JPH09521A - 心臓血流情報の連続表示の方法および該超音波診断画像処理装置 - Google Patents
心臓血流情報の連続表示の方法および該超音波診断画像処理装置Info
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- JPH09521A JPH09521A JP8166649A JP16664996A JPH09521A JP H09521 A JPH09521 A JP H09521A JP 8166649 A JP8166649 A JP 8166649A JP 16664996 A JP16664996 A JP 16664996A JP H09521 A JPH09521 A JP H09521A
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Classifications
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- G—PHYSICS
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
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Abstract
(57)【要約】
【課題】従来法では、時間のかかる手動検出作業が必要
であり、手動に起因する不正確さがあると共に、自動化
処理に適していなかった。また手動検出を実施中、ドッ
プラ−情報の取得を停止しなければならなかった。 【解決手段】ドップラ−信号取得期間中、血流速度の相
次ぐスペクトルラインの連続表示のために該ドップラ−
信号を処理する手段； 該装置等の動作特性の関数とし
て、しきい値を計算する手段； 表示前に該スペクトル
ラインデ−タと該しきい値からその最大速度値を特定す
る手段； および実時間で一連の該スペクトルラインと
特定した最大速度値を表示する手段を有する。
であり、手動に起因する不正確さがあると共に、自動化
処理に適していなかった。また手動検出を実施中、ドッ
プラ−情報の取得を停止しなければならなかった。 【解決手段】ドップラ−信号取得期間中、血流速度の相
次ぐスペクトルラインの連続表示のために該ドップラ−
信号を処理する手段； 該装置等の動作特性の関数とし
て、しきい値を計算する手段； 表示前に該スペクトル
ラインデ−タと該しきい値からその最大速度値を特定す
る手段； および実時間で一連の該スペクトルラインと
特定した最大速度値を表示する手段を有する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、ドップラ−法によ
り心臓の血流特性を測定する超音波診断装置に関し、特
に最大および平均血流速度を含む血流情報の連続的表示
に関する。
り心臓の血流特性を測定する超音波診断装置に関し、特
に最大および平均血流速度を含む血流情報の連続的表示
に関する。
【０００２】
【従来の技術】血流特性の超音波測定においては、反射
超音波信号の波形を、位相標準と比較して、反射波の位
相偏倚(shift)が測定される。発信超音波が血液細胞な
どの流れている物質に当たると、流れている物質の動き
が反射エコ−信号にドップラ−偏倚を与える。通常キロ
ヘルツの単位で測定されるこの周波数偏倚は、動きの速
度即ち血流速度に変換される。従来、ドップラ−速度情
報は、ビデオの表示装置上の移動するまたはスクロ−ル
する(scrolled）表示により振幅変化のライン(line)の
連続スペクトルとして表示される。それぞれのライン
は、血流速度の瞬間値を表している。血管内または心臓
内の血流がドップラ−超音波により連続的に観察され、
探索されることにより、心臓の収縮および拡張速度のス
ペクトルが連続的に臨床医の前に表示され、消えて行
く。
超音波信号の波形を、位相標準と比較して、反射波の位
相偏倚(shift)が測定される。発信超音波が血液細胞な
どの流れている物質に当たると、流れている物質の動き
が反射エコ−信号にドップラ−偏倚を与える。通常キロ
ヘルツの単位で測定されるこの周波数偏倚は、動きの速
度即ち血流速度に変換される。従来、ドップラ−速度情
報は、ビデオの表示装置上の移動するまたはスクロ−ル
する(scrolled）表示により振幅変化のライン(line)の
連続スペクトルとして表示される。それぞれのライン
は、血流速度の瞬間値を表している。血管内または心臓
内の血流がドップラ−超音波により連続的に観察され、
探索されることにより、心臓の収縮および拡張速度のス
ペクトルが連続的に臨床医の前に表示され、消えて行
く。
【０００３】心臓血管系の種々の疾患の状態を解析する
ためには、スペクトル速度情報から多数の変数を計算で
きることが好ましい。これらの変数には、最大血流速
度、最大圧勾配、速度時間積分、時間平均最大速度、お
よび平均圧勾配などがある。多くのこれらの変数は、血
流の最大速度を識別することに基礎を置く。最大速度お
よび関連する変数を決定するための従来法では、いくつ
かの連続した心臓周期について、一定期間のスペクトル
情報の記録を保存しておく。そして画面上の静止スペク
トル表示により、臨床医は手動によりカ−ソルでスペク
トル表示の最大値を検出(trace)する。計算ソフトウェ
ア−が次いでスペクトルを検出するのに使用され、平均
速度および種々の他の変数が計算される。
ためには、スペクトル速度情報から多数の変数を計算で
きることが好ましい。これらの変数には、最大血流速
度、最大圧勾配、速度時間積分、時間平均最大速度、お
よび平均圧勾配などがある。多くのこれらの変数は、血
流の最大速度を識別することに基礎を置く。最大速度お
よび関連する変数を決定するための従来法では、いくつ
かの連続した心臓周期について、一定期間のスペクトル
情報の記録を保存しておく。そして画面上の静止スペク
トル表示により、臨床医は手動によりカ−ソルでスペク
トル表示の最大値を検出(trace)する。計算ソフトウェ
ア−が次いでスペクトルを検出するのに使用され、平均
速度および種々の他の変数が計算される。
【０００４】この方法には、退屈で時間を浪費する検出
作業の必要があること、および手動処理につきものの不
正確さなどのいくつかの明らかな欠点がある。さらに、
この方法は、手動操作に依存しているため、計算ソフト
ウェアが表示の検出をするという自動化処理にはもとも
と向いていない。またさらに、前に得られたデ−タから
の手動検出を実施するために、ドップラ−情報の取得を
停止することにより患者の超音波検査が妨げられてしま
う。従って、手動操作の必要がなく、患者の検査が妨害
されないで最大および平均速度デ−タが自動的に得られ
ることが好ましい。
作業の必要があること、および手動処理につきものの不
正確さなどのいくつかの明らかな欠点がある。さらに、
この方法は、手動操作に依存しているため、計算ソフト
ウェアが表示の検出をするという自動化処理にはもとも
と向いていない。またさらに、前に得られたデ−タから
の手動検出を実施するために、ドップラ−情報の取得を
停止することにより患者の超音波検査が妨げられてしま
う。従って、手動操作の必要がなく、患者の検査が妨害
されないで最大および平均速度デ−タが自動的に得られ
ることが好ましい。
【０００５】一つの改良超音波ドップラ−表示が米国特
許第５，２８７，７５３号に説明されており、そこに
は、スペクトルドップラ−情報の最大速度と平均速度の
連続測定および表示技術が開示されている。受信された
スペクトルドップラ−デ−タは、予め定められた一定期
間検査され、雑音しきい値が決定される。ドップラ−ス
ペクトル情報の個々の瞬間測定またはラインが解析さ
れ、ライン情報を雑音しきい値と比較する。しきい値と
スペクトルライン情報との相関から、スペクトルライン
の最大速度が特定される。平均速度は、スペクトルライ
ン情報の強度重みづけ平均として計算される。この特定
された最大および平均速度は、次々と更新され、表示さ
れる周波数対時間スペクトル表示上に色または明度の変
化として表示される。
許第５，２８７，７５３号に説明されており、そこに
は、スペクトルドップラ−情報の最大速度と平均速度の
連続測定および表示技術が開示されている。受信された
スペクトルドップラ−デ−タは、予め定められた一定期
間検査され、雑音しきい値が決定される。ドップラ−ス
ペクトル情報の個々の瞬間測定またはラインが解析さ
れ、ライン情報を雑音しきい値と比較する。しきい値と
スペクトルライン情報との相関から、スペクトルライン
の最大速度が特定される。平均速度は、スペクトルライ
ン情報の強度重みづけ平均として計算される。この特定
された最大および平均速度は、次々と更新され、表示さ
れる周波数対時間スペクトル表示上に色または明度の変
化として表示される。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】この患者診断用の超音
波装置は、ほどんどの心臓血管系の診断条件において良
好に機能することが見出されているが、心臓はいくつか
の特有の問題や難題を提供する。心臓に由来するスペク
トル情報は、心臓弁などの急速に動く心臓組織に起因す
る信号成分により乱される場合がある。この弁の動きに
より生じる虚像(Artifacts)は、弁クリック（valve cli
cks）として広く知られているが、種々の時に周期的に
スペクトルデ−タ中に、そして試料採取部位、弁の種類
および疾患の状態によって種々の時と周波数に現われ
る。この弁クリック虚像は、モニタ−上にそれが表示さ
れる前に実時間スペクトルデ−タから自動的に除去する
ことが好ましい。さらに、不規則に発生する、振幅の変
化する弁クリック虚像の存在中でさえも、最大流速など
のスペクトル情報の特性を特定できることが好ましい。
また、表示されたスペクトル情報が、常に最大速度特性
を示すように、実時間で直ちに最大速度を確認できるこ
とが好ましい。
波装置は、ほどんどの心臓血管系の診断条件において良
好に機能することが見出されているが、心臓はいくつか
の特有の問題や難題を提供する。心臓に由来するスペク
トル情報は、心臓弁などの急速に動く心臓組織に起因す
る信号成分により乱される場合がある。この弁の動きに
より生じる虚像(Artifacts)は、弁クリック（valve cli
cks）として広く知られているが、種々の時に周期的に
スペクトルデ−タ中に、そして試料採取部位、弁の種類
および疾患の状態によって種々の時と周波数に現われ
る。この弁クリック虚像は、モニタ−上にそれが表示さ
れる前に実時間スペクトルデ−タから自動的に除去する
ことが好ましい。さらに、不規則に発生する、振幅の変
化する弁クリック虚像の存在中でさえも、最大流速など
のスペクトル情報の特性を特定できることが好ましい。
また、表示されたスペクトル情報が、常に最大速度特性
を示すように、実時間で直ちに最大速度を確認できるこ
とが好ましい。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明原理においては、
最大血流速度を正確に測定するために、受信ドップラ−
情報を雑音しきい値と比較する。雑音しきい値は、予め
定められたシステム変数の関数であり、患者のドップラ
−情報の受信前に雑音しきい値を、決定することが可能
となる。そこで受信されたドップラ−情報は、直ちにし
きい値と比較することができ、初期較正遅れ(initial c
alibration delay)なしに、最大血流速度を特定する。
最大血流速度を正確に測定するために、受信ドップラ−
情報を雑音しきい値と比較する。雑音しきい値は、予め
定められたシステム変数の関数であり、患者のドップラ
−情報の受信前に雑音しきい値を、決定することが可能
となる。そこで受信されたドップラ−情報は、直ちにし
きい値と比較することができ、初期較正遅れ(initial c
alibration delay)なしに、最大血流速度を特定する。
【０００８】本発明のさらなる利点は、弁クリック虚像
の表示前に、多数のスペクトルラインのデ−タを検査選
別することにより、弁クリック虚像をスペクトルドップ
ラ−デ−タ中に検知し、最大速度の測定からそれらの影
響を除去することにある。該虚像の開始と終了は、予め
定められた数のラインについてのドップラ−階調段階数
の過剰な増加と減少によって検知される。これら過剰な
増加と減少が検知されると、連続増加および減少の時間
内を補間内挿した値を表示することにより、虚像の影響
を除去する。
の表示前に、多数のスペクトルラインのデ−タを検査選
別することにより、弁クリック虚像をスペクトルドップ
ラ−デ−タ中に検知し、最大速度の測定からそれらの影
響を除去することにある。該虚像の開始と終了は、予め
定められた数のラインについてのドップラ−階調段階数
の過剰な増加と減少によって検知される。これら過剰な
増加と減少が検知されると、連続増加および減少の時間
内を補間内挿した値を表示することにより、虚像の影響
を除去する。
【０００９】本発明の他の利点は、心臓のＲ波の測定か
ら心臓周期の期間を特定することにより、心臓周期時間
が測定されることである。次いで心臓周期の間に発生す
る最大血流速度が、Ｒ波の発生に続くスペクトル表示中
の最初の主ピ−クとして決定される。定量的血流特性は
特定された心臓周期のドップラ−信号から計算され、定
量的測定値が計算されたドップラ−信号に対応するスペ
クトルラインが、スペクトル表示中で自動的に強調して
表示される。
ら心臓周期の期間を特定することにより、心臓周期時間
が測定されることである。次いで心臓周期の間に発生す
る最大血流速度が、Ｒ波の発生に続くスペクトル表示中
の最初の主ピ−クとして決定される。定量的血流特性は
特定された心臓周期のドップラ−信号から計算され、定
量的測定値が計算されたドップラ−信号に対応するスペ
クトルラインが、スペクトル表示中で自動的に強調して
表示される。
【００１０】
【発明の実施の形態】図１は、検査対象の血管または器
官内の血流の特定時間のドップラ−呼びかけ(interroga
tion)信号の間に得られた信号から、心臓超音波装置の
ドップラ−処理器により作成されたドップラ−デ−タの
強度対周波数プロットを示している。図１はまた、現在
米国特許５，２８７，７５３となっている米国特許出願
Ｓｅｒ．Ｎｏ．８９２，３０１でも議論されており、そ
の内容もここに全て引用する。本発明の譲受人により製
造されたＨＤＩ ３０００ｃｖ装置などのディジタル信
号処理装置においては、ドップラ−デ−タは、図１の丸
およびＸによって表わされるような一連の階段状のディ
ジタル値である。説明を容易にするために、図１中の曲
線４０はディジタル値を結んで図示されている。曲線４
０およびそのディジタル値は、ほぼ縦軸４２の範囲で変
動し、横方向に周波数値域が示されている。縦軸４２
は、周波数を表す横軸の上でゼロの周波数値を取る。周
波数の範囲は、検知しようとする流速の範囲に基く装置
設定により変化する。例示しうる限界値は、+１０,００
０Ｈｚと−１０,０００Ｈｚであり、それはそれぞれ＋
３．８５ｍ／秒および−３．８５ｍ／秒の流速に対応し
ている。強度に対応する縦方向において、点 P(f)max
は、周波数を表示する横軸上の対応する周波数での受信
信号の極大(maximum)パワ−若しくは強度を表示してい
る。最大パワ−の周波数は、最大信号周波数ではない
が、それを特定するのが本発明の目的である。
官内の血流の特定時間のドップラ−呼びかけ(interroga
tion)信号の間に得られた信号から、心臓超音波装置の
ドップラ−処理器により作成されたドップラ−デ−タの
強度対周波数プロットを示している。図１はまた、現在
米国特許５，２８７，７５３となっている米国特許出願
Ｓｅｒ．Ｎｏ．８９２，３０１でも議論されており、そ
の内容もここに全て引用する。本発明の譲受人により製
造されたＨＤＩ ３０００ｃｖ装置などのディジタル信
号処理装置においては、ドップラ−デ−タは、図１の丸
およびＸによって表わされるような一連の階段状のディ
ジタル値である。説明を容易にするために、図１中の曲
線４０はディジタル値を結んで図示されている。曲線４
０およびそのディジタル値は、ほぼ縦軸４２の範囲で変
動し、横方向に周波数値域が示されている。縦軸４２
は、周波数を表す横軸の上でゼロの周波数値を取る。周
波数の範囲は、検知しようとする流速の範囲に基く装置
設定により変化する。例示しうる限界値は、+１０,００
０Ｈｚと−１０,０００Ｈｚであり、それはそれぞれ＋
３．８５ｍ／秒および−３．８５ｍ／秒の流速に対応し
ている。強度に対応する縦方向において、点 P(f)max
は、周波数を表示する横軸上の対応する周波数での受信
信号の極大(maximum)パワ−若しくは強度を表示してい
る。最大パワ−の周波数は、最大信号周波数ではない
が、それを特定するのが本発明の目的である。
【００１１】最大信号周波数を正とするために、有効な
ドップラ−信号は雑音から区別されなければならない。
雑音を免れる信頼できる方法がなくては、最大信号検出
技術は、信号最大値として雑音ピ−クを誤って認識する
場合が生じうる。このため、本発明原理によると、受信
信号のための雑音しきい値が最初に決定される。上述し
た特許出願において、雑音しきい値は、一連の受信ドッ
プラ−信号の特徴から決定される。この技術は、雑音し
きい値を決定するために初期信号取得期間を必要とし、
このため臨床医は、正確な情報が得られるまでに、この
期間待機していなければならない。本発明方法では、こ
れに対して、既知の装置または変換器特性変数からこの
しきい値を決定し、雑音しきい値を予め定めることを可
能とし、このためドップラ−信号取得の開始時から直ち
に利用可能となった。従って正確な最大速度情報を直ち
に利用することができる。
ドップラ−信号は雑音から区別されなければならない。
雑音を免れる信頼できる方法がなくては、最大信号検出
技術は、信号最大値として雑音ピ−クを誤って認識する
場合が生じうる。このため、本発明原理によると、受信
信号のための雑音しきい値が最初に決定される。上述し
た特許出願において、雑音しきい値は、一連の受信ドッ
プラ−信号の特徴から決定される。この技術は、雑音し
きい値を決定するために初期信号取得期間を必要とし、
このため臨床医は、正確な情報が得られるまでに、この
期間待機していなければならない。本発明方法では、こ
れに対して、既知の装置または変換器特性変数からこの
しきい値を決定し、雑音しきい値を予め定めることを可
能とし、このためドップラ−信号取得の開始時から直ち
に利用可能となった。従って正確な最大速度情報を直ち
に利用することができる。
【００１２】同時に図３を参照すると、本発明原理によ
る、スペクトルラインの最大速度を決定する超音波ドッ
プラ−処理装置のブロックダイヤグラムが示されてい
る。ドップラ−信号は、超音波変換器１０または１２に
よって受信される。もし変換器が多素子アレ−変換器１
０であると、多素子により受信された信号は、ビ−ム成
形器１４によって単一の信号またはビ−ムに成形され
る。単一素子変換器１２が使用される場合には、ビ−ム
成形は不要である。ドップラ−信号情報は、直角位相の
ＩとＱ信号成分を作成するドップラ−検知器１６により
検知される。診断される体内部位からの多数のこのよう
な信号成分は、ドップラ−処理器１８に送られ、高速フ
−リエ変換（ＦＦＴ）処理器などによって、受信信号の
ドップラ−周波数偏倚(shift）が計算される。この基礎
的ドップラ−デ−タは、ドップラ−後処理器２０により
後（または前）処理され、さらにウォ−ルフィルタ−、
利得制御、または振幅圧縮などの手法によりデ−タは改
良される。
る、スペクトルラインの最大速度を決定する超音波ドッ
プラ−処理装置のブロックダイヤグラムが示されてい
る。ドップラ−信号は、超音波変換器１０または１２に
よって受信される。もし変換器が多素子アレ−変換器１
０であると、多素子により受信された信号は、ビ−ム成
形器１４によって単一の信号またはビ−ムに成形され
る。単一素子変換器１２が使用される場合には、ビ−ム
成形は不要である。ドップラ−信号情報は、直角位相の
ＩとＱ信号成分を作成するドップラ−検知器１６により
検知される。診断される体内部位からの多数のこのよう
な信号成分は、ドップラ−処理器１８に送られ、高速フ
−リエ変換（ＦＦＴ）処理器などによって、受信信号の
ドップラ−周波数偏倚(shift）が計算される。この基礎
的ドップラ−デ−タは、ドップラ−後処理器２０により
後（または前）処理され、さらにウォ−ルフィルタ−、
利得制御、または振幅圧縮などの手法によりデ−タは改
良される。
【００１３】既に図１の丸およびＸにより表示されてい
る状態の後処理されたドップラ−デ−タは、最大速度検
知器２２およびドップラ−表示処理器３０に送られる。
このドップラ−表示処理器は、スペクトルライン情報の
一連の実時間表示中のドップラ−デ−タを使用する。最
大速度検知器は、ドップラ−デ−タを雑音しきい値NOIS
Ethと比較し、以下の図２の説明中でさらに詳細に論じ
るように、スペクトルラインの最大速度の点を決定す
る。最大速度検知器は、ドップラ−デ−タの濾過（filt
ering）も実施する。雑音しきい値NOISEthは、ドップラ
−処理器の利得、帯域幅、および点の数（またはビン
（bins）または不連続ドップラ−階調レベル）を含む多
数の装置操作変数から、しきい値計算器２４により計算
される。図示した具体例では、これはＦＦＴ処理器の点
の数であろう。好ましいアルゴリズムは、下式によって
表される。
る状態の後処理されたドップラ−デ−タは、最大速度検
知器２２およびドップラ−表示処理器３０に送られる。
このドップラ−表示処理器は、スペクトルライン情報の
一連の実時間表示中のドップラ−デ−タを使用する。最
大速度検知器は、ドップラ−デ−タを雑音しきい値NOIS
Ethと比較し、以下の図２の説明中でさらに詳細に論じ
るように、スペクトルラインの最大速度の点を決定す
る。最大速度検知器は、ドップラ−デ−タの濾過（filt
ering）も実施する。雑音しきい値NOISEthは、ドップラ
−処理器の利得、帯域幅、および点の数（またはビン
（bins）または不連続ドップラ−階調レベル）を含む多
数の装置操作変数から、しきい値計算器２４により計算
される。図示した具体例では、これはＦＦＴ処理器の点
の数であろう。好ましいアルゴリズムは、下式によって
表される。
【００１４】
【数２】
【００１５】ここにＣprocは、選択された変換器（即
ち、単一素子かまたは多素子変換器か）の処理経路中の
装置の雑音に依存する定数、ＮFFTは、ＦＦＴ処理器の
点の数、ＢＷはドップラ−処理帯域幅、そしてＦ(gain)
は、ドップラ−信号に適用される利得に依存する関数で
ある。雑音しきい値も、変換器開口および他の装置また
は変換器変数などの、装置操作効率に依存する他の要素
により重み付けされてもよい。図４は、使用者制御の調
整によりしばしば決定される２つの変数である利得と帯
域幅が変化したときの、NOISEth の代表的な変化の様
子を示している。ドップラ−処理器における点の数は、
通常固定されており、使用者によって変化することはな
い。図４は、異なる帯域幅（ＢＷ）の調整のための一連
の曲線を図式的に示している。代表的なＢＷmaxの設定
は、２０ＫＨｚであろう。利得は、全利得値のパ−セン
トで表わされ、雑音しきい値は、グラフの縦座標によっ
て示される。
ち、単一素子かまたは多素子変換器か）の処理経路中の
装置の雑音に依存する定数、ＮFFTは、ＦＦＴ処理器の
点の数、ＢＷはドップラ−処理帯域幅、そしてＦ(gain)
は、ドップラ−信号に適用される利得に依存する関数で
ある。雑音しきい値も、変換器開口および他の装置また
は変換器変数などの、装置操作効率に依存する他の要素
により重み付けされてもよい。図４は、使用者制御の調
整によりしばしば決定される２つの変数である利得と帯
域幅が変化したときの、NOISEth の代表的な変化の様
子を示している。ドップラ−処理器における点の数は、
通常固定されており、使用者によって変化することはな
い。図４は、異なる帯域幅（ＢＷ）の調整のための一連
の曲線を図式的に示している。代表的なＢＷmaxの設定
は、２０ＫＨｚであろう。利得は、全利得値のパ−セン
トで表わされ、雑音しきい値は、グラフの縦座標によっ
て示される。
【００１６】雑音しきい値は、装置使用の前に既知の、
装置または変換器の特性によって決定するので、雑音し
きい値レベルは、予め計算することができ、記憶装置に
記憶され、次いで呼び出され、実施する診断方法のため
に使用者により選択された特定の操作特性に応じて使用
される。例えば図４の曲線を、アレ−変換器および単一
素子変換器の両方のために予め計算し、メモリ−に記憶
させておくことができる。使用者が一つの変換器を選択
するとき、その変換器用の特定の一群の曲線が特定され
る。使用者が特定の帯域幅用のドップラ−処理装置を設
定するとき、しきい値計算器２４は図４の曲線の１つを
選択するであろう。選択された曲線に沿う特定のしきい
値レベルが選択され、使用者により選択された利得調整
に応じてしきい値計算器により使用される。従って、し
きい値レベルは、しきい値計算器により実時間で計算す
るか、多数の予め計算され記憶された値から選択するこ
とができる。
装置または変換器の特性によって決定するので、雑音し
きい値レベルは、予め計算することができ、記憶装置に
記憶され、次いで呼び出され、実施する診断方法のため
に使用者により選択された特定の操作特性に応じて使用
される。例えば図４の曲線を、アレ−変換器および単一
素子変換器の両方のために予め計算し、メモリ−に記憶
させておくことができる。使用者が一つの変換器を選択
するとき、その変換器用の特定の一群の曲線が特定され
る。使用者が特定の帯域幅用のドップラ−処理装置を設
定するとき、しきい値計算器２４は図４の曲線の１つを
選択するであろう。選択された曲線に沿う特定のしきい
値レベルが選択され、使用者により選択された利得調整
に応じてしきい値計算器により使用される。従って、し
きい値レベルは、しきい値計算器により実時間で計算す
るか、多数の予め計算され記憶された値から選択するこ
とができる。
【００１７】デ−タの最大速度点を決定するための、最
大速度検知器によるドップラ−デ−タの雑音しきい値NO
ISEthとの比較を、図２を参照しながら説明する。まず
使用者は、基準として使用される血流の方向を選択す
る。この基準が、そこから最大速度の探索が進められる
スペクトルの始点を決定する。図２のスペクトルライン
の例において、使用者が、変換器に向かう（または、選
択の便宜により、そこから遠ざかる）流れを示すベ−ス
ライン４２の左端に対応する方向を選択したと仮定して
いる。従って、最大速度値の探索は、丸５４である最も
左のディジタル値から始まる。
大速度検知器によるドップラ−デ−タの雑音しきい値NO
ISEthとの比較を、図２を参照しながら説明する。まず
使用者は、基準として使用される血流の方向を選択す
る。この基準が、そこから最大速度の探索が進められる
スペクトルの始点を決定する。図２のスペクトルライン
の例において、使用者が、変換器に向かう（または、選
択の便宜により、そこから遠ざかる）流れを示すベ−ス
ライン４２の左端に対応する方向を選択したと仮定して
いる。従って、最大速度値の探索は、丸５４である最も
左のディジタル値から始まる。
【００１８】最大速度値の探査は、値５４からはじま
り、図中右に進行し、値５６を通って、次いで黒丸５８
で表わされる値へと進行する。値５６と５８の間でNOIS
Ethしきい値を横切る。最大速度検知器２２は、この示
された例の中のディジタル値５８である最大速度値とし
てNOISEthしきい値に最も近い値を選択する。この値はN
OISEthしきい値より上の値の実質的に最高周波数である
図中fpで表される周波数を有する。fpに対応する速度
は、従って、このスペクトルラインの最大速度として特
定され、この速度はスペクトルライン表示中図式的に印
がつけられる。図５は、各スペクトル（縦）ラインの最
大速度がこのようにして測定されたスペクトルライン表
示、および実線６０でつなげられたピ−クを図示してい
る。図５に示されたように、スペクトルラインが現れ、
表示されるにつれて、スペクトルラインの最大速度を測
定することができ、これにより最大スペクトル速度の実
時間連続表示が可能となる。
り、図中右に進行し、値５６を通って、次いで黒丸５８
で表わされる値へと進行する。値５６と５８の間でNOIS
Ethしきい値を横切る。最大速度検知器２２は、この示
された例の中のディジタル値５８である最大速度値とし
てNOISEthしきい値に最も近い値を選択する。この値はN
OISEthしきい値より上の値の実質的に最高周波数である
図中fpで表される周波数を有する。fpに対応する速度
は、従って、このスペクトルラインの最大速度として特
定され、この速度はスペクトルライン表示中図式的に印
がつけられる。図５は、各スペクトル（縦）ラインの最
大速度がこのようにして測定されたスペクトルライン表
示、および実線６０でつなげられたピ−クを図示してい
る。図５に示されたように、スペクトルラインが現れ、
表示されるにつれて、スペクトルラインの最大速度を測
定することができ、これにより最大スペクトル速度の実
時間連続表示が可能となる。
【００１９】各表示されたスペクトルラインについて、
平均速度値を計算することができ、また表示することが
できる。平均速度の計算方法には種々のものが知られて
おり、好ましい一方法は、スペクトルP(f)ディジタル値
の強度重み付け平均である。このようにして測定された
平均速度は、スペクトルライン表示上に、また同時にス
ペクトルライン表示の右手側にあるスペクトルラインの
初期表示と共に標識することができる。図５は、表示さ
れたスペクトルラインの、計算された平均速度値をつな
げた点線表示を示している。図５のスペクトル表示は、
表示画面を右から左に、表示モニタ−３２に実時間で通
常の通りスクロ−ルする。新たなスペクトルラインは連
続的に表示画面の右端から現れ、先の心臓周期からの古
いラインは、それらが表示画面の左端に到達すると消え
去る。図５の例においては、各スペクトルラインは、検
査している心臓の内の診断箇所でのその時に存在する流
速の範囲を示している。
平均速度値を計算することができ、また表示することが
できる。平均速度の計算方法には種々のものが知られて
おり、好ましい一方法は、スペクトルP(f)ディジタル値
の強度重み付け平均である。このようにして測定された
平均速度は、スペクトルライン表示上に、また同時にス
ペクトルライン表示の右手側にあるスペクトルラインの
初期表示と共に標識することができる。図５は、表示さ
れたスペクトルラインの、計算された平均速度値をつな
げた点線表示を示している。図５のスペクトル表示は、
表示画面を右から左に、表示モニタ−３２に実時間で通
常の通りスクロ−ルする。新たなスペクトルラインは連
続的に表示画面の右端から現れ、先の心臓周期からの古
いラインは、それらが表示画面の左端に到達すると消え
去る。図５の例においては、各スペクトルラインは、検
査している心臓の内の診断箇所でのその時に存在する流
速の範囲を示している。
【００２０】図６ａおよび６ｂは、本発明原理による弁
クリック虚像の除去について説明している。図６ａは、
スペクトルライン最大速度値のなだらかなトレ−ス６０
に関する技術を説明している。このトレ−ス６０は、デ
−タ中に弁クリックを検知した結果として現れたと考え
られる大振幅スパイク７０を含んでいる。この虚像７０
は、デ−タの２つのスペクトルラインの時間taとtbの間
に現れている。これらの時間は、スペクトルラインが採
取される多数の中間にある時間と共に、図６ｂの横軸上
に示されている。図６において、連続スペクトルライン
の最大速度は、ＸおよびＹにより表わされ、トレ−ス６
０および虚像スパイクの輪郭線７０により結ばれてい
る。この例において、虚像は、値Ｘ１およびＸ２の間の
最大速度の突然の上昇により始まり、点Ｘ３に連続して
いる。この上昇が、スペクトルラインの所定の数につい
て所定の量を越えるとき、虚像スパイク７０の開始とし
て検知される。この基準は、例えば、１または２つのス
ペクトルラインの間隔においてドップラ−デ−タの量子
化された段階の１０階調段階（もしくはビンもしくは
点）の増加とすることができる。選択的にこの増加は、
量子化した全範囲の割合、例えば１０％のように特定す
ることもできる。この基準を越える増加があると、表示
装置３２上へのそれらの表示前に、一連のスペクトルラ
インの検査から、ドップラ−表示処理器３０により虚像
の開始と判定される。
クリック虚像の除去について説明している。図６ａは、
スペクトルライン最大速度値のなだらかなトレ−ス６０
に関する技術を説明している。このトレ−ス６０は、デ
−タ中に弁クリックを検知した結果として現れたと考え
られる大振幅スパイク７０を含んでいる。この虚像７０
は、デ−タの２つのスペクトルラインの時間taとtbの間
に現れている。これらの時間は、スペクトルラインが採
取される多数の中間にある時間と共に、図６ｂの横軸上
に示されている。図６において、連続スペクトルライン
の最大速度は、ＸおよびＹにより表わされ、トレ−ス６
０および虚像スパイクの輪郭線７０により結ばれてい
る。この例において、虚像は、値Ｘ１およびＸ２の間の
最大速度の突然の上昇により始まり、点Ｘ３に連続して
いる。この上昇が、スペクトルラインの所定の数につい
て所定の量を越えるとき、虚像スパイク７０の開始とし
て検知される。この基準は、例えば、１または２つのス
ペクトルラインの間隔においてドップラ−デ−タの量子
化された段階の１０階調段階（もしくはビンもしくは
点）の増加とすることができる。選択的にこの増加は、
量子化した全範囲の割合、例えば１０％のように特定す
ることもできる。この基準を越える増加があると、表示
装置３２上へのそれらの表示前に、一連のスペクトルラ
インの検査から、ドップラ−表示処理器３０により虚像
の開始と判定される。
【００２１】同様にこの例において、１または２つのス
ペクトルライン間隔について１０階調段階の突然の減少
は、虚像スパイクの減少の信号として判断し、ライン間
の減少が、３階調段階またはそれ以下に減少したときを
スパイクの終了と判断することができる。図６ｂにおい
て、このような減少が、急速に減少する最大値Ｙが変曲
点(inflection point)を通過し、再度トレ−ス６０のな
だらかな変化への追随に戻るときに、虚像終止点Ｙ２お
よびＹ３の間で実現している。この例において、ドップ
ラ−表示処理器は、虚像７０の開始として点Ｘ１を、ま
た虚像の終止点として点Ｙ２を特定する。この虚像は次
いで、虚像の時間間隔の間を内挿する値を表示すること
により除去される。この例において、虚像両末端の間に
ある点線６４により示される点線が、末端点のデ−タか
ら直線状に内挿され、虚像７０の存在する間受信された
ドップラ−値に変わってスペクトル表示に使用される。
弁クリック虚像は、スペクトル表示において、いずれか
の極性を有することに当事者は気づくであろう。負極性
の虚像においては、虚像の開始は、階調段階の過剰減少
により示され、その終了は、その後の過剰な階調の増加
により示されるであろう。
ペクトルライン間隔について１０階調段階の突然の減少
は、虚像スパイクの減少の信号として判断し、ライン間
の減少が、３階調段階またはそれ以下に減少したときを
スパイクの終了と判断することができる。図６ｂにおい
て、このような減少が、急速に減少する最大値Ｙが変曲
点(inflection point)を通過し、再度トレ−ス６０のな
だらかな変化への追随に戻るときに、虚像終止点Ｙ２お
よびＹ３の間で実現している。この例において、ドップ
ラ−表示処理器は、虚像７０の開始として点Ｘ１を、ま
た虚像の終止点として点Ｙ２を特定する。この虚像は次
いで、虚像の時間間隔の間を内挿する値を表示すること
により除去される。この例において、虚像両末端の間に
ある点線６４により示される点線が、末端点のデ−タか
ら直線状に内挿され、虚像７０の存在する間受信された
ドップラ−値に変わってスペクトル表示に使用される。
弁クリック虚像は、スペクトル表示において、いずれか
の極性を有することに当事者は気づくであろう。負極性
の虚像においては、虚像の開始は、階調段階の過剰減少
により示され、その終了は、その後の過剰な階調の増加
により示されるであろう。
【００２２】図５のスペクトルライン表示の近傍６６に
示されるように、スペクトルラインの速度域が横軸ベ−
スラインに接近するとき、スペクトルラインデ−タは、
組織の動きの効果によってより大きく影響され、この結
果デ−タが不安定になる。これに対処するために、最大
速度値がベ−スラインに接近するにつれて、増加と減少
の基準値を大きく（例えば１０％からより大きな割合
に）してもよく、これにより、もしも置換されなければ
臨床医が関心のある受信デ−タ値の置換が防止される。
このようにして、その表示前に一連のスペクトルライン
のデ−タを検査することにより、ドップラ−表示処理器
３０は、その表示前に虚像の開始および終了を検知し、
この虚像を、表示用の内挿値で置換することができる。
示されるように、スペクトルラインの速度域が横軸ベ−
スラインに接近するとき、スペクトルラインデ−タは、
組織の動きの効果によってより大きく影響され、この結
果デ−タが不安定になる。これに対処するために、最大
速度値がベ−スラインに接近するにつれて、増加と減少
の基準値を大きく（例えば１０％からより大きな割合
に）してもよく、これにより、もしも置換されなければ
臨床医が関心のある受信デ−タ値の置換が防止される。
このようにして、その表示前に一連のスペクトルライン
のデ−タを検査することにより、ドップラ−表示処理器
３０は、その表示前に虚像の開始および終了を検知し、
この虚像を、表示用の内挿値で置換することができる。
【００２３】心臓ドップラ−信号処理器は、それぞれの
または一つの選ばれた心臓周期について、最大速度およ
び最大階調などの変数を適切に計算し表示するであろ
う。スペクトル表示が通常個々の心臓周期について、は
っきりした輪郭描写を与えるので、心臓外の心臓血管系
において、これらの計算は比較的容易になされる。しか
しながら、心臓そのものが検査されるとき、スペクトル
デ−タは、不整脈、弁クリック、および他の関係のない
要因の存在に起因する非常に多様な形状および変形を示
しうる。本発明のさらなる特徴に関しては、心臓のＲ波
信号から、スペクトルデ−タの心臓周期を明確化するこ
とにより、これらの周期の決定が、より高い信頼性をも
って行われる。このＲ波は、心臓の収縮を刺激するため
に形成される電気的な生理学的信号であり、容易に心電
図(ECG）により検知される。図３は、Ｒ波信号を検知す
るために患者の胸部に取り付けることができる１組のEC
G電極８０を示している。この信号は検知され、ECG信号
処理器８２により処理され、ドップラ−表示処理器３０
に転送され、該ドップラ−表示処理器は、スペクトルド
ップラ−表示装置８６のスクロ−ルと同期して図７に示
すECG波形８４を表示する。図７を参照すると、Ｒ波８
５と８７の間に存在するスペクトル線のように、Ｒ波の
間の間隔中のデ−タは、１つの心臓周期を表示し、最大
速度および１つの心臓周期の間に生じる最大階調などの
１組の周期的心臓測定値を決定するのに使用される。従
ってこれらの測定値は、スペクトルデ−タの性格上の幅
広い変化によって影響されにくい。各心臓周期の間に生
じる最大速度ＶP1およびＶP2は、少なくとも所定間隔Ｉ
によるＲ波８５、８７に続くトレ−ス６０中の第一の主
ピ−クとして観察される。心臓が収縮するように刺激さ
れると、弁クリックがＲ波の近傍に発生しがちなので、
この最大速度検出技術によると、７０または７０’など
の弁クリック虚像が、心臓周期中の最大速度として誤っ
て同定されるのを、防止することができる。
または一つの選ばれた心臓周期について、最大速度およ
び最大階調などの変数を適切に計算し表示するであろ
う。スペクトル表示が通常個々の心臓周期について、は
っきりした輪郭描写を与えるので、心臓外の心臓血管系
において、これらの計算は比較的容易になされる。しか
しながら、心臓そのものが検査されるとき、スペクトル
デ−タは、不整脈、弁クリック、および他の関係のない
要因の存在に起因する非常に多様な形状および変形を示
しうる。本発明のさらなる特徴に関しては、心臓のＲ波
信号から、スペクトルデ−タの心臓周期を明確化するこ
とにより、これらの周期の決定が、より高い信頼性をも
って行われる。このＲ波は、心臓の収縮を刺激するため
に形成される電気的な生理学的信号であり、容易に心電
図(ECG）により検知される。図３は、Ｒ波信号を検知す
るために患者の胸部に取り付けることができる１組のEC
G電極８０を示している。この信号は検知され、ECG信号
処理器８２により処理され、ドップラ−表示処理器３０
に転送され、該ドップラ−表示処理器は、スペクトルド
ップラ−表示装置８６のスクロ−ルと同期して図７に示
すECG波形８４を表示する。図７を参照すると、Ｒ波８
５と８７の間に存在するスペクトル線のように、Ｒ波の
間の間隔中のデ−タは、１つの心臓周期を表示し、最大
速度および１つの心臓周期の間に生じる最大階調などの
１組の周期的心臓測定値を決定するのに使用される。従
ってこれらの測定値は、スペクトルデ−タの性格上の幅
広い変化によって影響されにくい。各心臓周期の間に生
じる最大速度ＶP1およびＶP2は、少なくとも所定間隔Ｉ
によるＲ波８５、８７に続くトレ−ス６０中の第一の主
ピ−クとして観察される。心臓が収縮するように刺激さ
れると、弁クリックがＲ波の近傍に発生しがちなので、
この最大速度検出技術によると、７０または７０’など
の弁クリック虚像が、心臓周期中の最大速度として誤っ
て同定されるのを、防止することができる。
【００２４】本発明のさらなる利点としては、図示され
た心臓周期のドップラ−情報が処理されて、例えば最大
血流速度、最大圧勾配、速度−時間積分、時間平均最大
速度、および平均圧勾配など、心臓挙動の定量化され、
数値化された測定値が計算される。心臓周期の間に測定
される最大血流速度は、例えば、２．８５ｍ／秒として
スペクトル表示のわきに数値的に表示してもよい。本発
明の表示処理器は、定量化された値が測定された心臓周
期の間隔に対応するスペクトルラインを強調することに
より、定量化された表示値とスペクトル表示との関係の
簡略な視覚表示を使用者に提供する。スペクトルを、そ
して定量化された情報の実時間表示を観察する一方、使
用者は、いつでもフリ−ズ(freeze)ボタンを押すことで
画面上の表示を静止させることができる。この表示は、
図７に示されるようにこの時、２．８５ｍ／秒の最大速
度値を表示している。該ディスプレイ処理器は、縦線９
０、９０’の間のスペクトル表示の部分を自動的に強調
することにより、この最大値が測定される心臓の時間間
隔を示すであろう。このようにして、２．８５ｍ／秒の
表示された最大速度測定値が、縦の強調線９０、９０’
の間のスペクトルラインの形成に使用されたドップラ−
デ−タの同じ間隔から測定されたことを使用者は知るで
あろう。
た心臓周期のドップラ−情報が処理されて、例えば最大
血流速度、最大圧勾配、速度−時間積分、時間平均最大
速度、および平均圧勾配など、心臓挙動の定量化され、
数値化された測定値が計算される。心臓周期の間に測定
される最大血流速度は、例えば、２．８５ｍ／秒として
スペクトル表示のわきに数値的に表示してもよい。本発
明の表示処理器は、定量化された値が測定された心臓周
期の間隔に対応するスペクトルラインを強調することに
より、定量化された表示値とスペクトル表示との関係の
簡略な視覚表示を使用者に提供する。スペクトルを、そ
して定量化された情報の実時間表示を観察する一方、使
用者は、いつでもフリ−ズ(freeze)ボタンを押すことで
画面上の表示を静止させることができる。この表示は、
図７に示されるようにこの時、２．８５ｍ／秒の最大速
度値を表示している。該ディスプレイ処理器は、縦線９
０、９０’の間のスペクトル表示の部分を自動的に強調
することにより、この最大値が測定される心臓の時間間
隔を示すであろう。このようにして、２．８５ｍ／秒の
表示された最大速度測定値が、縦の強調線９０、９０’
の間のスペクトルラインの形成に使用されたドップラ−
デ−タの同じ間隔から測定されたことを使用者は知るで
あろう。
【００２５】好ましい具体例において、使用者は、時間
（横）軸方向に、自動的に置かれた強調線９０，９０’
を手動で移動することができる。これにより使用者は、
自動的に決定された間隔を、使用者が自由に決定する間
隔に、手動で合わせることが可能となる。一旦強調線９
０，９０’が新たな位置に置き直されると、処理器は、
新たに選択された間隔のドップラ−情報に基いて新たに
定量化された表示値を、自動的に再計算する。この同じ
強調技術を、スペクトルラインが実時間でスクロ−ルさ
れるときに採用することができ、この場合強調スペクト
ルラインは、モニタ−を横切って移動することとなるで
あろう。縦線９０，９０’の代わりに、スペクトルライ
ンそれ自身を、周囲の線と異なる色、色調、または明度
で、対応する間隔のスペクトルラインを表示することに
よって等で強調することができる。
（横）軸方向に、自動的に置かれた強調線９０，９０’
を手動で移動することができる。これにより使用者は、
自動的に決定された間隔を、使用者が自由に決定する間
隔に、手動で合わせることが可能となる。一旦強調線９
０，９０’が新たな位置に置き直されると、処理器は、
新たに選択された間隔のドップラ−情報に基いて新たに
定量化された表示値を、自動的に再計算する。この同じ
強調技術を、スペクトルラインが実時間でスクロ−ルさ
れるときに採用することができ、この場合強調スペクト
ルラインは、モニタ−を横切って移動することとなるで
あろう。縦線９０，９０’の代わりに、スペクトルライ
ンそれ自身を、周囲の線と異なる色、色調、または明度
で、対応する間隔のスペクトルラインを表示することに
よって等で強調することができる。
【００２６】不安定な心臓スペクトル表示の場合、表示
処理器は単にＲ波信号と共に、強調スペクトルラインお
よび定量化の間隔を配列する。このような場合、図７に
示すように、スペクトル波形と共に空間的に配列される
Ｒ波波形の対応する間隔の、色または強度変調によりス
ペクトルライン間隔を強調することができる。心臓血管
系の他の領域におけるさらに安定な表示においては、図
示された間隔は、スペクトルデ−タそのものからベ−ス
ライン１００と、図７中の波形６０の交点により示され
ている相次ぐベ−スラインとの交差の間の領域を図示す
ることにより等で決定される。新たな全心臓周期が画面
にスクロ−ルされるにつれて、新たに表示された心臓周
期について計算された新たに定量化された値の表示と同
期して、スペクトル表示の強調領域は移動する。
処理器は単にＲ波信号と共に、強調スペクトルラインお
よび定量化の間隔を配列する。このような場合、図７に
示すように、スペクトル波形と共に空間的に配列される
Ｒ波波形の対応する間隔の、色または強度変調によりス
ペクトルライン間隔を強調することができる。心臓血管
系の他の領域におけるさらに安定な表示においては、図
示された間隔は、スペクトルデ−タそのものからベ−ス
ライン１００と、図７中の波形６０の交点により示され
ている相次ぐベ−スラインとの交差の間の領域を図示す
ることにより等で決定される。新たな全心臓周期が画面
にスクロ−ルされるにつれて、新たに表示された心臓周
期について計算された新たに定量化された値の表示と同
期して、スペクトル表示の強調領域は移動する。
【００２７】
【発明の効果】先行技術の解析装置においては、臨床医
は、表示を静止させ、次いで測定値が計算される周期の
位置を表示するためにスペクトル画像上に手動でカ−ソ
ルを置く必要があった。本発明の具体例においては、定
量的表示値が形成されまたは維持される心臓周期間隔に
対応するスペクトルラインを強調するための、表示装置
の自動的操作によりこのような手動の作業は不要とな
る。
は、表示を静止させ、次いで測定値が計算される周期の
位置を表示するためにスペクトル画像上に手動でカ−ソ
ルを置く必要があった。本発明の具体例においては、定
量的表示値が形成されまたは維持される心臓周期間隔に
対応するスペクトルラインを強調するための、表示装置
の自動的操作によりこのような手動の作業は不要とな
る。
【００２８】本発明により、スペクトルドップラ−情報
の最大速度を連続的に測定し表示するための技術が開示
される。ドップラ−雑音しきい値の大きさが、超音波装
置、プロ−ブまたは双方の動作特性から決定される。ス
ペクトルラインのための受信されたスペクトルドップラ
−デ−タは、このしきい値と比較され、正確な最大速度
値が決定される。スペクトルラインは、それらが表示さ
れる前に検査され、弁クリックなどの虚像に起因する変
位を検知する。（最大速度値は）虚像ピ−ク値に代わ
り、内挿されたラインが表示される。心臓血管挙動の定
量的測定値が計算され表示される個々の心臓周期は、Ｅ
ＣＧトレ−スのＲ波間隔により選択される。定量的測定
値が計算されまたは関連する心臓周期間隔に対応する同
時スペクトルドップラ−表示の間隔は、自動的に使用者
のために強調される。
の最大速度を連続的に測定し表示するための技術が開示
される。ドップラ−雑音しきい値の大きさが、超音波装
置、プロ−ブまたは双方の動作特性から決定される。ス
ペクトルラインのための受信されたスペクトルドップラ
−デ−タは、このしきい値と比較され、正確な最大速度
値が決定される。スペクトルラインは、それらが表示さ
れる前に検査され、弁クリックなどの虚像に起因する変
位を検知する。（最大速度値は）虚像ピ−ク値に代わ
り、内挿されたラインが表示される。心臓血管挙動の定
量的測定値が計算され表示される個々の心臓周期は、Ｅ
ＣＧトレ−スのＲ波間隔により選択される。定量的測定
値が計算されまたは関連する心臓周期間隔に対応する同
時スペクトルドップラ−表示の間隔は、自動的に使用者
のために強調される。
【図１】 典型的なドップラ−スペクトル測定のデ−タ
点の、強度対周波数のプロットを示す。
点の、強度対周波数のプロットを示す。
【図２】 本発明原理に基くスペクトルラインの最大速
度の決定方法を説明している。
度の決定方法を説明している。
【図３】 本発明原理に基くスペクトルラインの最大速
度を決定する超音波ドップラ−処理装置のブロックダイ
ヤグラムである。
度を決定する超音波ドップラ−処理装置のブロックダイ
ヤグラムである。
【図４】 本発明原理に基いてプロットされたいくつか
のドップラ−雑音しきい値を示している。
のドップラ−雑音しきい値を示している。
【図５】 本発明原理に基く、スペクトルドップラ−ピ
−クおよび平均速度の連続スクロ−ル表示を示してい
る。
−クおよび平均速度の連続スクロ−ル表示を示してい
る。
【図６】 図６ａおよび図６ｂは本発明原理に基く、心
臓ドップラ−表示から弁クリック虚像を除去する方法を
示す。
臓ドップラ−表示から弁クリック虚像を除去する方法を
示す。
【図７】 測定されたＲ波信号を使用して、心臓周期の
間のピ−ク血流速度の決定方法を説明している。
間のピ−ク血流速度の決定方法を説明している。
１０、１２・・・超音波変換器、１６・・・ドップラ−
検知器、１８・・・ドップラ−処理器、２０・・・ドッ
プラ−後処理器、２２・・・最大速度検知器、２４・・
・しきい値計算器、３０・・・ドップラ−表示処理器、
３２・・・表示装置、４２・・・ベ−スライン、７０・
・・大振幅虚像スパイク、８２・・・ＥＣＧ信号処理
器、８４・・・ＥＣＧ波形、８６・・・スペクトルドッ
プラ−表示装置。
検知器、１８・・・ドップラ−処理器、２０・・・ドッ
プラ−後処理器、２２・・・最大速度検知器、２４・・
・しきい値計算器、３０・・・ドップラ−表示処理器、
３２・・・表示装置、４２・・・ベ−スライン、７０・
・・大振幅虚像スパイク、８２・・・ＥＣＧ信号処理
器、８４・・・ＥＣＧ波形、８６・・・スペクトルドッ
プラ−表示装置。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ダニエル・シ−・シュミ−シング アメリカ合衆国98021ワシントン州、ボゼ ル、1150、ボゼル・エベレット・ハイウェ − 22833番 (72)発明者 ヘレン・エフ・ル−ス アメリカ合衆国98105ワシントン州、シア トル、29アベニュ−・エヌ・イ− 5532番 (72)発明者 ブル−ス・エイ・キンシ− アメリカ合衆国98290ワシントン州、スノ ホミッシュ、第131ドライブ・エス・イ− 19310番
Claims (25)
- 【請求項１】 体内の所定位置からのドップラ−信号を
得るための変換器；該変換器からのドップラ−信号を受
信するために接続された超音波ドップラ−信号処理装置
からなる、流速に関するドップラ−情報を提供するため
の超音波診断画像処理装置であって、 ドップラ−信号取得の継続期間中、血流速度を示す相次
ぐスペクトルラインの連続表示のためのスペクトルライ
ンデ−タを作成するための該ドップラ−信号を処理する
手段；該装置の、または該装置と該変換器の、動作特性
の関数であるしきい値を求める手段；スペクトルライン
の表示前にスペクトルラインの最大速度値を特定するた
めに、該スペクトルラインデ−タと該しきい値を使用す
る手段；および、 実質的に実時間で一連の該スペクトルラインとそれらの
特定された最大速度値を表示する手段を有する超音波診
断画像処理装置。 - 【請求項２】 しきい値を求める該手段が、信号利得、
帯域幅、および該ドップラ−信号処理手段の特性の関数
としてしきい値を求めることを特徴とする請求項１に記
載の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項３】 該ドップラ−信号処理手段が、高速フ−
リエ変換処理装置を有し、ここに該ドップラ−信号処理
手段の該特性が、該処理装置の点の数からなることを特
徴とする請求項２に記載の超音波診断画像処理装置 - 【請求項４】 しきい値を求める手段が、下式： 【数１】 （ここに、ＣPROCは該変換器の処理経路内の装置雑音に
依存する定数、ＮFFTは、該高速フ−リエ変換処理装置
の点の数、ＢＷは、ドップラ−処理帯域幅、そしてＦ(g
ain)は、受信ドップラ−信号に適用される利得に依存す
る関数である。）によってしきい値を計算することを特
徴とする請求項３に記載の超音波信号画像処理装置。 - 【請求項５】 スペクトルラインに関係するスペクトル
ラインデ−タが、強度と血流方向特性を示す複数のデ−
タ値からなり、そして該最大速度値特定手段が、該しき
い値との予め定められた強度関係を示す該スペクトルラ
インデ−タ値の最大速度値を特定することを特徴とする
請求項１に記載の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項６】 該特定された最大速度値が、使用者が選
択した血流方向から１８０゜以内にある血流方向を示す
デ−タ値の範囲内にあることを特徴とする請求項５に記
載の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項７】 体内の所定位置からのドップラ−信号を
得るための変換器； 該変換器からのドップラ−信号を
受信するために接続された超音波ドップラ−信号処理装
置からなる流速に関するドップラ−情報を提供するため
の超音波診断画像処理装置であって、 ドップラ−信号取得の期間中、血流速度を示す相次ぐス
ペクトルラインの連続表示のためのスペクトルラインデ
−タを作成するために該ドップラ−信号を処理するため
の高速フ−リエ変換処理装置；該装置の、または該装置
と該変換器の、作動特性の関数であるしきい値を求める
しきい値計算器；スペクトルラインを表示する前にスペ
クトルラインの最大速度値を特定する該スペクトルライ
ンデ−タおよび該しきい値に応答する検知器；および、 実質的に実時間で一連の該スペクトルラインおよびそれ
らの特定された最大速度値を表示する表示装置、を有す
ることを特徴とする超音波診断画像処理装置。 - 【請求項８】 該しきい値計算器が、使用者が選択可能
な種々の装置の、または該装置と変換器の、特性に対応
するしきい値から成る、選択可能な多数のしきい値を記
憶している記憶装置を有することを特徴とする請求項７
に記載の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項９】 該しきい値が、該高速フ−リエ変換処理
装置の特性、ドップラ−信号帯域幅、および該装置中の
該ドップラ−信号に適用される利得の関数であることを
特徴とする請求項８に記載の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１０】 体内の所定位置からのドップラ−信号
を受信するための変換器； 該変換器からのドップラ−
信号を受けるために接続された超音波ドップラ−信号処
理装置、からなる流速に関するドップラ−情報を提供す
るための超音波診断画像処理装置であって、 ドップラ−信号取得期間中、血流速度を示す連続するス
ペクトルラインの連続表示のためのスペクトルラインデ
−タを作成するための該ドップラ−信号処理手段；虚像
により劣化されたスペクトルラインを表示する前に該ス
ペクトルラインデ−タ中の大振幅虚像を特定する手段；
該特定された大振幅虚像が最大速度として表示されるの
を防止する手段；および、一連の該スペクトルラインお
よび該スペクトルラインの最大速度値を実時間で表示す
る手段を有することを特徴とする画像処理装置。 - 【請求項１１】 該特定する手段が、虚像の開始および
終了の特徴となる該スペクトルラインデ−タの最大速度
値の、振幅変化を特定する手段からなることを特徴とす
る請求項１０に記載の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１２】 該振幅変化が、該スペクトルラインデ
−タの速度階調の複数の階調であることを特徴とする請
求項１１に記載の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１３】 該防止手段が、該大振幅虚像の最大速
度値に代わって表示されるデ−タ値を内挿する手段から
なることを特徴とする請求項１１に記載の超音波診断画
像処理装置。 - 【請求項１４】 体内部位からのドップラ−信号を受信
するための変換器； 心臓のＲ波信号を検知し、そして
Ｒ波タイミング情報を求めるＥＣＧ検知器； 該変換器
からのドップラ−信号および該Ｒ波タイミング情報を受
信するために接続された超音波ドップラ−信号処理装置
からなる流速に関するドップラ−情報を提供するための
超音波診断画像処理装置であって、 ドップラ−信号取得期間中、血流速度を示す連続するス
ペクトルラインの連続表示のためのスペクトルラインデ
−タを作成するための該ドップラ−信号処理手段； お
よび、 心臓血管特性が測定されるスペクトルラインデ−タの時
間間隔を決定するための該Ｒ波のタイミング情報と該ス
ペクトルラインデ−タを使用する手段を有することを特
徴とする超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１５】 該使用する手段がさらに、一心臓周期
に対応するスペクトルラインデ−タの時間間隔を決定す
る手段からなることを特徴とする請求項１４に記載の超
音波診断画像処理装置。 - 【請求項１６】 該使用する手段がさらに、Ｒ波の発生
の予め定められた時間間隔内に生じた虚像が、最大血流
速度値として特定されるのを防止する手段を有する、心
臓周期の最大血流速度を測定する手段を有することを特
徴とする請求項１５に記載の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１７】体内部位からのドップラ−信号を受信す
るための変換器； 該変換器からのドップラ−信号およ
び該Ｒ波タイミング情報を受信するために接続された超
音波ドップラ−信号処理装置からなる流速に関するドッ
プラ−情報を提供するための超音波診断画像処理装置で
あって、 スペクトルラインデ−タを作成するために該ドップラ−
信号を処理する手段；実質的に実時間で連続するスペク
トルラインを表示するための該スペクトルラインデ−タ
に応答するビデオ表示装置；心臓血管挙動の一つまたは
それ以上の定量化された測定値を作成するための該スペ
クトルラインデ−タに応答する手段；そして、 該装置はさらに該定量化された測定値に対応する表示ス
ペクトルラインを自動的に視覚的に明示する手段を有す
ることを特徴とする超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１８】 該自動的に視覚的に明示する手段が、
該定量化された測定値に対応する表示スペクトルライン
を強調する手段からなることを特徴とする請求項１７に
記載の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１９】 該強調手段が、色、色彩または明度を
変化させることにより、該定量化された測定値に対応す
る表示スペクトルラインを強調する手段からなることを
特徴とする請求項１８に記載の超音波診断画像処理装
置。 - 【請求項２０】 一心臓周期に対応する一連のスペクト
ルラインを図示する手段をさらに有し、ここに、該定量
化された測定値作成手段がさらに、該図示された心臓周
期に対応するスペクトルラインデ−タから定量化された
測定値を求めるための心臓周期の図示に関係し、そして
ここに、該定量化された測定値に対応する表示スペクト
ルラインを自動的に視覚的に明示する手段が、それから
該定量化された測定値が求められるスペクトルラインデ
−タに対応するスペクトルラインを強調する手段からな
ることを特徴とする請求項１７に記載の超音波診断画像
処理装置。 - 【請求項２１】 該一心臓周期に対応する一連のスペク
トルラインを図示する手段が、ＥＣＧ検知器からなるこ
とを特徴とする請求項２０に記載の超音波診断画像処理
装置。 - 【請求項２２】該視覚的に明示する手段が、該スペクト
ルラインを実質的に実時間で表示しつつ、該定量化され
た測定値に対応する表示スペクトルラインを自動的に視
覚的に明示する手段からなることを特徴とする請求項１
７に記載の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項２３】 さらに自動的に視覚的に明示する手段
により視覚的に明示されたスペクトルライン表示を手動
で変化させる手段を有し、ここに、該定量的な測定値を
作成する手段が、さらに視覚的に明示されたスペクトル
ラインの該変化に対応する定量化された測定値を作成す
るための該手動で変化させる手段に応答することを特徴
とする請求項１７に記載の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項２４】 心臓血管挙動の診断のための超音波診
断画像処理装置において、患者の心臓血管系からの超音
波ドップラ−信号を受信し；スペクトルドップラ−表示
を作成するために、該超音波ドップラ−信号を処理し；
該スペクトルドップラ−表示と同時表示するための、心
臓血管挙動の定量的測定値を作成するために該超音波ド
ップラ−信号を処理し；そして、 それから該定量的測定値が作成される超音波ドップラ−
信号に対応する該スペクトルドップラ−表示の部分を自
動的に視覚的に明示することからなる、スペクトルドッ
プラ−デ−タと心臓血管挙動の定量的測定値との同時表
示の方法。 - 【請求項２５】 一心臓周期を図示する該患者からの信
号の受信にあたり、さらに、該処理の段階が、図示され
た心臓周期に対応する超音波ドップラ−信号を処理する
ことからなり； ここに、自動的に視覚的に明示する段
階が、該図示された心臓周期に対応する該スペクトルド
ップラ−表示の一部分を明示することからなる、請求項
２４に記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/489,258 | 1995-06-09 | ||
| US08/489,258 US5634465A (en) | 1995-06-09 | 1995-06-09 | Continuous display of cardiac blood flow information |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09521A true JPH09521A (ja) | 1997-01-07 |
Family
ID=23943073
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8166649A Pending JPH09521A (ja) | 1995-06-09 | 1996-06-07 | 心臓血流情報の連続表示の方法および該超音波診断画像処理装置 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5634465A (ja) |
| EP (1) | EP0747010B1 (ja) |
| JP (1) | JPH09521A (ja) |
| AT (1) | ATE228335T1 (ja) |
| DE (1) | DE69624978T2 (ja) |
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