WO2015156081A1 - 超音波診断装置 - Google Patents
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Definitions
- the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly to an apparatus for measuring a blood flow velocity.
- An ultrasonic diagnostic apparatus that measures the blood flow velocity of a subject by the Doppler method is widely used.
- a blood flow velocity which is a vector quantity
- VFM vector flow mapping
- the blood flow velocity is measured using the Doppler method.
- the Doppler method only the component in the ultrasound transmission / reception direction among the components of the blood flow velocity is measured, so it is difficult to measure the component in the direction orthogonal to the ultrasound transmission / reception direction. Therefore, as a technique for obtaining two components of blood flow velocity, techniques described in Patent Documents 1 and 2 are considered.
- Patent Document 1 describes a technique in which a component in an ultrasonic beam direction of a blood flow velocity is measured by a Doppler method, and a component in a direction orthogonal to the ultrasonic beam (orthogonal direction component) is obtained by calculation.
- FIG. 15 conceptually shows the speed detection process described in Patent Document 1.
- the orthogonal component V ⁇ of the blood flow velocity is obtained from a continuous equation.
- the ultrasonic beam direction component V r of the blood flow velocity is measured by the Doppler method.
- the integration start position P is a position on the wall W of the circulatory organ such as the heart or blood vessel, and the initial value of integration is the orthogonal path direction component V W of the motion speed at the integration start position P.
- an ultrasonic beam is scanned for each of two scanning conditions in which the scanning plane of the ultrasonic beam is shifted, and blood flow is determined based on each ultrasonic beam direction component Doppler-measured for each scanning condition.
- An ultrasound diagnostic apparatus for determining speed is described.
- the blood flow velocity in the common orthogonal coordinates Is required. Since the scanning planes of the two scanning conditions are shifted, the direction of the ultrasonic beam according to the first scanning condition and the direction of the ultrasonic beam according to the second scanning condition have different directions at each point in the orthogonal coordinates. . Thereby, vector calculation is performed based on each ultrasonic beam direction component, and each axial direction component of the blood flow velocity is obtained.
- the integration start position P in the orthogonal path C is a position on the wall surface W of the circulator, and the initial value of integration is the orthogonal path of the motion speed of the integration start position P. It is a direction component V W.
- the integration start position P is obtained based on the tomographic image, and the initial value of integration is obtained based on a plurality of tomographic images that are sequentially acquired with time. Specifically, based on pattern matching between a plurality of tomographic image data acquired over time, the pattern of the wall surface of the circulatory organ is tracked, and each integration start position obtained for the plurality of tomographic image data is recorded.
- the initial value of integration is obtained by obtaining the motion speed.
- the integration start position P cannot be obtained, and it may be difficult to obtain the orthogonal component of the blood flow velocity.
- An object of the present invention is to obtain each component of blood flow velocity by simple processing.
- the transmitter / receiver that transmits / receives ultrasonic waves
- the main beam controller that controls the transmitter / receiver to scan the main beam formed by the ultrasonic waves transmitted / received by the transmitter / receiver
- the main Doppler measurement unit for Doppler measurement of the main beam direction component of the blood flow velocity for each main beam direction based on the ultrasonic wave, and each main beam direction of the blood flow velocity on the crossing path intersecting each main beam direction
- the sub-transmission unit that transmits and receives the ultrasonic waves forming the sub-beams passing through the points on the cross-path.
- the sub beam direction component of the blood flow velocity at the intersection of the sub beam in the crossing path is Doppler.
- the main beam formed by the transmitted and received ultrasonic waves is scanned, and the main beam direction component of the blood flow velocity is Doppler measured based on the ultrasonic waves received from each main beam direction.
- the cross-path direction component of the blood flow velocity is obtained for the position on the cross-path based on each main beam direction component of the blood flow speed on the cross-path.
- a combination of the main beam direction component and the crossing path direction component thus obtained is obtained as the blood flow velocity.
- the sub beam direction component at the passing point of the sub beam on the cross path is Doppler measured, and the sub beam direction component is used.
- the secondary beam may intersect the main beam at one passing point on the intersection path.
- the calculation unit obtains a main beam direction change amount that is a change amount in each main beam direction for each main beam direction component of the blood flow velocity on the cross path, and each of the main beam direction changes along the cross path.
- An integration operation for integrating the main beam direction change amount is executed, and an initial condition for the integration operation is obtained based on the cross path direction component of the sub-beam direction component of the blood flow velocity at the passing point.
- the passing point is a point at one end of the intersection path
- the calculation unit executes the integration calculation along the intersection path using the position of the one end as an initial condition of the integration calculation.
- the amount of change in the main beam direction on the intersection path is integrated along the intersection path.
- integration based on the law of conservation of mass is executed, and the path direction component of the blood flow velocity is obtained.
- the integration based on the law of conservation of mass is based on a continuous equation indicating that the flow rate of blood flowing into a minute region is equal to the flow rate of blood flowing out of the minute region.
- the initial condition for integration based on the law of conservation of mass is obtained, for example, from a plurality of tomographic image data obtained over time. However, it may be difficult to obtain initial conditions from a plurality of tomographic image data depending on the shape of the circulatory organ and the degree of measurement.
- the initial condition of the integral calculation is obtained based on the sub beam direction component at the passing point of the sub beam on the intersection path. As a result, the initial condition of the integral calculation can be obtained without using the tomographic image data.
- the passing point is a halfway point of the crossing path
- the calculation unit executes the integration calculation along the crossing path on one side of the halfway point, with the position of the halfway point being an initial condition.
- a first integration unit that performs the integration operation along the crossing path on the other side of the halfway point, the first integration unit, and the first integration unit
- a synthesizing unit that obtains a cross-path direction component of the blood flow velocity based on each calculation result by the two integrating unit.
- the sub beam control unit uses, as the sub beam, a first sub beam having one end of the intersecting path as the passing point and a second sub beam having the other end of the intersecting path as the passing point.
- Each of the ultrasonic waves to be formed is transmitted to and received from the transmission / reception unit, and the calculation unit performs the integration calculation along the crossing path using the position of the one end as the initial condition of the integration calculation; and Based on the calculation results of the second integration unit that executes the integration calculation along the intersection path, and the calculation results of the first integration unit and the second integration unit, with the position of the other end as the initial condition of the integration calculation, And a synthesizing unit for obtaining a cross-path direction component of the blood flow velocity.
- the transmission / reception unit is controlled to scan a B-mode beam formed by ultrasonic waves transmitted / received by the transmission / reception unit, and ultrasonic waves received by the transmission / reception unit from each B-mode beam direction.
- a tomographic image generation unit for generating tomographic image data, a speed calculation unit for obtaining a cross-path direction component of a blood flow velocity at one end of the cross-path based on a plurality of tomographic image data generated with the passage of time,
- the calculation unit includes a first integration unit that executes the integration calculation along the crossing path using the cross-path direction component of the blood flow velocity at the one end and the position of the one end as initial conditions.
- the passing point is a point at the other end of the intersection path
- the calculation unit executes the integration calculation along the intersection path with the position of the other end as an initial condition of the integration calculation.
- a second integrating unit based on each calculation result of the first integration section and the second integrator section comprises a synthesizing section for obtaining the cross-path direction component of the blood flow rate, a.
- the cross-path direction component of the blood flow velocity is obtained based on the calculation results of the first integration unit and the second integration unit.
- the two integration results are reflected in the blood flow velocity, and the reliability of the required blood flow velocity is increased as compared with the case of using one integration result.
- the sub beam control unit causes the transmitting / receiving unit to transmit / receive ultrasonic waves forming an additional sub beam passing through the passing point, and the sub Doppler measurement unit is received by the transmitting / receiving unit from the additional sub beam direction.
- the ultrasonic wave Based on the ultrasonic wave, an additional sub-beam direction component of blood flow velocity is obtained for the passing point, and the additional sub-beam has a direction different from each direction of the main beam and the sub-beam passing through the passing point.
- the calculation unit obtains the cross path direction component of the blood flow velocity at the passing point using the sub beam direction component and the additional sub beam direction component of the blood flow velocity.
- the cross path direction component of the blood flow velocity at the passing point of the sub beam on the cross path is obtained using the additional sub beam direction component in addition to the sub beam direction component of the blood flow speed.
- each component of blood flow velocity can be obtained by simple processing.
- FIG. 1 shows an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
- the ultrasonic diagnostic apparatus scans an ultrasonic beam transmitted / received to / from a subject, displays a tomographic image based on the received ultrasonic wave, and measures a blood flow velocity in the circulatory organ of the subject.
- the blood flow velocity is a vector quantity having a direction and a magnitude, and is displayed by a figure such as an arrow, a combination of color and luminance, or two component values.
- the probe 10 is in contact with the surface of the subject.
- the probe 10 includes a plurality of ultrasonic transducers.
- the transmission / reception circuit 12 transmits a transmission signal to each ultrasonic transducer of the probe 10 based on control by the control unit 14. As a result, ultrasonic waves are transmitted from the probe 10.
- each ultrasonic transducer When the ultrasonic waves reflected in the subject are received by the ultrasonic transducers of the probe 10, each ultrasonic transducer outputs an electrical signal to the transmission / reception circuit 12.
- the transmission / reception circuit 12 performs level adjustment and the like on the electrical signal output from each ultrasonic transducer and performs phasing addition.
- the ultrasonic diagnostic apparatus displays a tomographic image by B-mode measurement as follows.
- the transmission / reception circuit 12 forms a transmission ultrasonic beam in the probe 10 under the control of the control unit 14, and scans the subject with the transmission ultrasonic beam. Further, the transmission / reception circuit 12 generates a reception signal for B-mode measurement by phasing and adding the electrical signals output from the ultrasonic transducers of the probe 10 according to the control by the control unit 14, and a tomographic image data generation unit 16 is output.
- a reception ultrasonic beam is formed in the probe 10, and a reception signal corresponding to the reception ultrasonic beam is output from the transmission / reception circuit 12 to the tomographic image data generation unit 16 as a reception signal for B-mode measurement.
- the tomographic image data generation unit 16 generates tomographic image data based on the received signal obtained for each ultrasonic beam direction, and outputs it to the signal processing unit 20.
- the signal processing unit 20 displays a tomographic image based on the tomographic image data on the display unit 30.
- the ultrasonic diagnostic apparatus obtains the blood flow velocity by the following Doppler measurement and displays the blood flow velocity on the display unit 30 so as to be superimposed on the tomographic image.
- Transmission / reception of ultrasonic waves for B-mode measurement and transmission / reception of ultrasonic waves for Doppler measurement are performed in time division, and B-mode measurement and Doppler measurement are performed in time division.
- the control unit 14 controls the transmission / reception circuit 12 to scan the transmission ultrasonic beam formed in the probe 10 and transmits the ultrasonic wave for Doppler measurement in each transmission ultrasonic beam direction.
- the region where the ultrasonic beam for Doppler measurement is scanned is within the region where the ultrasonic beam for B-mode measurement is scanned.
- the transmission / reception circuit 12 generates a reception signal for Doppler measurement by phasing and adding electrical signals output from the ultrasonic transducers of the probe 10 under the control of the control unit 14, and outputs the reception signal to the Doppler measurement unit 18. Accordingly, a reception ultrasonic beam is formed in the probe 10, and a reception signal corresponding to the reception ultrasonic beam is output from the transmission / reception circuit 12 to the Doppler measurement unit 18 as a reception signal for Doppler measurement.
- the Doppler measurement unit 18 analyzes the Doppler shift frequency of the received signal obtained for each ultrasonic beam direction, and the ultrasonic beam direction component (hereinafter referred to as the Doppler measurement component) of the blood flow velocity at each position on each ultrasonic beam. ). For example, the Doppler measurement unit 18 performs a correlation operation between a transmission signal and a signal section in a time range corresponding to the beam direction depth of the measurement position in the received signal, and obtains a Doppler shift frequency at each position on the ultrasonic beam. The Doppler measurement component is obtained based on the Doppler shift frequency at each position. The Doppler measurement unit 18 outputs the Doppler measurement component to the signal processing unit 20.
- FIG. 2 conceptually shows the relationship between the tomographic image 32 and the Doppler measurement component 40.
- the Doppler measurement ultrasonic beam 42 formed by the probe 10 is inclined by an angle ⁇ with respect to the positive x-axis direction, and the ultrasonic beam 42 is linearly scanned in the y-axis direction.
- images of the front wall 34 and the rear wall 36 of the blood vessel appear.
- a region sandwiched between the front wall 34 and the rear wall 36 is a blood vessel lumen 38.
- the Doppler measurement ultrasonic beam 42 is set to a direction that is not perpendicular to the longitudinal direction of the blood vessel, and is linearly scanned along the longitudinal direction of the blood vessel.
- each Doppler measurement component 40 obtained by Doppler measurement is conceptually indicated by an arrow.
- the Doppler measurement unit 18 in FIG. 1 obtains a Doppler measurement component, it cannot obtain a component in a direction orthogonal to the Doppler measurement ultrasonic beam. Therefore, the signal processing unit 20 is based on a plurality of tomographic image data sequentially output from the tomographic image data generation unit 16 over time by integration based on the law of conservation of mass described below, and Doppler measurement components at each position. Thus, the component in the direction orthogonal to the ultrasonic beam for Doppler measurement of blood flow velocity is obtained.
- FIG. 3 conceptually shows processing in integration based on the law of conservation of mass.
- the ⁇ axis is determined in the Doppler measurement ultrasonic beam direction
- the ⁇ axis is determined in the direction orthogonal to the Doppler measurement ultrasonic beam.
- the Doppler measurement ultrasonic beam direction is inclined by an angle ⁇ with respect to the x-axis direction (vertical direction).
- the component of the blood flow velocity in the direction orthogonal to the Doppler measurement ultrasonic beam (hereinafter referred to as the ⁇ -axis direction component) V ⁇ is the amount of change in the ⁇ -axis direction of the Doppler measurement component V ⁇ ( ⁇ V ⁇ / ⁇ ) Is integrated in the ⁇ -axis direction. That is, the ⁇ -axis direction component V ⁇ (Q) at the point Q is expressed by the following (Equation 1).
- Equation 1 is derived from the law of conservation of mass that the flow rate of blood flowing into a micro region having vertical and horizontal lengths d ⁇ and d ⁇ is equal to the flow rate of blood flowing out of the micro region.
- (Equation 1) is obtained by integrating an equation with ⁇ being a blood flow velocity divergence (divV ⁇ ) of 0, and is referred to as a continuous equation.
- the integration start position P is a position on the front wall surface or the rear wall surface. When the position on the front wall can be set as the integration start position, the point on the front wall can be set as the integration start position P, and the position on the rear wall can be set as the integration start position. A point on the rear wall may be set as the integration start position P.
- the right side of equation (1) are depicted by partial differential and integral, the actual operation is carried out by adding the sum of the difference V alpha at each position on the integration path.
- the ⁇ -axis direction component V ⁇ (Q1) at the point Q1 in FIG. 3 is the Doppler measurement component along the integration path 46 in the ⁇ -axis positive direction to the point Q1 with the position P1 on the rear wall surface as the integration start position. It is obtained by integrating the amount of change of V ⁇ in the ⁇ -axis direction.
- the ⁇ -axis direction component V ⁇ (Q2) at the point Q2 has the position P2 on the front wall surface as the integration start position, and along the integration path 48 in the ⁇ -axis negative direction to the point Q2, the Doppler measurement component V ⁇ It is obtained by integrating the amount of change in the ⁇ -axis direction.
- the signal processing unit 20 in FIG. 1 obtains these integral values, the ⁇ -axis direction component V ⁇ (P) of the motion speed at the integration start position P is required as an initial value of integration. Therefore, the signal processing unit 20 obtains the ⁇ -axis direction component of the motion speed at the integration start position P as an initial value of integration based on a plurality of tomographic image data sequentially output with time from the tomographic image data generation unit 16. . Then, integration based on the law of conservation of mass is performed using the obtained initial value of integration, and a ⁇ -axis direction component V ⁇ (Q) at each position Q in the blood vessel lumen is obtained.
- the control unit 14, the transmission / reception circuit 12, the probe 10, and the tomographic image data generation unit 16 repeatedly execute a process of generating tomographic image data by B-mode measurement.
- the tomographic image data generation unit 16 sequentially outputs a plurality of tomographic image data to the signal processing unit 20 over time.
- the signal processing unit 20 displays the tomographic image as a moving image on the display unit 30 based on the tomographic image data sequentially output from the tomographic image data generation unit 16. Further, the signal processing unit 20 may display the tomographic image as a still image on the display unit 30 based on one tomographic image data.
- the motion detection unit 22 extracts a blood vessel wall surface pattern from each tomographic image indicated by the plurality of tomographic image data, and obtains the blood vessel wall surface motion speed based on the blood vessel wall surface pattern extracted from each of the plurality of tomographic images. . That is, the motion detection unit 22 performs pattern recognition processing on a plurality of tomographic image data for a plurality of images going back in the past, and extracts a blood vessel wall surface pattern in each tomographic image.
- the motion detection unit 22 sets an integration start position on the blood vessel wall surface pattern, and based on the integration start position set for each tomographic image, the ⁇ -axis direction component of the motion speed at the integration start position is the initial integration. Calculate as a value.
- This processing is performed by, for example, tracking a blood vessel wall surface pattern based on pattern matching between two tomographic image data generated before and after time, and starting integration obtained for each of a plurality of tomographic image data. This is done by determining the speed of movement of the position.
- the speed calculation unit 24 performs integration based on the law of conservation of mass using the obtained initial value of integration, and determines a ⁇ -axis direction component at each position on the integration path.
- the motion detection unit 22 sets a plurality of integration start positions along each of the front wall surface and the rear wall surface, and the speed calculation unit 24 performs integration based on the law of conservation of mass from each integration start position. Thereby, the ⁇ -axis direction component at each position of the blood vessel lumen is obtained.
- the blood vessel lumen is obtained based on the ⁇ -axis direction component V F obtained based on the integration with the point on the front wall as the integration start position and the integration with the point on the rear wall as the integration start position.
- the ⁇ -axis direction component V ⁇ may be obtained based on the weighted addition (weighted synthesis) according to the following (Equation 2), as in the processing shown in Patent Document 1.
- ⁇ ( ⁇ ) is a weighting function.
- ⁇ ( ⁇ ) is, for example, an increasing function related to ⁇ , and has a value of 0 at the integration start position on the rear wall surface and a value of 1 at the integration start position on the front wall surface.
- the blood flow velocity represented by the Doppler measurement component and the ⁇ -axis direction component is obtained for each position of the blood vessel lumen.
- the blood flow velocity cannot be obtained for the region where the Doppler measurement ultrasonic beam has not passed.
- the integration start position of integration based on the law of conservation of mass is not determined, and the ⁇ -axis direction component cannot be obtained for the region where the integration path has not passed.
- Blood flow velocity is not required. That is, as shown in FIG. 4, the blood flow velocity is obtained in the upper substantially triangular region surrounded by the front wall surface, the integration path 54, and the right end Doppler measurement ultrasonic beam 42 ⁇ / b> R.
- the blood flow velocity is also obtained in the lower triangular area surrounded by the rear wall surface, the integration path 56, and the leftmost Doppler measurement ultrasonic beam 42L.
- the integration path 54, the integration path 56, the left end Doppler measurement ultrasonic beam 42L, and the incomplete region 53 surrounded by the right end Doppler measurement ultrasonic beam 42R the Doppler measurement ultrasonic beam passes therethrough. Since the integration path based on the law of conservation of mass does not pass, the blood flow velocity cannot be obtained.
- the ultrasonic diagnostic apparatus obtains the blood flow velocity in the incomplete region 53 by the sub beam method described below.
- the sub-beam method obtains initial conditions for integration based on the law of conservation of mass by transmitting and receiving ultrasonic waves that form sub-beams separately from the ultrasonic beam for Doppler measurement as the main beam. The flow velocity is obtained.
- FIG. 5 shows a diagram for explaining the principle of the sub beam method.
- the probe 10 apart from the Doppler measurement ultrasonic beam 42, ultrasonic waves that form a plurality of sub beams 58 aligned in the same direction are transmitted and received.
- Each sub beam 58 has a direction different from the direction of the Doppler measurement ultrasonic beam 42 and passes through the incomplete region 53.
- the angle formed between the Doppler measurement ultrasonic beam 42 and the sub beam is ⁇ .
- the coordinate axis in the same direction as the direction of each sub beam 58 is taken as the s axis
- the coordinate axis in the direction orthogonal to the s axis is taken as the t axis.
- an integration start position PA is set at each intersection of the plurality of sub beams 58 and the integration start position beam 42S which is one of the plurality of Doppler measurement ultrasonic beams 42.
- the sub-beam direction component at each integration start position PA is Doppler-measured based on transmission / reception of ultrasonic waves forming each sub-beam 58.
- the integration start position along ⁇ axially integral path towards the positive direction A + from PA the amount of change in alpha axial Doppler measurement component V alpha is integrated.
- the ⁇ -axis direction component at each point on the integration path A + is obtained by the positive direction integration calculation (first integration calculation) based on this law of conservation of mass.
- the change amount in the ⁇ -axis direction of the Doppler measurement component V ⁇ is integrated along the integration path A ⁇ from the integration start position PA toward the negative ⁇ -axis direction.
- a negative direction integration calculation (second integration calculation) based on this law of conservation of mass, a ⁇ -axis direction component at each point on the integration path A ⁇ is obtained.
- the initial values of the positive direction integration calculation and the negative direction integration calculation are ⁇ -axis direction components at the integration start position PA.
- the ⁇ -axis direction component is obtained as follows based on the Doppler measurement component and the sub beam direction component at the integration start position PA.
- unit vectors ⁇ 1 ⁇ and ⁇ 3 ⁇ corresponding to the ⁇ axis and ⁇ axis, and unit vectors s 1 ⁇ and t 2 ⁇ corresponding to the s axis and t axis are shown.
- the left side of FIG. 6 shows a Doppler measurement component V ⁇ ⁇ ⁇ measured based on the Doppler measurement ultrasonic beam and a sub beam direction component V s s ⁇ measured based on the sub beam. .
- ⁇ -axis direction component V ⁇ ⁇ ⁇ and sub beam orthogonal direction component V t t ⁇ are shown as unknown vector components.
- Each component V ⁇ , V ⁇ , V s and V t has the relationship shown in the following (Equation 3).
- the matrix [T] is a coordinate transformation matrix (rotation matrix of the rotation angle ⁇ ) for converting values in the st coordinate system into values in the ⁇ coordinate system.
- the coordinate transformation matrix [T] is a known amount, and the Doppler measurement component V ⁇ and the sub beam direction component V s are obtained by Doppler measurement. Accordingly, by solving (Equation 3) for the ⁇ -axis direction component V ⁇ , the ⁇ -axis direction component V ⁇ is obtained as an initial value for each of the positive direction integration calculation and the negative direction integration calculation.
- a ⁇ -axis direction component is obtained for each point in the incomplete region.
- a combination of the Doppler measurement component and the ⁇ -axis direction component obtained for each point in the incomplete region is the blood flow velocity at each point.
- the ultrasonic diagnostic apparatus obtains the blood flow velocity in the incomplete region based on the sub beam method.
- the ultrasonic diagnostic apparatus performs blood flow by performing the above-described processing on each position outside the imperfect area. Assume that the speed is determined.
- the control unit 14 controls the transmission / reception circuit 12 by a process similar to the process of forming the Doppler measurement ultrasonic beam, and forms a plurality of sub beams by the ultrasonic wave transmitted from the probe 10. Since the plurality of sub beams are aligned in the same direction, they may be formed by linearly scanning one sub beam.
- the transmission / reception circuit 12 generates a reception signal for each sub-beam direction according to control by the control unit 14 and outputs the reception signal to the Doppler measurement unit 18.
- the Doppler measurement unit 18 analyzes the Doppler shift frequency of each received signal obtained for each sub beam direction, and obtains a sub beam direction component at the integration start position that is the intersection of each sub beam and the integration start position beam.
- the Doppler measurement unit 18 outputs the sub beam direction component at each integration start position to the signal processing unit 20.
- the sub beam method computing unit 26 obtains the blood flow velocity for each point in the incomplete region based on the sub beam method. That is, the sub beam method computing unit 26 obtains the ⁇ -axis direction component as an initial value for each integration start position based on the Doppler measurement component and the sub beam direction component at each integration start position. Then, positive direction integration calculation and negative direction integration calculation are executed for each integration start position, and a ⁇ -axis direction component is obtained for each point in the incomplete region. The sub beam method computing unit 26 combines the Doppler measurement component previously obtained for each point in the incomplete region and the ⁇ -axis direction component obtained for each point by the sub beam method at each point. Let blood flow velocity.
- the display image forming unit 28 generates blood flow velocity data for displaying the blood flow velocity at each position of the blood vessel lumen with a graphic such as an arrow, and displays an image obtained by superimposing the graphic indicating the blood flow velocity on the tomographic image. To display.
- the both-end beam method using the sub-beam method two Doppler measurement ultrasonic beams at the right end and the left end are used as integration start position beams.
- a plurality of first sub-beams 60 intersecting with the rightmost integration start position beam 64R are formed.
- the plurality of first sub beams 60 are aligned in the same direction.
- An integration start position PB is set at each intersection of the plurality of first sub beams 60 and the rightmost integration start position beam 64R.
- the first sub-beam direction component at each integration start position PB is Doppler-measured based on transmission / reception of ultrasonic waves forming each first sub-beam 60.
- the change amount in the ⁇ -axis direction of the Doppler measurement component V ⁇ is integrated along the integration path B + from each integration start position PB in the positive direction of the ⁇ -axis.
- the ⁇ -axis direction component at each point on the integration path B + is obtained by the positive direction integration calculation based on this mass conservation law.
- the initial value of the positive direction integration calculation is the ⁇ -axis direction component at the integration start position PB.
- the ⁇ -axis direction component is obtained by the vector calculation described with reference to FIG. 6 based on the Doppler measurement component and the first sub beam direction component at the integration start position PB.
- a plurality of second sub beams 62 that intersect with the integration start beam 64L at the left end are further formed.
- the plurality of second sub beams 62 are aligned in the same direction.
- An integration start position PC is set at each intersection of the plurality of second sub beams 62 and the leftmost integration start position beam 64L.
- the second sub-beam direction component at each integration start position PC is Doppler measured based on transmission / reception of the ultrasonic waves forming each second sub-beam 62.
- the change amount of the Doppler measurement component V ⁇ in the ⁇ axis direction is integrated.
- the initial value of the negative direction integration calculation is the ⁇ -axis direction component at the integration start position PC.
- the ⁇ -axis direction component is obtained by the vector calculation described with reference to FIG. 6 based on the Doppler measurement component and the second sub beam direction component at the integration start position PC.
- the ⁇ -axis direction component V ⁇ + obtained based on the positive direction integration calculation and the ⁇ -axis direction component V ⁇ obtained based on the negative direction integration calculation are included.
- the ⁇ -axis direction component V ⁇ may be obtained based on the weighted addition according to the following (Equation 4), similarly to the processing shown in Patent Document 1.
- ⁇ ( ⁇ ) is a weighting function.
- ⁇ ( ⁇ ) is an increasing function with respect to ⁇ , has a value of 0 at the integration start position PB on the rightmost integration start position beam 64R, and is 1 at the integration start position PC on the leftmost integration start position beam 64L. It shall have the value of.
- a ⁇ -axis direction component is obtained for each point in the region sandwiched between the left and right integration start position beams.
- a combination of the Doppler measurement component and the ⁇ -axis direction component obtained for each point in this region is the blood flow velocity at each point.
- the blood vessel wall surface does not have to be an integration start position based on the law of conservation of mass. Therefore, the initial condition for integration based on the law of conservation of mass can be obtained without tracking the pattern of the blood vessel wall surface based on the tomographic image data.
- the processing executed by the ultrasonic diagnostic apparatus based on the both-end beam method is the same as the sub beam method described with reference to FIG. That is, the probe 10, the transmission / reception circuit 12, the control unit 14, and the Doppler measurement unit 18 perform Doppler measurement based on each first sub beam and each second sub beam, and the sub beam method calculation unit 26 determines each integration start position. For each integration start position set on the beam, integration based on mass conservation measurements is performed.
- FIG. 8 is a diagram for explaining the principle of the single sub beam method using one sub beam 58.
- an integration start position PD is set at each intersection of the sub-beam 58 and the plurality of Doppler measurement ultrasonic beams 42 in the region where the Doppler measurement ultrasonic beam 42 is scanned. Further, the sub beam direction component is measured for each integration start position PD on the sub beam 58 based on transmission / reception of ultrasonic waves forming the sub beam 58.
- the change amount in the ⁇ -axis direction of the Doppler measurement component V ⁇ is integrated along the integration path D + in the ⁇ -axis positive direction.
- the ⁇ -axis direction component at each point on the integration path D + is obtained by the positive direction integration calculation based on this mass conservation law.
- the change amount in the ⁇ -axis direction of the Doppler measurement component V ⁇ is integrated along the integration path D ⁇ from the integration start position PD toward the negative ⁇ -axis direction.
- the negative direction integration calculation based on this law of conservation of mass the ⁇ -axis direction component at each point on the integration path D ⁇ is obtained.
- the initial values of the positive direction integration calculation and the negative direction integration calculation are ⁇ -axis direction components at the integration start position PD.
- the ⁇ -axis direction component is obtained by performing a vector operation on the Doppler measurement component and the sub beam direction component at the integration start position PD.
- the ⁇ -axis direction component of the blood flow velocity is obtained for each point of the blood vessel lumen.
- a combination of the Doppler measurement component and the ⁇ -axis direction component obtained for each point in the blood vessel lumen is the blood flow velocity at each point.
- each Doppler measurement ultrasonic beam as the main beam is scanned, and each Doppler measurement component (main beam) is based on the ultrasonic wave received from each Doppler measurement ultrasonic beam direction.
- Direction component is measured.
- an integration path based on the law of conservation of mass is set in a direction intersecting the ultrasonic beam direction for Doppler measurement.
- the ultrasonic waves forming the sub beam passing through the cross integration path are transmitted and received, and the sub beam direction component is Doppler measured at the sub beam passing point in the cross integration path based on the ultrasonic waves received from the sub beam direction. .
- the secondary beam has a direction different from the direction of the main beam passing through the passing point, and the passing point is set as an integration start position.
- the initial value of integration based on the law of conservation of mass is a component of the blood flow velocity in the direction of the crossing path, and is obtained based on the Doppler measurement component and the sub beam direction component at the passing point.
- the number of sub beams may be determined according to the required processing speed. For example, when the blood flow velocity is obtained at more points, more sub beams are used, and when higher speed processing is required, the number of sub beams may be reduced.
- the passing point of the sub beam in the cross integration path is one end, the other end, or the halfway point of the cross integration path.
- the integration based on the law of conservation of mass is performed along the cross integration path from the passing point as the integration start position. If this passing point is in the middle of the cross integration path, integration is performed in one direction away from the midpoint along the cross integration path, and in the other direction away from the midpoint along the cross integration path. Integration is performed.
- the ultrasonic diagnostic apparatus executes the wall surface method using the wall surface of the circulator as the integration start position and the sub beam method using the point on the integration start position beam as the integration start position.
- the ultrasonic diagnostic apparatus uses either the wall surface method or the sub-beam method alone, or a combination thereof.
- the blood flow velocity within the circulatory organ can be determined.
- other examples not covered above will be described.
- FIG. 9 shows an example in which the blood flow velocity in the blood vessel lumen is obtained only by the sub beam method.
- the Doppler measurement ultrasonic beam 42 is set to a direction that is not perpendicular to the longitudinal direction of the blood vessel 65 and is linearly scanned along the longitudinal direction of the blood vessel 65.
- a line segment GH which is a portion of the blood vessel lumen, intersects with a plurality of sub beams (not shown) arranged in the same direction.
- Each intersection with the beam is set as an integration start position. From each integration start position, positive direction integration calculation is executed in the ⁇ -axis positive direction, and negative direction integration calculation is executed in the ⁇ -axis negative direction.
- a plurality of integration start positions in the sub-beam method are set in a line segment IJ that passes through the lumen of the blood vessel and is on the left side of the virtual straight line 68. From each integration start position, negative direction integration calculation is executed in the negative direction of the ⁇ axis. Accordingly, the ⁇ -axis direction component in the region surrounded by the line segment IJ, the virtual straight line 68, and the rear wall surface is obtained.
- a plurality of integration start positions in the sub beam method are set in the line segment KL that passes through the blood vessel lumen and is on the right side of the virtual straight line 66. From each integration start position, positive direction integration calculation is executed in the ⁇ -axis positive direction. Thus, the ⁇ -axis direction component in the region surrounded by the line segment KL, the virtual straight line 66, and the front wall surface is obtained.
- the ⁇ -axis direction component in the blood vessel lumen thus obtained and the Doppler measurement component obtained by the Doppler measurement ultrasonic beam 42 are combined to obtain the blood flow velocity in the blood vessel lumen.
- the blood flow velocity in the incomplete region may be obtained by combining the wall surface method.
- FIG. 10 shows an example in which the blood flow velocity in the blood vessel lumen is obtained by combining the sub beam method and the wall surface method.
- the straight lines indicating the integration start position beam 42S a plurality of integration start positions in the sub-beam method are set in the line segment GH which is a portion of the blood vessel lumen. From each integration start position, positive direction integration calculation is executed in the ⁇ -axis positive direction, and negative direction integration calculation is executed in the ⁇ -axis negative direction.
- the ⁇ -axis direction component in the region sandwiched between the virtual straight line 70 extending from the point G in the ⁇ -axis negative direction and the virtual straight line 72 extending from the point H in the ⁇ -axis positive direction is obtained.
- a plurality of integration start positions in the sub-beam method are set in the line segment MN that is a portion of the blood vessel lumen. From each integration start position, negative direction integration calculation is executed in the negative direction of the ⁇ axis. Thereby, the ⁇ -axis direction component in the region surrounded by the virtual straight line 74 extending from the point M in the ⁇ -axis negative direction, the line segment MN, and the rear wall surface is obtained.
- a plurality of integration start positions in the sub beam method are set in the line segment RU which is a portion of the blood vessel lumen. From each integration start position, positive direction integration calculation is executed in the ⁇ -axis positive direction. Thereby, the ⁇ -axis direction component in the region surrounded by the virtual straight line 76 extending from the point U in the ⁇ -axis positive direction, the line segment RU, and the front wall surface is obtained.
- a plurality of integration start positions in the wall surface method are set on the rear wall surface. From each integration start position, positive direction integration calculation is executed in the ⁇ -axis positive direction. As a result, the ⁇ -axis direction component in the region sandwiched between the virtual straight line 72 and the virtual straight line 74 is obtained.
- a plurality of integration start positions in the wall surface method are set on the front wall surface. From each integration start position, negative direction integration calculation is executed in the negative direction of the ⁇ axis. As a result, the ⁇ -axis direction component in the region sandwiched between the virtual straight line 70 and the virtual straight line 76 is obtained.
- the ⁇ -axis direction component in the blood vessel lumen thus obtained and the Doppler measurement component obtained by the Doppler measurement ultrasonic beam 42 are combined to obtain the blood flow velocity in the blood vessel lumen.
- each integration start position on the line segment MN is an integration start position based on the sub-beam method
- each integration start position on the rear wall surface is an integration start position based on the wall surface method.
- each integration start position on the line segment RU is an integration start position based on the sub-beam method
- each integration start position on the front wall surface is an integration start position based on the wall surface method.
- Each integration start position is an integration start position based on the wall surface method.
- the ⁇ -axis direction component in the blood vessel lumen thus obtained and the Doppler measurement component obtained by the Doppler measurement ultrasonic beam 42 are combined to obtain the blood flow velocity in the blood vessel lumen.
- two ⁇ -axis direction components are obtained in each region, and the two ⁇ -axis direction components are weighted and added based on (Equation 2) or (Equation 4) to obtain the ⁇ -axis direction. Ingredients are required.
- a positive direction integration operation for each of a plurality of integration start positions on the line segment Rh, Two ⁇ -axis direction components are obtained based on the negative direction integration calculation for each of the plurality of integration start positions on the wall surface.
- Each integration start position on the line segment Rh is an integration start position based on the sub-beam method
- each integration start position on the front wall surface is an integration start position based on the wall surface method.
- negative direction integration calculation for each of a plurality of integration start positions on the line segment gN Based on the positive direction integration calculation for each of the plurality of integration start positions on the rear wall surface, two ⁇ -axis direction components are obtained.
- the plurality of integration start positions on the line segment gN are integration start positions based on the sub-beam method
- the plurality of integration start positions on the rear wall surface are integration start positions based on the wall surface method.
- Each integration start position is an integration start position based on the sub-beam method.
- the ⁇ -axis direction component in the blood vessel lumen thus obtained and the Doppler measurement component obtained by the Doppler measurement ultrasonic beam 42 are combined to obtain the blood flow velocity in the blood vessel lumen.
- one integration start position is set for the intersection of one integration start position beam and one sub beam.
- two or more sub beams that intersect at the point to be the integration start position may be used.
- the directions of the two or more sub beams are different from both the direction of the Doppler measurement ultrasonic beam (main beam) and the direction perpendicular to the longitudinal direction of the blood vessel.
- the integration start position is set at the intersection of the first sub beam and the integration start position beam.
- a first temporary initial value of integration based on the law of conservation of mass is obtained.
- a second temporary initial value of the integration based on the law of conservation of mass is obtained.
- the initial value of the integration based on the law of conservation of mass is obtained from an average value of the first temporary initial value and the second temporary initial value, a weighted average value considering the importance of each temporary initial value, and the like.
- the initial value error at the integration start position may increase. Such errors can be reduced by using two or more sub-beams that intersect at the point where the integration is started.
- FIG. 13 conceptually shows a tomographic image 78 by sector scanning and an ultrasonic beam 80 for Doppler measurement.
- This tomographic image 78 shows the left atrium 84 and the left ventricle 82 of the heart.
- a portion indicated by a broken line in the wall surface of the left ventricle 82 is a portion where an image is not obtained due to poor measurement conditions.
- the direction of the Doppler measurement ultrasonic beam 80 is the r-axis direction
- the direction orthogonal to the Doppler measurement ultrasonic beam 80 is the ⁇ -axis direction.
- a B-mode measurement ultrasonic beam swings around the transmission / reception point O by sector scanning. Then, tomographic image data is generated based on the ultrasonic waves received from each direction of the B-mode measurement ultrasonic beam.
- the Doppler measurement ultrasonic beam 80 also swings around the transmission / reception point O by sector scanning, and the Doppler measurement ultrasonic beam 80 is based on the ultrasonic waves received from each direction of the Doppler measurement ultrasonic beam 80.
- a Doppler measurement component V r (r-axis direction component) at each of the above positions is obtained.
- the ⁇ -axis direction component V ⁇ at each position on the ultrasonic beam 80 is obtained by integration based on the law of conservation of mass along the ⁇ -axis direction.
- the integration start positions of this integration are set at a plurality of positions on the heart wall surface.
- a point P in FIG. 13 indicates one of a plurality of integration start positions.
- the initial value of the integration can be obtained by obtaining the motion speed at each integration start position based on the tomographic image data sequentially obtained with time.
- a blood flow velocity is obtained by combining the Doppler measurement component V r and the ⁇ -axis direction component V ⁇ obtained in this manner.
- a sub-beam method using a plurality of sub-beams 88 extending from the transmission / reception point O ′.
- the blood flow velocity is determined based on
- the control unit 14 shown in FIG. 1 controls the transmission / reception circuit 12 to form a B-mode measurement ultrasonic beam and a Doppler measurement ultrasonic beam in the probe 10 in a time-sharing manner, and apply each ultrasonic beam to the subject.
- sector scanning is performed.
- the tomographic image data generation unit 16 generates tomographic image data based on the reception signal output from the transmission / reception circuit 12 in response to the sector scanning of the B-mode measurement ultrasonic beam, and outputs it to the signal processing unit 20.
- the Doppler measurement unit 18 obtains a Doppler measurement component at each position on each Doppler measurement ultrasonic beam based on a reception signal output from the transmission / reception circuit 12 in response to sector scanning of the Doppler measurement ultrasonic beam, The signal is output to the signal processing unit 20.
- the ⁇ -axis direction component V ⁇ at each position on the Doppler measurement ultrasonic beam is obtained by integration based on the law of conservation of mass.
- the motion detection unit 22 performs pattern recognition processing on a plurality of tomographic image data for a plurality of images traced back in the past, extracts a heart wall pattern on each tomographic image, and starts a plurality of integrations on the heart wall pattern Set the position.
- the motion detection unit 22 obtains the ⁇ -axis direction component of the motion speed at the integration start position as an initial value of integration based on the integration start position set for each tomographic image.
- the speed calculation unit 24 performs integration based on the law of conservation of mass in the ⁇ -axis direction with respect to the integration start position, and a ⁇ -axis direction component V ⁇ ( Q). Specifically, the ⁇ -axis direction component V ⁇ (Q) at the point Q is expressed by the following (Equation 5).
- Equation 5 represents (Equation 1) expressed in an orthogonal coordinate system in a polar coordinate system.
- the integration initial value V ⁇ (P) based on the law of conservation of mass is a ⁇ -axis direction component of the motion speed at the integration start position P, and is obtained by the motion detection unit 22 as described above.
- the central expression and the right side of (Equation 5) are expressed by partial differentiation and integration, but the actual calculation is performed by adding and summing the difference of (r ⁇ V r ) at each position on the integration path 90. Done.
- the ultrasonic diagnostic apparatus executes processing based on the sub-beam method as described below.
- the control unit 14 shown in FIG. 1 controls the transmission / reception circuit 12 to form a plurality of sub-beams by ultrasonic waves transmitted from the ultrasonic probe 10 transmitted from the probe 10.
- the transmission / reception circuit 12 generates a reception signal for each sub beam direction in accordance with control by the control unit 14 and outputs the reception signal to the Doppler measurement unit 18.
- the Doppler measurement unit 18 analyzes the Doppler shift frequency of the received signal obtained for each sub beam direction, and obtains a sub beam direction component at a predetermined position on each sub beam in the incomplete region.
- the Doppler measurement unit 18 outputs the sub beam direction component at each position to the signal processing unit 20.
- Each sub beam 88 shown in FIG. 13 has a direction different from the direction of the Doppler measurement ultrasonic beam 80, extends from a transmission / reception point O ′ different from the transmission / reception point O, and passes through the imperfect area 86. To do. Since each sub beam 80 extends from the same transmission / reception point O ', each sub beam may be formed by sector scanning around the transmission / reception point O'. In the sub beam method calculation unit, processing based on the sub beam method as described below is executed.
- FIG. 14 shows an enlarged view near the imperfect area 86.
- an integration start position PF is set at each intersection of the plurality of sub beams 88 and the integration start position beam 80S which is one of the plurality of Doppler measurement ultrasonic beams 80.
- the ⁇ -axis direction component of the blood flow velocity is obtained as an initial value based on the Doppler measurement component and the sub beam direction component.
- a positive direction integration calculation along the ⁇ -axis positive direction and a negative direction integration calculation along the ⁇ -axis negative direction are executed for each integration start position PF, and the blood flow velocity is calculated for each point in the incomplete region 86. Is obtained in the ⁇ -axis direction.
- a combination of the Doppler measurement component and the ⁇ -axis direction component obtained for each point in the incomplete region 86 is the blood flow velocity at each point.
- the display image forming unit 28 in FIG. 1 generates blood flow velocity data that displays the blood flow velocity at each position of the left atrium and the left ventricle with a graphic such as an arrow, and the graphic indicating the blood flow velocity is superimposed on the tomographic image.
- the image is displayed on the display unit 30.
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Abstract
簡単な処理によって血流速度の各成分を求めることを目的とする。副ビーム法においては、主ビームとしてのドプラ計測用超音波ビーム42が走査され、各ドプラ計測用超音波ビーム方向から受信された超音波に基づいて、各ドプラ計測成分が計測される。そして、ドプラ計測用超音波ビーム方向に交差する方向を有する副ビーム58を形成する超音波が送受信され、ドプラ計測用超音波ビーム42と副ビーム58との交点における副ビーム方向成分がドプラ計測される。さらに、その交点を積分開始位置として、各ドプラ計測用超音波ビーム42に交差する経路に沿って質量保存則に基づく積分演算が実行され、交差経路方向成分が求められる。積分の初期値は積分開始位置PAにおける交差経路方向への成分であり、積分開始位置におけるドプラ計測成分および副ビーム方向成分に基づき求められる。
Description
本発明は、超音波診断装置に関し、特に、血流速度を計測する装置に関する。
ドプラ法によって被検体の血流速度を計測する超音波診断装置が広く用いられている。このような超音波診断装置では、ベクトル量である血流速度を矢印等によって断層画像に重ねて表示することで、血管、心臓等の循環器の診断が行われる。このようなVFM(vector flow mapping)を実行する超音波診断装置では、血流速度がドプラ法を用いて計測される。ドプラ法では、血流速度の成分のうち、超音波の送受信方向の成分のみが計測されるため、超音波の送受信方向に直交する方向の成分を計測することは困難である。そこで、血流速度の2つの成分を求める技術として、特許文献1および2に記載されている技術が考えられている。
特許文献1には、血流速度の超音波ビーム方向の成分をドプラ法によって計測し、超音波ビームに直交する方向の成分(直交方向成分)を演算によって求める技術が記載されている。図15には、特許文献1に記載されている速度検出処理が概念的に示されている。この処理は、連続の式から血流速度の直交方向成分Vθを求めるものである。初めに各超音波ビーム方向について、血流速度の超音波ビーム方向成分Vrがドプラ法により計測される。そして、超音波ビームに直交する直交経路Cにおいて、直交方向成分Vθの直交経路方向への変化量がビーム方向成分Vrを用いて求められ、さらに、直交経路Cに沿って変化量を積分することで、直交方向成分Vθが求められる。積分開始位置Pは、心臓、血管等の循環器の壁面W上の位置であり、積分の初期値は、積分開始位置Pの運動速度の直交経路方向成分VWである。
特許文献2には、超音波ビームの走査面をずらした2つの走査条件のそれぞれについて超音波ビームの走査を行い、各走査条件についてドプラ計測された各超音波ビーム方向成分に基づいて、血流速度を求める超音波診断装置が記載されている。この超音波診断装置では、第1の走査条件によって計測される超音波ビーム方向成分と、第2の走査条件によって計測される超音波ビーム方向成分とに基づいて、共通の直交座標における血流速度が求められる。2つの走査条件のそれぞれの走査面はずれているため、第1の走査条件による超音波ビームの方向と、第2の走査条件による超音波ビームの方向は、直交座標における各点において異なる方向を有する。これにより、各超音波ビーム方向成分に基づいてベクトル演算を行い、血流速度の各軸方向成分が求められる。
特許文献1に記載されている超音波診断装置では、直交経路Cにおける積分開始位置Pは循環器の壁面W上の位置とされ、積分の初期値は、積分開始位置Pの運動速度の直交経路方向成分VWとされる。積分開始位置Pは断層画像に基づいて求められ、積分の初期値は時間経過と共に順次取得される複数の断層画像に基づいて求められる。具体的には、時間経過と共に取得される複数の断層画像データ同士のパターンマッチングに基づき、循環器の壁面のパターンのトラッキングを行い、複数の断層画像データに対して得られた各積分開始位置の運動速度を求めることによって積分の初期値が求められる。しかし、循環器の形状や測定状態の良好度等によっては、積分開始位置Pが得られず、血流速度の直交方向成分を求めることが困難な場合がある。
引用文献2に記載されている超音波診断装置では、血流速度の各成分が求められる全ての領域において、2つの走査条件による2通りの超音波ビーム走査が行われる。そのため、計測処理の負担が重くなることがある。
本発明は、簡単な処理によって血流速度の各成分を求めることを目的とする。
超音波を送受信する送受信部と、前記送受信部を制御して、前記送受信部が送受信する超音波が形成する主ビームを走査する主ビーム制御部と、各主ビーム方向から前記送受信部で受信された超音波に基づいて、各主ビーム方向について血流速度の主ビーム方向成分をドプラ計測する主ドプラ計測部と、各主ビーム方向に交差する交差経路上における、血流速度の各主ビーム方向成分に基づいて、前記交差経路上の位置について血流速度の交差経路方向成分を求める演算部と、前記交差経路上の点を通る副ビームを形成する超音波を、前記送受信部に送受信させる副ビーム制御部と、副ビーム方向から前記送受信部で受信された超音波に基づいて、前記交差経路における前記副ビームの通過点について血流速度の副ビーム方向成分をドプラ計測する副ドプラ計測部と、を備え、前記副ビームは、前記通過点を通る前記主ビームの方向と異なる方向を有し、前記演算部は、前記通過点における血流速度の副ビーム方向成分を用いて、血流速度の交差経路方向成分を求めることを特徴とする。
本発明においては、送受信される超音波が形成する主ビームが走査され、各主ビーム方向から受信された超音波に基づいて血流速度の主ビーム方向成分がドプラ計測される。一般に、ドプラ計測においては、超音波ビームに交差する方向の血流速度成分を求めることは困難である。そこで、本発明においては、交差経路上における血流速度の各主ビーム方向成分に基づいて、交差経路上の位置について血流速度の交差経路方向成分が求められる。このようにして求められた主ビーム方向成分および交差経路方向成分を併せたものが血流速度として求められる。血流速度の交差経路方向成分を求める際には、交差経路上の副ビームの通過点における副ビーム方向成分がドプラ計測され、副ビーム方向成分が用いられる。副ビームは交差経路上の1つの通過点で主ビームに交差するものでもよい。
望ましくは、前記演算部は、前記交差経路上における血流速度の各主ビーム方向成分について、それぞれの主ビーム方向への変化量である主ビーム方向変化量を求め、前記交差経路に沿って各主ビーム方向変化量を積分する積分演算を実行し、前記通過点における血流速度の副ビーム方向成分の交差経路方向成分に基づいて、前記積分演算の初期条件を求める。
望ましくは、前記通過点は、前記交差経路の一端の点であり、前記演算部は、前記一端の位置を前記積分演算の初期条件として、前記交差経路に沿った前記積分演算を実行する。
本発明によれば、交差経路上の主ビーム方向の変化量が、交差経路に沿って積分される。これによって、質量保存則に基づく積分が実行され、血流速度の経路方向成分が求められる。質量保存則に基づく積分は、ある微小領域に流入する血液の流量と、その微小領域から流出する血液の流量が等しいことを示す連続の式に基づく。質量保存則に基づく積分の初期条件は、例えば、時間経過と共に得られた複数の断層画像データにより求められる。しかし、循環器の形状や測定状態の良好度によっては、複数の断層画像データから初期条件を得ることが困難な場合がある。本発明においては、交差経路上の副ビームの通過点における副ビーム方向成分に基づいて、積分演算の初期条件が求められる。これによって、断層画像データを用いなくとも積分演算の初期条件が得られる。
望ましくは、前記通過点は、前記交差経路の中途点であり、前記演算部は、前記中途点の位置を初期条件とし、前記中途点より一方側における前記交差経路に沿って前記積分演算を実行する第1積分部と、前記中途点の位置を初期条件とし、前記中途点より他方側における前記交差経路に沿って前記積分演算を実行する第2積分部と、前記第1積分部および前記第2積分部による各演算結果に基づいて、血流速度の交差経路方向成分を求める合成部と、を備える。
望ましくは、前記副ビーム制御部は、前記交差経路の一端を前記通過点とする第1副ビームと、前記交差経路の他端を前記通過点とする第2副ビームと、を前記副ビームとしてそれぞれ形成する超音波を前記送受信部に送受信させ、前記演算部は、前記一端の位置を前記積分演算の初期条件として、前記交差経路に沿った前記積分演算を実行する第1積分部と、前記他端の位置を前記積分演算の初期条件として、前記交差経路に沿った前記積分演算を実行する第2積分部と、前記第1積分部および前記第2積分部の各演算結果に基づいて、血流速度の交差経路方向成分を求める合成部と、を備える。
望ましくは、前記送受信部を制御して、前記送受信部が送受信する超音波が形成するBモードビームを走査するBモード制御部と、各Bモードビーム方向から前記送受信部で受信された超音波に基づいて、断層画像データを生成する断層画像生成部と、時間経過と共に生成される複数の断層画像データに基づいて、前記交差経路の一端における血流速度の交差経路方向成分を求める速度演算部と、を備え、前記演算部は、前記一端における血流速度の交差経路方向成分、および、前記一端の位置を初期条件とし、前記交差経路に沿った前記積分演算を実行する第1積分部を備え、前記通過点は、前記交差経路の他端の点であり、前記演算部は、前記他端の位置を前記積分演算の初期条件とし、前記交差経路に沿った前記積分演算を実行する第2積分部と、前記第1積分部および前記第2積分部の各演算結果に基づいて、血流速度の交差経路方向成分を求める合成部と、を備える。
本発明によれば、第1積分部および第2積分部の各演算結果に基づいて、血流速度の交差経路方向成分が求められる。これによって、2つの積分結果が血流速度に反映され、1つの積分結果による場合に比べて、求められる血流速度の信頼度が高まる。
望ましくは、前記副ビーム制御部は、前記通過点を通る追加副ビームを形成する超音波を前記送受信部に送受信させ、前記副ドプラ計測部は、前記追加副ビーム方向から前記送受信部で受信された超音波に基づいて、前記通過点について血流速度の追加副ビーム方向成分を求め、前記追加副ビームは、前記通過点を通る前記主ビームおよび前記副ビームの各方向と異なる方向を有し、前記演算部は、血流速度の副ビーム方向成分および追加副ビーム方向成分を用いて、前記通過点における血流速度の交差経路方向成分を求める。
本発明によれば、血流速度の副ビーム方向成分に加えて、追加副ビーム方向成分を用いて、交差経路上の副ビームの通過点における血流速度の交差経路方向成分が求められる。これによって、複数の副ビームによる計測結果が血流速度に反映され、1つの副ビームによる場合に比べて、求められる血流速度の信頼度が高まる。
本発明によれば、簡単な処理によって血流速度の各成分を求めることができる。
図1には、本発明の実施形態に係る超音波診断装置が示されている。超音波診断装置は、被検体に対して送受信される超音波のビームを走査し、受信された超音波に基づいて断層画像を表示すると共に、被検体の循環器内の血流速度を計測して表示する。血流速度は、方向および大きさを有するベクトル量であり、矢印等の図形や、色および輝度の組み合わせ、または2つの成分値によって表示される。
計測において、プローブ10は被検体の表面に接触した状態とされる。プローブ10は、複数の超音波振動子を備える。送受信回路12は、制御部14による制御に基づいてプローブ10の各超音波振動子に送信信号を送信する。これによって、プローブ10からは超音波が送信される。被検体内で反射した超音波がプローブ10の各超音波振動子で受信されると、各超音波振動子は、電気信号を送受信回路12に出力する。送受信回路12は、各超音波振動子から出力された電気信号に対してレベル調整等を行うと共に整相加算を行う。
超音波診断装置は、次のようなBモード計測によって断層画像を表示する。送受信回路12は、制御部14による制御に従い、プローブ10において送信超音波ビームを形成し、その送信超音波ビームを被検体に対して走査する。また、送受信回路12は、制御部14による制御に従い、プローブ10の各超音波振動子から出力された電気信号を整相加算してBモード計測用の受信信号を生成し、断層画像データ生成部16に出力する。これによって、プローブ10において受信超音波ビームが形成され、その受信超音波ビームに応じた受信信号が、Bモード計測用の受信信号として送受信回路12から断層画像データ生成部16に出力される。
断層画像データ生成部16は、各超音波ビーム方向に対して得られた受信信号に基づいて断層画像データを生成し、信号処理部20に出力する。信号処理部20は、断層画像データに基づく断層画像を表示部30に表示する。
超音波診断装置は、次のようなドプラ計測によって血流速度を求め、断層画像に重ねて血流速度を表示部30に表示する。Bモード計測用の超音波の送受信と、ドプラ計測用の超音波の送受信とは時分割で行われ、Bモード計測およびドプラ計測は時分割で行われる。
制御部14は、送受信回路12を制御して、プローブ10において形成される送信超音波ビームを走査し、各送信超音波ビーム方向にドプラ計測用の超音波を送信する。ドプラ計測用の超音波ビームを走査する領域は、Bモード計測用の超音波ビームを走査する領域内とする。送受信回路12は、制御部14による制御に従い、プローブ10の各超音波振動子から出力された電気信号を整相加算してドプラ計測用の受信信号を生成し、ドプラ計測部18に出力する。これよって、プローブ10において受信超音波ビームが形成され、その受信超音波ビームに応じた受信信号が、ドプラ計測用の受信信号として送受信回路12からドプラ計測部18に出力される。
ドプラ計測部18は、各超音波ビーム方向に対して得られた受信信号のドプラシフト周波数を解析し、各超音波ビーム上の各位置における血流速度の超音波ビーム方向成分(以下、ドプラ計測成分とする。)を求める。ドプラ計測部18は、例えば、受信信号のうち計測位置のビーム方向深さに対応する時間範囲の信号区間と、送信信号との相関演算を行い、超音波ビーム上の各位置におけるドプラシフト周波数を求め、各位置におけるドプラシフト周波数に基づいてドプラ計測成分を求める。ドプラ計測部18は、ドプラ計測成分を信号処理部20に出力する。
図2には、断層画像32とドプラ計測成分40との関係が概念的に示されている。この例では、プローブ10によって形成されるドプラ計測用超音波ビーム42が、x軸正方向に対して角度φだけ傾けられ、y軸方向に超音波ビーム42がリニア走査されている。断層画像32には、血管の前壁34および後壁36の像が現れている。前壁34および後壁36に挟まれた領域は血管内腔38である。ドプラ計測用超音波ビーム42は血管の長手方向に対して垂直でない方向とされ、血管の長手方向に沿ってリニア走査される。図2には、ドプラ計測によって求められた各ドプラ計測成分40が、矢印によって概念的に示されている。
図1のドプラ計測部18は、ドプラ計測成分を求めるものの、ドプラ計測用超音波ビームに直交する方向の成分を求めることはできない。そこで、信号処理部20は、以下に説明する質量保存則に基づく積分によって、断層画像データ生成部16から時間経過と共に順次出力される複数の断層画像データと、各位置におけるドプラ計測成分とに基づいて、血流速度のドプラ計測用超音波ビームに直交する方向の成分を求める。
図3には、質量保存則に基づく積分における処理が概念的に示されている。質量保存則に基づく積分においては、ドプラ計測用超音波ビーム方向にα軸、ドプラ計測用超音波ビームに直交する方向にβ軸が定められる。図3に示される例では、ドプラ計測用超音波ビーム方向がx軸方向(縦方向)に対し角度φだけ傾けられている。
血流速度のドプラ計測用超音波ビームに直交する方向の成分(以下、β軸方向成分とする。)Vβは、ドプラ計測成分Vαのα軸方向の変化量(∂Vα/∂α)を、β軸方向に積分することで求められる。すなわち、点Qにおけるβ軸方向成分Vβ(Q)は次の(数1)によって表される。
(数1)は縦横の長さがそれぞれdαおよびdβである微小領域に流入する血液の流量と、その微小領域から流出する血液の流量とが等しいという質量保存の法則から導かれる。すなわち、(数1)は、血流速度の発散(divV→)を0とおいた式をβについて積分することによって得られ、連続の式と称される。積分開始位置Pは、前壁面上または後壁面上の位置である。前壁面上の位置を積分開始位置とすることが可能な場合には、前壁面上の点を積分開始位置Pとし、後壁面上の位置を積分開始位置とすることが可能な場合には、後壁面上の点を積分開始位置Pとすればよい。(数1)の右辺は、偏微分および積分で表されているが、実際の演算は、積分経路上の各位置におけるVαの差分を加算合計することで行われる。
例えば、図3の点Q1におけるβ軸方向成分Vβ(Q1)は、後壁面上の位置P1を積分開始位置とし、点Q1に至るβ軸正方向の積分経路46に沿って、ドプラ計測成分Vαのα軸方向の変化量を積分することで求められる。また、点Q2におけるβ軸方向成分Vβ(Q2)は、前壁面上の位置P2を積分開始位置とし、点Q2に至るβ軸負方向の積分経路48に沿って、ドプラ計測成分Vαのα軸方向の変化量を積分することで求められる。
図1の信号処理部20がこれらの積分値を求めるに際しては、積分開始位置Pにおける運動速度のβ軸方向成分Vβ(P)が積分の初期値として必要である。そこで、信号処理部20は、断層画像データ生成部16から時間経過と共に順次出力される複数の断層画像データに基づいて、積分開始位置Pの運動速度のβ軸方向成分を積分の初期値として求める。そして、求められた積分の初期値を用いて質量保存則に基づく積分を行い、血管内腔における各位置Qにおけるβ軸方向成分Vβ(Q)を求める。
信号処理部20が、質量保存則に基づく積分に基づいて血流速度を求め、断層画像と共に血流速度を表示部30に図形表示する具体的な処理について説明する。この処理の前提として、制御部14、送受信回路12、プローブ10、および断層画像データ生成部16は、Bモード計測によって断層画像データを生成する処理を繰り返し実行するものとする。これによって、断層画像データ生成部16は、時間経過と共に複数の断層画像データを信号処理部20に順次出力する。
信号処理部20は、断層画像データ生成部16から順次出力される断層画像データに基づいて、断層画像を動画として表示部30に表示する。また、信号処理部20は、1つの断層画像データに基づいて、断層画像を静止画として表示部30に表示してもよい。
運動検出部22は、複数の断層画像データが示す各断層画像から血管壁面のパターンを抽出し、複数の断層画像のそれぞれから抽出された血管壁面のパターンに基づいて、血管壁面の運動速度を求める。すなわち、運動検出部22は、過去に遡った複数画像分の複数の断層画像データに対するパターン認識処理を実行し、各断層画像における血管壁面のパターンを抽出する。運動検出部22は、血管壁面のパターン上に積分開始位置を設定し、各断層画像に対して設定された積分開始位置に基づいて、積分開始位置の運動速度のβ軸方向成分を積分の初期値として求める。この処理は、例えば、時間を前後して生成された2つの断層画像データ同士のパターンマッチングに基づき、血管壁面のパターンのトラッキングを行い、複数の断層画像データのそれぞれに対して得られた積分開始位置の運動速度を求めることによって行われる。速度演算部24は、求められた積分の初期値を用いて質量保存則に基づく積分を行い、積分経路上の各位置におけるβ軸方向成分を求める。
運動検出部22は、前壁面および後壁面のそれぞれに沿って複数の積分開始位置を設定し、速度演算部24は、各積分開始位置から質量保存則に基づく積分を行う。これによって、血管内腔の各位置におけるβ軸方向成分が求められる。
血管内腔には、前壁面上の点を積分開始位置とする積分に基づいて求められたβ軸方向成分VF、および、後壁面上の点を積分開始位置とする積分に基づいて求められたβ軸方向成分VBの2つのβ軸方向成分が求められる位置がある。この場合、特許文献1に示されている処理と同様、次の(数2)に従う重み付け加算(重み付け合成)に基づいてβ軸方向成分Vβを求めてもよい。
ここで、ω(β)は重み付け関数である。ω(β)は、例えば、βに関する増加関数であり、後壁面上の積分開始位置で0の値を有し、前壁面上の積分開始位置で1の値を有するものとする。
このような処理によって、血管内腔の各位置に対し、ドプラ計測成分およびβ軸方向成分によって表される血流速度が求められる。
なお、ドプラ計測用超音波ビームが通過しなかった領域については、血流速度は求められない。また、ドプラ計測用超音波ビームが通過した領域であっても、質量保存則に基づく積分の積分開始位置が定まらず、積分経路が通過しなかった領域については、β軸方向成分が求められず、血流速度は求められない。すなわち、図4に示されているように前壁面、積分経路54および右端のドプラ計測用超音波ビーム42Rによって囲まれる上側の略三角形の領域では血流速度が求められる。同様に、後壁面、積分経路56、および左端のドプラ計測用超音波ビーム42Lによって囲まれる下側の略三角形の領域でもまた、血流速度が求められる。しかし、積分経路54、積分経路56、左端のドプラ計測用超音波ビーム42L、および右端のドプラ計測用超音波ビーム42Rによって囲まれる不完全領域53については、ドプラ計測用超音波ビームが通過するものの、質量保存則に基づく積分の経路が通過しないため、血流速度は求められない。
そこで、超音波診断装置は、次に説明する副ビーム法によって、不完全領域53における血流速度を求める。副ビーム法は、主ビームとしてのドプラ計測用超音波ビームとは別に、副ビームを形成する超音波を送受信することで、質量保存則に基づく積分の初期条件を得て、不完全領域における血流速度を求めるものである。
図5には、副ビーム法の原理を説明する図が示されている。プローブ10においては、ドプラ計測用超音波ビーム42とは別に、方向を揃えて並ぶ複数の副ビーム58を形成する超音波が送受信される。各副ビーム58は、ドプラ計測用超音波ビーム42の方向とは異なる方向を有し、不完全領域53を通過する。ここでは、ドプラ計測用超音波ビーム42と副ビームとがなす角度はψであるものとする。また、各副ビーム58の方向と同一方向の座標軸をs軸とし、s軸に直交する方向の座標軸をt軸とする。
副ビーム法では、複数の副ビーム58と、複数のドプラ計測用超音波ビーム42のうちの1つである積分開始位置ビーム42Sとの各交点に、積分開始位置PAが設定される。また、各副ビーム58を形成する超音波の送受信に基づいて、各積分開始位置PAにおける副ビーム方向成分がドプラ計測される。さらに、各積分開始位置PAからβ軸正方向に向かう積分経路A+に沿って、ドプラ計測成分Vαのα軸方向の変化量が積分される。この質量保存則に基づく正方向積分演算(第1積分演算)によって、積分経路A+上の各点におけるβ軸方向成分が求められる。また、積分開始位置PAからβ軸負方向に向かう積分経路A-に沿って、ドプラ計測成分Vαのα軸方向の変化量が積分される。この質量保存則に基づく負方向積分演算(第2積分演算)によって、積分経路A-上の各点におけるβ軸方向成分が求められる。
正方向積分演算および負方向積分演算のそれぞれの初期値は、積分開始位置PAにおけるβ軸方向成分である。このβ軸方向成分は、積分開始位置PAにおけるドプラ計測成分および副ビーム方向成分に基づいて、次のようにして求められる。
図6の右側には、α軸およびβ軸に対応する単位ベクトルα→およびβ→と、s軸およびt軸に対応する単位ベクトルs→およびt→が示されている。図6の左側には、ドプラ計測用超音波ビームに基づいて計測されるドプラ計測成分Vαα→、および、副ビームに基づいて計測される副ビーム方向成分Vss→が示されている。さらに、未知のベクトル成分として、β軸方向成分Vββ→、および、副ビーム直交方向成分Vtt→が示されている。各成分Vα、Vβ、VsおよびVtには、次の(数3)に示される関係がある。
ここで、行列[T]は、st座標系における値をαβ座標系における値に変換する座標変換行列(回転角ψの回転行列)である。ただし、st座標系およびαβ座標系の原点は、積分開始位置で共通であるものとしている。座標変換行列[T]は既知量であり、ドプラ計測成分Vαおよび副ビーム方向成分Vsはドプラ計測によって求められる。したがって、(数3)をβ軸方向成分Vβについて解くことによって、正方向積分演算および負方向積分演算のそれぞれの初期値としてβ軸方向成分Vβが求められる。
これを図6の左側の図に従って説明すると次のようになる。先にドプラ計測成分Vαα→および副ビーム方向成分Vss→がドプラ計測によって求められる。そして、ドプラ計測成分Vαα→および副ビーム方向成分Vss→を用い、V→=Vαα→+Vββ→、と、V→=Vss→+Vtt→とが等しくなるような、Vββ→およびVtt→を求めることで、初期値としてβ軸方向成分Vβが求められる。
このような処理によって、不完全領域内の各点についてβ軸方向成分が求められる。不完全領域内の各点について求められたドプラ計測成分とβ軸方向成分とを併せたものが、各点における血流速度となる。
超音波診断装置が副ビーム法に基づき不完全領域の血流速度を求める処理について、図1に戻って説明する。初めに超音波診断装置は、Bモード計測用超音波ビームおよびドプラ計測用超音波ビームを形成する超音波の送受信に基づき、不完全領域外の領域の各位置に対し、上記の処理によって血流速度を求めたものとする。
制御部14は、ドプラ計測用超音波ビームを形成する処理と同様の処理によって、送受信回路12を制御して、プローブ10から送信される超音波による複数の副ビームを形成する。この複数の副ビームは方向を揃えて並ぶものであるため、1つの副ビームをリニア走査することで形成してもよい。また、送受信回路12は、制御部14による制御に従って各副ビーム方向に対する受信信号を生成し、ドプラ計測部18に出力する。ドプラ計測部18は、各副ビーム方向に対して得られた各受信信号のドプラシフト周波数を解析し、各副ビームと積分開始位置ビームとの交点である積分開始位置における副ビーム方向成分を求める。ドプラ計測部18は、各積分開始位置における副ビーム方向成分を信号処理部20に出力する。
副ビーム法演算部26は、副ビーム法に基づき不完全領域内の各点について血流速度を求める。すなわち、副ビーム法演算部26は、各積分開始位置におけるドプラ計測成分および副ビーム方向成分に基づいて、各積分開始位置についてβ軸方向成分を初期値として求める。そして、各積分開始位置について正方向積分演算および負方向積分演算を実行し、不完全領域内の各点についてβ軸方向成分を求める。副ビーム法演算部26は、不完全領域内の各点について先に求められたドプラ計測成分と、副ビーム法によって各点について求められたβ軸方向成分とを併せたものを、各点における血流速度とする。
表示画像形成部28は、血管内腔の各位置における血流速度を矢印等の図形で表示する血流速度データを生成し、断層画像に血流速度を示す図形を重ねた画像を表示部30に表示する。
次に、副ビーム法を応用した両端ビーム法について説明する。この方法は、右端および左端の2つのドプラ計測用超音波ビームを積分開始位置ビームとするものである。図7に示されているように、両端ビーム法では、右端の積分開始位置ビーム64Rに交差する複数の第1副ビーム60が形成される。複数の第1副ビーム60は方向を揃えて並ぶ。複数の第1副ビーム60と右端の積分開始位置ビーム64Rとの各交点には、積分開始位置PBが設定される。また、各第1副ビーム60を形成する超音波の送受信に基づいて、各積分開始位置PBにおける第1副ビーム方向成分がドプラ計測される。さらに、各積分開始位置PBからβ軸正方向に向かう積分経路B+に沿って、ドプラ計測成分Vαのα軸方向の変化量が積分される。この質量保存則に基づく正方向積分演算によって、積分経路B+上の各点におけるβ軸方向成分が求められる。
正方向積分演算の初期値は、積分開始位置PBにおけるβ軸方向成分である。このβ軸方向成分は、積分開始位置PBにおけるドプラ計測成分および第1副ビーム方向成分に基づいて、図6を参照して説明したベクトル演算によって求められる。
両端ビーム法では、さらに、左端の積分開始ビーム64Lに交差する複数の第2副ビーム62が形成される。複数の第2副ビーム62は方向を揃えて並ぶ。複数の第2副ビーム62と左端の積分開始位置ビーム64Lとの各交点には、積分開始位置PCが設定される。また、各第2副ビーム62を形成する超音波の送受信に基づいて、各積分開始位置PCにおける第2副ビーム方向成分がドプラ計測される。さらに、各積分開始位置PCからβ軸負方向に向かう積分経路C-に沿って、ドプラ計測成分Vαのα軸方向の変化量が積分される。この質量保存則に基づく負方向積分演算によって、積分経路C-上の各点におけるβ軸方向成分が求められる。
負方向積分演算の初期値は、積分開始位置PCにおけるβ軸方向成分である。このβ軸方向成分は、積分開始位置PCにおけるドプラ計測成分および第2副ビーム方向成分に基づいて、図6を参照して説明したベクトル演算によって求められる。
左右の積分開始位置ビームで挟まれる領域内には、正方向積分演算に基づいて求められたβ軸方向成分Vβ+と、負方向積分演算に基づいて求められたβ軸方向成分Vβ-の2つのβ軸方向成分が求められる位置がある。この場合、特許文献1に示されている処理と同様、次の(数4)に従う重み付け加算に基づいてβ軸方向成分Vβを求めてもよい。
ここで、ω(β)は重み付け関数である。ω(β)は、例えば、βに関する増加関数とし、右端の積分開始位置ビーム64R上の積分開始位置PBで0の値を有し、左端の積分開始位置ビーム64L上の積分開始位置PCで1の値を有するものとする。
このような処理によって、左右の積分開始位置ビームで挟まれる領域内の各点についてβ軸方向成分が求められる。この領域内の各点について求められたドプラ計測成分とβ軸方向成分とを併せたものが、各点における血流速度となる。
両端ビーム法によれば、血管壁面を質量保存則に基づく積分の積分開始位置としなくてもよい。したがって、断層画像データに基づく血管壁面のパターンのトラッキング等を行うことなく質量保存則に基づく積分の初期条件を求めることができる。
両端ビーム法に基づき超音波診断装置が実行する処理は、図5を参照して説明した副ビーム法と同様である。すなわち、プローブ10、送受信回路12、制御部14、およびドプラ計測部18が、各第1副ビームおよび各第2副ビームに基づくドプラ計測を行ない、副ビーム法演算部26が、各積分開始位置ビーム上に設定された各積分開始位置に対し、質量保存測に基づく積分を実行する。
上記では複数の副ビームを用いる実施形態に説明したが、副ビームは1つであってもよい。図8には、1つの副ビーム58を用いる単一副ビーム法の原理を説明する図が示されている。
単一副ビーム法においては、ドプラ計測用超音波ビーム42が走査される領域内において、副ビーム58と複数のドプラ計測用超音波ビーム42との各交点に積分開始位置PDが設定される。また、副ビーム58を形成する超音波の送受信に基づいて、副ビーム58上の各積分開始位置PDについて副ビーム方向成分が計測される。
各積分開始位置PDからは、β軸正方向に向かう積分経路D+に沿って、ドプラ計測成分Vαのα軸方向の変化量が積分される。この質量保存則に基づく正方向積分演算によって、積分経路D+上の各点におけるβ軸方向成分が求められる。また、積分開始位置PDからβ軸負方向に向かう積分経路D-に沿って、ドプラ計測成分Vαのα軸方向の変化量が積分される。この質量保存則に基づく負方向積分演算によって、積分経路D-上の各点におけるβ軸方向成分が求められる。
正方向積分演算および負方向積分演算のそれぞれの初期値は、積分開始位置PDにおけるβ軸方向成分である。β軸方向成分は、積分開始位置PDにおけるドプラ計測成分および副ビーム方向成分について、ベクトル演算を行うことで求められる。
このような処理によって、血管内腔の各点について血流速度のβ軸方向成分が求められる。血管内腔の各点について求められたドプラ計測成分とβ軸方向成分とを併せたものが、各点における血流速度となる。
このように、各副ビーム法においては、主ビームとしてのドプラ計測用超音波ビームが走査され、各ドプラ計測用超音波ビーム方向から受信された超音波に基づいて、各ドプラ計測成分(主ビーム方向成分)がドプラ計測される。さらに、ドプラ計測用超音波ビーム方向に交差する方向に、質量保存則に基づく積分の経路が設定される。この交差積分経路を通過する副ビームを形成する超音波が送受信され、副ビーム方向から受信された超音波に基づいて、交差積分経路における副ビームの通過点について副ビーム方向成分がドプラ計測される。副ビームは、通過点を通る前記主ビームの方向と異なる方向を有し、通過点は積分開始位置とされる。質量保存則に基づく積分の初期値は、血流速度の交差経路方向への成分であり、通過点におけるドプラ計測成分および副ビーム方向成分に基づき求められる。
副ビームの数、すなわち、積分経路の数は、必要とされる処理速度に応じて決定してもよい。例えば、より多くの点で血流速度を求める場合には、より多くの副ビームを用い、より高速な処理が要される場合には、副ビームの数を少なくすればよい。
交差積分経路における副ビームの通過点は、交差積分経路の一端、他端、または中途点である。質量保存則に基づく積分は、積分開始位置としての通過点から交差積分経路に沿って行われる。この通過点が交差積分経路の中途点である場合には、中途点から交差積分経路に沿って離れる一方の方向に積分が行われると共に、中途点から交差積分経路に沿って離れる他方の方向に積分が行われる。
本発明に係る超音波診断装置は、上述のように、循環器の壁面を積分開始位置とする壁面法と、積分開始位置ビーム上の点を積分開始位置とする副ビーム法とを実行する。
図5、図7、および図8に例示されたように、本発明に係る超音波診断装置は、壁面法または副ビーム法のいずれかを単独で用いることで、あるいは、これらを組み合わせることで、様々な循環器の形状について、その循環器内の血流速度を求めることができる。ここでは、上記で取り上げられなかったその他の例について説明する。
図9には、副ビーム法のみによって血管内腔における血流速度を求める例が示されている。ドプラ計測用超音波ビーム42は、血管65の長手方向に対して垂直でない方向とされ、血管65の長手方向に沿ってリニア走査される。積分開始位置ビーム42Sを示す直線のうち、血管内腔の部分である線分GHには、方向を揃えて並んだ複数の副ビーム(図示せず)が交差し、線分GHと複数の副ビームとの各交点が積分開始位置として設定される。各積分開始位置からは、β軸正方向に正方向積分演算が実行され、β軸負方向に負方向積分演算が実行される。これによって、点Gからβ軸負方向に伸びる仮想直線66と、点Hからβ軸正方向に伸びる仮想直線68との間に挟まれる領域におけるβ軸方向成分が求められる。
左端の積分開始位置ビーム42SLを示す直線のうち、血管内腔を通る、仮想直線68よりも左側の部分である線分IJには、副ビーム法における複数の積分開始位置が設定される。各積分開始位置からは、β軸負方向に負方向積分演算が実行される。これによって、線分IJ、仮想直線68、および後壁面に囲まれる領域におけるβ軸方向成分が求められる。
右端の積分開始位置ビーム42SRを示す直線のうち、血管内腔を通る、仮想直線66よりも右側の部分である線分KLには、副ビーム法における複数の積分開始位置が設定される。各積分開始位置からは、β軸正方向に正方向積分演算が実行される。これによって、線分KL、仮想直線66、および前壁面に囲まれる領域におけるβ軸方向成分が求められる。
このようにして求められた血管内腔におけるβ軸方向成分と、ドプラ計測用超音波ビーム42によって求められたドプラ計測成分とを併せて、血管内腔における血流速度が求められる。
なお、ドプラ計測用超音波ビームと血管とが交差する角度、血管内腔の太さ等によっては、副ビーム法のみによって血流速度を求めることができない不完全領域が生じる。この場合には、壁面法を組み合わせることによって、不完全領域における血流速度を求めることができる場合がある。
図10には、副ビーム法と壁面法とを組み合わせて血管内腔の血流速度を求める例が示されている。積分開始位置ビーム42Sを示す直線のうち、血管内腔の部分である線分GHには、副ビーム法における複数の積分開始位置が設定される。各積分開始位置からは、β軸正方向に正方向積分演算が実行され、β軸負方向に負方向積分演算が実行される。これによって、点Gからβ軸負方向に伸びる仮想直線70と、点Hからβ軸正方向に伸びる仮想直線72との間に挟まれる領域におけるβ軸方向成分が求められる。
左端の積分開始位置ビーム42SLを示す直線のうち、血管内腔の部分である線分MNには、副ビーム法における複数の積分開始位置が設定される。各積分開始位置からは、β軸負方向に負方向積分演算が実行される。これによって、点Mからβ軸負方向に伸びる仮想直線74、線分MN、および後壁面によって囲まれる領域におけるβ軸方向成分が求められる。
右端の積分開始位置ビーム42SRを示す直線のうち、血管内腔の部分である線分RUには、副ビーム法における複数の積分開始位置が設定される。各積分開始位置からは、β軸正方向に正方向積分演算が実行される。これによって、点Uからβ軸正方向に伸びる仮想直線76、線分RU、および前壁面によって囲まれる領域におけるβ軸方向成分が求められる。
仮想直線72および仮想直線74に挟まれる領域については、後壁面に壁面法における複数の積分開始位置が設定される。各積分開始位置からは、β軸正方向に正方向積分演算が実行される。これによって、仮想直線72および仮想直線74に挟まれる領域におけるβ軸方向成分が求められる。
仮想直線70および仮想直線76に挟まれる領域については、前壁面に壁面法における複数の積分開始位置が設定される。各積分開始位置からは、β軸負方向に負方向積分演算が実行される。これによって、仮想直線70および仮想直線76に挟まれる領域におけるβ軸方向成分が求められる。
このようにして求められた血管内腔におけるβ軸方向成分と、ドプラ計測用超音波ビーム42によって求められたドプラ計測成分とを併せて、血管内腔における血流速度が求められる。
図11に示される例では、各領域において2つのβ軸方向成分が求められ、2つのβ軸方向成分を、(数2)または(数4)に基づいて重み付け加算して、β軸方向成分が求められる。
点Mからβ軸負方向に後壁面まで伸びる仮想直線Mj、線分MN、および後壁面に囲まれる領域では、線分MN上における複数の積分開始位置のそれぞれに対する負方向積分演算と、後壁面上における複数の積分開始位置のそれぞれに対する正方向積分演算とに基づいて、2つのβ軸方向成分が求められる。線分MN上における各積分開始位置は、副ビーム法に基づく積分開始位置であり、後壁面上における各積分開始位置は、壁面法に基づく積分開始位置である。
また、点Uからβ軸正方向に前壁面まで伸びる仮想直線Ui、線分RU、および前壁面に囲まれる領域では、線分RU上における複数の積分開始位置のそれぞれに対する正方向積分演算と、前壁面上における複数の積分開始位置のそれぞれに対する負方向積分演算とに基づいて、2つのβ軸方向成分が求められる。線分RU上における各積分開始位置は、副ビーム法に基づく積分開始位置であり、前壁面上における各積分開始位置は、壁面法に基づく積分開始位置である。
さらに、仮想直線Mjおよび仮想直線Uiに挟まれる領域では、前壁面における複数の積分開始位置のそれぞれに対する負方向積分演算と、後壁面上における複数の積分開始位置のそれぞれに対する正方向積分演算とに基づいて、2つのβ軸方向成分が求められる。各積分開始位置は、壁面法に基づく積分開始位置である。
このようにして求められた血管内腔におけるβ軸方向成分と、ドプラ計測用超音波ビーム42によって求められたドプラ計測成分とを併せて、血管内腔における血流速度が求められる。
図12に示される例においても、各領域において2つのβ軸方向成分が求められ、2つのβ軸方向成分を、(数2)または(数4)に基づいて重み付け加算して、β軸方向成分が求められる。
点Mからβ軸負方向に線分RUまで伸びる仮想直線Mh、線分Rh、および前壁面に囲まれる領域では、線分Rh上における複数の積分開始位置のそれぞれに対する正方向積分演算と、前壁面上における複数の積分開始位置のそれぞれに対する負方向積分演算とに基づいて、2つのβ軸方向成分が求められる。線分Rh上における各積分開始位置は、副ビーム法に基づく積分開始位置であり、前壁面上における各積分開始位置は、壁面法に基づく積分開始位置である。
また、点Uからβ軸正方向に線分MNまで伸びる仮想直線Ug、線分gN、および後壁面に囲まれる領域では、線分gN上における複数の積分開始位置のそれぞれに対する負方向積分演算と、後壁面上における複数の積分開始位置のそれぞれに対する正方向積分演算とに基づいて、2つのβ軸方向成分が求められる。線分gN上における複数の積分開始位置は、副ビーム法に基づく積分開始位置であり、後壁面上における複数の積分開始位置は、壁面法に基づく積分開始位置である。
さらに、仮想直線Mh、および、仮想直線Ugに挟まれる領域では、線分Mgにおける複数の積分開始位置のそれぞれに対する負方向積分演算と、線分hUにおける複数の積分開始位置のそれぞれに対する正方向積分演算とに基づいて、2つのβ軸方向成分が求められる。各積分開始位置は、副ビーム法に基づく積分開始位置である。
このようにして求められた血管内腔におけるβ軸方向成分と、ドプラ計測用超音波ビーム42によって求められたドプラ計測成分とを併せて、血管内腔における血流速度が求められる。
上記では、1つの積分開始位置ビームと1つの副ビームとの交点に対し、1つの積分開始位置が設定される実施形態について説明した。このように積分開始位置を設定する他、積分開始位置とされる点で交差する2つ以上の副ビームを用いてもよい。この2つ以上の副ビームの各方向は、ドプラ計測用超音波ビーム(主ビーム)の方向、および血管の長手方向に垂直な方向のいずれとも異なるものとする。例えば、2つの副ビームを用いる場合、第1の副ビームと積分開始位置ビームとの交点に対し積分開始位置を設定する。そして、その積分開始位置におけるドプラ計測成分と、第1の副ビームの方向への血流速度成分に基づいて、質量保存則に基づく積分の第1の仮初期値を求める。さらに、その積分開始位置におけるドプラ計測成分と、追加的な第2の副ビームの方向への血流速度成分に基づいて、質量保存則に基づく積分の第2の仮初期値を求める。質量保存則に基づく積分の初期値は、第1の仮初期値および第2の仮初期値の平均値や、各仮初期値の重要度を考慮した重み付け平均値等により求められる。
副ビーム、積分開始位置ビーム、および積分経路の角度関係によっては、積分開始位置における初期値の誤差が大きくなることがある。積分開始位置とされる点で交差する2つ以上の副ビームを用いることで、このような誤差が低減され得る。
次に、超音波ビームをセクタ走査する実施形態について説明する。セクタ走査は、超音波ビームを揺動させて、超音波ビーム方向を変化させる走査方式である。図13には、セクタ走査による断層画像78およびドプラ計測用超音波ビーム80が概念的に示されている。この断層画像78は、心臓の左心房84および左心室82を示している。左心室82の壁面のうち破線で示された部分は、測定条件が良好でないことによって像が得られなかった部分である。図13では、ドプラ計測用超音波ビーム80の方向がr軸方向とされ、ドプラ計測用超音波ビーム80に直交する方向がθ軸方向とされている。
Bモード計測用超音波ビーム(図示せず)は、セクタ走査によって送受信点Oを中心に揺動する。そして、Bモード計測用超音波ビームの各方向から受信された超音波に基づいて断層画像データが生成される。ドプラ計測用超音波ビーム80もまた、セクタ走査によって送受信点Oを中心に揺動し、ドプラ計測用超音波ビーム80の各方向から受信された超音波に基づいて、ドプラ計測用超音波ビーム80上の各位置でのドプラ計測成分Vr(r軸方向成分)が求められる。超音波ビーム80上の各位置でのθ軸方向成分Vθは、θ軸方向に沿った質量保存則に基づく積分によって求められる。この積分の積分開始位置は、心臓壁面上の複数の位置に設定される。図13の点Pは、複数の積分開始位置のうちの1つを示している。また、積分の初期値は、時間経過と共に順次得られる断層画像データに基づいて、各積分開始位置の運動速度を求めることで得られる。このようにして求められたドプラ計測成分Vrと、θ軸方向成分Vθとを併せたものが血流速度とされる。
なお、左心室82の壁面のうち測定条件が良好でないことによって像が得られなかった部分に挟まれる不完全領域86については、送受信点O’から伸びる複数の副ビーム88を用いた副ビーム法に基づいて血流速度が求められる。
超音波診断装置が、超音波ビームのセクタ走査によって血流速度を求める処理について説明する。図1に示される制御部14は、送受信回路12を制御して、プローブ10においてBモード計測用超音波ビームおよびドプラ計測用超音波ビームを時分割で形成し、各超音波ビームを被検体に対してセクタ走査する。
断層画像データ生成部16は、Bモード計測用超音波ビームのセクタ走査に応じて送受信回路12から出力された受信信号に基づいて断層画像データを生成し、信号処理部20に出力する。ドプラ計測部18は、ドプラ計測用超音波ビームのセクタ走査に応じて送受信回路12から出力された受信信号に基づいて、各ドプラ計測用超音波ビーム上の各位置でのドプラ計測成分を求め、信号処理部20に出力する。
ドプラ計測用超音波ビーム上の各位置でのθ軸方向成分Vθは、質量保存則に基づく積分によって求められる。運動検出部22は、過去に遡った複数画像分の複数の断層画像データに対するパターン認識処理を実行し、各断層画像上の心臓壁面のパターンを抽出し、心臓壁面のパターン上に複数の積分開始位置を設定する。運動検出部22は、各断層画像に対して設定された積分開始位置に基づいて、積分開始位置の運動速度のθ軸方向成分を積分の初期値として求める。
速度演算部24は、図13に示されているように、積分開始位置に対してθ軸方向に質量保存則に基づく積分を行い、積分経路90上の点Qにおけるθ軸方向成分Vθ(Q)を求める。具体的には、点Qにおけるθ軸方向成分Vθ(Q)は次の(数5)によって表される。
(数5)は、直交座標系で表された(数1)を極座標系で表したものである。この質量保存則に基づく積分の初期値Vθ(P)は、積分開始位置Pの運動速度のθ軸方向成分であり、上述のように、運動検出部22によって求められる。(数5)の中央の式および右辺は、偏微分および積分で表されているが、実際の演算は、積分経路90上の各位置における(r・Vr)の差分を加算合計することで行われる。
不完全領域86では、ドプラ計測用超音波ビーム80が通過するものの、質量保存則に基づく積分の経路が通過しないため、θ軸方向成分が求められない。そこで、超音波診断装置は、以下に説明するように、副ビーム法に基づく処理を実行する。
図1に示される制御部14は、送受信回路12を制御して、プローブ10から送信される超音波プローブ10から送信される超音波による複数の副ビームを形成する。送受信回路12は、制御部14による制御に従って各副ビーム方向に対する受信信号を生成し、ドプラ計測部18に出力する。
ドプラ計測部18は、各副ビーム方向に対して得られた受信信号のドプラシフト周波数を解析し、不完全領域内における各副ビーム上の所定位置における副ビーム方向成分を求める。ドプラ計測部18は、各位置における副ビーム方向成分を信号処理部20に出力する。
図13に示されている各副ビーム88は、ドプラ計測用超音波ビーム80の方向とは異なる方向を有し、送受信点Oとは異なる送受信点O’点から伸びて不完全領域86を通過する。各副ビーム80は、同一の送受信点O’から伸びるため、送受信点O’を中心としたセクタ走査によって各副ビームを形成してもよい。副ビーム法演算部においては、次に説明するような副ビーム法に基づく処理が実行される。
図14には、不完全領域86近傍の拡大図が示されている。副ビーム法においては、複数の副ビーム88と、複数のドプラ計測用超音波ビーム80のうちの1つである積分開始位置ビーム80Sとの各交点に積分開始位置PFが設定される。そして、各積分開始位置PFについて、ドプラ計測成分および副ビーム方向成分に基づいて、血流速度のθ軸方向成分が初期値として求められる。さらに、各積分開始位置PFについてθ軸正方向に沿った正方向積分演算、および、θ軸負方向に沿った負方向積分演算が実行され、不完全領域86内の各点について、血流速度のθ軸方向成分が求められる。不完全領域86内の各点について求められたドプラ計測成分とθ軸方向成分とを併せたものが、各点における血流速度とされる。
このような処理によって、左心房および左心室の各位置に対し、血流速度が求められる。図1の表示画像形成部28は、左心房および左心室の各位置における血流速度を矢印等の図形で表示する血流速度データを生成し、断層画像に血流速度を示す図形を重ねた画像を表示部30に表示する。
上記では、直交座標系および極座標系について取り上げた。(数1)を座標変換することで、循環器の形状に適した任意の座標系において質量保存則に基づく積分が可能である。この場合、積分開始位置におけるドプラ計測成分および副ビーム方向成分を用いて、その任意の座標系における積分の初期条件が求められる。これによって、循環器の形状に適した形状を有する積分経路に従って、質量保存則に基づく積分を行うことができる。
10 プローブ、12 送受信回路、14 制御部、16 断層画像データ生成部、18 ドプラ計測部、20 信号処理部、22 運動検出部、24 速度演算部、26 副ビーム法演算部、28 表示画像形成部、30 表示部、32,78 断層画像、34 前壁、36 後壁、38 血管内腔、40 ドプラ計測成分、42,80 ドプラ計測用超音波ビーム、42S,42SR,42SL,64R,64L 積分開始位置ビーム、46,48,54,56,90,A+,A-,B+,C-,D+,D- 積分経路、53,86 不完全領域、58,88 副ビーム、60 第1副ビーム、62 第2副ビーム、66,68,70,72,76 仮想直線、82 左心室、84 左心房、PA,PB,PC,PD,PF 積分開始位置。
Claims (7)
- 超音波を送受信する送受信部と、
前記送受信部を制御して、前記送受信部が送受信する超音波が形成する主ビームを走査する主ビーム制御部と、
各主ビーム方向から前記送受信部で受信された超音波に基づいて、各主ビーム方向について血流速度の主ビーム方向成分をドプラ計測する主ドプラ計測部と、
各主ビーム方向に交差する交差経路上における、血流速度の各主ビーム方向成分に基づいて、前記交差経路上の位置について血流速度の交差経路方向成分を求める演算部と、
前記交差経路上の点を通る副ビームを形成する超音波を、前記送受信部に送受信させる副ビーム制御部と、
副ビーム方向から前記送受信部で受信された超音波に基づいて、前記交差経路における前記副ビームの通過点について血流速度の副ビーム方向成分をドプラ計測する副ドプラ計測部と、を備え、
前記副ビームは、前記通過点を通る前記主ビームの方向と異なる方向を有し、
前記演算部は、前記通過点における血流速度の副ビーム方向成分を用いて、血流速度の交差経路方向成分を求めることを特徴とする超音波診断装置。 - 請求項1に記載の超音波診断装置において、
前記演算部は、
前記交差経路上における血流速度の各主ビーム方向成分について、それぞれの主ビーム方向への変化量である主ビーム方向変化量を求め、前記交差経路に沿って各主ビーム方向変化量を積分する積分演算を実行し、
前記通過点における血流速度の副ビーム方向成分の交差経路方向成分に基づいて、前記積分演算の初期条件を求めることを特徴とする超音波診断装置。 - 請求項2に記載の超音波診断装置において、
前記通過点は、前記交差経路の一端の点であり、
前記演算部は、前記一端の位置を前記積分演算の初期条件として、前記交差経路に沿った前記積分演算を実行することを特徴とする超音波診断装置。 - 請求項2に記載の超音波診断装置において、
前記通過点は、前記交差経路の中途点であり、
前記演算部は、
前記中途点の位置を初期条件とし、前記中途点より一方側における前記交差経路に沿って前記積分演算を実行する第1積分部と、
前記中途点の位置を初期条件とし、前記中途点より他方側における前記交差経路に沿って前記積分演算を実行する第2積分部と、
前記第1積分部および前記第2積分部による各演算結果に基づいて、血流速度の交差経路方向成分を求める合成部と、
を備えることを特徴とする超音波診断装置。 - 請求項2に記載の超音波診断装置において、
前記副ビーム制御部は、
前記交差経路の一端を前記通過点とする第1副ビームと、前記交差経路の他端を前記通過点とする第2副ビームと、を前記副ビームとしてそれぞれ形成する超音波を前記送受信部に送受信させ、
前記演算部は、
前記一端の位置を前記積分演算の初期条件として、前記交差経路に沿った前記積分演算を実行する第1積分部と、
前記他端の位置を前記積分演算の初期条件として、前記交差経路に沿った前記積分演算を実行する第2積分部と、
前記第1積分部および前記第2積分部の各演算結果に基づいて、血流速度の交差経路方向成分を求める合成部と、
を備えることを特徴とする超音波診断装置。 - 請求項2に記載の超音波診断装置において、
前記送受信部を制御して、前記送受信部が送受信する超音波が形成するBモードビームを走査するBモード制御部と、
各Bモードビーム方向から前記送受信部で受信された超音波に基づいて、断層画像データを生成する断層画像生成部と、
時間経過と共に生成される複数の断層画像データに基づいて、前記交差経路の一端における血流速度の交差経路方向成分を求める速度演算部と、を備え、
前記演算部は、前記一端における血流速度の交差経路方向成分、および、前記一端の位置を初期条件とし、前記交差経路に沿った前記積分演算を実行する第1積分部を備え、
前記通過点は、前記交差経路の他端の点であり、
前記演算部は、
前記他端の位置を前記積分演算の初期条件とし、前記交差経路に沿った前記積分演算を実行する第2積分部と、
前記第1積分部および前記第2積分部の各演算結果に基づいて、血流速度の交差経路方向成分を求める合成部と、
を備えることを特徴とする超音波診断装置。 - 請求項1に記載の超音波診断装置において、
前記副ビーム制御部は、
前記通過点を通る追加副ビームを形成する超音波を前記送受信部に送受信させ、
前記副ドプラ計測部は、前記追加副ビーム方向から前記送受信部で受信された超音波に基づいて、前記通過点について血流速度の追加副ビーム方向成分を求め、
前記追加副ビームは、前記通過点を通る前記主ビームおよび前記副ビームの各方向と異なる方向を有し、
前記演算部は、血流速度の副ビーム方向成分および追加副ビーム方向成分を用いて、前記通過点における血流速度の交差経路方向成分を求めることを特徴とする超音波診断装置。
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