JP3357000B2 - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JP3357000B2 JP3357000B2 JP32910898A JP32910898A JP3357000B2 JP 3357000 B2 JP3357000 B2 JP 3357000B2 JP 32910898 A JP32910898 A JP 32910898A JP 32910898 A JP32910898 A JP 32910898A JP 3357000 B2 JP3357000 B2 JP 3357000B2
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は超音波診断装置に関
し、特に、組織性状を評価するための指標値としての公
知のIntegrated Backscatter値又はそのサイクリックバ
リエーション（周期変動）を演算可能な超音波診断装置
に関する。
し、特に、組織性状を評価するための指標値としての公
知のIntegrated Backscatter値又はそのサイクリックバ
リエーション（周期変動）を演算可能な超音波診断装置
に関する。
【０００２】
【従来の技術及びその課題】Integrated Backscatter
（ＩＢ）値は、主として心筋組織の硬質化や繊維化など
を診断評価するための指標値として利用されている。心
筋のある部位についてＩＢ値を求める場合、その部位か
らのエコーのパワーが時間軸（深さ）方向に積分され、
一方、水槽中の同一深さにおかれた完全反射体からのエ
コーのパワーが同様に積分される。そして、それらの積
分値の比として、ＩＢ値が定義される。しかし、各測定
毎に水槽を利用してリファレンス計測を行うのは煩雑で
あるという問題がある。
（ＩＢ）値は、主として心筋組織の硬質化や繊維化など
を診断評価するための指標値として利用されている。心
筋のある部位についてＩＢ値を求める場合、その部位か
らのエコーのパワーが時間軸（深さ）方向に積分され、
一方、水槽中の同一深さにおかれた完全反射体からのエ
コーのパワーが同様に積分される。そして、それらの積
分値の比として、ＩＢ値が定義される。しかし、各測定
毎に水槽を利用してリファレンス計測を行うのは煩雑で
あるという問題がある。
【０００３】ＩＢ値のサイクリックバリエーションを利
用して組織性状を評価することも行われている。そのサ
イクリックバリエーションは、心周期に対応したＩＢ値
の変動であり、その変動幅は、例えば、拡張期のＩＢ値
（あるいはパワー積分値）と、収縮期のＩＢ値（パワー
積分値）と、の比として定義される。例えば、正常人で
はその比が６ｄＢあるが、心筋に疾患があるとその比が
ゼロになったり、あるいは符合が逆転したりする。
用して組織性状を評価することも行われている。そのサ
イクリックバリエーションは、心周期に対応したＩＢ値
の変動であり、その変動幅は、例えば、拡張期のＩＢ値
（あるいはパワー積分値）と、収縮期のＩＢ値（パワー
積分値）と、の比として定義される。例えば、正常人で
はその比が６ｄＢあるが、心筋に疾患があるとその比が
ゼロになったり、あるいは符合が逆転したりする。
【０００４】従来装置において、上記のＩＢ値の求める
場合、上記のように、ＲＦ信号を深さ方向に沿って平均
化（積分）する処理が実行されていた。この場合、どう
しても高速のＡ／Ｄ変換器が必要とされ、またそれに従
って大量のデータを記憶するメモリなどが必要となる。
場合、上記のように、ＲＦ信号を深さ方向に沿って平均
化（積分）する処理が実行されていた。この場合、どう
しても高速のＡ／Ｄ変換器が必要とされ、またそれに従
って大量のデータを記憶するメモリなどが必要となる。
【０００５】本発明は、上記従来の課題に鑑みなされた
ものであり、その目的は、組織性状を評価するための指
標値を簡単な構成で演算することにある。
ものであり、その目的は、組織性状を評価するための指
標値を簡単な構成で演算することにある。
【０００６】本発明の他の目的は、上記指標値を精度よ
く演算することにある。
く演算することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】（１）上記目的を達成す
るために、本発明は、超音波の送受波を行う送受波手段
と、前記超音波の送受波により得られた受信信号を複素
信号に変換する複素信号変換手段と、前記複素信号に基
づいてパワーを演算するパワー演算手段と、設定された
二次元の関心領域内で前記パワーに対して積分を実行す
ることにより、組織性状を表す指標値としてインテグレ
イテッドバックスキャッター値を演算する指標値演算手
段と、を含むことを特徴とする。
るために、本発明は、超音波の送受波を行う送受波手段
と、前記超音波の送受波により得られた受信信号を複素
信号に変換する複素信号変換手段と、前記複素信号に基
づいてパワーを演算するパワー演算手段と、設定された
二次元の関心領域内で前記パワーに対して積分を実行す
ることにより、組織性状を表す指標値としてインテグレ
イテッドバックスキャッター値を演算する指標値演算手
段と、を含むことを特徴とする。
【０００８】上記構成によれば、受信信号が複素信号に
変換され、その複素信号からパワーが演算される。この
場合、例えば複素信号の実数部の二乗及び虚数部の二乗
の加算値としてパワーが演算され、演算されたパワーが
二次元の関心領域にわたって積分され、これにより組織
性状を表す指標値が演算される。上記の複素信号変換手
段は例えば直交検波器であり、パワー演算手段は例えば
ラグ０で動作する自己相関器である。直交検波後の信号
はベースバンド信号であり、この結果Ａ／Ｄ変換器の変
換速度を低減でき、比較的安価なＡ／Ｄ変換器を使うこ
とができ、また、データ量も減るので、メモリを節約で
きる。速度計測を行う超音波診断装置においては、一般
に自己相関器が備わっており、例えばパワー演算用とし
て同一回路（自己相関器）を利用でき、あるいは同一回
路を速度演算及びパワー演算の双方に時分割で利用でき
る。その結果、製造コストを大幅に低減できる。
変換され、その複素信号からパワーが演算される。この
場合、例えば複素信号の実数部の二乗及び虚数部の二乗
の加算値としてパワーが演算され、演算されたパワーが
二次元の関心領域にわたって積分され、これにより組織
性状を表す指標値が演算される。上記の複素信号変換手
段は例えば直交検波器であり、パワー演算手段は例えば
ラグ０で動作する自己相関器である。直交検波後の信号
はベースバンド信号であり、この結果Ａ／Ｄ変換器の変
換速度を低減でき、比較的安価なＡ／Ｄ変換器を使うこ
とができ、また、データ量も減るので、メモリを節約で
きる。速度計測を行う超音波診断装置においては、一般
に自己相関器が備わっており、例えばパワー演算用とし
て同一回路（自己相関器）を利用でき、あるいは同一回
路を速度演算及びパワー演算の双方に時分割で利用でき
る。その結果、製造コストを大幅に低減できる。
【０００９】
【００１０】望ましくは、超音波画像上で関心領域を設
定するための関心領域設定手段を含む。
定するための関心領域設定手段を含む。
【００１１】望ましくは、心臓の拡張期及び収縮期で演
算された２つの指標値を対比して周期変動の変動幅を演
算する手段を含む。望ましくは、前記周期変動はサイク
リックバリエーションである。
算された２つの指標値を対比して周期変動の変動幅を演
算する手段を含む。望ましくは、前記周期変動はサイク
リックバリエーションである。
【００１２】望ましくは、前記パワーの大きさと所定の
閾値とを比較する第１比較手段と、前記所定の閾値より
も前記パワーの方が大きい場合に当該パワーを有効と判
定する第１有効判定手段と、を含み、前記指標値演算手
段は、有効と判定されたパワーについてだけ積分を実行
する。血流部からのエコーパワーに比べて組織（心筋な
ど）からのエコーパワーは非常に大きく、そのような現
象を利用して、例えば関心領域内に血流が含まれる場合
でも組織由来の信号だけを弁別することが可能となる。
閾値とを比較する第１比較手段と、前記所定の閾値より
も前記パワーの方が大きい場合に当該パワーを有効と判
定する第１有効判定手段と、を含み、前記指標値演算手
段は、有効と判定されたパワーについてだけ積分を実行
する。血流部からのエコーパワーに比べて組織（心筋な
ど）からのエコーパワーは非常に大きく、そのような現
象を利用して、例えば関心領域内に血流が含まれる場合
でも組織由来の信号だけを弁別することが可能となる。
【００１３】望ましくは、前記受信信号に基づいて速度
を演算する速度演算手段と、前記速度と所定の閾値とを
比較する第２比較手段と、前記所定の閾値よりも前記速
度が大きい場合に当該パワーを有効と判定する第２有効
判定手段と、を含み、前記指標値演算手段は、有効と判
定されたパワーについてだけ積分を実行する。上記構成
によれば、例えば多重反射のような固定エコーの影響を
排除して、動いている組織のみのパワーを弁別できる。
を演算する速度演算手段と、前記速度と所定の閾値とを
比較する第２比較手段と、前記所定の閾値よりも前記速
度が大きい場合に当該パワーを有効と判定する第２有効
判定手段と、を含み、前記指標値演算手段は、有効と判
定されたパワーについてだけ積分を実行する。上記構成
によれば、例えば多重反射のような固定エコーの影響を
排除して、動いている組織のみのパワーを弁別できる。
【００１４】（２）上記目的を達成するために、本発明
は、超音波画像上に関心領域を設定するための関心領域
設定手段と、超音波画像上に参照領域を設定するための
参照領域設定手段と、受信信号からパワーを演算するパ
ワー演算手段と、前記関心領域内において前記パワーを
積分して関心領域パワー積分値を演算する第１積分手段
と、前記参照領域内において前記パワーを積分して参照
領域パワー積分値を演算する第２積分手段と、前記関心
領域パワー積分値を前記参照領域パワー積分値で規格化
して、組織性状を表す指標値としてインテグレイテッド
バックスキャッター値を演算する規格化演算手段と、を
含むことを特徴とする。
は、超音波画像上に関心領域を設定するための関心領域
設定手段と、超音波画像上に参照領域を設定するための
参照領域設定手段と、受信信号からパワーを演算するパ
ワー演算手段と、前記関心領域内において前記パワーを
積分して関心領域パワー積分値を演算する第１積分手段
と、前記参照領域内において前記パワーを積分して参照
領域パワー積分値を演算する第２積分手段と、前記関心
領域パワー積分値を前記参照領域パワー積分値で規格化
して、組織性状を表す指標値としてインテグレイテッド
バックスキャッター値を演算する規格化演算手段と、を
含むことを特徴とする。
【００１５】上記構成によれば、同じ表示フレーム内で
関心領域及び参照領域の両方を指定できるので、従来手
法による煩雑さを大幅に解消できる。望ましくは、前記
関心領域は心臓の心筋部位上に設定され、前記参照領域
は心臓の血流部位上に設定される。血流部のパワーは、
人によってあまり異ならないという現象を利用したもの
であり、信号のゲインの変化も規格化により排除でき
る。
関心領域及び参照領域の両方を指定できるので、従来手
法による煩雑さを大幅に解消できる。望ましくは、前記
関心領域は心臓の心筋部位上に設定され、前記参照領域
は心臓の血流部位上に設定される。血流部のパワーは、
人によってあまり異ならないという現象を利用したもの
であり、信号のゲインの変化も規格化により排除でき
る。
【００１６】（３）上記目的を達成するために、本発明
は、超音波画像上に、血流部位と組織部位とに跨って単
一の関心領域を設定するための関心領域設定手段と、受
信信号からパワーを演算するパワー演算手段と、前記関
心領域内の組織部位について前記パワーを積分して組織
パワー積分値を演算する第１積分手段と、前記関心領域
内の血流部位について前記パワーを積分して血流パワー
積分値を演算する第２積分手段と、前記組織パワー積分
値を前記血流パワー積分値で規格化して、組織性状を表
す指標値としてインテグレイテッドバックスキャッター
値を演算する規格化演算手段と、を含むことを特徴とす
る。
は、超音波画像上に、血流部位と組織部位とに跨って単
一の関心領域を設定するための関心領域設定手段と、受
信信号からパワーを演算するパワー演算手段と、前記関
心領域内の組織部位について前記パワーを積分して組織
パワー積分値を演算する第１積分手段と、前記関心領域
内の血流部位について前記パワーを積分して血流パワー
積分値を演算する第２積分手段と、前記組織パワー積分
値を前記血流パワー積分値で規格化して、組織性状を表
す指標値としてインテグレイテッドバックスキャッター
値を演算する規格化演算手段と、を含むことを特徴とす
る。
【００１７】上記構成によれば、単一の関心領域の設定
を行うだけで、規格化された指標値を演算できる。
を行うだけで、規格化された指標値を演算できる。
【００１８】望ましくは、前記関心領域内における組織
部位及び血流部位の各面積を考慮して前記指標値が演算
される。この構成によれば、組織部位と血流部位の面積
が異なる場合でも、その差異に応じて適正な規格化を行
える。
部位及び血流部位の各面積を考慮して前記指標値が演算
される。この構成によれば、組織部位と血流部位の面積
が異なる場合でも、その差異に応じて適正な規格化を行
える。
【００１９】
【発明の実施の形態】以下、本発明の好適な実施形態を
図面に基づいて説明する。
図面に基づいて説明する。
【００２０】図１には、本発明に係る超音波診断装置の
好適な実施形態が示されており、図１はその全体構成を
示すブロック図である。
好適な実施形態が示されており、図１はその全体構成を
示すブロック図である。
【００２１】図１において、探触子１０は生体表面に当
接して用いられあるいは体腔内に挿入して用いられる超
音波探触子である。探触子１０は、複数の振動素子から
なるアレイ振動子を有しており、そのアレイ振動子を電
子走査することによって二次元データ取込み領域を形成
できる。本実施形態においては、精度良くドプラ情報の
抽出を行うために、従来装置同様に、一方向当たり複数
回（例えば１０回）の超音波パルスの送信が行われてい
る。したがって、Ｂモード画像形成用の超音波パルスが
１回送信されると、それと相前後して同一の方向におい
てドプラ画像用の超音波パルスが複数回送信される。こ
れが二次元のデータ取込み領域にわたって繰り返される
ことになる。
接して用いられあるいは体腔内に挿入して用いられる超
音波探触子である。探触子１０は、複数の振動素子から
なるアレイ振動子を有しており、そのアレイ振動子を電
子走査することによって二次元データ取込み領域を形成
できる。本実施形態においては、精度良くドプラ情報の
抽出を行うために、従来装置同様に、一方向当たり複数
回（例えば１０回）の超音波パルスの送信が行われてい
る。したがって、Ｂモード画像形成用の超音波パルスが
１回送信されると、それと相前後して同一の方向におい
てドプラ画像用の超音波パルスが複数回送信される。こ
れが二次元のデータ取込み領域にわたって繰り返される
ことになる。
【００２２】送受信器１２は探触子１０に対して送信信
号を供給するとともに、探触子１０から出力される受信
信号を処理する公知の回路である。送受信器１２から出
力される受信信号は検波器１３を介して後述する表示処
理部４２に出力されている。検波器１３はＢモード画像
を形成するために受信信号に対して検波を行う回路であ
る。ちなみに、Ｂモード画像形成用の他の回路について
は図示省略されている。
号を供給するとともに、探触子１０から出力される受信
信号を処理する公知の回路である。送受信器１２から出
力される受信信号は検波器１３を介して後述する表示処
理部４２に出力されている。検波器１３はＢモード画像
を形成するために受信信号に対して検波を行う回路であ
る。ちなみに、Ｂモード画像形成用の他の回路について
は図示省略されている。
【００２３】送受信器１２から出力される受信信号は、
直交検波器１４に入力されている。この直交検波器１４
は受信信号を複素信号に変換する公知の回路であり、２
つのミキサ１６，１８を有している。各ミキサ１６，１
８においては受信信号に対して互いに位相が９０度異な
る２つの参照信号が混合されている。
直交検波器１４に入力されている。この直交検波器１４
は受信信号を複素信号に変換する公知の回路であり、２
つのミキサ１６，１８を有している。各ミキサ１６，１
８においては受信信号に対して互いに位相が９０度異な
る２つの参照信号が混合されている。
【００２４】Ａ／Ｄ変換器２０，２２は、複素信号を構
成する実数部信号及び虚数部信号のそれぞれに対してサ
ンプリングを行う回路であり、これによって受信信号が
アナログ信号からデジタル信号に変換される。このサン
プリングはベースバンド領域において行われるため、従
来のようにＲＦ信号領域でサンプリングを行う必要はな
い。ちなみに、ミキサ１６，１８とＡ／Ｄ変換器２０，
２２との間には、必要なローパスフィルタなどが設けら
れている。
成する実数部信号及び虚数部信号のそれぞれに対してサ
ンプリングを行う回路であり、これによって受信信号が
アナログ信号からデジタル信号に変換される。このサン
プリングはベースバンド領域において行われるため、従
来のようにＲＦ信号領域でサンプリングを行う必要はな
い。ちなみに、ミキサ１６，１８とＡ／Ｄ変換器２０，
２２との間には、必要なローパスフィルタなどが設けら
れている。
【００２５】メモリ２４，２６はデジタル信号に変換さ
れた複素信号を一旦格納するための記憶部であり、この
メモリ２４，２６には例えば複数音線の信号が格納さ
れ、必要に応じてそれらの信号が読み出されている。
れた複素信号を一旦格納するための記憶部であり、この
メモリ２４，２６には例えば複数音線の信号が格納さ
れ、必要に応じてそれらの信号が読み出されている。
【００２６】ローパスフィルタ（ＬＰＦ）３０は、心筋
に相当する信号成分を抽出するためのフィルタである。
しかしながら、血流エコーに比べて心筋エコーは極めて
大きいため、このようなローパスフィルタ３０を必ずし
も設ける必要はない。ローパスフィルタ３０から出力さ
れる実数部の信号Ｉ及び虚数部の信号Ｑは自己相関器３
２，３４に入力されている。
に相当する信号成分を抽出するためのフィルタである。
しかしながら、血流エコーに比べて心筋エコーは極めて
大きいため、このようなローパスフィルタ３０を必ずし
も設ける必要はない。ローパスフィルタ３０から出力さ
れる実数部の信号Ｉ及び虚数部の信号Ｑは自己相関器３
２，３４に入力されている。
【００２７】自己相関器３２は、同じ方向で取得された
複数の受信信号のそれぞれの間において自己相関を演算
する公知の回路である。この場合、相関を求める２つの
受信信号間の時間的なずれ、すなわち「ラグ」は送信パ
ルスの繰り返し周波数のＴに一致している。
複数の受信信号のそれぞれの間において自己相関を演算
する公知の回路である。この場合、相関を求める２つの
受信信号間の時間的なずれ、すなわち「ラグ」は送信パ
ルスの繰り返し周波数のＴに一致している。
【００２８】一方、自己相関器３４は、基本的に自己相
関器３２と同一の構成を有している。この自己相関器３
４はラグ０で動作するように構成され、すなわち各信号
自身について自己相関が演算され、結果として実数部の
二乗及び虚数部の二乗を加算したものが出力されてい
る。自己相関器３２及び自己相関器３４については後に
図２を用いて説明する。
関器３２と同一の構成を有している。この自己相関器３
４はラグ０で動作するように構成され、すなわち各信号
自身について自己相関が演算され、結果として実数部の
二乗及び虚数部の二乗を加算したものが出力されてい
る。自己相関器３２及び自己相関器３４については後に
図２を用いて説明する。
【００２９】速度演算器３６は、自己相関器３２から出
力される２つの出力Ｘ，Ｙの偏角を演算することにより
速度を求める公知の回路である。これにより求められた
速度情報は表示処理部４２に送られると共に、比較器３
８に送られている。この速度情報を利用して公知の二次
元組織ドプラ画像が形成される。
力される２つの出力Ｘ，Ｙの偏角を演算することにより
速度を求める公知の回路である。これにより求められた
速度情報は表示処理部４２に送られると共に、比較器３
８に送られている。この速度情報を利用して公知の二次
元組織ドプラ画像が形成される。
【００３０】比較器３８は、速度を所定の閾値Ｖ0と比
較する回路であり、速度がその閾値Ｖ0以上の場合に信
号１０４が出力されている。
較する回路であり、速度がその閾値Ｖ0以上の場合に信
号１０４が出力されている。
【００３１】自己相関器３４から出力されるパワーは、
加算平均回路４４に入力され、ここで、各送受信方向ご
とにパワーが加算され、その加算結果が加算個数によっ
て除算されて、パワーの平均値が求められている。すな
わち、以下の値が求められている。
加算平均回路４４に入力され、ここで、各送受信方向ご
とにパワーが加算され、その加算結果が加算個数によっ
て除算されて、パワーの平均値が求められている。すな
わち、以下の値が求められている。
【００３２】
【数１】（１／ｍ）＊Σ｛ｇn（ｔ）｝2 なお、上記のｍは、同じ方向におけるドプラ用の超音波
パルスの送信回数に相当しており、｛ｇn（ｔ）｝2は受
信信号のパワーを表している。ちなみに、ｎはエコーデ
ータの深さを表しており、それは時間ｔの関数である。
パルスの送信回数に相当しており、｛ｇn（ｔ）｝2は受
信信号のパワーを表している。ちなみに、ｎはエコーデ
ータの深さを表しており、それは時間ｔの関数である。
【００３３】図１に示す実施形態においては加算平均回
路４４が設けられていたが、もちろんそのような加算平
均を行うことなくパワーを直接的に演算部４０に出力し
てもよい。
路４４が設けられていたが、もちろんそのような加算平
均を行うことなくパワーを直接的に演算部４０に出力し
てもよい。
【００３４】比較器４６は、平均化されたパワーと所定
閾値Ｐ0とを比較する回路であり、パワーがその閾値Ｐ0
以上である場合に信号１０６を出力している。上記の比
較器３８によって速度の大きさを考慮することにより、
ＩＢ値を演算するのに当たって多重エコーなどに代表さ
れるアーチファクトの影響を排除することが可能とな
る。また、上記の比較器４６によって信号のパワーを考
慮することにより、ＩＢ値の演算に当たってたとえ関心
領域内に血流が存在していても心筋のみの情報を抽出で
きるという利点がある。これらについては後に説明す
る。
閾値Ｐ0とを比較する回路であり、パワーがその閾値Ｐ0
以上である場合に信号１０６を出力している。上記の比
較器３８によって速度の大きさを考慮することにより、
ＩＢ値を演算するのに当たって多重エコーなどに代表さ
れるアーチファクトの影響を排除することが可能とな
る。また、上記の比較器４６によって信号のパワーを考
慮することにより、ＩＢ値の演算に当たってたとえ関心
領域内に血流が存在していても心筋のみの情報を抽出で
きるという利点がある。これらについては後に説明す
る。
【００３５】演算部４０は、入力されるパワーあるいは
平均化されたパワーを記憶し、該入力信号に基づいてＩ
Ｂ値を演算する回路である。そのＩＢ値１００は表示処
理部４２に出力され、所定のグラフが作成されている。
また、演算部４０は、後述するサイクリックバリエーシ
ョンの変動幅を演算する機能も有しており、その変動幅
１０２も表示処理部４２に出力されている。ＲＯＩ設定
器５０は、二次元の超音波画像上においてＩＢ値を演算
するための関心領域（ＲＯＩ）を設定するための装置で
ある。ここで、必要に応じて、２つのＲＯＩが設定さ
れ、そのうちの一方が関心領域として利用され、もう一
方が参照領域として設定される。また、必要に応じて単
一の関心領域のみが設定され、この場合においては、そ
の単一の関心領域内において心筋部位のパワーと血流部
位のパワーの双方が利用されつつＩＢ値の演算が行われ
る。
平均化されたパワーを記憶し、該入力信号に基づいてＩ
Ｂ値を演算する回路である。そのＩＢ値１００は表示処
理部４２に出力され、所定のグラフが作成されている。
また、演算部４０は、後述するサイクリックバリエーシ
ョンの変動幅を演算する機能も有しており、その変動幅
１０２も表示処理部４２に出力されている。ＲＯＩ設定
器５０は、二次元の超音波画像上においてＩＢ値を演算
するための関心領域（ＲＯＩ）を設定するための装置で
ある。ここで、必要に応じて、２つのＲＯＩが設定さ
れ、そのうちの一方が関心領域として利用され、もう一
方が参照領域として設定される。また、必要に応じて単
一の関心領域のみが設定され、この場合においては、そ
の単一の関心領域内において心筋部位のパワーと血流部
位のパワーの双方が利用されつつＩＢ値の演算が行われ
る。
【００３６】時相指定器５２は、サイクリックバリエー
ションにおいて互いに対比するＩＢ値を特定するための
時間指定を行う装置である。例えば、拡張期及び収縮期
におけるＩＢ値がこれによって指定される。ちなみに、
ＲＯＩ設定器５０及び時相指定器５２は例えばキーボー
ドやトラックボールなどの入力装置で構成されるもので
ある。もちろん、そのような設定及び指定が自動的に行
われるようにしてもよい。
ションにおいて互いに対比するＩＢ値を特定するための
時間指定を行う装置である。例えば、拡張期及び収縮期
におけるＩＢ値がこれによって指定される。ちなみに、
ＲＯＩ設定器５０及び時相指定器５２は例えばキーボー
ドやトラックボールなどの入力装置で構成されるもので
ある。もちろん、そのような設定及び指定が自動的に行
われるようにしてもよい。
【００３７】表示処理部４２は、例えばデジタルスキャ
ンコンバータ（ＤＳＣ）等で構成されるものであり、こ
の表示処理部４２によって二次元ドプラ画像、Ｂモード
画像及びＩＢ値グラフなどが形成される。それらの各画
像は互いに合成され、１枚の画像として表示器４８に出
力されることになる。ちなみに、その画像内には必要に
応じてサイクリックバリエーションの変動幅を示す値な
ども数値として含まれる。
ンコンバータ（ＤＳＣ）等で構成されるものであり、こ
の表示処理部４２によって二次元ドプラ画像、Ｂモード
画像及びＩＢ値グラフなどが形成される。それらの各画
像は互いに合成され、１枚の画像として表示器４８に出
力されることになる。ちなみに、その画像内には必要に
応じてサイクリックバリエーションの変動幅を示す値な
ども数値として含まれる。
【００３８】図２には、図１に示した自己相関器３２の
具体的な構成例が示されている。この自己相関器３２の
回路構成はそれ自体公知である。図２において、自己相
関器３２は、２つのディレイ５４，５６と、４つのミキ
サ５８〜６４と、２つの加算器６６，６８で構成されて
いる。ディレイ５４，５６においては超音波ビーム１本
分のディレイが行われており、すなわち、同一方向につ
いて取得された受信信号間において各深さごとに自己相
関が演算されている。
具体的な構成例が示されている。この自己相関器３２の
回路構成はそれ自体公知である。図２において、自己相
関器３２は、２つのディレイ５４，５６と、４つのミキ
サ５８〜６４と、２つの加算器６６，６８で構成されて
いる。ディレイ５４，５６においては超音波ビーム１本
分のディレイが行われており、すなわち、同一方向につ
いて取得された受信信号間において各深さごとに自己相
関が演算されている。
【００３９】なお、自己相関器３４は図２に示す回路構
成からディレイ５４，５６を除去したものに相当する。
すなわち、実数部の二乗と虚数部の二乗を加算したもの
を演算する回路に相当する。この場合、加算器６６から
の出力のみが利用されることになる。
成からディレイ５４，５６を除去したものに相当する。
すなわち、実数部の二乗と虚数部の二乗を加算したもの
を演算する回路に相当する。この場合、加算器６６から
の出力のみが利用されることになる。
【００４０】図３には、図１に示した演算部４０の構成
例が示されている。パワー積分器７０には、自己相関器
３４で演算されたパワーあるいはそれを平均化した平均
化パワーが入力される。積分制御器７２は、積分を行う
か否かを判定する回路であり、積分制御器７２は、上述
したように比較器３８から信号１０４が出力され、か
つ、比較器４６から信号１０６が出力された場合のみパ
ワーの積分を許容している。もちろん、その積分はＲＯ
Ｉ内において実行され、このために積分制御器７２には
ＲＯＩ座標データ及び各データのアドレスが入力されて
いる。メモリ７４には、組織についてのパワー積分値が
格納され、一方、メモリ７６には血流についてのパワー
積分値が格納される。もちろん、いずれか一方のメモリ
のみを設け、そのメモリに先に求められたパワー積分値
を格納するようにしてもよい。
例が示されている。パワー積分器７０には、自己相関器
３４で演算されたパワーあるいはそれを平均化した平均
化パワーが入力される。積分制御器７２は、積分を行う
か否かを判定する回路であり、積分制御器７２は、上述
したように比較器３８から信号１０４が出力され、か
つ、比較器４６から信号１０６が出力された場合のみパ
ワーの積分を許容している。もちろん、その積分はＲＯ
Ｉ内において実行され、このために積分制御器７２には
ＲＯＩ座標データ及び各データのアドレスが入力されて
いる。メモリ７４には、組織についてのパワー積分値が
格納され、一方、メモリ７６には血流についてのパワー
積分値が格納される。もちろん、いずれか一方のメモリ
のみを設け、そのメモリに先に求められたパワー積分値
を格納するようにしてもよい。
【００４１】除算部７８は、組織パワー積分値を血流パ
ワー積分値で除算することによって、組織パワー積分値
を規格化するための回路であり、この除算部７８の出力
結果としてＩＢ値を得ることが可能となる。ＩＢ値は上
述したように表示処理部４２に出力される。その表示処
理部４２には上述のようにＩＢ値グラフ作成器８４を有
しており、それによってＩＢ値グラフが作成される。
ワー積分値で除算することによって、組織パワー積分値
を規格化するための回路であり、この除算部７８の出力
結果としてＩＢ値を得ることが可能となる。ＩＢ値は上
述したように表示処理部４２に出力される。その表示処
理部４２には上述のようにＩＢ値グラフ作成器８４を有
しており、それによってＩＢ値グラフが作成される。
【００４２】図３に示す構成例では、演算されたＩＢ値
がメモリ８０内に格納されている。具体的には、心臓の
複数心拍にわたってメモリ８０内にＩＢ値が格納されて
いる。変動幅演算部８２は時相指定器５２によって指定
された２つの時相に対応するＩＢ値を求め、それらの比
を演算することによってサイクリックバリエーションの
変動幅を演算している。その変動幅の単位は例えばｄＢ
である。
がメモリ８０内に格納されている。具体的には、心臓の
複数心拍にわたってメモリ８０内にＩＢ値が格納されて
いる。変動幅演算部８２は時相指定器５２によって指定
された２つの時相に対応するＩＢ値を求め、それらの比
を演算することによってサイクリックバリエーションの
変動幅を演算している。その変動幅の単位は例えばｄＢ
である。
【００４３】図５には、二次元超音波画像９２上に設定
される２つの関心領域ＲＯＩ１，ＲＯＩ２が示されてい
る。ＲＯＩ１は組織に対する関心領域であり、ＲＯＩ２
は血流部位に対する関心領域すなわち参照領域である。
このように同一のフレーム内に参照領域を設定すること
により、組織パワーを極めて簡単に規格化することが可
能となる。ちなみに、血流パワーは個体差があまりない
ことが確認されており、精度のよい規格化を行えること
が実証されている。
される２つの関心領域ＲＯＩ１，ＲＯＩ２が示されてい
る。ＲＯＩ１は組織に対する関心領域であり、ＲＯＩ２
は血流部位に対する関心領域すなわち参照領域である。
このように同一のフレーム内に参照領域を設定すること
により、組織パワーを極めて簡単に規格化することが可
能となる。ちなみに、血流パワーは個体差があまりない
ことが確認されており、精度のよい規格化を行えること
が実証されている。
【００４４】図６には、単一のＲＯＩを利用してＩＢ値
を演算する場合が示されている。すなわち、超音波画像
内において組織と血流とに跨るように単一のＲＯＩが設
定される。そして、血流部についてのパワー積分値と組
織についてのパワー積分値の両者が個別的に演算され、
上述のように組織パワーの積分値を血流パワーの積分値
で除算することによってＩＢ値が演算されている。
を演算する場合が示されている。すなわち、超音波画像
内において組織と血流とに跨るように単一のＲＯＩが設
定される。そして、血流部についてのパワー積分値と組
織についてのパワー積分値の両者が個別的に演算され、
上述のように組織パワーの積分値を血流パワーの積分値
で除算することによってＩＢ値が演算されている。
【００４５】図４には、単一のＲＯＩを用いる場合にお
ける演算部４０の構成例が示されている。なお、図３に
示した構成と同様の構成には同一符号を付しその説明を
省略する。
ける演算部４０の構成例が示されている。なお、図３に
示した構成と同様の構成には同一符号を付しその説明を
省略する。
【００４６】組織／血流判別部８８は、この図４に示す
構成例において速度比較結果及びパワー比較結果に基づ
き組織と血流との判別を行っている。その判別結果は、
積分制御器７２に入力されている。もちろん、その判別
はＲＯＩ内において行われており、そのためにＲＯＩ座
標データが入力され、座標データが組織／血流判別部８
８に入力されている。その判別結果は面積演算部９０に
送られており、面積演算部９０は同じＲＯＩ内における
組織の面積と血流の面積を別々に演算している。そし
て、その演算結果は、それを重み付け値として利用する
ために除算部７８に送られている。除算部７８では、組
織パワー積分値を組織面積で規格化し、一方血流パワー
積分値を血流面積で規格化する演算を実行した上で、上
述した除算演算を実行してＩＢ値を求めている。
構成例において速度比較結果及びパワー比較結果に基づ
き組織と血流との判別を行っている。その判別結果は、
積分制御器７２に入力されている。もちろん、その判別
はＲＯＩ内において行われており、そのためにＲＯＩ座
標データが入力され、座標データが組織／血流判別部８
８に入力されている。その判別結果は面積演算部９０に
送られており、面積演算部９０は同じＲＯＩ内における
組織の面積と血流の面積を別々に演算している。そし
て、その演算結果は、それを重み付け値として利用する
ために除算部７８に送られている。除算部７８では、組
織パワー積分値を組織面積で規格化し、一方血流パワー
積分値を血流面積で規格化する演算を実行した上で、上
述した除算演算を実行してＩＢ値を求めている。
【００４７】この構成によれば、単にＲＯＩを組織と血
流とに跨るように設定するだけで、自動的に規格化され
たＩＢ値を得ることが可能となる。
流とに跨るように設定するだけで、自動的に規格化され
たＩＢ値を得ることが可能となる。
【００４８】図７には、表示器４８に表示されるＩＢ値
グラフが示されている。図１に示した時相指定器５２に
よって、そのグラフ上において最大ピークと最小ピーク
が指定され（符号９４，９６参照）、各指定されたＩＢ
値の比としてサイクリックバリエーションの変動幅が自
動演算される。なお、パワー積分値による規格化を行う
必要がない場合には、パワー積分結果をそのままＩＢ値
としてもよい。但し、この場合にはＲＯＩの面積でその
組織パワー積分値を規格化する必要がある。
グラフが示されている。図１に示した時相指定器５２に
よって、そのグラフ上において最大ピークと最小ピーク
が指定され（符号９４，９６参照）、各指定されたＩＢ
値の比としてサイクリックバリエーションの変動幅が自
動演算される。なお、パワー積分値による規格化を行う
必要がない場合には、パワー積分結果をそのままＩＢ値
としてもよい。但し、この場合にはＲＯＩの面積でその
組織パワー積分値を規格化する必要がある。
【００４９】なお、図５において、ＲＯＩ１及びＲＯＩ
２の面積は同一である。それらの２つのＲＯＩの面積が
異なる場合には、その差を補償する演算を除算部７８で
行う必要がある。
２の面積は同一である。それらの２つのＲＯＩの面積が
異なる場合には、その差を補償する演算を除算部７８で
行う必要がある。
【００５０】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
組織性状を評価するための指標値を簡単な構成で演算す
ることができ、また、その指標値を精度良く演算するこ
とができる。
組織性状を評価するための指標値を簡単な構成で演算す
ることができ、また、その指標値を精度良く演算するこ
とができる。
【図１】 本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形
態を示すブロック図である。
態を示すブロック図である。
【図２】 自己相関器の回路構成例を示す図である。
【図３】 演算部の構成例を示す図である。
【図４】 演算部の他の構成例を示す図である。
【図５】 ２つのＲＯＩの設定を示す図である。
【図６】 単一のＲＯＩの設定を示す図である。
【図７】 ＩＢ値グラフを示す図である。
１０ 探触子、１２ 送受信器、１４ 直交検波器、３
０ ローパスフィルタ（ＬＰＦ）、３２，３４ 自己相
関器、３６ 速度演算器、３８ 比較器、４０演算部、
４２ 表示処理部、４４ 加算平均回路、４６比較器、
５０ ＲＯＩ設定器、５２ 時相指定器。
０ ローパスフィルタ（ＬＰＦ）、３２，３４ 自己相
関器、３６ 速度演算器、３８ 比較器、４０演算部、
４２ 表示処理部、４４ 加算平均回路、４６比較器、
５０ ＲＯＩ設定器、５２ 時相指定器。
フロントページの続き (56)参考文献 特開 平８−173429（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−289237（ＪＰ，Ａ) 特開 平８−84729（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−282144（ＪＰ，Ａ) 特許2784048（ＪＰ，Ｂ２) 特許2647846（ＪＰ，Ｂ２) 特表 平８−511184（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 8/00 - 8/15
Claims (11)
- 【請求項１】 超音波の送受波を行う送受波手段と、 前記超音波の送受波により得られた受信信号を複素信号
に変換する複素信号変換手段と、 前記複素信号に基づいてパワーを演算するパワー演算手
段と、設定された二次元の関心領域内で 前記パワーに対して積
分を実行することにより、組織性状を表す指標値として
インテグレイテッドバックスキャッター値を演算する指
標値演算手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項２】 請求項１記載の装置において、 前記パワー演算手段は、ラグ０で動作する自己相関演算
器であることを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項３】 請求項１記載の装置において、 超音波画像上で関心領域を設定するための関心領域設定
手段を含むことを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項４】 請求項１記載の装置において、 心臓の拡張期及び収縮期で演算された２つの指標値を対
比して周期変動の変動幅を演算する手段を含むことを特
徴とする超音波診断装置。 - 【請求項５】 請求項４記載の装置において、 前記周期変動はサイクリックバリエーションであること
を特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項６】 請求項１記載の装置において、 前記パワーの大きさと所定の閾値とを比較する第１比較
手段と、 前記所定の閾値よりも前記パワーの方が大きい場合に当
該パワーを有効と判定する第１有効判定手段と、 を含み、 前記指標値演算手段は、有効と判定されたパワーについ
てだけ積分を実行することを特徴とする超音波診断装
置。 - 【請求項７】 請求項１記載の装置において、 前記受信信号に基づいて速度を演算する速度演算手段
と、 前記速度と所定の閾値とを比較する第２比較手段と、 前記所定の閾値よりも前記速度が大きい場合に当該パワ
ーを有効と判定する第２有効判定手段と、 を含み、 前記指標値演算手段は、有効と判定されたパワーについ
てだけ積分を実行することを特徴とする超音波診断装
置。 - 【請求項８】 超音波画像上に関心領域を設定するため
の関心領域設定手段と、 超音波画像上に参照領域を設定するための参照領域設定
手段と、 受信信号からパワーを演算するパワー演算手段と、 前記関心領域内において前記パワーを積分して関心領域
パワー積分値を演算する第１積分手段と、 前記参照領域内において前記パワーを積分して参照領域
パワー積分値を演算する第２積分手段と、 前記関心領域パワー積分値を前記参照領域パワー積分値
で規格化して、組織性状を表す指標値としてインテグレ
イテッドバックスキャッター値を演算する規格化演算手
段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項９】 請求項８記載の装置において、 前記関心領域は心臓の心筋部位上に設定され、前記参照
領域は心臓の血流部位上に設定されることを特徴とする
超音波診断装置。 - 【請求項１０】 超音波画像上に、血流部位と組織部位
とに跨って単一の関心領域を設定するための関心領域設
定手段と、 受信信号からパワーを演算するパワー演算手段と、 前記関心領域内の組織部位について前記パワーを積分し
て組織パワー積分値を演算する第１積分手段と、 前記関心領域内の血流部位について前記パワーを積分し
て血流パワー積分値を演算する第２積分手段と、 前記組織パワー積分値を前記血流パワー積分値で規格化
して、組織性状を表す指標値としてインテグレイテッド
バックスキャッター値を演算する規格化演算手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項１１】 請求項１０記載の装置において、 前記関心領域内における組織部位及び血流部位の各面積
を考慮して前記指標値が演算されることを特徴とする超
音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP32910898A JP3357000B2 (ja) | 1998-11-19 | 1998-11-19 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP32910898A JP3357000B2 (ja) | 1998-11-19 | 1998-11-19 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000152936A JP2000152936A (ja) | 2000-06-06 |
| JP3357000B2 true JP3357000B2 (ja) | 2002-12-16 |
Family
ID=18217708
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP32910898A Expired - Fee Related JP3357000B2 (ja) | 1998-11-19 | 1998-11-19 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3357000B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4768315B2 (ja) * | 2005-05-20 | 2011-09-07 | テルモ株式会社 | 超音波信号処理装置及び超音波信号処理方法 |
| EP3698722A4 (en) | 2017-10-17 | 2020-12-23 | FUJIFILM Corporation | SOUND WAVE DIAGNOSTIC DEVICE AND METHOD OF CONTROLLING A SOUND WAVE DIAGNOSTIC DEVICE |
-
1998
- 1998-11-19 JP JP32910898A patent/JP3357000B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2000152936A (ja) | 2000-06-06 |
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