JP4350771B2 - The ultrasonic diagnostic apparatus - Google Patents

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JP4350771B2
JP4350771B2 JP2007150769A JP2007150769A JP4350771B2 JP 4350771 B2 JP4350771 B2 JP 4350771B2 JP 2007150769 A JP2007150769 A JP 2007150769A JP 2007150769 A JP2007150769 A JP 2007150769A JP 4350771 B2 JP4350771 B2 JP 4350771B2
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昭洋 佐野
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株式会社東芝
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この発明は、心筋梗塞、狭心症などの虚血性心疾患、肥大型心筋症などの左室拡張障害などを有効に診断できる超音波診断技術に係り、とくに、心筋(心臓壁)や血管壁の運動速度をドプラ法を用いて検出し、その運動速度から運動の種々の物理量を演算し、その演算結果を適宜な態様で表示する、組織ドプライメージング(TDI)用の超音波診断装置に関する。 The present invention, myocardial infarction, ischemic heart diseases such as angina, relates to an ultrasonic diagnostic technology that can effectively diagnose and left ventricular diastolic failure such as hypertrophic cardiomyopathy, in particular, myocardial (heart wall) and vessel wall the movement velocity detected using Doppler method, calculates the various physical quantities of motion from the motion velocity, and displays the calculation result in an appropriate manner, about the ultrasonic diagnostic apparatus for tissue Doppler imaging (TDI) .

現在、心臓や血管の機能を定量的に評価することは、心臓病の診断にとって必須となっており、各種の診断方法が試みられている。 Currently, possible to quantitatively evaluate the function of the heart and blood vessels, has become essential for the diagnosis of heart disease, various diagnostic methods of attempts have been made.

この内、超音波による診断においては、例えば心臓左室のリアルタイムのBモード断層像を観察することで、その定量的評価をすることが多かった(左室は心臓の機能評価の中心になるからである)。 Of these, in the diagnosis by ultrasound, for example, by observing the real-time B-mode tomographic image of the left ventricle, since its was often the quantitative evaluation (left ventricle is in the center of the functional evaluation of the heart in is). 虚血性心疾患、左室拡張障害など、病状がかなり進んで重度の場合、この観察でもある程度の診断が可能ではある。 Ischemic heart disease, such as the left ventricular diastolic failure, the condition is well advanced in the case of severe, there may be a certain degree of diagnosis in this observation.

また近年、より高度な、専門化された診断法もいくつか提案されている。 In recent years, more advanced, it has been proposed also several specialized diagnostic methods. 例えば、虚血性心疾患の診断に専門の左室壁運動解析法がある。 For example, there is a specialty of the left ventricular wall motion analysis method for the diagnosis of ischemic heart disease. この解析法は、左室の収縮期と拡張期における心筋の厚みの変化を測定して、厚みの変化が少ない部位を「収縮能が低下した部位」、即ち「虚血部位」と診断するものである。 What this analysis measures the change in thickness of the myocardium in a diastole and a systole of the left ventricle, to diagnose a change in thickness is small site as "site where contractility is lowered" or "ischemic site" it is. この解析のアルゴリズムには種々の方式が考えられており、そのいずれにおいても、Bモード断層像を用いて収縮末期及び拡張末期における左室心内膜又は心外膜のトレースを行い、そのトレース情報を用いて測定している。 The algorithm of this analysis is considered various methods, in any of which also performs trace left ventricular endocardium or epicardium at the end systole and end diastole using B-mode tomographic image, the trace information It is measured using the.

また、心筋梗塞を診断する方法として、ストレスエコー法も知られている。 Further, as a method for diagnosing a myocardial infarction, it is also known stress echo technique. この診断方法は、運動、薬物、電気刺激などにより心臓に負荷を与え、この負荷の前後における心臓の超音波断層像(Bモード像)を夫々録画しておく。 This diagnostic method is motion, the drug, giving a load to the heart due to electrical stimulation, ultrasonic tomographic image of the heart and (B-mode image) keep each record before and after the load. そして、負荷をかける前と後の画像を一つのモニタに並列に表示し、心臓の収縮期と拡張期における心筋の厚みの変化(心筋は通常、収縮期に厚くなる)を比較し、梗塞部位を検出するものである。 Then, displayed in parallel on one monitor an image before and after applying the load and to compare the change in the thickness of the myocardium in diastole and systole of the heart (myocardium usually thicker in systole), infarcted area it is intended to detect.

しかしながら、上述した各種の診断方法には、以下のような種々の不都合があった。 However, the various diagnostic methods described above has various disadvantages as follows.

まず、Bモード断層像を目視・観察する診断の場合、モニタ画面は単にリアルタイム像を表示しているだけであるから、器官の機能低下の判定や異常組織の識別が難しく、虚血性心疾患における局所的な収縮能低下部位、左室拡張障害などの詳細な情報を得ることは、相当に熟練を積んだ医師であっても実際上、困難であった。 First, in the case of diagnosis of visual and observing a B-mode tomographic image, the monitor screen just because just displays the real-time image, it is difficult to identify the judgment and abnormal tissue of hypofunction of an organ, in ischemic heart disease local contractility reduction site, to obtain detailed information such as the left ventricular diastolic failure, even loaded with considerable skilled physician practice, difficult. また、左室壁運動解析法は虚血性心疾患に専門の診断法であり、汎用性に乏しい。 In addition, left ventricular wall motion analysis method is a professional diagnosis to ischemic heart disease, poor versatility.

ましてや、前述した左室拡張障害の客観的診断情報の検出について、超音波診断装置を用いた有用かつ簡便な診断法は確立されていなかった。 Even more, the detection objective diagnostic information of the left ventricular diastolic failure described above, useful and simple diagnostic method using an ultrasonic diagnostic apparatus has not been established.

本発明は上述した従来の診断法の不都合に鑑みてなされたもので、表示画面を観察するだけで診断部位の器官(組織)の運動状態を容易に把握でき、その器官の機能低下や異常を定量的、高精度かつ迅速に評価可能な超音波診断装置を提供することを、主な目的とする。 The present invention has been made in view of the conventional diagnostic methods described above inconveniences, motion state of the organ diagnostic region by simply observing the display screen (tissue) can be easily grasped, the hypofunction or abnormalities of the organ quantitative, providing a highly accurate and quick evaluable ultrasonic diagnostic apparatus, the primary purpose.

また、虚血性心疾患のみならず、正常部位に対して異常部位の運動速度が異なる症例など、心筋や血管壁などの収縮中心を持つ運動器官の診断に幅広く適用可能な組織ドプライメージング用の超音波診断装置を提供することを、別の目的とする。 Further, not only ischemic heart disease, such as rate of movement of abnormalities is different cases with respect to the normal site for broadly applicable tissue Doppler imaging for the diagnosis of locomotor with contraction center such as myocardial and vascular wall super providing an ultrasonic diagnostic apparatus, the another object.

さらに、診断のために心臓に負荷を与える必要も無く、患者に不快感を与えずに診断可能な超音波診断装置を提供することを、別の目的とする。 Furthermore, there is no need to burden the heart for diagnostic purposes to provide a diagnosable ultrasonic diagnostic apparatus without causing discomfort to the patient, and another object.

本発明の超音波診断装置は、上述した課題を解決するために、生体内の組織の運動の速度を検出する速度検出手段と、前記速度に基づいて前記組織を含む断層面の複数枚の速度分布のデータを時系列に作成する速度分布作成手段と、前記複数枚の速度分布の各々における心筋又は血管壁上の複数の部位の相互間の速度情報に基づいて組織の運動状態を解析する解析手段と、この解析手段の解析結果の時間変化に沿った解析データを作成するデータ作成手段と、このデータ作成手段が作成した解析データを表示する表示手段とを備え、 前記解析手段は、前記複数枚の速度分布の内の1枚を表示する速度分布表示手段と、この表示された速度分布上で心筋又は血管壁上の前記複数の部位を包含しかつ前記組織の運動範囲を包含する単一の領域を設 The ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, in order to solve the problems described above, a plurality rate of the fault plane, including a speed detecting means for detecting the speed of movement of the tissue in an organism, the tissue on the basis of the speed a velocity distribution forming means for forming a data distribution in time series analysis for analyzing a motion state of the tissue based on the speed information between each other a plurality of sites on the cardiac muscle or vascular wall in each of the plurality of velocity distribution means, and data generating means for generating analysis data along the time variation of the analysis result of the analyzing means, and display means for displaying the analysis data the data producing means, said analyzing means, said plurality single encompasses a velocity distribution display means for displaying one of the sheets of the velocity distribution, the range of motion includes a plurality of sites on the myocardial or vessel wall and the tissue on the displayed velocity distribution setting the area する設定手段と、前記複数枚の速度分布の各々における前記領域の速度ヒストグラムを演算するヒストグラム演算手段と、この速度ヒストグラムに基づき、前記組織の運動状態を表す情報として心筋又は血管壁上の前記複数の部位の相互間の速度情報を表す指標を当該速度分布毎に演算する指標演算手段とを有するものである。 Setting means for, the histogram calculating means for calculating a velocity histogram of the region in each of the plurality of velocity distribution, based on the speed histogram, the plurality of the myocardium or vessel wall as information representing the motion state of the tissue the indicator of the site velocity information between each other of those having the index calculating means for calculating for each said velocity distribution.

前記速度検出手段が速度検出の対象としている組織は好適には心筋である。 Tissue where the velocity detecting means is subject to the detected speed is preferably a cardiac muscle.

前記解析手段は、好適には、前記心筋の内膜の運動速度が最大となる時相における速度分布のデータを前記速度分布作成手段から取得するデータ取得手段を含む。 The analyzing means preferably includes a data acquisition unit that motion velocity of the inner membrane of the heart muscle to acquire data of the velocity distribution in time phase with the maximum of the velocity distribution forming means. 前記指標演算手段は、前記速度ヒストグラム上の最高速度領域および最低速度領域の平均速度を各々、心筋又は血管壁上の前記複数の部位の速度として求める速度特定手段と、前記2つの平均速度に基づいて前記指標を算出する算出手段とを有する。 Said index calculating means, based on the average speed of the maximum speed area and a lowest speed region on the velocity histogram respectively, and the rate identifying means for determining a velocity of the plurality of sites on the myocardial or vessel wall, the two average speed and a calculating means for calculating the index Te. 前記算出手段が算出する指標は、前記2つの平均速度間の速度差、速度比、および速度勾配の内の少なくとも1つである。 Index said calculating means is calculated, the speed difference between the two average speed, speed ratio, and at least one of the velocity gradient.

本発明においては、生体内の運動する組織(例えば心筋や血管壁)の検出速度に基づいて組織を含む断層面の速度分布データを形成・表示し、速度分布像における心筋又は血管壁上の複数の部位(例えば、2つのROIによって指定された領域)の相互間の速度情報(速度差、速度比など)に基づいて組織の運動状態の解析を時系列かつリアルタイムに繰り返して、解析データの時間変化曲線を表示したり、さらには、速度分布データに基づいて組織の2次元的な速度勾配を演算して、その勾配分布を2次元像として適宜な態様(例えば輝度変化像)で表示するようにしたため、表示画面を観察するだけで診断部位の器官(組織)の運動状態を容易に把握でき、その器官の機能低下や異常を定量的、高精度かつ迅速に評価可能になる。 In the present invention, tissue movement in vivo (e.g., myocardial and vascular wall) based on the detected speed of forming and displaying the velocity distribution data of the tomographic plane containing the tissue, a plurality of the myocardium or vessel wall in the velocity distribution image site (e.g., a region designated by the two ROI) speed information (speed difference, the speed ratio, etc.) between each other by repeating the analysis of motion state of the tissue on the basis of a time series and in real time, the time of analysis data to view the change curve, and further, calculates the two-dimensional velocity gradient of tissue on the basis of the velocity distribution data, to display in an appropriate manner (e.g., change in luminance image) the gradient distribution as a two-dimensional image because you, the motion state of the organ diagnostic region by simply observing the display screen (tissue) can be easily grasped, quantitative hypofunction or abnormalities of the organ, made with high accuracy and quickly evaluate possible. また、正常部位に対して異常部位の運動速度が異なる症例など、心筋や血管壁などの収縮中心を持つ運動器官の診断に幅広く適用可能になる。 Also, such motion velocity of the abnormal region are different cases to normal site becomes widely applicable in the diagnosis of locomotor with contraction center such as myocardial and vascular walls. さらには、診断のために心臓に負荷を与える必要も無く、患者に不快感を与えず、診断可能を受け易い超音波診断装置を提供できる。 Furthermore, there is no need to burden the heart for diagnostic, without causing discomfort to the patient, can provide an ultrasonic diagnostic apparatus susceptible to be diagnosed.

本発明の実施の形態について添付図面を参照して説明する。 It will be described with reference to the accompanying drawings, embodiments of the present invention.

(第1の実施の形態) (First Embodiment)
本発明の第1の実施の形態を図1〜図6、図31、および図32に基づき説明する。 1 to 6 a first embodiment of the present invention, it will be described with reference to FIG. 31, and FIG. 32. この実施の形態に係る超音波診断装置は、組織としての心筋や血管壁のTDI(組織ドプライメージング:Tissue Doppler Imaging)による画像を得る装置である。 Ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment, TDI (tissue Doppler imaging: Tissue Doppler Imaging) myocardial and vascular walls as a tissue is an apparatus for obtaining an image by.

図1には、超音波診断装置のブロック構成を示す。 FIG 1 shows a block configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus. 図に示すように、この超音波診断装置10は、被検者との間で超音波信号の送受信を担う超音波プローブ11と、この超音波プローブ11を駆動し且つ超音波プローブ11の受信信号を処理する装置本体12と、この装置本体12に接続され且つ心電情報を検出するECG(心電計)13と、装置本体12に接続され且つオペレータからの指示情報を装置本体に出力可能な操作パネル14とを備える。 As shown, the ultrasonic diagnostic apparatus 10 includes an ultrasonic probe 11 responsible for transmitting and receiving ultrasound signals to and from the subject, the received signal of the ultrasonic probe 11 and drives the ultrasonic probe 11 an apparatus main body 12 for processing, can output the ECG (electrocardiograph) 13 for detecting a and electrocardiogram information is connected to the main body 12, the instruction information from and connected to the apparatus body 12 the operator to the apparatus main body and an operation panel 14.

装置本体12は、その扱う信号経路の種別に拠り超音波プローブ系統、ECG系統及び操作パネル系統に大別することができる。 Device body 12 can be broadly divided into ultrasonic probe system more type of the handled signal path, ECG system and control panel system. 超音波プローブ系統としては、超音波プローブ11に接続された超音波送受信部15を備え、この超音波送受信部15の出力側に配置されたBモード用DSC(デジタルスキャンコンバータ)部16、Bモード用フレームメモリ(FM)17、画像データ合成部18、D/A変換器18A及び表示器19を備える一方、同じく超音波プローブ11に接続された、パルスドプラ法による組織ドプライメージング(TDI)のための位相検波部20、フィルタ部21、周波数解析部22、ベクトル速度演算部23、TDI用DSC部24、TDI用フレームメモリ25、および速度解析部26を備えている。 The ultrasound probe system comprises an ultrasonic wave transmitting and receiving part 15 connected to the ultrasonic probe 11, the ultrasonic transmitting and receiving unit 15 arranged B-mode DSC (Digital Scan Converter) on the output side of the unit 16, B mode use a frame memory (FM) 17, while having an image data synthesizer 18, D / a converters 18A and a display 19, also connected to the ultrasonic probe 11, tissue Doppler imaging with pulsed Doppler method for (TDI) phase detection unit 20, and a filter unit 21, the frequency analyzing unit 22, the vector speed calculator 23, TDI for DSC unit 24, TDI frame memory 25 and the speed analyzer 26,. また、ECG系統としては、ECG13に接続されたECG用アンプ40を備え、このアンプ40の出力側に接続されたトリガ信号発生器41及び参照データメモリ42を備える。 As the ECG system comprises comprises an ECG amplifier 40 connected to ECG13, a trigger signal generator 41 and the reference data memory 42 connected to the output side of the amplifier 40. さらに、操作パネル系統としては、操作パネル14からの操作情報を入力するCPU(中央処理装置)43と、このCPU43の管理下に置かれるタイミング信号発生器44、ROI表示制御部45、グラフィックメモリ46とを備える。 Further, as the operation panel system, a CPU (central processing unit) 43 for inputting operation information from the operation panel 14, timing signal generator 44, ROI display control unit 45 to be placed under the control of the CPU 43, graphic memory 46 provided with a door. なお、CPU43は、オペレータが操作パネル14を介して指令したROI(関心領域)の設定信号を供給できるようになっている。 Incidentally, CPU 43 is adapted to be supplied setting signal operator command through the operation panel 14 ROI (region of interest).

超音波プローブ11は、短冊状の複数の圧電振動子を配列させたフェーズドアレイ形のトランスデューサを内蔵している。 The ultrasonic probe 11 incorporates a strip-shaped phased array type of transducer plurality of piezoelectric vibrators are arranged. 各圧電振動子は、超音波送受信部15からの駆動信号によって励振される。 Each piezoelectric transducer is excited by a drive signal from the ultrasonic transmitting and receiving unit 15. 各駆動信号の遅延時間を制御することにより、スキャン方向を変更してセクタ電子走査可能になっている。 By controlling the delay times of the drive signals, it is enabled sector electronic scanning by changing the scanning direction. 超音波送受信部15の遅延時間パターンは、後述するタイミング信号発生器44から送られてくる基準信号を基準時として、CPU43により制御される。 Delay time pattern the ultrasonic transceiver 15, sometimes with reference to the reference signal sent from the timing signal generator 44 to be described later, is controlled by the CPU 43. 超音波送受信部15は、スキャン方向に対応して遅延時間パターンが制御された駆動電圧信号を超音波プローブ11に出力する。 Ultrasonic wave transmission and reception unit 15 outputs the drive voltage signal delay time pattern is controlled in response to the scanning direction the ultrasonic probe 11. この駆動電圧信号を受けた超音波プローブ11は、そのトランスデューサにおいて電圧信号を超音波信号に変換する。 The ultrasonic probe 11 that has received the driving voltage signal, converts the voltage signal to the ultrasonic signal at its transducer. この変換された超音波信号は、被検者の心臓に向けて送波される。 The converted ultrasound signal is transmitting toward the heart of the subject. この送波された超音波信号は、心臓を含む各組織で反射され、再び超音波プローブ11に戻ってくる。 The transmitting ultrasound signals are reflected by the respective tissues, including the heart, and returns to the ultrasonic probe 11 again. そこで、プローブ11内のトランスデューサでは反射超音波信号が再び電圧信号(エコー信号)に変換され、そのエコー信号は超音波送受信部15に出力される。 Therefore, in a transducer in the probe 11 reflected ultrasound signal is converted back to a voltage signal (echo signal), the echo signal is output to the ultrasonic transmitting and receiving unit 15.

上記超音波送受信部15の信号処理回路は、送信時と同様に、入力したエコー信号に遅延をかけて整相加算し、スキャン方向に超音波ビームを絞ったと等価なエコービーム信号を生成する。 The signal processing circuit of the ultrasonic transceiver 15, similarly to the time of transmission, over a delayed echo signal received by phasing addition, to generate the equivalent echo beam signal and focused ultrasonic beam in the scanning direction. この整相加算されたエコービーム信号は、検波された後、Bモード用DSC部16に出力される。 The phasing addition echo beam signals, after being detected, are output to the B-mode DSC section 16. このDSC部16は超音波走査のエコーデータを標準テレビ走査のデータに変換し、画像データ合成部18に出力する。 The DSC 16 converts the echo data of the ultrasound scan data of a standard television scanning, and outputs the image data synthesizer 18. また、これと並行して、Bモード用DSC部16は、任意の心位相における複数枚の画像データをBモード用フレームメモリ17に記憶させる。 In parallel with this, B-mode DSC unit 16 stores the image data of a plurality of arbitrary cardiac phase to the B-mode frame memory 17.

一方、超音波送受信部15で処理されたエコー信号は、位相検波部20にも出力される。 On the other hand, the echo signals processed by the ultrasonic transmitting and receiving unit 15 is also output to the phase detection section 20. 位相検波部20はミキサとローパスフィルタを備える。 Phase detection unit 20 includes a mixer and a low-pass filter. 心筋のような運動をしている部位で反射したエコー信号は、ドプラ効果によって、その周波数にドプラ偏移(ドプラ周波数)を受けている。 Echo signals reflected at the site that the exercise, such as heart muscle, by Doppler effect, receiving Doppler shift (Doppler frequency) to the frequency. 位相検波部20はそのドプラ周波数について位相検波を行い、低周波数のドプラ信号のみをフィルタ部21に出力する。 The phase detection section 20 performs phase detection for the Doppler frequency, and outputs only low-frequency Doppler signals to the filter unit 21.

フィルタ部21は、運動速度の大きさが「心筋<弁<血流」の関係にあることを利用して(図2参照)、位相検波されたドプラ信号から、心臓壁以外の弁運動、血流などの不要なドプラ成分を除去し、超音波ビーム方向の心筋のドプラ信号を効率良く検出する。 Filter unit 21 (see FIG. 2) by utilizing the relation that the magnitude of the rate of motion, "myocardial <valve <blood", the phase-detected Doppler signal, the valve movement other than the heart wall, blood removing unnecessary Doppler components such as flow, the Doppler signal of the ultrasonic beam direction of the myocardium efficiently detected. この場合、フィルタ部21はローパスフィルタとして機能させる。 In this case, the filter unit 21 to function as a low-pass filter.

上記フィルタ部は既に実用化されている、血流情報を得るためのカラードプラ断層装置にも搭載されているものである。 The filter unit is already in practical use, in which are mounted to a color Doppler tomography apparatus for obtaining blood flow information. この血流情報を得るカラードプラ断層装置の場合には、血流と心臓壁、弁運動とのドプラ信号が混在したエコー信号に対してハイパスフィルタとして機能させ、血流以外のドプラ信号を除去している、このため、フィルタ部は装置の目的に応じてローパスフィルタとハスパスフィルタとを切換可能にすることで汎用性を高めることができる。 In the case of a color Doppler tomography to obtain this blood flow information, blood flow and heart wall to function as a high-pass filter to the echo signal Doppler signal it is mixed with the valve motion, to remove the Doppler signals other than the blood flow and are, thus, the filter unit can be enhanced versatility by enabling switching between the low-pass filter and a lotus-pass filter in accordance with the purpose of the device.

なお、心筋からの信号強度は非常に大きく、血流からの信号強度は無視できるくらい小さいため、組織ドプライメージングにあっては、上記フィルタ部21を設けない構成も可能であり、そのようにしても、実用上殆ど差し支え無い。 The signal intensity from the myocardium is very large, since small enough signal strength from the bloodstream is negligible, in the tissue Doppler imaging, is not provided the filter unit 21 is also possible, in this way also, no problem for practical use most.

フィルタ部21でフィルタリングされたドプラ信号は、次段の周波数解析部22に出力される。 Filtered Doppler signal by the filter unit 21 is output to the next stage of the frequency analyzer 22. 周波数解析部22は、超音波ドプラ血流計測で用いられている周波数分析法である、FFT法及び自己相関法を応用するものであり、個々のサンプル点における観測時間(時間窓)内での平均速度や最大速度を速度データとして演算する。 Frequency analysis unit 22, a frequency analysis method used in ultrasonic Doppler blood flow measurement, is intended to apply the FFT method and the autocorrelation method, in the observation time at each sample point (time window) It calculates the average speed and the maximum speed as the speed data. 具体的には、例えば、FFT法又は自己相関法を用いてスキャン各点の平均ドプラ周波数(即ち、その点での観測対象の運動の平均速度)や分散値(ドプラスペクトラムの乱れ度)を、さらにはFFT法を用いてドプラ周波数の最大値(即ち、その点での観測対象の運動の最大速度)などをリアルタイムで演算する。 Specifically, for example, the average Doppler frequency (i.e., the average velocity of the observation target in motion at that point) scans of each point by using the FFT method, or autocorrelation method and the dispersion value (disturbance of the Doppler spectrum), further calculates the maximum value of the Doppler frequency (i.e., the maximum speed of movement of the observation target at that point), and the like in real time using the FFT method. このドプラ周波数の解析結果は運動速度のカラードプラ情報として次段のベクトル速度演算部23に出力される。 Analysis of the Doppler frequency is outputted to the next stage of the vector speed calculator 23 as color Doppler information rate of movement.

ベクトル速度演算部23は、心筋などの組織の運動の絶対速度(ここでは、図3に示すように、物体Pの運動方向の速度Vそれ自体を言うベクトル量(大きさ及び方向を有する))を例えば特開平6−114059号公報に示す手法を用いて推定する。 Vector speed calculator 23, the absolute velocity of movement of the tissue such as cardiac muscle (in this case, as shown in FIG. 3, has a vector quantity (magnitude and direction refers to the rate V itself movement direction of the object P)) It estimated using a method shown to Japanese Unexamined Patent Publication No. 6-114059.

この絶対速度Vの推定(演算)例を以下に例示する。 Illustrate the estimated (operation) Examples of absolute velocity V below. 超音波ドプラ法により直接検出される移動物体の速度は、図3に示す如く、超音波ビーム方向の速度成分「V・cos θ」であるが、実際に得たい速度は絶対速度Vである。 Velocity of the moving object to be detected directly by the ultrasonic Doppler method, as shown in FIG. 3, is a velocity component in the ultrasound beam direction "V · cos theta" should actually obtained rate is absolute velocity V. この絶対速度Vの推定方式には各種のものが提案されている。 Any of various has been proposed to estimate system of the absolute velocity V. その中で、「移動物体の目標位置(サンプル点位置)に向けて、開口位置及び入射角の異なる2方向から超音波ビームを個別に照射し、各々のビーム照射で得られるドプラ偏移周波数に基づいて推定する方式」があり、これを図31、32を参照して説明する。 Among them, toward the target position of the "moving object (sample point position), from two different directions of the open position and the incident angle ultrasound beam irradiated separately, the Doppler shift frequency obtained in each beam irradiation is method "be estimated based there, which will be described with reference to FIG. 31 and 32.

図31において、開口1及び開口2で得られるドプラ偏移周波数から推定可能な各超音波ビーム方向の速度成分Vd1,Vd2は、移動物体の絶対速度Vに対して、 In Figure 31, the opening 1 and the ultrasonic possible estimate from the Doppler shift frequency obtained in the opening 2 the beam direction velocity component Vd1, Vd2, to the absolute velocity V of the moving object,
[数1] [Number 1]
Vd1=V・cosθ1 Vd1 = V · cosθ1
Vd2=V・cosθ2 Vd2 = V · cosθ2
の関係が成り立つ。 Relationship is established.

これらの関係は図32のように表される。 These relationships can be expressed as in FIG. 32. 図32において、 In FIG. 32,
[数2] [Number 2]
線分AB=V Line segment AB = V
線分AC=Vd1=V・cosθ1 Line segment AC = Vd1 = V · cosθ1
線分AD=Vd2=V・cosθ2 Line segment AD = Vd2 = V · cosθ2
である。 It is.

また、三角形ΔADEとΔBCEは相似形であるから、 In addition, since the triangle ΔADE and ΔBCE are similar in shape,
[数3] [Number 3]
線分BC:線分CE=線分AD:線分DE Line segment BC: the line segment CE = line segment AD: line segment DE
角CBE=角DAE=φ Angle CBE = angle DAE = φ
であり、 It is in,
[数4] [Number 4]
線分AD=Vd2 Line segment AD = Vd2
線分DE=Vd2・tanφ Line segment DE = Vd2 · tanφ
線分CE=Vd1−Vd2/cosφ Line segment CE = Vd1-Vd2 / cosφ
であるから、 Since it is,
[数5] [Number 5]
線分BC=線分CE/tanφ Line segment BC = line segment CE / tanφ
=(Vd1−Vd2/cosφ)/tanφ = (Vd1-Vd2 / cosφ) / tanφ
=Vd1・cosφ−Vd2/sinφ = Vd1 · cosφ-Vd2 / sinφ
となる。 To become.

したがって、線分AB、即ち絶対速度Vは、 Therefore, the line segment AB, i.e. the absolute velocity V,
[数6] [6]
V={(線分AC) +(線分BC) 1/2 V = {(segment AC) 2 + (segment BC) 2} 1/2
={(Vd1 +(Vd1・cosφ−Vd2/sinφ) 1/2 = {(Vd1 2 + (Vd1 · cosφ-Vd2 / sinφ) 2) 1/2
=Vd1・{1+(cosφ−(Vd2/Vd1)/sinφ) 1/2 = Vd1 · {1+ (cosφ- ( Vd2 / Vd1) / sinφ) 2} 1/2
……(1) ... (1)
により求められる。 The sought. 即ち、2つの開口からの超音波ビームの成す角度φが既知であれば、2つのドプラ出力Vd1,Vd2から絶対速度Vを入射角に無関係に決定することができる。 That is, if the angle φ formed by the ultrasonic beams from the two openings is known, can be determined independently absolute velocity V of the incident angle from the two Doppler output Vd1, Vd2.

そして、上記(1)式から絶対速度Vが求められると、 When the absolute velocity V is determined from the equation (1),
[数7] [Equation 7]
Vd1=V・cosθ1 Vd1 = V · cosθ1
の式から [数8] From the equation [Equation 8]
θ1=cos −1 (Vd1/V) ……(2) θ1 = cos -1 (Vd1 / V ) ...... (2)
が得られ、絶対速度Vの方向が決定される。 Is obtained, the direction of the absolute velocity V is determined.

以上のようにして絶対速度Vの大きさ及び方向を演算できるので、超音波送受信部15は、上述した2方向からの超音波ビームの送受信に対応すべく遅延及び開口制御を行えばよい。 Because it calculates the magnitude and direction of the absolute velocity V as described above, the ultrasonic transceiver 15 may perform a delay and opening controlled to correspond to the transmission and reception of ultrasonic beams from two directions described above. これに呼応して、周波数解析部22からは、上記片方ずつの超音波ビームの送受信に対応したドプラ出力Vd1,Vd2が交互にベクトル演算部23に出力され、ベクトル演算部23では上記(1)式及び(2)式の演算が行われる。 In response to this, from the frequency analysis unit 22, a Doppler output Vd1, Vd2 which supports the transmission and reception of the ultrasonic beam by the one is output to the vector operation unit 23 alternately, the vector operation unit 23 (1) calculation formulas and (2) is performed. スキャン断層面の各サンプル点毎に演算される絶対速度Vのデータ(大きさ、方向)は、次段のTDI用DSC部24に出力される。 The absolute velocity V data is calculated for each sample point of the scan slice plane (size, direction) is output to the DSC 24 for the next stage of the TDI.

TDI用DSC部24は、走査方式変換用のDSC24aと速度データをカラー化するためにルックアップ用テーブルを備えたカラー回路24bとを備えている。 DSC unit 24 for TDI is equipped with a color circuit 24b with table look-up in order to color the DSC24a and velocity data for the scanning system conversion. このため、ベクトル速度演算部23から送られてきた速度データは、DSC24aで超音波走査信号が標準テレビ走査信号に変換されると共に、カラー回路24bでカラー表示用データに変換され、その変換信号が前記画像データ合成部18に出力される。 Therefore, the speed data is sent from the vector speed calculator 23, together with the ultrasound scan signal is converted into a standard television scanning signal DSC24a, is converted by the color circuit 24b to the color display data, its conversion signal It is output to the image data synthesizer 18. カラー回路24bにおいては、例えば、従来知られている超音波ビームに近づく運動を赤、超音波ビームから遠ざかる運動を青で示す方法に対応させて、心筋の収縮運動を赤(黄)、心筋の拡張運動を青(水色)で示し、且つ、その絶対値が大きくなるにしたがって黄色または水色にグラデーションを変化させるようにカラー表示用データが生成される。 In the color circuit 24b, for example, red movement approaching the ultrasonic beam are conventionally known, the movement away from the ultrasonic beam so as to correspond to the method shown in blue, the contraction movement of the heart muscle red (yellow), myocardial It describes the extension movement in blue (light blue), and the color display data to change the gradient to yellow or light blue is generated according to the absolute value increases.

また、TDI用DSC部24のDSC24aはさらに、任意の心時相における複数枚の組織ドプラ像を、フリーズのためにTDI用フレームメモリ25に記憶させる。 Further, DSC24a of TDI for DSC unit 24 further a plurality of tissue Doppler image in an arbitrary cardiac phase, is stored in the TDI frame memory 25 for freezing.

さらに、速度解析部26は、TDI用DSC部24と並列の状態で、ベクトル速度演算部23及び画像データ合成部18との間に設けられており、ベクトル速度演算部23がサンプル点毎に演算した絶対速度データ、すなわち2次元の速度マッピング(分布)データを入力する。 Furthermore, the speed analyzer 26, in a parallel state with DSC unit 24 for TDI, is provided between the vector speed calculator 23 and the image data synthesizer 18, arithmetic vector speed calculator 23 for each sample point the absolute velocity data, i.e., inputs the two-dimensional velocity mapping (distribution) data. この速度解析部26は本発明の要旨に係る、関心部位の速度データの解析の中心を成すもので、本実施の形態ではCPUを有し、後述する図5記載の処理を行うようになっている。 The velocity analyzer 26 according to the gist of the present invention, central to the analysis of velocity data region of interest, in the present embodiment has a CPU, so as to perform processing according Figure 5 to be described later there.

一方、前述したECG13は被検者の各心時相の心電図情報を検出するように及び参照データメモリ42に各々出力される。 Meanwhile, the ECG13 described above are respectively outputted to and reference data memory 42 to detect electrocardiogram information of each cardiac phase of the subject. この内、参照データメモリ42は各心時相における心電図情報を記憶しておき、必要に応じて必要な情報を画像データ合成部18に供給する。 Of these, the reference data memory 42 stores the electrocardiographic information at each cardiac phase, and supplies the necessary information to the image data synthesizer 18 as required. トリガ信号発生器41は、各心時相のタイミング情報を前記タイミング信号発生器44に知らせるようになっている。 Trigger signal generator 41 is timing information for each cardiac phase as informing the timing signal generator 44. タイミング信号発生器44は、通常、操作パネル14からの指示に応じて超音波送受信部15における遅延時間パターンを制御するCPU43のコントロール下にあるが、トリガ信号発生器41から各心時相のタイミングが告知されると、超音波送受信部15に対して超音波送受のための基準信号を発振する。 The timing signal generator 44 is normally under the control of the CPU43 for controlling the delay time pattern in the ultrasonic transceiver 15 according to an instruction from the operation panel 14, from the trigger signal generator 41 for each cardiac phase timing There Once notified, oscillates a reference signal for the ultrasonic transmitting and receiving the ultrasound transceiver 15.

上述したように画像データ合成部18には、Bモード用DSC部16から出力されたBモードの画像信号、TDI用DSC部24から出力された組織ドプラ法によるカラーマッピングの画像信号、速度解析部26から出力された速度データ、さらには必要に応じて前記参照データメモリ42からの心電図情報が入力するようになっている。 The image data synthesizer 18 as described above, the image signal of the B mode output from the B-mode DSC unit 16, an image signal of the color mapping by tissue Doppler method DSC unit output from 24 for TDI, velocity analysis unit the output velocity data from 26, more electrocardiographic information from the reference data memory 42 when necessary is adapted to enter. 画像データ合成部18では、それらの入力信号データが重畳または分割表示の態様で合成され、その重畳データが表示器19に出力される。 The image data synthesizer 18, their input signal data are combined in the manner of superimposed or split display, the superimposed data is output to the display unit 19. 表示器19はここではCRTで成る。 Display 19 comprises a CRT here.

この実施の形態にあっては、超音波プローブ11、超音波送受信部15、位相検波部20、フィルタ部21、周波数解析部22、及びベクトル演算部23が本発明の速度検出手段を形成している。 In the this embodiment, the ultrasonic probe 11, ultrasonic transmitting and receiving unit 15, the phase detection section 20, the filter unit 21, the frequency analyzing unit 22, and a vector operation unit 23 forms a speed detection means of the present invention there. また、CFM用DSC部24及びTDI用フレームメモリ25が本発明の速度分布作成手段を成す。 Also, CFM for DSC 24 and TDI frame memory 25 forms the velocity distribution forming means of the present invention. さらに、画像データ合成部18、D/A変換器18A、及び表示器19が本発明の表示手段を形成している。 Further, the image data synthesizer 18, D / A converters 18A, and a display 19 forms a display means of the present invention. また、操作パネル14、CPU43、ROI表示制御部45、グラフィックメモリ46、および速度解析部26が本発明の解析手段を形成している。 The operation panel 14, CPU 43, ROI display control unit 45, graphic memory 46 and the speed analyzing unit 26, forms an analysis means of the present invention.

本実施の形態の動作を説明する。 Illustrating the operation of the present embodiment.

いま心筋を診断しているとすると、血流や弁のドプラ信号はすでにフィルタ部21でカットされている(または信号強度が小さいため無視できる)から、表示器19には心臓のBモード断層像(白黒階調)に、心筋の動きを色分けしたカラー画像(左室短軸像)を重畳させた断層像が、例えば図4に示すようにリアルタイムに表示される(同図においてハッチング部分が心筋HMを示す)。 If now it is assumed that diagnose myocardial, from the Doppler signals of blood flow and the valve is already cut by the filter 21 (or negligible because the signal intensity is low), B-mode tomographic image of the heart on the display 19 (the black and white gray scale), a tomographic image obtained by superimposing a color image color-coded (left ventricular short-axis) motion of the heart muscle, the hatched portions in (figure is displayed in real time as shown in FIG. 4, for example myocardial shows the HM). つまり、図4に示す心筋HMのカラーは収縮運動時には赤(黄)、拡張運動時には青(水色)となり、その赤、青が周期的に且つリアルタイムに繰り返される。 In other words, red during color contraction movement of the heart muscle HM shown in FIG. 4 (Yellow), extended at the time of exercise and blue (light blue), and the red, blue are cyclically and repeatedly in real time. しかも収縮、拡張運動の最中における運動速度の変化は、赤もしくは黄または青もしくは水色の色合い変化によってリアルタイムに表現される。 Moreover contraction, changes in the movement speed in the middle of the expansion movement is represented in real time by the hue changes in the red or yellow or blue or light blue. よって、心筋HMの運動速度をカラーでほぼリアルタイム且つ精度良く表示させることができ、心臓の機能定価を定量的且つ高精度に評価するための基礎画像を取得できる。 Therefore, it is possible to substantially real time and accurately display the motion velocity of the cardiac muscle HM in color, it acquires a basic image to assess quantitatively and accurately the function list price of the heart.

このように心筋の組織ドプラ法によるカラードプラ像を得ている状態で、操作パネル14から本発明に係る速度解析の指令C1を行うと、以下の処理が開始される。 In the state that obtained the color Doppler image by tissue Doppler myocardial, when a command of velocity analysis C1 according to the present invention from the operation panel 14, the following process is started.

Bモード用DSC部16及びTDI用DSC部24は、速度解析指令C1に応じて表示器19の表示画像をフリーズする。 B-mode DSC section 16 and TDI for DSC unit 24 to freeze the display image of the display 19 in accordance with the velocity analysis command C1.

これに並行して、速度解析部26は図5の処理を開始する。 In parallel with this, the speed analyzer 26 starts the process of FIG. すなわち、まず同図ステップS1で、速度解析指令C1の読込みを試み、速度データの加工処理を開始するか否か判断する。 That is, first in FIG step S1, an attempt to read the velocity analysis command C1, it is determined whether to start the processing of the velocity data. この処理で速度解析指令C1を入力できたときは「YES」と判断し、ステップS2に移行してDSC24aからフリーズに係る1フレーム分の2次元の速度マッピングデータ(スキャン断層面上に2次元に分布した絶対速度データ)を入力し、表示する。 When to enter the velocity analysis command C1 in this process, it is determined that "YES", the two-dimensional migration to 2-dimensional velocity mapping data for one frame according to the freeze from DSC24a (scan tomographic plane to step S2 enter the absolute speed data) distributed, to display.

次いでステップS3に移行し、速度解析部26は、オペレータが表示器19にフリーズ表示されている画像上の所望位置に複数(例えば2つ)のROI(関心領域)を設定したか否かを判断する。 Then the process proceeds to step S3, the speed analyzer 26 determines whether the operator has set the ROI (region of interest) of the plurality to a desired position on the image which is frozen on the display device 19 (e.g., two) to. オペレータが操作パネル14から表示器19のフリーズ像を観察して、例えば心疾患などの診断に有効である心内膜と心外膜の所望位置に2つの矩形状ROIを手動設定したい旨を指令すると、CPU43からROI表示制御部45にそれに対応したROI設定信号C2が出力される。 Operator observes the freeze image of the display 19 from the operation panel 14, for example, a command to the effect that you want to manually configure two rectangular ROI to a desired position of a valid endocardium epicardial the diagnosis of heart disease then, ROI setting signal C2 corresponding thereto to the ROI display control unit 45 from the CPU43 is output. ROI表示制御部45はROI設定信号C2を解読して、ROI形状、数、表示位置などの必要情報を得るとともに、指定されたROI形状のグラフィックデータをグラフィックメモリ46から読み出して、それらのROI情報C3を画像データ合成部18に送る。 ROI display control unit 45 decodes the ROI setting signal C2, ROI shape, number, along with obtaining necessary information, such as display position, reads the graphic data of the specified ROI shape from the graphic memory 46, their ROI information Send a C3 to the image data synthesizer 18. この結果、フリーズされている画像上の心内膜と心外膜の指定位置に指定形状及び指定数のROIが重畳表示される。 As a result, designated shape and a specified number of ROI to the specified position in endocardium and epicardium of the image being frozen is superimposed. これにより、本実施の形態では図6に示す如く、心内膜及び心外膜の所望位置に矩形状ROI:ROIa、ROIbが重畳表示される。 Thus, in the embodiment as shown in FIG. 6, a rectangular ROI to a desired position of the endocardial and epicardial: ROIa, ROIb is superimposed. そこで、図5のステップS3で、速度解析部26は上記ROI情報C2の読込みを試みつつ、ROI設定したか否かを判断し、YES(ROI設定)の判断が下せるまで同判断を繰り返し、待機する。 Therefore, in step S3 of FIG. 5, the speed analyzer 26 while trying to read the ROI information C2, and determines whether or not the ROI setting, repeats the same determination until Kudaseru a determination is YES (ROI setting), standby to.

このステップS3の判断でYES(ROIが設定された)になると、ステップS4に移行して2つのROI(ROIa、ROIb)が囲む面積(画素の集合)の位置を演算する。 It becomes a YES determination in the step S3 (ROI is set), two ROI (ROIa, ROIb) and proceeds to step S4 to compute the position of the area surrounding the (set of pixels). これが済むと、速度解析部26はステップS5に移行し、ROI(ROIa、ROIb)によって指定された面積の各画素の位置に対応した速度データをDSC24aから入力する。 When this done, the speed analyzing unit 26 proceeds to step S5, inputting ROI (ROIa, ROIb) the velocity data corresponding to the position of each pixel in the specified area by the DSC24a.

この入力した速度データは、ROI(ROIa、ROIb)の各々において速度分布にばらつきのあることが考えられるため、次いでステップS6にて、ROI毎に速度データを平均処理し、代表値を求める。 Speed ​​data this input, since the ROI (ROIa, ROIb) that a variation in velocity distribution in each of the possible, then in step S6, the average processing speed data for each ROI, obtaining a representative value. この結果、心内膜上に設定したROI:ROIaからは代表速度値V endが決まり、心内膜上に設定したROI:ROIbからは代表速度値V epiが決まる。 As a result, ROI set on the endocardium: From ROIa determines the characteristic velocity value V end The, ROI set on the endocardium: characteristic velocity value V epi is determined from ROIb.

そこで速度解析部26はその処理をステップS7に移行させ、代表速度値V end 、V epi同士の比較解析を行う。 Therefore the speed analyzer 26 to shift the process to step S7, carries out the representative velocity value V end The, the comparative analysis between the V epi. この比較解析は、具体的には、心内外膜速度差V DIFF =V end −V epi及び心内外膜速度比V RATIO =V end /V epiを演算することにより行われる。 This comparative analysis is specifically carried out by calculating the endocardium and epicardium velocity difference V DIFF = V end -V epi and heart epicardium velocity ratio V RATIO = V end / V epi . なお、ここでの解析データとして、代表速度値V end 、V epi間の勾配を求めてもよい。 Incidentally, as the analysis data here, the representative velocity value V end The, it may be determined gradient between V epi.

この後、ステップS8に移行し、ステップS7で求めた心内外膜速度V DIFF及び心内外膜速度比V RATIOのデータを画像データ合成部18に出力する。 Thereafter, the process proceeds to step S8, and outputs the data of the endocardium and epicardium velocity V DIFF and heart epicardium velocity ratio V RATIO determined in step S7 in the image data synthesizer 18. この結果、これらの解析データが図6に示した組織ドプラ断層像の一部に数値として重畳表示される。 As a result, these analysis data are superimposed and displayed as a numerical value on the part of the tissue Doppler tomographic image shown in FIG.

したがって、図4に示した組織ドプラ断層像の関心のある部位[ROI(ROba、ROIb)で指定した部位]間の速度差が定量的に画像表示されるため、画像全体から受ける心筋の運動状態の印象に加えて、局所的な心筋の運動状態を定量的に測定することができる。 Therefore, since FIG. 4 shows tissue of interest site of Doppler tomographic image velocity difference between [ROI (ROba, ROIb) site specified by] it appears quantitatively image, motion state of the myocardium received from the entire image in addition to the impression, it is possible to quantitatively measure the motion state of the local myocardium. 組織ドプラ断層像上で他にも関心のある部位が在る場合、オペレータは前述と同様にその部位にROI[ROIa、ROIb]を手動で移動させるだけでよく、その新たなROI位置同士を比較した解析結果が数値として直ちに表示される。 If the there is the site of interest to another on tissue Doppler tomogram, the operator ROI at the site in the same manner as described above [ROIa, ROIb] well with only manually moved, comparing the new ROI position between the analysis results are immediately displayed as a numerical value. このようにROI[ROIa、ROIb]を動かしながら、心筋の所望位置の運動状態を正確に把握できるので、単に図4のような組織ドプラ断層像を表示する場合には得られない機能、すなわち、同時に異なる部分(心内膜、心外膜)の速度差を比較して局所的な収縮能の低下を簡単に見つけることができるという機能が得られ、診断能が著しく高められる。 Thus ROI [ROIa, ROIb] while moving the so the motion state of the desired position of the heart muscle can be accurately grasped simply not obtained function to display the tissue Doppler tomographic image as shown in FIG. 4, i.e., at the same time different portions (endocardium, epicardium) by comparing the speed difference function can be obtained that can easily find a decrease in local contractility, diagnostic performance can be enhanced significantly. また、ストレスエコー法のように心臓に負荷を与える必要も無いので、患者にとって不快感や苦痛もほとんど無く、受診し易い超音波診断装置を提供できる。 In addition, since there is no need to give a load to the heart as stress echo method, discomfort or pain is also very little for the patient, it is possible to provide an easy ultrasonic diagnostic apparatus consulted.

また、このような優れた機能を得るに際し、Bモード像に重ねて表示した組織ドプラ断層像を使って所望の位置にROIを設定するようにしているので、従来のようにBモード像を目視・観察して用手的に心筋の輪郭をトレースしなくても、かかる輪郭位置を容易に目視・判断できる。 Further, visual observation upon obtaining such excellent features, so using a tissue Doppler tomogram displayed over the B-mode image is to set the ROI to a desired position, a conventional B-mode image as - without tracing the outline of the use hands to myocardial observed and readily visible and judgment such contour position. したがって、ROIの設定作業も短時間で簡単に行うことができ、作業能率の点でも優れており、熟練度には殆ど関係なく使いこなせる装置となる。 Accordingly, setting work of ROI also easily can be carried out in a short time, is excellent in terms of work efficiency, the most proficient regardless apparatus for skill.

なお、上記第1の実施の形態ではパルスドプラ法を用いて心筋の運動速度を演算する構成としたが、この速度演算手段の構成については、このほかにも、例えばBモード像の画像データから速度を求めるようにすることもできる。 In the above-described first embodiment has a configuration for calculating the motion velocity of the cardiac muscle using a pulse Doppler method, the configuration of the speed calculation means, the speed from the image data of the addition to, for example, B-mode image it is also possible to determine a. すなわち、超音波パルス信号を送受信することにより得られるBモード像の画像データの組織部位の時系列方向へのパターンマッチングを、相互相関法などの手法を使って行い、組織の運動速度を得る。 That is, the pattern matching to the time series direction of the tissue region of the image data of the B-mode image obtained by transmitting and receiving ultrasonic pulse signals, performed by using a technique such as cross-correlation method, obtaining a motion velocity of the tissue. この場合にはその運動速度を使って速度解析部26が同様の処理を行うことになる。 Speed ​​analyzer 26 with the movement speed becomes possible to perform the same processing in this case.

また、上記第1の実施の形態では組織としての心筋の運動状態を診断する場合について述べたが、診断対象は例えば血管壁であってもよい。 In the first embodiment has described the case of diagnosing the state of motion of the myocardium as a tissue, the diagnostic subject may be, for example, blood vessel wall. 図7には第1の実施の形態の超音波診断装置によって表示器19に表示された血管壁BVの組織ドプラ像を示す。 The Figure 7 shows the tissue Doppler image of the blood vessel wall BV, which is displayed on the display device 19 by the ultrasonic diagnostic apparatus of the first embodiment. この組織ドプラ像上の血管内膜及び血管外膜の所望位置に、2つのROI[ROIa、ROIb]が設定され、このROI内の平均速度Vin、Voutが各々の代表値として演算される(図5ステップS1〜S6参照)。 The desired position of the intima and adventitia on the tissue Doppler image, two ROI [ROIa, ROIb] is set, the average velocity Vin, (diagram Vout is calculated as each of the representative value in this ROI see 5 step S1~S6). そこで、この速度Vin、Voutに基づいて [数9] Therefore, the velocity Vin, based on the Vout [Equation 9]
血管内外膜速度差V DIFF =V in −V out Blood vessels inside and outside the film speed difference V DIFF = V in -V out
血管内外膜速度比V DRATIO =V in /V out Blood vessels inside and outside the film speed ratio V DRATIO = V in / V out
が演算され、表示される(図5ステップS7、S8参照)。 There is calculated and displayed (see Fig. 5 step S7, S8). このように、診断対象が血管壁であっても、同時に2ケ所の速度データについて比較解析でき、局所的な運動能力低下を容易に見つけることができる。 Thus, diagnostic object even with the vessel wall, it can comparative analysis for velocity data at the same time two positions, can easily find the local exercise capacity reduction.

(第2の実施の形態) (Second Embodiment)
本発明の第2の実施の形態を図8及び図9に基づいて説明する。 A second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. この第2の実施の形態に係る超音波診断装置は、放射状方向に運動する組織に適用可能な装置で、速度の比較解析に必要な2ケ所の部位を指定するROIを自動で設定できるようにしたものである。 The second ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment, in applicable devices to tissue that moves radially direction, the ROI specifying the site of the two positions required to comparative analysis of speed can be set automatically one in which the.

図8に示す超音波診断装置は、図1で説明した構成に加えて、CPU43とROI表示制御部45との間にROI自動設定部48を設けたものである。 The ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 8, in addition to the configuration described in FIG. 1, is provided with a automatic ROI setting unit 48 between the CPU43 and the ROI display control unit 45. ROI自動設定部48はCPU43から与えられるROI自動設定の指令C1′に応じて図9に示す一連の処理を開始する。 Automatic ROI setting unit 48 starts a series of processes shown in FIG. 9 in response to a command C1 'of a given ROI automatic setting from CPU 43.

これを詳述すると、ROI自動設定部48は図9のステップS10でフリーズ画像に係るBモード画像データを入力し、表示する。 In detail this, ROI automatic setting unit 48 inputs the B-mode image data according to the frozen image in step S10 of FIG. 9 is displayed. ここで扱われる画像は、断層面においてほぼ同心円状に収縮拡張運動している組織の断層像であり、例えば、心疾患などの診断に最も良く使われる超音波断層面としての傍胸骨左室短軸像でもよいし、血管壁断層像でもよい。 Here, the image to be handled is a tomographic image of substantially concentric contraction expansion motion to tissue in the fault plane, for example, parasternal left ventricular short as best ultrasonic tomographic plane to be used for diagnosis of heart disease it may be a-axis image, or a vessel wall tomogram.

次いでステップS11に移行し、ROI自動設定部48はBモード像上に手動または自動に係る収縮中心点を設定する。 Then the process proceeds to step S11, ROI automatic setting unit 48 sets the contraction center point according to the manual or automatic on B-mode image. 手動の場合はオペレータが表示器19のフリーズ像を見ながら操作パネル14を介して指令した点情報を収縮中心点として設定する。 For manual setting information that the operator has commanded via the operation panel 14 while watching the frozen image of the display 19 as contraction center point. 自動の場合は面積中心点又は心筋収縮方向のベクトルを求め、中心点を決定して設定する。 For automatic obtains the vector of the area center point or myocardial contraction direction, set to determine the center point.

次いで、ステップS12では、収縮中心点を中心にして1つの予め決められた放射状方向にBモード像を走査し、内膜及び外膜の位置を同定する。 Next, in step S12, about the contraction center point scanning the B-mode image on one of a predetermined radial direction, to identify the position of the inner and outer membranes. この同定に使う輪郭抽出技術は周知のもの(例えば特開平6−114059号公報の記載参照)でよい。 Contour extraction technique used for this identification may be a known one (see, for example, described in JP-A 6-114059 JP).

次いで、ステップS13にて、同定した内膜及び外膜の位置情報C1をROI表示制御部45に出力する。 Then, at step S13, and outputs the position information C1 of film and outer film identified ROI display control unit 45. この結果、ROI表示制御部45は前記第1の実施の形態の場合と同様に、位置情報C1に基づいて同定した内膜及び外膜の位置に例えば矩形ROI[ROIa、ROIb]を表示させる(前記図6参照)。 As a result, ROI display control unit 45 displays the in the same manner as in the first embodiment, for example, a rectangular ROI to the position of the film and outer film were identified based on the position information C1 [ROIa, ROIb] ( see FIG. 6). そして、このROI[ROIa、ROIb]の位置の速度データの比較解析が速度解析部26によって前述と同様に行われる。 Then, the ROI [ROIa, ROIb] Comparative analysis of velocity data position is carried out in the same manner as described above by the speed analyzer 26.

この後、ROI自動設定部48は放射状の走査(内膜/外膜位置の同定)が全部済んだか否か判断し(図9ステップS14)、NOの場合はオペレータからの指令に基づいてまだROI設定を続けるか否か判断する(同図ステップS15)。 Thereafter, ROI automatic setting section 48 (identification of the inner / adventitia position) radial scanning is determined whether after completion all (FIG. 9 step S14), and yet ROI based on an instruction from the operator in the case of NO Continue setting whether to determine (Fig step S15). そしてROI設定を継続させる場合はステップS12に戻り、走査位置を収縮中心点の囲りの他の位置(例えば前回の走査に隣接する位置)にずらして同様に内幕及び外膜の位置を同定し、ROI位置を自動的に決める。 And if to continue the ROI setting process returns to step S12, and identify the location of lowdown and adventitia similarly by shifting the scanning position to another position in 囲Ri contraction center point (e.g., adjacent to the previous scan position) , automatically determine the ROI position.

以上の繰返しによって収縮中心点を中心にして放射状にROI[ROIa、ROIb]が順次、自動設定され、操作が著しく省力化される一方、同一方向における内膜部位と外膜部位の速度差が比較解析されるので、心筋梗塞などにより壊死した心筋部位を簡単かつ定量的に評価可能になる。 More ROI radially around the contraction center point by repeating [ROIa, ROIb] are sequentially set automatically, while the operation is considerably labor-saving, the speed difference between the inner membrane part and the outer membrane part in the same direction compared since the analysis becomes like allows evaluating necrotic myocardial site easily and quantitatively by myocardial infarction.

(第3の実施の形態) (Third Embodiment)
本発明の第3の実施の形態を図10〜図13に基づいて説明する。 A third embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 10-13. この第3の実施の形態は、前述してきた複数の部位に対する速度の比較解析の処理を時系列かつリアルタイムに複数画像に対して実行し、組織運動の時間的な変化を解析・表示するようにしたものである。 The third embodiment, as performed on the plurality of images in time series and the real-time processing of comparative analysis of the rates for a plurality of sites have been described above, analyzing and displaying temporal changes in tissue motion one in which the.

以上を実行するため、図10に示す超音波診断装置は、速度解析部26にBモード断層像の画像データを入力するとともに、この速度解析部26で後述するROIの再設定処理も行い、その結果をROI表示制御部45に出力できるようになっている。 To perform the above, the ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 10 inputs the image data of the B-mode tomographic image on the speed analyzer 26 also performs resetting processing of ROI later in this velocity analyzer 26, the the results are to be able to output the ROI display control unit 45.

これを達成するため、本実施の形態に係る速度解析部26は図11に示す処理を行う。 To achieve this, the speed analyzer 26 according to this embodiment performs the processing shown in FIG. 11. 以下、これを説明する。 Below, explain this.

まず、速度解析部26は、ROI表示制御部45を介して入力する指令C3に基づいて解析開始を判断すると(図11ステップS20)、続いてステップS21〜S23の処理を順次行う。 First, the speed analyzer 26 has determined the analysis start on the basis of a command C3 for inputting through the ROI display control unit 45 (FIG. 11 step S20), followed sequentially performs the processing of steps S21~S23 are. ステップ21ではその時点の2次元の速度マッピングデータが入力され、表示される。 In step 21 two-dimensional velocity mapping data at that time are input and displayed. ステップ22では、オペレータが表示器19に表示されているBモードフリーズ像を見ながら操作パネル14を介して設定したROI[ROIa、ROIb]の初期位置をROI表示制御部45から入力する。 At step 22, enter the operator has set via the operation panel 14 while watching the B-mode freeze image displayed on the display unit 19 ROI [ROIa, ROIb] The initial position of the ROI display control unit 45. さらに、ステップS23では、初期位置に在るROI[ROIa、ROIb]内の組織形状、すなわち心筋を診断している場合には、心内膜及び心外膜の形状を周知の技法で抽出する。 Further, in step S23, ROI that in the initial position [ROIa, ROIb] tissue shape in, that is, when you are diagnosing myocardial extracts the shape of the endocardial and epicardial by well-known techniques.

このように組織形状が得られると、今度はステップS24〜S26の処理を順次行う。 When the tissue shape is obtained as in turn sequentially performs the processing of steps S24 to S26. つまり、その時点で得られている次フレームの2次元の速度マッピングデータを入力し、表示する。 In other words, enter the two-dimensional velocity mapping data of the next frame are obtained at that time, and displays. ステップS25では、このフレームの2次元速度分布像に対してパターンマッチングなどを行い、ROI[ROIa、ROIb]を再設定する。 At step S25, it performs pattern matching for the two-dimensional velocity distribution image of the frame to reset the ROI [ROIa, ROIb]. この再設定により、刻々変化する組織位置/形状にROI[ROIa、ROIb]が自動的に追従することになり(図12の仮想線の状態参照)、ステップS26でこの再設定位置情報がROI表示制御部45に戻される。 This reconfiguration, tissue location / shape ROI [ROIa, ROIb] the ever changing (state see phantom lines in FIG. 12) would be to automatically follow, the re-set position information in step S26 is ROI display It is returned to the controller 45. これによって、表示器19に表示されるその後の速度の2次元分布像にもROI[ROIa、ROIb]がリアルタイムに自動追従しながら重畳される。 Thus, a two-dimensional ROI even distribution image [ROIa, ROIb] subsequent speed displayed on the display unit 19 is superimposed with automatic follow-up in real time.

次いでステップS27〜S30の処理が順次行われる。 Then the process of step S27~S30 are sequentially performed. これらの処理は図5で説明したステップS4〜S7と同じであり、これにより、2つのROI[ROIa、ROIb]の位置の速度データ同士が比較される。 These processes are the same as steps S4~S7 described in FIG. 5, thereby, two ROI [ROIa, ROIb] speed data between locations being compared.

次いでステップ31に移行し、オペレータからの指令に基づく信号C1を入力して処理を終了するか否か判断し、NOのときはステップS24に戻って上述した処理を繰り返す。 Then proceeds to step 31, it is determined whether to end the process by inputting a signal C1 based on the instruction from the operator, and if NO repeats the process described above returns to step S24. この判断でYESになるときはステップ32に移行し、それまで複数のフレームについてステップS29及びS30で処理及び演算していた速度データの時間経過データを作成する。 Proceeds to step 32 when it comes to a YES determination, creating a time course data of the velocity data that has been processed and calculated in step S29 and S30 for a plurality of frames before. つまり、心筋を診断対象とする場合、例えば、時間(フレーム)の経過に伴う内膜速度、外膜速度及び内外膜速度差のデータを作成する。 That is, if the diagnosed myocardial, for example, film speed among over time (frame), to create the data of the outer film speed and epicardium speed difference. この作成データは、ステップS33にて画像データ合成部18に出力される。 The creation data is output at step S33 to the image data synthesizer 18. これにより、表示器19には、例えば図13に示す如く経過時間を横軸にとった、心内膜速度V end 、心外膜速度V epi 、および心内外膜速度差V DIFFの変化曲線が単独で又は他の画像に重畳して表示される。 Thus, the display unit 19, for example, the elapsed time as shown in FIG. 13 taken on the horizontal axis, endocardial velocity V end The, epicardial velocity V epi, and change curve endocardium and epicardium velocity difference V DIFF is alone or superimposed to the other image is displayed.

このように、第3の実施の形態によれば、複数画像に対して時系列(リアルタイム)に2つのROI位置の速度データを比較解析でき、その組織の運動の経時変化曲線を表示できる。 In this manner, according to the third embodiment, it can be compared analyze the speed data of the two ROI position in time series (real-time) with respect to a plurality of images can be displayed with time change curve of motion of the tissue.

なお、この実施の形態にて速度解析部が解析対象とする時系列のデータはBモードのフレーム画像データであってもよく、Bモード画像データからパターンマッチングにより2次元分布の速度データを求め、その速度データから上述した時系列の解析を行うようにしてもよい。 The data of the time series velocity analyzing unit in this embodiment is analyzed may be a frame image data of the B-mode, by pattern matching from the B-mode image data calculated speed data of the two-dimensional distribution, it may perform analysis of time series mentioned above from the velocity data.

(第4の実施の形態) (Fourth Embodiment)
さらに、第4の実施の形態を図14〜図17に基づいて説明する。 Furthermore, a description will be given of a fourth embodiment in FIGS. 14 to 17. この第4の実施の形態は、前述してきた速度データの比較解析を時系列かつリアルタイムに行うことは第3の実施の形態と同等であるが、第3の実施の形態で行っていたROIの追従(すなわち、輪郭抽出、パターンマッチング)を不要にしたものである。 The fourth embodiment is to perform a comparative analysis of the speed data that has been previously described in a time series in real time is equivalent to the third embodiment, the ROI that has been performed in the third embodiment follow-up (i.e., contour extraction, pattern matching) is obtained by eliminating the need for.

これを達成するため、図14に示す超音波診断装置は解析時相決定部49を備える。 To achieve this, the ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 14 includes an analysis time phase determination unit 49. この解析時相決定部49はECG用アンプ40の出力信号を受け、例えばしきい値弁別による手法を使って心内膜速度V endが最大となる時相を決め、その時相情報を速度解析部26に出力するようになっている。 The analysis time phase determination unit 49 receives the output signal of the ECG amplifier 40, for example, determine the time phase endocardial velocity V end The is maximized by using the method by threshold discrimination, velocity analysis unit that temporal information and outputs it to the 26. そのほかの構成は図1と同じである。 Other configuration is the same as that shown in FIG. 1.

速度解析部26は図15に示す処理を行う。 Speed ​​analyzer 26 performs the processing shown in FIG. 15. すなわち、ステップS40で解析開始が判断されると、ステップS41に移行し、解析時相決定部49からの時相情報を読み込み、「内膜速度=最大値」となる時相か否かを判断する。 That is, when the analysis start in step S40 is determined, the process proceeds to step S41, reads the phase information when the analysis time phase determination unit 49, determines the phase or not when the "inner film speed = maximum" to. この処理でかかる時相になったと判断されると、ステップS42〜S46を順次行う。 If it is determined that becomes time phase according In this process, sequentially performs steps S42 to S46.

まず、「内膜速度=最大値」の時相における2次元の速度マッピングデータをTDI用DSC部24から入力・表示し(ステップS42)、ROI表示制御部45から指定ROI位置を入力する(ステップS43)。 First, the 2-dimensional velocity mapping data in time phase "intimal speed = maximum value" is input and displayed from the DSC 24 for TDI (step S42), and inputs the specified ROI position from the ROI display control unit 45 (step S43). ここで指定されるROIは、例えば図16に示す如く、組織としての心筋の移動最大領域を含む、大きな単独の矩形状ROIであり、オペレータから操作パネル14を介して指令される。 ROI specified here, for example, as shown in FIG. 16, it comprises a mobile maximum area of ​​myocardium as tissue, a rectangular ROI of large alone is commanded through the operation panel 14 from the operator.

次いで指定されたROI内の速度ヒストグラムを演算する(ステップS44)。 Then computing the velocity histogram in the specified ROI (step S44). これによって、例えば図17に示す如く、速度を横軸にとり、各速度成分の頻度を縦軸にとったときの分布曲線のデータが内蔵メモリに記憶される。 Thus, for example, as shown in FIG. 17, a speed represented by the horizontal axis, data distribution curve when taken on the vertical axis the frequency of each velocity component is stored in the internal memory.

この速度ヒストグラムを求める理由は次のようである。 The reason for obtaining the speed histogram is as follows. 一般に、1心周期における心内膜の変位(移動距離)は心外膜のそれよりも大きい。 In general, the displacement (moving distance) of the endocardium in one cardiac cycle is greater than that of the epicardium. すなわち、速度に換算すると、心内膜速度V end 》心外膜速度V epiとなる。 That is, in terms of speed, the endocardium velocity V end The "epicardial velocity V epi. このため、上述した如く心内外膜の移動範囲を含むROIを設定した場合、「内膜速度=最大値」となる時相を選択しているので、各断層面における速度ヒストグラムの最高速の一部が内膜速度領域R endを成しかつ最低速の一部が外膜速度領域R epiを成す(図17参照)。 Therefore, if you set the ROI containing the moving range of the endocardium and epicardium as described above, since the selected temporal becomes "intimal speed = maximum value", the fastest rate histograms in each tomographic flush part some forms and slowest intimal speed region R end the forms the outer membrane speed region R epi (see FIG. 17). そこで、この最高速度領域R endと最低速度領域R epiの平均速度を求めることは、空間的に2つのROIを内外膜別々に設定し、その平均値を求めることに相当する。 Therefore, determining the average speed of the maximum speed region R end The a minimum speed region R epi is spatially set two ROI epicardium separately, equivalent to calculate the average. この目的のために本実施の形態では速度ヒストグラムが演算される。 Speed ​​histogram in this embodiment for this purpose is calculated.

ただし、重度の異常壁運動等の患者は必ずしも、「心内膜速度》心外膜速度」という関係が成立しない。 However, patients such as severe abnormal wall motion necessarily, relationship of "endocardial speed" epicardial speed "is not satisfied. 従って、そのような場合は、かかる解析対象から外す手立ても以下のように必要である。 Therefore, such a case, Tedate also required as follows to remove from such analysis.

そこでステップS45では、ステップS44で演算した速度ヒストグラムの分布曲線の特徴量が演算される。 Therefore, in step S45, the feature amount distribution curve of the velocity histogram calculated in step S44 is calculated. その特徴量としては、例えば、最高速度および最低速度の各頻度数並びにそれらの差、全平均頻度数、全平均頻度数と最高速度および最低速度の各頻度数との差などであり、重度の心患者とそうでない患者とを見分けるために与えられた指標である。 As the feature amount, for example, and the like difference between the maximum rate and the frequency number and their difference in minimum speed, total average frequency count, and the frequency count of the total average frequency count and maximum speed and minimum speed, severe a heart patient is not the case, which is an index that has been given in order to distinguish between patients.

次いでステップ46にて、求めた分布曲線の特徴量のデータを予め記憶している特徴量の基準値と比較することにより、重度の心患者か否かを判断する。 Next, at step 46, by comparing the reference value of the quantity characteristic stored in advance the data of the feature quantity of the obtained distribution curve, it is determined whether severe heart patients. この判断で重度と認識された場合、この第4の実施の形態の解析には不適であるとして、SステップS47でその異常(重度)の旨を表示器19に表示させて、処理を終わる。 If it is recognized severe in this determination, as being unsuitable for the analysis of the fourth embodiment, by displaying on the display unit 19 the effect of the abnormality (severe) in S step S47, the end of the process.

これに対し、ステップS46で「重度ではない」と判定された場合、ステップS48〜S50の処理に順次移る。 In contrast, when it is determined to be "not severe" in step S46, successively proceeds to the processing in step S48~S50. この内、ステップS48では、最高速度および最低速度から所定の速度範囲のデータが各々、内膜速度領域R end 、外膜速度領域R epiのデータとして抽出される。 Among them, in step S48, the data in a predetermined speed range from the maximum speed and minimum speed are each intimal speed region R end The, is extracted as the data of the outer membrane speed region R epi. ステップS49では、各速度領域R end 、R epi毎に平均値V end 、V epiが代表値として演算される。 At step S49, the respective speed regions R end The, average V end The per R epi, V epi is calculated as a representative value. さらにステップS50では、演算された平均値V end 、V epiを用いて前記各実施の形態と同様に比較解析を行う。 In addition step S50, performs a comparative analysis in the same manner as in the respective embodiments by using an arithmetic mean value V end, V epi.

この後、ステップS51で解析を終了するか否か判断し、続ける場合は前記ステップS41まで戻り、上記の処理を繰り返す。 Thereafter, it is determined whether to end the analysis in step S51, if the continued back to the step S41, and repeats the above processing. 解析を終わる場合、ステップS52、S53(図11のステップS32、S33と同じ処理)を行う。 When ending the analysis, perform the steps S52, S53 (the same process as step S32, S33 in FIG. 11).

従って、この第4の実施の形態によれば、第3の実施の形態と同様の解析結果を得るとともに、大きな単独のROIを設定し、速度ヒストグラムを駆使しているため、ROIの追従処理、すなわち心内外膜の輪郭抽出、パターンマッチングなどの処理を行わなくても、実質的に内外膜を分離できるので、一連の処理の演算負荷が軽くなる。 Therefore, according to the fourth embodiment, with obtaining a third similar analysis results in the embodiment of, and set a large single ROI, since the full use of the speed histogram, tracking processing of ROI, that contour extraction heart epicardium, even without processing such as pattern matching, it is possible to separate the substantially epicardium, the calculation load on the series of processes is lightened.

(第5の実施の形態) (Fifth Embodiment)
続いて第5の実施の形態を図18および図19に基づいて説明する。 Next will be described with reference to the fifth embodiment in FIGS. 18 and 19. この実施の形態は組織の運動速度の補正演算に関する。 This embodiment relates to the correction calculation of tissue motion velocity.

前述したように、本発明に係るドプラ法により直接に検出できる運動速度は、従来の血流ドプライメージングと同様に、超音波ビームの走査線方向の運動速度成分である。 As mentioned above, motion rate can be detected directly by the Doppler method according to the present invention, like the conventional blood flow Doppler imaging, a motion velocity component in the scanning line direction of the ultrasonic beam. このため、ベクトル速度演算部が設けられておらず、かつ組織の運動方向と超音波走査方向とが異なる場合、両方向が成す角度差に応じた補正を施すことが望まれる。 Therefore, not provided is the vector velocity calculation unit, and when the movement direction and an ultrasound scanning direction of the tissue are different, it is desirable to apply a correction corresponding to the angular difference formed by both.

本実施の形態では、図18に示す如く、周波数解析部22の解析結果が直接、DSC部24に出力される一方、輪郭抽出部50および補正演算部51が設けられている。 In this embodiment, as shown in FIG. 18, the analysis result of the frequency analysis unit 22 directly, while being output to the DSC 24, the contour extraction unit 50 and the correction calculating unit 51 is provided. この内、輪郭抽出部50は、TDI用DSC部24から供給される2次元の速度マッピングデータに基づいて、対象組織としての心筋の心内膜、心外膜の輪郭を例えば相互相関法により求め、それらの輪郭情報を補正演算部51に送る。 Of these, the contour extraction unit 50 obtains, based on the 2-dimensional velocity mapping data supplied from the DSC 24 for TDI, endocardium of the myocardium as a target tissue, by the contour of the epicardium example cross-correlation method , send them contour information in the correction calculation unit 51. 補正演算部51は、心内外膜の輪郭に沿って、輪郭を形成する部位ごとに周波数解析部22から出力された検出速度vを以下のように補正する。 Correction calculation unit 51, along the contour of the endocardium and epicardium, corrected as follows detected speed v output from the frequency analysis unit 22 for each region to form a contour.

心内膜の例を図19に示す。 Examples of endocardium 19. 検出速度成分vとその方向(すなわち、超音波ビームの方向)はDSC部24から出力されるので、心内膜のある部位Pにおける運動方向と検出速度成分vとが成す角度をθとすると、部位Pでの運動速度(絶対速度)Vは、 Detection velocity component v and its direction (i.e., direction of the ultrasonic beam) Since the output from the DSC 24, when an angle between the direction of movement detected velocity component v forms at the site P with endocardium and theta, movement speed at the site P (absolute speed) V is,
[数10] [Number 10]
V=v/cosθ V = v / cosθ
により補正演算される。 It is corrected calculated by. ここで、角度θは、心筋の各部位が収縮中心Oと結ぶ線上を運動すると仮定して補正演算部51で求める。 Here, the angle theta, obtained by the correction calculating unit 51 on the assumption that each part of the heart muscle moves the line connecting the contraction center O.

補正演算部51では上式に基づく補正演算が心内膜および心外膜の全周にわたって行われるから、2次元的に検出速度vに対する角度補正が成され、絶対速度Vが求められる。 Since the correction calculation based on the above equation the correction calculation unit 51 is performed over the entire circumference of the endocardial and epicardial, angle correction is made for the two-dimensional detection speed v, the absolute velocity V is calculated. 従って、補正された絶対速度Vの2次元分布データに基づいて、速度解析部26では前述と同様の解析が行われる。 Therefore, based on the two-dimensional distribution data of the corrected absolute velocity V, similar analysis as described above in the speed analyzer 26 is performed.

(第6の実施の形態) (Sixth Embodiment)
さらに、第6の実施の形態を図1、図20〜図24に基づいて説明する。 Furthermore, Figure 1 a sixth embodiment will be described with reference to FIGS. 20 24. この実施の形態は速度解析として速度勾配を求め、これを適宜な態様で表示するものである。 This embodiment obtains a velocity gradient as velocity analysis, and displays them in an appropriate manner.

第6の実施の形態に係る超音波診断装置は図1に示したものと同等に構成されているが、その中の速度解析部26は図20に示す一連の処理を実行するようになっている。 Sixth ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment of the is configured equivalent to that shown in Figure 1, the speed analyzer 26 therein adapted to perform a series of processes shown in FIG. 20 there.

速度解析部26は具体的には、ステップS60で解析が開始されると、ステップS61に移行してDSC部24から断層面の速度データを入力・表示するとともに、その速度データを2次元分布像として表示器19に表示させる。 The velocity analyzer 26 Specifically, the analysis in step S60 is started, as well as input and display the speed data of the tomographic plane from the DSC unit 24 proceeds to step S61, 2-dimensional distribution image of the velocity data the indicator 19 is displayed as.

次いでステップS62にて、対象組織である例えば心筋の収縮中心、心内膜輪郭、心外膜輪郭などの位置情報を周知の手法を使って自動的に得る。 Next, at step S62, contraction center of which is for example myocardial subject tissue, endocardial contour obtained automatically using well-known techniques the position information, such as the epicardial contour. なお、これらの情報はオペレータが表示器19にフリーズ表示された画像(2次元の速度マッピング像(組織ドプラ像))を見ながら、マニュアルで指定するようにしてもよい。 Note that these information while viewing the operator frozen displayed image (two-dimensional velocity mapping image (tissue Doppler image)) on the display 19, it may be specified manually. これにより、心内外膜で囲まれたリング状の領域が本実施の形態の速度勾配の対象部位として設定される。 Thus, a ring-shaped region surrounded by endocardium and epicardium is set as a target site of the velocity gradient of the present embodiment.

次いで、ステップS63に移行して、速度解析部26はステップS62で設定した部位内の速度を収集する。 Then, the processing proceeds to step S63, the speed analyzer 26 collects the speed of the site set in step S62. この収集は、例えば心筋の収縮中心から放射状に速度データをスキャンし、ステップS62で設定した対象部位内の速度データをその放射状位置データと伴に記憶することで行われる。 This collection, for example, scans the velocity data radially from contraction center of the myocardium is performed by storing the velocity data in the target region set in step S62 to the radial position data and accompanied. ここで、データ収集を無駄無く行うために、対象部位の範囲外では、例えばしきい値弁別などによってスキャンを行わないようにする。 Here, in order to perform data collection without waste, it is outside the range of sites, for example, so as not to perform the scan, such as by threshold discrimination.

なお、このステップS63の収集処理の別の例としては、図21に示す如く、傍胸骨左室短軸像での心内膜B endと心外膜B epiとの間の距離が最短となる線分を対象心筋部位の周囲方向について全て(複数)求め、その線分上の速度データを各々収集するようにしてもよい。 As another example of a collection processing in step S63, as shown in FIG. 21, the distance between the endocardium B end The and epicardial B epi in parasternal left ventricular short axis image is shortest all the segments for surrounding the target direction myocardial site determined (s) may be collected respectively the speed data on the line segment.

続いてステップS64に移行し、ステップS63の前処理で収集した各線分上の速度データに基づき、その速度勾配(平均傾き)が演算される。 Then the process proceeds to step S64, on the basis of the speed data on each segment collected in the previous process of step S63, the velocity gradient (average gradient) is calculated. ステップS63で収集された心内外膜間の距離とその速度との間は、例えば図22のような速度勾配プロファイルとして表される。 During the step S63 the distance between the collected endocardium and epicardium of between its velocity is expressed as a velocity gradient profile as shown in FIG. 22 for example. つまり、その速度勾配のプロファイルによると、内膜側から外膜側に傾斜する傾きが得られ、しかも一般に速度のばらつきが生じる。 That is, according to the profile of the velocity gradient, the gradient is obtained that is inclined from the inner layer side to the outer film side, yet generally variations in speed occurs. そこでステップS64では、そのような速度ばらつきが存在した場合でも、観察が容易になるように最小2乗法を用いて平均の傾き(図23の回帰直線LN参照)を演算する。 Therefore, in step S64, even if such speed variations exists, it calculates the average slope (see regression line LN of FIG. 23) by using the least squares method so observation is facilitated. この平均傾きは、対象部位の全周にわたって各線分について行われる。 The average tilt is performed for each line segment over the entire circumference of the target site. ここでは、最小2乗法の代わりにカーブフィッティング法を使うようにしてもよい。 Here, the least square method may be to use the curve fitting method instead of.

次いでステップS65に移行して、ステップS64で求めた各線分の平均傾きを輝度データに変換する。 Next, the routine proceeds to step S65, converts the average slope of each line segment calculated in step S64 to the luminance data. この輝度変換は、平均傾きが大きくなるにつれて内膜から外膜にかけての輝度差が大きくなるように、予め記憶している輝度テーブルを参照するなどの手法で行われる。 The luminance conversion is from the inner membrane as luminance difference over the outer membrane increases as the average inclination increases, carried out by a technique such as referring to the brightness table stored in advance.

そして、この輝度変換データがステップS66でその位置情報などと伴に画像データ合成部18に出力される。 Then, the luminance conversion data is outputted to the image data synthesizer 18 to wake and such that position information in step S66.

この結果、表示器19には例えば図24に示す輝度画像が表示される。 As a result, the display unit 19 is displayed luminance image shown in FIG. 24 for example. いまの場合、心内外膜間の線分の平均傾きが小さくなると、その輝度差も小さくなるので、図24の輝度画像によれば、右下部分に輝度差が殆ど無い部分が観察される。 In the present case, the average slope of the line segment between heart epicardium smaller, since smaller luminance difference, according to the luminance image in FIG. 24, the luminance difference in the lower right portion hardly moiety is observed. つまり、この部分の平均傾きは殆ど零であり、心筋梗塞などに因り、心筋の運動機能が部分的に低下した異常運動部位と判断できる。 In other words, the average slope of this portion is almost zero, more like myocardial infarction, myocardial motor function can be determined to be abnormal motion sites partially reduced. このように、本実施の形態によれば、輝度差によって運動機能の異常部位と正常部位とを一見で識別でき、診断能に優れた装置となる。 Thus, according to this embodiment, it can identify the abnormal portion and the normal site of motor function seemingly by brightness difference, an excellent device to diagnostic performance.

なお、この実施の形態について種々の変形が可能である。 Note that various modifications are possible for this embodiment.

第1に、前述したステップS64の変形例として、平均傾きの代わりに、各線分の速度プロファイル(図22参照)において、速度vを距離Lで微分することで微小区間での傾きαを求める。 First, as a modified example of the step S64 described above, instead of the average slope at each line segment velocity profile (see FIG. 22), determining the slope α in small sections by differentiating the velocity v at distance L.
[数11] [Number 11]
α=dv/dL α = dv / dL

そして、ステップS65では、この微小区間毎の傾きに対して輝度変換し、図24と同様の速度勾配に対応した2次元の輝度表示を行うようにしてもよい。 Then, in step S65, this was the brightness conversion on the inclination of each of small sections, may be performed two-dimensional luminance display corresponding to the same velocity gradient and FIG. この微小区間毎の速度勾配表示により、局所的な心筋異常もさらに容易に識別可能となる。 The velocity gradient display per this small section, the more readily identifiable even localized myocardial abnormalities.

さらに第2に、図20のステップS64で求めた心内外膜間の各線分毎の平均傾きの表示に対する変形例を図25および図26に示す。 Further Second, showing a modification to the display of the average slope of each line segment between endocardium and epicardium obtained in step S64 of FIG. 20 in FIGS. 25 and 26. 図25の変形例によれば、かかるステップS64に引き続くステップS65の処理の中で、平均傾きの値を所定のしきい値で弁別し、しきい値以下の場合、「暗い赤」に対応するカラーデータを割り当て、しきい値を越える場合、「明るい赤」に対応するカラーデータを割り当てる。 According to a variant of FIG. 25, in the processing in step S65 subsequent to such step S64, and discriminates the value of the average slope at a predetermined threshold, in the case of less than the threshold value, corresponding to the "dark red" assign the color data, and if the difference exceeds a threshold, assigning a color data corresponding to "bright red". これにより、表示された心筋画像は図25に示す如く、異常運動部位に相当する部分が「暗い赤」で表される。 Thereby, the displayed myocardial image as shown in FIG. 25, a portion corresponding to the abnormal motion sites represented by "dark red".

同様に、図26の変形例では、平均傾きがしきい値以下の線分については赤の色相を、しきい値を越える線分については青の色相を各々割り当てる。 Similarly, in the modification of FIG. 26, the red hue for the following line average slope threshold, assigns each hue of blue on a line segment exceeds a threshold. これにより心筋画像は図26のように異常運動部位が「赤」く表される。 Thus myocardium image abnormally exercised region as shown in FIG. 26 are represented Ku "red".

このように図25および図26に係る異常部位/正常部位の2値的表示も可能で、異常部位が一目瞭然となるという利点がある。 Thus binary representation of abnormal regions / normal site according to FIGS. 25 and 26 is also possible, there is an advantage that abnormalities become obvious. なお、この図25および図26の2値表示の手法を各線分の微小区間ΔLごとの微小傾きα(=dv/dL)に適用することもできる。 It is also possible to apply the binary display technique of FIG. 25 and FIG. 26 minute gradient α (= dv / dL) of each small section ΔL of each segment.

(第7の実施の形態) (Seventh Embodiment)
第7の実施の形態を図1、24、27及び図28に基づき説明する。 The seventh embodiment will be described with reference to FIGS. 1,24,27 and 28. この実施の形態も第6の実施の形態及びその変形例と同様に速度勾配の解析・表示を行うもので、対象組織の輪郭の抽出処理を格別必要とせず、より高精度に運動能力を評価することができる超音波診断装置を提供することを、目的としている。 This embodiment also performs the analysis and display of forms and velocity gradient as well as its modified example of the sixth, without particularly requiring extraction of the contour of the target tissue, evaluate exercise capacity more accurately to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of, it is aimed.

この第7の実施の形態を実施する超音波診断装置は図1と同様に構成され、速度解析部26が図27に示す一連の処理を実行するようになっている。 The seventh ultrasonic diagnostic apparatus for implementing the embodiments of the same configuration as the FIG. 1, the speed analyzer 26 is adapted to perform a series of processes shown in FIG. 27.

速度解析部26は、解析処理が指令されると(ステップS70でYES)、ステップS71にてDSC部24から例えば心筋のスキャン断層面の速度マッピングデータを入力するとともに、その速度データを2次元分布像として表示器19に表示させる。 Speed ​​analyzer 26, the analyzing process is instructed (YES in step S70), inputs the velocity mapping data of the scan slice plane from the DSC 24 for example myocardial at step S71, the speed data two-dimensional distribution It is displayed on the display unit 19 as an image.

次いでステップS72に移行し、心筋の収縮拡張(運動)の中心位置Oを従来周知の手法で図28に示す如く自動的に設定させる。 Then the process proceeds to step S72, the as shown in FIG. 28 the center position O of the myocardium contraction extension (movement) in a conventional known method to automatically set. なお、この中心位置設定はマニュアルで設定させるようにしてもよい。 Incidentally, the center position setting may be caused to set manually.

さらにステップS73に移行し、収縮拡張の中心位置Oから放射状に延びる運動方向(断層面内の2次元ベクトル)を表す線分MD 〜MD を、図28に示す如く、その全周にわたって且つ心筋をカバーする長さ範囲で設定する。 Further proceeds to step S73, the line segment MD 1 to MD n representing the motion direction extending radially from the center O of the contraction extended (two-dimensional vectors in the tomographic plane), as shown in FIG. 28, and over its entire circumference setting a length range covering the myocardium. 同図において、仮想線M end及びM epiは画面上での心内膜及び心外膜の想定される輪郭線である。 In the figure, imaginary line M end The and M epi are contour envisaged endocardial and epicardial on the screen. オペレータは画面上で心内膜M end及び心外膜M epiの輪郭位置を想定し、この位置を越える放射状の線分MD 〜MD を設定すればよい。 The operator assumes a contour position of the endocardium M end The and epicardial M epi on the screen may be set to radial line MD 1 to MD n exceeding this position.

これが済むと、ステップS74で、線分MD 〜MD の夫々の上に、各線分MD (〜MD )を等距離かつ複数の微小区間Δsに分割する複数個の位置d ,…,d が設定される。 When this done, in step S74, the line segments MD 1 to MD n on each of the line segments MD 1 a plurality of positions d 1 to divide the (to MD n) equidistantly and a plurality of small sections Delta] s, ... , d n is set. この位置d ,…,d は、それらが線分MD (〜MD )を微小な等区間Δs(=d n−1 −d )に分割できる座標であればよく、間隔自体は任意である。 The position d 1, ..., d n is that they may be a coordinate can be divided into segments MD 1 (~MD n) a small constant interval Δs (= d n-1 -d n), the interval itself it is optional. この微小区間Δsの長さは、対象組織(ここでは心筋)の微小部分毎の適度な表示能を維持できれば本実施の形態の目的は達成でき、例えば隣接画素間に相当する距離であってもよいし、所定複数画素分に相当する距離であってもよい。 The length of the small section Δs is if maintain an appropriate display capability of each minute portion of the (myocardium here) target tissue object of the present embodiment can be achieved, for example, be a distance corresponding to the adjacent pixels it may, or may be a distance corresponding to a predetermined plurality of pixels.

この微小区間Δsの設定が済むと、速度解析部26はその処理をステップS75に進め、運動方向を表す線分MD 〜MD の夫々に対し、微小区間Δs毎の位置d ,…,d における絶対速度をV ,…,Vnを速度データの中から選択する。 Once configured in this small section Delta] s, the speed analyzing unit 26 advances the process to step S75, the relative respective line segments MD 1 to MD n representing the movement direction, position d 1 of each minute interval Delta] s, ..., V 1 the absolute velocity at d n, ..., selects Vn from the velocity data. 次いでステップS76にて、差分値S を、 Next, at step S76, the difference value S i,
[数12] [Number 12]
=Vi−V i+1 (i=1〜n−1) S i = Vi-V i + 1 (i = 1~n-1)
を演算する。 To calculate the. これにより、線分MD 〜MD 夫々に沿って、隣接する微小区間ΔS同士での絶対速度の差分値(微分値に相当する)が順次演算される。 Thus, along line MD 1 to MD n respectively, the difference value of the absolute velocity in a minute period ΔS between adjacent (corresponding to a differential value) are sequentially calculated.

次いで、線分MD 〜MD 夫々の差分値Siの大きさに対応して輝度変換が行われる(ステップ77)。 Then, the luminance conversion is performed in response to the size of the segment MD 1 to MD n respective difference value Si (step 77). この輝度変換は、例えば、予め記憶している輝度テーブルを参照することで行われる。 The luminance conversion is performed, for example, by referring to the brightness table stored in advance. この輝度テーブルには、差分値Siが小さいほど低輝度に、大きいほど高輝度になる輝度データを内蔵させている。 This brightness table, as the difference value Si is smaller in low luminance, and is incorporated luminance data becomes high luminance larger. 変換された輝度データはその後、その位置データなどと伴に画像データ合成部18に出力される(ステップ78)。 Transformed luminance data is then output, such as companion to the image data synthesizer 18 and its position data (step 78).

以上の処理により、表示器19には、図24と同様に、心筋の運動速度の2次元分布像が輝度表示される。 By the above processing, the display 19, as in FIG. 24, two-dimensional distribution image of the myocardium movement speed is displayed luminance. 心筋梗塞などが生じると、組織の壊死に因り、ある空間的な範囲でその運動量が低下する。 When a myocardial infarction and the like occurs, due to the necrotic tissue, its momentum is reduced in a certain spatial extent. 本実施の形態では同一運動方向と見られる隣接する部位間の差分が検出され、その差分値に応じて輝度表示される。 In the present embodiment detects the difference between the portion adjacent seen the same direction of movement, is luminance display in accordance with the difference value. つまり、運動能力が低下していると、微小部位毎にその低下に応じた低輝度又は無色で、逆に運動が活発であれば、微小部位毎にその程度に応じた高輝度で表示される。 That is, when exercise capacity is reduced at low luminance or colorless in accordance with the decrease for each minute region, if contrary to the movement active, is displayed with high brightness in accordance with the degree for each minute region . したがって、心筋組織の微小部位毎の運動能力を前述した第6の実施の形態よりもさらに精細に表示し、評価することができる。 Therefore, the exercise capacity of each minute portion of the myocardial tissue further displays finely than the sixth embodiment described above can be evaluated.

また本実施の形態では、線分MD 〜MD が心筋領域を越えるようにマニュアル又は自動で設定されるが、それらの線分MD 〜MD が心筋領域を越えた部分は速度=0となり、心筋速度の2次元分布像上では無色で表示される。 In this embodiment also, the line MD 1 but to MD n is set manually or automatically to exceed the myocardial region, portions thereof segment MD 1 to MD n exceeds the myocardial region speed = 0 next, it is displayed in colorless on a two-dimensional distribution image of the myocardium speed. このため、心筋領域にあまり気をとられないで、通常の心筋サイズよりも大きい所定長さの線分を設定すればよいから、前述した第6の実施の形態のように心筋の輪郭を抽出しなくても済むから、輪郭抽出のための演算を省略でき、演算負荷を軽減させることができる。 Therefore, without taken into myocardial region much attention, since it is sufficient to set a greater predetermined length of the segment than the normal myocardium size, extracting myocardial contours as in the sixth embodiment of the above-described since it is not necessary to, can omit operation for contour extraction, it is possible to reduce the calculation load.

(第8の実施の形態) (Eighth Embodiment)
第8の実施の形態を図1、24、29及び図30に基づいて説明する。 The eighth embodiment will be described with reference to FIGS. 1,24,29 and 30. この実施の形態は第7の実施の形態と同様に精細な速度勾配の解析・表示を行うものであり、対象組織の輪郭の抽出処理を格別必要としない超音波診断装置を提供することを、目的としている。 This embodiment is intended to analyze and display the fine velocity gradient as with the seventh embodiment, to provide an ultrasonic diagnostic apparatus which does not particularly require extraction of the contour of the target tissue, it is an object.

この第8の実施の形態を実施する超音波診断装置は図1と同様に構成され、速度解析部26が図29に示す一連の処理を実行するようになっている。 The eighth ultrasonic diagnostic apparatus for implementing the embodiments of the same configuration as the FIG. 1, the speed analyzer 26 is adapted to perform a series of processes shown in FIG. 29.

速度解析部26は解析処理が指令されると(ステップS80でYES)、図27のステップS71〜S74と同様の処理が実行され(ステップS81〜84)、画像上の線分MD 〜MD の夫々の上に、各線分MD 〜MD を複数の微小区間ΔLに分割する複数個の位置d ,…,d が設定される(図30(a)参照)。 When the speed analyzer 26 analyzing process is instructed (YES in step S80), similarly to step S71~S74 in FIG 27 is executed (step S81~84), the image on the line MD 1 to MD n on each of a plurality of positions d 1 for dividing each line segment MD 1 to MD n into a plurality of small sections [Delta] L, ..., d n is set (see FIG. 30 (a)). この位置d ,…,d は適度な微小区間ΔLを設定できる座標位置であればよく、間隔自体は任意であり、必ずしも等距離でなくてもよい。 The position d 1, ..., d n may be any coordinate position which can be set an appropriate small section [Delta] L, the interval itself is arbitrary, it may not necessarily be equidistant.

この微小区間ΔLの設定が済むと、速度解析部26はその処理をステップS85に進め、運動方向を表す線分MD 〜MD の夫々に対し、微小区間ΔL毎に速度プロファイルPL 〜PL が図30(b)に示す如く演算される。 Once configured in this small section [Delta] L, the speed analyzer 26 advances the process to step S85, the relative respective line segments MD 1 to MD n representing the movement direction, velocity profiles PL 1 through PL for each minute interval [Delta] L n is calculated as shown in FIG. 30 (b). さらにステップS86において、速度プロファイルPL 〜PL nの夫々に対し、最小二乗法により平均傾きを示す回帰直線LN 〜LN が同図に示す如く演算される。 In addition the step S86, with respect to each of the speed profile PL 1 ~PL n n, regression lines LN 1 Ln n indicating the average slope is calculated as shown in the drawing by the least squares method.

次いで、速度プロファイルPL 〜PL の平均傾き(回帰直線LN 〜LN の傾き)に応じて輝度変換が行われる(ステップ87)。 Then, the luminance conversion is performed in accordance with the average inclination of the velocity profiles PL 1 through PL n (slope of the regression line LN 1 ~LN n) (step 87). この輝度変換は、例えば、予め記憶している輝度テーブルを参照することで行われ、傾きが小さいほど低輝度に、大きいほど高輝度に輝度変調される。 The luminance conversion, for example, carried out by referring to the brightness table stored in advance, as the slope is small in a low luminance, it is intensity modulated to a high intensity larger. 変換された輝度データはその後、その位置データなどと伴に画像データ合成部18に出力される(ステップ88)。 Transformed luminance data is then output, such as companion to the image data synthesizer 18 and its position data (step 88).

以上の処理により、表示器19には図24と同様に、心筋の運動速度の2次元分布像が輝度表示され、同一運動方向と見られる方向に沿って微小区間毎の速度の平均傾きを反映した輝度像が得られる。 By the above processing, as in FIG. 24 on the display device 19, two-dimensional distribution image of myocardial motion velocity is displayed luminance, it reflects the average slope of the velocity of each minute interval along the direction seen the same direction of movement luminance image which is obtained. 心筋梗塞などが生じて運動能力が低下していると、微小区間毎にその低下に応じた低輝度又は無色で、逆に運動が活発であれば、微小区間毎にその程度に応じた高輝度で表示される。 If such is caused myocardial infarction exercise capacity is reduced at low luminance or colorless in accordance with the decrease for each minute interval, if Conversely exercise vigorous, high brightness corresponding to the degree for each minute interval in is displayed. したがって、心筋組織の運動能力を微小区間毎に前述した第7の実施の形態と同様に精細に表示し、評価することができる。 Accordingly, the seventh similarly finely displayed as in the embodiment described above the exercise capacity of cardiac muscle tissue for each minute interval can be evaluated.

また、微小区間毎の速度プロファイルPL 〜PL に対して最小二乗法を適用して速度の平均傾きを求めているので、速度のばらつきに因る誤差の影響を排除できる。 Furthermore, since applying the least square method with respect to the velocity profile PL 1 through PL n of each minute section and obtains an average slope of speed, you can eliminate the influence of errors due to variations in speed. さらに本実施の形態でも、適度な長さの線分MD 〜MD を収縮拡張中心Oに向かって設定するだけでよいから、前述した第7の実施の形態のように心筋の輪郭を抽出しなくても済み、輪郭抽出のための演算を省略でき、演算負荷を軽減させることができる。 Further in this embodiment, since it is only necessary to set towards the appropriate length of the segment MD 1 to MD n contraction extended center O, extracted myocardial contour as the seventh embodiment described above It requires without, can omit operation for contour extraction, it is possible to reduce the calculation load.

なお、上記第7及び第8の実施の形態において、Bモード断層像から組織の運動速度の2次元分布データを作成するようにしてもよい。 In the embodiments of the seventh and eighth, may be created a two-dimensional distribution data of the motion velocity of the tissue from the B-mode tomographic image. 前述した図25又は図26の画像表示法を第7及び第8の実施の形態の装置に適用してもよい。 The image display method of FIG. 25 or FIG. 26 described above may be applied to an apparatus embodiment of the seventh and eighth.

またなお、上記実施の形態では心筋のTDI画像を重畳させる画像がBモード断層像であり、また診断対象が心臓である構成について説明してきたが、この発明は必ずしもそのような構成に限定されるものではない。 And yet, in the above embodiment an image is B-mode tomographic image superposing TDI image myocardial Although diagnosis target has been described the configuration which is the heart, the invention is not necessarily limited to such a configuration not. 例えば、Bモード像の代わりに、Mモード像であってもよいし(この場合には、Bモード像取得のための各構成要素をMモード像のそれに置換すればよい)、心筋の代わりに血管壁を診断してもよい(この場合には、フィルタ部21のカットオフ周波数を血管壁用に合わせる)。 For example, instead of the B-mode image may be a M-mode image (in this case, the components for the B-mode image acquisition may be replaced with that of M-mode image), in place of the myocardium mAY diagnose vascular wall (in this case, adjust the cut-off frequency of the filter portion 21 for vessel wall). また、それらBモード像やMモード像を重畳しないで、TDI像のみを単独で表示させてもよい。 Also, without superimposing them B-mode image and M-mode images, it may be displayed only TDI image alone.

本発明の第1の実施の形態および第6〜第8の実施の形態に係る超音波診断装置のブロック図。 Block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment and the sixth to the eighth embodiment of the present invention. フィルタ部の特性を示すグラフ。 Graph showing the characteristic of the filter unit. パルスドプラ法による捜査を説明する説明図。 Explanatory diagram for explaining the investigation by the pulse Doppler method. 第1の実施の形態における心筋の組織ドプラ像の一例を示す図。 It illustrates an example of a tissue Doppler image of the heart muscle in the first embodiment. 第1の実施の形態例における速度解析部の処理を示す概略フローチャート。 Schematic flow chart illustrating a process of velocity analysis unit in the first embodiment. 第1の実施の形態における組織ドプラ像上に設定した2つのROIの説明図。 Illustration of two ROI set on a tissue Doppler image in the first embodiment. 変形例として、血管壁の組織ドプラ像上に設定した2つのROIの説明図。 Alternatively, illustration of two ROI set on the vessel wall tissue Doppler image. 本発明の第2の実施の形態に係る超音波診断装置のブロック図。 Block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to a second embodiment of the present invention. 第2の実施の形態のROI自動設定部の処理を示す概略フローチャート。 Schematic flow chart showing the process of automatic ROI setting unit according to the second embodiment. 本発明の第3の実施の形態に係る超音波診断装置のブロック図。 Block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to a third embodiment of the present invention. 第3の実施の形態の速度解析部の処理を示す概略フローチャート。 Schematic flow chart illustrating a process of velocity analysis portion of the third embodiment. 心内外膜に対するROIの自動追従を説明する説明図。 Explanatory diagram for explaining the automatic tracking of ROI for heart epicardium. 第3の実施の形態で表示される速度変化曲線および速度差変化曲線の図。 FIG speed change curve and the speed difference change curve that appears in the third embodiment. 本発明の第4の実施の形態に係る超音波診断装置のブロック図。 Block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to a fourth embodiment of the present invention. 第4の実施の形態の速度解析部の処理を示す概略フローチャート。 Schematic flow chart illustrating a process of velocity analysis portion of the fourth embodiment. 心筋の運動範囲を含む単独ROIを示す図。 It shows a single ROI containing the range of motion of the myocardium. 単独ROI内の速度ヒストグラムを示す図。 It shows a velocity histogram alone in ROI. 本発明の第5の実施の形態に係る超音波診断装置のブロック図。 Block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to a fifth embodiment of the present invention. ドプラ角度補正を説明する説明図。 Explanatory view illustrating a Doppler angle correction. 第6の実施の形態の速度解析部の処理を示す概略フローチャート。 Sixth simplified flowchart it is illustrating a process of velocity analysis of the embodiment. 速度勾配を求めるための心内外膜間の線分を示す説明図。 Explanatory view showing a segment between endocardium and epicardium to obtain the velocity gradient. 線分上の速度プロファイル例を示す図。 It shows the velocity profile example of the line segment. 線分上の平均速度勾配を示す図。 It shows the average velocity gradient of the line segment. 輝度変調された2次元速度勾配マッピング像を例示する図。 Diagram illustrating a two-dimensional velocity gradient mapping image which is intensity modulated. 変形例に係る速度勾配マッピング像を例示する図。 Diagram illustrating a velocity gradient mapping image according to a modification. 別の変形例に係る速度勾配マッピング像を例示する図。 Diagram illustrating a velocity gradient mapping image according to another variation. 第7の実施の形態に係る速度解析部の処理を示す概略フローチャート。 Schematic flow chart illustrating a process of velocity analysis unit according to the seventh embodiment. 速度勾配を求めるための運動方向の線分及びその線分上の微小区間設定を示す説明図。 Explanatory view showing a small section configuration on the movement direction of the line segment and the line segment for determining the velocity gradient. 第8の実施の形態に係る速度解析部の処理を示す概略フローチャート。 Schematic flow chart illustrating a process of velocity analysis unit according to the eighth embodiment. (a)は速度勾配を求めるための運動方向の線分及びその線分上の微小区間設定を示す説明図、及び(b)は微小区間毎の速度プロファイル及びその回帰直線を示すグラフ。 (A) is an explanatory view showing a small section configuration on the movement direction of the line segment and the line segment for determining the velocity gradient, and (b) is a graph showing the velocity profile and its regression line for each small sections. 超音波パルスドプラ法に係る絶対速度の演算原理を説明する図。 Diagram for explaining the operation principle of the absolute velocity of the ultrasonic pulse Doppler method. 超音波パルスドプラ法に係る絶対速度の演算原理を説明する図。 Diagram for explaining the operation principle of the absolute velocity of the ultrasonic pulse Doppler method.

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

10 超音波診断装置11 超音波プローブ12 装置本体13 ECG 10 ultrasonic diagnostic apparatus 11 ultrasonic probe 12 apparatus main body 13 ECG
14 操作パネル15 超音波送受信部16 Bモード用DSC部18 画像データ合成部18A D/A変換部19 表示器20 位相検波部21 フィルタ部22 周波数解析部23 ベクトル演算部24 TDI用DSC部26 速度解析部46 グラフィックメモリ45 ROI表示制御部48 ROI自動設定部49 解析時相決定部50 輪郭抽出部51 補正演算部 DSC unit 26 speed for 14 operation panel 15 ultrasonic transmitter-receiver 16 B-mode DSC section 18 the image data synthesizer 18A D / A converter 19 display 20 phase detecting section 21 filter section 22 the frequency analyzing unit 23 vector calculation part 24 TDI analyzing unit 46 the graphic memory 45 ROI display control unit 48 ROI automatic setting unit 49 analyzes time phase determination unit 50 contour extraction unit 51 correction calculating unit

Claims (5)

  1. 生体内の組織の運動の速度を検出する速度検出手段と、 A speed detecting means for detecting the speed of movement of the tissue in an organism,
    前記速度に基づいて前記組織を含む断層面の複数枚の速度分布のデータを時系列に作成する速度分布作成手段と、 A velocity distribution forming means for forming a time series data of a plurality of velocity distribution of the tomographic plane containing the tissue on the basis of the speed,
    前記複数枚の速度分布の各々における心筋又は血管壁上の複数の部位の相互間の速度情報に基づいて組織の運動状態を解析する解析手段と、 Analyzing means for analyzing a motion state of the tissue based on the speed information between each other a plurality of sites on the cardiac muscle or vascular wall in each of the plurality of velocity distribution,
    この解析手段の解析結果の時間変化に沿った解析データを作成するデータ作成手段と、 And data generating means for generating analysis data along the time variation of the analysis result of the analyzing means,
    このデータ作成手段が作成した解析データを表示する表示手段とを備え、 And display means for displaying the analysis data the data producing means,
    前記解析手段は、 The analysis means,
    前記複数枚の速度分布の内の1枚を表示する速度分布表示手段と、 A velocity distribution display means for displaying one of said plurality of velocity distribution,
    この表示された速度分布上で心筋又は血管壁上の前記複数の部位を包含しかつ前記組織の運動範囲を包含する単一の領域を設定する設定手段と、 Setting means for setting a single region encompassing range of motion and and the tissue include the plurality of sites on the myocardial or vascular wall on the displayed velocity distribution,
    前記複数枚の速度分布の各々における前記領域の速度ヒストグラムを演算するヒストグラム演算手段と、 A histogram calculating means for calculating a velocity histogram of the region in each of the plurality of velocity distribution,
    この速度ヒストグラムに基づき、前記組織の運動状態を表す情報として心筋又は血管壁上の前記複数の部位の相互間の速度情報を表す指標を当該速度分布毎に演算する指標演算手段とを有することを特徴とする超音波診断装置。 Based on this speed histogram, the indices representing the velocity information between each other of the plurality of sites on the myocardial or vascular wall as information representing the motion state of the tissue having a index calculating means for calculating for each said velocity distribution ultrasonic diagnostic apparatus according to claim.
  2. 前記速度検出手段が速度検出の対象としている組織は心筋である請求項1記載の超音波診断装置。 The tissue velocity detecting means is subject to the detected speed ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the myocardium.
  3. 前記解析手段は、前記心筋の内膜の運動速度が最大となる時相における速度分布のデータを前記速度分布作成手段から取得するデータ取得手段を含む請求項2記載の超音波診断装置。 It said analysis means, ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 2, further comprising a data acquisition means for motion velocity of the inner membrane of the heart muscle to acquire data of the velocity distribution in time phase with the maximum of the velocity distribution forming means.
  4. 前記指標演算手段は、 It said index calculating means,
    前記速度ヒストグラム上の最高速度領域および最低速度領域の平均速度を各々、心筋又は血管壁上の前記複数の部位の速度として求める速度特定手段と、 Each the average speed of the maximum speed area and a lowest speed region on the velocity histogram, the speed specifying means for obtaining a speed of the plurality of sites on the myocardial or vascular wall,
    前記2つの平均速度に基づいて前記指標を算出する算出手段とを有する請求項3記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3, further comprising a calculating means for calculating the index based on the two average speeds.
  5. 前記算出手段が算出する指標は、前記2つの平均速度間の速度差、速度比、および速度勾配の内の少なくとも1つである請求項4記載の超音波診断装置。 Index said calculating means is calculated, the speed difference between the two average speed, speed ratio, and the speed is at least one of which claim 4 ultrasonic diagnostic apparatus according of the gradient.
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