JP2010046284A - Ultrasonic diagnostic apparatus and automatic diagnostic parameter measuring method - Google Patents
Ultrasonic diagnostic apparatus and automatic diagnostic parameter measuring method Download PDFInfo
- Publication number
- JP2010046284A JP2010046284A JP2008213190A JP2008213190A JP2010046284A JP 2010046284 A JP2010046284 A JP 2010046284A JP 2008213190 A JP2008213190 A JP 2008213190A JP 2008213190 A JP2008213190 A JP 2008213190A JP 2010046284 A JP2010046284 A JP 2010046284A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- waveform
- deceleration
- peak
- evaluation
- time
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 71
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 claims abstract description 76
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 claims abstract description 43
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims abstract description 19
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims abstract description 11
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 claims description 74
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 claims description 16
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims description 7
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 claims description 4
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 claims 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 abstract description 16
- 210000003698 chordae tendineae Anatomy 0.000 abstract 1
- 230000002861 ventricular Effects 0.000 description 24
- 230000007717 exclusion Effects 0.000 description 20
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 16
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 14
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 11
- 210000005240 left ventricle Anatomy 0.000 description 8
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 8
- 210000005246 left atrium Anatomy 0.000 description 7
- 210000004115 mitral valve Anatomy 0.000 description 7
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 5
- 230000003205 diastolic effect Effects 0.000 description 5
- 230000006870 function Effects 0.000 description 4
- 230000004217 heart function Effects 0.000 description 4
- 230000001746 atrial effect Effects 0.000 description 3
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 3
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 3
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 2
- 239000000470 constituent Substances 0.000 description 2
- 108010076504 Protein Sorting Signals Proteins 0.000 description 1
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 1
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 1
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 1
- 230000008602 contraction Effects 0.000 description 1
- 230000010339 dilation Effects 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 230000007274 generation of a signal involved in cell-cell signaling Effects 0.000 description 1
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 1
- 230000002685 pulmonary effect Effects 0.000 description 1
- 210000003492 pulmonary vein Anatomy 0.000 description 1
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 1
- 230000008320 venous blood flow Effects 0.000 description 1
Images
Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Abstract
Description
本発明は、超音波診断装置及び診断パラメータ自動計測方法に係り、特に、生体内の血流速度をドップラ情報に基づいて計測することができる超音波診断装置及び診断パラメータ自動計測方法に関する。 The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus and a diagnostic parameter automatic measurement method, and more particularly to an ultrasonic diagnostic apparatus and a diagnostic parameter automatic measurement method capable of measuring a blood flow velocity in a living body based on Doppler information.
超音波診断装置は、超音波プローブに内蔵された圧電振動子から発生する超音波信号を被検体内に送信し、被検体内からの反射信号を画像化して各種の診断を行うための装置である。診断用の画像としてBモード画像やカラードップラ画像が広く用いられている。 An ultrasonic diagnostic apparatus is an apparatus for transmitting an ultrasonic signal generated from a piezoelectric vibrator built in an ultrasonic probe into a subject and imaging a reflected signal from the subject to perform various diagnoses. is there. B-mode images and color Doppler images are widely used as diagnostic images.
一方、被検体の血管内や心臓内の血流情報を定量的にかつ精度よく測定する方法として、ドップラスペクトラム法がある。ドップラスペクトラム法では、血管内や心臓内の所望の方向に超音波ビームを向けて送信し、受信信号から所望の深度の信号をレンジゲートによって切り出す。切り出した受信信号の系列に対してFFT等の演算を施してドップラスペクトラムを求め、さらに求めたドップラスペクトラム(ドップラ周波数)から血流速度や速度成分の強さ等の血流情報を得ている。 On the other hand, there is a Doppler spectrum method as a method for quantitatively and accurately measuring blood flow information in a blood vessel or heart of a subject. In the Doppler spectrum method, an ultrasonic beam is transmitted in a desired direction in a blood vessel or heart, and a signal having a desired depth is cut out from a received signal by a range gate. An operation such as FFT is performed on the cut received signal sequence to obtain a Doppler spectrum, and blood flow information such as blood flow velocity and strength of velocity component is obtained from the obtained Doppler spectrum (Doppler frequency).
心臓や血管の内部のどの位置の血流情報を得るかは予め指定する必要があるが、この指定は、通常Bモード画像を用いて行う。Bモード画像上で特定の方向やレンジを指定し、指定した方向とレンジからの受信信号を抽出してその部位のドップラスペクトラムを求めている。 It is necessary to specify in advance which position in the heart or blood vessel the blood flow information is to be obtained, but this specification is usually performed using a B-mode image. A specific direction or range is designated on the B-mode image, and a received signal from the designated direction and range is extracted to obtain a Doppler spectrum of that part.
超音波診断装置によって得られるドップラスペクトラムは、通常、横軸に時間、縦軸に周波数をとって画像化し、また周波数成分毎の強度を画像の輝度として表現している。この画像を、ドップラ画像或いはドップラ波形画像と呼んでいる。 The Doppler spectrum obtained by the ultrasonic diagnostic apparatus is usually imaged with time on the horizontal axis and frequency on the vertical axis, and the intensity for each frequency component is expressed as the luminance of the image. This image is called a Doppler image or Doppler waveform image.
また、ドップラスペクトラムから血流の最高流速Vpや平均流速Vmを求め、横軸に時間、縦軸に最高流速Vpや平均流速Vmをとった波形も求めている。この波形をトレース波形と呼んでいる。トレース波形はハードディスク等の適宜の記憶手段に保存され、必要に応じて超音波診断装置の表示部に表示される。 In addition, the maximum blood flow velocity Vp and the average flow velocity Vm of the blood flow are obtained from the Doppler spectrum, and a waveform with the horizontal axis representing time and the vertical axis representing the maximum flow velocity Vp and average flow velocity Vm is also obtained. This waveform is called a trace waveform. The trace waveform is stored in an appropriate storage unit such as a hard disk and displayed on the display unit of the ultrasonic diagnostic apparatus as necessary.
心臓の機能を評価し或いは診断する場合に、上記のトレース波形から得られる診断パラメータが非常に有用となる。 When evaluating or diagnosing the function of the heart, the diagnostic parameters obtained from the above trace waveform are very useful.
例えば、心機能を評価する場合、左室流入血流(LV-Inflow)流速や、肺静脈血流(PV)流速等に対してトレース波形を求め、このトレース波形から各種診断パラメータを求めている。 For example, when evaluating cardiac function, trace waveforms are obtained for the left ventricular inflow (LV-Inflow) flow rate, pulmonary venous blood flow (PV) flow rate, etc., and various diagnostic parameters are obtained from the trace waveform. .
左室流入血流波形に対しては、E波(拡張早期波)やA波(心房収縮期波)の振幅(振幅が血流速度に対応する)、E波とA波の振幅比E/A、DCT(E波の減速時間(Deceleration Time))等が診断パラメータとして広く用いられている。 For the left ventricular inflow blood flow waveform, the amplitude of the E wave (expansion early wave) or A wave (atrial systolic wave) (the amplitude corresponds to the blood flow velocity), the amplitude ratio E / of the E wave and the A wave A, DCT (deceleration time of E wave), etc. are widely used as diagnostic parameters.
また、肺静脈血流波形に対しては、S波(収縮期順行性血流)、D波(拡張期順行性血流)、AR波(収縮期逆行性血流)の振幅等が診断パラメータとして用いられている。 In addition, for the pulmonary vein blood flow waveform, the amplitude of the S wave (systolic antegrade blood flow), D wave (diastolic antegrade blood flow), AR wave (systolic retrograde blood flow), etc. It is used as a diagnostic parameter.
従来、これらの診断パラメータは、医師や技師等のユーザによるマニュアル操作によってトレース波形から読み取られていた。例えば、左室流入血流波形から診断パラメータを読み取る場合には、表示部に静止表示したトレース波形に対して2つのタイムカーソルを配置し、2つのタイムカーサの位置をE波とA波のピークに夫々ユーザが一致させる。そして、2つのタイムカーサの位置にあるE波の振幅とA波の振幅を装置が読み取り、診断パラメータとして表示部に表示する。また、読み取ったE波とA波の振幅から、振幅比E/Aを算出し、診断パラメータとして表示する。 Conventionally, these diagnostic parameters have been read from the trace waveform by a manual operation by a user such as a doctor or an engineer. For example, when reading diagnostic parameters from the left ventricular inflow blood flow waveform, two time cursors are placed on the trace waveform statically displayed on the display unit, and the positions of the two time cursors are the peak of E wave and A wave. Each user matches. Then, the apparatus reads the amplitude of the E wave and the amplitude of the A wave at the positions of the two time cursors, and displays them on the display unit as diagnostic parameters. In addition, the amplitude ratio E / A is calculated from the amplitudes of the read E wave and A wave, and displayed as a diagnostic parameter.
また、減速時間DCTを求める場合は、一方のタイムカーサをE波のピークに合わせ、他方のタイムカーサをE波が減速してほぼゼロとなる位置に合わせる。そして、装置が2つのタイムカーサの時間差を読みとって、診断パラメータDCTを表示する。 Further, when obtaining the deceleration time DCT, one time cursor is adjusted to the peak of the E wave, and the other time cursor is adjusted to a position where the E wave is decelerated and becomes almost zero. The device then reads the time difference between the two time cursors and displays the diagnostic parameter DCT.
このように、従来は、ユーザのマニュアル操作によって診断パラメータを求めていたため、操作が煩雑となるばかりでなく、診断パラメータを得るまでに多くの時間を要していた。 Thus, conventionally, since the diagnosis parameter is obtained by the manual operation of the user, not only the operation becomes complicated, but it takes much time to obtain the diagnosis parameter.
さらに、ドップラスペクトラム自体はほぼリアルタイムで得られるにもかかわらず、診断パラメータの取得は上記のようにマニュアル操作が介在するため、診断パラメータをリアルタイムで取得することは事実上不可能であった。 Further, although the Doppler spectrum itself can be obtained almost in real time, it is practically impossible to obtain the diagnostic parameter in real time because the manual operation is involved as described above.
このような不都合を解消するため、診断パラメータを自動計測する技術が特許文献1等に開示されている。 In order to eliminate such an inconvenience, a technique for automatically measuring a diagnostic parameter is disclosed in Patent Document 1 and the like.
特許文献1では、トレース波形から極大点、極小点のペアを複数求め、これらのペアの中からE波とA波のピーク時刻とピーク値を夫々自動的に求める技術等が開示されている。また、E波のピーク値からの下降曲線に対して接線を設定し、この接線とベースラインとが交わる時刻とE波のピーク時刻との間隔から減速時間DCTを求める技術も開示されている。
しかしながら、超音波診断装置によって得られるドップラスペクトラムは、必ずしも必要な情報のみが含まれているとは限らない。 However, the Doppler spectrum obtained by the ultrasonic diagnostic apparatus does not necessarily include only necessary information.
例えば、左室流入血流の速度情報を得ようとする場合、左心室入り口近傍の反射信号からドップラスペクトラムを取得することが多いが、左心室と左心房の間には僧帽弁と呼ばれる弁や僧帽弁を支持する多数の腱索が存在する。このため、計測するドップラスペクトラムには、評価対象とする左室流入血流のドップラ信号の他に、僧帽弁や腱索の動きに対応するドップラ信号が不要ドップラ信号として混在することになる。 For example, when trying to obtain velocity information of the left ventricular inflow blood flow, a Doppler spectrum is often acquired from the reflected signal near the left ventricular entrance, but a valve called a mitral valve is located between the left ventricle and the left atrium. There are numerous chords that support the mitral valve. For this reason, in the Doppler spectrum to be measured, in addition to the Doppler signal of the left ventricular inflow blood flow to be evaluated, Doppler signals corresponding to the movements of the mitral valve and the chord are mixed as unnecessary Doppler signals.
例えば、左室流入血流のE波の減速時間DCTを測定しようとした場合、その測定対象範囲に、僧帽弁や腱索の影響が混入している割合は、30%程度もあると言われている。 For example, when the E-wave deceleration time DCT of the left ventricular inflow blood flow is to be measured, the ratio of the influence of the mitral valve and the chord to the measurement target range is about 30%. It has been broken.
このため、特許文献1等に開示されている従来の方法でDCTを自動計測することは、現実問題としてはほぼ困難な状況となっていた。 For this reason, automatic measurement of DCT by the conventional method disclosed in Patent Document 1 and the like has been a difficult situation as a practical problem.
E波の減速時間DCTは、心機能を評価する上で重要な診断パラメータの1つであり、信頼性の高いDCTの自動計測技術が強く求められている。 E-wave deceleration time DCT is one of the important diagnostic parameters for evaluating cardiac function, and highly reliable DCT automatic measurement technology is strongly demanded.
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、血流からのドップラスペクトラムに弁や腱索の影響が混入している場合であっても、E波の減速時間DCTを高い信頼性で自動計測することができる超音波診断装置及び診断パラメータ自動計測方法を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and even when the influence of a valve or chordae is mixed in the Doppler spectrum from the bloodstream, the deceleration time DCT of the E wave is highly reliable. An object is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus and a diagnostic parameter automatic measurement method capable of automatic measurement.
上記課題を解決するため、本発明に係る超音波診断装置は、心臓内の所定の部位から反射される超音波信号からドップラスペクトラムを生成するドップラ処理部と、前記ドップラスペクトラムにおける所定のスペクトラム成分の時間的変化をトレース波形として生成するトレース波形生成部と、生成された前記トレース波形から所定のピーク波形を検出するピーク波形検出部と、前記ピーク波形の減速領域の波形に血流以外の影響による変動があると判断される場合は、この変動を取り除いて評価用減速波形を生成し、それ以外の場合は検出した前記ピーク波形の減速領域の波形を前記評価用減速波形とする評価波形生成部と、前記評価用減速波形から、前記所定のピーク波形の減速時間を算出する減速時間算出部と、を備えたことを特徴とする。 In order to solve the above problems, an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention includes a Doppler processing unit that generates a Doppler spectrum from an ultrasonic signal reflected from a predetermined site in the heart, and a predetermined spectrum component in the Doppler spectrum. A trace waveform generation unit that generates a temporal change as a trace waveform, a peak waveform detection unit that detects a predetermined peak waveform from the generated trace waveform, and a waveform in a deceleration region of the peak waveform due to an effect other than blood flow When it is determined that there is a fluctuation, the fluctuation waveform is removed and an evaluation deceleration waveform is generated. In other cases, the detected waveform of the peak waveform in the deceleration area is used as the evaluation deceleration waveform. And a deceleration time calculation unit for calculating a deceleration time of the predetermined peak waveform from the evaluation deceleration waveform, That.
また、本発明に係る診断パラメータ自動計測方法は、心臓内の所定の部位から反射される超音波信号からドップラスペクトラムを生成し、前記ドップラスペクトラムにおける所定のスペクトラム成分の時間的変化をトレース波形として生成し、生成された前記トレース波形から所定のピーク波形を検出し、前記ピーク波形の減速領域の波形に血流以外の影響による変動があると判断される場合は、この変動を取り除いて評価用減速波形を生成し、それ以外の場合は抽出した前記ピーク波形を前記評価用減速波形とし、前記評価用減速波形から、前記所定のピーク波形の減速時間を算出する、ステップを備えたことを特徴とする。 The diagnostic parameter automatic measurement method according to the present invention generates a Doppler spectrum from an ultrasonic signal reflected from a predetermined site in the heart, and generates a temporal change of a predetermined spectrum component in the Doppler spectrum as a trace waveform. Then, when a predetermined peak waveform is detected from the generated trace waveform and it is determined that the waveform in the deceleration region of the peak waveform has a variation due to an effect other than blood flow, this variation is removed and the evaluation deceleration is performed. A waveform is generated; otherwise, the extracted peak waveform is used as the evaluation deceleration waveform, and the deceleration time of the predetermined peak waveform is calculated from the evaluation deceleration waveform. To do.
本発明に係る超音波診断装置、及び診断パラメータ自動計測方法によれば、血流からのドップラスペクトラムに弁や腱索の影響が混入している場合であっても、E波の減速時間DCTを高い信頼性で自動計測することができる。 According to the ultrasonic diagnostic apparatus and the diagnostic parameter automatic measurement method according to the present invention, the E-wave deceleration time DCT is calculated even when the influence of a valve or chordae is mixed in the Doppler spectrum from the bloodstream. Automatic measurement with high reliability.
本発明に係る超音波診断装置、及び診断パラメータ自動計測方法の実施形態について添付図面を参照して説明する。 Embodiments of an ultrasonic diagnostic apparatus and a diagnostic parameter automatic measurement method according to the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
(1)構成
図1は、本実施形態に係る超音波診断装置1の構成例を示すブロック図である。超音波診断装置1は、超音波プローブ2、基準信号生成部3、送受信部4、システム制御部5、操作部6、ドップラ信号検出部7、ドップラ処理部8、カラードップラデータ生成部9、Bモードデータ生成部10、表示部11、記憶部12、血流評価部20等を備えて構成されている。
(1) Configuration FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the present embodiment. The ultrasonic diagnostic apparatus 1 includes an
超音波プローブ2は、被検体の体表面に先端部を接触させて超音波の送受信を行うデバイスであり、1次元或いは2次元に配列された複数の微小な圧電振動子をその先端部に有している。圧電振動子は電気音響変換素子であり、送信時には電気信号を超音波パルスに変換し、受信時には被検体から反射された超音波信号を電気信号に変換する。超音波プローブ2には、リニア走査対応、セクタ走査対応、コンベックス走査対応等のものがあり、診断部位に応じて選択される。また、圧電振動子が2次元配列されている超音波プローブ2では、いわゆる3次元走査が可能である。超音波プローブ2は、ケーブルを介して送受信部4に接続されている。
The
送受信部4は、その内部構成として送信ユニットと受信ユニット(いずれも図示を省略)を有している。送信ユニットは、基準信号生成部3から供給される基準信号(連続波或いは基準クロック)に基づいて、送信パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを生成する。さらに、超音波ビームの走査角(送信走査角)に対応する遅延時間をレートパルスに与え、その後パルサ(図示せず)によってレートパルスを駆動パルスに変換し、この駆動パルスを超音波プローブ2の各圧電振動子に供給している。 The transmission / reception unit 4 has a transmission unit and a reception unit (both not shown) as its internal configuration. The transmission unit generates a rate pulse that determines the repetition period of the transmission pulse based on the reference signal (continuous wave or reference clock) supplied from the reference signal generator 3. Further, a delay time corresponding to the scanning angle (transmission scanning angle) of the ultrasonic beam is given to the rate pulse, and then the rate pulse is converted into a driving pulse by a pulser (not shown). It is supplied to each piezoelectric vibrator.
一方、受信ユニットでは、超音波プローブ2の各圧電振動子から出力される電気信号をデジタル信号に変換した後、超音波ビームの走査角(受信走査角)に対応する遅延量を印加して加算することによって、ビームフォーミングされた受信信号を得ている。
On the other hand, the receiving unit converts the electrical signal output from each piezoelectric transducer of the
システム制御部5は、ユーザが操作部6に対して設定し、或いは入力した情報に基づいて、ビーム走査や送受信に関する諸元を決定し、これらの諸元を送受信部4に対して設定している。 The system control unit 5 determines the parameters related to beam scanning and transmission / reception based on information set or input by the user on the operation unit 6, and sets these specifications for the transmission / reception unit 4. Yes.
送受信部4から出力される受信信号は、Bモードデータ生成部10やドップラ信号検出部7に出力される。
The reception signal output from the transmission / reception unit 4 is output to the B-mode
Bモードデータ生成部では、受信信号を例えば振幅検波して、Bモード画像の表示に必要となる走査角ごとのレンジ対振幅情報のデータ(即ちBモードデータ)を生成して記憶部12に一時的に保存している。このBモードデータは記憶部12から読み出され、表示部11にBモード画像として表示される。ちなみに、図2は、Bモード画像の表示例として、心臓のBモード画像を模式的に示した図である。
In the B-mode data generation unit, for example, amplitude detection is performed on the received signal to generate range-amplitude information data (that is, B-mode data) for each scanning angle necessary for displaying the B-mode image and temporarily store it in the
一方、ドップラ信号検出部7では、受信信号に対して位相検波を行っており、位相検波信号をカラードップラデータ生成部9とドップラ処理部8に供給している。
On the other hand, the Doppler signal detection unit 7 performs phase detection on the received signal, and supplies the phase detection signal to the color Doppler
カラードップラデータ生成部9では、位相検波信号から自己相関値を求め、自己相関値から平均ドップラ周波数(平均血流速度に対応する量)や周波数の分散値を算出し、これらのカラードップラデータを対応する走査角データと共に記憶部12に一時的に記憶している。カラードップラ表示を行う場合には、記憶部12からカラードップラデータが読み出され、Bモード画像と同様な2次元画像の上に平均血流速度に対応するカラーの輝度表示がなされる。
The color Doppler
ドップラ処理部8では、血流速度を詳細に評価するため、位相検波信号に対してFFT等の周波数解析処理を行ってドップラスペクトラムを生成している。ドップラスペクトラムは、被検体内の特定の部位を走査角とレンジによって指定し、この特定の部位からの反射信号を所定の期間収集したデータから求めている。
The
ドップラスペクトラムは、通常横軸に時間、縦軸に周波数をとって画像化し、また周波数成分毎の強度を画像の輝度として表現している。この画像を、ドップラ画像或いはドップラ波形画像と呼んでいる。ドップラ処理部8から出力されたドップラスペクトラムは記憶部12に記憶され、表示部11にドップラ画像として表示される。
The Doppler spectrum is usually imaged with time on the horizontal axis and frequency on the vertical axis, and the intensity of each frequency component is expressed as the luminance of the image. This image is called a Doppler image or Doppler waveform image. The Doppler spectrum output from the
また、ドップラスペクトラムから血流の最高流速Vpや平均流速Vmを求め、横軸に時間、縦軸に最高流速Vpや平均流速Vmをとった波形も生成している。この波形をトレース波形と呼んでいる。血流評価部20のトレース波形生成部21は、記憶部12からドップラスペクトラムを読み出し、このドップラスペクトラムからトレース波形を生成する。生成されたトレース波形は再び記憶部12に保存され、必要に応じて表示部11に表示される。
Further, a maximum blood flow velocity Vp and an average flow velocity Vm of the blood flow are obtained from the Doppler spectrum, and a waveform is also generated in which the horizontal axis represents time and the vertical axis represents the maximum flow velocity Vp and average flow velocity Vm. This waveform is called a trace waveform. The trace
本実施形態に係る超音波診断装置1では、血流のトレース波形から診断上有用な診断パラメータを自動的に計測する機能を有しており、この自動計測機能を血流評価部20で実現している。血流評価部20は、上述したトレース波形生成部21の他、ピーク波形検出部22、評価波形生成部23、減速時間算出部24、パラメータ記憶部25、心電波形入力部26等を有しており、これらの各部の機能の詳細については後述する。
The ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the present embodiment has a function of automatically measuring diagnostic parameters useful for diagnosis from a blood flow trace waveform, and the blood
(2)診断パラメータの自動計測
図2は、心臓の模式的なBモード画像と、Bモード画像上で指定される血流の評価部位とを例示している図である。図2では、左心房から左心室へ流入する近傍が走査角とレンジゲートによって指定されており、左室流入血流を評価対象としている例を示している。
(2) Automatic measurement of diagnostic parameters FIG. 2 is a diagram illustrating a schematic B-mode image of the heart and a blood flow evaluation site designated on the B-mode image. FIG. 2 shows an example in which the vicinity flowing into the left ventricle from the left atrium is specified by the scanning angle and the range gate, and the left ventricular inflow blood flow is the evaluation target.
本実施形態に係る超音波診断装置1の血流評価対象はこの左室流入血流に限定されるものではないが、左室流入血流の評価は心機能の評価上非常に重要なものであるため、以下の説明では主として左室流入血流を評価対象の例としてとりあげて説明する。 Although the blood flow evaluation target of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the present embodiment is not limited to the left ventricular inflow blood flow, the evaluation of the left ventricular inflow blood flow is very important in evaluating cardiac function. Therefore, in the following description, the left ventricular inflow blood flow will be mainly described as an example of an evaluation target.
心臓は収縮と拡張を繰り返しているが、拡張期には左心房から左心室に血液が流れる。この血流流速を左心室の入り口近傍を観測対象部位として観測したドップラスペクトラムが左室流入血流のドップラスペクトラムであり、このドップラスペクトラムの例えばピーク値をトレースした波形が左室流入血流のトレース波形である。 The heart repeatedly contracts and dilates, but blood flows from the left atrium to the left ventricle during diastole. The Doppler spectrum obtained by observing the blood flow velocity in the vicinity of the entrance of the left ventricle is the Doppler spectrum of the left ventricular inflow blood flow. It is a waveform.
図3は、左室流入血流のトレース波形の実例を心臓の拡張期と収縮期を示す信号と併記して示している。拡張期と収縮期を示す信号は、心電計100(図1参照)から出力される心電波形(ECG波形ともいう)や心音波形から求めることができる。 FIG. 3 shows an example of the trace waveform of the left ventricular inflow blood flow along with signals indicating the diastole and the systole of the heart. Signals indicating the diastole and the systole can be obtained from an electrocardiogram waveform (also referred to as an ECG waveform) output from the electrocardiograph 100 (see FIG. 1) or an electrocardiogram.
左室流入血流のトレース波形(以下、単にトレース波形という)の縦軸は、ドップラ周波数から求めた左室流入血流の血流速度(図3に示す単位はcm/s)を示しており、横軸は時間である。 The vertical axis of the trace waveform of the left ventricular inflow blood flow (hereinafter simply referred to as the trace waveform) indicates the blood flow velocity of the left ventricular inflow blood flow obtained from the Doppler frequency (the unit shown in FIG. 3 is cm / s). The horizontal axis is time.
図3に示したように、拡張期のトレース波形には、E波とA波の2つの特徴的なピーク波形が存在する。拡張期の早期には、左心室が拡張することによって左心室の圧力が低下し、血液が左心房から左心室に流入する。このときの血流に対応する波形がE波(拡張早期波)である。拡張期の後期には、左心房が収縮して左心房に残っている血液を左心室に押し込む。このときの血流に対応する波形がA波(心房収縮期波)である。つまり、E波は左心室拡張による血液の左室流入を、A波は左心房収縮による血液の左室流入を表している。 As shown in FIG. 3, there are two characteristic peak waveforms of the E wave and the A wave in the trace waveform in the diastole. In the early diastole, the left ventricle expands to reduce the left ventricular pressure, and blood flows from the left atrium into the left ventricle. The waveform corresponding to the blood flow at this time is an E wave (expansion early wave). In the late phase of diastole, the left atrium contracts and pushes the blood remaining in the left atrium into the left ventricle. The waveform corresponding to the blood flow at this time is an A wave (atrial systolic wave). That is, the E wave represents the left ventricular inflow due to left ventricular dilation, and the A wave represents the left ventricular inflow due to left atrial contraction.
拡張期左室流入波形に基づく診断パラメータとしては、E波のピーク値(Ep)、A波のピーク値(Ap)、E波のピーク値とA波のピーク値との比(E/A)、E波の減速時間DCT(Deceleration Time)等がある。E波の減速時間DCTは、E波のピークから血流速度がゼロとなるまでの時間として定義されるものである。これらの診断パラメータの値によって心機能を評価することができる。 Diagnostic parameters based on the diastolic left ventricular inflow waveform include E wave peak value (Ep), A wave peak value (Ap), and ratio of E wave peak value to A wave peak value (E / A). E-wave deceleration time DCT (Deceleration Time) and the like. The E wave deceleration time DCT is defined as the time from the peak of the E wave until the blood flow velocity becomes zero. Cardiac function can be evaluated by the values of these diagnostic parameters.
ところで、図2に示したように、左室流入血流の測定対象部位の近傍(左心房と左心室の間)には、僧帽弁と呼ばれる弁があり、また僧帽弁を支持するための多数の腱索が存在する。僧帽弁や腱索は動きを伴うため、ドップラスペクトラムやトレース波形には血流以外の影響として弁や腱索の影響による変動波形(不要波形)が混入する。 By the way, as shown in FIG. 2, there is a valve called a mitral valve in the vicinity of the measurement site of the left ventricular inflow blood flow (between the left atrium and the left ventricle), and also for supporting the mitral valve. There are numerous chords. Since the mitral valve and chordae are accompanied by movement, the Doppler spectrum and trace waveform are mixed with fluctuation waveforms (unnecessary waveforms) due to the influence of the valves and chordae as influences other than blood flow.
図3に示した4つの拡張期のトレース波形のうち、左から3つの拡張期波形は血流のみによる波形(E波とA波)が支配的であるが、右端の拡張期のトレース波形には、E波の減速期間中に、弁や腱索の影響と見られる顕著な不要波形が観測されている。 Of the four diastolic trace waveforms shown in FIG. 3, the three diastolic waveforms from the left are dominated by blood flow waveforms (E wave and A wave). In the deceleration period of the E wave, a noticeable unwanted waveform that is considered to be the effect of the valve and chords is observed.
多数の実測データを検証した結果、拡張期のトレース波形のうち30%程度のトレース波形に図3の右端に示したように弁や腱索の影響を受けたトレース波形が含まれることが判明している。 As a result of verifying a large number of actually measured data, it was found that about 30% of the diastolic trace waveforms include trace waveforms affected by valves and chords as shown at the right end of FIG. ing.
弁や腱索の影響を受けた波形に基づいて診断パラメータを自動計測すると、誤った診断パラメータを出力することになる。特に、E波の減速時間DCTの自動計測に関してはその誤差は大きなものとなる。以下の説明では、診断パラメータのうち、E波の減速時間DCTの自動計測に焦点を絞り、どのようして弁や腱索の影響を排除し、どのようにして信頼性の高い減速時間DCTを自動計測によって得るかについて順次説明する。 If a diagnostic parameter is automatically measured based on a waveform affected by a valve or chordae, an incorrect diagnostic parameter is output. In particular, the error is large with respect to automatic measurement of the E-wave deceleration time DCT. In the following explanation, among the diagnostic parameters, the focus is on the automatic measurement of the E-wave deceleration time DCT, how to eliminate the influence of valves and chordae, and how to obtain a reliable deceleration time DCT. Whether to obtain by automatic measurement will be described sequentially.
図4は、本実施形態に係る評価パラメータ(特にE波の減速時間DCT)の自動計測処理の一例を示すフローチャートである。 FIG. 4 is a flowchart showing an example of an automatic measurement process for evaluation parameters (particularly, E-wave deceleration time DCT) according to the present embodiment.
ステップST1では、心臓内の所定の部位(例えば、左心室入り口近傍)に超音波ビームの走査角とレンジゲートを設定し、その部位から反射される超音波信号からドップラスペクトラムを生成する。ドップラスペクトラムの生成はドップラ処理部8で行う。
In step ST1, an ultrasonic beam scanning angle and a range gate are set at a predetermined site in the heart (for example, near the left ventricular entrance), and a Doppler spectrum is generated from the ultrasonic signal reflected from the site. The Doppler spectrum is generated by the
ステップST2では、ドップラスペクトラムからトレース波形を生成する。具体的には、ドップラスペクトラムのピークを検出して時間軸方向にトレースした波形を生成する。トレース波形の生成は、血流評価部20のトレース波形生成部21で行う。
In step ST2, a trace waveform is generated from the Doppler spectrum. Specifically, a peak of the Doppler spectrum is detected and a waveform traced in the time axis direction is generated. The trace waveform is generated by the trace
ステップST3では、トレース波形(この場合、左室流入血流のトレース波形)から所定のピーク波形、即ちE波とA波を検出する。 In step ST3, a predetermined peak waveform, that is, an E wave and an A wave is detected from the trace waveform (in this case, the trace waveform of the left ventricular inflow blood flow).
E波とA波の検出は、例えば特許文献1に開示されている技術を利用することができる。この技術では、まず、心電信号(ECG信号)のR波から心拍周期の40%を基準位置とする。この基準位置を収縮期から拡張期への移行時刻とみなす。次に、トレース波形の極大/極小ペアを検索して、最大の極大値と、2番目に大きな極大値とを有する2つの座標を検出し、前記基準位置に後続する極大の座標をE波のピークとして選定し、このE波のピークに後続する極大の座標をA波のピークとして選定する。特許文献1には、この他にも心音波形(PCG波形)を用いて上記の基準位置を求める手法や、トレース波形のみからE波とA波の各ピークの座標を求める手法等が開示されている。ステップST3では、これらの手法を用いてE波のピーク座標とA波のピーク座標を検出する。また、ステップST3の処理、即ちとレース波形からピーク波形を検出し、E波のピーク座標とA波のピーク座標の検出する処理は、血流評価部20のピーク波形検出部22で行っている。
For detection of E wave and A wave, for example, a technique disclosed in Patent Document 1 can be used. In this technique, first, 40% of the cardiac cycle is set as a reference position from the R wave of an electrocardiogram signal (ECG signal). This reference position is regarded as the transition time from the systole to the diastole. Next, the local maximum / minimum pair of the trace waveform is searched to detect two coordinates having the maximum maximum value and the second maximum maximum value, and the maximum coordinate subsequent to the reference position is determined as an E wave. A peak is selected, and the maximum coordinate following the E wave peak is selected as the A wave peak. In addition to this, Patent Document 1 discloses a method for obtaining the above reference position using a cardiac sound waveform (PCG waveform), a method for obtaining coordinates of each peak of E wave and A wave from only a trace waveform, and the like. Yes. In step ST3, the peak coordinates of the E wave and the peak coordinates of the A wave are detected using these methods. The processing of step ST3, that is, the processing of detecting the peak waveform from the race waveform and detecting the peak coordinates of the E wave and the peak coordinates of the A wave is performed by the peak
ステップST4では、E波の減速領域の波形に血流以外の影響(即ち、弁や腱索の影響)による変動があるか否かを判定する。この判定の具体的な方法については後述する。ステップST4で、血流以外の影響がE波の減速領域の波形には存在しないと判定された場合にはステップST5へ進む。 In step ST4, it is determined whether or not the waveform in the deceleration region of the E wave has a variation due to an influence other than blood flow (that is, an influence of a valve or chordae). A specific method for this determination will be described later. If it is determined in step ST4 that no influence other than the blood flow exists in the waveform of the deceleration region of the E wave, the process proceeds to step ST5.
ステップST5では、E波の減速波形の所定の領域を抽出して評価用減速波形とする。具体的には、E波のピーク値(Ep)よりも所定の比率だけ小さい、例えばE波のピーク値の1/2の値の中間値(Ep/2)を求め、ピーク値(Ep)と中間値(Ep/2)の間にある減速波形を抽出して評価用減速波形とする。 In step ST5, a predetermined region of the E-wave deceleration waveform is extracted and used as an evaluation deceleration waveform. Specifically, an intermediate value (Ep / 2) which is smaller than the peak value (Ep) of the E wave by a predetermined ratio, for example, a half value of the peak value of the E wave, is obtained. A deceleration waveform between the intermediate values (Ep / 2) is extracted and used as an evaluation deceleration waveform.
ステップST7では、ステップST5で求めた評価用減速波形のデータ(ピーク値(Ep)と中間値(Ep/2)の間のデータ)に基づいて、評価用減速波形の近似直線を求める。この近似直線は、例えば最小自乗法等の手法で求める。さらに、近似直線がゼロクロスする時刻を求め、ゼロクロスの時刻とE波のピークの時刻との差をE波の減速時間DCTとして算出する。上述したステップST4及びステップST5の処理は評価波形生成部23で行っており、ステップST7の処理は減速時間算出部24で行っている。
In step ST7, an approximate straight line of the evaluation deceleration waveform is obtained based on the evaluation deceleration waveform data obtained in step ST5 (data between the peak value (Ep) and the intermediate value (Ep / 2)). This approximate straight line is obtained by a method such as a least square method. Further, the time at which the approximate straight line crosses zero is obtained, and the difference between the time of the zero cross and the peak time of the E wave is calculated as the deceleration time DCT of the E wave. The processing of step ST4 and step ST5 described above is performed by the evaluation
図5の中央部に示す説明図は、弁や腱索の影響が無い場合の波形に対して上述したステップST5及びステップST7の処理を行い、E波の減速時間DCTが良好に求まることを示している。 The explanatory diagram shown in the central part of FIG. 5 shows that the processing of step ST5 and step ST7 described above is performed on the waveform when there is no influence of the valve or chordae and the deceleration time DCT of the E wave is obtained satisfactorily. ing.
これに対して、図5の右側に示す説明図は、弁や腱索の影響が有る波形に対して上述したステップST5及びステップST7の処理をそのまま行うと、減速時間DCTに大きな誤差が発生することを示している。この場合、E波のピーク値(Ep)と中間値(Ep/2)の間には、弁や腱索の影響に起因する不要なピーク波形が存在し、最小自乗法に使用するデータにはこの不要なピーク波形のデータが含まれる。このため、求めた近似直線は弁や腱索の影響を受けたものとなり、この近似直線から算出される減速時間DCTは大きな誤差をもつことになる。 On the other hand, in the explanatory diagram shown on the right side of FIG. 5, if the processing of step ST5 and step ST7 described above is directly performed on a waveform having an influence of a valve or chordae, a large error occurs in the deceleration time DCT. It is shown that. In this case, there is an unnecessary peak waveform due to the influence of the valve and chordae between the peak value (Ep) and the intermediate value (Ep / 2) of the E wave, and the data used for the least squares method includes This unnecessary peak waveform data is included. For this reason, the obtained approximate line is affected by the valve and chords, and the deceleration time DCT calculated from the approximate line has a large error.
そこで、本実施形態に係る超音波診断装置1では、弁や腱索の影響を排除する方法を2つの方法で実現している。第1の排除方法はパラメトリックシステム同定モデルを利用する排除方法であり、第2の排除方法は極小値検出を利用する排除方法である。 Therefore, in the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the present embodiment, a method for eliminating the influence of a valve or a chord has been realized by two methods. The first exclusion method is an exclusion method that uses a parametric system identification model, and the second exclusion method is an exclusion method that uses minimum value detection.
なお、パラメトリックシステム同定モデルにはいくつかの種類が存在するが、以下の説明ではパラメトリックシステム同定モデルの中のARXモデルを例にとって説明する。 There are several types of parametric system identification models. In the following description, an ARX model in the parametric system identification model will be described as an example.
(3)第1の排除方法
図6は、ARXモデルの利用によって弁や腱索の影響を排除する第1の排除方法の概念を示す図である。
(3) First Exclusion Method FIG. 6 is a diagram showing a concept of a first exclusion method that eliminates the influence of valves and chordae using the ARX model.
この方法では、ARXモデルに基づく判定処理によって弁や腱索の影響を受けているか否かを判定し、影響をうけている場合には影響を受けている領域を特定する(ステップST4)。そして、影響を受けている領域をE波の減速波形から除去し、さらに除去した領域を線形補間する、或いはARXモデルに基づく推定トレース波形で置換することによって評価用減速波形を生成する(ステップST6)。なお、第1の排除方法における上記ステップST4、ステップST6の処理も評価波形生成部23で行っている。第1の排除方法によるステップST4とステップST6のより詳細な処理を以下に説明する。
In this method, it is determined whether or not it is affected by a valve or chordae by the determination process based on the ARX model, and if affected, the affected area is specified (step ST4). Then, the affected area is removed from the E-wave deceleration waveform, and the removed area is further linearly interpolated or replaced with an estimated trace waveform based on the ARX model to generate an evaluation deceleration waveform (step ST6). ). Note that the evaluation
第1の排除方法では、図7に示したように、複数の心電波形(ECG波形)u(t)と、血流以外の影響(即ち、弁や腱索の影響)を受けていない複数の実測トレース波形Yi(t)を前記心電波形u(t)と同期させて予め収集しておく。血流以外の影響を受けていないトレース波形Yi(t)は、例えば、弁や腱索の存在しない心臓の部位で血流測定を行って収集することができる。或いは、弁や腱索の影響を受けているトレース波形から、ベテランの医師や技師が手動でその影響部位を除去することによって得ることができる。 In the first exclusion method, as shown in FIG. 7, a plurality of electrocardiogram waveforms (ECG waveforms) u (t) and a plurality that are not affected by other than blood flow (that is, the effects of valves and chordae) The measured trace waveform Yi (t) is previously collected in synchronization with the electrocardiographic waveform u (t). The trace waveform Yi (t) that is not affected by other than blood flow can be collected by measuring blood flow at a heart site where no valve or chordal cord is present, for example. Alternatively, it can be obtained by manually removing the affected part from a trace waveform affected by a valve or chordae by an experienced doctor or engineer.
収集したこれらのトレース波形Yi(t)と心電波形u(t)を基にARXモデルによるシステム同定を行う。 Based on these collected trace waveforms Yi (t) and electrocardiogram waveform u (t), system identification is performed using an ARX model.
ここで、ARXモデルは、次の(式1)から(式3)で表される。
[数1]
A(q)*Yi(t) = B(q)*u(t-nk)+e(t) (式1)
A(q) = 1+a1q-1+・・・anaq-na (式2)
B(q) = b1+b2q-1+・・・bnbq-nb+1 (式3)
Here, the ARX model is expressed by the following (Expression 1) to (Expression 3).
[Equation 1]
A (q) * Yi (t) = B (q) * u (t-nk) + e (t) (Formula 1)
A (q) = 1 + a 1 q -1 + ... a na q -na (Formula 2)
B (q) = b 1 + b 2 q −1 +... B nb q -nb + 1 (Formula 3)
(式1)から(式3)において、e(t)は残差、即ち期待値と実測値との差、A(q)及びB(q)は、既約なシフトオペレータqの多項式、nkは、心電波形u(t)に対応する血流以外の影響を受けていないトレース波形Yi(t)との時間の遅れ、及びna、nbは整数の引数である。また、(式2)及び(式3)における
[数2]
ai = (a1, a2, ・・・・ana) (式4)
bj = (b1, b2, ・・・・bnb) (式5)
が血流以外の影響を受けていないときのARXモデルパラメータである。
In (Expression 1) to (Expression 3), e (t) is a residual, that is, a difference between an expected value and an actual measurement value, A (q) and B (q) are irreducible polynomials of the shift operator q, nk Is a time delay with respect to the trace waveform Yi (t) which is not affected by blood flow corresponding to the electrocardiogram waveform u (t), and na and nb are integer arguments. Further, in (Expression 2) and (Expression 3), [Equation 2]
a i = (a 1 , a 2 ,... a na ) (Formula 4)
b j = (b 1 , b 2 ,... b nb ) (Formula 5)
Is an ARX model parameter when there is no influence other than blood flow.
収集した多数の血流以外の影響を受けていないトレース波形Yi(t)、いわば理想的なトレース波形Yi(t)と心電波形u(t)によって(式4)、(式5)に示すARXモデルパラメータを予め求めておく。そして予め求めたARXモデルパラメータを血流評価部20のパラメータ記憶部25に保存しておく。
It is shown in (Formula 4) and (Formula 5) by the trace waveform Yi (t) which is not affected by the collected blood flow other than the blood flow, that is, the ideal trace waveform Yi (t) and the electrocardiogram waveform u (t). ARX model parameters are obtained in advance. Then, the ARX model parameters obtained in advance are stored in the
図8は、ステップST4における判定の概念を説明する図である。ステップST4における判定では、リアルタイムで得られる患者の実測トレース波形(これをYp(t)と記述する)とARXモデルによって推定される推定トレース波形(これをYe(t)と記述する)とを比較する。推定トレース波形Ye(t)は、リアルタイムで得られる患者の実測トレース波形Yp(t)と、これと同時に得られる実測心電波形u(t)、及びパラメータ記憶部25に保存されているARXモデルパラメータとから、次の(式6)によって求められる。
[数3]
Ye(t) = −Σ{ ai*Yp(t-i)} +Σ{ bj*u(t-j)} (式6)
(式6)で使用するARXモデルパラメータは、弁や腱索の影響を受けていない理想的な状態で収集されたトレース波形Yi(t)によって決定されたものであり、(式6)で得られる推定トレース波形Ye(t)も、実測トレース波形Yp(t)から弁や腱索の影響が取り除かれたものとして推定される波形となる。
FIG. 8 is a diagram for explaining the concept of determination in step ST4. In the determination in step ST4, the measured trace waveform of the patient obtained in real time (denoted as Yp (t)) is compared with the estimated trace waveform estimated by the ARX model (denoted as Ye (t)). To do. The estimated trace waveform Ye (t) includes an actual measured trace waveform Yp (t) of the patient obtained in real time, an measured electrocardiographic waveform u (t) obtained at the same time, and an ARX model stored in the
[Equation 3]
Ye (t) = − Σ { ai * Yp (ti)} + Σ {b j * u (tj)} (Formula 6)
The ARX model parameters used in (Equation 6) are determined by the trace waveform Yi (t) collected in an ideal state unaffected by valves and chordae, and are obtained by (Equation 6). The estimated trace waveform Ye (t) obtained is also a waveform estimated as a result of removing the influence of the valve and the chord from the measured trace waveform Yp (t).
従って、この推定トレース波形Ye(t)と実測トレース波形Yp(t)との差分をとり、差分の絶対値ABS(Ye(t)−Yp(t))を所定の閾値と比較することによって実測トレース波形Yp(t)における弁や腱索の影響を判定することができる。即ち、ABS(Ye(t)−Yp(t))が閾値より小さい場合は弁や腱索の影響を受けていないと判定し、ABS(Ye(t)−Yp(t))が閾値より小さい場合は、その期間を弁や腱索の影響を受けている期間であると判定する。以上が第1の排除方法を用いた場合のステップST4の処理である。 Therefore, the difference between the estimated trace waveform Ye (t) and the actually measured trace waveform Yp (t) is taken, and the absolute value ABS (Ye (t) −Yp (t)) of the difference is compared with a predetermined threshold value. It is possible to determine the influence of valves and chords on the trace waveform Yp (t). That is, when ABS (Ye (t) -Yp (t)) is smaller than the threshold, it is determined that the valve or chordae are not affected, and ABS (Ye (t) -Yp (t)) is smaller than the threshold. In this case, it is determined that the period is affected by the valve or chordae. The above is the process of step ST4 when the first exclusion method is used.
次にステップST6では、弁や腱索の影響を排除した評価用減速波形を生成する。図9は、ステップST6の処理の概念を示す図である。 Next, in step ST6, a deceleration waveform for evaluation is generated in which the influence of valves and chordae is excluded. FIG. 9 is a diagram showing the concept of the process in step ST6.
すでにステップST4で弁や腱索の影響を受けている期間が求められているため、実測トレース波形Yp(t)からこの期間の波形を除去する(図9の中央の図)。そして、除去された期間の波形を直線で補間して評価用減速波形を生成する(図9の右側上部の図)。 Since the period under the influence of the valve and chordae has already been obtained in step ST4, the waveform of this period is removed from the measured trace waveform Yp (t) (center diagram in FIG. 9). Then, the waveform of the removed period is interpolated with a straight line to generate a deceleration waveform for evaluation (upper right figure in FIG. 9).
或いは、除去された期間を、該当する期間の推定トレース波形Ye(t)で置換して評価用減速波形を生成してもよい(図9の右側下部の図)。 Alternatively, an evaluation deceleration waveform may be generated by replacing the removed period with the estimated trace waveform Ye (t) of the corresponding period (the lower right diagram in FIG. 9).
このようにして弁や腱索の影響が排除された評価用減速波形が生成された後は、前述した方法と同様の方法によって減速期間の近似直線を生成して減速時間DCTを算出する(ステップST7)。 After generating the deceleration waveform for evaluation in which the influence of the valve and chordae is eliminated in this way, an approximate straight line of the deceleration period is generated by the same method as described above to calculate the deceleration time DCT (step ST7).
上記の説明では、ARXモデルを例として説明したが、このモデルに限定されるものではなく、ARXモデル以外のパラメトリックシステム同定モデルを用いた方法でも良い。 In the above description, the ARX model has been described as an example. However, the present invention is not limited to this model, and a method using a parametric system identification model other than the ARX model may be used.
(4)第2の排除方法
図10は、極小値検出を利用して弁や腱索の影響を排除する第2の排除方法の概念を示す図である。
(4) Second Exclusion Method FIG. 10 is a diagram showing the concept of a second exclusion method that eliminates the influence of valves and chords using local minimum detection.
第2の排除方法を用いた場合、ステップST4の処理では、E波のピーク値Ep2と、このピーク値Ep2よりも所定の比率だけ小さな中間値(例えばピーク値Ep2の半分のEp2/2)との間に極小値が存在するか否かを判定する。ピーク値Ep2と中間値Ep2/2の間に極小値が存在しない場合は、血流以外の影響(弁や腱索の影響)は受けていないと判定し、ステップST5へ進む。 When the second exclusion method is used, in the process of step ST4, the peak value Ep2 of the E wave and an intermediate value smaller than the peak value Ep2 by a predetermined ratio (for example, Ep2 / 2 which is half of the peak value Ep2) It is determined whether or not there is a local minimum value. If there is no minimum value between the peak value Ep2 and the intermediate value Ep2 / 2, it is determined that there is no influence other than the blood flow (the influence of the valve or chordae), and the process proceeds to step ST5.
一方、ピーク値Ep2と中間値Ep2/2の間に極小値が存在する場合は、弁や腱索の影響を受けていると判定し、ステップST6へ進む。 On the other hand, if there is a minimum value between the peak value Ep2 and the intermediate value Ep2 / 2, it is determined that the valve or chordae are affected, and the process proceeds to step ST6.
極小値の存在の判定方法は特に限定するものではないが、例えば図11に示したように、トレース波形の2次微分波形を求め、判定対象期間において2次微分波形が所定の閾値を超えるか否かによって判定することができる。 The determination method of the existence of the local minimum value is not particularly limited. For example, as shown in FIG. 11, a secondary differential waveform of the trace waveform is obtained, and whether the secondary differential waveform exceeds a predetermined threshold in the determination target period. It can be determined by whether or not.
ステップST6では、図10に示したように、実測トレース波形からピーク値Ep2と極小値との間の波形だけを抽出する。この期間の波形は弁や腱索の影響を受けていない波形であり、これを評価用減速波形とする。なお、第2の排除方法におけるステップST4やステップST6の処理も、評価波形生成部23で行われる。
In step ST6, as shown in FIG. 10, only the waveform between the peak value Ep2 and the minimum value is extracted from the measured trace waveform. The waveform during this period is a waveform that is not affected by the valve or chord, and this is a deceleration waveform for evaluation. It should be noted that the processing of step ST4 and step ST6 in the second exclusion method is also performed by the evaluation
ステップST7では、この評価用減速波形(ピーク値Ep2と極小値との間の波形)に対して最小自乗法によって近似直線を求め、この近似直線からE波の減速時間DCTを算出する。 In step ST7, an approximate straight line is obtained by the least square method for the deceleration waveform for evaluation (the waveform between the peak value Ep2 and the minimum value), and the deceleration time DCT of the E wave is calculated from this approximate straight line.
上述したように、第1の排除方法、或いは第2の排除方法のいずれの方法でも、E波の減速期間の波形に血流以外の影響(弁や腱索の影響)の有無を判定することが可能であり、影響のある場合にはこれを排除した評価用減速波形を生成することができる。 As described above, in any of the first exclusion method and the second exclusion method, it is determined whether or not there is an influence other than blood flow (an influence of a valve or a chordae) on the waveform of the deceleration period of the E wave. If there is an influence, a deceleration waveform for evaluation in which this is eliminated can be generated.
(5)簡略化最小自乗法
ステップST7では、生成した評価用減速波形から最小自乗法を用いて近似直線を求める演算を行うが、本実施形態では、通常の最小自乗法を簡略化して少ない演算量で近似直線を求める手法を採用している。
(5) Simplified least square method In step ST7, an operation is performed to obtain an approximate straight line from the generated deceleration waveform for evaluation using the least square method. In this embodiment, the normal least square method is simplified to reduce the number of operations. A method for obtaining an approximate straight line by quantity is adopted.
図12は、従来から通常行われている最小自乗法によって近似直線を求める方法(図12の左の図)と、本実施形態で用いている簡略化最小自乗法によって近似直線を求める方法(図12の右の図)を示す図である。 FIG. 12 shows a method for obtaining an approximate line by a conventional method of least squares (the left figure of FIG. 12) and a method for obtaining an approximate line by a simplified least square method used in this embodiment (FIG. 12). 12 is a diagram showing the right diagram of FIG.
前述したように、評価用減速波形から近似直線を求める場合、E波のピーク値Epから減速期間の中間値Ep/2までのデータに対して最小自乗法を適用している。 As described above, when the approximate straight line is obtained from the deceleration waveform for evaluation, the least square method is applied to data from the peak value Ep of the E wave to the intermediate value Ep / 2 of the deceleration period.
従来の方法では、図12の左図に示したように、求める近似直線を、
[数4]
y = a1*x+a0 (式7)
としている。この場合、求める未知数は1次項の係数a1と定数項a0の2つとなり、次の連立方程式を解く必要がある。
[数5]
a1*(Σxi)+a0*N = Σyi (式8)
a1*(Σxi 2)+a0*Σxi = Σyi*xi (式9)
ここで、xi, yi (i=1からN)は、ピーク値Epから中間値Ep/2までのデータである。
In the conventional method, as shown in the left diagram of FIG.
[Equation 4]
y = a1 * x + a0 (Formula 7)
It is said. In this case, there are two unknowns to be obtained, that is, the coefficient a1 of the primary term and the constant term a0, and it is necessary to solve the following simultaneous equations.
[Equation 5]
a1 * (Σx i ) + a0 * N = Σy i (Formula 8)
a1 * (Σx i 2 ) + a0 * Σx i = Σy i * x i (Equation 9)
Here, x i, y i (i = 1 to N) is data from the peak value Ep to the intermediate value Ep / 2.
これに対して、本実施形態では図12右図に示したように、まず、E波のピーク位置が原点(0,0)となるように評価用減速波形を平行移動させる。この結果求める近似式(原点通過近似直線)は、
[数6]
y = a1*x (式10)
となり、未知数は1次項の係数a1のみとなる。この係数a1は次のスカラー式から簡単に求めることができ、従来の方法に比べると積和演算の数は大幅に削減される。
In contrast, in the present embodiment, as shown in the right diagram of FIG. 12, first, the evaluation deceleration waveform is translated so that the peak position of the E wave becomes the origin (0, 0). The approximate expression obtained as a result (origin passing approximate straight line) is
[Equation 6]
y = a1 * x (Formula 10)
Thus, the unknown is only the coefficient a1 of the first-order term. The coefficient a1 can be easily obtained from the following scalar expression, and the number of product-sum operations is greatly reduced as compared with the conventional method.
[数7]
a1=(Σyi*xi)/(Σxi 2) (式11)
ここで、(式11)におけるxi, yi (i=1からN)は、評価用減速波形を平行移動させた後のピーク値Epから中間値Ep/2までのデータである。求めた原点通過近似直線を、逆方向に平行移動させれば、従来の方法と全く同じ近似曲線が得られる。本実施形態では2回の平行移動を行っているが、平行移動に伴う演算負荷の増加はわずかなものであり、それよりも積和演算の低減による演算負荷の削減効果の方がはるかに大きい。
[Equation 7]
a1 = (Σy i * x i ) / (Σx i 2 ) (Formula 11)
Here, x i, y i (i = 1 to N) in (Equation 11) is data from the peak value Ep to the intermediate value Ep / 2 after the evaluation deceleration waveform is translated. If the obtained origin passing approximate straight line is translated in the opposite direction, the same approximate curve as the conventional method can be obtained. In this embodiment, the parallel movement is performed twice. However, the increase in calculation load due to the parallel movement is slight, and the effect of reducing the calculation load by reducing the sum of products is much larger than that. .
以上説明してきたように、本実施形態に係る超音波診断装置1及び診断パラメータ自動計測方法によれば、血流からのドップラスペクトラムに弁や腱索の影響が混入している場合であっても、E波の減速時間DCTを高い信頼性で自動計測することができる。 As described above, according to the ultrasonic diagnostic apparatus 1 and the diagnostic parameter automatic measurement method according to the present embodiment, even when the influence of a valve or chordae is mixed in the Doppler spectrum from the bloodstream. , E-wave deceleration time DCT can be automatically measured with high reliability.
なお、本発明は上記の実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせても良い。 Note that the present invention is not limited to the above-described embodiments as they are, and can be embodied by modifying the constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage. In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of components disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment. Furthermore, the constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.
1 超音波診断装置
2 超音波プローブ
8 ドップラ処理部
21 トレース波形生成部
22 ピーク波形検出部
23 評価波形生成部
24 減速時間算出部
25 パラメータ記憶部
26 心電波形入力部
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Ultrasonic
Claims (18)
前記ドップラスペクトラムにおける所定のスペクトラム成分の時間的変化をトレース波形として生成するトレース波形生成部と、
生成された前記トレース波形から所定のピーク波形を検出するピーク波形検出部と、
前記ピーク波形の減速領域の波形に血流以外の影響による変動があると判断される場合は、この変動を取り除いて評価用減速波形を生成し、それ以外の場合は検出した前記ピーク波形の減速領域の波形を前記評価用減速波形とする評価波形生成部と、
前記評価用減速波形から、前記所定のピーク波形の減速時間を算出する減速時間算出部と、
を備えたことを特徴とする超音波診断装置。 A Doppler processing unit that generates a Doppler spectrum from an ultrasonic signal reflected from a predetermined site in the heart;
A trace waveform generator for generating a temporal change of a predetermined spectrum component in the Doppler spectrum as a trace waveform;
A peak waveform detector that detects a predetermined peak waveform from the generated trace waveform;
If it is determined that the waveform of the deceleration region of the peak waveform has a variation due to an effect other than blood flow, this variation is removed to generate a deceleration waveform for evaluation. Otherwise, the detected deceleration of the peak waveform An evaluation waveform generator that uses the waveform of the region as the evaluation deceleration waveform; and
A deceleration time calculation unit for calculating a deceleration time of the predetermined peak waveform from the evaluation deceleration waveform;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:
ことを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。 The predetermined peak waveform is a waveform of an E wave during diastole, and the deceleration time is an E wave deceleration time DCT.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
複数の心電波形を取得する一方、血流以外の影響を受けていないピーク波形を各心電波形に同期させて取得し、取得した前記複数の心電波形と前記複数の純正血流のピーク波形とから、パラメトリックシステム同定モデルのパラメータを予め求めて記憶するパラメータ記憶部と、
をさらに備え、
前記評価波形生成部は、
実時間で入力される前記心電波形と、前記パラメータ記憶部に記憶されている前記パラメトリックシステム同定モデルのパラメータとから推定ピーク波形を実時間で生成し、
実時間で得られる前記ピーク波形と前記推定ピーク波形との振幅差が所定の閾値を超えている場合は、前記血流以外の影響による変動があると判断し、
前記閾値を超えている期間の波形を前記ピーク波形から除去することによって前記評価用減速波形を生成する、
ことを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。 An ECG waveform input unit for inputting an ECG waveform;
While acquiring a plurality of electrocardiogram waveforms, a peak waveform not affected by other than blood flow is acquired in synchronization with each electrocardiogram waveform, and the acquired plurality of electrocardiogram waveforms and the plurality of genuine blood flow peaks A parameter storage unit for preliminarily obtaining and storing parameters of the parametric system identification model from the waveform;
Further comprising
The evaluation waveform generator is
Generate an estimated peak waveform in real time from the electrocardiogram waveform input in real time and the parameters of the parametric system identification model stored in the parameter storage unit,
If the amplitude difference between the peak waveform obtained in real time and the estimated peak waveform exceeds a predetermined threshold, it is determined that there is a variation due to an influence other than the blood flow,
Generating the evaluation deceleration waveform by removing the waveform of the period exceeding the threshold from the peak waveform;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記ピーク波形から除去された期間の波形を、除去後に残っている前記ピーク波形によって補間し、前記評価用減速波形を生成する、
ことを特徴とする請求項3に記載の超音波診断装置。 The evaluation waveform generator is
The waveform of the period removed from the peak waveform is interpolated by the peak waveform remaining after the removal, and the deceleration waveform for evaluation is generated.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3.
前記ピーク波形から除去された期間の波形を、該当する期間の前記推定ピーク波形と置換して、前記評価用減速波形を生成する、
ことを特徴とする請求項3に記載の超音波診断装置。 The evaluation waveform generator is
Replacing the waveform of the period removed from the peak waveform with the estimated peak waveform of the corresponding period to generate the deceleration waveform for evaluation;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3.
抽出した前記ピーク波形のピーク値と、このピーク値よりも所定の比率だけ小さな中間値との間に極小値があるか否かを判定し、
前記極小値がある場合には、前記血流以外の影響による変動があると判断し、
前記ピーク波形の前記ピーク値から前記極小値までの範囲の波形を前記評価用減速波形として生成する、
ことを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。 The evaluation waveform generator is
It is determined whether or not there is a minimum value between the peak value of the extracted peak waveform and an intermediate value that is smaller than the peak value by a predetermined ratio,
When there is the minimum value, it is determined that there is a variation due to an influence other than the blood flow,
A waveform in a range from the peak value to the minimum value of the peak waveform is generated as the evaluation deceleration waveform.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記評価用減速波形のピーク値と、このピーク値よりも所定の比率だけ小さな中間値との間の波形を近似する近似直線を求め、前記近似直線がゼロクロスする時刻と前記評価用減速波形のピーク値に対応する時刻との差から前記減速時間を算出する、
ことを特徴とする請求項1に記載の超音波診断装置。 The deceleration time calculation unit
An approximate straight line that approximates a waveform between the peak value of the deceleration waveform for evaluation and an intermediate value that is smaller than the peak value by a predetermined ratio is obtained, and the time at which the approximate straight line crosses zero and the peak of the deceleration waveform for evaluation Calculating the deceleration time from the difference from the time corresponding to the value,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記ピーク値と前記中間値との間の波形データに基づく最小自乗法によって前記近似直線を求める、
ことを特徴とする請求項7に記載の超音波診断装置。 The deceleration time calculation unit
Obtaining the approximate line by a least square method based on waveform data between the peak value and the intermediate value;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 7.
前記評価用減速波形のピークの座標が時間ゼロ、振幅ゼロの原点となるように前記評価用減速波形を平行移動させ、移動後の前記ピーク値と前記中間値との間の波形データに基づく最小自乗法によって、1次項のみからなる原点通過近似直線を求め、求めた前記原点通過近似直線を先に移動させた量だけ逆に平行移動させて前記近似直線を求め、これにより前記最小自乗法の演算量を低減させる、
ことを特徴とする請求項8に記載の超音波診断装置。 The deceleration time calculation unit
The evaluation deceleration waveform is translated so that the peak coordinate of the evaluation deceleration waveform is the origin of time zero and amplitude zero, and the minimum based on the waveform data between the peak value and the intermediate value after the movement By the square method, an origin passing approximate straight line consisting only of the first order term is obtained, and the obtained origin passing approximate straight line is translated in reverse by the amount previously moved to obtain the approximate straight line, whereby the least square method is obtained. Reduce the amount of computation,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 8.
前記ドップラスペクトラムにおける所定のスペクトラム成分の時間的変化をトレース波形として生成し、
生成された前記トレース波形から所定のピーク波形を検出し、
前記ピーク波形の減速領域の波形に血流以外の影響による変動があると判断される場合は、この変動を取り除いて評価用減速波形を生成し、それ以外の場合は抽出した前記ピーク波形を前記評価用減速波形とし、
前記評価用減速波形から、前記所定のピーク波形の減速時間を算出する、
ステップを備えたことを特徴とする診断パラメータ自動計測方法。 Generate a Doppler spectrum from the ultrasound signal reflected from a given site in the heart,
A temporal change of a predetermined spectrum component in the Doppler spectrum is generated as a trace waveform,
A predetermined peak waveform is detected from the generated trace waveform,
If it is determined that the waveform of the deceleration region of the peak waveform has a variation due to an effect other than blood flow, the variation waveform is removed to generate a deceleration waveform for evaluation, otherwise the extracted peak waveform is the Deceleration waveform for evaluation,
Calculating a deceleration time of the predetermined peak waveform from the evaluation deceleration waveform;
A diagnostic parameter automatic measurement method comprising a step.
ことを特徴とする請求項10に記載の診断パラメータ自動計測方法。 The predetermined peak waveform is a waveform of an E wave during diastole, and the deceleration time is an E wave deceleration time DCT.
The diagnostic parameter automatic measurement method according to claim 10, wherein:
複数の心電波形を取得する一方、血流以外の影響を受けていないピーク波形を各心電波形に同期させて取得し、取得した前記複数の心電波形と前記複数のピーク波形とから、パラメトリックシステム同定モデルのパラメータを予め求めて記憶する、
ステップをさらに備え、
前記評価用減速波形を生成するステップでは、
実時間で入力される前記心電波形と、前記パラメトリックシステム同定モデルのパラメータとから推定ピーク波形を実時間で生成し、
実時間で得られる前記ピーク波形と前記推定ピーク波形との振幅差が所定の閾値を超えている場合は、前記血流以外の影響による変動があると判断し、
前記閾値を超えている期間の波形を前記ピーク波形から除去することによって前記評価用減速波形を生成する、
ことを特徴とする請求項10に記載の診断パラメータ自動計測方法。 Enter the ECG waveform
While acquiring a plurality of electrocardiogram waveforms, acquiring a peak waveform not affected by other than blood flow in synchronization with each electrocardiogram waveform, from the acquired plurality of electrocardiogram waveforms and the plurality of peak waveforms, Pre-determining and storing parameters of the parametric system identification model,
Further comprising steps,
In the step of generating the deceleration waveform for evaluation,
Generate an estimated peak waveform in real time from the electrocardiogram waveform input in real time and the parameters of the parametric system identification model,
If the amplitude difference between the peak waveform obtained in real time and the estimated peak waveform exceeds a predetermined threshold, it is determined that there is a variation due to an influence other than the blood flow,
Generating the evaluation deceleration waveform by removing the waveform of the period exceeding the threshold from the peak waveform;
The diagnostic parameter automatic measurement method according to claim 10, wherein:
前記ピーク波形から除去された期間の波形を、除去後に残っている前記ピーク波形によって補間し、前記評価用減速波形を生成する、
ことを特徴とする請求項12に記載の診断パラメータ自動計測方法。 In the step of generating the deceleration waveform for evaluation,
The waveform of the period removed from the peak waveform is interpolated by the peak waveform remaining after the removal, and the deceleration waveform for evaluation is generated.
The diagnostic parameter automatic measurement method according to claim 12, wherein:
前記ピーク波形から除去された期間の波形を、該当する期間の前記推定ピーク波形と置換して、前記評価用減速波形を生成する、
ことを特徴とする請求項12に記載の診断パラメータ自動計測方法。 In the step of generating the deceleration waveform for evaluation,
Replacing the waveform of the period removed from the peak waveform with the estimated peak waveform of the corresponding period to generate the deceleration waveform for evaluation;
The diagnostic parameter automatic measurement method according to claim 12, wherein:
抽出した前記ピーク波形のピーク値と、このピーク値よりも所定の比率だけ小さな中間値との間に極小値があるか否かを判定し、
前記極小値がある場合には、前記血流以外の影響による変動があると判断し、
前記ピーク波形の前記ピーク値から前記極小値までの範囲の波形を前記評価用減速波形として生成する、
ことを特徴とする請求項10に記載の診断パラメータ自動計測方法。 In the step of generating the deceleration waveform for evaluation,
It is determined whether or not there is a minimum value between the peak value of the extracted peak waveform and an intermediate value that is smaller than the peak value by a predetermined ratio,
When there is the minimum value, it is determined that there is a variation due to an influence other than the blood flow,
A waveform in a range from the peak value to the minimum value of the peak waveform is generated as the evaluation deceleration waveform.
The diagnostic parameter automatic measurement method according to claim 10, wherein:
前記評価用減速波形のピーク値と、このピーク値よりも所定の比率だけ小さな中間値との間の波形を近似する近似直線を求め、前記近似直線がゼロクロスする時刻と前記評価用減速波形のピーク値に対応する時刻との差から前記減速時間を算出する、
ことを特徴とする請求項10に記載の診断パラメータ自動計測方法。 In the step of calculating the deceleration time,
An approximate straight line that approximates a waveform between the peak value of the deceleration waveform for evaluation and an intermediate value that is smaller than the peak value by a predetermined ratio is obtained, and the time at which the approximate straight line crosses zero and the peak of the deceleration waveform for evaluation Calculating the deceleration time from the difference from the time corresponding to the value,
The diagnostic parameter automatic measurement method according to claim 10, wherein:
前記ピーク値と前記中間値との間の波形データに基づく最小自乗法によって前記近似直線を求める、
ことを特徴とする請求項16に記載の診断パラメータ自動計測方法。 In the step of calculating the deceleration time,
Obtaining the approximate line by a least square method based on waveform data between the peak value and the intermediate value;
The diagnostic parameter automatic measurement method according to claim 16, wherein:
前記評価用減速波形のピークの座標が時間ゼロ、振幅ゼロの原点となるように前記評価用減速波形を平行移動させ、移動後の前記ピーク値と前記中間値との間の波形データに基づく最小自乗法によって、1次項のみからなる原点通過近似直線を求め、求めた前記原点通過近似直線を先に移動させた量だけ逆に平行移動させて前記近似直線を求め、これにより前記最小自乗法の演算量を低減させる、
ことを特徴とする請求項17に記載の診断パラメータ自動計測方法。 In the step of calculating the deceleration time,
The evaluation deceleration waveform is translated so that the peak coordinate of the evaluation deceleration waveform is the origin of time zero and amplitude zero, and the minimum based on the waveform data between the peak value and the intermediate value after the movement By the square method, an origin passing approximate straight line consisting only of the first order term is obtained, and the obtained origin passing approximate straight line is translated in reverse by the amount previously moved to obtain the approximate straight line, whereby the least square method is obtained. Reduce the amount of computation,
The diagnostic parameter automatic measurement method according to claim 17, wherein:
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2008213190A JP5295684B2 (en) | 2008-08-21 | 2008-08-21 | Ultrasonic diagnostic apparatus and diagnostic parameter automatic measurement method |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2008213190A JP5295684B2 (en) | 2008-08-21 | 2008-08-21 | Ultrasonic diagnostic apparatus and diagnostic parameter automatic measurement method |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2010046284A true JP2010046284A (en) | 2010-03-04 |
JP5295684B2 JP5295684B2 (en) | 2013-09-18 |
Family
ID=42063897
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2008213190A Expired - Fee Related JP5295684B2 (en) | 2008-08-21 | 2008-08-21 | Ultrasonic diagnostic apparatus and diagnostic parameter automatic measurement method |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP5295684B2 (en) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2014117537A (en) * | 2012-12-18 | 2014-06-30 | Fujitsu Ltd | Waveform detecting device, waveform detecting method, and waveform detecting program |
CN110432884A (en) * | 2019-07-08 | 2019-11-12 | 暨南大学 | Fetal stress assessment method and system based on Fetal Heart Rate deceleration area area |
CN113331864A (en) * | 2020-02-18 | 2021-09-03 | 株式会社日立制作所 | Ultrasonic diagnostic apparatus, method and program storage medium |
Families Citing this family (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
KR20220139182A (en) * | 2021-04-07 | 2022-10-14 | 삼성메디슨 주식회사 | Ultrasound diagnosis apparatus, operating method for the same, and storing application on which the running algorithm is recorded |
Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH09521A (en) * | 1995-06-09 | 1997-01-07 | Advanced Technol Lab Inc | Method of continuous display of heart blood flow informationand ultrasonic wave diagnosis picture processor |
JP2001149370A (en) * | 1999-11-25 | 2001-06-05 | Toshiba Corp | Ultrasonic doppler diagnostic system |
JP2006102489A (en) * | 2004-09-07 | 2006-04-20 | Toshiba Corp | Ultrasonic doppler diagnostic apparatus and measuring method of diagnostic parameter |
WO2006096915A1 (en) * | 2005-03-15 | 2006-09-21 | Uscom Limited | Automatic flow tracking system and method |
JP2009022364A (en) * | 2007-07-17 | 2009-02-05 | Toshiba Corp | Ultrasonic diagnostic system |
-
2008
- 2008-08-21 JP JP2008213190A patent/JP5295684B2/en not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH09521A (en) * | 1995-06-09 | 1997-01-07 | Advanced Technol Lab Inc | Method of continuous display of heart blood flow informationand ultrasonic wave diagnosis picture processor |
JP2001149370A (en) * | 1999-11-25 | 2001-06-05 | Toshiba Corp | Ultrasonic doppler diagnostic system |
JP2006102489A (en) * | 2004-09-07 | 2006-04-20 | Toshiba Corp | Ultrasonic doppler diagnostic apparatus and measuring method of diagnostic parameter |
WO2006096915A1 (en) * | 2005-03-15 | 2006-09-21 | Uscom Limited | Automatic flow tracking system and method |
JP2008532658A (en) * | 2005-03-15 | 2008-08-21 | ユスコム リミテッド | Automatic flow tracking apparatus and method |
JP2009022364A (en) * | 2007-07-17 | 2009-02-05 | Toshiba Corp | Ultrasonic diagnostic system |
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2014117537A (en) * | 2012-12-18 | 2014-06-30 | Fujitsu Ltd | Waveform detecting device, waveform detecting method, and waveform detecting program |
CN110432884A (en) * | 2019-07-08 | 2019-11-12 | 暨南大学 | Fetal stress assessment method and system based on Fetal Heart Rate deceleration area area |
CN113331864A (en) * | 2020-02-18 | 2021-09-03 | 株式会社日立制作所 | Ultrasonic diagnostic apparatus, method and program storage medium |
CN113331864B (en) * | 2020-02-18 | 2024-04-26 | 富士胶片医疗健康株式会社 | Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic diagnostic method, and program storage medium |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP5295684B2 (en) | 2013-09-18 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US6884216B2 (en) | Ultrasound diagnosis apparatus and ultrasound image display method and apparatus | |
US8523776B2 (en) | Ultrasonic doppler imaging apparatus and method with blood velocity waveform processing | |
US8465426B2 (en) | Ultrasonograph | |
JP5100343B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and control program for ultrasonic diagnostic apparatus | |
JP4676334B2 (en) | Biological signal monitoring device | |
US11471130B2 (en) | Method and ultrasound system for shear wave elasticity imaging | |
JP4189405B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
CN101516270B (en) | Ultrasonographic device | |
JP4766546B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
WO2007138751A1 (en) | Ultrasonograph, medical image processing device, and medical image processing program | |
JPH09201361A (en) | Ultrasonic diagnostic device | |
US20090227867A1 (en) | Ultrasonograph | |
JP2003010183A (en) | Ultrasonograph | |
US9538989B2 (en) | Ultrasound imaging equipment and method | |
JP4870449B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic image processing method | |
JP2010200844A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and data processing program of the same | |
JP5295684B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and diagnostic parameter automatic measurement method | |
US20130158403A1 (en) | Method for Obtaining a Three-Dimensional Velocity Measurement of a Tissue | |
JP2009039277A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus | |
JP2008237647A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, doppler measuring device, and doppler measuring program | |
Dudley | B-mode measurements | |
JP4627221B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
JP2010068955A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and data processing program of ultrasonic diagnostic apparatus | |
JP4627220B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
JP2008173387A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image processor, and ultrasonic image processing program |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20100422 |
|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20110809 |
|
RD01 | Notification of change of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7421 Effective date: 20111206 |
|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20130221 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20130226 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20130424 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20130521 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20130612 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 5295684 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117 |
|
R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
S533 | Written request for registration of change of name |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533 |
|
R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |