JPH11197152A - Ultrasonographic device - Google Patents
Ultrasonographic deviceInfo
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- JPH11197152A JPH11197152A JP30870798A JP30870798A JPH11197152A JP H11197152 A JPH11197152 A JP H11197152A JP 30870798 A JP30870798 A JP 30870798A JP 30870798 A JP30870798 A JP 30870798A JP H11197152 A JPH11197152 A JP H11197152A
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- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Abstract
Description
【0001】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、BモードやMモー
ド等の超音波画像上で2点間距離を計測することのでき
る超音波画像診断装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic diagnostic imaging apparatus capable of measuring a distance between two points on an ultrasonic image of B mode, M mode or the like.
【0002】[0002]
【従来の技術】超音波の医学的な応用としては種々ある
が、その主流は、超音波パルス反射法を用いて、生体の
軟部組織の組織断層像(Bモード)や、その1ラインの
組織像を時間軸に沿って平行に配列することにより心臓
や血管等の経時的な形態変化を詳細に観察できるように
したいわゆるMモードを生成するものである。2. Description of the Related Art There are various medical applications of ultrasonic waves, and the mainstream is ultrasonic tomography of a soft tissue of a living body (B mode) using the ultrasonic pulse reflection method, and the tissue of one line. By arranging the images in parallel along the time axis, a so-called M-mode in which a morphological change over time of the heart, blood vessels, and the like can be observed in detail is generated.
【0003】このような超音波画像診断は、X線診断装
置、X線コンピュータ断層撮影装置(X線CTスキャ
ナ)、磁気共鳴映像装置(MRI)、SPECTやPE
T等の核医学診断装置といった他の映像装置と比較する
と、超音波プローブを体表から割り当てるだけの簡単な
操作で心臓や胎児の動きをリアルタイムで観察でき、ま
た血流イメージングが可能であるといった優位性を備え
ている。さらに、生体への害が非常に少なく、繰り返し
て検査が行えるほか、非常に小型なので、装置をベッド
サイドへ移動していって検査できるといった様々な特徴
がある。このためその活用範囲は、心臓、腹部、乳腺、
泌尿器、産婦人科等に広く及んでいる。[0003] Such ultrasonic image diagnosis is performed by an X-ray diagnostic apparatus, an X-ray computed tomography apparatus (X-ray CT scanner), a magnetic resonance imaging apparatus (MRI), SPECT or PE.
Compared to other imaging devices such as nuclear medicine diagnostic devices such as T, it is possible to observe the movement of the heart and fetus in real time with a simple operation just assigning an ultrasonic probe from the body surface, and it is possible to perform blood flow imaging Has superiority. In addition, there are various features such as harm to the living body is very small, and the test can be performed repeatedly. In addition, since the device is very small, the device can be moved to the bedside to perform the test. Therefore, it can be used in the heart, abdomen, mammary gland,
It is widely used in urology and obstetrics and gynecology.
【0004】ところで、このような超音波画像診断装置
の多くは、Bモード像から距離、面積、容積等の構造的
な寸法を計測したり、Mモード像から時間的な変化量を
計測することができる計測ソフトが標準又はオプション
で装備できるようになっている。さらに、最近では、計
測ソフトも胎児用や循環器用等といった専用化が進み、
臨床科目毎により有効な情報を提供できるようになって
きている。例えば、循環器用の計測ソフトでは、左室径
や左室面積から、1回拍出量(SV)、心拍出量(C
O)、駆出率(EF)といった心機能に関する指標(イ
ンデックス)を計算できるようになってきている。[0004] By the way, many of such ultrasonic image diagnostic apparatuses measure structural dimensions such as distance, area, and volume from a B-mode image, and measure temporal changes from an M-mode image. The measurement software which can do it can be equipped as standard or option. Furthermore, recently, measurement software has been specialized for fetal and circulatory organs, etc.
More effective information can be provided for each clinical subject. For example, in the measurement software for the circulatory organ, the stroke volume (SV) and the cardiac output (C
O), an index (index) relating to cardiac function such as an ejection fraction (EF) can be calculated.
【0005】このように計測項目の多様化や専用化は非
常に進んできてはいるが、それに対してオペレータの作
業の効率化に関する開発が立ち後れているのが現状であ
る。例えば、血管壁厚や血管腔径を計測する場合を考え
てみる。計測ソフトを起動すると、図11に示すよう
に、十字ポインタが画像上に現れる。この十字ポインタ
は、トラックボール等の出力に従って、画面内を上下左
右に自由に動かせるようになっていて、この十字ポイン
タをオペレータは血管前壁の内位置P1、血管前壁の外
位置P2、血管後壁の内位置P3、血管後壁の外位置P
4に順番に合わせて合計4つの計測点P1〜P4を指定
すると、計測点の間の距離、つまり血管壁厚及び血管腔
径が計算されるようになっている。As described above, the diversification and specialization of the measurement items have been extremely advanced, but the development of the improvement of the efficiency of the operation of the operator has been lagging behind. For example, consider the case of measuring the blood vessel wall thickness and the blood vessel cavity diameter. When the measurement software is started, a cross pointer appears on the image as shown in FIG. The cross pointer can be freely moved up, down, left and right in the screen according to the output of a trackball or the like. The operator can move the cross pointer to the inner position P1 of the blood vessel front wall, the outer position P2 of the blood vessel front wall, Inner position P3 of posterior wall, outer position P of posterior wall of blood vessel
When a total of four measurement points P1 to P4 are specified in order in accordance with No. 4, the distance between the measurement points, that is, the blood vessel wall thickness and the blood vessel cavity diameter are calculated.
【0006】この4つの計測点P1〜P4の指定作業
は、非常に面倒であり、4つの計測点P1〜P4が、血
管に対して斜めに又ジグザグに並んでしまい、何度もや
り直さなければならないこともしばしばである。The work of designating these four measurement points P1 to P4 is very troublesome, and the four measurement points P1 to P4 are arranged diagonally and zigzag with respect to the blood vessel, and must be repeated many times. Often not.
【0007】次に、1回拍出量(SV)等の心機能の指
標を計測する場合を考える。この心機能の指標を計測す
る手法には様々なものがあり、Mモード像を使う代表的
手法としては、TEICHHOLZ 法、CUBE法、GIBSON法が代表
的であり、また、Bモード像を使う代表的手法として
は、Modified SIMPSON法、SINGLE PLANE ELLIPSE法があ
る。Next, consider a case where an index of cardiac function such as stroke volume (SV) is measured. There are various methods for measuring the index of this cardiac function, and typical methods using the M-mode image include the TEICHHOLZ method, CUBE method, and GIBSON method, and typical methods using the B-mode image. Modified SIMPSON method and SINGLE PLANE ELLIPSE method are typical methods.
【0008】例えば、MモードのTEICHHOLZ 法では、図
12に示すように、拡張末期(D)と収縮末期(S)そ
れぞれの心時相で、4つずつ計測点(P101 〜P104 、
P201 〜P204 )を指定すると、これらから心室中隔厚
(IVST)、左室短軸径(LVID)、左室後壁厚
(LVPW)が計算され、そして心室中隔厚等から1回
拍出量が計算されるようになっている。このために必要
なオペレータの作業としては、各心時相で4つの計測点
を連続的に指定すればよく、比較的簡易な操作で、その
計算結果(心拍出量)が得られる利点ある。For example, in the M-mode TEICHHOLZ method, as shown in FIG. 12, four measurement points (P101 to P104, 4) are provided in each of the end diastolic (D) and end systolic (S) cardiac phases.
When P201 to P204) are specified, the interventricular septum thickness (IVST), left ventricular minor axis diameter (LVID), left ventricular posterior wall thickness (LVPW) is calculated from these, and one-time ejection is performed from the ventricular septum thickness and the like. The amount is to be calculated. As an operator's work necessary for this, four measurement points may be continuously specified in each cardiac phase, and the calculation result (cardiac output) can be obtained by a relatively simple operation. .
【0009】しかし、周知の通り、Mモード像を撮り難
い患者があり、このためTEICHHOLZ法等が使えないこと
がよくある。その場合には、BモードのSINGLE PLANE E
LLIPSE法等に切替えられる。このBモードのSINGLE PLA
NE ELLIPSE法は、比較的高精度で心拍出量を求めること
ができるものであるが、オペレータの作業は比較的複雑
で時間がかかるという欠点がある。つまり、このSINGL
PLANE ELLIPSE 法では、図13に示すように、心拍出量
を計算するのに、長軸左室面積(LVAL)、僧帽弁レ
ベル左室面積(LVAM)、左室短軸径(LVID)が
必要とされ、さらに長軸左室面積(LVAL)等を計算
するためには、オペレータは、図13(a)に示すよう
に、長軸断層像上で十字ポインタを動かして、左室内壁
に沿ってトレースラインTL1を描き、また図13
(b)に示すように、短軸断層像上で十字ポインタを動
かして、左室内壁に沿ってトレースラインTL2を描
き、さらに左室短軸径のための2つの計測点Pa、Pb
を指定しなければならない。しかも、このトレースライ
ンTL1,TR2及び計測点Pa、Pbを、拡張末期
(D)と収縮末期(S)との両方で行わなければならな
いのである。However, as is well known, there are patients who are difficult to take an M-mode image, so that the TEICHHOLZ method or the like often cannot be used. In that case, B mode SINGLE PLANE E
Switch to the LLIPSE method, etc. This B-mode SINGLE PLA
The NE ELLIPSE method can determine the cardiac output with relatively high accuracy, but has the disadvantage that the work of the operator is relatively complicated and time-consuming. In other words, this SINGL
In the PLANE ELLIPSE method, as shown in FIG. 13, the cardiac output is calculated by calculating the major left ventricular area (LVAL), the mitral valve level left ventricular area (LVAM), and the minor left ventricular axis (LVID). In order to further calculate the long axis left ventricular area (LVAL) and the like, the operator moves the cross pointer on the long axis tomographic image and moves the left indoor wall as shown in FIG. A trace line TL1 is drawn along
As shown in (b), by moving the cross pointer on the short-axis tomographic image, a trace line TL2 is drawn along the left ventricle wall, and two measurement points Pa, Pb for the left ventricular short-axis diameter are further drawn.
Must be specified. Moreover, the trace lines TL1 and TR2 and the measurement points Pa and Pb must be performed at both the end diastole (D) and the end systole (S).
【0010】[0010]
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、断層
像上で複数の計測点を簡易に且つ正確に指定することの
できる超音波画像診断装置を提供することにある。SUMMARY OF THE INVENTION An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic imaging apparatus capable of easily and accurately specifying a plurality of measurement points on a tomographic image.
【0011】[0011]
【課題を解決するための手段】(1)本発明は、被検体
内の断面を超音波で走査する手段と、前記走査により得
られるエコー信号に基づいて前記断面に関する断層像を
生成する手段と、計測点を指定するためのツールを作成
する手段と、前記作成されたツールを、前記断層像と共
に表示する手段と、前記ツールを操作するための入力手
段と、前記ツールにより指定された計測点間の距離を計
算する手段とを具備する超音波画像診断装置において、
前記ツールには、前記断層像上に任意位置及び任意角度
で設けられる基準線が含まれ、この基準線上に複数の計
測点を連続的に指定することができるようになっている
ことを特徴とする。 (2)本発明は、被検体内の断面を超音波で走査する手
段と、前記走査により得られるエコー信号に基づいて前
記断面に関する断層像を生成する手段と、計測点を指定
するためのツールを作成する手段と、前記作成されたツ
ールを、前記断層像と共に表示する手段と、前記ツール
を操作するための入力手段と、前記ツールにより指定さ
れた計測点間の距離を計算する手段とを具備する超音波
画像診断装置において、前記ツールには、前記断層像上
に任意位置及び任意角度で設けられる第1バーと、この
第1バーに対して任意角度で交差する第2バーとが含ま
れ、この第2バーを動かして前記第1バー上に複数の計
測点を連続的に指定することができるようになっている
ことを特徴とする。 (3)本発明は、(1)又は(2)の装置において、前
記計測点間の距離に基づいて、心機能に関する指標を計
算する手段をさらに備える。(1) The present invention provides a means for scanning a cross section in an object with an ultrasonic wave, and a means for generating a tomographic image on the cross section based on an echo signal obtained by the scanning. Means for creating a tool for designating measurement points, means for displaying the created tool together with the tomographic image, input means for operating the tool, and measurement points designated by the tool Means for calculating the distance between the ultrasound diagnostic imaging apparatus,
The tool includes a reference line provided at an arbitrary position and an arbitrary angle on the tomographic image, and a plurality of measurement points can be continuously designated on the reference line. I do. (2) The present invention provides a means for scanning a section in an object with an ultrasonic wave, a means for generating a tomographic image on the section based on an echo signal obtained by the scanning, and a tool for designating a measurement point Means for displaying the created tool together with the tomographic image, input means for operating the tool, and means for calculating the distance between measurement points specified by the tool. In the ultrasonic diagnostic imaging apparatus provided, the tool includes a first bar provided at an arbitrary position and an arbitrary angle on the tomographic image, and a second bar crossing the first bar at an arbitrary angle. The second bar is moved so that a plurality of measurement points can be continuously designated on the first bar. (3) The invention according to (1) or (2), further comprising means for calculating an index relating to cardiac function based on the distance between the measurement points.
【0012】[0012]
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して、本発明を
好ましい実施形態により説明する。図1に本実施形態に
係る超音波画像診断装置の構成を示す。なお、本発明
は、超音波画像上に指定される複数の計測点の間の距離
を計測する技術に関わるものであり、この計測は、被検
体内部の断面に関する組織断層像(Bモード像)、被検
体内部の断面の血流分布をカラーで提供するカラーフロ
ーマッピング像(カラー血流画像)に適用できるもので
あるが、ここでは計測に関して代表的に使われるBモー
ド像を一例にして説明するものとする。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS The preferred embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 shows a configuration of an ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to the present embodiment. The present invention relates to a technique for measuring a distance between a plurality of measurement points specified on an ultrasonic image, and this measurement is performed using a tissue tomographic image (B-mode image) relating to a cross section inside a subject. It can be applied to a color flow mapping image (color blood flow image) that provides a blood flow distribution of a cross section inside a subject in color. Here, a B-mode image typically used for measurement will be described as an example. It shall be.
【0013】まず、超音波プローブ1は、その先端付近
に、圧電セラミックス等の圧電体の両面に電極が形成さ
れてなる複数の振動子が配列されている。この振動子を
介して電気信号(高周波電圧)を超音波に変換し、また
逆に超音波を電気信号に変換する。送信時に振動子に高
周波電圧を印加し、また受信時に電気信号から特定の方
向成分が強調されたエコー信号を生成するために、送受
信回路3が設けられている。First, the ultrasonic probe 1 has a plurality of transducers in which electrodes are formed on both surfaces of a piezoelectric material such as piezoelectric ceramics near the tip thereof. The electric signal (high-frequency voltage) is converted into an ultrasonic wave through the vibrator, and the ultrasonic wave is converted into an electric signal. A transmission / reception circuit 3 is provided to apply a high-frequency voltage to the vibrator during transmission and to generate an echo signal in which a specific directional component is emphasized from an electric signal during reception.
【0014】この送受信回路3の送信系では、まず、ク
ロック発生器21からのクロックをレートパルス発生器
22で数分の1に分周することにより例えば6kHzと
いう周波数でレートパルスを生成する。なお、周知の通
り、この周波数は、パルス繰り返し周波数PRFと呼ば
れるもので、このパルス繰り返し周波数PRFに同期し
て超音波送受信動作が繰り返されることになる。このレ
ートパルスを送信遅延回路23で遅延した後、パルサ2
4に供給する。パルサ24では、レートパルスに同期し
て、周波数f0 の高周波電圧を発生して振動子に印加す
る。これによりプローブ1からは、中心周波数f0 の超
音波ビームが、パルス繰り返し周波数PRFの逆数の周
期で被検体に向けて繰り返し送信される。In the transmission system of the transmission / reception circuit 3, first, a rate pulse is generated at a frequency of, for example, 6 kHz by dividing the frequency of the clock from the clock generator 21 by a fraction pulse generator 22. As is well known, this frequency is called a pulse repetition frequency PRF, and the ultrasonic transmission / reception operation is repeated in synchronization with the pulse repetition frequency PRF. After the rate pulse is delayed by the transmission delay circuit 23,
4 The pulser 24 generates a high-frequency voltage having a frequency f0 in synchronization with the rate pulse and applies it to the vibrator. As a result, the probe 1 repeatedly transmits an ultrasonic beam having the center frequency f0 to the subject at the cycle of the reciprocal of the pulse repetition frequency PRF.
【0015】一方、送受信回路3の受信系では、振動子
からの電気信号を、まず、プリアンプ31で増幅した
後、受信遅延回路32で遅延し、そして加算器33で加
算する。これにより送受信の総合的な遅延パターンで決
まる特定方向からのエコー成分が強調されたエコー信号
を生成することができる。On the other hand, in the reception system of the transmission / reception circuit 3, the electric signal from the vibrator is first amplified by the preamplifier 31, then delayed by the reception delay circuit 32, and added by the adder 33. This makes it possible to generate an echo signal in which an echo component from a specific direction determined by an overall delay pattern of transmission and reception is enhanced.
【0016】送受信回路3の出力には、B/Mモード処
理ユニット4が接続されている。このB/Mモード処理
ユニット4では、送受信回路3で生成されたエコー信号
を検波回路41で検波し、そしてこの検波信号を対数増
幅器42で対数増幅にかける。このような処理により、
1本のビームライン(超音波走査線ともいう)上の組織
構造(音響インピーダンスの差)が、振幅変化により表
されることになる。The output of the transmitting / receiving circuit 3 is connected to a B / M mode processing unit 4. In the B / M mode processing unit 4, the echo signal generated by the transmission / reception circuit 3 is detected by a detection circuit 41, and the detected signal is subjected to logarithmic amplification by a logarithmic amplifier 42. By such processing,
A tissue structure (difference in acoustic impedance) on one beam line (also referred to as an ultrasonic scanning line) is represented by an amplitude change.
【0017】この検波信号を、アナログディジタルコン
バータ(A/D)43でディジタル信号に変換してか
ら、表示ユニット5に送り、そこでまずディジタルスキ
ャンコンバータ(D・S・C)51で直交座標系にマッ
ピングし、そしてディジタルアナログコンバータ(D/
A)52でアナログ信号に戻してディスプレイ53に表
示することにより、組織構造が濃淡で表現される。The detected signal is converted into a digital signal by an analog-to-digital converter (A / D) 43 and then sent to a display unit 5, where it is first converted to a rectangular coordinate system by a digital scan converter (DSC) 51. Mapping and digital-to-analog converter (D /
A) By returning the analog signal in 52 and displaying it on the display 53, the tissue structure is expressed in shades.
【0018】ここで、送受信の総合的な遅延パターンを
送受信毎に少しずつ変えながら、ディジタルスキャンコ
ンバータ51で縦軸を深さで横軸を方位方向に対応させ
た直交座標系にマッピングすることにより、断面の組織
画像(Bモード像)を生成できるし、その内の任意の1
本のビームラインの信号を取り出してこれを縦軸を深さ
で横軸を時間軸に対応させた直交座標系にマッピングす
ることにより、当該ビームライン上の1次元の組織構造
の時間変化画像(Mモード像)を生成することができ
る。Here, while the overall delay pattern of transmission and reception is slightly changed for each transmission and reception, the digital scan converter 51 maps the vertical axis to the depth and the horizontal axis to the orthogonal coordinate system corresponding to the azimuth direction. , A cross-sectional tissue image (B-mode image) can be generated.
By extracting signals of the beam lines and mapping the signals to an orthogonal coordinate system in which the vertical axis corresponds to the depth and the horizontal axis corresponds to the time axis, a time-change image of a one-dimensional tissue structure on the beam line ( M-mode image) can be generated.
【0019】本超音波画像診断装置には、このようなB
モード像を使って2点間距離や心機能に関する指標を計
測することができるように、計測点を画像上に指定する
ための計測用道具(計測ツール)を、Bモード像上に重
畳表示させるためのグラフィック演算器6、この計測ツ
ールをオペレータが自由に操作するためのトラックボー
ル7、そして指定された2点間の実寸換算した距離や、
その距離から心拍出量(CO)等の心機能に関する指標
を計算するための計算器8が設けられている。ここで重
要なのは、グラフィック演算器6による計測ツールの表
示コントロールにある。なお、この表示コントロール
は、記憶媒体に記憶可能で、且つコンピュータで実行可
能なプログラムコードにより実現するのが一般的であ
る。In the present ultrasonic diagnostic imaging apparatus, such a B
A measurement tool (measurement tool) for designating measurement points on an image is superimposed on a B-mode image so that indices related to the distance between two points and cardiac functions can be measured using the mode image. Calculator 6, a trackball 7 for allowing the operator to freely operate this measurement tool, and the actual size-converted distance between two designated points,
A calculator 8 is provided for calculating an index related to cardiac function such as cardiac output (CO) from the distance. What is important here is the display control of the measurement tool by the graphic calculator 6. The display control is generally realized by a program code that can be stored in a storage medium and that can be executed by a computer.
【0020】図2に、この表示コントロールに従って、
Bモード像上に複数の計測点を一直線状に連続的に指定
する手順を示している。まず、計測ツールとしては、交
差する2本のバー(第1バーと第2バー)からなる。こ
の2本のバーは、トラックボール7やその付属ボタンの
適当な操作によりそれぞれ個別にBモード像上で移動す
ることができるように、グラフィック演算器6により表
示制御されている。この2本のバーの交点が、計測点の
候補を表している。オペレータは、この2本のバーを適
当に動かして、その交点が目的の位置に合致したとき、
確定指示をすることにより、その位置に計測点を指定す
ることができるようになっている。In FIG. 2, according to the display control,
The procedure for continuously designating a plurality of measurement points in a straight line on the B-mode image is shown. First, the measurement tool includes two intersecting bars (a first bar and a second bar). The display of these two bars is controlled by the graphic calculator 6 so that they can be individually moved on the B-mode image by an appropriate operation of the trackball 7 and its attached buttons. The intersection of these two bars represents a candidate for a measurement point. The operator moves the two bars appropriately, and when the intersection point matches the target position,
By giving a confirmation instruction, a measurement point can be designated at that position.
【0021】まず、ステップS1で、基準線となる第1
バーが、Bモード像上の縦軸(深さ)に対して初期角度
(例えば0゜)で、垂直に表示される(図3)。このと
き、第2バーも同時に表示してもよいが、ここでは説明
の便宜上、第2バーはまだ表示されていないものとす
る。次に、ステップS2で、トラックボール7等が適当
に操作されると、それに従って第1バーが注目位置まで
平行に移動される(図3)。このとき、演算部6により
トラックボール7の動きの中で縦方向成分(画面の垂直
成分)分は無視され、横方向成分(画面の水平成分)だ
けが認識され、この認識された横方向成分の移動量だけ
に従って第1バーが横方向に動かされるので、トラック
ボール7の操作が簡素化する。First, in step S1, a first reference line serving as a reference line is set.
The bar is displayed vertically at an initial angle (for example, 0 °) with respect to the vertical axis (depth) on the B-mode image (FIG. 3). At this time, the second bar may be displayed at the same time, but it is assumed here that the second bar has not been displayed for convenience of explanation. Next, in step S2, when the trackball 7 or the like is appropriately operated, the first bar is moved in parallel to the target position accordingly (FIG. 3). At this time, the vertical component (the vertical component of the screen) in the movement of the trackball 7 is ignored by the calculation unit 6, and only the horizontal component (the horizontal component of the screen) is recognized. Since the first bar is moved in the horizontal direction only according to the amount of movement of the track ball 7, the operation of the trackball 7 is simplified.
【0022】なお、図4に示すように、縦軸に対する第
1バーの角度(傾斜角)は任意に変えられるようになっ
ており、オペレータは必要に応じてトラックボール7等
を操作して第1バーを適当に傾斜させることができるよ
うになっている(ステップS3,S4)。この傾斜機能
は、血管が縦軸に対して傾いて表示されているときや、
また第1バーを心臓長軸断層像や短軸断層像上でその長
軸や短軸に合わせて心室中隔厚や左室短軸径や左室後壁
厚を計測するときに使用される。As shown in FIG. 4, the angle (inclination angle) of the first bar with respect to the vertical axis can be arbitrarily changed, and the operator operates the trackball 7 and the like as necessary. One bar can be appropriately inclined (steps S3 and S4). This tilting function is used when the blood vessel is displayed tilted with respect to the vertical axis,
It is also used to measure the interventricular septum thickness, left ventricular short axis diameter, and left ventricular posterior wall thickness by aligning the first bar with the long axis or short axis on the cardiac long axis or short axis tomogram. .
【0023】この第1バーの位置や角度が決まると、ス
テップS5で、この第1バーに対して、初期的な交差角
度(例えば90゜)で第2バーが表示され、第1バーか
ら第2バーに表示コントロール対象が代わる(図5)。
なお、この交差角度は、任意に変えられるようになって
おり、オペレータは必要に応じてトラックボール7等を
操作して第2バーを第1バーに対して適当に傾斜させる
ことができるようになっている(ステップS6,S
7)。この機能は、例えば第2バーを血管軸と平行にす
るようなとき等に使用される。When the position and the angle of the first bar are determined, the second bar is displayed at an initial intersection angle (for example, 90 °) with respect to the first bar in step S5. The display control target is replaced by the two bars (FIG. 5).
The crossing angle can be arbitrarily changed, and the operator can operate the trackball 7 or the like as needed to appropriately tilt the second bar with respect to the first bar. (Steps S6, S
7). This function is used, for example, when making the second bar parallel to the blood vessel axis.
【0024】第2バーの角度が決まると、次に、ステッ
プS8で、図6に示すように、トラックボール7等の適
当な操作に従って、第2バーが、第1バーと初期的な交
差角度又は変更された交差角度を維持した状態で、平行
移動される。このとき、演算部6によりトラックボール
7の動きの中で横方向成分は無視され、縦方向成分だけ
が認識され、この認識された縦方向成分の移動量だけに
従って第2バーが縦方向に動かされるので、トラックボ
ール7の操作が簡素化する。When the angle of the second bar is determined, next, in step S8, as shown in FIG. 6, according to an appropriate operation of the trackball 7 or the like, the second bar and the first bar have an initial intersection angle. Or, it is translated while maintaining the changed intersection angle. At this time, the horizontal component in the movement of the trackball 7 is ignored by the calculation unit 6, only the vertical component is recognized, and the second bar is moved in the vertical direction according to only the movement amount of the recognized vertical component. Therefore, the operation of the trackball 7 is simplified.
【0025】そして、図7に示すように、ステップS9
において、所定の確定操作が行われると、そのときの第
1バーと第2バーとの交差点が、計測点として確定さ
れ、さらにこのステップS8〜S10のループを繰り返
して、第1バーと初期的な交差角度又は変更された交差
角度を維持した状態で第2バーを平行移動しながら、例
えば血管前壁の外縁、血管前壁の内縁、血管後壁の内
縁、血管後壁の外縁に対して複数の計測点を第1バー上
に一直線状に手連続的に次々と指定していくことができ
る。この指定と同時に、ステップ12において計算器8
は、隣り合う計測点の間の距離を実寸換算で計算する。Then, as shown in FIG. 7, step S9
, When a predetermined determination operation is performed, the intersection of the first bar and the second bar at that time is determined as a measurement point, and further, the loop of steps S8 to S10 is repeated to initialize the first bar with the initial bar. While the second bar is being translated while maintaining the proper crossing angle or the changed crossing angle, for example, with respect to the outer edge of the front wall of the blood vessel, the inner edge of the front wall of the blood vessel, the inner edge of the rear wall of the blood vessel, and the outer edge of the rear wall of the blood vessel. A plurality of measurement points can be designated one after another in a straight line on the first bar. Simultaneously with this designation, in step 12, the calculator 8
Calculates the distance between adjacent measurement points in actual size conversion.
【0026】また、ステップS11を介してステップS
2に戻って他の部位に対して別に計測点を指定できるよ
うになっており(多チャネル計測機能)、計測点の指定
と同時に、ステップ12において計算器8はチャネルご
とに隣り合う計測点の間の距離を実寸換算で計算する。Further, the process proceeds to step S11 through step S11.
Returning to step 2, the measurement point can be specified separately for another part (multi-channel measurement function). At the same time as the specification of the measurement point, the calculator 8 determines the adjacent measurement point for each channel in step 12. The distance between them is calculated in actual size.
【0027】このように本実施形態によると、基準線
(第1バー)を一旦決めてしまうと、第2バーはそれに
対して一定の角度を保ったままで平行移動するようにな
っており、これにより複数の計測点を一直線状に並べて
基準線上に次々と連続的に指定していくことができる。
なお、距離計算後に、第1バーの角度や第2バーの交差
角度を再度変更したり、また図8に示すように、確定し
た第1、第2バー及び計測点をそのまま任意の方向に移
動させることができるような様々な補足的機能を追加す
ることは、操作の利便性にとって非常に有益であると考
えられる。As described above, according to the present embodiment, once the reference line (first bar) is determined, the second bar is translated while maintaining a constant angle with respect to it. Thus, a plurality of measurement points can be arranged in a straight line and continuously specified one after another on a reference line.
After the distance calculation, the angle of the first bar and the intersection angle of the second bar are changed again, and the fixed first and second bars and the measurement point are moved in any direction as shown in FIG. Adding various supplementary functions that can be performed is considered to be very beneficial for the convenience of operation.
【0028】次に、上述した計測点の簡易な指定方法の
具体的な応用例について説明する。従来技術のところで
も述べたように、1回拍出量(SV)等の心機能の指標
を計測するのは、Mモード像でも、Bモード像でもどち
らを使っても求めることができる。Mモード像を使う手
法は、オペレータに課せられる作業としては比較的少な
くて簡易であるが、計測精度は比較的低く、一方、Bモ
ード像を使う手法は、オペレータに課せられる作業とし
ては比較的多くて複雑にして面倒であるという反面、比
較的高い計測精度が得られるというそれぞれ長所短所が
あり、適時使い分けられるのが現状である。一般的に
は、Mモード像を使う手法を選択するのは、ごくごく参
考程度に1回拍出量(SV)等の心機能の指標を見る場
合、つまり計測精度は低くてもよいが、あまり時間をか
けずに簡単に計測したいときであるが、実際には、Mモ
ード像が撮り難い患者がいる場合は、操作の面倒なBモ
ード像を使う手法を選択せざるを得ないというケースが
現実に生じることがある。Next, a specific application example of the above-described simple designation method of a measurement point will be described. As described in the related art, the measurement of an index of cardiac function such as stroke volume (SV) can be obtained by using either an M-mode image or a B-mode image. The method using the M-mode image is relatively small and simple as the task imposed on the operator, but the measurement accuracy is relatively low. On the other hand, the method using the B-mode image is relatively small as the task imposed on the operator. Although it is complicated and cumbersome, it has advantages and disadvantages in that relatively high measurement accuracy can be obtained. Generally, the method of using the M-mode image is selected only when the index of cardiac function such as stroke volume (SV) is viewed for reference only, that is, the measurement accuracy may be low, but it is not so much. This is a time when you want to easily measure without taking time, but in reality, if there is a patient who is difficult to take an M-mode image, there is a case where you have to select a method that uses a troublesome B-mode image. May actually occur.
【0029】このようなケースに対処するために、Bモ
ード像を使って、計測精度は低くてもよいが、あまり時
間をかけずに簡単に心拍出量等の心機能に関する指標を
計測できるような手法に対する要望が強い。この応用手
法は、このような要望に応えるためになされたものであ
る。In order to cope with such a case, the measurement accuracy may be low using the B-mode image, but the index relating to the cardiac function such as the cardiac output can be easily measured without taking much time. There is a strong demand for such a method. This application technique has been made to meet such a demand.
【0030】図9に、この応用例の手順を示している。
図10は、図9の手順の補足図であり、図10(a)は
拡張末期の長軸断面に関するBモード像を示し、図10
(b)は収縮末期の長軸断面に関するBモード像を示し
ている。なお、拡張末期の長軸断面に関するBモード像
と収縮末期の長軸断面に関するBモード像とは、計測前
に心拍同期を使って予め収集し図示しないフレームメモ
リに記憶しておいて計測点指定時に読み出してフリーズ
で表示させるようにしてもよいし、計測点指定時に心拍
同期を使って収集しフリーズで表示させるようにしても
よい。FIG. 9 shows the procedure of this application example.
FIG. 10 is a supplementary diagram of the procedure of FIG. 9, and FIG. 10 (a) shows a B-mode image with respect to the long-axis section at the end diastole.
(B) shows a B-mode image related to a long-axis cross section at the end of systole. The B-mode image related to the long-axis section at the end diastole and the B-mode image related to the long-axis section at the end systole are collected beforehand using heart rate synchronization and stored in a frame memory (not shown) to specify a measurement point. It may be read out at a time and displayed in a frozen state, or may be collected and displayed in a frozen state using heart rate synchronization when a measurement point is designated.
【0031】まず、ステップS101で、基準線となる
第1バーB1が、拡張末期の長軸断面に関するBモード
像上に表示される。次に、ステップS102〜S104
において、トラックボール7等を適当に操作して、第1
バーB1を移動し、適当に傾けて、第1バーB1が心臓
の短軸に合致される。First, in step S101, a first bar B1 serving as a reference line is displayed on a B-mode image related to a long-axis cross section of end diastole. Next, steps S102 to S104
In the above, the trackball 7 or the like is appropriately operated to
By moving the bar B1 and tilting it appropriately, the first bar B1 is aligned with the short axis of the heart.
【0032】この第1バーB1の位置や角度が決まる
と、ステップS105で、第2バーB2をトラックボー
ル7等の適当な操作に従って平行移動しながら、当該計
測に必要な位置、つまり本応用例では心室中隔の外縁、
心室中隔の内縁、左室後壁の内縁、左室後壁の外縁上に
4つの計測点(P11〜P14)を一直線状に並べて連
続的に次々と指定していくことができる。そして、4つ
の計測点(P11〜P14)がそれぞれ適当な位置に指
定されたことを確認して、ステップS106において当
該拡張末期画像上での計測点の指定作業が完了する。When the position and angle of the first bar B1 are determined, in step S105, the second bar B2 is moved in parallel according to an appropriate operation of the trackball 7 or the like, and the position required for the measurement, that is, the present application example Now, the outer edge of the ventricular septum,
Four measurement points (P11 to P14) can be arranged in a straight line on the inner edge of the interventricular septum, the inner edge of the left ventricular posterior wall, and the outer edge of the left ventricular posterior wall, and can be successively designated one after another. Then, it is confirmed that the four measurement points (P11 to P14) are specified at appropriate positions, and the operation of specifying the measurement points on the end-diastolic image is completed in step S106.
【0033】次に、表示画像が、収縮末期の長軸断面に
関するBモード像に切り替わり、この収縮末期の長軸断
面に関するBモード像上に、ステップS101〜S10
6と同様な手順で、心室中隔の外縁、心室中隔の内縁、
左室後壁の内縁、左室後壁の外縁上に4つの計測点(P
21〜P24)を指定する(S107〜S112)。Next, the display image is switched to a B-mode image related to the long-axis section of end-systole, and steps S101 to S10 are displayed on the B-mode image related to the long-axis section of end-systole.
In the same procedure as in 6, the outer edge of the ventricular septum, the inner edge of the ventricular septum,
Four measurement points (P on the inner edge of the rear wall of the left ventricle and on the outer edge of the rear wall of the left ventricle)
21 to P24) are specified (S107 to S112).
【0034】次に、指定した計測点(P11〜P14、
P21〜P24)から、Mモード用のTEICHHOLZ 法等と
同じ計算処理方法により心拍出量等の心機能に関する指
標を求め、この心拍出量等の心機能に関する指標を、そ
の計算中に求めた拡張末期の心室中隔厚(IVST
D)、左室短軸径(LVIDD)、左室後壁厚(LVP
WD)及び収縮末期の心室中隔厚(IVSTS)、左室
短軸径(LVIDS)、左室後壁厚(LVPWS)と一
緒に同画面に表示する(S113)。Next, the designated measurement points (P11 to P14,
From P21 to P24), an index relating to cardiac function such as cardiac output is obtained by the same calculation processing method as the TEICHHOLZ method for M mode, and an index relating to cardiac function such as cardiac output is determined during the calculation. End-diastolic ventricular septum thickness (IVST
D), left ventricular minor axis diameter (LVIDD), left ventricular rear wall thickness (LVP)
WD), the end-systolic ventricular septum thickness (IVSTS), left ventricular minor axis diameter (LVIDS), and left ventricular posterior wall thickness (LVPWS) are displayed on the same screen (S113).
【0035】以上のように、心拍出量等の心機能に関す
る指標をBモード像を使って簡易に計測することができ
る。しかも、このために必要な計測点(P11〜P1
4、P21〜P24)を、基準線を使って一直線状に且
つ連続的に簡単に指定していくことができる。本発明
は、上述してきたような実施形態に限定されることな
く、種々変形して実施可能であることは言うまでもな
い。As described above, indices relating to cardiac functions such as cardiac output can be easily measured using a B-mode image. In addition, the measurement points (P11 to P1
4, P21 to P24) can be easily specified in a straight line and continuously using a reference line. It is needless to say that the present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be implemented with various modifications.
【0036】[0036]
【発明の効果】本発明によると、第1バー又は基準線上
に計測点を一直線状に並べて連続的に指定していくこと
ができ、従来のように十字ポイントを完全にフリーな状
態で動かして複数の計測点を個々に指定していくより
も、簡易に且つ対象に対して正確に指定することができ
る。According to the present invention, the measurement points can be arranged in a straight line on the first bar or the reference line and continuously specified, and the cross point can be moved in a completely free state as in the prior art. Rather than specifying a plurality of measurement points individually, it is possible to easily and accurately specify the target.
【図1】本実施形態に係る超音波画像診断装置の構成を
示すブロック図。FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to an embodiment.
【図2】本実施形態による計測点指定処理の流れを示す
フローチャート、FIG. 2 is a flowchart illustrating a flow of a measurement point designation process according to the embodiment;
【図3】図2のステップS1,S2に対応したディスプ
レイ表示画面の一例を示す図。FIG. 3 is a view showing an example of a display screen corresponding to steps S1 and S2 in FIG. 2;
【図4】図2のステップS3,S4に対応したディスプ
レイ表示画面の一例を示す図。FIG. 4 is a view showing an example of a display screen corresponding to steps S3 and S4 in FIG. 2;
【図5】図2のステップS5,S6,S7に対応したデ
ィスプレイ表示画面の一例を示す図。FIG. 5 is a view showing an example of a display screen corresponding to steps S5, S6, and S7 in FIG. 2;
【図6】図2のステップS8に対応したディスプレイ表
示画面の一例を示す図。FIG. 6 is a view showing an example of a display screen corresponding to step S8 in FIG. 2;
【図7】図2のステップS9,S10に対応したディス
プレイ表示画面の一例を示す図。FIG. 7 is a view showing an example of a display screen corresponding to steps S9 and S10 in FIG. 2;
【図8】図1のグラフィック演算器による付加的な機能
の説明図。FIG. 8 is an explanatory diagram of additional functions provided by the graphic calculator of FIG. 1;
【図9】本実施形態による計測点指定処理の具体的な応
用例を示すフローチャート。FIG. 9 is a flowchart showing a specific application example of the measurement point designation processing according to the embodiment.
【図10】図9の補足図であり、(a)は拡張末期の断
層像(Bモード像)上に指定される計測点を示し、
(b)は収縮末期の断層像(Bモード像)上に指定され
る計測点を示す図。10 is a supplementary diagram of FIG. 9, in which (a) shows measurement points specified on a tomographic image (B-mode image) at the end diastole;
(B) is a diagram showing measurement points designated on a tomographic image (B-mode image) at the end of systole.
【図11】従来の計測点指定作業の説明図。FIG. 11 is an explanatory diagram of a conventional measurement point designating operation.
【図12】従来のMモード像から心拍出量を計算するた
めに必要な計測点を示す図。FIG. 12 is a diagram showing measurement points required to calculate a cardiac output from a conventional M-mode image.
【図13】従来の断層像(Bモード像)から心拍出量を
計算するために必要なトレースラインと計測点とを示す
図。FIG. 13 is a diagram showing trace lines and measurement points necessary for calculating a cardiac output from a conventional tomographic image (B-mode image).
1…プローブ、 2…送信ユニット、 3…受信ユニット、 4…B/Mモード処理ユニット、 5…表示ユニット、 6…グラフィック演算器、 7…トラックボール、 8…計算器、 21…クロック発生器、 22…レートパルス発生器、 23…送信遅延回路、 24…パルサ、 31…プリアンプ、 32…受信遅延回路、 33…加算器、 41…検波回路、 42…対数増幅器、 43…アナログディジタルコンバータ、 51…ディジタルスキャンコンバータ、 52…ディジタルアナログコンバータ、 53…ディスプレイ。 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Probe, 2 ... Transmission unit, 3 ... Receiving unit, 4 ... B / M mode processing unit, 5 ... Display unit, 6 ... Graphic calculator, 7 ... Trackball, 8 ... Calculator, 21 ... Clock generator, 22: Rate pulse generator, 23: Transmission delay circuit, 24: Pulser, 31: Preamplifier, 32: Reception delay circuit, 33: Adder, 41: Detection circuit, 42: Logarithmic amplifier, 43: Analog-to-digital converter, 51 ... Digital scan converter, 52 ... Digital / analog converter, 53 ... Display.
Claims (3)
と、 前記走査により得られるエコー信号に基づいて前記断面
に関する断層像を生成する手段と、 計測点を指定するためのツールを作成する手段と、 前記作成されたツールを、前記断層像と共に表示する手
段と、 前記ツールを操作するための入力手段と、 前記ツールにより指定された計測点間の距離を計算する
手段とを具備する超音波画像診断装置において、 前記ツールには、前記断層像上に任意位置及び任意角度
で設けられる基準線が含まれ、この基準線上に複数の計
測点を連続的に指定することができるようになっている
ことを特徴とする超音波画像診断装置。1. A means for scanning a section in an object with an ultrasonic wave, a means for generating a tomographic image on the section based on an echo signal obtained by the scanning, and a tool for designating a measurement point Means for displaying the created tool together with the tomographic image; input means for operating the tool; and means for calculating the distance between measurement points designated by the tool. In the ultrasonic diagnostic imaging apparatus, the tool includes a reference line provided at an arbitrary position and an arbitrary angle on the tomographic image, and a plurality of measurement points can be continuously designated on the reference line. An ultrasonic diagnostic imaging apparatus, comprising:
と、 前記走査により得られるエコー信号に基づいて前記断面
に関する断層像を生成する手段と、 計測点を指定するためのツールを作成する手段と、 前記作成されたツールを、前記断層像と共に表示する手
段と、 前記ツールを操作するための入力手段と、 前記ツールにより指定された計測点間の距離を計算する
手段とを具備する超音波画像診断装置において、 前記ツールには、前記断層像上に任意位置及び任意角度
で設けられる第1バーと、この第1バーに対して任意角
度で交差する第2バーとが含まれ、この第2バーを動か
して前記第1バー上に複数の計測点を連続的に指定する
ことができるようになっていることを特徴とする超音波
画像診断装置。2. A means for scanning a section in an object with an ultrasonic wave, a means for generating a tomographic image on the section based on an echo signal obtained by the scanning, and a tool for designating a measurement point Means for displaying the created tool together with the tomographic image; input means for operating the tool; and means for calculating the distance between measurement points designated by the tool. In the ultrasonic diagnostic imaging apparatus, the tool includes a first bar provided at an arbitrary position and an arbitrary angle on the tomographic image, and a second bar crossing the first bar at an arbitrary angle, An ultrasonic diagnostic imaging apparatus wherein a plurality of measurement points can be continuously designated on the first bar by moving the second bar.
に関する指標を計算する手段をさらに備えることを特徴
とする請求項1又は2記載の超音波画像診断装置。3. The ultrasonic diagnostic imaging apparatus according to claim 1, further comprising: means for calculating an index related to cardiac function based on a distance between the measurement points.
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP30870798A JP4301606B2 (en) | 1997-11-11 | 1998-10-29 | Ultrasound diagnostic imaging equipment |
MX9906936A MXPA99006936A (en) | 1998-07-28 | 1999-07-26 | Electric vacuum cleaner and nozzle unit therefor. |
Applications Claiming Priority (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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JP30863397 | 1997-11-11 | ||
JP9-308633 | 1997-11-11 | ||
JP30870798A JP4301606B2 (en) | 1997-11-11 | 1998-10-29 | Ultrasound diagnostic imaging equipment |
Publications (2)
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Family
ID=26565624
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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JP30870798A Expired - Lifetime JP4301606B2 (en) | 1997-11-11 | 1998-10-29 | Ultrasound diagnostic imaging equipment |
Country Status (1)
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JP (1) | JP4301606B2 (en) |
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