することによって、該心臓の体積値（容積
値）が表示されるようになっていた。この際、装置内で
は該線分における心臓内の線分長のデータを読みだし、
そのデータから予め設定した演算式を用いて該体積値を
演算するようになっていた。 【０００３】この心臓の容積を推定する方法には、表示
装置に表示させた心室の短軸経から容積を推定する方法
や、心室を回転楕円近似しその容積を演算することによ
り心室の容積を推定するエリアレングス法や、心室を２
腔断面と４腔断面とから近似し心室の容積とするシンプ
ソン法等があった。 【０００４】 【発明が解決しようとする課題】本発明者は、前記従来
技術を検討した結果、以下の問題点を見いだした。従来
の超音波診断装置を用いた心室の容積を推定する方法の
内で、表示装置に表示させた心室の短軸経から容積を推
定する方法やエリアレングス法では、測定対象となる心
室の収縮末期の断層像と拡張末期の断層像とが必要であ
った。このために、検者は少なくとも１心拍分以上の断
層像を撮像する必要があると共に、得られた複数枚の断
層像から収縮末期の断層像と拡張末期の断層像とを選択
する必要があるので、検査に要する操作が繁雑なものと
なってしまうという問題があった。 【０００５】また、シンプソン法では、各時相における
２腔断面と４腔断面との断層像が必要となるので、心電
同期の断層像をそれぞれ収集する必要があり、検査に要
する操作がさらに繁雑なものとなってしまうという問題
があった。 【０００６】特に、超音波診断装置を用いた心室の容積
の演算は、人間ドックの心電図検査等で疑問が生じた被
検体に対して一般的に行われる検査となっているので、
１回の検査に要する負担の軽減が切望されていた。 【０００７】本発明の目的は、心室の容積の推定に要す
る検者の負担を低減することが可能な技術を提供するこ
とにある。 【０００８】本発明の前記ならびにその他の目的と新規
な特徴は、本明細書の記述及び添付図面によって明らか
になるであろう。 【０００９】 【課題を解決するための手段】本願において開示される
発明のうち、代表的なものの概要を簡単に説明すれば、
下記のとおりである。 【００１０】（１）超音波振動子からの超音波ビームの
送受波を制御して測定対象の断層像を所定周期で時系列
的に収集する手段と、同一の断層部位に対する時系列断
層像間で減算処理し、前記断層部位の差分断層像を順次
生成する手段と、前記差分断層像を同一画面上に表示す
る表示手段と、前記表示手段に表示された前記差分断層
像と交わる線分を設定する手段と、前記設定された線分
に対応する一連の画素データを輝度変化として読み出す
手段と、該読み出された輝度変化から前記測定対象の壁
部を検出する手段と、該検出された壁部に基づいて前記
測定対象の容積を演算する手段とを備えた超音波診断装
置。 【００１１】前述した手段によれば、収集手段により収
集された時系列の断層像を同一の断層部位に対する時系
列断層像間で減算処理することにより断層部位の差分断
層像を順次生成し、得られた差分断層像を表示手段の同
一画面上に表示すると共に、設定手段から入力された差
分断層像と交わる線分に対応する一連の画素データを輝
度変化として読み出す。ここで、検出手段がこの読み出
された輝度変化から測定対象の壁部を検出し、演算手段
が検出された壁部に基づいて測定対象の容積を演算する
構成となっているので、検者が複数の断層像から容積の
算出に必要となる断層像の選択が不要となる。その結
果、心室の容積の演算に要する検者の負担を低減するこ
とができ、診断効率を向上することが可能となる。 【００１２】 【発明の実施の形態】以下、本発明について、発明の実
施の形態（実施例）とともに図面を参照して詳細に説明
する。なお、発明の実施の形態を説明するための全図に
おいて、同一機能を有するものは同一符号を付け、その
繰り返しの説明は省略する。 【００１３】（実施の形態１）図１は本発明の実施の形
態１の超音波診断装置の概略構成を説明するための図で
あり、１０１は探触子、１０２は超音波送受信部、１０
３はＤＳＣ部、１０４は操作パネル、１０５は表示装置
を示す。ただし、実施の形態１の超音波診断装置は、表
示装置に表示させた心室の短軸経から容積を推定する方
式である。 【００１４】図１から明らかなように、実施の形態１の
超音波診断装置は、超音波送受信部１０２から探触子１
０１の図示しない振動子に供給される送波信号に基づい
て、複数の振動子が駆動されて図示しない被検体の診断
部位に超音波が送波される構成となっている。被検体内
で反射された超音波（以下、反射波と記す）の内で探触
子１０１の各振動子に入射した反射波は、各振動子で電
気信号に変換され超音波送受信部１０２に入力される。
この振動子毎の電気信号すなわちアナログの受波信号
は、超音波送受信部１０２で増幅された後に、図示しな
いＡ／Ｄ変換器に入力されて振動子毎のデジタルデータ
すなわちデジタルの受波信号に変換され、ＤＳＣ部１０
３に出力される。 【００１５】ＤＳＣ部１０３は周知のＤＳＣ１０３ａと
差分処理ユニット１０３ｂとから構成されており、ＤＳ
Ｃ１０３ａが、まず探触子１０１に配列される振動子位
置と焦点位置との距離に応じた遅延時間を受波信号に与
えることによって、焦点位置から各振動子に到達するま
での反射の到達時間差すなわち各振動子が受波した反射
波の位相を揃えると共に、焦点位置を可変させる。次
に、ＤＳＣ１０３ａは各振動子に対応した受波信号を加
算して超音波ビームを形成する。この超音波ビームは、
ＤＳＣ１０３ａの図示しない格納手段等に順次格納さ
れ、１画面分（１フレーム分）の超音波ビームの走査が
終了した時点で、ＤＳＣ１０３ａはｌｏｇ圧縮やフィル
タリング処理等の周知の画像処理を行い、１画面分の断
層像（断層像データ）を形成する。この形成された１画
面分の断層像データはＤＳＣ１０３ａが有する図示しな
い格納手段であるＢ像フレームメモリに順次格納される
構成となっている。 【００１６】また、ＤＳＣ部１０３を構成する差分処理
ユニット１０３ｂは、ＤＳＣ１０３ａから出力される１
画面分の断層像と、Ｂ像フレームメモリに格納される断
層像データとを時系列順に入力する構成となっており、
この入力された時系列断層像間で減算処理を行い、診断
部位の差分断層像（差分断層像データ）を形成する構成
となっている。また、差分処理ユニット１０３ｂは、得
られた差分断層像データを図示しない格納手段であり、
差分処理ユニット１０３ｂが有するＤＳＥフレームメモ
リに順次格納する構成となっている。なお、Ｂ像フレー
ムメモリに格納される断層像データを時系列順に読み込
み、この読み込んだ断層像データから差分断層像を形成
する構成としてもよいことはいうまでもない。 【００１７】ここで、操作パネル１０４から心室の容積
の演算として左室容積の演算処理が指示されている場合
には、差分処理ユニット１０３ｂはＤＳＥフレームメモ
リから差分断層像データを順次読み出す。次に、差分処
理ユニット１０３ｂは、この読み出した差分断層像デー
タを少なくとも被検体の１心拍分積算することによっ
て、差分断層像データのみが重畳された画像（重畳断層
像）を生成する。この後に、ＤＳＣ部１０３を構成する
図示しないＤ／Ａ変換器が得られた重畳断層像を表示装
置１０５の入力形式に応じたビデオ信号に変換し、表示
装置１０５の表示画面上に画像表示させる。 【００１８】このとき、操作パネル１０４から入力され
た直線情報に基づいて、ＤＳＣ部１０３を構成する図示
しない直線設定手段が重畳断層像に重ねて直線を生成す
る。次に、ＤＳＣ部１０３構成する図示しない交点演算
手段が重畳断層像と直線との交点位置を演算する。ここ
で、この交点位置に基づいてＤＳＣ部１０３を構成する
容積演算手段が測定部位の容積を演算して、得られた容
積を表示装置１０５の表示面上に表示させる構成となっ
ている。すなわち、検者が測定対象となる心室の収縮末
期の断層像と拡張末期の断層像とを指定することなく、
得られた複数枚の断層像から収縮末期の心室の壁部位置
と拡張末期の心室の壁部位置とを算出することができる
ので、心室の容積の検査に要する操作が簡易なものとな
り、検者の負担を低減することができる。その結果、診
断効率を向上することが可能となる。 【００１９】図２は実施の形態１のＤＳＣ部の概略構成
を説明するための図であり、２０１はＤＳＥ手段、２０
２はＤＳＥフレームメモリ、２０３はＢ像フレームメモ
リ、２０４はグラフィックメモリ、２０５は完画像メモ
リ、２０６は直線設定手段、２０７は交点演算手段、２
０８は容積演算手段、２０９はＣＰＵ（中央演算装
置）、２１０はバスを示す。 【００２０】図２に示すように、実施の形態１のＤＳＣ
部１０３では、２枚の断層像データから差分断層像デー
タを演算するＤＳＥ手段２０１と、ＤＳＥ手段２０１で
演算された差分断層像データを格納するＤＳＥフレーム
メモリ２０２とで差分処理ユニット１０３ｂを構成して
いる。また、ＤＳＣ部１０３はバス２１０を介して各手
段やメモリがＣＰＵ２０９と接続される構成となってお
り、ＣＰＵ２０９は操作パネル１０４からの計測指示に
基づいて、各手段及びメモリの動作を制御して完画像メ
モリにＢ像データ（断層像データ）又は／及び重畳断層
像データを格納して、表示装置１０５の表示面上に断層
像データ又は／及び重畳断層像を表示させる構成となっ
ている。また、本実施の形態では、完画像メモリに格納
される重畳断層像データはＤＳＥフレームメモリ２０２
にも格納される構成となっている。 【００２１】また、実施の形態１のＤＳＣ部１０３は、
直線設定手段２０６及び交点演算手段２０７並びに容積
演算手段２０８とを有する構成となっており、操作パネ
ル１０４から心室の容積の演算処理が指示された場合、
ＣＰＵ２０９は直線設定手段２０６及び交点演算手段２
０７並びに容積演算手段２０８とを制御して、ＤＳＥフ
レームメモリ２０２に格納される重畳断層像データと、
操作パネル１０４から指示された直線との交点を演算し
た後に、測定部位の容積を演算する。 【００２２】次に、図３に表示装置に表示される重畳断
層像の一例を示し、図４に表示装置に表示される重畳断
層像と直線とを重畳した表示画像の一例を示し、以下、
図３及び図４に基づいて実施の形態１のＤＳＣ部１０３
による容積演算の手順を説明する。 【００２３】まず、操作パネル１０４から超音波の送受
波条件が入力されると共に、この操作パネル１０４に配
置される容積演算を指示する釦が操作されると、前述す
るように、探触子１０１から超音波が送波されると共
に、その反射波が超音波送受信部に入力され、デジタル
の受波信号に変換される。 【００２４】デジタルの受波信号は、探触子１０１に配
列される振動子位置と焦点位置との距離に応じた遅延時
間を受波信号に与えるデジタルの受波整相手段により、
焦点位置から各振動子に到達する反射波の位相を揃える
ための到達時間差が与えられ、反射波の位相が揃えられ
ると共に、その到達時間差が可変されて焦点位置が可変
させる。 【００２５】この焦点位置が可変された受波信号は順次
加算され、超音波ビームが順次形成され、１画面分の
（断層像データ）が得られる毎に、この１画面分の断層
像データはイメージデータとして、ＤＳＥ手段２０１と
Ｂ像フレームメモリ２０３とに入力される。Ｂ像フレー
ムメモリ２０３に入力された１画面分の断層像データは
１画面ずつ順次格納される。一方、ＤＳＥ手段２０１に
入力された１画面分の断層像データは、この断層像デー
タが入力される１つ前に入力された断層像データとの差
分が演算され、得られた差分データが差分断層像データ
としてＤＳＥフレームメモリ２０２に格納される。 【００２６】このとき、実施の形態１では、少なくとも
１心拍分の断層像データが得られるまでの期間の超音波
計測を行う構成となっており、１心拍以上の計測を行う
ことによって、測定対象となる心室の収縮末期の断層像
と拡張末期の断層像とが収集される。なお、計測期間は
１心拍分に限定されることはなく、１心拍分以上の計測
を行い、それぞれの心拍での差分断層像データの平均化
等を行うことによって、精度を向上できることはいうま
でもない。 【００２７】ここで、例えば１心拍分の計測が終了する
と、ＤＳＥフレームメモリ２０２に格納された差分断層
像データがＤＳＥ手段２０１により順次読み出され、こ
の読み出された差分断層像データが加算処理される。加
算処理により得られた画像データである重畳断層像デー
タは、ＤＳＥ手段２０１からＤＳＥフレームメモリ２０
２と完画像メモリ２０５とに出力され、それぞれに格納
される。完画像メモリ２０５に格納された重畳断層像デ
ータは、図示しないＤ／Ａ変換器により表示装置１０５
の入力形式に応じたビデオ信号に変換され、重畳断層像
として表示装置１０５の表示画面に画像表示させる。こ
のときの重畳断層像を示したのが図３であり、表示装置
１０５の表示画面３０１に重畳断層像３０２が表示され
る。このとき、本実施の形態では、重畳断層像３０２は
操作パネル１０４から指示された色あるいは輝度で表示
される構成となっており、指示された色あるいは輝度の
斜線で示す部分が重畳断層像３０２として表示される。 【００２８】次に、検者が操作パネル１０４を操作し
て、対話的に２点Ａ，Ｂを指定すると、点Ａと点Ｂとの
座標位置がそれぞれ直線設定手段２０６に入力され、点
Ａと点Ｂとを結ぶ直線すなわち直線データが生成され
る。このとき、実施の形態１の超音波診断装置では、説
明を簡単にするために、点Ａ，Ｂは画面上の座標位置と
して認識されると共に、点Ａと点Ｂとを結ぶ直線データ
は表示画面３０１の画素上の位置での直線となる。 【００２９】直線設定手段２０６により生成された直線
データは、グラフィックメモリ２０４に入力される。グ
ラフィックメモリ２０４に入力された直線データは、図
示しないＤ／Ａ変換器により表示装置１０５の入力形式
に応じたビデオ信号に変換され、図４に示すように、重
畳断層像３０２に重ねて点Ａ，Ｂを結ぶ直線４０１が表
示される。 【００３０】次に、実施の形態１の超音波診断装置で
は、ＣＰＵ２０９からの指示に基づいて、重畳断層像３
０２の外周部３０３と直線４０１との交点４０２，４０
５、及び重畳断層像３０２の内周部３０４と直線４０１
との交点４０３，４０４とが交点演算手段２０７により
それぞれ演算される。ただし、交点演算手段２０７によ
る直線４０１と重畳断層像３０２との交点の演算は、例
えば直線４０１の端部である点Ａあるいは点Ｂの何れか
から直線４０１に沿って画素の輝度値あるいは画素の色
を順次比較することによって、算出することが可能であ
る。 【００３１】ここで、重畳断層像３０２は時系列で計測
された断層像の差分データを加算して得た断層像となる
ので、１フレーム期間の間に移動された心室の移動範囲
を示すこととなる。従って、重畳断層像３０２の外周部
３０３と直線４０１との交点である交点４０２，４０５
の間隔は心室の拡張末期の内腔間隔となり、重畳断層像
３０２の内周部３０４と直線４０１との交点である交点
４０３，４０４の間隔は心室の収縮末期の内腔間隔とな
る。 【００３２】従って、ＣＰＵ２０９の指示に従って容積
演算手段２０８がバス２１０を介して交点演算手段２０
７が算出した交点４０２〜４０５に基づいて、交点４０
２と交点４０５との間隔を演算すると共に交点４０３と
交点４０４との間隔を演算することによって、心室の拡
張末期の内腔間隔と収縮末期の内腔間隔とが得られる。
次に、容積演算手段２０８は、得られた心室の拡張末期
の内腔間隔と収縮末期の内腔間隔とに基づいて、周知の
ＰＯＭＢ，ＴＥＩＣＨＨＯＬＺ法により左室の容積を演
算され、得られた左室容積が図示しないキャラクタメモ
リに入力される。このキャラクタメモリに入力された左
室容積は、図示しないＤ／Ａ変換器により表示装置１０
５の入力形式に応じたビデオ信号に変換され、左室容積
値が重畳断層像３０２及び直線４０１と共に表示画面３
０１に表示される。 【００３３】ただし、容積演算手段２０８は、図４に示
すように、心室の距離ｌが拡張期ｌdから収縮期ｌsとし
たとき、ＰＯＭＢ法において Ｖd＝（π／３）・ｌd3 Ｖs＝（π／３）・ｌs3 あるいは、ＴＥＩＣＨＨＯＬＺ法において Ｖd’＝７・ｌd3／（２．４＋ｌd） Ｖs’＝７・ｌs3／（２．４＋ｌs） のように演算される。求める体積Ｖは心臓が拡張、収縮
を行なうので、Ｖd〜ＶsあるいはＶd’〜Ｖs’の間の値
をとる。 【００３４】なお、実施の形態１の超音波診断装置で
は、検者が操作パネル１０４を操作して２点Ａ，Ｂを指
定する構成としたが、これに限定されることはなく、例
えば周知のグラフィックにおける直線の指定のように、
周知のポインティングデバイスを用いて点Ａを指定した
後に、この点Ａからポインティングデバイスで指定され
るカーソル位置に至る透過表示の仮の直線を順次表示さ
せ、点Ｂが確定された時点で仮の直線を点Ａと点Ｂとを
結ぶ直線４０１として確定する構成としてもよいことは
いうまでもない。 【００３５】（実施の形態２）図５は本願発明の実施の
形態２の超音波診断装置における重畳断層像と容積の推
定パラメータとの指定方法を説明するための図である。
ただし、実施の形態２の超音波診断装置は、容積演算手
段２０８における左室容積の演算法及び直線設定手段２
０６の入力値並びに交点演算２０７を除く他の構成は、
実施の形態１の超音波診断装置同様となるので、以下の
説明では、直線設定手段２０６及び交点演算手段２０７
並びに容積演算手段２０８とについてのみ詳細に説明す
る。 【００３６】図５に示すように、実施の形態２の超音波
診断装置では、心臓の断層像（Ｂモード像）５０５と重
畳断層像５０４と表示装置１０５の表示画面に表示さ
せ、この表示された心臓の僧房弁５０３の付け根部分に
点（自由曲線の始点）５０１を設定する。次に、この点
５０１を始点として矢印に従って左室を包み込むように
した設定した自由曲線５０６を指定し、点（自由曲線の
終点）５０２を終点とすることによって、自由曲線５０
６と直線５０７で囲まれたＲＯＩ（関心部位）を指定す
る。 【００３７】このＲＯＩの設定の後に、交点演算手段２
０７が直線５０７と重畳断層像５０４との交点Ａ，Ａ’
Ｂ，Ｂ’を演算する。次に、容積演算手段２０８が線分
ＡＡ’と線分ＢＢ’との中点位置を演算し、各演算され
た中間点から直線５０７に直交する第１の線分５０８と
第２の線分５０９とを生成する。次に、容積演算手段２
０８は、第１の線分５０８と重畳断層像５０４の外周部
との交点位置を演算し、直線５０７から得られた交点位
置に至る第１の線分５０８の間隔を演算して、その長さ
をＬｌａとする。次に、容積演算手段２０８は、第２の
線分５０９と重畳断層像５０４の内周部との交点位置を
演算し、直線５０７から得られた交点位置に至る第２の
線分５０９の間隔を演算して、その長さをＬｌｂとす
る。 【００３８】ここで、点Ａから自由曲線５０６を経て点
Ａ’に至る曲線と線分ＡＡ’とで囲まれる領域の面積は
左室の拡張末期の断面積Ｄａを示し、点Ｂから自由曲線
５０６を経て点Ｂ’に至る曲線と線分ＢＢ’とで囲まれ
る領域の面積は心室の収縮末期の断面積Ｓａを示すこと
となる。従って、容積演算手段２０８が、Ｌｌａ，Ｌｌ
ｂ，Ｄａ，Ｓａから周知のエリアレングス法によって、
左室の容積を演算し、得られた左室容積が図示しないキ
ャラクタメモリに入力される。このキャラクタメモリに
入力された左室容積は、図示しないＤ／Ａ変換器により
表示装置１０５の入力形式に応じたビデオ信号に変換さ
れ、左室容積値が重畳断層像３０２及び直線４０１と共
に表示画面３０１に表示される構成となるので、実施の
形態１の超音波診断装置と同様の効果を得ることができ
る。 【００３９】（実施の形態３）図６は本願発明の実施の
形態３の超音波診断装置における重畳断層像と容積の推
定パラメータとの指定方法を説明するための図である。
ただし、実施の形態３の超音波診断装置は、容積演算手
段２０８における左室容積の演算法及び直線設定手段２
０６の入力値並びに交点演算手段２０７を除く他の構成
は、実施の形態１の超音波診断装置同様となるので、以
下の説明では、直線設定手段２０６及び交点演算手段２
０７並びに容積演算手段２０８とについてのみ詳細に説
明する。また、図６に示すように図示の矢印方向に等分
した断面の面積Ｓ1，Ｓ2，Ｓ3… Ｓnを加算して体積を
求めてもよい。またこの例は拡張期を説明したものであ
るが、収縮期も同様の方法で求められる。なお、断面積
Ｓは直径Ｄを求めればπＤ2／４で求まる。 【００４０】また、デジタルサブトラクションエコー
（ＤＳＥ）の原理について説明する。図７に示すように
連続した超音波画像Ｆ1、Ｆ2、Ｆ3 … Ｆnを画素単位で
逐次引き算をおこないＤＳＥ1、ＤＳＥ2、ＤＳＥ3 …
ＤＳＥn-1を得る。この時引き算結果が負であれば、物
体の消失とみなし、赤などの色を画素単位で着ける。ま
た、逆に正であれば青などの色づけを行う。０であれ
ば、物体の移動は無いものとし、色はつけない。ここ
で、心臓の場合、物体とは心腔内を移動する心筋のこと
である。このようにして差分画像に色づけを行う。 【００４１】以上、本発明者によってなされた発明を、
前記発明の実施の形態に基づき具体的に説明したが、本
発明は、前記発明の実施の形態に限定されるものではな
く、その要旨を逸脱しない範囲において種々変更可能で
あることは勿論である。 【００４２】 【発明の効果】本願において開示される発明のうち代表
的なものによって得られる効果を簡単に説明すれば、下
記の通りである。 【００４３】１）、超音波断層像から心室の容積を容易
に計測することができるので、検者の負担を低減するこ
とができる。 【００４４】２）、超音波断層像から心室の容積を容易
に計測することができるので、診断効率を向上すること
ができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態１の超音波診断装置の概略
構成を説明するための図である。 【図２】実施の形態１のＤＳＣ部の概略構成を説明する
ための図である。 【図３】実施の形態１の表示装置に表示される重畳断層
像の一例を示す図である。 【図４】実施の形態１の表示装置に表示される重畳断層
像と直線とを重畳した表示画像の一例を示す図である。 【図５】本願発明の実施の形態２の超音波診断装置にお
ける重畳断層像と容積の演算パラメータとの指定方法を
説明するための図である。 【図６】本願発明の実施の形態３の超音波診断装置にお
ける重畳断層像と容積の演算パラメータとの指定方法を
説明するための図である。 【図７】ＤＳＥの原理を説明する図である。 【符号の説明】 １０１…探触子、１０２…超音波送受信部、１０３…Ｄ
ＳＣ部、１０３ａ…ＤＳＣ、１０３ｂ…差分処理ユニッ
ト、１０４…操作パネル、１０５…表示装置、２０１…
ＤＳＥ手段、２０２…ＤＳＥフレームメモリ、２０３…
Ｂ像フレームメモリ、２０４…グラフィックメモリ、２
０５…完画像メモリ、２０６…直線設定手段、２０７…
交点演算手段、２０８…容積演算手段、２０９…ＣＰ
Ｕ、２１０…バス、３０１…表示画面、３０２…重畳断
層像、３０３…重畳断層像の外周部、３０４…重畳断層
像の内周部、４０１…直線、４０２〜４０５…交点、５
０１…自由曲線の始点、５０２…自由曲線の終点、５０
３…僧房弁、５０４…重畳断層像、５０５…心臓の断層
像、５０６…自由曲線、５０７…直線、５０８…第１の
線分、５０９…第２の線分
構成を説明するための図である。 【図２】実施の形態１のＤＳＣ部の概略構成を説明する
ための図である。 【図３】実施の形態１の表示装置に表示される重畳断層
像の一例を示す図である。 【図４】実施の形態１の表示装置に表示される重畳断層
像と直線とを重畳した表示画像の一例を示す図である。 【図５】本願発明の実施の形態２の超音波診断装置にお
ける重畳断層像と容積の演算パラメータとの指定方法を
説明するための図である。 【図６】本願発明の実施の形態３の超音波診断装置にお
ける重畳断層像と容積の演算パラメータとの指定方法を
説明するための図である。 【図７】ＤＳＥの原理を説明する図である。 【符号の説明】 １０１…探触子、１０２…超音波送受信部、１０３…Ｄ
ＳＣ部、１０３ａ…ＤＳＣ、１０３ｂ…差分処理ユニッ
ト、１０４…操作パネル、１０５…表示装置、２０１…
ＤＳＥ手段、２０２…ＤＳＥフレームメモリ、２０３…
Ｂ像フレームメモリ、２０４…グラフィックメモリ、２
０５…完画像メモリ、２０６…直線設定手段、２０７…
交点演算手段、２０８…容積演算手段、２０９…ＣＰ
Ｕ、２１０…バス、３０１…表示画面、３０２…重畳断
層像、３０３…重畳断層像の外周部、３０４…重畳断層
像の内周部、４０１…直線、４０２〜４０５…交点、５
０１…自由曲線の始点、５０２…自由曲線の終点、５０
３…僧房弁、５０４…重畳断層像、５０５…心臓の断層
像、５０６…自由曲線、５０７…直線、５０８…第１の
線分、５０９…第２の線分
─────────────────────────────────────────────────────
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Ｆターム(参考） 4C301 AA02 DD07 EE19 EE20 FF28
GB02 HH27 HH33 HH37 JB03
JB04 JB29 JB35 JB50 JC12
JC14 JC16 KK02 KK03 KK12
KK13 KK24 KK27 KK31 LL03
LL04
4C601 DD15 DD26 DD27 EE16 EE30
FF08 GB01 GB03 JB01 JB03
JB19 JB28 JB34 JB45 JB55
JB60 JC15 JC18 JC19 JC20
JC21 KK02 KK03 KK23 KK24
KK25 KK28 KK31 KK33 LL01
LL02 LL04
5B057 AA07 BA05 DA08 DB03 DB05
DB09 DC30
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 【請求項１】 超音波振動子からの超音波ビームの送受
波を制御して測定対象の断層像を所定周期で時系列的に
収集する手段と、同一の断層部位に対する時系列断層像
間で減算処理し、前記断層部位の差分断層像を順次生成
する手段と、前記差分断層像を同一画面上に表示する表
示手段と、前記表示手段に表示された前記差分断層像と
交わる線分を設定する手段と、前記設定された線分に対
応する一連の画素データを輝度変化として読み出す手段
と、該読み出された輝度変化から前記測定対象の壁部を
検出する手段と、前記検出された壁部に基づいて前記測
定対象の容積を演算する手段とを備えたことを特徴とす
る超音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001367282A JP2003164454A (ja) | 2001-11-30 | 2001-11-30 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001367282A JP2003164454A (ja) | 2001-11-30 | 2001-11-30 | 超音波診断装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003164454A true JP2003164454A (ja) | 2003-06-10 |
Family
ID=19177055
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001367282A Pending JP2003164454A (ja) | 2001-11-30 | 2001-11-30 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2003164454A (ja) |
-
2001
- 2001-11-30 JP JP2001367282A patent/JP2003164454A/ja active Pending
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