JP2004254829A

JP2004254829A - Ultrasonic diagnosing apparatus

Info

Publication number: JP2004254829A
Application number: JP2003047371A
Authority: JP
Inventors: Takashi Kashiwagi; 貴柏木
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2003-02-25
Filing date: 2003-02-25
Publication date: 2004-09-16
Anticipated expiration: 2023-02-25
Also published as: JP4300460B2

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To automate or simplify the work for setting measuring points on an M mode image. <P>SOLUTION: This ultrasonic diagnosing apparatus 1 is equipped with a probe 10, a transmitting/receiving unit 12 including a wave transmitting part and a wave receiving part, an image constituting unit 14, an image storing unit 18 and a display unit 24. A display address of the display unit 24 in the M mode image of a plurality of time phases reads a continuous series of pixel information from the image storing unit 18. The ultrasonic diagnosing device is constituted by providing a means which detects at least one measuring reference point of a moving section of a subject based on a variation amount of the series of read pixel information, a means which automatically sets the measuring reference point detected by the detecting means conforming to the display address of the display unit 24, and a means which performs a control in such a manner that the measuring reference point which is automatically set by the automatic setting means and the M mode image may be displayed on the display unit 24 while being superposed. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO&NCIPI

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超音波診断装置に係り、具体的には、心臓や血管などの循環器の機能計測に好適なものに関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波診断装置は、探触子を介して被検体に繰り返し超音波を照射し、被検体から発生する反射エコー信号を受信し、受信された反射エコー信号に基づいて超音波画像（例えば、Ｍモード像、Ｂモード像）を再構成して表示するものである。
【０００３】
このような超音波診断装置において、Ｍモードを利用して心臓や血管などの循環器の形態の時間的変化を計測するものが提案されている。例えば、心臓の形態を心電波形の時相に同期させてＭモード像に表示させ、そのＭモード像に基づいて心臓の形態の時間的変化を観察したり、その形態の変化に基づいて心機能を計測するものが知られている（特許文献１参照）。
【０００４】
【特許文献１】
特開平０８−２５２２５３号公報
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、時間軸を掃引することで循環器等の形態の時間的変化を表示するＭモード像を利用して、例えば心室の大きさや壁厚の変化を計測する場合、検者は、ポインティングデバイス等によりＭモード像上に一対の計測点（例えば、心室の内壁、外壁）を設定する必要がある。
【０００６】
しかしながら、ポインティングデバイスによる設定の位置精度を上げるために、ポインティングデバイスの移動速度が比較的遅く設定されていることから、複数の計測点を設定するのに時間がかかるだけでなく、設定作業が煩わしいという問題がある。
【０００７】
本発明の課題は、Ｍモード像上に計測点を設定する作業を自動化又は簡略化することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するため、被検体に超音波を送波すると共にその被検体からの反射エコー信号を受波する探触子と、この探触子に超音波送波のための駆動パルスを供給する送波部と、探触子により受波された反射エコー信号に基づいてＭモード像を構成する画像構成部と、この画像構成部により構成されたＭモード像を記憶する画像記憶部と、画像構成部からのＭモード像又は画像記憶部から読み出したＭモード像を表示する表示部とを備え、画像記憶部から複数の時相のＭモード像における表示部の表示アドレスが連続する一連の画素情報を読み出し、それら読み出された一連の画素情報の変化量に基づき被検体の運動部位の少なくとも１つの計測基準点を検出する手段と、この検出手段により検出された計測基準点を表示部の表示アドレスに合わせて自動設定する手段と、この自動設定手段により自動設定された計測基準点とＭモード像とを表示部に重畳して表示するように制御する手段とを備えたことを特徴とする。
【０００９】
すなわち、Ｍモード像の表示アドレスが連続する一連の画素情報を読み出し、その読み出された画素情報の例えば輝度のパターンを識別すれば、そのパターンの変わり目に相当する画素位置を運動部位の組織の境界と推定することができる。したがって、その位置に計測基準点を自動設定してマーカを重畳表示することにより、手動で計測基準点を設定する場合に比べ、設定時間を短縮でき、また設定作業を簡略化することができる。
【００１０】
この場合において、検出手段は一連の画素情報の変化量により連続する領域を検出し、自動設定手段は前記検出された領域に基づき計測基準点を自動設定するのが好ましい。すなわち、画素情報の例えば輝度のパターンが変化せずに同一値が連続する領域を検出すれば、その検出された領域は生体組織が連続して存在している部分あるいは存在していない部分のどちらかであると推定することができる。したがって、その検出領域は、同一組織の部分か腔部分とみなすことができるから、その領域の表示部の深度軸方向の両端部に一対の計測基準点を設定すれば、手動で設定することに代えて、組織の境界つまり組織の変わり目に計測基準点を自動設定することが可能になる。
【００１１】
例えば、循環器の１つである心臓を計測する場合、左室内には血流などが流れているのみであって組織が存在していないから、その部分に係るＭモード像の画素情報の変化は殆どない、つまり輝度のパターンはほぼ同一値が連続している。
それゆえ、例えば、同一の時相に属した画素列の画素情報を２値化し、その画素列において同値が連続する領域であって、表示部の時間軸に直交する方向の座標軸の中央部の領域を左室内とみなすことができる。したがって、その領域の両端に一対の計測点を設定すれば、左室の内壁に対応する一対の計測点を自動設定することができることになる。
【００１２】
また、設定された一対の計測点の両側に連なる領域であって２値化された画素情報において同値が連続する領域を検出することにより、例えば、先に検出設定された領域である腔部分（例えば、心室や血管腔内）の内壁から離れて存在する外壁位置を自動的に検出することができる。そして、検出した領域の端部に他の計測点を設定することにより、腔部分の外壁に計測点を設定することができる。
【００１３】
このとき、操作卓から入力される指令に応じて自動設定された計測基準点の表示アドレスを修正するようにするのがよい。これにより、自動設定された計測基準点の位置が画像上で生体組織の境界からズレている場合でも、操作卓により計測基準点の表示位置を修正すれば、計測精度を向上させることができる。
【００１４】
例えば、心臓の外壁付近には心膜脂肪など他の組織が存在するため、それに起因して画素情報の変化の境界（輝度値の変わり目）が不明瞭となるので、自動設定された計測点が画像上で生体組織の境界からズレて設定される場合がある。その場合でも、自動設定された計測基準点の位置を検者の視覚的な判断又は経験則などに基づいて位置を修正すれば、計測精度を向上させることができる。
【００１５】
ところで、画素情報の変化量を検出するに際し、ノイズなどの影響によって心壁や血管壁の境界を見分けにくい場合がある。このような場合は、一連の画素情報について連続する予め定められた複数画素ごとの画素情報を逐次平滑化し、平滑化された値と予め設定された閾値とを比較して２値化して２値分布を求め、２値分布に基づいて同一値が連続する分布幅の領域を抽出し、最大領域の両端に一対の計測基準点を設定するように構成すればよい。同様に、一対の計測基準点の両側に連なる２値分布に基づいて、同一値が連続する分布幅を求め、求めた分布の端部に他の計測点を設定することもできる。
【００１６】
また、計測基準点設定部により設定された計測基準点と他の計測点に対応するＭモード像の各座標位置にマーカを超音波画像に重畳して表示することが望ましい。これにより、自動設定された計測基準点にマーカが表示されるので、その計測基準点の設定位置を画面上で視認することが可能になる。したがって、マーカが表示されない場合に比べ、計測基準点の位置が生体組織の境界を的確に指し示しているか否かを視覚的に再確認することが容易になる。
【００１７】
さらに、計測基準点の自動設定の精度を上げるには、画像構成部は、探触子により受波された反射エコー信号に基づいて断層像を構成する断層像構成部を備え、画像記憶部から特定時相のＭモード像における表示部の表示アドレスが連続する一連の画素情報を読み出し、それら読み出された画素情報に対応した断層像の画素情報を画像記憶部から読み出し、読み出された断層像の一連の画素情報の変化に基づき被検体の運動部位の少なくとも１つの第１の計測基準点を検出し、この検出された第１の計測基準点に基づいてＭモード像における第２の計測基準点を検出する手段と、この検出手段により検出された計測基準点を表示手段の表示アドレスに合わせて自動設定する手段と、この自動設定手段により自動設定された計測基準点とＭモード像とを表示部に重畳して表示するように制御する手段とを備えるように構成することができる。
【００１８】
すなわち、Ｂモード像の画素情報は２次元情報であるから、１次元情報であるＭモード像の画素列に比べ、画素情報の輝度の変わり目、つまり生体組織の境界を識別することが容易である。したがって、まず、Ｂモード像で生体組織の境界に対応する座標を検出し、次いで、検出された座標をＭモード像の座標に変換すれば、Ｍモード像で画素情報の変わり目を識別することが困難な場合でも、Ｍモード像上に計測基準点を確実に設定することが可能になる。例えば、心膜脂肪などに起因してＭモード像の画素情報の変わり目を識別できない場合でも、まず、Ｂモード像で左室の外壁に相当する座標を検出し、検出された座標をＭモード像の座標に変換すれば、そのＭモード像上に左室の外壁に相当する計測点を自動設定することができる。
【００１９】
また、心臓や血管などの循環器を計測する場合は、予め取得した被検体の心電波形に基づいて計測時相を設定し、この設定された計測時相に対応したＭモード像を画像記憶部から読み出すことができる。例えば、心電波形のＲ波を検出した時相を第１の計測時相とし、心電波形のＰ波を検出した時相を第２の計測時相と設定することができる。したがって、第１の計測時相に対応するＭモード像の表示アドレスが連続する一連の画素情報を画像記憶部から読み出し、それら読み出された一連の画素情報の変化量により連続する第１の領域を検出し、第２の計測時相に対応するＭモード像の表示アドレスが連続する一連の画素情報を画像記憶部から読み出し、それら読み出された一連の画素情報の変化量により連続する第２の領域を検出し、検出された第１の領域と第２の領域に基づいて被検体の運動部位の時間的変化を計測する手段を有するようにするのがよい。
【００２０】
このようにすれば、Ｒ波が検出された時相は心臓のほぼ拡張末期に対応し、またＰ波が検出された時相は心臓のほぼ収縮末期に対応するから、その双方の時相において心室の内壁に相当する一対の計測点を設定し、その計測点間の距離を算出すれば、その左室径の時間的変化から駆出率や径短縮率などといった心機能を計測することができる。
【００２１】
さらに、第１の計測時相において画像記憶部から読み出された一連の画素情報の変化量により第１の領域に隣接する第３の領域を検出し、第２の計測時相において画像記憶部から読み出された一連の画素情報の変化量により第２の領域に隣接する第４の領域を検出し、検出された第３の領域と第４の領域に基づいて前記被検体の運動部位の時間的変化を計測する手段を有するのが望ましい。
【００２２】
これにより、第３及び第４の領域の端部にそれぞれ一対の計測点を自動設定すれば、その計測点間の距離の時間的変化を計測することができる。例えば、第１の計測時相で設定された左室の内壁に対応する計測基準点と左室の外壁に対応する計測点との距離、及び、第２の計測時相で設定された左室の内壁に対応する計測基準点と左室の外壁に対応する計測点との距離（寸法）を算出し、その距離の時間的変化を計測すれば、左室を形成する壁の厚みつまり心筋厚の時間的変化を計測できる。
【００２３】
一方、心室の内壁及び外壁に対応する計測点を全て自動で設定するとき、心室の外壁付近には心膜脂肪や他の生体組織などが存在するため、その外壁に対応した計測基準点を画素情報から自動検出することが困難な場合がある。
【００２４】
このような場合は、操作卓から被検体の運動部位の少なくとも１つの計測基準点を設定入力し、入力設定された計測基準点の時相を計測時相として複数の時相のＭモード像の表示アドレスが連続する一連の画素情報を読み出し、それら読み出された一連の画素情報の変化量に基づき被検体の運動部位の他の計測点を検出する手段と、この検出手段により検出された他の計測点を表示手段の表示アドレスに合わせて自動設定する手段と、この自動設定手段により自動設定された他の計測点とＭモード像とを前記表示部に重畳して表示するように制御する手段を備えるようにしてもよい。
【００２５】
これにより、心膜脂肪や他の生体組織に起因して画素情報の変化の変わり目を識別することが困難な場合でも、検者は、操作卓から確実に計測基準点（例えば心室の外壁に対応する計測基準点）を設定することができる。また、その設定された計測基準点と同一時相における他の計測点例えば心室の内壁に対応する座標が自動設定されるので、全ての計測点を手動設定する場合に比べ、検者の操作負担を軽減することができ、診断効率を向上させることができる。
【００２６】
また、第１の計測基準点を検者の自由意思に基づいて手動により設定すれば、心電波形などを利用して計測時相を自動設定する場合に比べ、個別具体的な事情を考慮して計測点及び計測時相を設定することが可能になる。例えば、不整脈などで心臓の心拍周期が一定でない場合でも、Ｍモード像を視認しながら第１の計測基準点を検者の意志に基づいて自由に入力設定することができるから、心電波形を利用して計測時相を自動設定する場合に比べ、心臓の拡張末期又は収縮末期に対応する時相を的確に指示することが可能になる。その結果、心臓の拡張末期又は収縮末期の左室径を的確に算出することができるので、不整脈などが生じている心臓においても、心機能計測を精度よく実施することができる。
【００２７】
【発明の実施の形態】
（実施形態１）
本発明を適用してなる超音波診断装置の第１の実施形態について説明する。すなわち、心臓を表示するＭモード像において左室の内壁と外壁に計測点を自動設定して心機能を計測する実施形態について図１乃至３を参照して説明する。図１は、本発明を適用した超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。図２は、心機能を計測する第１の計測処理の一例である。図３は、心臓の形態の時間的変化を表示するＭモード像に計測点を設定した画像例である。
【００２８】
図１に示すように、超音波診断装置１は、探触子１０、送波部と受波部を含んでなる超音波送受信部１２、画像構成部であるＭモード像構成部１４、デジタルスキャンコンバーター（以下、ＤＳＣ）１６、画像記憶部である画像メモリ１８、計測処理部２０、操作卓２２、表示部であるモニタ２４、制御部２５を有して構成されている。計測処理部２０は、計測基準点を検出する検出部と、この検出部により検出された計測基準点をモニタ２４の表示アドレスに合わせて自動設定する自動設定部と、この自動設定された計測基準点とＭモード像とをモニタ２４に重畳して表示する制御部とを含んで構成されている。また、超音波診断装置１には、電極２６を備えた生体信号検出部２８が接続されている。なお、制御部２５と各部を接続する配線図は省略してある。
【００２９】
このように構成される超音波診断装置の動作について説明する。まず、被検体の体表に探触子１０を当接させる。次いで、制御部２５からの指令に基づいて超音波送受信部１２から超音波送波のための駆動パルスが探触子１０に印加され、探触子１０に備えた振動子群から超音波が計測部位である心臓に照射される。その計測部位である心臓から発生した反射エコー信号は、探触子１０により受信される。受信された反射エコー信号に基づいてＭモード像構成部１４によりＭモード像が再構成される。一方、被検体の手や足に電極２６を接触させ、その電極２６により心拍信号が取得される。取得された心拍信号は、生体信号検出部２８により増幅などが施されて心電波形とされる。そして、Ｍモード像構成部１４からのＭモード像と生体信号検出部２８からの心電波形とがＤＳＣ１６によりそれぞれ表示用の画像に変換され、変換された画像が画像メモリ１８に格納される。格納されたＭモード像は、制御部２５の指令に応じて心電波形の時相に同期してモニタ２４に表示される。
【００３０】
このような超音波診断装置において、心機能を計測する第１の計測処理を計測処理部２０の動作に沿って図２及び図３を参照して説明する。なお、図３に示されるＭモード像の横軸は時間軸を示し、その時間軸に直交する縦軸は計測部位の深度を示している。
ステップ１００：心電波形３０のＲ波を検出した時相が計測時相（Ｔ１）として設定される。
ステップ１０１：左室の腔内部分３２を検出する。例えば、画像メモリ１８からＭモード像の計測時相（Ｔ１）に対応する座標の一連の画素情報が読み出され、その一連の画素情報の変化がない領域つまり同一の輝度値が連続する領域であって、モニタ２４の時間軸に直交する方向（深度方向）の座標軸の中央部付近に存する領域３２が左室の腔内部分として検出される。
ステップ１０２：左室の内壁に対応する計測点３４ａ、３４ｂを設定する。例えば、ステップ１０１の処理により検出された領域３２の深度方向の両端部が左室の内壁に相当する位置として推定され、その両端に一対の計測点３４ａ、３４ｂが設定される。そして、計測点３４ａ、３４ｂの座標位置にマーカがＭモード像に重畳して表示される。
ステップ１０３：心筋の領域を検出する。例えば、ステップ１０２の処理により設定された計測点３４ａ、３４ｂの両側、すなわちモニタ２４において計測点３４ａより縦軸上方側及び計測点３４ｂより縦軸下方側に連なる領域であって、輝度の値が連続する領域３６を検出し、検出された領域３６が心筋の領域とみなされる。
ステップ１０４：左室の外壁に対応する第２の計測点を設定する。例えば、ステップ１０３の処理により検出された心筋の深度方向の端部が左室の外壁として推定され、その端部に計測点３４ｃ、３４ｄが設定される。すなわち、計測点３４ａの縦軸上方側に計測点３４ｃが設定されると共に、計測点３４ｂの縦軸下方側に計測点３４ｄが設定される。そして、計測点３４ｃ、３４ｄの座標位置にマーカがＭモード像に重畳して表示される。
ステップ１０５：自動設定された計測点３４ａ〜３４ｃの設定位置を確認する。
つまり、検者は、計測点３４ａ〜３４ｃの設定位置が左室の内壁あるいは外壁を的確に指し示しているか否かをＭモード像を視認することにより確認する。そして、その計測点３４ａ〜３４ｃが的確に所定の位置に設定されているとき、ステップ１０７の処理が行われる一方、その設定位置が所定の位置からズレていたとき、ステップ１０６の処理が行われる。
ステップ１０６：計測点３４ａ〜３４ｃの設定位置を修正する。検者は、Ｍモード像を確認しながらポインティングデバイスにより、視覚的な判断又は経験則などに基づいて計測点３４ａ〜３４ｃの設定位置を修正する。
ステップ１０７：心機能評価値を計測する。例えば、計測時相（Ｔ１）は心臓のほぼ拡張末期に対応するから、計測点３４ａと計測点３４ｂとの間の寸法（距離）を算出することにより左室拡張末期径が計測される。また、計測点３４ａと計測点３４ｃとの間の寸法（距離）を算出することにより心室中隔厚が計測され、さらに計測点３４ｂと計測点３４ｄとの間の寸法を算出することにより左室後壁厚が計測される。
【００３１】
このようなステップ１００乃至１０７からなる第１の計測処理が、心電波形３０のＰ波を検出した時相（Ｔ２）においても繰り返し行われる。したがって、時相（Ｔ２）における左室の内壁に対応する計測点３８ａ、３８ｂと、外壁に対応する計測点３８ｃ、３８ｄが自動設定され、心臓の収縮末期における心機能評価値（左室収縮末期径、心室中隔厚、左室後壁厚など）が計測される。
【００３２】
そして、計測時相（Ｔ１）の左室径と計測時相（Ｔ２）の左室径とから左室径の時間的な変化を計測することにより、心室の駆出率や径短縮率などの心機能が算出される。また、計測時相（Ｔ１）の心室中隔厚や左室後壁厚と計測時間（Ｔ２）の心室中隔厚や左室後壁厚とから、心筋厚の時間的な変化が計測される。
【００３３】
すなわち、循環器の１つである心臓を計測する場合、左室内には血流などが流れているのみであって生体組織が存在していないから、その部分に係るＭモード像の画素情報の変化は比較的小さい。言い換えれば、その部分に係るＭモード像の輝度のパターンは殆ど変化せずにその輝度値が連続する。したがって、ステップ１０１、１０２の処理により、計測時相（Ｔ１）と同一時相における輝度値が連続する領域であって、モニタ２４の縦軸の中央部に検出された領域３２を左室内と推定することができる。したがって、その領域３２のモニタ２４の深度方向の両端部に一対の計測点３４ａ、３４ｂを設定するようにすれば、手動で計測点を設定することに代えて、組織の境界である左室の内壁に計測点３４ａ、３４ｂを自動的に設定することができる。その結果、手動で設定する場合に比べ、設定時間を短縮でき、また設定作業を簡略化することができる。
【００３４】
また、ステップ１０３、１０４の処理によれば、一対の計測点３４ａ、３４ｂが設定された領域３２に隣接する心室の外壁や血管の外壁などの領域３６を検出することができる。したがって、領域３６の表示縦軸方向の端部に計測点３４ｃ、３４ｄを自動設定すれば、先に検出設定された領域３２である心室の内壁から離れて存在する外壁位置に計測点３４ｃ、３４ｄを自動的に設定することが可能になる。
【００３５】
また、ステップ１０２、１０４の処理によれば、自動設定された計測点３４ａ〜３４ｄ、３８ａ〜３８ｄにマーカが重畳して表示されるので、その計測点の設定位置をモニタ２４上で視認することが可能になる。したがって、マーカが表示されない場合に比べ、計測点の位置が生体組織の境界を的確に指し示しているか否かを視覚的に再確認することが容易になる。
【００３６】
さらに、ステップ１０６の処理によれば、心臓の外壁付近は心膜脂肪などに起因して画素情報の変化の境界が不明瞭であるため、自動設定された計測点３８ｃ、３８ｄが生体組織の境界からズレて設定された場合でも、自動設定された計測点３８ｃ、３８ｄの位置を検者の視覚的な判断又は経験則などに基づいて位置を修正すれば、計測精度を向上させることができる。
【００３７】
また、本実施形態では、心電波形３０からＰ波を検出した時相を計測時相（Ｔ２）として設定するようにしているが、Ｐ波の検出が困難な場合には、予め取得した心電波形３０のＲ波を検出したときから次にＲ波を検出したときまでの時相を半分にした時相を計測時相（Ｔ２）として設定することができる。また、計測点３４ａと計測点３４ｂ間の寸法の時間的推移を計測し、その寸法が最も小さくなったときの時相を計測時相（Ｔ２）として設定してもよい。
【００３８】
また、ステップ１０１の処理において、画素情報の変化が小さい領域、つまり輝度情報の同一パターンが連続する領域３２を検出するのに際し、ノイズなどの影響によって左室の内壁を見分けにくい場合には、画像メモリ１８から読み出された一連の画素情報について連続する予め定められた複数画素ごとの画素情報を逐次平滑化し、その平滑化された値と予め設定された閾値とを比較して２値化して２値分布を求め、その２値分布に基づいて同一値が連続する分布幅が最大の領域３２を左室内３２として検出するのがよい。
【００３９】
この平滑化及び２値化処理について概念図を用いて説明する。例えば、図３Ａは、特定時相におけるＭモード像の画素情報の輝度変化を現した線図であり、横軸は輝度の強度を示し、縦軸はＭモード像の走査線に対応した深度を示している。また、図３Ｂは、平滑化フィルターにより輝度の変化を平滑化した線図であり、横軸と縦軸はそれぞれ図３Ａの横軸と縦軸に対応している。図３Ｃは、設定閾値に基づいて２値化された輝度情報を示しており、縦軸は図３Ａ及び図３Ｂの縦軸と対応している。
【００４０】
すなわち、図３Ａに示すように、Ｍモード像の輝度はノイズなどの影響により輝度が細かく変動するため、表示されたＭモード像の輝度の変化からでは左室の内壁を見分けにくい場合がある。その場合、図３Ｂに示すように、輝度情報は、例えば平滑化フィルターにより平滑化されて比較的検出し易い情報にされる。次いで、平滑化された輝度情報は、予め設定された閾値に基づいて０と１の２つの値に変換されて２値分布にされる。そして、図３Ｃに示すように、その２値分布に基づいて同一値の連続分布幅の最大部分３９が左室内の領域３２として検出される。なお、図３Ａ乃至Ｃは、輝度情報の平滑化及び２値化を容易に説明するための概念図であって実際の値を示すものではない。
（実施形態２）
本発明を適用してなる超音波診断装置の第２の実施形態について図３乃至図６を用いて説明する。図４は、本発明を適用した超音波診断装置の第２の構成例を示すブロック図である。図５は、心臓を表示するＢモード像の画像例である。図６は、心機能を計測する第２の計測処理の一例である。
【００４１】
本実施形態が第１の実施形態と異なる点は、最初にＢモード像上で心臓の左室の外壁に対応する座標を検出し、その検出座標をＭモード像の座標軸に変換して計測点を設定するようにしたことである。したがって、第１実施形態と同様の機能及び構成を有するものには同一符号を付して説明を省略する。
【００４２】
図４に示すように、画像構成部４０にＭモード像構成部１４と並列にＢモード像構成部４２が設けられている。そのＢモード像構成部４２は、超音波受信信号１２からの反射エコー信号に基づいて、Ｂモード像（断層像）を再構成する。再構成されたＢモード像は、ＤＳＣ１６により表示用の画像に変換された後、画像メモリ１８に格納される。格納されたＢモード像は、図５に示すように、制御部２５の指令に応じてモニタ２４に表示される。なお、図５のＢモード像に示されたＭモードビームライン５０は、図３に示したＭモード像の走査線に対応している。
【００４３】
このような超音波診断装置において、第２の計測処理について図５及び図６を参照して説明する。図６に示すように、第２の計測処理は、第１の計測処理のステップ１０３に代えて、ステップ１１０の処理を施すものである。ステップ１１０の処理では、メモリ１８から読み出されたＭモード像と同一時相つまり心臓の拡張末期の時相に属し、かつＭモードビームライン５０に対応するＢモード像の一連の画素情報がメモリ１８から取り出される。取り出された一連の画素情報について連続する複数画素の画素情報の変化がない領域、つまり輝度値が連続する領域５５〜５８が検出される。検出された複数の領域５５〜５８が順番に心臓の形態に対応付けられる。例えば、領域５５が左室後壁厚、領域５６が左室、領域５７が心室中隔厚、領域５８が右室内にそれぞれ対応付けられる。したがって、左室の外壁に対応する計測点５２ａ、５２ｂの座標が算出される。
【００４４】
そして、ステップ１１０の処理において算出された計測点５２ａ、５２ｂの座標位置は、ステップ１０４の処理によりＭモード像の座標軸上に変換され、変換された座標位置がＭモード像の第２の計測点３４ｃ、３４ｄとして設定される。
さらに、心臓の収縮末期に対応する時相においても、第２の計測処理を繰り返し行うことにより、収縮末期における左室の外壁に対応する計測点３８ｃ、３８ｄが設定される。
【００４５】
すなわち、Ｂモード像の画素情報は２次元情報であるから、１次元情報であるＭモード像の画素情報に比べ、画素情報（輝度）の変わり目つまり生体組織の境界を識別することが容易である。したがって、ステップ１１０の処理によりＢモード像で心室の外壁に対応する座標を検出し、次いで、ステップ１０４の処理によりその検出された座標をＭモード像の座標に変換すれば、心室の外壁が心膜脂肪などにより心室の外壁を識別することがＭモード像上では困難な場合でも、Ｍモード像上に左室の外壁に相当する計測点３４ｃ、３４ｄを確実に自動設定することが可能になる。
（実施形態３）
本発明を適用してなる超音波診断装置の第３の実施形態について図３及び図７を用いて説明する。図７は心機能を計測する第３の計測処理の一例である。本実施形態が第１の実施形態と異なる点は、Ｍモード像上で左室の外壁に対応する座標を手動により入力設定し、その入力設定された計測点を基点として左室の内壁あるいは他の外壁に対応する計測点を自動設定するようにしたことである。したがって、第１実施形態と同様の機能及び構成を有するものには同一符号を付して説明を省略する。
【００４６】
図７に示すように、第３の計測処理は、第１の計測処理のステップ１００に代えて、ステップ１２０及びステップ１２１の処理を施すものである。まず、ステップ１２０の処理では、検者が、モニタ１８に表示されたＭモード像を視認しながら、心臓の拡張末期における左室の外壁に対応した計測点３４ｃを操作卓２２から入力設定する。次いで、ステップ１２１の処理では、入力設定された計測点３４ｃの時相が計測時相（Ｔ１）として設定される。そして、ステップ１０１乃至１０４の処理により、計測時相（Ｔ１）における左室の内壁あるいは外壁に対応する他の計測点３４ａ、３４ｂ、３４ｄが自動設定されて心臓の左室拡張末期径、心室中隔厚、左室後壁厚などが算出される。同様な処理が、心臓の収縮末期においても繰り返される。
【００４７】
すなわち、第１の計測処理では、心室の内壁及び外壁に対応する全ての計測点３４ａ〜３４ｃを自動で設定するが、心室の外壁付近には心膜脂肪や他の生体組織などが存在するため、その外壁に対応した計測点３４ｃを画素情報から自動検出することが困難な場合がある。
【００４８】
これに対して、第３の計測処理によれば、心膜脂肪や他の生体組織に起因して画素情報の変化の変わり目を識別することが困難な場合でも、検者は、操作卓２２から確実に心室の外壁に対応する計測点３４ｃを設定することができる。また、その設定された計測点３４ｃの座標を起点として他の計測点３４ａ、３４ｂ、３４ｄの座標が自動設定されるので、全ての計測点を手動設定する場合に比べ、検者の操作負担を低減することができ、診断効率を向上させることができる。
【００４９】
また、計測点３４ｃを検者の自由意思に基づいて手動により設定すれば、心電波形３０などを用いて計測時相を自動設定する場合に比べ、個別具体的な事情を考慮して計測時相（Ｔ１）を設定することが可能になる。例えば、不整脈などで心臓の心拍周期が一定でない場合でも、Ｍモード像を視認しながら計測点３４ｃを検者の意志に基づいて操作卓２２から自由に入力設定することができるから、心電波形３０を利用して計測時相（Ｔ１）を自動設定する場合に比べ、心臓の拡張末期又は収縮末期に的確に対応した時相を設定することができる。その結果、心臓の拡張末期又は収縮末期の左室径を的確に算出することができるから、不整脈などが生じている心臓においても、心機能計測を精度よく行うことができる。
【００５０】
また、本実施形態では、自動設定される計測点３４ａ、３４ｂ、３４ｄのうち、計測点３４ｄは、左室の外壁に対応する点であるため、心膜脂肪や他の生体組織などによりＭモード像の画素情報からでは識別することが困難な場合がある。その場合、検者は、操作卓２２から計測点３４ｄを入力設定してもよい。また、第２の計測処理におけるステップ１１０の処理を適宜組み合わせて計測点を自動設定するようにしてもよい。
【００５１】
以上、実施形態１乃至実施形態３に基づいて本発明を説明したが、これに限られるものではない。例えば、心臓の心機能を計測する例を説明したが、血管を計測する場合にも適用することができる。その場合、計測時相を設定するとき、心電波形に変えて脈波信号などを用いることができる。要するに、本発明の超音波診断装置は、律動的な動きを伴う循環器などに適用することができる。
【００５２】
また、心臓の左室径、心室中隔厚、左室後壁厚などの左室に係る心機能評価値を計測する例を説明したが、これに限られるものではなく、右室などの機能計測にも適用することができる。
【００５３】
また、図２の第１計測処理、図６の第２計測処理、或いは図７の第３計測処理を適宜切り換えるモード切換手段を設けてもよい。これにより、例えば、全ての計測点を自動設定する第１計測処理を初期設定していたとしても、計測点の自動設定が困難と判断したとき、一部の計測点を手動設定する第３計測処理に切り換えることができる。
【００５４】
さらに、Ｍモード像上に自動設定される計測点３４ａ〜３４ｄ、３８ａ〜３８ｄをＭモード像の画像情報の変化から自動検出できないとき、モニタ２４に警告文を表示したり、あるいは警告音を鳴らすようにしてもよい。これにより、検者は、警告により迅速に自動設定モードから手動設定モードに切り換えることができ、計測効率を向上させることが可能になる。
【００５５】
また、画像メモリ１８から同一時相に係るＭモード像の画素情報を読み出すようにしているが、それに代えて、その時相の前後の時相に係るＭモード像の画素情報であって表示アドレスが連続する一連の画素情報を読み出し、その画素情報の変化量つまり輝度値の変化パターンに基づいて計測基準点を自動設定するようにしてもよい。このように、複数時相の画素情報を用いれば、単一時相の画像情報のみから計測基準点を設定する場合に比べ、計測基準点の設定精度を向上させることができる。
【００５６】
また、Ｍモード像、Ｂモード像、心電波形、及び心機能評価値などの診断に係る情報を被検体の識別番号（例えば、ＩＤ）などに関連付けて記憶する手段を備えてもよい。これにより、被検体を再診断する際、その被検体の識別番号から診断に係る情報を読み出すことができるので、診断効率を向上させることができる。
【００５７】
【発明の効果】
本発明によれば、Ｍモード像上に計測点を設定する作業を自動化又は簡略化することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を適用した超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。
【図２】心機能を計測する第１の計測処理の一例である。
【図３】Ｍモード像に計測点を設定した画像例である。
【図４】本発明を適用した超音波診断装置の第２の構成例を示すブロック図である。
【図５】心臓の断層像を表示するＢモード像の画像例である。
【図６】心機能を計測する第２の計測処理の一例である。
【図７】心機能を計測する第３の計測処理の一例である。
【符号の説明】
１超音波診断装置
１０探触子
１２超音波送受信部
１４Ｍモード像構成部
１８画像メモリ
２０計測処理部
２２操作卓
２４モニタ
２５制御部
４２Ｂモード像構成部[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly, to an ultrasonic diagnostic apparatus suitable for measuring a function of a circulatory organ such as a heart or a blood vessel.
[0002]
[Prior art]
The ultrasonic diagnostic apparatus repeatedly irradiates the subject with ultrasonic waves through the probe, receives a reflected echo signal generated from the subject, and receives an ultrasound image (for example, M Mode image and B-mode image).
[0003]
As such an ultrasonic diagnostic apparatus, there has been proposed an ultrasonic diagnostic apparatus that measures a temporal change in a form of a circulatory organ such as a heart or a blood vessel using the M mode. For example, the morphology of the heart is displayed on an M-mode image in synchronization with the time phase of the electrocardiographic waveform, and a temporal change in the morphology of the heart is observed based on the M-mode image, or the heart is changed based on the change in the morphology. A device that measures a function is known (see Patent Document 1).
[0004]
[Patent Document 1]
JP 08-252253 A
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
By the way, when measuring a change in the size or wall thickness of a ventricle, for example, by using an M-mode image displaying a temporal change of a form of a circulatory organ by sweeping a time axis, the examiner needs to use a pointing device or the like. It is necessary to set a pair of measurement points (for example, the inner wall and outer wall of the ventricle) on the M-mode image.
[0006]
However, since the moving speed of the pointing device is set to be relatively slow in order to increase the positional accuracy of the setting by the pointing device, not only it takes time to set a plurality of measurement points, but also the setting operation is troublesome. There is a problem.
[0007]
An object of the present invention is to automate or simplify an operation of setting a measurement point on an M-mode image.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, a probe that transmits an ultrasonic wave to a subject and receives a reflected echo signal from the subject, and supplies a drive pulse for transmitting the ultrasonic wave to the probe. A transmitting unit, an image forming unit that forms an M-mode image based on the reflected echo signals received by the probe, an image storing unit that stores the M-mode image formed by the image forming unit, A display unit for displaying the M-mode image from the image forming unit or the M-mode image read from the image storage unit, and a series of display addresses of the display unit in the M-mode images in a plurality of time phases from the image storage unit. Means for reading out the pixel information, detecting at least one measurement reference point of the moving part of the subject based on the amount of change in the readout pixel information, and displaying the measurement reference point detected by the detection means Display address Wherein the means for automatically setting, further comprising a means for controlling to display superimposed on the display unit and a measurement reference point is automatically set and M-mode images by the automatic setting means in accordance with the.
[0009]
That is, if a series of pixel information in which the display address of the M-mode image is continuous is read, and a pattern of, for example, luminance of the read pixel information is identified, a pixel position corresponding to a transition of the pattern is determined. It can be estimated as a boundary. Therefore, by automatically setting the measurement reference point at the position and superimposing and displaying the marker, the setting time can be reduced and the setting operation can be simplified as compared with the case where the measurement reference point is manually set.
[0010]
In this case, it is preferable that the detecting means detects a continuous area based on a change amount of a series of pixel information, and the automatic setting means automatically sets a measurement reference point based on the detected area. That is, if a region where the same value continues without changing the luminance pattern of the pixel information, for example, is detected, the detected region is either a portion where the living tissue is continuously present or a portion where the living tissue is not present. Can be estimated. Therefore, since the detection area can be regarded as a part of the same tissue or a cavity part, if a pair of measurement reference points is set at both ends in the depth axis direction of the display part of the area, it is necessary to manually set the measurement reference point. Instead, it becomes possible to automatically set the measurement reference point at the boundary of the organization, that is, at the transition of the organization.
[0011]
For example, when measuring a heart, which is one of the circulatory organs, only blood flow and the like flow in the left ventricle, and no tissue exists. Are almost non-existent, that is, luminance patterns have substantially the same continuous values.
Therefore, for example, the pixel information of the pixel row belonging to the same time phase is binarized, and the area where the same value is continuous in the pixel row is located at the center of the coordinate axis in the direction orthogonal to the time axis of the display unit. The area can be considered as the left ventricle. Therefore, if a pair of measurement points is set at both ends of the region, a pair of measurement points corresponding to the inner wall of the left ventricle can be automatically set.
[0012]
In addition, by detecting a region that is continuous on both sides of the set pair of measurement points and that has the same value in the binarized pixel information, for example, the cavity portion (the region that has been previously detected and set) is detected. For example, it is possible to automatically detect the position of the outer wall existing apart from the inner wall of a ventricle or a blood vessel cavity). Then, by setting another measurement point at the end of the detected area, the measurement point can be set on the outer wall of the cavity.
[0013]
At this time, it is preferable to correct the display address of the measurement reference point automatically set in accordance with a command input from the console. As a result, even when the position of the automatically set measurement reference point deviates from the boundary of the biological tissue on the image, if the display position of the measurement reference point is corrected using the console, the measurement accuracy can be improved.
[0014]
For example, since other tissues such as pericardial fat exist near the outer wall of the heart, the boundaries (changes in luminance values) of changes in pixel information become unclear. In some cases, the image is set so as to be shifted from the boundary of the living tissue on the image. Even in such a case, if the position of the automatically set measurement reference point is corrected based on the visual judgment of the examiner or the rule of thumb, the measurement accuracy can be improved.
[0015]
By the way, when detecting the change amount of the pixel information, it may be difficult to distinguish the boundaries between the heart wall and the blood vessel wall due to the influence of noise or the like. In such a case, the pixel information of a series of predetermined pieces of pixel information for each of a plurality of continuous predetermined pixels is sequentially smoothed, and the smoothed value is compared with a preset threshold value to be binarized to be binarized. The distribution may be obtained, a region having a distribution width in which the same value is continuous may be extracted based on the binary distribution, and a pair of measurement reference points may be set at both ends of the maximum region. Similarly, based on a binary distribution continuing on both sides of a pair of measurement reference points, a distribution width in which the same value continues may be obtained, and another measurement point may be set at an end of the obtained distribution.
[0016]
In addition, it is desirable to display a marker superimposed on the ultrasonic image at each coordinate position of the M-mode image corresponding to the measurement reference point set by the measurement reference point setting unit and another measurement point. Accordingly, the marker is displayed at the automatically set measurement reference point, so that the set position of the measurement reference point can be visually recognized on the screen. Therefore, it is easier to visually reconfirm whether or not the position of the measurement reference point accurately points to the boundary of the living tissue, as compared with the case where the marker is not displayed.
[0017]
Further, in order to increase the accuracy of the automatic setting of the measurement reference point, the image forming unit includes a tomographic image forming unit that forms a tomographic image based on the reflected echo signal received by the probe, and A series of pixel information in which the display address of the display unit in the M-mode image of the specific time phase is continuous is read, and pixel information of a tomographic image corresponding to the read pixel information is read from the image storage unit. Detecting at least one first measurement reference point of the moving part of the subject based on a change in a series of pixel information of the image; and performing second measurement in the M-mode image based on the detected first measurement reference point. Means for detecting the reference point; means for automatically setting the measurement reference point detected by the detection means in accordance with the display address of the display means; and measurement reference point and M mode automatically set by the automatic setting means. It can be configured with a means for controlling to display the superimposing the image on the display unit.
[0018]
That is, since the pixel information of the B-mode image is two-dimensional information, it is easier to identify a change in the luminance of the pixel information, that is, the boundary of the biological tissue, as compared with the pixel row of the M-mode image which is one-dimensional information. . Therefore, first, the coordinates corresponding to the boundary of the living tissue are detected in the B-mode image, and then the detected coordinates are converted into the coordinates of the M-mode image. Even in difficult cases, it is possible to reliably set the measurement reference point on the M-mode image. For example, even when a change in pixel information of the M-mode image cannot be identified due to pericardial fat or the like, first, coordinates corresponding to the outer wall of the left ventricle are detected in the B-mode image, and the detected coordinates are converted to the M-mode image. , The measurement point corresponding to the outer wall of the left ventricle can be automatically set on the M-mode image.
[0019]
When measuring a circulatory organ such as a heart or a blood vessel, a measurement time phase is set based on a previously acquired electrocardiographic waveform of the subject, and an M-mode image corresponding to the set measurement time phase is image-stored. Can be read from the unit. For example, the time phase at which the R wave of the electrocardiographic waveform is detected can be set as the first measurement time phase, and the time phase at which the P wave of the electrocardiographic waveform is detected can be set as the second measurement time phase. Therefore, a series of pixel information in which the display address of the M-mode image corresponding to the first measurement time phase is continuous is read from the image storage unit, and the continuous first area is determined based on the amount of change in the read series of pixel information. Is detected from the image storage unit, and a second series of pixel information in which the display addresses of the M-mode image corresponding to the second measurement time phase are continuous is read from the image storage unit. It is preferable to have means for detecting a region of the subject and measuring a temporal change of the moving part of the subject based on the detected first region and the second region.
[0020]
In this way, the phase at which the R-wave is detected substantially corresponds to the end-diastole of the heart, and the phase at which the P-wave is detected substantially corresponds to the end-systole of the heart. By setting a pair of measurement points corresponding to the inner wall of the ventricle and calculating the distance between the measurement points, it is possible to measure cardiac functions such as ejection ratio and diameter reduction ratio from the temporal change of the left ventricular diameter. it can.
[0021]
Further, a third region adjacent to the first region is detected based on a change amount of a series of pixel information read from the image storage unit in the first measurement time phase, and the image storage unit is detected in the second measurement time phase. A fourth area adjacent to the second area is detected based on the amount of change in the series of pixel information read from the CPU. Based on the detected third area and the fourth area, the movement area of the subject is determined. It is desirable to have means for measuring temporal changes.
[0022]
Thus, if a pair of measurement points are automatically set at the ends of the third and fourth regions, a temporal change in the distance between the measurement points can be measured. For example, the distance between the measurement reference point corresponding to the inner wall of the left ventricle set in the first measurement time phase and the measurement point corresponding to the outer wall of the left ventricle, and the left ventricle set in the second measurement time phase By calculating the distance (dimension) between the measurement reference point corresponding to the inner wall of the left ventricle and the measurement point corresponding to the outer wall of the left ventricle, and measuring the temporal change in the distance, the thickness of the wall forming the left ventricle, that is, the myocardial thickness Can be measured over time.
[0023]
On the other hand, when all the measurement points corresponding to the inner and outer walls of the ventricle are automatically set, since there are pericardial fat and other living tissues near the outer wall of the ventricle, the measurement reference points corresponding to the outer wall are set to pixels. It may be difficult to automatically detect from information.
[0024]
In such a case, at least one measurement reference point of the moving part of the subject is set and input from the console, and the time phase of the input and set measurement reference point is set as the measurement time phase, and M-mode images of a plurality of time phases are set. Means for reading out a series of pixel information having successive display addresses, detecting other measurement points of the moving part of the subject based on the amount of change in the read out series of pixel information; Means for automatically setting the measurement point according to the display address of the display means, and controlling the other measurement points automatically set by the automatic setting means and the M-mode image to be superimposed and displayed on the display unit. Means may be provided.
[0025]
In this way, even when it is difficult to identify a change in pixel information due to pericardial fat or other living tissue, the examiner can reliably measure the measurement reference point (e.g., corresponding to the outer wall of the ventricle) from the console. Measurement reference point). In addition, since the coordinates corresponding to the other measurement points in the same time phase as the set measurement reference point, for example, the inner wall of the ventricle, are automatically set, the operation burden on the examiner is smaller than when all the measurement points are set manually. Can be reduced, and the diagnosis efficiency can be improved.
[0026]
In addition, when the first measurement reference point is manually set based on the examiner's free will, individual and specific circumstances are taken into consideration as compared with the case where the measurement time phase is automatically set using an electrocardiogram waveform or the like. Measurement point and measurement time phase can be set. For example, even when the heartbeat cycle of the heart is not constant due to arrhythmia or the like, the first measurement reference point can be freely input and set based on the examiner's will while viewing the M-mode image. Compared to the case where the measurement time phase is automatically set by using the time phase, it is possible to accurately indicate the time phase corresponding to the end diastole or the end systole of the heart. As a result, the left ventricular diameter at the end diastole or end systole of the heart can be accurately calculated, so that cardiac function measurement can be performed with high accuracy even in a heart in which arrhythmia or the like has occurred.
[0027]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
(Embodiment 1)
A first embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention will be described. That is, an embodiment in which measurement points are automatically set on the inner wall and outer wall of the left ventricle in the M-mode image displaying the heart to measure the heart function will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus to which the present invention has been applied. FIG. 2 is an example of a first measurement process for measuring a heart function. FIG. 3 is an example of an image in which measurement points are set in an M-mode image displaying a temporal change in the form of the heart.
[0028]
As shown in FIG. 1, an ultrasonic diagnostic apparatus 1 includes a probe 10, an ultrasonic transmitting and receiving unit 12 including a transmitting unit and a receiving unit, an M-mode image forming unit 14 as an image forming unit, and a digital scan. The apparatus includes a converter (hereinafter, DSC) 16, an image memory 18 as an image storage unit, a measurement processing unit 20, a console 22, a monitor 24 as a display unit, and a control unit 25. The measurement processing unit 20 includes a detection unit that detects a measurement reference point, an automatic setting unit that automatically sets the measurement reference point detected by the detection unit in accordance with the display address of the monitor 24, The control unit includes a control unit that displays the points and the M-mode image on the monitor 24 in a superimposed manner. In addition, a biological signal detection unit 28 having an electrode 26 is connected to the ultrasonic diagnostic apparatus 1. Note that a wiring diagram for connecting the control unit 25 and each unit is omitted.
[0029]
The operation of the ultrasonic diagnostic apparatus thus configured will be described. First, the probe 10 is brought into contact with the body surface of the subject. Next, a driving pulse for transmitting an ultrasonic wave is applied to the probe 10 from the ultrasonic transmitting and receiving unit 12 based on a command from the control unit 25, and ultrasonic waves are measured from a group of transducers provided in the probe 10. The heart, which is the site, is irradiated. A reflected echo signal generated from the heart as the measurement site is received by the probe 10. An M-mode image is reconstructed by the M-mode image forming unit 14 based on the received reflected echo signal. On the other hand, the electrode 26 is brought into contact with the hand or foot of the subject, and a heartbeat signal is obtained by the electrode 26. The acquired heartbeat signal is subjected to amplification or the like by the biological signal detection unit 28 and is converted into an electrocardiographic waveform. Then, the M-mode image from the M-mode image forming unit 14 and the electrocardiographic waveform from the biological signal detecting unit 28 are respectively converted into images for display by the DSC 16, and the converted images are stored in the image memory 18. The stored M-mode image is displayed on the monitor 24 in synchronization with the time phase of the electrocardiographic waveform according to a command from the control unit 25.
[0030]
In such an ultrasonic diagnostic apparatus, a first measurement process for measuring a heart function will be described along the operation of the measurement processing unit 20 with reference to FIGS. Note that the horizontal axis of the M-mode image shown in FIG. 3 indicates the time axis, and the vertical axis orthogonal to the time axis indicates the depth of the measurement site.
Step 100: The time phase at which the R wave of the electrocardiographic waveform 30 is detected is set as the measurement time phase (T1).
Step 101: detecting the intracavity portion 32 of the left ventricle. For example, a series of pixel information of coordinates corresponding to the measurement time phase (T1) of the M-mode image is read from the image memory 18 and an area where the series of pixel information does not change, that is, an area where the same luminance value is continuous. Then, an area 32 located near the center of the coordinate axis in a direction (depth direction) orthogonal to the time axis of the monitor 24 is detected as an intracavity part of the left ventricle.
Step 102: Set measurement points 34a and 34b corresponding to the inner wall of the left ventricle. For example, both ends in the depth direction of the region 32 detected by the process of step 101 are estimated as positions corresponding to the inner wall of the left ventricle, and a pair of measurement points 34a and 34b are set at both ends. Then, a marker is superimposed on the M-mode image and displayed at the coordinate positions of the measurement points 34a and 34b.
Step 103: Detect a myocardial region. For example, both sides of the measurement points 34a and 34b set in the process of step 102, that is, an area connected to the monitor 24 on the vertical axis upper side from the measurement point 34a and the vertical axis lower side from the measurement point 34b, A continuous area 36 is detected, and the detected area 36 is regarded as a myocardial area.
Step 104: Set a second measurement point corresponding to the outer wall of the left ventricle. For example, the end of the myocardium in the depth direction detected by the processing in step 103 is estimated as the outer wall of the left ventricle, and measurement points 34c and 34d are set at the end. That is, the measurement point 34c is set above the vertical axis of the measurement point 34a, and the measurement point 34d is set below the vertical axis of the measurement point 34b. Then, a marker is superimposed on the M-mode image and displayed at the coordinate positions of the measurement points 34c and 34d.
Step 105: Check the set positions of the automatically set measurement points 34a to 34c.
That is, the examiner confirms whether or not the set positions of the measurement points 34a to 34c accurately indicate the inner wall or the outer wall of the left ventricle by visually recognizing the M-mode image. When the measurement points 34a to 34c are accurately set at predetermined positions, the process of step 107 is performed. On the other hand, when the set positions are shifted from the predetermined position, the process of step 106 is performed. .
Step 106: Correct the set positions of the measurement points 34a to 34c. The examiner corrects the set positions of the measurement points 34a to 34c based on visual judgment or empirical rules using a pointing device while checking the M-mode image.
Step 107: Measure the cardiac function evaluation value. For example, since the measurement time phase (T1) substantially corresponds to the end diastole of the heart, the left ventricular end diastolic diameter is measured by calculating the dimension (distance) between the measurement point 34a and the measurement point 34b. The ventricular septum thickness is measured by calculating the dimension (distance) between the measurement point 34a and the measurement point 34c, and the left ventricle is calculated by calculating the dimension between the measurement point 34b and the measurement point 34d. The back wall thickness is measured.
[0031]
The first measurement process including steps 100 to 107 is repeatedly performed in the time phase (T2) when the P wave of the electrocardiographic waveform 30 is detected. Therefore, the measurement points 38a and 38b corresponding to the inner wall of the left ventricle and the measurement points 38c and 38d corresponding to the outer wall in the time phase (T2) are automatically set, and the cardiac function evaluation value at the end of systole of the heart (end of left ventricular systole). Diameter, ventricular septal thickness, left ventricular posterior wall thickness, etc.).
[0032]
Then, by measuring the temporal change of the left ventricle diameter from the left ventricle diameter in the measurement time phase (T1) and the left ventricle diameter in the measurement time phase (T2), the ejection fraction of the ventricle, the diameter reduction rate, etc. Cardiac function is calculated. Further, the temporal change of the myocardial thickness is measured from the ventricular septum thickness and the left ventricular posterior wall thickness at the measurement time phase (T1) and the ventricular septum thickness and the left ventricular posterior wall thickness at the measurement time (T2). .
[0033]
That is, when measuring the heart, which is one of the circulatory organs, since only the blood flow is flowing in the left ventricle and there is no living tissue, the pixel information of the M-mode image related to that portion is not measured. The change is relatively small. In other words, the luminance pattern of the M-mode image relating to that portion is almost unchanged and its luminance value is continuous. Therefore, by the processing of steps 101 and 102, the region 32 in which the luminance value in the same time phase as the measurement time phase (T1) is continuous, and the region 32 detected at the center of the vertical axis of the monitor 24 is estimated as the left ventricle. can do. Therefore, if a pair of measurement points 34a and 34b are set at both ends of the region 32 in the depth direction of the monitor 24, instead of manually setting the measurement points, the left ventricle, which is the boundary of the tissue, is set. Measurement points 34a and 34b can be automatically set on the inner wall. As a result, the setting time can be shortened and the setting operation can be simplified as compared with the case of manually setting.
[0034]
In addition, according to the processing of steps 103 and 104, it is possible to detect an area 36 such as an outer wall of a ventricle or an outer wall of a blood vessel adjacent to the area 32 in which the pair of measurement points 34a and 34b is set. Therefore, if the measurement points 34c and 34d are automatically set at the end of the region 36 in the direction of the display longitudinal axis, the measurement points 34c and 34d are located at the position of the outer wall which is located away from the inner wall of the ventricle which is the region 32 previously detected and set. Can be automatically set.
[0035]
In addition, according to the processing of steps 102 and 104, markers are superimposed and displayed on the automatically set measurement points 34a to 34d and 38a to 38d, so that the set positions of the measurement points can be visually recognized on the monitor 24. Becomes possible. Therefore, it is easier to visually reconfirm whether or not the position of the measurement point accurately points to the boundary of the living tissue as compared to the case where the marker is not displayed.
[0036]
Furthermore, according to the processing of step 106, the boundary of the change in the pixel information is unclear near the outer wall of the heart due to pericardial fat and the like, so that the automatically set measurement points 38c and 38d correspond to the boundary of the living tissue. Even if the position is shifted from the above, if the positions of the automatically set measurement points 38c and 38d are corrected based on the visual judgment of the examiner or the rule of thumb, the measurement accuracy can be improved.
[0037]
In the present embodiment, the time phase at which the P wave is detected from the electrocardiographic waveform 30 is set as the measurement time phase (T2). A time phase obtained by halving the time phase from when the R wave of the radio wave shape 30 is detected until the next R wave is detected can be set as the measurement time phase (T2). Alternatively, the temporal transition of the dimension between the measurement point 34a and the measurement point 34b may be measured, and the time phase when the dimension becomes the smallest may be set as the measurement time phase (T2).
[0038]
In the process of step 101, when detecting an area where the change in pixel information is small, that is, an area 32 in which the same pattern of luminance information is continuous, if it is difficult to distinguish the inner wall of the left ventricle due to the influence of noise or the like, A series of pixel information read out from the memory 18 is successively smoothed for each predetermined plurality of pixel information, and is binarized by comparing the smoothed value with a preset threshold value. It is preferable to obtain a binary distribution, and to detect, as the left ventricle 32, an area 32 where the same value continues and the distribution width is the largest based on the binary distribution.
[0039]
The smoothing and binarization processing will be described with reference to a conceptual diagram. For example, FIG. 3A is a diagram illustrating a luminance change of the pixel information of the M mode image in a specific time phase, in which the horizontal axis indicates the luminance intensity, and the vertical axis indicates the depth corresponding to the scanning line of the M mode image. Is shown. FIG. 3B is a diagram in which the change in luminance is smoothed by the smoothing filter, and the horizontal axis and the vertical axis respectively correspond to the horizontal axis and the vertical axis in FIG. 3A. FIG. 3C shows the luminance information binarized based on the set threshold value, and the vertical axis corresponds to the vertical axes in FIGS. 3A and 3B.
[0040]
That is, as shown in FIG. 3A, since the brightness of the M-mode image fluctuates minutely due to the influence of noise or the like, it may be difficult to distinguish the inner wall of the left ventricle from the change in the brightness of the displayed M-mode image. In this case, as shown in FIG. 3B, the luminance information is smoothed by, for example, a smoothing filter to be relatively easily detected. Next, the smoothed luminance information is converted into two values of 0 and 1 based on a preset threshold value to form a binary distribution. Then, as shown in FIG. 3C, the maximum portion 39 of the continuous distribution width of the same value is detected as the region 32 in the left ventricle based on the binary distribution. 3A to 3C are conceptual diagrams for easily explaining the smoothing and binarization of the luminance information, and do not show actual values.
(Embodiment 2)
A second embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus to which the present invention is applied will be described with reference to FIGS. FIG. 4 is a block diagram showing a second configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus to which the present invention is applied. FIG. 5 is an image example of a B-mode image displaying a heart. FIG. 6 is an example of a second measurement process for measuring a heart function.
[0041]
The difference between the present embodiment and the first embodiment is that first, the coordinates corresponding to the outer wall of the left ventricle of the heart are detected on the B-mode image, and the detected coordinates are converted into the coordinate axes of the M-mode image to measure the measurement points. Is to be set. Therefore, components having the same functions and configurations as those of the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and description thereof is omitted.
[0042]
As shown in FIG. 4, a B-mode image forming unit 42 is provided in the image forming unit 40 in parallel with the M-mode image forming unit 14. The B-mode image forming unit 42 reconstructs a B-mode image (tomographic image) based on the reflected echo signal from the ultrasonic reception signal 12. The reconstructed B-mode image is stored in the image memory 18 after being converted into an image for display by the DSC 16. The stored B-mode image is displayed on the monitor 24 in response to a command from the control unit 25, as shown in FIG. Note that the M-mode beam line 50 shown in the B-mode image of FIG. 5 corresponds to the scanning line of the M-mode image shown in FIG.
[0043]
In such an ultrasonic diagnostic apparatus, the second measurement processing will be described with reference to FIGS. As shown in FIG. 6, the second measurement process performs a process of step 110 instead of step 103 of the first measurement process. In the process of step 110, a series of pixel information of the B-mode image belonging to the same phase as the M-mode image read from the memory 18, that is, the end-diastolic phase of the heart, and corresponding to the M-mode beam line 50 is stored in the memory. Removed from 18. A region where the pixel information of a plurality of continuous pixels does not change in the extracted series of pixel information, that is, regions 55 to 58 where the luminance values are continuous is detected. The plurality of detected areas 55 to 58 are sequentially associated with the morphology of the heart. For example, the area 55 is associated with the left ventricle rear wall thickness, the area 56 is associated with the left ventricle, the area 57 is associated with the ventricular septum thickness, and the area 58 is associated with the right ventricle. Therefore, the coordinates of the measurement points 52a and 52b corresponding to the outer wall of the left ventricle are calculated.
[0044]
Then, the coordinate positions of the measurement points 52a and 52b calculated in the processing of step 110 are converted to the coordinate axes of the M-mode image by the processing of step 104, and the converted coordinate positions are converted to the second measurement points of the M-mode image. 34c and 34d.
Further, also in the time phase corresponding to the end systole of the heart, the measurement points 38c and 38d corresponding to the outer wall of the left ventricle in the end systole are set by repeating the second measurement process.
[0045]
That is, since the pixel information of the B-mode image is two-dimensional information, it is easier to identify the transition of the pixel information (brightness), that is, the boundary of the living tissue, as compared with the pixel information of the M-mode image which is one-dimensional information. . Therefore, by detecting the coordinates corresponding to the outer wall of the ventricle in the B-mode image by the processing of step 110 and then converting the detected coordinates to the coordinates of the M-mode image by the processing of step 104, the outer wall of the ventricle is Even when it is difficult to identify the outer wall of the ventricle on the M-mode image due to membrane fat or the like, it is possible to automatically automatically set the measurement points 34c and 34d corresponding to the outer wall of the left ventricle on the M-mode image. .
(Embodiment 3)
A third embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus to which the present invention is applied will be described with reference to FIGS. FIG. 7 is an example of a third measurement process for measuring a heart function. This embodiment is different from the first embodiment in that the coordinates corresponding to the outer wall of the left ventricle are manually input and set on the M-mode image, and the measurement point set as the input is used as a base point for the inner wall of the left ventricle or other points. Is to automatically set a measurement point corresponding to the outer wall. Therefore, components having the same functions and configurations as those of the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and description thereof is omitted.
[0046]
As shown in FIG. 7, the third measurement process performs the processes of steps 120 and 121 instead of step 100 of the first measurement process. First, in the process of step 120, the examiner inputs and sets the measurement point 34c corresponding to the outer wall of the left ventricle at the end of diastole of the heart while viewing the M-mode image displayed on the monitor 18 from the console 22. Next, in the process of step 121, the time phase of the input and set measurement point 34c is set as the measurement time phase (T1). Then, by the processing of steps 101 to 104, other measurement points 34a, 34b, 34d corresponding to the inner wall or outer wall of the left ventricle in the measurement time phase (T1) are automatically set, and the left ventricular end diastolic diameter of the heart, The septum thickness, the left ventricular posterior wall thickness, etc. are calculated. Similar processing is repeated in the end systole of the heart.
[0047]
That is, in the first measurement process, all the measurement points 34a to 34c corresponding to the inner wall and the outer wall of the ventricle are automatically set. However, pericardial fat and other living tissues are present near the outer wall of the ventricle. In some cases, it is difficult to automatically detect the measurement point 34c corresponding to the outer wall from the pixel information.
[0048]
On the other hand, according to the third measurement process, even when it is difficult to identify a change in pixel information due to pericardial fat or other living tissue, the examiner can use the console 22 The measurement point 34c corresponding to the outer wall of the ventricle can be reliably set. Further, since the coordinates of the other measurement points 34a, 34b, and 34d are automatically set with the coordinates of the set measurement point 34c as a starting point, the operation burden on the examiner is reduced as compared with a case where all the measurement points are set manually. The diagnostic efficiency can be improved.
[0049]
In addition, when the measurement point 34c is manually set based on the examiner's free will, the measurement time phase is considered in consideration of individual and specific circumstances as compared with the case where the measurement time phase is automatically set using the electrocardiogram waveform 30 or the like. The phase (T1) can be set. For example, even when the heartbeat cycle of the heart is not constant due to arrhythmia or the like, the measurement point 34c can be freely input and set from the console 22 based on the examiner's will while viewing the M-mode image. As compared with the case where the measurement time phase (T1) is automatically set using the time 30, the time phase corresponding to the end diastole or the end systole of the heart can be set more accurately. As a result, the left ventricular diameter at the end-diastole or end-systole of the heart can be accurately calculated, so that cardiac function measurement can be accurately performed even in a heart in which arrhythmia or the like has occurred.
[0050]
In the present embodiment, among the measurement points 34a, 34b, and 34d that are automatically set, the measurement point 34d is a point corresponding to the outer wall of the left ventricle. In some cases, it is difficult to discriminate from the pixel information of the image. In this case, the examiner may input and set the measurement point 34d from the console 22. Further, the measurement point may be automatically set by appropriately combining the processing of step 110 in the second measurement processing.
[0051]
As described above, the present invention has been described based on Embodiments 1 to 3, but is not limited thereto. For example, the example in which the heart function of the heart is measured has been described, but the present invention can also be applied to the case of measuring a blood vessel. In that case, when setting the measurement time phase, a pulse wave signal or the like can be used instead of the electrocardiographic waveform. In short, the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention can be applied to a circulatory organ with a rhythmical movement.
[0052]
Also, an example has been described in which the heart function evaluation values related to the left ventricle such as the left ventricle diameter of the heart, the interventricular septum thickness, and the left ventricle posterior wall thickness are measured, but the present invention is not limited to this. It can also be applied to measurement.
[0053]
Further, a mode switching means for appropriately switching the first measurement processing of FIG. 2, the second measurement processing of FIG. 6, or the third measurement processing of FIG. 7 may be provided. Accordingly, for example, even if the first measurement process for automatically setting all the measurement points is initially set, when it is determined that the automatic setting of the measurement points is difficult, the third measurement for manually setting some of the measurement points is performed. You can switch to processing.
[0054]
Further, when the measurement points 34a to 34d and 38a to 38d which are automatically set on the M mode image cannot be automatically detected from the change in the image information of the M mode image, a warning message is displayed on the monitor 24 or a warning sound is sounded. You may do so. This allows the examiner to quickly switch from the automatic setting mode to the manual setting mode upon a warning, thereby improving measurement efficiency.
[0055]
Further, the pixel information of the M-mode image related to the same time phase is read from the image memory 18, but instead, the pixel information of the M-mode image related to the time phases before and after the time phase, and the display address is A continuous series of pixel information may be read, and the measurement reference point may be automatically set based on the amount of change in the pixel information, that is, the change pattern of the luminance value. As described above, by using the pixel information of a plurality of time phases, it is possible to improve the setting accuracy of the measurement reference point compared to the case where the measurement reference point is set only from the image information of the single time phase.
[0056]
Further, a means may be provided for storing information relating to diagnosis such as an M-mode image, a B-mode image, an electrocardiographic waveform, and a cardiac function evaluation value in association with an identification number (for example, ID) of the subject. Thus, when the subject is re-diagnosed, the information related to the diagnosis can be read from the identification number of the subject, so that the diagnosis efficiency can be improved.
[0057]
【The invention's effect】
According to the present invention, the operation of setting measurement points on an M-mode image can be automated or simplified.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus to which the present invention has been applied.
FIG. 2 is an example of a first measurement process for measuring a heart function.
FIG. 3 is an example of an image in which measurement points are set in an M-mode image.
FIG. 4 is a block diagram showing a second configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus to which the present invention has been applied.
FIG. 5 is an image example of a B-mode image displaying a tomographic image of a heart.
FIG. 6 is an example of a second measurement process for measuring a heart function.
FIG. 7 is an example of a third measurement process for measuring a heart function.
[Explanation of symbols]
1 Ultrasound diagnostic equipment
10 Probe
12 Ultrasound transceiver
14 M-mode image component
18 Image memory
20 Measurement processing unit
22 Operation console
24 monitors
25 Control unit
42 B-mode image forming unit

Claims

A probe that transmits ultrasonic waves to the subject and receives a reflected echo signal from the subject, a transmitting unit that supplies a drive pulse for transmitting ultrasonic waves to the probe, An image forming unit that forms an M-mode image based on the reflected echo signal received by the probe, an image storage unit that stores the M-mode image formed by the image forming unit, A display unit for displaying an M-mode image or an M-mode image read from the image storage unit, wherein the display address of the display unit in the M-mode image in a plurality of time phases from the image storage unit is Means for reading a series of continuous pixel information, detecting at least one measurement reference point of the moving part of the subject based on the amount of change in the read series of pixel information; Base Means for automatically setting a point in accordance with the display address of the display unit, and means for controlling the measurement reference point automatically set by the automatic setting means and the M-mode image to be displayed on the display unit in a superimposed manner. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:

2. The apparatus according to claim 1, wherein the detecting unit detects a continuous area based on a change amount of the series of pixel information, and the automatic setting unit automatically sets the measurement reference point based on the detected area. Ultrasonic diagnostic equipment.

3. The ultrasonic wave according to claim 1, wherein the automatic setting means has a function of correcting a display address of the automatically set measurement reference point according to a command input from a console. Diagnostic device.

The image forming unit includes a tomographic image forming unit configured to form a tomographic image based on a reflected echo signal received by the probe, and the display unit in the M-mode image of a specific time phase from the image storage unit. A series of display information is read out from a series of pixel information, and pixel information of a tomographic image corresponding to the read out pixel information is read out from the image storage unit. Means for detecting at least one first measurement reference point of the moving part of the subject based on the first measurement reference point, and detecting a second measurement reference point in the M-mode image based on the detected first measurement reference point; Means for automatically setting the measurement reference point detected by the detection means in accordance with the display address of the display means; and setting the measurement reference point automatically set by the automatic setting means and the M-mode image in advance. The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 3, characterized in that a means for controlling to display superimposed on the display unit.

The detecting means sets a measurement time phase based on the electrocardiographic waveform of the subject acquired in advance, and reads an M-mode image corresponding to the set measurement time phase from the image storage unit. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.

The detecting means sets a time phase at which the R wave of the electrocardiographic waveform is detected as a first measurement time phase, and sets a time phase at which the P wave of the electrocardiographic waveform is detected as a second measurement time phase. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 5, wherein:

A series of pixel information in which the display address of the M-mode image corresponding to the first measurement time phase is continuous is read out from the image storage unit, and a continuous first area is determined based on a change amount of the read series of pixel information. Is detected from the image storage unit, and a series of pixel information in which the display address of the M-mode image corresponding to the second measurement time phase is continuous is read out from the image storage unit. The apparatus according to claim 1, further comprising means for detecting a second area, and measuring a temporal change of a moving part of the subject based on the detected first area and the second area. Item 7. An ultrasonic diagnostic apparatus according to Item 6.

A third area adjacent to the first area is detected based on a change amount of a series of pixel information read from the image storage unit in the first measurement time phase, and the third area is detected in the second measurement time phase. A fourth area adjacent to the second area is detected based on a change amount of a series of pixel information read from the image storage unit, and the fourth area is detected based on the detected third area and the fourth area. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 7, further comprising means for measuring a temporal change of a moving part of the subject.

A probe that transmits ultrasonic waves to the subject and receives a reflected echo signal from the subject, a transmitting unit that supplies a drive pulse for transmitting ultrasonic waves to the probe, An image forming unit that forms an M-mode image based on the reflected echo signal received by the probe, an image storage unit that stores the M-mode image formed by the image forming unit, In an ultrasonic diagnostic apparatus including an M-mode image or a display unit that displays an M-mode image read out from the image storage unit and a console, at least one measurement reference point of a moving part of the subject from the console. Is set, and a series of pixel information in which the display addresses of the M-mode images of a plurality of phases are continuous is read with the phase of the measurement reference point set as the measurement phase, and the read series of pixel information is read. Based on the amount of change Means for detecting another measurement point of the moving part of the sample, means for automatically setting the other measurement points detected by the detection means in accordance with the display address of the display means, and means for automatically setting the measurement points by the automatic setting means. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a control unit configured to control to display another measurement point and the M-mode image in a superimposed manner on the display unit.