超聲波攝像裝置以及方法
【專利摘要】本發(fā)明提供一種超聲波攝像裝置以及方法，利用由彩色多普勒法得到的血流的速度信息來估計血流的三維效果，從而能夠提示反映了三維效果的診斷信息。本發(fā)明的超聲波攝像裝置具備：超聲波探頭，其向檢查對象發(fā)送超聲波，并且接收從所述檢查對象反射的回波信號；和信號處理部，其對由所述超聲波探頭接收到的回波信號進行處理，所述信號處理部基于根據(jù)所述回波信號并利用第一方法而估計出的血流速度、和利用與所述第一方法不同的第二方法而估計出的血流速度之差，估計所述血流速度中的三維效果，并且反映該三維效果來生成診斷信息。
【專利說明】
超聲波攝像裝置從及方法
技術領域
[0001] 本發(fā)明設及醫(yī)療用的超聲波攝像裝置，設及在能夠根據(jù)彩色多普勒法的信息來估 計血流的速度矢量的超聲波攝像裝置中具有估計血流速度的Ξ維效果的功能的超聲波攝 像裝置。
【背景技術】
[0002] 彩色多普勒法僅能直接測量超聲波射束方向的速度分量。不能顯示在斷層面內(nèi)血 流在哪個方向上流動，即不能顯示流動方向。因而，提出了根據(jù)組織的邊界的速度和二維流 的質(zhì)量守恒的式子來估計超聲波射束方向和正交方向的速度分量，并根據(jù)超聲波射束方向 和正交方向的速度分量來求出速度矢量的方法(Vector Flow Mapping:VFM)(例如專利文 獻1)。在VFM中，沒有W在流動中具有Ξ維性作為前提，而是假設均不會從攝像面內(nèi)漏出的 二維流來構(gòu)筑的。因此，在VFM中，不能得到如實際的血流那樣的通過攝像面的流動場的血 流信息、例如血流的壓力場等。
[0003] 在超聲波攝像裝置中，公知進行Ξ維測量而從任意的視點得到Ξ維圖像的方法 (例如專利文獻2)，但難W根據(jù)利用Ξ維測量而得到的Ξ維圖像來估計血流矢量的Ξ維性 (Ξ維的血流動態(tài)）。
[0004] 現(xiàn)有技術文獻
[0005] 專利文獻
[0006] 專利文獻1:肝特開2000-342585號公報
[0007] 專利文獻2:肝特開平11-313824號公報

【發(fā)明內(nèi)容】

[000引發(fā)明所要解決的課題
[0009] 為了檢查Ξ維的屯、臟或腫瘤的血流的動態(tài)，Ξ維的血流的解析比較重要，但如上 述那樣，假設二維流來構(gòu)筑的VFM中存在限度，除了攝像面內(nèi)的二維的血流動態(tài)，還需要估 計通過攝像面的流動場的Ξ維的效果。
[0010] 本發(fā)明的課題在于，提供一種利用由彩色多普勒法得到的血流的速度信息來估計 血流的Ξ維效果，并能夠?qū)⒀鞯摩S效果反映到診斷信息中來進行提示的超聲波診斷裝 置。
[0011] 用于解決課題的手段
[0012] 解決上述課題的本發(fā)明的超聲波攝像裝置，基于彩色多普勒法的信息，利用多個 方法來進行血流速度的估計，基于它們的匹配性來估計血流的Ξ維效果，并反映到診斷信 息中。
[0013] 目P，本發(fā)明的超聲波攝像裝置具備:超聲波探頭，向檢查對象發(fā)送超聲波，并且接 收從所述檢查對象反射的回波信號；和信號處理部，對由所述超聲波探頭接收到的回波信 號進行處理，所述信號處理部基于根據(jù)所述回波信號并利用第一方法而估計出的血流速 度、和利用與所述第一方法不同的第二方法而估計出的血流速度之差，估計所述血流速度 中的Ξ維效果，并且反映該Ξ維效果來生成診斷信息。
[0014]此外，Ξ維效果是指：在將實際上ΚΞ維規(guī)定的血流矢量在二維空間中進行了規(guī) 定的情況即進行了二維流假定的情況下，在與該二維空間正交的方向上的血流速度分量所 具有的效果，包括作為該血流速度分量的空間速度變化率、由此導出的各個量。
[001引發(fā)明效果
[0016] 根據(jù)本發(fā)明，能夠提供對Ξ維的血流動態(tài)的檢查起作用的診斷信息。
【附圖說明】
[0017] 圖1為表示本發(fā)明的超聲波攝像裝置的實施方式的整體框圖。
[0018] 圖2為表示第一實施方式的信號處理部的動作的流程圖。
[0019] 圖3(a)為組織圖像中的坐標系的說明圖，圖3(b)為組織速度計算的說明圖。
[0020] 圖4為血流矢量計算的說明圖。
[0021] 圖5為說明基于不同方法的血流矢量計算的圖。
[0022] 圖6為表示Ξ維效果估計部的處理的圖。
[0023] 圖7(a)、圖7(b)分別為物理量守恒的示意圖。
[0024] 圖8(a)、圖8(b)分別為說明診斷信息的計算的圖。
[0025] 圖9為表示第二實施方式的信號處理部的動作的圖。
[00%]圖10為顯示的實施方式的說明圖。
[0027]圖11為顯示的實施方式的說明圖。
[00%]圖12為顯示的實施方式的說明圖。
[0029] 圖13為顯示的實施方式的說明圖。
[0030] 圖14為顯示的實施方式的說明圖。
【具體實施方式】
[0031] 本實施方式的超聲波診斷裝置具備：向檢查對象(3)發(fā)送超聲波并且接收從所述 檢查對象反射的回波信號的超聲波探頭(2);和對由所述超聲波探頭接收到的回波信號進 行處理的信號處理部（15)，信號處理部（15)具備:根據(jù)回波信號來算出血流速度的血流速 度運算部（154);和基于血流速度運算部所算出的血流速度來估計Ξ維效果的Ξ維效果估 計部(155)。
[0032] 血流速度運算部（154)具備算出檢查對象的組織速度的組織速度運算部（152)、和 多普勒速度運算部（153)，并利用由組織速度運算部算出的組織血流邊界速度和由多普勒 速度運算部算出的多普勒速度來算出攝像面內(nèi)的血流速度。
[0033] Ξ維效果估計部（155)具備空間變化率運算部（158)，該空間變化率運算部算出與 攝像面正交的方向上的血流速度的空間變化率、W及根據(jù)該血流速度的空間變化率導出的 各個量來作為=維效果。此外具有利用由=維效果估計部估計出的=維效果來生成診斷信 息的診斷信息生成部（159)。
[0034] W下，基于附圖對本發(fā)明的實施方式進行說明。
[0035] 圖1為表示本發(fā)明的超聲波攝像裝置的裝置結(jié)構(gòu)例的框圖，如圖1所示，本實施方 式的超聲波攝像裝置具有裝置主體1和超聲波探頭2。
[0036] 裝置主體1被用于控制超聲波探頭2且生成超聲波圖像，具備輸入部10、控制部11、 超聲波信號產(chǎn)生器12、超聲波接收電路13、顯示部14W及信號處理部15。
[0037] 超聲波探頭2按照由超聲波信號產(chǎn)生器12生成的信號，與生物體(被檢查者）3接 觸，對照射區(qū)域30照射超聲波，并接收照射區(qū)域30的反射波回波信號。超聲波探頭2根據(jù)掃 描方式而產(chǎn)生連續(xù)波或者脈沖波。
[0038] 說明裝置主體1的各構(gòu)成要素。輸入部10具備鍵盤或指向器，該鍵盤或指向器用于 由操作超聲波攝像裝置的檢查者對控制部11設定超聲波攝像裝置的動作條件。此外，在檢 查中利用屯、電圖等來自外部儀器的信息的情況下，也可作為外部信號輸入部發(fā)揮功能。
[0039] 控制部11為基于由輸入部10設定的超聲波攝像裝置的動作條件來控制超聲波信 號產(chǎn)生器12、超聲波接收電路13、顯示部14W及信號處理部15的部件，例如計算機系統(tǒng)的 CPU。
[0040] 超聲波信號產(chǎn)生器12具備產(chǎn)生規(guī)定的頻率的信號的振蕩器，并將驅(qū)動信號發(fā)送到 超聲波探頭2。超聲波接收電路13對由超聲波探頭2接收到的反射回波信號進行放大或調(diào)相 等信號處理。超聲波接收電路13包括接收電路、包絡線檢波單元、進行Log壓縮的單元。顯示 部14輸出由信號處理部15得到的信息。信號處理部15具有根據(jù)來自超聲波探頭2的反射回 波信號生成超聲波圖像的功能。其詳細情況在后面敘述。
[0041] 此外，雖然沒有圖示，但裝置主體1具備掃描變換器、A/D變換器。掃描變換器也可 包括在超聲波接收電路13中，也可安裝在信號處理部15的后級。在超聲波接收電路13包括 掃描變換器的情況下，具有由信號處理部15處理的數(shù)據(jù)量減少的優(yōu)點。此外，在超聲波接收 電路13中不包括掃描變換器的情況下，能夠由信號處理部15處理較多的數(shù)據(jù)，從而能夠?qū)?現(xiàn)精度高的測量裝置。A/D變換器被安裝于信號處理部15的前級。其采樣的頻率通常設為 20MHz 到50MHz 之間。
[0042] 接下來，說明信號處理部15的詳細的構(gòu)成要素。信號處理部15作為主要的要素，具 有斷層圖像形成部151、組織速度運算部152、多普勒速度運算部153、血流矢量運算部154、 Ξ維效果估計部155、顯示圖像形成部156W及存儲器157。
[0043] 斷層圖像形成部151根據(jù)從超聲波接收電路13輸出的反射回波信號形成例如財莫 式像、即利用了超聲波照射對象的平面的攝像法的二維的組織形狀圖像、或者利用了立體 的攝像法的Ξ維的組織形狀圖像。此外，斷層圖像形成部151通過組織形狀圖像來提取組織 位置信息。組織速度運算部152從組織形狀信息提取組織的運動信息。多普勒速度運算部 153根據(jù)從超聲波接收電路13輸出的反射回波信號提取例如彩色多普勒模式的血流速度信 息、即利用了超聲波照射對象的平面的攝像法的二維的多普勒血流速度信息、或者利用了 立體的攝像法的Ξ維的多普勒血流速度信息。血流矢量運算部154根據(jù)多普勒血流速度信 息并利用物理定律來估計血流矢量。
[0044] Ξ維效果估計部155估計血流矢量的Ξ維效果，利用該Ξ維效果來生成診斷信息。 血流矢量的Ξ維效果是指:針對由血流矢量運算部154算出的血流矢量，具有與規(guī)定該血流 矢量的面(二維空間）正交的方向上的血流速度分量的效果。
[0045] Ξ維效果估計部155中具備：空間變化率運算部158,其算出與攝像面正交的血流 的速度空間變化率、根據(jù)該血流的速度空間變化率導出的各個量來作為Ξ維效果;和診斷 信息生成部159,其利用Ξ維效果來生成診斷信息。此外，Ξ維效果估計部155具體地由運算 裝置構(gòu)筑，通過執(zhí)行組裝到運算裝置中的程序來實現(xiàn)包括空間變化率運算部158W及診斷 信息生成部159的功能在內(nèi)的Ξ維效果估計部155的功能。
[0046] 顯示圖像形成部156形成在顯示部14中顯示的顯示圖像，按照預先決定的形式或 從輸入部10輸入的指示，對由斷層圖像形成部151形成的斷層圖像、由多普勒測量得到的多 普勒波形、由Ξ維效果估計部155算出的各個量等形成顯示圖像。
[0047] 存儲器157存儲反射回波信號、在信號處理部15的運算中所必需的信息、信號處理 部15的處理結(jié)果。
[0048] 基于W上所說明的裝置的結(jié)構(gòu)，說明超聲波診斷裝置的動作的實施方式。
[0049] <第一實施方式〉
[0050] 參照圖2所示的處理流程來說明本實施方式。圖2中，作為具體的例子，說明照射區(qū) 域30(圖1)為包括左屯、室的部位的情況，但照射區(qū)域30也可為檢查者所期望的血管或其他 屯、腔。
[0051] 如圖2所示，在本實施方式中進行:形成組織形狀圖像并算出組織速度的處理(S1、 S2)、算出血流速度的處理（S3)、利用運些組織速度和血流速度來算出血流矢量的處理 (54) 、利用由兩種方法算出的血流矢量（血流速度）來估計血流矢量的Ξ維效果的處理 (55) 、利用估計出的Ξ維效果來生成診斷信息的處理（S6)W及顯示診斷信息的處理（S7)。 也可省略生成診斷信息的處理，進行顯示在S7中估計出的Ξ維效果的處理。W下，詳細地說 明各處理的內(nèi)容。
[0化2] <步驟S1〉
[0053] 首先，為了算出照射區(qū)域（左屯、室）的組織速度，進行用于得到照射區(qū)域的形態(tài)信 息(B模式圖像)的攝像。財莫式像的超聲波頻率設為能攝像的IMHz到20MHz的范圍。此外，帖 速率設為能夠捕捉根據(jù)屯、搏而變動的屯、臟的運動的范圍。具體地設為15化W上。斷層圖像 形成部151根據(jù)從超聲波接收電路13輸出的反射回波來形成例如B模式像。超聲波生物體圖 像可W為利用了平面的攝像法的二維的圖像或者利用了立體的攝像法的Ξ維的圖像中的 任一個，按時間序列來取得數(shù)據(jù)。
[0054] 在圖3(a)中表示由步驟S1得到的形狀信息的一例。圖3為對于超聲波探頭2而利用 進行扇形掃描的扇形探頭，并將攝像對象設為左屯、室31的圖。圖中，r為超聲波的射束方向 (深度方向）、Θ為攝像面內(nèi)的射束角度方向。在扇形掃描的情況下，深度方向為r方向，掃描 方向為Θ方向。
[0化5] <步驟S2〉 (0056) 組織速度運算部152首先根據(jù)斷層圖像形成部151在步驟S1中形成的超聲波生物 體圖像來取得組織的位置信息。組織的位置信息也可通過對組織內(nèi)壁進行圖像處理來檢 測，還可通過檢查者經(jīng)由輸入部10指定組織內(nèi)壁來取得。具體地，在超聲波圖像中組織被識 別為高亮度值，因此將高亮度值部設為屯、臟組織，取得二維或者Ξ維的屯、臟組織位置。或 者，也可通過檢查者經(jīng)由在輸入部10中安裝的指向器對作為血液和組織的邊界面的組織內(nèi) 壁進行指定來提供位置。將該方法統(tǒng)一稱作屯、肌跟蹤。
[0化7] 接下來，組織速度運算部152算出組織血流邊界速度。組織血流邊界速度為組織壁 和血液之間的邊界的速度，流體力學上在該邊界面處血液的速度和組織的速度相等。關于 組織血流邊界速度的算出方法，可w利用兩幅在時間上連續(xù)的圖像的模式匹配，也可追蹤 如上述那樣決定的組織的位置信息隨時間經(jīng)過的改變即組織的移動。作為模式匹配的運算 方法，可 W 利用例如互相關法、SAD(sum of absolute difference)法、SSD(sum of squared difference)法、KLT化anade-Lucas-Tomai)法。通過用由運些方法得到的組織的 移動量除W圖像的攝像間隔來算出組織血流邊界速度。
[0化引作為組織血流邊界速度，例如如圖3 (b)所示，算出左側(cè)組織的組織血流邊界速度 511和同一深度的右側(cè)組的組織血流邊界速度512。
[0化9] <步驟S3〉
[0060]與步驟S1的用于得到形態(tài)信息的攝像不同，針對與在步驟1中進行了攝像的照射 區(qū)域相同的照射區(qū)域進行多普勒法的測量，得到血流速度分布信息。多普勒法可W為連續(xù) 波多普勒法、脈沖波多普勒法的任一個，但在此利用作為通用的方法的彩色多普勒法。運種 情況下，多普勒速度運算部153關注于由斷層圖像形成部151所取得的超聲波生物體圖像中 的血流部，通過自相關法取得血流速度分布信息。在此所得到的血流速度分布為血流速度 中超聲波射束的射束方向(r方向）的分量。
[0061 ] < 步驟 S4〉
[0062] 血流矢量運算部154利用由組織速度運算部152算出的組織血流邊界速度和由多 普勒速度運算部153取得的血流速度分布信息，估計血流矢量。參照圖4說明血流矢量的估 計方法。在攝像面流動的血流的速度具有Ξ維的速度分量。利用了多普勒效應的速度測量 僅能求得Ξ維的速度分量中超聲波射束方向分量，但通過利用物理定律(質(zhì)量守恒定律)能 估計射束垂直方向的速度分量。
[0063] 具體而言，表示極坐標系中的流體的質(zhì)量守恒定律的連續(xù)的式子，如式（1)那樣記 述。
[0064] [數(shù)學式。
[00 化]
[0066] 式中，r為超聲波射束的深度方向，Θ為超聲波射束的扇形掃描的方向，vr、V0、Vz分 別為r方向、Θ方向W及與攝像面垂直的方向上的血流的速度分量。
[0067] 在此，在忽略垂直地通過攝像面的血流速度vz的影響的情況下，質(zhì)量守恒的式（1) 由下式(2)、（3)來表示。
[0068] [數(shù)學式2]
[0072] 式(2)能夠如式(4)那樣改寫。
[0073] [數(shù)學式4]
[0074]
[0075] 根據(jù)式(4)，θ方向的血流速度νθ0-，θ)能夠通過式巧)求得。
[0076] [數(shù)學式引
[0077]
[0078] 式(5)中，veo(r)為通過組織速度運算部152算出的、深度r處的組織血流邊界速度 的與射束方向正交的方向上的速度分量。式(5)的右邊的第2項的積分為深度r處的Θ方向上 的積分。
[0079] 根據(jù)由式(5)求得的與射束正交的方向的速度分量ve(r，0)和通過彩色多普勒求 得的超聲波射束方向上的速度分量Vr(r，0)，如圖4所示，求得攝像面中的速度矢量v(r，0)。 圖4中，僅表示了單點的矢量V，但能夠在成為VFM的對象的期望的區(qū)域中包括的多個點算出 矢量。
[0080] 如式（3)所示，如上那樣算出的速度矢量V未考慮垂直地通過攝像面的血流的影 響。因而，在W下的步驟中，為了估計垂直地通過攝像面的血流的影響、即血流矢量的Ξ維 效果，血流矢量運算部154針對相同的位置利用其他的方法(研究)來算出速度矢量V。
[0081] 作為一例，如圖5所示，如果設為組織血流邊界（左右的屯、?。┑狞ca至點b，則采用 將式(5)的Θ方向上的積分從左向右進行積分來算出速度矢量的方法(第1方法）、和將式巧） 的9方向上的積分從右向左進行積分來算出速度矢量的方法(第2方法）。
[0082] 在第1方法中，式(5)成為式(6)。
[0083] [數(shù)學式6]
[0084]
[0085] 在此，式(6)的右邊第1項的速度為針對在屯、肌跟蹤中決定的點a而由組織速度運 算部152算出的Θ方向的速度分量。
[0086] 第2方法中，式(5)成為式(7)。
[0087] [數(shù)學式7]
[008引
[0089] 在此，式（7)的右邊第1項的速度為針對在屯、肌跟蹤中決定的點b而由組織速度運 算部152算出的Θ方向的速度分量。
[0090] < 步驟 S5〉
[0091] Ξ維效果估計部155利用在上述步驟S4中由兩種方法算出的血流速度矢量的結(jié) 果，首先評價結(jié)果的匹配性，并基于評價出的匹配性來估計血流矢量Ξ維流效果。圖6中表 示Ξ維效果估計部155的估計處理的詳細內(nèi)容。
[0092] 如圖6所示，在步驟S1~S3中，得到了通過彩色多普勒圖像和屯、肌跟蹤而確定的組 織血流邊界的信息601。此外，在步驟S4中，算出通過兩種方法求得的血流矢量場602A、 602B。運些血流矢量場602A、602B是在攝像斷面的二維流假定的條件下得到的。
[0093] 如式(8)所示，Ξ維效果估計部155取得利用兩種方法求得的血流矢量場的差分來 評價匹配性(S51)。
[0094] [數(shù)學式引
[0095]
[0096] 由式(8)求得的D(r)不依賴于角度，在積分路徑上是恒定的，因此成為深度的函 數(shù)。關于算出D(r)時的角度Θ的選擇，只要是成為對象的VFM的區(qū)域則該角度Θ的選擇是任意 的，不限定于組織血液邊界，能利用積分路徑上的任意的點計算。此外，在式(8)中，作為取 得差分的血流矢量場，利用0方向上的血流速度分量νθ，但也可利用根據(jù)Θ方向的速度分量νθ 和射束方向的速度分量Vr求得的血流矢量V。
[0097] 在此，如果測量對象為二維流，則式(9)成立，式(8)的D(r)成為0。
[0098] [數(shù)學式9]
[0099]
[0100] 但是，屯、臟的左室那樣的流動為Ξ維流，嚴格地來說式（3)不能成立。同樣，式(8) 也不成立。
[0101] 因而，利用D(r)(聲0)來估計血流矢量Ξ維效果603(S52)。在由步驟S4算出的血流 矢量中，除了由于血流矢量Ξ維效果引起的誤差之外還包括測量精度等各種誤差，但由于 血流矢量Ξ維效果W外的誤差大部分在進行差分的雙方的血流矢量中作為具有相同大小 且相同符號的誤差來包含，因此會通過進行差分而被除去。因此，可認為D(r)不為零的主要 原因為血流的二維流假定的失敗。
[0102] Ξ維效果估計部155基于該前提，如式（10)所示，將D(r)定義為被離散化的積分路 徑中的各個血流矢量Ξ維效果的相加，計算各個Ξ維效果。
[0103] [數(shù)學式 10]
[0104]
[0105]
為積分路徑中第i個血流矢量的通過攝像面的方向上的速度空間變化率。
[0106] 在式（10)中，N為某深度r的積分路徑上的血流矢量的數(shù)目，ΔΘ為射束角度間隔。 此外，血流矢量的數(shù)目N為依賴于超聲波射束的數(shù)目的各個量，能夠改稱為積分路徑上的采 樣點數(shù)。
[0107] D(r)為積分路徑中的總和，因此不能從式（10)導出每個Ξ維效果。因而，Ξ維效果 估計部155 (速度空間變化率運算部158)設定每個血流矢量的速度空間變化率的分布模型， 根據(jù)D(r)估計每個血流矢量的速度空間變化率。模型只要不違反物理定律則可W是任意 的。說明幾個模型的例子和利用了該模型的速度空間變化率的算出方法。
[0108] 作為最簡單的情況，在積分路徑中，舉出設攝像面垂直方向上的速度空間變化率 均等的模型。如果使用該模型，則每個(各采樣點）的速度空間變化率如式(11)那樣。
[0109] [數(shù)學式 11]
[0110]
( 1 1 )
[0111] 作為第二模型，如式（12)所示，表示設速度空間變化率與射束方向速度具有比例 關系的模型。該模型W速度較大的一方的流體通過攝像面的概率也高的可能性較大為前 提。
[0112] [數(shù)學式 12]
[0113]
(12)
[0114] 在此，C2為比例常數(shù)。如果將式（12)的右邊代入到式（10 )，則得到式（13 )，通過將 該式(13)的右邊代入到式(12)，從而通過式(14)求得各個空間變化率。
[011引[數(shù)學式13]
[0119] 作為第Ξ模型，如式（15)那樣，表示與攝像面垂直方向上的速度空間變化率與射 束方向上的速度空間變化率具有比例關系的模型。該模型也W速度較大的一方的流體通過 攝像面的概率也高的可能性較大為前提。
[0120] [數(shù)學式 15] 閨
（15)
[0122] 在此，C3為比例常數(shù)。
[0123] 每個空間變化率與第二模型同樣地通過將式（15)的右邊代入到式（12)而得到的 式(16)求得。
[0124] [數(shù)學式 16]
[0125]
(.1 盡）
[0126] 此外，第二W及第Ξ模型為速度空間變化率與射束方向速度或者射束方向上的速 度空間變化率具有比例關系的模型，但也可代替運種情況，為基于速度空間變化率與射束 垂直方向血流速度、絕對血流速度、射束方向的速度空間變化率、或者其絕對值的關系的模 型。
[0127]作為第四模型，式（17)中表示設為攝像面垂直方向上的速度空間變化率依賴于距 屯、壁的距離的模型的例子。在此，假設為距屯、壁的距離遠的一方速度空間變化率大。但是， 也可不是正比例而是反比例。
[012引[數(shù)學式17]
[0129]
(17)
[0130] 式中，N與式（10)中定義的N相同。
[0131] 利用了該模型的情況下的每個空間變化率由式(18)表示。
[0132] [數(shù)學式1引
[0133]
(18)
[0134] W上，說明了利用某深度r的積分路徑中的D(r)來計算該積分路徑上的每個Ξ維 效果的情況，通過W各種深度進行該計算，能夠在所有期望的VFM區(qū)域(左室內(nèi)）中估計攝像 面垂直方向上的速度空間變化率。即，得到與VFM對應的速度空間變化率的映射。
[0135] Ξ維效果估計部155可W將如上那樣估計的速度空間變化率直接在空間上進行映 射，也可進而創(chuàng)建其他的指標。例如可W基于隨時間經(jīng)過而測量的反射回波信號W時間序 列得到Ξ維效果，計算關注部位的Ξ維效果(速度空間變化率)的時間變化。此外，為了表示 速度空間變化率在攝像面中的空間上的變化，也可計算W規(guī)定的位置的速度空間變化率為 基準的比、比例或者其組合。進而，還能夠預先存儲W時間序列得到的Ξ維效果或者在不同 時間得到的Ξ維效果來計算其最大血流矢量Ξ維效果（最大值）、最低血流矢量Ξ維效果 (最小值）、平均血流矢量Ξ維效果(平均值）。
[0136] W上各個量能夠用作在與攝像面垂直的方向上估計流動加速或者減速的狀態(tài)的 指標。
[0137] < 步驟 S6〉
[0138] Ξ維效果估計部155(診斷信息生成部159)能夠利用在步驟S5中算出的Ξ維效果 即與攝像面正交的方向上的速度空間分布，對基于二維流假設算出的診斷信息進行校正等 來生成新的診斷信息。
[0139] 作為診斷信息的一例對壓力較差的算出進行說明。
[0140] -般，在計算血流那樣的非壓縮性的流體的壓力分布的手法中，具有利用了 化vier-Stokes式的方法(NSE法）和利用了壓力Poisson式的方法(PPE法）運兩個方法。在 此，說明應用與NSE法相比具有計算成本低、通過采用充分的邊界條件而可不需要時間信息 地求得壓力場運樣的優(yōu)點的PPE法的情況。為了便于說明，利用正交坐標系，但當然也可W 利用極坐標系。
[0141] P陽法的方程式在張量表示中如式(19)那樣記述。
[0142] [數(shù)學式 19]
[0143]
[0144] 在此，p為壓力，u為速度，下標為方向，1為深度方向，2為攝像面內(nèi)與1的方向正交 的方向，3為攝像面垂直方向（W下相同）。
[0145] 在步驟S4中算出的血流矢量為二維的測量，因此不能取得式（19)的所有的項。在 設置了朝向面外方向的失真率的影響為零運樣的假設的二維測量的情況下，式（19)成為式 (20)。
[0146] [數(shù)學式 20]
[0147]
>
[0148] 在此，式（20)為被簡化的式子，因此不能說信息充分。例如如左室早期擴張期那 樣，在非常短的時間中流入等情況下，通過攝像面的速度的變化的影響大，僅僅由式(20)表 示的PPE法不能表現(xiàn)。但是，在ΡΙ?法中，在利用了時間空間分辨率充分的Ξ維矢量場時，能 夠反映根據(jù)斷面間的邊界條件得到的時間加速度項，由此信息的精度提高。在此，在本實施 方式中，如下式(21)中表示步驟S5中算出的血流矢量的Ξ維效果那樣，添加校正項C，提高 由PPE法算出的壓力分布的精度。
[0149] [數(shù)學式 21]
[0150]
[0151] 在此，C由式(22)表示。
[0152] [數(shù)學式 22]
[0153]
[0154] 根據(jù)式(22)可知，C由在步驟S5中算出的與攝像面(二維的面)正交的方向上的速 度空間變化率的時間微分W及空間微分的項構(gòu)成。運些項能夠通過根據(jù)存儲器157中保存 的Ξ維效果估計部155在時間上、空間上的計算結(jié)果來讀出時間信息而算出。
[0155] 式(21)的解法與基于ΡΙ?法的式(20)的解法同樣，通過將血流矢量的各方向分量 在各點處對式(21)進行離散化，從而構(gòu)筑被離散化的式(21)的方程式，進而建立與矢量的 數(shù)目相同數(shù)量的聯(lián)立方程式，能夠作為相反問題來求解。離散化的方法有利用中屯、差分、前 方差分、后方差分、或者交錯格子的方法等多種方法，并不特別限定，但優(yōu)選利用最有代表 性的交錯格子。此外，關于相反問題的求解方法，存在多個公知的解法，因此運里省略說明。
[0156] 此外，作為邊界條件，可W賦予微分型的諾依曼型邊界條件，也可W是賦予數(shù)值的 狄利克雷(Dirichlet)型的邊界條件。還可W在邊界條件中附加根據(jù)化vier-Stoke式求得 的壓力較差信息。運些情況為公知技術因此沒有詳細地記載。
[0157] PPE法中，需要在算出壓力分布時指定單點的基準壓力。在如本實施方式那樣將左 屯、室設為對象的情況下，能夠指定屯、尖部附近、屯、基部、左房內(nèi)等檢查者期望的部位的基準 壓力?；鶞蕢毫δ軌蚶糜膳c超聲波攝像不同的測量方法所測定的值，并能夠經(jīng)由輸入部 10進行設定。
[0158] 如上那樣通過在ΡΙ?法中作為校正項添加 Ξ維效果，能夠正確地掌握通過攝像面 的速度的變化的影響，從而得到更準確的壓力分布。
[0159] 此外，校正項C不僅是上述的例子，也可為考慮了面外的影響的根據(jù)二維信息得到 的速度場、速度微分、或者其組合。此外，也可按照需要進行簡化。
[0160] 進而，也能通過考慮面外方向的運動量守恒式來估計面外的速度的失真分量。在 運種情況下，加入了校正項的式子可如下式(23)那樣記述。
[0161] [數(shù)學式 23]
[0162]
[0163] 接下來，作為Ξ維效果估計部155所生成的診斷信息的其他例子，參照圖7,說明對 被攝像的檢查體積中的通量(flux)進行估計的手法。通量是在針對檢查體積來應用物理量 守恒側(cè)時成為未知的通量(flux), Ξ維效果估計部155利用在步驟S5中估計的Ξ維效果來 估計通量。
[0164] 圖7(a)為表示平面的屯、臟攝像的樣子的圖，在照射區(qū)域30中拍攝了左屯、室。在此， 為了簡便，表示2維的平面攝像的例子，但在平面攝像時也在攝像平面中如虛線所示那樣存 在厚度A Z。因此，具有該厚度的攝像區(qū)域為對通量進行估計的對象的檢查體積。
[0165] 如果關注于該體積中的規(guī)定的物理量A，則一般地物理量A的守恒定律如圖7(b)所 示，由檢查體積內(nèi)的物理量A的生成G、消散D、流入檢查體積的流入通量Fin、流出通量Fnut、依 賴于物理量的外因 E來決定。守恒定律中所需的是作為流入通量Fin與流出通量Fout的差分的 物理量A的殘存量(flux)。診斷信息生成部159利用通過薄片狀的檢查體積的血流的速度空 間變化率來算出物理量的殘存量。算出方法與具體的物理量的例示一起在后面敘述。
[0166] 算出中所需的檢查體積的厚度Δζ為照射區(qū)域的厚度、即厚度方向的射束寬度，可 根據(jù)照射位置來決定，也可為最大、最小、或者平均的射束寬度。此外在算出中成為必需的 生物體密度Ρ為1000~llOOkg/m3之間的常數(shù)，每個組織的值可通過文獻得知?？筛鶕?jù)運些 文獻值而按組織來選擇代表性的值。關于粘性也可同樣地根據(jù)文獻值來提取代表性的值。
[0167] 物理量A為任意的物理量，可為質(zhì)量、運動量、運動能量、循環(huán)、熱量、造影劑等物質(zhì) 的濃度等中的任一個。
[0168] W下，作為物理量A的一例，利用圖8(a)說明運動能量的殘存量的計算例。運動能 量K能夠通過對各格子點(正交坐標中，X方向的采樣行和y方向的采樣列相交叉的點），利用 各點的血流矢量信息ul、u2,根據(jù)式(24)求得。
[0169] [數(shù)學式 24]
[0170]
( 2 4 )
[0171] 在圖8(a)的左側(cè)中所示的分布圖521為運樣求得的運動能量的分布圖。如圖8(a) 所示，通過將該運動能量521與步驟S5中算出的Z方向（與攝像面正交的方向）的速度空間變 化率522在每個算出點（格子點）相乘來求得積，從而能夠求得運動能量的殘存量523。具體 而言，運動能量的殘存量(flux)F能通過下式(25)求得。
[0172] [數(shù)學式 25]
[017引
（2 5)
[0174] 進而，如式(26)所示，由于運動能量的生成G和消散E能利用所測量得到的速度矢 量信息算出，因此研究在檢查體積內(nèi)的運動能量守恒式的詳細情況，能研究屯、臟噴出血流 時對屯、肌的負荷的影響、屯、臟的噴出效率。當然也可關注于能量守恒式的各項。
[0175] [數(shù)學式 26]
[0176]
(2 6)
[0177] 作為物理量A的其他例子，利用在運動能量計算中參照的圖8(a)和圖8(b)來說明 運動量的計算例。其中，在圖8(a)中，分布圖521可視為運動量的分布圖，殘存量523可視為 運動量的殘存量。與運動能量同樣地，X方向或者y方向的運動量的平面的分布圖能利用速 度矢量信息算出。此外，在運動量的情況下，分布成為矢量信息。殘存量也與運動能量同樣 地，通過求取步驟S5中算出的Z方向速度空間變化率522與運動量分布521在每個算出點的 積而求得。進而，如圖8(b)所示，通過對運動量的時間變化分布524與殘存量523之和求得總 和，能夠算出組織血流相互作用力525。
[0178] W下，具體地說明算出方法。各個矢量具有的運動量Μ能夠利用生物體密度P、格子 所具有的微小檢查體積V并由式(27)記述。格子所具有的體積V通過利用X方向W及y方向的 格子間寬度、射束厚度，能夠?qū)⒗缥⑿z查體積作為立方體來算出體積。
[0179] [數(shù)學式 27]
[0180]
(27)
[0181]針對屯、臟的期望的區(qū)域例如左室內(nèi)的運動量，能夠通過檢查者利用指向器另外指 定期望的區(qū)域、或者通過使用整個VFM計算區(qū)域來算出。
[0182 ]針對該期望的區(qū)域，其整體的運動量的和的時間變化W及運動量通量(f 1UX )，與 對期望區(qū)域施加的力的和即組織血流相互作用力相等。即，式(28)的關系成立。
[0183] [數(shù)學式2引
[0184]
[0185] 式中
.為運動量的和的時間變化，'為運動量通量，/為組織血流相互作 用力。
[0186] 在此，運動量的和的時間變化能根據(jù)隨時間經(jīng)過的VFM來算出。運動量通量(f lux) 能夠根據(jù)式(29)求得。
[0187] [數(shù)學式 29]
[01則
（2留）
[0189] 由此，通過利用式(27)~(29)，能夠求得組織血流相互作用力的矢量(圖8:525)。
[0190] 此外，組織血流相互作用力為矢量，對算出了僅X方向的運動量的運動量守恒的僅 X方向的組織血流相互作用力分量、算出了僅y方向的運動量的運動量守恒的僅y方向的組 織血流相互作用力分量進行計算，在算出了 x、y運兩個方向時算出合成組織血流相互作用 力矢量。運樣求得的組織血流相互作用力方向能夠期待在屯、臟的扭轉(zhuǎn)運動的診斷、非同步 診斷中使用。
[0191] < 步驟 S7〉
[0192] 通過Ξ維效果估計部155估計出的上述的診斷信息，在顯示圖像創(chuàng)建部156中，與 由超聲波攝像裝置得到的其他的圖像例如形態(tài)圖像、多普勒波形一起，成為包括曲線圖、數(shù) 值等的顯示圖像來顯示在顯示部14上。顯示的形態(tài)能夠取各種形態(tài)。顯示的實施方式在后 面敘述。
[0193] 根據(jù)本實施方式，能夠提供反映了Ξ維效果的診斷信息，能更準確地掌握屯、臟的 血流動態(tài)等。
[0194] <第二實施方式〉
[01M]在本實施方式中，與第一實施方式同樣地進行W下的處理:根據(jù)回波信號而針對 同一位置來利用兩種方法算出血流速度的處理;對利用兩種方法算出的血流速度的匹配性 進行評價的處理;利用血流速度的匹配性來估計攝像區(qū)域中的血流的Ξ維效果的處理;利 用估計出的血流的Ξ維效果來生成兩點間的壓力較差、血流通量(flux) W及組織血流相互 作用力等診斷信息的處理。
[0196] 本實施方式的特征在于，關于上述的處理，利用從輸入部10輸入的屯、臟的周期運 動信息、從斷層圖像形成部得到的圖像信息，針對各時相或收縮期、擴張期等特征性時相， 進行Ξ維效果的估計，生成診斷信息。屯、臟的周期運動信息能夠基于屯、電圖進行。此外，也 可利用二尖瓣流入速度、肺動脈逆流速度、屯、壁運動速度、屯、壁運動等信息。
[0197] 圖9中表示本實施方式的處理的一例。在圖示的例子中，參照屯、電圖來得到各時相 的回波信號，根據(jù)運些回波信號來算出攝像斷面的血流矢量，估計Ξ維效果。由此得到每個 時相的Ξ維效果901。利用每個時相的Ξ維效果901，算出每個時相的診斷信息。Ξ維效果估 計部155算出的各個量與第一實施方式相同，包括與攝像斷面正交的方向上的血流速度的 空間變化率、根據(jù)該空間變化率算出的各個量、進而兩點間的壓力較差、運動量、運動能量 的通量(flux)、組織血流相互作用力等診斷信息。
[0198] W時間序列得到的診斷信息902能夠直接與屯、電圖一起顯示在顯示部14中，由此 能夠確認診斷信息伴隨著屯、周期的變化。進而，可W顯示Ξ維效果估計部155算出的各個量 的改變，也可算出測定期間內(nèi)的最大值、最小值、平均值等統(tǒng)計量903,還可算出時間變化 (微分值）、積分值等。不僅得到時間序列數(shù)據(jù)，也可選擇所關注的特定的時相的數(shù)據(jù)來生成 診斷信息。
[0199] 根據(jù)本實施方式，能夠提供反映了 Ξ維效果的診斷信息作為與屯、時相相關聯(lián)的信 息。
[0200] <顯示的實施方式〉
[0201] 如上述那樣，在本發(fā)明的超聲波攝像裝置中，能夠提供反映了Ξ維效果的各種診 斷信息，其提供的方式并沒有被特別地限定，但典型的提供方法為在裝置的顯示部14中作 為顯示圖像進行顯示的方法。顯示圖像通過顯示圖像生成部156生成。W下，參照圖10~圖 14說明顯示(第一實施方式的步驟S7)的實施方式，但顯示方法并不限于運些方法，能進行 各種組合、省略非必要的要素等。
[0202] 圖10中表示顯示血流矢量Ξ維效果的一例。在圖示的例子中，黑白的斷層像(在此 表示了屯、肌31)和血流的速度矢量510重疊，進而在步驟S5中算出的Ξ維效果（與攝像面正 交的方向的速度空間變化率)52〇W等高線狀顯示。此外，設置了Ξ維效果顯示部515,可W 利用數(shù)值等將與攝像面垂直方向的空間變化率520有關的數(shù)值、任意的物理量及其殘差量、 時間變化、壓力較差分布等顯示在Ξ維效果顯示部515中。
[0203] 當然，運些各個量也可通過設置某基準點來作為差分、比例來顯示。此外，還可W 顯示血流矢量Ξ維效果的歷史記錄，也可W顯示1屯、搏內(nèi)的最大值、最小值、平均值、方差值 中的一個W上的值。
[0204] 圖11中表示顯示了壓力較差分布530的例子。在此，壓力較差的空間的分布530與 黑白的斷層像重疊來顯示。在該例中，也可設置某基準點來顯示壓力較差的差分、比例，還 可W顯示壓力較差分布的歷史記錄，也可W將1屯、搏內(nèi)的最大值、最小值、平均值、方差值的 一個W上顯示在Ξ維效果顯示部（515:圖10)中。此外，檢查者也可W經(jīng)由鼠標等輸入部10 的操作來指定圖像中的期望的位置，從而在畫面中顯示所指定的位置的值。
[0205] 圖12所示的顯示例與圖11同樣地表示兩點間的壓力較差，但在此由曲線圖541顯 示了壓力較差隨時間的變化。該曲線圖541優(yōu)選與斷層圖像形成部所取得的屯、肌的運動隨 時間的變化、由多普勒速度運算部所取得的血流速度隨時間的變化、或者外部屯、電圖信息 中的任一個信息一起顯示。在圖示的例子中，顯示了屯、電圖542、二尖瓣流入波形543和兩點 間的壓力較差的曲線圖541。此外，也可在屯、電圖R波與R波之間切取存儲器157中預先保存 的屯、肌的運動隨時間的變化、由多普勒速度運算部所取得的血流速度隨時間的變化(在R-R 間同步)來顯示。屯、肌的運動可為取得檢查者所期望的位置的時間變化的Μ模式的信息。
[0206] 圖13為顯示了診斷信息生成部159所生成的組織血流相互作用力的例子。在圖示 的例子中，分別W表示隨時間經(jīng)過的變化的曲線圖來顯示組織血流相互作用的X方向分量 544Χ和組織血流相互作用力的y方向分量544y。在該情況下，也與屯、電圖542、二尖瓣流入波 形543等一起進行了顯示，但還可在屯、電圖R波與R波之間切取存儲器157中預先保存的屯、肌 的運動隨時間的變化、由多普勒速度運算部所取得的血流速度隨時間的變化(在R-R間同 步)來顯示。屯、肌的運動可為取得檢查者所期望的位置的時間變化的Μ模式的信息。
[0207] 圖14為將基于在某時刻測定的回波信號而估計出的組織血流相互作用力作為矢 量545,并與黑白的斷層像重疊來顯示的例子。在該情況下，也能在Ξ維效果顯示部515中顯 示將組織血流相互作用力進行了數(shù)值化所得到的數(shù)值、除此之外的各個量等。
[0208] 根據(jù)本實施方式，能進行多樣的顯示，由此檢查者能夠經(jīng)由顯示部來獲取在診斷 中有效的信息。此外，顯示方法并不限于上述的實施方式，能進行各種組合、非必要的要素 的省略等。此外，顯示部并不限于在本實施方式的超聲波攝像裝置中安裝的顯示部，當然也 能通過利用公知的各種數(shù)據(jù)傳輸技術而在其他的顯示裝置中顯示。
[0209] 產(chǎn)業(yè)上的利用可能性
[0210] 根據(jù)本發(fā)明，在能夠根據(jù)彩色多普勒法的信息來估計血流的速度矢量的超聲波診 斷裝置中，提供反映了與攝像斷面正交的血流速度分量的高階的診斷信息。由此，有助于更 準確的診斷。
[0別。符號說明
[0212] 100…超聲波攝像裝置
[0別；3] 1…裝置主體
[0214] 2…超聲波探頭
[0215] 10···輸入部
[0216] 11···控制部
[0217] 12···超聲波信號產(chǎn)生器 [021引13…超聲波接收電路
[0219] 14···顯示部
[0220] 15…信號處理部
[0221] 151…斷層圖像形成部
[0222] 152…組織速度運算部
[0223] 153…血流矢量運算部
[0224] 154…多普勒速度運算部(血流速度運算部）
[0225] 155…Ξ維效果估計部
[0226] 158…空間變化率運算部
[0227] 159…診斷信息生成部
【主權項】
1. 一種超聲波攝像裝置，其特征在于，具備： 超聲波探頭，其向檢查對象發(fā)送超聲波，并且接收從所述檢查對象反射的回波信號;和 信號處理部，其對由所述超聲波探頭接收到的回波信號進行處理， 所述信號處理部基于根據(jù)所述回波信號并利用第一方法而估計出的血流速度、和利用 與所述第一方法不同的第二方法而估計出的血流速度之差，估計所述血流速度中的三維效 果，并且反映該三維效果來生成診斷信息。2. 根據(jù)權利要求1所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 所述信號處理部具備： 血流速度運算部，其根據(jù)所述回波信號來算出血流速度;和 三維效果估計部，其基于由所述血流速度運算部算出的血流速度來估計三維效果。3. 根據(jù)權利要求2所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 所述血流速度運算部具備： 組織速度運算部，其算出檢查對象的組織速度;和 多普勒速度運算部， 所述血流速度運算部利用由所述組織速度運算部算出的組織血流邊界速度和由所述 多普勒速度運算部算出的多普勒速度來算出攝像面內(nèi)的血流速度。4. 根據(jù)權利要求2所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 所述三維效果估計部具備：空間變化率運算部，其算出與攝像面正交的方向上的血流 速度的空間變化率、以及根據(jù)該空間變化率導出的各個量，來作為所述三維效果。5. 根據(jù)權利要求4所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 所述空間變化率運算部具有所述空間變化率的分布模型，利用所述分布模型并根據(jù)所 述血流速度的差，針對射束角度不同的多個點中的每一個點來算出所述血流速度的空間變 化率。6. 根據(jù)權利要求2所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 所述超聲波攝像裝置還具有：診斷信息生成部，其利用由所述三維效果估計部估計出 的三維效果來生成診斷信息。7. 根據(jù)權利要求6所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 所述診斷信息生成部利用由所述三維效果估計部估計出的三維效果來生成兩點間的 壓力較差。8. 根據(jù)權利要求6所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 所述診斷信息生成部利用由所述三維效果估計部估計出的三維效果來算出攝像區(qū)域 中的物理量的殘存量。9. 根據(jù)權利要求8所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 所述物理量為從質(zhì)量、運動量、運動能量、熱量、物質(zhì)的濃度中選擇的一種以上的物理 量。10. 根據(jù)權利要求8所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 所述物理量為所述攝像區(qū)域中的運動量， 所述診斷信息生成部利用運動量的殘存量而算出組織血流相互作用力來作為診斷信 息。11. 根據(jù)權利要求2所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 所述超聲波攝像裝置還具備顯示部，其顯示所述診斷信息。12. 根據(jù)權利要求11所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 所述顯示部與斷層像圖像以及/或者血流矢量的顯示一起，將所述診斷信息作為曲線 圖或者數(shù)值來顯示。13. 根據(jù)權利要求11或12所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 所述顯示部顯示所述診斷信息隨時間經(jīng)過的改變。14. 根據(jù)權利要求1所述的超聲波攝像裝置，其特征在于， 所述超聲波攝像裝置還具備:輸入部，其輸入來自外部的心搏信息或者心電信息， 所述信號處理部基于從所述輸入部輸入的心搏信息或者心電信息來生成多個心周期 的診斷信息。15. -種超聲波攝像裝置，其特征在于，具備： 超聲波探頭，其向檢查對象發(fā)送超聲波，并且接收從所述檢查對象反射的回波信號;和 信號處理部，其對由所述超聲波探頭接收到的回波信號進行處理， 所述信號處理部具備： 血流速度運算部，其根據(jù)所述回波信號來算出血流速度;和 空間變化率運算部，其基于由所述血流速度運算部利用不同的方法算出的血流速度的 匹配性，來算出與攝像面正交的方向上的血流速度的空間變化率。16. -種利用由超聲波攝像裝置得到的回波信號來生成與檢查對象有關的診斷信息的 方法，其特征在于，包括： 根據(jù)所述回波信號而針對相同的位置利用兩種方法來算出血流速度的處理； 對利用所述兩種方法算出的血流速度的匹配性進行評價的處理； 利用所述血流速度的匹配性來估計攝像區(qū)域中的血流的三維效果的處理;和 利用估計出的血流的三維效果來生成包括兩點間的壓力較差、血流通量以及組織血流 相互作用力這三者中的任一者在內(nèi)的診斷信息的處理。
【文檔編號】A61B8/06GK106028948SQ201580009862
【公開日】2016年10月12日
【申請日】2015年1月19日
【發(fā)明人】田中智彥, 岡田孝
【申請人】株式會社日立制作所