JP2000225115A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
- Publication number
- JP2000225115A JP2000225115A JP11029298A JP2929899A JP2000225115A JP 2000225115 A JP2000225115 A JP 2000225115A JP 11029298 A JP11029298 A JP 11029298A JP 2929899 A JP2929899 A JP 2929899A JP 2000225115 A JP2000225115 A JP 2000225115A
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 心電計を用いることなくリアルタイムで正確
な心拍数を自動的に得る。 【解決手段】 スキャンコントローラ１５によって送信
・受信超音波ビームのスキャンを行い、そのスキャンご
とに時間的に順次、Ｂモード処理系１６よりＢモード画
像を得、その各画素データの経時変化についての自己相
関をＣＰＵ１９により計算し、そのＢモード画像中の変
化の激しい領域に属する画素についての自己相関の平均
を求め、こうして求めた波形のピークを検出してその間
の間隔により心拍数を求める。
な心拍数を自動的に得る。 【解決手段】 スキャンコントローラ１５によって送信
・受信超音波ビームのスキャンを行い、そのスキャンご
とに時間的に順次、Ｂモード処理系１６よりＢモード画
像を得、その各画素データの経時変化についての自己相
関をＣＰＵ１９により計算し、そのＢモード画像中の変
化の激しい領域に属する画素についての自己相関の平均
を求め、こうして求めた波形のピークを検出してその間
の間隔により心拍数を求める。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は、超音波を利用し
て人体等の内部の画像を得る超音波診断装置に関する。
て人体等の内部の画像を得る超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波診断装置により被検者内の画像を
得るとき、心拍数を計測する必要が生じることがある。
このような場合、通常、心電計を被検者に取り付け、Ｅ
ＣＧ波形のＲ波間隔から求めるようにしているが、これ
によると別途心電計が必要であるため、超音波診断装置
の画像から求めることも行われている。すなわち、循環
器系を対象にしてＭモード画像あるいはＤモード画像を
とり、その画像をオペレータが観察し、その画像上でピ
ークを手動で指定し、ピーク間距離（時間）を求めて心
拍数（毎分）を得る。なお、ここでＭモード画像とは超
音波ビーム方向の１ラインのエコー信号強度分布の時間
的変化をとらえたものであり、Ｄモード画像とは血流の
速度を経時変化としてとらえたものである。
得るとき、心拍数を計測する必要が生じることがある。
このような場合、通常、心電計を被検者に取り付け、Ｅ
ＣＧ波形のＲ波間隔から求めるようにしているが、これ
によると別途心電計が必要であるため、超音波診断装置
の画像から求めることも行われている。すなわち、循環
器系を対象にしてＭモード画像あるいはＤモード画像を
とり、その画像をオペレータが観察し、その画像上でピ
ークを手動で指定し、ピーク間距離（時間）を求めて心
拍数（毎分）を得る。なお、ここでＭモード画像とは超
音波ビーム方向の１ラインのエコー信号強度分布の時間
的変化をとらえたものであり、Ｄモード画像とは血流の
速度を経時変化としてとらえたものである。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
ように超音波診断装置で得た画像をオペレータが観察し
て手動操作により指定して心拍数を得るのでは、操作が
煩雑でオペレータの負担が大きく、しかも不正確である
し、なによりリアルタイムで心拍数を計測することがで
きないという問題がある。
ように超音波診断装置で得た画像をオペレータが観察し
て手動操作により指定して心拍数を得るのでは、操作が
煩雑でオペレータの負担が大きく、しかも不正確である
し、なによりリアルタイムで心拍数を計測することがで
きないという問題がある。
【０００４】この発明は、上記に鑑み、超音波診断装置
で得られる画像からリアルタイムで正確な心拍数を自動
的に求めることを可能とする、超音波診断装置を提供す
ることを目的とする。
で得られる画像からリアルタイムで正確な心拍数を自動
的に求めることを可能とする、超音波診断装置を提供す
ることを目的とする。
【０００５】
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、超音波を時間的につぎつぎに送受する手段と、順次
得られる受信超音波信号の経時的変化に関する自己相関
を計算する手段と、求められた自己相関波形におけるピ
ークを求める手段と、求められたピークの間隔に基づい
て心拍数を算出する手段とが備えられることが特徴とな
っている。
め、超音波を時間的につぎつぎに送受する手段と、順次
得られる受信超音波信号の経時的変化に関する自己相関
を計算する手段と、求められた自己相関波形におけるピ
ークを求める手段と、求められたピークの間隔に基づい
て心拍数を算出する手段とが備えられることが特徴とな
っている。
【０００６】受信超音波信号が順次得られるが、その信
号の経時的変化に関して自己相関を計算すると、時間空
間的なスムージング効果が得られる。そのため、この自
己相関波形において、ピークを求め、そのピーク間の間
隔を求めることは容易であり、画像処理等で自動的にリ
アルタイムで求めることが可能である。また、時間空間
的なスムージング効果により、受信信号の経時的な細か
い変化や雑音等に影響されなくなるので、正確性を確保
することもできる。このピーク間の間隔は心拍周期に対
応しているので、これから心拍数（毎分）を得ることが
できる。したがって、超音波診断装置だけで他の特別な
装置を用いることなく、正確な心拍数をリアルタイムで
求めることが可能である。
号の経時的変化に関して自己相関を計算すると、時間空
間的なスムージング効果が得られる。そのため、この自
己相関波形において、ピークを求め、そのピーク間の間
隔を求めることは容易であり、画像処理等で自動的にリ
アルタイムで求めることが可能である。また、時間空間
的なスムージング効果により、受信信号の経時的な細か
い変化や雑音等に影響されなくなるので、正確性を確保
することもできる。このピーク間の間隔は心拍周期に対
応しているので、これから心拍数（毎分）を得ることが
できる。したがって、超音波診断装置だけで他の特別な
装置を用いることなく、正確な心拍数をリアルタイムで
求めることが可能である。
【０００７】
【発明の実施の形態】つぎに、この発明の実施の形態に
ついて図面を参照しながら詳細に説明する。図１におい
て、アレイ型プローブ１１は多数の超音波振動子がアレ
イ状に並べられたものである。また、送受信回路１２
は、その個々の振動子に接続された多数の個別の送受信
回路からなる。送信ビームフォーマー１３は、送受信回
路１２内の個々の送受信回路に駆動信号を与えて、アレ
イ型プローブ１１の多数の超音波振動子をいっせいに動
作させて、これらから発生する超音波を合成させる。受
信ビームフォーマー１４はアレイ型プローブ１１の各超
音波振動子より得られる受信超音波信号の各々に遅延時
間を与えて、これらの信号を合成する。
ついて図面を参照しながら詳細に説明する。図１におい
て、アレイ型プローブ１１は多数の超音波振動子がアレ
イ状に並べられたものである。また、送受信回路１２
は、その個々の振動子に接続された多数の個別の送受信
回路からなる。送信ビームフォーマー１３は、送受信回
路１２内の個々の送受信回路に駆動信号を与えて、アレ
イ型プローブ１１の多数の超音波振動子をいっせいに動
作させて、これらから発生する超音波を合成させる。受
信ビームフォーマー１４はアレイ型プローブ１１の各超
音波振動子より得られる受信超音波信号の各々に遅延時
間を与えて、これらの信号を合成する。
【０００８】スキャンコントローラ１５は、上記の駆動
信号のタイミングおよび遅延時間をコントロールするこ
とによって、合成した送信超音波のフォーカスおよび方
向を制御するとともに、信号合成によって得られた合成
受信超音波のフォーカスおよび方向が上記の送信超音波
と同じになるようにする。そして、つぎつぎに送受され
る合成送受超音波がある平面をスキャンするよう、その
方向を定める駆動タイミングおよび遅延時間の制御をお
こなう。
信号のタイミングおよび遅延時間をコントロールするこ
とによって、合成した送信超音波のフォーカスおよび方
向を制御するとともに、信号合成によって得られた合成
受信超音波のフォーカスおよび方向が上記の送信超音波
と同じになるようにする。そして、つぎつぎに送受され
る合成送受超音波がある平面をスキャンするよう、その
方向を定める駆動タイミングおよび遅延時間の制御をお
こなう。
【０００９】そこで、被検者の診断部位にアレイ型プロ
ーブ１１をあて、特定の断面を合成超音波ビームでスキ
ャンし、その受信信号をＢモード処理系１６で処理する
ことにより、図２で示すような扇型の超音波画像（Ｂモ
ード画像）３１を得る。この画像データはＤＳＣ（デジ
タルスキャンコンバータ）および画像メモリ１８に送ら
れ、ＴＶビデオ信号に変換されてディスプレイ装置２０
に送られる。この画像３１は超音波ビームのスキャンご
とに順次得られるので、超音波ビームのスキャンレート
を、ＴＶビデオ信号のフレームレートと同程度の速いも
のとして、表示画像を更新することによって、ディスプ
レイ装置２０において動画の表示ができる。これによ
り、循環器系を診断部位としたとき、その動きのある循
環器系の診断が可能となる。
ーブ１１をあて、特定の断面を合成超音波ビームでスキ
ャンし、その受信信号をＢモード処理系１６で処理する
ことにより、図２で示すような扇型の超音波画像（Ｂモ
ード画像）３１を得る。この画像データはＤＳＣ（デジ
タルスキャンコンバータ）および画像メモリ１８に送ら
れ、ＴＶビデオ信号に変換されてディスプレイ装置２０
に送られる。この画像３１は超音波ビームのスキャンご
とに順次得られるので、超音波ビームのスキャンレート
を、ＴＶビデオ信号のフレームレートと同程度の速いも
のとして、表示画像を更新することによって、ディスプ
レイ装置２０において動画の表示ができる。これによ
り、循環器系を診断部位としたとき、その動きのある循
環器系の診断が可能となる。
【００１０】このＢモード画像３１において、超音波ビ
ーム方向の特定の１ライン３２上に並ぶデータつまり１
つの受信超音波信号についての到来時間ごとの信号強度
の１次元配列を取り出す。このような１次元の画像を、
スキャンごとにつぎつぎに得られるＢモード画像３１の
それぞれについて得て、Ｂモード画像３１の取得時間方
向に並べると、図３に示すようなＭモード画像が得られ
る。この図３において、縦軸は１つの受信超音波信号に
ついての到来時間つまり超音波反射体の距離を表し、横
軸は多数のＢモード画像３１の取得時間を表す。このＭ
モード画像は、被検者内部の臓器を貫く特定のライン３
２上での１次元画像（画素が１次元に並んだもの）の時
間的変化を表すことになる。
ーム方向の特定の１ライン３２上に並ぶデータつまり１
つの受信超音波信号についての到来時間ごとの信号強度
の１次元配列を取り出す。このような１次元の画像を、
スキャンごとにつぎつぎに得られるＢモード画像３１の
それぞれについて得て、Ｂモード画像３１の取得時間方
向に並べると、図３に示すようなＭモード画像が得られ
る。この図３において、縦軸は１つの受信超音波信号に
ついての到来時間つまり超音波反射体の距離を表し、横
軸は多数のＢモード画像３１の取得時間を表す。このＭ
モード画像は、被検者内部の臓器を貫く特定のライン３
２上での１次元画像（画素が１次元に並んだもの）の時
間的変化を表すことになる。
【００１１】さらに、Ｂモード画像３１の特定のライン
（図示のライン３２とは限らない）上の特定部分３３か
らの受信超音波信号の周波数のドプラシフトを、ドプラ
処理系１７によってとらえる。その特定部分３３は１つ
の画素でもよいが、ある個数の画素とし、それらの各々
につき得たドプラシフトを平均して速度情報を求めても
よい。この速度情報を順次得られるＢモード画像３１の
それぞれについて求め、そのＢモード画像３１が得られ
た時間軸方向に並べることにより、図４のような波形
（Ｄモード画像）が得られる。このＤモード画像は、た
とえば特定部分３３を血管内に指定することにより、そ
の血管中の血流速度分布の経時変化を表す。
（図示のライン３２とは限らない）上の特定部分３３か
らの受信超音波信号の周波数のドプラシフトを、ドプラ
処理系１７によってとらえる。その特定部分３３は１つ
の画素でもよいが、ある個数の画素とし、それらの各々
につき得たドプラシフトを平均して速度情報を求めても
よい。この速度情報を順次得られるＢモード画像３１の
それぞれについて求め、そのＢモード画像３１が得られ
た時間軸方向に並べることにより、図４のような波形
（Ｄモード画像）が得られる。このＤモード画像は、た
とえば特定部分３３を血管内に指定することにより、そ
の血管中の血流速度分布の経時変化を表す。
【００１２】こうして、循環器系を対象としたＢモード
画像３１、Ｍモード画像、およびＤモード画像が得られ
るので、これらの画像データを２心拍周期程度の間収集
することにする。その間、画像データのフレームレート
（スキャンレート）は心拍数（毎秒）よりもかなり大き
なものとする。そして、これらの画像データについて自
己相関をＣＰＵ１９によって計算する。
画像３１、Ｍモード画像、およびＤモード画像が得られ
るので、これらの画像データを２心拍周期程度の間収集
することにする。その間、画像データのフレームレート
（スキャンレート）は心拍数（毎秒）よりもかなり大き
なものとする。そして、これらの画像データについて自
己相関をＣＰＵ１９によって計算する。
【００１３】Ｂモード画像３１の場合、その各画素につ
いてのデータの経時変化に関して自己相関を計算する。
循環器系を対象としたＢモード画像３１が得られている
ので、動きのある心臓の近辺では自己相関の変化が大き
く、逆に動きのない部分では自己相関の変化は小さい。
そこで、たとえば、画像３１の面積の３０％に相当する
動きの大きな部分についての画素の自己相関のみを取り
出して、それらの平均をとる。すると、図５のような自
己相関波形が得られる。
いてのデータの経時変化に関して自己相関を計算する。
循環器系を対象としたＢモード画像３１が得られている
ので、動きのある心臓の近辺では自己相関の変化が大き
く、逆に動きのない部分では自己相関の変化は小さい。
そこで、たとえば、画像３１の面積の３０％に相当する
動きの大きな部分についての画素の自己相関のみを取り
出して、それらの平均をとる。すると、図５のような自
己相関波形が得られる。
【００１４】この波形は、時間空間的および距離空間的
なスムージングのなされた滑らかな波形となる。すなわ
ち、各画素のデータの経時変化について自己相関をとっ
たことにより、時間空間的なスムージングがなされ、さ
らに各画素の自己相関を平均したことにより距離空間的
なスムージングがなされたわけである。これにより、細
かな時間的変化および細かな部分ごとに異なる変化に影
響されず、全体の動きを正確にとらえることができる。
そこで、この波形における２つのピークを検出し、その
間の間隔つまり時間を算出すれば、その時間は心拍周期
となり、これから心拍数（毎分）が得られる。これらが
ＣＰＵ１９により処理され、ディスプレイ装置２０に表
示される。したがって、２心拍周期程度の時間が経過し
た時点でほぼリアルタイムで心拍数が得られることにな
る。
なスムージングのなされた滑らかな波形となる。すなわ
ち、各画素のデータの経時変化について自己相関をとっ
たことにより、時間空間的なスムージングがなされ、さ
らに各画素の自己相関を平均したことにより距離空間的
なスムージングがなされたわけである。これにより、細
かな時間的変化および細かな部分ごとに異なる変化に影
響されず、全体の動きを正確にとらえることができる。
そこで、この波形における２つのピークを検出し、その
間の間隔つまり時間を算出すれば、その時間は心拍周期
となり、これから心拍数（毎分）が得られる。これらが
ＣＰＵ１９により処理され、ディスプレイ装置２０に表
示される。したがって、２心拍周期程度の時間が経過し
た時点でほぼリアルタイムで心拍数が得られることにな
る。
【００１５】Ｍモード画像の場合は、１ラインの画素デ
ータが時間的に順次得られるので、その１次元に並ぶ画
素データの各々についての時間変化の自己相関をとる。
これにより時間空間的なスムージングを行う。こうして
得た各画素についての自己相関の、１ライン分あるいは
動きが大きい部分のみの平均を計算する。この平均処理
によって距離空間的なスムージングができるので、結
局、時間空間的および距離空間的なスムージングにより
図５に示すような滑らかな自己相関波形が得られる。上
記のＢモード画像と同様に、自己相関波形は滑らかなも
のとなっているので、ピークを自動検出することは容易
であり、正確な心拍数をリアルタイムで得ることができ
る。
ータが時間的に順次得られるので、その１次元に並ぶ画
素データの各々についての時間変化の自己相関をとる。
これにより時間空間的なスムージングを行う。こうして
得た各画素についての自己相関の、１ライン分あるいは
動きが大きい部分のみの平均を計算する。この平均処理
によって距離空間的なスムージングができるので、結
局、時間空間的および距離空間的なスムージングにより
図５に示すような滑らかな自己相関波形が得られる。上
記のＢモード画像と同様に、自己相関波形は滑らかなも
のとなっているので、ピークを自動検出することは容易
であり、正確な心拍数をリアルタイムで得ることができ
る。
【００１６】Ｄモード画像は、上記のとおり、特定の１
ライン３２上の特定部分３３における受信信号のドプラ
シフトから求めた血流速度分布の経時変化を表すもの
で、これもＭモードと同様に自己相関を求めることによ
り時間空間的なスムージングを行い、図５に示すような
滑らかな波形を得る。この場合、Ｄモード画像の示す速
度分布が、１つの画素データから求めた速度分布を示す
ものではなく、数個の画素データから求めた速度分布の
平均値を示すものであるなら、この平均化処理によって
距離空間的なスムージングがなされていることになる。
この滑らかな自己相関波形より、上記と同様に、ピーク
の自動検出は容易にでき、正確な心拍数をリアルタイム
で得ることができる。
ライン３２上の特定部分３３における受信信号のドプラ
シフトから求めた血流速度分布の経時変化を表すもの
で、これもＭモードと同様に自己相関を求めることによ
り時間空間的なスムージングを行い、図５に示すような
滑らかな波形を得る。この場合、Ｄモード画像の示す速
度分布が、１つの画素データから求めた速度分布を示す
ものではなく、数個の画素データから求めた速度分布の
平均値を示すものであるなら、この平均化処理によって
距離空間的なスムージングがなされていることになる。
この滑らかな自己相関波形より、上記と同様に、ピーク
の自動検出は容易にでき、正確な心拍数をリアルタイム
で得ることができる。
【００１７】なお、上記の説明は一つの実施形態に関す
るものであり、具体的な構成等は種々に変更可能であ
る。たとえば、自己相関や平均化処理の計算をＣＰＵ１
９によって行うようにしたが、専用の処理装置を用いる
ことももちろん可能である。
るものであり、具体的な構成等は種々に変更可能であ
る。たとえば、自己相関や平均化処理の計算をＣＰＵ１
９によって行うようにしたが、専用の処理装置を用いる
ことももちろん可能である。
【００１８】
【発明の効果】以上説明したように、この発明の超音波
診断装置によれば、超音波診断装置によって得られるデ
ータの時間的変化についての自己相関を求めて十分にス
ムージングされた波形を得、この波形からピークを検出
するようにしているため、正確な検出が容易にでき、自
動化可能であって、心電計等の他の特別の機器を用いな
くてもリアルタイムで正確な心拍数を得ることができ
る。
診断装置によれば、超音波診断装置によって得られるデ
ータの時間的変化についての自己相関を求めて十分にス
ムージングされた波形を得、この波形からピークを検出
するようにしているため、正確な検出が容易にでき、自
動化可能であって、心電計等の他の特別の機器を用いな
くてもリアルタイムで正確な心拍数を得ることができ
る。
【図１】この発明の実施の形態を示すブロック図。
【図２】Ｂモード画像を示す図。
【図３】Ｍモード画像を示す図。
【図４】Ｄモード画像を示す図。
【図５】自己相関波形を示す図。
１１ アレイ型プローブ １２ 送受信回路 １３ 送信ビームフォーマー １４ 受信ビームフォーマー １５ スキャンコントローラ １６ Ｂモード処理系 １７ ドプラ処理系 １８ ＤＳＣおよび画像メモリ １９ ＣＰＵ ２０ ディスプレイ装置 ３１ Ｂモード画像 ３２ 超音波ビーム方向の１ライン ３３ 特定部分
Claims (1)
- 【請求項１】 超音波を時間的につぎつぎに送受する手
段と、順次得られる受信超音波信号の経時的変化に関す
る自己相関を計算する手段と、求められた自己相関波形
におけるピークを求める手段と、求められたピークの間
隔に基づいて心拍数を算出する手段とを備えることを特
徴とする超音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11029298A JP2000225115A (ja) | 1999-02-05 | 1999-02-05 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11029298A JP2000225115A (ja) | 1999-02-05 | 1999-02-05 | 超音波診断装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000225115A true JP2000225115A (ja) | 2000-08-15 |
Family
ID=12272344
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11029298A Pending JP2000225115A (ja) | 1999-02-05 | 1999-02-05 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2000225115A (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| FR2872019A1 (fr) * | 2004-06-24 | 2005-12-30 | Gen Electric | Procede de suivi d'activite cardiaque a partir d'une serie d'images du coeur |
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| KR101453644B1 (ko) | 2013-01-15 | 2014-10-22 | 연세대학교 산학협력단 | 피크 검출 방법, 피크 검출 장치 및 태아 심박 검출 장치 |
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-
1999
- 1999-02-05 JP JP11029298A patent/JP2000225115A/ja active Pending
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