JPH09122122A - Ultrasonic diagnostic system - Google Patents
Ultrasonic diagnostic systemInfo
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- JPH09122122A JPH09122122A JP28306995A JP28306995A JPH09122122A JP H09122122 A JPH09122122 A JP H09122122A JP 28306995 A JP28306995 A JP 28306995A JP 28306995 A JP28306995 A JP 28306995A JP H09122122 A JPH09122122 A JP H09122122A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、超音波情報を用い
て被検体組織の運動速度を測定し、被検体組織の運動状
態を診断するためのいわゆる超音波ドプラ診断装置に関
する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a so-called ultrasonic Doppler diagnostic apparatus for diagnosing a motion state of a subject tissue by measuring a moving velocity of the subject tissue using ultrasonic information.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来から、被検体の運動状態を診断する
超音波診断装置として、被検体の運動速度の二次元分布
をリアルタイムでカラー表示可能な超音波ドプラ診断装
置が知られている。この超音波ドプラ診断装置では、例
えば心臓を診断する場合に高域通過フィルタを用い、比
較的高速度運動する血液に係るドプラ信号を抽出する。
更に、低域通過フィルタを使用して、低速度運動する心
臓の弁や心筋等の生体組織に係るドプラ信号を抽出す
る。そして、得られた２つのドプラ情報（高速度ドプラ
情報及び低速度ドプラ情報）を選択的に表示することに
より、様々な速度で運動する被検体の特定領域の運動速
度を測定し、心機能等の異常の診断を行っていた。2. Description of the Related Art Conventionally, as an ultrasonic diagnostic apparatus for diagnosing a motion state of a subject, an ultrasonic Doppler diagnostic device capable of color-displaying a two-dimensional distribution of the motion velocity of the subject in real time is known. In this ultrasonic Doppler diagnostic apparatus, for example, when diagnosing the heart, a high pass filter is used to extract a Doppler signal related to blood moving at a relatively high speed.
Furthermore, a low pass filter is used to extract a Doppler signal relating to a living tissue such as a valve of the heart or a myocardium that is moving at low speed. Then, by selectively displaying the obtained two Doppler information (high-speed Doppler information and low-speed Doppler information), the exercise speed of a specific region of the subject moving at various speeds is measured, and cardiac function etc. I was diagnosing the abnormality.
【０００３】図７に、従来の超音波ドプラ診断装置によ
る生体組織の運動速度分布の表示例を示した。なお、本
図及び以下に説明する図において、被検体は心臓を例に
取って説明しており、更に被検体組織は心臓の心筋であ
る。FIG. 7 shows a display example of a motion velocity distribution of a living tissue by a conventional ultrasonic Doppler diagnostic apparatus. In addition, in this figure and the figures described below, the subject is described by taking the heart as an example, and the subject tissue is the myocardium of the heart.
【０００４】心臓の拡張期においては、探触子１０に近
い領域の心筋組織１２ｆは、探触子１０に近づく方向に
運動し、探触子１０に対して遠い領域の心筋組織１２ｂ
は探触子１０から遠ざかる方向に運動する。従って、得
られたドプラ信号を従来の血流表示と同様にカラー表示
すると、探触子１０に対して近づく心筋組織１２ｆは赤
色で表示され、遠ざかる心筋組織１２ｂは青色で表示さ
れる。During the diastole of the heart, the myocardial tissue 12f in the region close to the probe 10 moves toward the probe 10, and the myocardial tissue 12b in the region far from the probe 10.
Moves in a direction away from the probe 10. Therefore, when the obtained Doppler signal is displayed in color as in the conventional blood flow display, the myocardial tissue 12f approaching the probe 10 is displayed in red, and the away myocardial tissue 12b is displayed in blue.
【０００５】一方、図示しない心臓の収縮期において
は、探触子１０に近い領域の心筋組織１２ｆは探触子１
０から遠ざかる方向に運動するために青色で表示され、
探触子１０に対して遠い領域の心筋組織１２ｂは探触子
１０に近づく方向に運動するため赤色で表示される。On the other hand, during the systole of the heart (not shown), the myocardial tissue 12f in the region close to the probe 10 is in the probe 1
It is displayed in blue to move away from 0,
The myocardial tissue 12b in a region far from the probe 10 moves in a direction approaching the probe 10 and is displayed in red.
【０００６】[0006]
【発明が解決しようとする課題】しかし、従来の従来の
超音波診断装置では、被検体の運動中心である運動基準
点を求め、この運動基準点に対する被検体の各生体組織
の相対的な運動を測定し、被検体組織の診断を行うこと
について全く考慮していなかった。However, in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus of the related art, a motion reference point which is the center of motion of the subject is determined, and the relative motion of each living tissue of the subject with respect to this motion reference point. Was not considered at all for making a diagnosis of the tissue of the subject.
【０００７】そこで、本発明の出願人は、被検体組織の
運動基準点Ｇを求め、この運動基準点Ｇに対する被検体
の相対運動速度Ｖｄを演算して表示する超音波診断装置
を提案している（特願平６−１５７４７０号）。Therefore, the applicant of the present invention has proposed an ultrasonic diagnostic apparatus which obtains a motion reference point G of the tissue of the subject and calculates and displays a relative motion velocity Vd of the subject with respect to this motion reference point G. (Japanese Patent Application No. 6-157470).
【０００８】以下、この方法について図１を用いて説明
する。図１において、探触子１０は、被検体である心臓
に対して超音波ビームの送受波を行う一般的なセクタス
キャンの探触子である。また、血液フローエリア１６
（心腔領域）は、心筋組織によって囲まれ、血液が充満
している心腔エリアである。この心腔領域１６内での運
動中心を運動基準点Ｇとし、反射ビームより求めた探触
子１０に対する心筋組織の任意のＰ点の運動速度成分を
Ｖｒとすると、超音波画像１フレームにおける運動基準
点Ｇに対する心筋組織Ｐ点の相対運動速度Ｖｄは、次式
（１）によって求められる。This method will be described below with reference to FIG. In FIG. 1, a probe 10 is a general sector scan probe that transmits / receives an ultrasonic beam to / from a heart that is a subject. In addition, the blood flow area 16
The (heart chamber area) is a heart chamber area surrounded by myocardial tissue and filled with blood. Assuming that the center of motion within the heart chamber region 16 is the motion reference point G and the motion velocity component of any P point of the myocardial tissue with respect to the probe 10 obtained from the reflected beam is Vr, the motion in one ultrasonic image frame The relative motion velocity Vd of the myocardial tissue P point with respect to the reference point G is calculated by the following equation (1).
【０００９】[0009]
【数１】 Ｖｄ＝Ｖｒ×（１／ｃｏｓβ） ・・・・・・・・（１） ここで、式（１）のβはＰ点における超音波ビーム軸と
直線ＧＰとのなす角度であり、また、相対速度係数ｋ
（＝１／ｃｏｓβ）は、運動基準点Ｇと点Ｐとの位置関
係に基づいて定まる値である。Vd = Vr × (1 / cos β) (1) where β in the equation (1) is the angle between the ultrasonic beam axis at point P and the straight line GP. , And the relative velocity coefficient k
(= 1 / cos β) is a value determined based on the positional relationship between the motion reference point G and the point P.
【００１０】しかしながら、例えば、超音波ビーム軸の
ライン数６４本、探触子１０からの深さ５１２ポイント
の図１に示すようなセクタ型の超音波画像において、心
腔領域１６のエリアがライン数ｎ、深さがポイント数ｍ
である場合、相対速度係数ｋは、［６４×５１２×（ｎ
×ｍ）］個存在する。However, for example, in the sector type ultrasonic image as shown in FIG. 1 in which the number of lines of the ultrasonic beam axis is 64 and the depth of 512 points from the probe 10, the area of the heart chamber region 16 is a line. Number n, depth is the number of points m
, The relative velocity coefficient k is [64 × 512 × (n
Xm)] exist.
【００１１】従って、超音波画像の１フレーム毎にこの
相対速度係数ｋを演算して求めると、演算処理に時間を
要し、超音波画像をリアルタイムで表示することが困難
となる。一方、この相対速度係数ｋを全て記憶するには
大規模なメモリが必要となってしまうという問題があ
る。Therefore, if the relative velocity coefficient k is calculated and obtained for each frame of the ultrasonic image, it takes time for the calculation process, and it becomes difficult to display the ultrasonic image in real time. On the other hand, there is a problem that a large-scale memory is required to store all the relative speed coefficients k.
【００１２】本発明は、上記課題を解決するためになさ
れ、簡単な装置構成によって、被検体の相対運動速度を
迅速に求め、これを表示できる超音波診断装置を提供す
ることを目的とする。The present invention has been made to solve the above-mentioned problems, and an object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of promptly obtaining the relative movement velocity of a subject and displaying the relative movement velocity with a simple device configuration.
【００１３】[0013]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明に係る超音波診断装置は、以下のような特徴
を有する。To achieve the above object, an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention has the following features.
【００１４】超音波ビームを被検体に送受波し、前記被
検体からの反射ビームに基づいて超音波画像を表示する
超音波診断装置であって、前記反射ビームから、超音波
ビーム軸方向の被検体各点の運動速度を求める速度演算
手段、及び前記被検体の運動基準点を求める運動基準点
演算手段を有する。更に、超音波画像上の所定の参照基
準点から超音波画像上の参照点を通る直線と、前記参照
点の属する超音波ビーム軸とのなす角度に応じた相対速
度係数が格納された係数記憶手段を有し、相対速度演算
手段が、前記係数記憶手段に格納された前記相対速度係
数であって、前記運動基準点と前記被検体各点との位置
関係に対応して読み出される前記相対速度係数と、前記
被検体各点の前記運動速度と、に基づいて前記運動基準
点に対する前記被検体各点の相対運動速度を求める。An ultrasonic diagnostic apparatus for transmitting and receiving an ultrasonic beam to and from an object and displaying an ultrasonic image based on the reflected beam from the object, wherein the ultrasonic beam is transmitted from the reflected beam in the axial direction of the ultrasonic beam. It has a velocity calculation means for obtaining the movement velocity of each point of the specimen and a movement reference point calculation means for obtaining the movement reference point of the subject. Further, a coefficient memory that stores a relative velocity coefficient according to an angle formed by a straight line that passes through a reference point on the ultrasonic image from a predetermined reference reference point on the ultrasonic image and an ultrasonic beam axis to which the reference point belongs The relative speed calculation means includes means for reading the relative speed coefficient stored in the coefficient storage means, the relative speed coefficient corresponding to a positional relationship between the motion reference point and each point of the subject. Based on the coefficient and the movement velocity of each point of the subject, the relative movement velocity of each point of the subject with respect to the movement reference point is obtained.
【００１５】これにより、被検体各点についての相対速
度係数を１フレームごとに演算することなく、係数記憶
手段にあらかじめ格納された相対速度係数を用いて運動
基準点に対する被検体各点の相対運動速度を求めること
ができる。従って、被検体各点の相対運動速度の演算が
短時間となり、得られた被検体各点の相対運動速度をリ
アルタイムで表示することが容易となる。また、係数記
憶手段には少なくとも１点の参照基準点に対する参照点
の相対速度係数を格納すればよく、係数記憶手段の記憶
容量は小さくて済む。As a result, the relative velocity coefficient of each point of the subject with respect to the motion reference point is calculated using the relative velocity coefficient stored in advance in the coefficient storage means without calculating the relative velocity coefficient of each point of the subject for each frame. The speed can be calculated. Therefore, the calculation of the relative movement velocity of each point of the subject becomes short, and it becomes easy to display the obtained relative movement velocity of each point of the subject in real time. Further, the coefficient storage means may store the relative velocity coefficient of the reference point with respect to at least one reference reference point, and the storage capacity of the coefficient storage means may be small.
【００１６】本発明の超音波診断装置では、上記構成に
加え、更に、前記運動基準点の属する超音波ビーム軸と
前記被検体各点の属する超音波ビーム軸とのなす角度
と、前記超音波画像上の参照基準点の属する超音波ビー
ム軸とに基づき、前記超音波画像上の参照点の属する超
音波ビーム軸を求める軸方向位置演算手段と、前記超音
波ビームの原点に対する前記運動基準点及び前記参照基
準点の２つの距離の比に基づいて、前記超音波ビームの
原点に対する前記超音波画像上の参照点の深さを求める
深さ方向位置演算手段と、を有する。そして、この２つ
の位置演算手段により特定された前記参照点についての
前記相対速度係数を前記係数記憶手段より読み出して用
いることにより、前記運動基準点に対する前記被検体各
点の相対運動速度が求まる。In the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, in addition to the above configuration, the angle between the ultrasonic beam axis to which the motion reference point belongs and the ultrasonic beam axis to which each point of the subject belongs belongs to the ultrasonic wave. Axial position calculation means for determining an ultrasonic beam axis to which the reference point on the ultrasonic image belongs based on the ultrasonic beam axis to which the reference reference point on the image belongs, and the motion reference point with respect to the origin of the ultrasonic beam And a depth direction position calculating means for obtaining the depth of the reference point on the ultrasonic image with respect to the origin of the ultrasonic beam, based on the ratio of the two distances of the reference reference point. Then, the relative motion velocity of each point of the subject with respect to the motion reference point is obtained by reading the relative velocity coefficient for the reference point specified by the two position calculating means from the coefficient storing means and using it.
【００１７】また、超音波ビーム軸方向における前記被
検体各点の運動速度から、前記運動基準点の移動速度成
分を減算して、前記超音波ビーム軸方向における前記被
検体の各点の運動速度成分を求める速度成分演算手段を
有し、前記相対速度演算手段は、前記運動速度成分に前
記相対速度係数を乗算して前記運動基準点に対する前記
被検体各点の相対運動速度を求める。従って、被検体全
体の運動が除去され被検体各点における生体組織等の固
有運動を確認することが容易となる。Further, the moving velocity component of each point of the subject in the ultrasonic beam axis direction is subtracted from the moving velocity component of each point of the subject in the ultrasonic beam axis direction to obtain the moving velocity of each point of the subject in the ultrasonic beam axis direction. It has a velocity component calculating means for obtaining a component, and the relative velocity calculating means calculates the relative movement velocity of each point of the subject with respect to the movement reference point by multiplying the movement velocity component by the relative velocity coefficient. Therefore, the motion of the entire subject is removed, and it becomes easy to confirm the proper motion of the living tissue or the like at each point of the subject.
【００１８】更に、以上のようにして求められた前記被
検体各点の相対運動速度は二次元画像として表示手段に
表示され、前記二次元画像の内、前記運動基準点に近づ
く方向に運動する前記被検体各点の相対運動速度は、所
定の色で表され、前記運動基準点から遠ざかる方向に運
動する前記被検体各点の相対運動速度は、前記近づく方
向に運動する前記被検体各点の相対運動速度とは異なる
所定の色で表される。従って、例えば被検体が心臓であ
る場合、心臓の収縮期には、探触子からの距離にかかわ
らず、心筋組織が運動基準点に近づく方向に運動するの
で、画面上の心筋領域全体が同一の色で表示される。反
対に、心臓の拡張期には、心筋組織は運動基準点から遠
ざかる方向に運動するので収縮期とは異なる同一色で表
示される。Further, the relative movement speeds of the respective points of the subject obtained as described above are displayed on the display means as a two-dimensional image, and the two-dimensional image moves in a direction approaching the movement reference point. The relative speed of movement of each point of the subject is represented by a predetermined color, and the relative speed of movement of each point of the subject moving in a direction away from the movement reference point is each point of the subject moving in the approaching direction. It is represented by a predetermined color different from the relative movement speed of the. Therefore, for example, when the subject is the heart, during the systole of the heart, regardless of the distance from the probe, the myocardial tissue moves in the direction approaching the motion reference point, so that the entire myocardial region on the screen is the same. Displayed in the color of. On the contrary, in the diastole of the heart, since the myocardial tissue moves in a direction away from the motion reference point, it is displayed in the same color as that in the systole.
【００１９】このため、被検体の各時相の運動状態の把
握が容易となる。Therefore, it becomes easy to grasp the motion state of the subject in each time phase.
【００２０】[0020]
【発明の実施の形態】本実施形態において、運動基準点
Ｇに対する被検体各点Ｐの相対運動速度Ｖｄの演算原理
は、既に説明した図１と同一である。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION In the present embodiment, the calculation principle of the relative motion velocity Vd of each point P of the object with respect to the motion reference point G is the same as that of FIG. 1 already described.
【００２１】本実施形態では、被検体組織の相対運動速
度のリアルタイム表示を可能とするために、任意の１点
を参照基準点Ｇs として設定し、この参照基準点Ｇs に
対する超音波画像上の各参照点Ｐs における相対速度係
数ｋ（＝１／ｃｏｓβ）の係数テーブルを作成し、これ
をあらかじめメモリ（例えばＲＯＭ）に格納している。
このため、被検体のＰ点での相対速度係数ｋを演算する
ことなく、対応する係数テーブルを参照することによっ
て、迅速に被検体のＰ点の相対運動速度を求めることが
できる。In the present embodiment, in order to enable real-time display of the relative motion velocity of the subject tissue, any one point is set as the reference reference point Gs, and each reference reference point Gs on the ultrasonic image is set. A coefficient table of the relative speed coefficient k (= 1 / cos β) at the reference point Ps is created and stored in advance in a memory (for example, ROM).
Therefore, the relative motion velocity at the point P of the subject can be quickly obtained by referring to the corresponding coefficient table without calculating the relative velocity coefficient k at the point P of the subject.
【００２２】以下、係数テーブルの参照方法について図
２を用いて説明する。A method of referring to the coefficient table will be described below with reference to FIG.
【００２３】図２において、探触子は極座標の原点Ｏ、
各超音波ビームラインｌ（例えば１〜６４）のなす角度
は一定値αとし、被検体の運動基準点は運動基準点Ｇ
（ｌG，ｄG ）、心筋組織等の任意の測定点は点Ｐ（ｌ
P ，ｄP ）としている。また、係数テーブルにおける参
照基準点を参照基準点Ｇs （ｌGs，ｄGs）、直線ＯＧと
直線ＧＰとのなす角度はγとしている。In FIG. 2, the probe is a polar coordinate origin O,
The angle formed by each ultrasonic beam line 1 (for example, 1 to 64) is a constant value α, and the motion reference point of the subject is the motion reference point G.
(L G , d G ), an arbitrary measurement point such as myocardial tissue is point P (l
P , d P ). Further, the reference reference point in the coefficient table is the reference reference point Gs (l Gs , d Gs ), and the angle formed by the straight line OG and the straight line GP is γ.
【００２４】図２に示すように、運動基準点Ｇに対する
被検体の点Ｐについての相対速度係数ｋ（＝１／ｃｏｓ
β）は、直線ＯＧとＯＰとのなす角度（ｎ×α；但し、
ｎはＯＧとＯＰとのライン間の数）だけ直線ＯＧs から
離れた位置の超音波ビームライン（Ｌ）上であって、直
線ＯＧs に対して角度γで伸びる直線上に存在する参照
点Ｐs （Ｌ，Ｄ）の相対速度係数ｋに等しい。そこで、
被検体の測定点Ｐに対応する参照点Ｐs の位置（超音波
ビームラインＬ及び深さＤ）を特定することにより、係
数テーブルＲＯＭより必要な相対速度係数ｋを読み出す
ことが可能となる。As shown in FIG. 2, the relative velocity coefficient k (= 1 / cos) for the point P of the subject with respect to the motion reference point G
β) is the angle (n × α; formed by the straight line OG and OP;
Reference number Ps (n is the number between the lines OG and OP) existing on the ultrasonic beam line (L) at a position distant from the straight line OGs and extending at an angle γ with respect to the straight line OGs. L, D) equal to the relative velocity coefficient k. Therefore,
By specifying the position (ultrasonic beam line L and depth D) of the reference point Ps corresponding to the measurement point P of the subject, the necessary relative velocity coefficient k can be read from the coefficient table ROM.
【００２５】本実施形態では、各超音波ビームラインの
角度αが等しいので、直線ＯＧと直線ＯＰとのなす角度
（ｎ×α）、即ち、運動基準点Ｇの属する超音波ビーム
ライン（ｌG ）と、測定点Ｐの属する超音波ビームライ
ン（ｌP ）とのライン数差を［ｌG −ｌP ］とすると、
参照点Ｐs の属する超音波ビームラインＬは、次式
（２）のように参照基準点Ｇｓの属する超音波ビームラ
イン（ｌGs）と、ライン数差［ｌG −ｌP ］とに基づい
て求めることができる。In this embodiment, since the angles α of the ultrasonic beam lines are equal, the angle (n × α) formed by the straight line OG and the straight line OP, that is, the ultrasonic beam line (l G to which the motion reference point G belongs ) and, when the line number difference between the ultrasonic beam line (l P) Field of the measurement point P and [l G -l P],
The ultrasonic beam line L to which the reference point Ps belongs is based on the ultrasonic beam line (l Gs ) to which the reference reference point Gs belongs and the line number difference [l G -l P ] as in the following equation (2). You can ask.
【００２６】[0026]
【数２】 Ｌ＝ｌGs−（ｌG −ｌP ） ・・・・・・・・・（２） 但し、ｌGsは参照基準点Ｇs の属する超音波ビームライ
ンを示す。## EQU2 ## L = l Gs- (l G -l P ) ... (2) where l Gs indicates the ultrasonic beam line to which the reference reference point Gs belongs.
【００２７】また、三角形ＯＧＰと三角形ＯＧs Ｐs と
が相似であるから、参照点Ｐs の深さＤ（＝ｒPs：ＯＰ
s の長さ）は、三角形の相似比に基づいて次式（３）に
より求めることができる。Further, since the triangle OGP and the triangle OGs Ps are similar to each other, the depth D (= r Ps : OP) of the reference point Ps.
The length of s) can be obtained by the following equation (3) based on the similarity ratio of the triangle.
【００２８】[0028]
【数３】 ｒPs＝ｒP ×（ｄGs／ｄG ） ・・・・・・・・・（３） 但し、（３）式において、ｒP は直線ＯＰの長さであ
る。## EQU3 ## r Ps = r P × (d Gs / d G ) ... (3) However, in the equation (3), r P is the length of the straight line OP.
【００２９】以上のような演算処理により、運動基準点
Ｇに対する測定点Ｐの相対速度係数ｋと等しい相対速度
係数ｋを有する参照点Ｐs の位置（座標）を特定するこ
とができる。従って、特定された参照点Ｐs の相対速度
係数ｋを係数テーブルＲＯＭより読み出して、式（１）
に代入すれば、超音波画像の１フレームごとに特定され
る被検体の運動基準点Ｇに対する任意の点Ｐの相対運動
速度Ｖｄを求めることができる。By the above-described arithmetic processing, the position (coordinates) of the reference point Ps having the relative velocity coefficient k equal to the relative velocity coefficient k of the measurement point P with respect to the motion reference point G can be specified. Therefore, the relative velocity coefficient k of the specified reference point Ps is read from the coefficient table ROM and the equation (1)
Substituting into, it is possible to obtain the relative motion velocity Vd of the arbitrary point P with respect to the motion reference point G of the subject specified for each frame of the ultrasonic image.
【００３０】また、参照基準点Ｇs の深さ位置は、運動
基準点Ｇが超音波画像上での中央付近に特定されること
が多いことから、超音波画像の中間付近の深さ位置とす
ることが好ましく、参照基準点Ｇs のライン位置も、同
様の理由から超音波画像上の中央付近の超音波ビーム位
置とすることが好ましい。Since the motion reference point G is often specified near the center of the ultrasonic image, the depth position of the reference reference point Gs is the depth position near the middle of the ultrasonic image. It is preferable that the line position of the reference reference point Gs is also the ultrasonic beam position near the center on the ultrasonic image for the same reason.
【００３１】更に、参照基準点Ｇs の属する超音波ビー
ムを基準として線対称の位置にある超音波画像上の右側
の点（ＰsR) と左側の点（ＰsL）では、その相対速度係
数ｋ（＝１／ｃｏｓβ）が同一となる。よって、図２の
ように参照基準点Ｇs を超音波画像上の中央の超音波ビ
ームライン上に設定し、例えば、係数テーブルＲＯＭ上
の１つの相対速度係数ｋのアドレスに、上記超音波画像
上の中央の超音波ビームについて対称な左右の２点（Ｐ
sR，ＰsL) を割り付ければ、記憶すべき相対速度係数ｋ
を半分程度にできる。この場合には、より記憶容量の小
さいＲＯＭを係数テーブルＲＯＭに使用することができ
る。Further, at the right side point (PsR) and the left side point (PsL) on the ultrasonic image which are line-symmetrical with respect to the ultrasonic beam to which the reference reference point Gs belongs, the relative velocity coefficient k (= 1 / cos β) becomes the same. Therefore, as shown in FIG. 2, the reference reference point Gs is set on the central ultrasonic beam line on the ultrasonic image, and, for example, at the address of one relative velocity coefficient k on the coefficient table ROM, on the ultrasonic image. The two points on the left and right (P
sR, PsL), the relative velocity coefficient k to be stored
Can be halved. In this case, a ROM having a smaller storage capacity can be used as the coefficient table ROM.
【００３２】［装置の構成］次に、本発明の実施形態に
係る超音波ドプラ診断装置の構成について図３を用いて
説明する。[Apparatus Configuration] Next, the configuration of the ultrasonic Doppler diagnostic apparatus according to the embodiment of the present invention will be described with reference to FIG.
【００３３】探触子１０は、図１及び図２の例ではセク
タスキャン型の探触子として示したが、コンベックス型
探触子等も使用可能である。この探触子１０は、走査制
御部５３から送受波部２０に供給される制御信号に基づ
いて、被検体に対し超音波ビームを送波してその反射エ
コーを受波する。なお、走査制御部５３はタイミング信
号発生部５５から供給されるタイミング信号に基づいて
制御信号を発生する。The probe 10 is shown as a sector scan type probe in the examples of FIGS. 1 and 2, but a convex type probe or the like can also be used. The probe 10 transmits an ultrasonic beam to a subject and receives a reflection echo thereof based on a control signal supplied from the scanning control unit 53 to the transmitting / receiving unit 20. The scanning controller 53 generates a control signal based on the timing signal supplied from the timing signal generator 55.
【００３４】また、送受波部２０には、増幅部２２及び
直交検波部３０が接続されており、増幅部２２には更に
検波部２４が接続されている。検波部２４は、探触子１
０から送受波部２０を介して供給される被検体からの反
射波の振幅情報に基づき、被検体の二次元断層画像（い
わゆるＢモード画像）情報を抽出する。得られた断層画
像情報はＡ／Ｄ変換部２６に供給され、ここでデジタル
データに変換され運動基準点演算部４０に供給される。An amplifier 22 and a quadrature detector 30 are connected to the transmitter / receiver 20, and a detector 24 is further connected to the amplifier 22. The detection unit 24 includes the probe 1
Two-dimensional tomographic image (so-called B-mode image) information of the subject is extracted based on the amplitude information of the reflected wave from the subject supplied from 0 through the wave transmitting / receiving unit 20. The obtained tomographic image information is supplied to the A / D conversion unit 26, where it is converted into digital data and supplied to the motion reference point calculation unit 40.
【００３５】運動基準点演算部４０は、供給される二次
元断層画像情報について、１フレームごとに、図５のよ
うな心腔領域１６の面積Ｓ及び心腔領域１６の微小面積
領域ΔＳi を求める。具体的には、装置のオペレータに
よって心腔内に任意の初期点Ｇ0 が設定されると、初期
点Ｇ0 より放射状に伸びる軸を自動的に設定し、軸上の
心壁点Ｐi を検出する（例えば、放射軸が６４本の場
合、ｉは０〜６３）。次に、三角形Ｇ0 Ｐi Ｐi+1 の面
積を求め、その値を各微小面積ΔＳi とする。The motion reference point calculation unit 40 obtains the area S of the heart chamber area 16 and the micro area ΔSi of the heart chamber area 16 as shown in FIG. 5 for each frame of the supplied two-dimensional tomographic image information. . Specifically, when an arbitrary initial point G0 is set in the heart chamber by the operator of the apparatus, an axis radially extending from the initial point G0 is automatically set, and a heart wall point Pi on the axis is detected ( For example, when there are 64 radial axes, i is 0 to 63). Next, the area of the triangle G0 Pi Pi + 1 is obtained, and the value is set as each minute area .DELTA.Si.
【００３６】更に、運動基準点演算部４０は、各ΔＳi
の基準点位置ベクトルＲgiと、心腔領域１６の面積Ｓと
を求める。そして、得られたΔＳi ，Ｓ，Ｒgiを用い、
次式（４）により心腔領域１６の運動基準点Ｇ及びその
位置ベクトルＲg を求める。なお、明細書の本文（数式
を除く）では、ベクトルの記号→は省略して記載する。Further, the motion reference point calculating section 40 is arranged so that each ΔSi
The reference point position vector Rgi and the area S of the heart chamber region 16 are calculated. Then, using the obtained ΔSi, S, Rgi,
The motion reference point G of the heart chamber region 16 and its position vector Rg are obtained by the following equation (4). In the text of the specification (excluding mathematical expressions), the vector symbol → is omitted.
【００３７】[0037]
【数４】 微小面積ΔＳi の演算方法は上記方法には限られず、例
えば関連する特願平６−１５７４７０号のように、隣り
合う超音波ビームライン間における心腔領域１６の微小
面積ΔＳｉを求めても良い。しかし、上記方法では、比
較的簡単な演算処理によって近似性の高いΔＳi が得ら
れ、ΔＳi に基づいて演算される運動基準点及びその位
置ベクトルの精度を向上することができる。(Equation 4) The calculation method of the minute area .DELTA.Si is not limited to the above method, and the minute area .DELTA.Si of the heart chamber region 16 between adjacent ultrasonic beam lines may be obtained as in the related Japanese Patent Application No. 6-157470. However, in the above method, ΔSi having a high degree of approximation can be obtained by a relatively simple calculation process, and the accuracy of the motion reference point and its position vector calculated based on ΔSi can be improved.
【００３８】次に、運動基準点演算部４０は、上記方法
によって求めた運動基準点Ｇを次フレームで心腔内の任
意の初期点Ｇ0 とする。そして、同様な手順により各フ
レーム（ｎ）、（ｎ＋１）・・ごとに心腔領域１６の運
動基準点Ｇ及びその位置ベクトルＲg （ｎ）、Ｒg （ｎ
＋１）・・・を求め、運動基準点Ｇの基準運動速度ベク
トルｖG を次式（５）に基づいて求める。Next, the motion reference point calculating unit 40 sets the motion reference point G obtained by the above method as an arbitrary initial point G0 in the heart chamber in the next frame. Then, by the same procedure, the motion reference point G of the heart chamber region 16 and its position vectors Rg (n), Rg (n) for each frame (n), (n + 1) ...
+1) ... Is calculated, and the reference motion velocity vector v G of the motion reference point G is calculated based on the following equation (5).
【００３９】[0039]
【数５】 以上のようにして得られた運動基準点Ｇ及び基準運動速
度ベクトルｖG は速度補正部６０の係数演算部５０、速
度成分演算部６２に供給される。(Equation 5) The motion reference point G and the reference motion velocity vector v G obtained as described above are supplied to the coefficient calculation unit 50 and the velocity component calculation unit 62 of the velocity correction unit 60.
【００４０】なお、心筋組織１２と心腔領域１６との輪
郭の決定は、例えば放射軸と超音波ビームラインとの各
交点において、受信波から得られた断層画像情報（振幅
情報）から心筋組織の境界で発生するピークの有無を検
出することにより決定できる。更に、断層画像情報に平
均化処理を施し、心筋組織１２に起因する振幅値（輝度
値）より低く、血液に起因する振幅値（輝度値）よりも
高い所定の閾値を用いて断層画像情報を二値化し、これ
に基づいて心筋組織１２の輪郭を決定すれば、より正確
な輪郭を抽出することができる。The contour between the myocardial tissue 12 and the heart chamber region 16 is determined by, for example, the myocardial tissue from the tomographic image information (amplitude information) obtained from the received wave at each intersection of the radiation axis and the ultrasonic beam line. It can be determined by detecting the presence / absence of a peak occurring at the boundary of. Further, the tomographic image information is averaged, and the tomographic image information is obtained by using a predetermined threshold value lower than the amplitude value (luminance value) caused by the myocardial tissue 12 and higher than the amplitude value (luminance value) caused by the blood. By binarizing and determining the contour of the myocardial tissue 12 based on this, a more accurate contour can be extracted.
【００４１】送受波部２０に接続された直交検波部３０
は、探触子１０が受波した超音波信号からドプラ信号を
得るための検波部であり、受波信号に対してタイミング
信号発生部５５から供給される９０度位相の異なる参照
信号を掛け合わせて直交検波を行う。Quadrature detector 30 connected to transmitter / receiver 20
Is a detection unit for obtaining a Doppler signal from the ultrasonic signal received by the probe 10, and multiplies the received signal by a reference signal with a 90-degree phase difference supplied from the timing signal generation unit 55. Quadrature detection is performed.
【００４２】直交検波部３０に接続されているローパス
フィルタ３２は、直交検波によって得られた実数成分と
虚数成分の２つの信号から構成されるドプラ信号から、
低周波数帯域のドプラ信号のみを抽出する。ここで、被
検体が心臓であれば、低周波数帯域のドプラ信号は心筋
等の生体組織に係る信号である。よって、ローパスフィ
ルタ３２を用いて、直交検波により得られたドプラ信号
から図５の心腔領域１６内を流れる血液に起因する高周
波数帯域のドプラ信号を除去すれば、心筋組織１２領域
のドプラ信号が選択的に抽出される。なお、必ずしもロ
ーパスフィルタ３２を設けて心筋組織１２領域のドプラ
信号を選択的に抽出する必要はなく、従来の超音波ドプ
ラ診断装置に用いられる高域通過フィルタを単に取り除
くだけでもよい。The low-pass filter 32 connected to the quadrature detection section 30 uses a Doppler signal composed of two signals of a real number component and an imaginary number component obtained by the quadrature detection,
Only Doppler signals in the low frequency band are extracted. Here, if the subject is a heart, the Doppler signal in the low frequency band is a signal related to living tissue such as myocardium. Therefore, by removing the Doppler signal in the high frequency band due to the blood flowing in the heart chamber region 16 of FIG. 5 from the Doppler signal obtained by the quadrature detection using the low-pass filter 32, the Doppler signal in the myocardial tissue 12 region is removed. Are selectively extracted. It is not always necessary to provide the low-pass filter 32 to selectively extract the Doppler signal in the myocardial tissue 12 region, and the high-pass filter used in the conventional ultrasonic Doppler diagnostic apparatus may be simply removed.
【００４３】ローパスフィルタ３２には、自己相関部３
４が接続されており、この自己相関部３４は、抽出され
た低周波数帯域のドプラ信号に対して相関演算処理を行
なう。速度演算部３６は、自己相関部３４で求められた
相関信号から探触子１０に対する被検体の任意の点Ｐ
（例えば心筋組織１２）の超音波ビーム軸方向の運動速
度成分ｖr を求める（図５参照）。得られた被検体の任
意の点Ｐの座標及びその運動速度成分ｖr は、一旦ドプ
ラ用フレームメモリ３８に記憶され所定のタイミング
で、速度補正部６０の速度成分演算部６２に供給され
る。The low-pass filter 32 includes an autocorrelation unit 3
4 is connected, and the autocorrelation unit 34 performs a correlation calculation process on the extracted Doppler signal in the low frequency band. The velocity calculation unit 36 uses the correlation signal obtained by the autocorrelation unit 34 to determine an arbitrary point P of the subject with respect to the probe 10.
The motion velocity component v r of the ultrasonic beam axis direction (for example, myocardial tissue 12) is obtained (see FIG. 5). The obtained coordinates of the arbitrary point P of the subject and its motion velocity component v r are temporarily stored in the Doppler frame memory 38 and are supplied to the velocity component calculation unit 62 of the velocity correction unit 60 at a predetermined timing.
【００４４】速度成分演算部６２は、次式（６）のよう
に被検体の運動速度成分ｖr から基準運動速度ベクトル
ｖG の超音波ビーム軸ｊ上での成分［（ベクトル｜ｖG
｜）×ｃｏｓθ］を減じ、被検体のＰ点の速度成分Ｖｒ
を求める。The velocity component calculator 62 calculates the component [(vector | v G from the motion velocity component v r of the subject to the reference motion velocity vector v G on the ultrasonic beam axis j as shown in the following equation (6).
|) × cos θ] is subtracted to obtain the velocity component Vr at the point P of the subject.
Ask for.
【００４５】[0045]
【数６】 ここで、θは、超音波ビーム軸ｊと基準運動速度ベクト
ルｖG とのなす角であり、 運動基準点Ｇの基準運動速度ベクトルｖG と、 直線ＯＧと直線ＯＰとのなす角（ｎ×α）、即ち本実
施形態では運動基準点Ｇ及び点Ｐがそれぞれ属する超音
波ビームラインのライン数差と、によって求めることが
できる。(Equation 6) Here, θ is an angle between the ultrasonic beam axis j and the reference motion velocity vector v G, and the angle between the reference motion velocity vector v G at the motion reference point G and the straight line OG and the straight line OP (n × α), that is, in the present embodiment, the difference in the number of ultrasonic beam lines to which the motion reference points G and P belong, respectively.
【００４６】係数演算部５０は、図４に示すように、ラ
イン番号演算部５２、深さ演算部５４及び係数テーブル
ＲＯＭ５６を有している。ライン番号演算部５２は、運
動基準点演算部４０より供給される運動基準点Ｇのライ
ン番号ｌG と、速度演算部３６からドプラ用フレームメ
モリ３８を介して供給される被検体組織の点Ｐのライン
番号ｌP 、あらかじめ設定されている参照基準点Ｇs の
ライン番号ｌGsに基づいて、既に示した（２）式を演算
し、図２の参照点Ｐs の属するライン番号Ｌを求める。As shown in FIG. 4, the coefficient calculator 50 has a line number calculator 52, a depth calculator 54 and a coefficient table ROM 56. The line number calculation unit 52 supplies the line number l G of the motion reference point G supplied from the motion reference point calculation unit 40 and the point P of the subject tissue supplied from the velocity calculation unit 36 via the Doppler frame memory 38. line number l P a, based on the line number l Gs reference reference point Gs which is set in advance, calculates the previously indicated formula (2), obtaining the line number L Field of the reference point Ps of FIG.
【００４７】一方、深さ演算部５４は、運動基準点演算
部４０より供給される運動基準点Ｇの深さｄG と、ドプ
ラ用フレームメモリ３８から供給される被検体組織の点
Ｐの深さ番号ｄP 、あらかじめ設定されている参照基準
点Ｇs の深さｄGsに基づいて、（３）式を演算し、参照
点Ｐs の深さＤを求める。係数テーブルＲＯＭ５６に
は、図２に示すように参照基準点Ｇs に対する超音波画
面上の各参照点Ｐs の相対速度係数ｋ（＝１／ｃｏｓ
β）が格納されている。従って、参照点Ｐs のライン番
号及び深さが求められると、係数テーブルＲＯＭ５６の
対応するアドレスより、参照点Ｐs の相対速度係数ｋ
（＝１／ｃｏｓβ）が読み出され、これが相対速度演算
部６６に出力される。On the other hand, the depth calculator 54 has a depth d G of the motion reference point G supplied from the motion reference point calculator 40 and a depth P of the subject tissue supplied from the Doppler frame memory 38. Based on the depth number d P and the preset depth d Gs of the reference reference point Gs, the equation (3) is calculated to obtain the depth D of the reference point Ps. In the coefficient table ROM 56, as shown in FIG. 2, the relative velocity coefficient k (= 1 / cos) of each reference point Ps on the ultrasonic screen with respect to the reference reference point Gs.
β) is stored. Therefore, when the line number and the depth of the reference point Ps are obtained, the relative speed coefficient k of the reference point Ps is calculated from the corresponding address of the coefficient table ROM 56.
(= 1 / cos β) is read out and output to the relative speed calculation unit 66.
【００４８】相対速度演算部６６は、式（１）に示すよ
うに、係数演算部５０から供給される点Ｐに対応する相
対速度係数ｋ（＝１／ｃｏｓβ）と、速度成分演算部６
２より供給される超音波ビーム軸方向の点Ｐの速度成分
Ｖｒとを乗算し、これにより運動基準点Ｇに対する点Ｐ
の相対運動速度Ｖｄが求められる。The relative speed calculating unit 66 calculates the relative speed coefficient k (= 1 / cos β) corresponding to the point P supplied from the coefficient calculating unit 50 and the speed component calculating unit 6 as shown in the equation (1).
2 is multiplied by the velocity component Vr of the point P in the direction of the ultrasonic beam axis, and the point P relative to the motion reference point G is thereby obtained.
Relative velocity Vd of
【００４９】得られた相対運動速度Ｖｄは、相対速度演
算部６６に接続されたＤＳＣ７０、Ｄ／Ａ変換部７２を
介して表示部７４に供給され、表示部７４には、図６の
斜線部のように運動基準点Ｇに対する生体組織の二次元
相対運動速度分布１２ｒが表示される。The obtained relative movement velocity Vd is supplied to the display unit 74 via the DSC 70 and the D / A conversion unit 72 connected to the relative velocity calculation unit 66, and the display unit 74 has the hatched portion in FIG. As described above, the two-dimensional relative motion velocity distribution 12r of the biological tissue with respect to the motion reference point G is displayed.
【００５０】表示に際し、カラードプラ法では、求めた
運動基準点Ｇに近づく方向に運動する心筋組織の相対運
動速度を、所定の色（例えば赤色）で表示し、運動基準
点Ｇから遠ざかる方向に運動する心筋組織の相対運動速
度を、近づく方向に運動する被検体組織の相対運動速度
とは異なる色（例えば青色）で表示する。In the display, in the color Doppler method, the relative motion velocity of the myocardial tissue moving in the direction approaching the motion reference point G is displayed in a predetermined color (for example, red), and the relative distance is set in the direction away from the motion reference point G. The relative motion speed of the moving myocardial tissue is displayed in a color (for example, blue) different from the relative motion speed of the subject tissue moving in the approaching direction.
【００５１】よって、心臓の収縮期には、探触子１０か
らの距離にかかわらず、心筋組織が運動基準点Ｇに近づ
く方向に運動するので、心筋組織の相対運動速度分布１
２ｒは同一の色で表示される。反対に、心臓の拡張期に
は、図６に示すように心筋組織が重心Ｇから遠ざかる方
向に運動するため、心筋組織の相対運動速度分布１２ｒ
は収縮期とは異なる同一色で表示される。Therefore, during the systole of the heart, the myocardial tissue moves in the direction approaching the motion reference point G regardless of the distance from the probe 10, so that the relative motion velocity distribution 1 of the myocardial tissue is 1.
2r is displayed in the same color. On the contrary, during the diastole of the heart, the myocardial tissue moves in a direction away from the center of gravity G as shown in FIG.
Is displayed in the same color as the systole.
【００５２】従って、このようなカラー表示をした場合
には、被検体の各時相の運動状態を確認することができ
る。また、相対運動速度の大きさに応じて表示輝度を変
化させれば、生体組織各点における更に詳細な運動状態
を測定・診断することができる。なお、必要に応じて運
動基準点演算部４０から供給される運動基準点Ｇの位置
を相対運動速度分布１２ｒと合成して表示部７４に表示
してもよい。Therefore, when such a color display is performed, the motion state of each time phase of the subject can be confirmed. Further, by changing the display brightness according to the magnitude of the relative movement speed, it is possible to measure and diagnose a more detailed movement state at each point of the biological tissue. Note that the position of the motion reference point G supplied from the motion reference point calculation unit 40 may be combined with the relative motion velocity distribution 12r and displayed on the display unit 74 as necessary.
【００５３】更に、本実施形態では、運動基準点を心筋
組織の断層画像情報（振幅情報）に基づいて求めたが、
心筋組織の二次元運動速度分布や、血液の二次元運動速
度分布から、図１の心筋組織１２内の心腔領域１６の輪
郭を求めてもよい。Further, in this embodiment, the motion reference point is obtained based on the tomographic image information (amplitude information) of the myocardial tissue.
The contour of the heart chamber region 16 in the myocardial tissue 12 in FIG. 1 may be obtained from the two-dimensional motion velocity distribution of the myocardial tissue and the two-dimensional motion velocity distribution of blood.
【００５４】また、一般的に超音波ドプラ診断装置で
は、超音波ビーム軸に対して直交する方向に運動する領
域は、図７のようにドプラ効果の原理上その運動速度を
求めることができない。しかし、例えば、他方向からも
超音波を送受波する等の所定の補間処理を行うことによ
り、図６に示すような欠落の無い生体組織の相対運動速
度分布を表示を行うことも可能である。In general, in the ultrasonic Doppler diagnostic apparatus, the moving speed of the region moving in the direction orthogonal to the ultrasonic beam axis cannot be obtained due to the Doppler effect principle as shown in FIG. However, for example, by performing a predetermined interpolation process such as transmitting and receiving ultrasonic waves from other directions as well, it is possible to display the relative motion velocity distribution of the living tissue without loss as shown in FIG. .
【００５５】[0055]
【発明の効果】以上説明したように、本発明の超音波診
断装置によれば、被検体各点についての相対速度係数を
演算することなく、係数記憶手段にあらかじめ格納され
た相対速度係数を用いて運動基準点に対する被検体各点
の相対運動速度を求めることができる。従って、被検体
各点の相対運動速度の演算が短時間となり、得られた被
検体各点の相対運動速度をリアルタイムで表示すること
が容易となる。また、係数記憶手段には少なくとも１点
の参照基準点に対する参照点の相対速度係数を格納すれ
ばよく、係数記憶手段の記憶容量は小さくて済む。As described above, according to the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, the relative velocity coefficient stored in advance in the coefficient storage means is used without calculating the relative velocity coefficient for each point of the subject. Thus, the relative movement speed of each point of the subject with respect to the movement reference point can be obtained. Therefore, the calculation of the relative movement velocity of each point of the subject becomes short, and it becomes easy to display the obtained relative movement velocity of each point of the subject in real time. Further, the coefficient storage means may store the relative velocity coefficient of the reference point with respect to at least one reference reference point, and the storage capacity of the coefficient storage means may be small.
【００５６】更に、被検体の運動基準点の移動速度成分
を被検体各点の相対運動速度から減算することにより、
被検体全体の運動が除去され各生体組織等の固有の運動
速度が検出でき、心筋梗塞等による生体組織の異常運動
等を正確に診断することが可能となる。Further, by subtracting the moving velocity component of the motion reference point of the subject from the relative motion velocity of each point of the subject,
The motion of the entire subject is removed, and the unique motion velocity of each living tissue can be detected, and abnormal motion of living tissue due to myocardial infarction or the like can be accurately diagnosed.
【００５７】また、運動基準点に対する被検体各点の相
対運動方向に応じて表示手段に表示する際の色を替える
ことにより、被検体の各時相の運動状態を容易に確認で
きる。Further, by changing the color displayed on the display means in accordance with the relative movement direction of each point of the subject with respect to the movement reference point, the movement state of each time phase of the subject can be easily confirmed.
【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]
【図１】被検体の運動基準点Ｇに対する被検体各点Ｐの
相対運動速度を求める方法を示す概念図である。FIG. 1 is a conceptual diagram showing a method of obtaining a relative motion velocity of each point P of a subject with respect to a motion reference point G of the subject.
【図２】本実施形態の係数テーブルの参照方法を示す概
念図である。FIG. 2 is a conceptual diagram showing a method of referring to a coefficient table according to the present embodiment.
【図３】本実施形態の超音波診断装置の概略構成図であ
る。FIG. 3 is a schematic configuration diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus of this embodiment.
【図４】図３の係数演算部５０の構成を示す図である。4 is a diagram showing a configuration of a coefficient calculation unit 50 in FIG.
【図５】図３の超音波診断装置において行う演算処理を
説明する概念図である。5 is a conceptual diagram illustrating a calculation process performed in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG.
【図６】本実施形態の運動基準点に対する心筋組織の相
対運動速度分布の表示例を示す図である。FIG. 6 is a diagram showing a display example of a relative motion velocity distribution of myocardial tissue with respect to a motion reference point according to the present embodiment.
【図７】従来の超音波ドプラ診断装置による心筋組織の
運動速度分布の表示例を示す図である。FIG. 7 is a diagram showing a display example of a motion velocity distribution of myocardial tissue by a conventional ultrasonic Doppler diagnostic apparatus.
１０ 探触子、１２ 心筋組織、１２ｒ 相対運動速度
分布、１６ 心腔領域、４０ 運動基準点演算部、５０
係数演算部、５２ ライン番号演算部、５４深さ演算
部、５６ 係数テーブルＲＯＭ、６０ 速度補正部、６
２ 速度成分演算部、６６ 相対速度演算部、７４ 表
示部。10 probe, 12 myocardial tissue, 12r relative motion velocity distribution, 16 heart chamber region, 40 motion reference point calculation unit, 50
Coefficient calculation unit, 52 line number calculation unit, 54 depth calculation unit, 56 coefficient table ROM, 60 speed correction unit, 6
2 speed component calculation unit, 66 relative speed calculation unit, 74 display unit.
Claims (4)
被検体からの反射ビームに基づいて超音波画像を表示す
る超音波診断装置であって、 前記反射ビームから、超音波ビーム軸方向の被検体各点
の運動速度を求める速度演算手段と、 前記被検体の運動基準点を求める運動基準点演算手段
と、 超音波画像上の所定の参照基準点から超音波画像上の参
照点を通る直線と、前記参照点の属する超音波ビーム軸
と、のなす角度に応じた相対速度係数が格納された係数
記憶手段と、 前記係数記憶手段に格納された前記相対速度係数であっ
て、前記運動基準点と前記被検体各点との位置関係に対
応して読み出される前記相対速度係数と、前記被検体各
点の前記運動速度と、に基づいて前記運動基準点に対す
る前記被検体各点の相対運動速度を求める相対速度演算
手段と、 を有することを特徴とする超音波診断装置。1. An ultrasonic diagnostic apparatus that transmits and receives an ultrasonic beam to and from an object and displays an ultrasonic image based on the reflected beam from the object, wherein the reflected beam is in the direction of the ultrasonic beam axis. A velocity calculation means for obtaining the movement velocity of each point of the subject, a movement reference point calculation means for obtaining the movement reference point of the subject, and a reference point on the ultrasonic image from a predetermined reference reference point on the ultrasonic image. A straight line passing therethrough, an ultrasonic beam axis to which the reference point belongs, a coefficient storage unit storing a relative speed coefficient corresponding to an angle formed by the relative speed coefficient, and the relative speed coefficient stored in the coefficient storage unit, The relative velocity coefficient read in correspondence with the positional relationship between the motion reference point and each point of the subject, and the motion velocity of each point of the subject, based on the motion reference point, of each point of the subject with respect to the motion reference point. Phase to calculate relative velocity Ultrasonic diagnostic apparatus characterized by comprising: a speed calculation means.
て、 更に、前記運動基準点の属する超音波ビーム軸と前記被
検体各点の属する超音波ビーム軸とのなす角度と、前記
超音波画像上の参照基準点の属する超音波ビーム軸とに
基づき、前記超音波画像上の参照点の属する超音波ビー
ム軸を求める軸方向位置演算手段と、 前記超音波ビームの原点に対する前記運動基準点及び前
記参照基準点の２つの距離の比に基づいて、前記超音波
ビームの原点に対する前記超音波画像上の参照点の深さ
を求める深さ方向位置演算手段と、 を有し、 前記２つの位置演算手段により特定された前記超音波画
像上の参照点についての前記相対速度係数を前記係数記
憶手段より読み出し、前記運動基準点に対する前記被検
体各点の相対運動速度を求めることを特徴とする超音波
診断装置。2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising: an angle between an ultrasonic beam axis to which the motion reference point belongs and an ultrasonic beam axis to which each point of the subject belongs, and the ultrasonic wave. An axial position calculating means for obtaining an ultrasonic beam axis to which the reference point on the ultrasonic image belongs based on the ultrasonic beam axis to which the reference reference point on the image belongs; and the motion reference point with respect to the origin of the ultrasonic beam. And a depth direction position calculating means for obtaining the depth of the reference point on the ultrasonic image with respect to the origin of the ultrasonic beam, based on the ratio of the two distances of the reference reference point, The relative velocity coefficient for the reference point on the ultrasonic image identified by the position calculation means is read from the coefficient storage means, and the relative movement velocity of each point of the subject with respect to the movement reference point is obtained. And the ultrasonic diagnostic apparatus.
断装置において、 更に、超音波ビーム軸方向における前記被検体の各点の
運動速度から、前記運動基準点の移動速度成分を減算し
て、前記超音波ビーム軸方向における前記被検体の各点
の運動速度成分を求める速度成分演算手段を有し、 前記相対速度演算手段は、前記運動速度成分に前記相対
速度係数を乗算して前記運動基準点に対する前記被検体
各点の相対運動速度を求めることを特徴とする超音波診
断装置。3. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising: subtracting a moving speed component of the motion reference point from a moving speed of each point of the subject in the ultrasonic beam axis direction. Then, it has a velocity component calculation means for obtaining a movement velocity component of each point of the subject in the ultrasonic beam axis direction, wherein the relative velocity calculation means multiplies the movement velocity component by the relative velocity coefficient. An ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that a relative motion velocity of each point of the subject with respect to the motion reference point is obtained.
音波診断装置において、 前記被検体各点の相対運動速度は二次元画像として表示
手段に表示され、 前記二次元画像の内、前記運動基準点に近づく方向に運
動する前記被検体各点の相対運動速度は、所定の色で表
され、 前記運動基準点から遠ざかる方向に運動する前記被検体
各点の相対運動速度は、前記近づく方向に運動する前記
被検体各点の相対運動速度とは異なる所定の色で表され
ることを特徴とする超音波診断装置。4. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the relative motion velocity of each point of the subject is displayed on a display unit as a two-dimensional image, and The relative movement speed of each point of the subject moving in a direction approaching the movement reference point is represented by a predetermined color, and the relative movement speed of each point of the subject moving in a direction away from the movement reference point is The ultrasonic diagnostic apparatus is represented by a predetermined color different from the relative motion speed of each point of the subject moving in the approaching direction.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP28306995A JP3034786B2 (en) | 1995-10-31 | 1995-10-31 | Ultrasound diagnostic equipment |
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