JP2006055493A - 超音波診断装置および医用画像解析装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 運動体の速度ベクトルを簡易な処理により算出可能とする。
【解決手段】 超音波プローブ１、送信系回路２および受信系回路３は、１つの測定部位に対して互いに異なる２つの角度でドプラビームを送受信するようドプラビームスキャンを行う。速度ベクトル演算器９は、２つの角度のそれぞれで受信される２つのドプラビームから個別に求まる２つの速度ベクトルに基づいて測定部位における血流の速度ベクトルを算出する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、超音波を利用して血流や組織運動などを診断する超音波診断装置や、この超音波診断装置などのような医用画像解析装置に関する。

通常、血流あるいは組織運動を定量化する際には、その運動の方向に応じて関心領域（ＲＯＩ）を設定する必要がある。

例えば血流量測定においては、血管と直交する方向にＲＯＩをおき、角度補正された流速プロファイルを用いて血流量を得ることが提案されている。またＰＷドプラでは、血流の方向を指定することでドプラの角度補正を行なう。あるいは自動角度補正法として、プロファイル情報から、血流方向を決定する方法が提案されている。

上記関心領域の位置を、組織の運動に合わせて移動（トラッキング）させることも提案されている（例えば、特許文献１を参照）。特許文献１には、組織の移動によってＲＯＩ位置がずれるのを防ぐため、時系列に入力される画像フレーム毎に、組織の運動量に応じて自動的にＲＯＩ位置を移動させることが提案されている。

生体の運動速度を検出する方法としてはドプラ法を用いたものがあり、ビーム方向の運動成分を検出する。２次元あるいは３次元ベクトル運動を検出する方法も提案されている。
特願平８−３１０８２０号公報

また上記の従来技術においては、例えば血流計測では、画像上での血流の方向に応じて角度補正を行うか、あるいは画像上での血流の方向に対して適正な向きにＲＯＩを設定する必要がある。上記のような角度補正のための情報入力や、ＲＯＩの設定は、従来はマニュアル操作に頼っていた。このため、操作者の作業が煩雑であり、しかも誤差が大きく、特に再現性も確保できないという不具合があった。

また、上記のような角度補正のための情報を自動取得するために、画像処理により血流方向などを算出する技術も提案されているが、非常に高度な演算処理を必要とするという不具合があった。

本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは第１に、運動体の速度ベクトルを簡易な処理により算出可能な超音波診断装置を提供することにある。

また第２に、運動体の運動方向に対して関心領域を適正な向きに自動設定することが可能な医用画像解析装置を提供することにある。

前記第１の目的を達成するために本発明は、１つの測定部位に対して互いに異なる２つの角度でドプラビームを送受信する送受信手段と、前記２つの角度のそれぞれで受信される２つのドプラビームから個別に求まる２つの速度ベクトルに基づいて前記測定部位における運動体の速度ベクトルを算出する算出手段とを超音波診断装置に備えた。

前記第２の目的を達成するために本発明は、測定部位における運動体の速度ベクトルを検出する検出手段と、測定範囲内の複数の測定部位に関して前記検出手段によりそれぞれ検出された速度ベクトルに基づいて前記測定範囲内での前記運動体の運動状態を表す画像を生成する生成手段と、前記画像中の関心領域内における前記運動体の速度ベクトルに応じて前記関心領域の向きを変更する変更手段と、向きが変更された前記関心領域内に関して前記運動体の特徴量を算出する手段とを医用画像解析装置に備えた。

また前記第２の目的を達成するために別の本発明は、測定部位における運動体の速度ベクトルを検出する検出手段と、測定範囲内の複数の測定部位に関して前記検出手段によりそれぞれ検出された速度ベクトルに基づいて前記測定範囲内での前記運動体の運動状態を表す画像を生成する生成手段と、前記画像中の指定位置に関して前記検出手段により検出されている速度ベクトルを表す画像を前記生成手段により生成された画像に追加する手段とを医用画像解析装置に備えた。

本発明によれば、運動体の速度ベクトルを簡易な処理により算出可能な超音波診断装置を提供することができる。

また別の本発明によれば、運動体の運動方向に対して関心領域を適正な向きに自動設定することが可能な医用画像解析装置を提供することができる。

以下、図面を参照して本発明の一実施形態について説明する。

図１は本実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す図である。
図１に示すように超音波診断装置は、超音波プローブ１、送信系回路２、受信系回路３、Ｂモード処理回路４、ＣＦＭモード処理回路５、ＴＤＩモード処理回路６、ＰＷＤモード処理回路７、デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）８、速度ベクトル演算器９、イメージメモリユニット１０、平均ベクトル演算器１１、ＲＯＩ発生器１２、特徴量演算器１３、データ合成器１４、フレーム合成器１５、表示ユニット１６およびＣＰＵ１７を備える。

超音波プローブ１は、その先端に配置されたアレイ型圧電振動子を備える。アレイ型振動子は複数の圧電素子を直線状に配列し、その配列方向を走査方向としたもので、複数の圧電素子それぞれが送受信の各チャネルを形成する。そして超音波プローブ１は、超音波信号と電気信号の間で双方向に信号変換することが可能である。超音波プローブ１は、送信系回路２および受信系回路３に接続される。なお、超音波プローブ１は、超音波診断装置の本体から分離して独立したユニットとして構成され、コネクタなどにより必要に応じて送信系回路２および受信系回路３に接続されるようにしても良い。この場合、超音波診断装置の本体と超音波プローブ１とは、セットとして流通されても良いし、個別に流通されても良い。

送信系回路２は、図示していないがパルス発生器および送信回路を備える。パルス発生器は、基準レートパルスを発生する。送信回路は、上記の基準レートパルスをチャネル毎に遅延して駆動パルスを発生させる。送信系回路２は、上記のチャネル毎の駆動パルスを、超音波プローブ１の複数の振動子にそれぞれ供給する。駆動パルスの送信遅延時間は各チャネル毎に制御され、レート周波数毎に繰返し供給される。駆動パルスの供給に応答して各振動子から超音波パルスが出射される。この超音波パルスは被検体Ｐ内を伝搬しながら、制御された送信遅延時間に因り送信ビームを形成し、音響インピーダンスの異なる境界面でその一部を反射してエコー信号になる。戻ってきたエコー信号の一部または全部は１つまたは複数の振動子で受信され、対応する電気信号に変換される。

受信系回路３は、図示していないが、プリアンプ、遅延回路および加算器を備える。プリアンプは、超音波プローブ１の各振動子に接続されたチャネル毎に設けられる。プリアンプは、超音波プローブ１により受信されたエコー信号に対応する電気量のアナログ信号をチャネル毎に増幅する。遅延回路は、プリアンプのそれぞれに接続されている。遅延回路は、受信フォーカスのためにプリアンプから出力されるアナログ信号をチャネル毎に遅延制御する。加算器は、遅延制御された後のチャネル毎のアナログ信号を加算する。これにより、受信遅延時間の制御に応じて決まるフォーカス点を有する受信ビームが演算上で形成され、所望の指向性が得られる。

受信系回路３の出力端は、Ｂモード処理回路４、ＣＦＭモード処理回路５、ＴＤＩモード処理回路６およびＰＷＤモード処理回路７にそれぞれ接続されている。

Ｂモード処理回路４は、Ｂモードの白黒の断層像データの作成を担うもので、図示していないが、対数増幅器、包絡線検波器およびＡ／Ｄ変換器を備えている。対数増幅器は、受信系回路３で整相加算されたエコー信号を対数的に圧縮増幅する。包絡線検波器は、対数増幅器の出力信号の包絡線を検波する。Ａ／Ｄ変換器は、包絡線検波器の出力信号をデジタル信号に変換する。Ａ／Ｄ変換器の出力は、Ｂモード画像データとしてＢモード処理回路４から出力される。

ＣＦＭモード処理回路５は、カラーフローマッピング（ＣＦＭ：カラードプラ断層法の一種）のモードにより２次元的に血流情報の検出を行う従来周知の回路で構成される。このＣＦＭモード処理回路５は具体的には、図示してはいないが、直交位相検波器、Ａ／Ｄ変換器、ＭＴＩフィルタおよび自己相関器を備えるとともに、この自己相関出力に基づく演算を行う平均速度演算器、分散演算器およびパワー演算器を備える。直交位相検波器は、受信エコー信号からドプラ信号を検出する。Ａ／Ｄ変換器は、検出されたドプラ信号をデジタルデータに変換する。ＭＴＩフィルタは、Ａ／Ｄ変換器から出力されるデジタルデータを、内蔵するフレームメモリに一次的に記憶する。

ＣＦＭモードでは、血流情報を得るために、同一断面を複数回スキャンするから、上記のフレームメモリにはビームスキャン方向、超音波ビーム方向、スキャン回数方向の３つの次元を有するドプラデータが格納される。ＭＴＩフィルタは、フレームメモリの読出し側にハイパスフィルタを備えている。このため、３つの次元を有する画像データの内、各ピクセル位置に対応したスキャン回数方向の複数個のドプラデータ列それぞれに対して組織エコーのドプラ成分を除去して血流エコーのドプラ成分が良好に抽出される。自己演算器は、ハイパスフィルタリングされたドプラデータ列の平均ドプラ周波数を解析する。平均速度演算器、分散演算器およびパワー演算器は、それぞれ上記の平均ドプラ周波数に基づき、スキャン断面の各サンプル点の血流平均速度、血流速度分布の分散値、血流からのエコー信号のパワー値をそれぞれ演算する。これらの演算情報は、カラードプラ情報としてＣＦＭモード処理回路５から出力される。

ＴＤＩモード処理回路６は、組織ドプライメージング（ＴＤＩ：カラードプラ断層法の一種）により２次元的に組織の運動情報の検出を行う。このＴＤＩモード処理回路６の構成は概略、上述したＣＦＭモード処理回路５と同一であるが、ＭＴＩフィルタに設けるフィルタ回路の特性を、心筋などの組織からのエコー信号のドプラ成分を抽出可能になるように設定してある。すなわち、組織のエコー信号と血流のエコー信号との間には、その強度およびドプラ偏移周波数（運動速度）に相違があることを利用した特性になっている。組織のエコー信号の強度は血流のそれに比して大きいが、ドプラ偏移周波数（つまり速度）は通常小さい。このため、ＭＴＩフィルタに搭載するフィルタ回路を、その低域のドプラ偏移周波数を抽出できるローパースフィルタに構成している。そのほかの構成はＣＦＭモード処理回路５と同等である。

ＰＷＤモード処理回路７は、パルスドプラ（ＰＷＤ）法に基づいてドプラスペクトラムデータを生成する機能を担う。具体的には、直交位相検波器、サンプルホールド回路、帯域フィルタ、Ａ／Ｄ変換器およびＦＦＴなどを備える。

ＤＳＣ８は、各処理回路４〜７から出力されて速度ベクトル演算器９を介して与えられる信号から画像を再構成する。またＤＳＣ８は、内蔵しているメモリ（図示せず）を利用して、複数のモードでそれぞれ取得された情報を同時表示するための画像を生成する機能も持つ。

速度ベクトル演算器９は、ＣＦＭモード処理回路５やＴＤＩモード処理回路６からの出力信号に基づいて２次元ベクトルを演算する。速度ベクトル演算器９により算出された２次元ベクトルは、イメージメモリユニット１０に格納されるとともに、イメージメモリユニット１０を介して平均ベクトル演算器１１へ入力される。平均ベクトル演算器１１は、速度ベクトル演算部９により算出された２次元ベクトル、あるいはイメージメモリユニット１０に格納された２次元ベクトルに基づいて、空間的な平均流速ベクトルを演算する。さらに平均ベクトル演算器１１は、算出した平均流速ベクトルに基づいて血流の方向や速度をカラーで示したグラフィックデータを生成する機能を備える。また平均ベクトル演算器１１は、算出した平均流速ベクトルに基づいてＲＯＩの方向を決定するための情報を出力する機能を備える。

ＲＯＩ発生器１２は、ＲＯＩやアングルマーカの設定を行う。ＲＯＩ発生器１２は、平均ベクトル演算器１１から出力されたＲＯＩの方向を決定するための情報に基づいてＲＯＩやアングルマーカの傾きを自動設定する機能を備える。

特徴量演算器１３は、ＲＯＩ発生器１２により設定されたＲＯＩ内での特徴量を演算する。

データ合成器１４は、平均ベクトル演算器１１から出力される血流のグラフィックデータとＲＯＩ発生器１２から出力されるＲＯＩやアングルマーカのグラフィックデータとを、画面上の各指定位置に表示可能なフレームデータに変換する。

フレーム合成器１５は、ＤＳＣ８から出力される画像データのフレームとデータ合成器１４から出力されるフレームデータとをピクセル合成して、再構成画像にグラフィックを合成した表示画像を生成する。表示ユニット１６は、フレーム合成器１５により生成された表示画像を表示する。

ＣＰＵ１７は、パルス送信のシーケンスの変更やモードの変更を実現するための制御を行なう。

次に以上のように構成された超音波診断装置の動作について説明する。なお、超音波を利用して被検体の情報を取得する動作や、取得した情報から画像を再構成する動作などは従来よりある超音波診断装置と同様であるので、ここではその説明は省略する。本実施形態の特徴は、血流の速度ベクトル、すなわち流速ベクトルの演算とＲＯＩの傾きの設定とにあるので、以下においてはこれらの処理について詳細に説明する。

流速ベクトルを演算するために本実施形態の超音波診断装置では、反転した送受信を行なう。すなわち本実施形態の超音波診断装置は、図２に示すような２つのビーム方向でのドプラビームスキャンをそれぞれ行う。ビーム方向は、1フレーム毎に反転させても良いし、あるいは１レート毎に反転させても良い。なお、このような形態でのドプラビームスキャンは、特願昭62-69001号公報に開示されているＢモード／カラー独立スキャンのためのスキャンを流用することが可能である。

なお図２に示すように各ドプラビームスキャンのそれぞれにおける複数のドプラビームは、互いに並行している。また異なるドプラビームスキャンにおけるスキャン面は同一面である。異なるドプラビームスキャンにおけるドプラビームどうしの交差角が常にほぼ一定である。

このような２つのドプラビームスキャンが重複した領域では、異なる方向からのドプラ信号が得られ、これらに基づいて血流速度ベクトルを演算することが可能である。本実施形態では、図３にハッチングで示す領域を血流速度ベクトルの測定領域とする。

速度ベクトル演算器９は、測定領域内の測定部位のそれぞれに関して、この測定部位について２つのドプラビームスキャンによりそれぞれ得られたドプラ信号に基づいて血流速度ベクトルを算出する。

図４は血流速度ベクトルを算出する原理を示す図である。
図４中の測定部位に関する２つのドプラ信号から速度ベクトルＶ１，Ｖ２が得られたとする。速度ベクトルＶ１の先端にて速度ベクトルＶ１に直交する線分Ｌ１と、速度ベクトルＶ２の先端にて速度ベクトルＶ２に直交する線分Ｌ２との交点として、血流の速度ベクトルの先端の位置を求めることができる。

これは、実際の速度ベクトルをＶ（Ｖｘ，Ｖｙ）、観測されるそれぞれの方向のドプラ速度をＶｄ（Ｖｘｄ，Ｖｙｄ）とすると、一般に両者の関係は斜交座標系の座標変換としてＶｄ＝Ａ×Ｖと表せる。ここでＡは、ドプラビームの送信角度で決まる２次行列である。したがって、Ｖｄが実際に観測されたとすると、Ｖ＝Ａ−１×ＶｄとしてＶを算出可能である。ただしＡ−１は、Ａの逆行列である。

このようにして求められた血流速度ベクトルは、イメージメモリユニット１０に格納された上で、平均ベクトル演算器１１により平均化されて平均流速ベクトルが算出される。さらに平均ベクトル演算器１１では、算出した平均流速ベクトルに基づいて、血流を示したグラフィックデータが生成される。平均ベクトル演算器１１は、このグラフィックデータを、血流速度ベクトルの測定領域を示すグラフィックも示すデータとすることも可能である。

平均ベクトル演算器１１で生成されたグラフィックデータは、データ合成器１４を介してフレームデータとしてフレーム合成器１５に与えられる。このフレームデータは、ＤＳＣ８にてＢモード処理回路４またはＴＤＩモード処理回路６から出力された信号から再構成された画像データのフレームにフレーム合成器１５にてピクセル合成される。これにより再構成画像にグラフィックを合成した表示画像が生成されて、この表示画像が表示ユニット１６にて表示される。

図５はＢモードの再構成画像に血流と血流速度ベクトルの測定領域とを示したグラフィックを合成した表示画像の一例を示す図である。
図５に示すグラフィックＧ１は、血流が画像中の左右方向のいずれを向いているかを色相により、流速を明度により示している。グラフィックＧ２は、血流速度ベクトルの測定領域の外縁を示している。

さて、上記のように算出された血流速度ベクトルに基づいて、血流量などの特徴量を算出することができる。血流量を算出するに当たっては、そのためのＲＯＩ設定を行う。まず、図示しないコンソールにおけるユーザ操作によって、図６に示すようにグラフィックＧ１内を中心位置とするＲＯＩ Ｒ１が指定されたとする。そうするとＲＯＩ発生器１２は中心位置および形状はそのままとして、血流速度ベクトルに直交するように傾けたＲＯＩ Ｒ２を自動設定する。なお、図６に示すように長方形のＲＯＩであれば、例えば長辺を血流速度ベクトルに直交させる。

特徴量演算器１３は、ＲＯＩ発生器１２からＲＯＩ Ｒ２の範囲に関する情報を取得して、このＲＯＩ Ｒ２の範囲内について算出されている血流速度ベクトルに基づいて血流量を算出する。血流量は、ＲＯＩ Ｒ２上の速度分布を求め、これを血管の中心軸に対して回転積分することで求めることができる。すなわち、各点での流速をVi、半リング状の微小面積をｄＡと置くならば、血流量Ｑは、Ｑ＝Σvi×ｄＡとして求まる。

次に、図示しないコンソールにおけるユーザ操作によって表示画像状でアングルマーカが移動されるときに着目する。アングルマーカの位置としてグラフィックＧ１の外側が指定されているのであれば、ＲＯＩ発生器１２は図７に示すようにデフォルトの傾きを持ったアングルマーカＡ１を指定位置に表示させるグラフィックデータを出力する。しかし、アングルマーカの位置としてグラフィックＧ１の内側が指定されているのであれば、ＲＯＩ発生器１２は図２に示すように、指定位置における平均流速ベクトルに指向方向を合わせたアングルマーカＡ２を指定位置に表示させるグラフィックデータを出力する。

このように本実施形態によれば、異なる２つの方向からのドプラビームスキャンにより１つの測定部位について２つずつ観測される速度ベクトルに基づいて血流速度ベクトルを算出するので、簡単な行列演算により実現できる。

また本実施形態によれば、異なるドプラビームスキャンにおけるドプラビームどうしの交差角が常に一定であるので、どの測定部位においても逆行列ベクトルが一定となり、血流速度ベクトルを算出する処理が簡易となる。

また本実施形態によれば、血流速度ベクトルの測定領域を示すグラフィックＧ１を表示するので、上述のようにして算出された血流速度ベクトルが表示画像におけるどの領域の画像に反映されているのかを、表示画像の観察者に容易に認識させることが可能である。

また本実施形態によれば、血流量などのような血流に関する特徴量を算出するためのＲＯＩを血流に対して直交させるようにＲＯＩの傾きを自動的に設定するので、操作者がＲＯＩの傾きをマニュアル調整する必要が無い。このため、操作者の負担が軽減されるとともに、ＲＯＩ設定の精度および再現性が向上する。

また本実施形態によれば、アングルマーカの位置が血流内に指定されたとき、その位置における平均流速ベクトルにアングルマーカの指向方向を合わせるので、カラー表示から識別可能な方向よりも詳細な血流方向を識別可能となる。

この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。
各ドプラビームスキャンにおいてドプラビームの方向を変化させるようにしても良い。この様にすれば、２つのドプラビームスキャンが重複する領域、すなわち血流速度ベクトルを測定することができる領域を拡大することが可能となる。ただし、異なるドプラビームスキャンにおけるドプラビームどうしの交差角が測定部位毎で変化するために、測定部位毎に逆ベクトル行列を変更する必要が生じ、血流速度ベクトルを算出する処理が複雑化する。

上記実施形態では、血流速度ベクトルの算出のためには、２つのドプラビームスキャンを行うため、１フレーム毎にこれを行っていると、フレームレートが大幅に低下してしまう。フレームレートが２０フレーム／秒であった場合、毎フレーム、すなわち５０ｍｓ毎に血流速度ベクトルを測定する必要性は一般的には無いと考えられる。血流速度ベクトルのリアルタイム性よりもフレームレートを重視したいならば、複数フレームのうちに１フレームの割合で血流速度ベクトルの測定を行うようにし、他のフレームでは血流速度ベクトルの算出のための２つのドプラビームスキャンを行わないこととしても良い。血流速度ベクトルを測定する頻度は、予め固定的に定めても良いが、操作者からの要求に応じて変更可能としておけば、利便性が向上する。

上記実施形態では、血流の速度ベクトルを算出しているのであり、速度ベクトルの算出対象となる運動体は血液となっている。しかしながら速度ベクトルの算出対象とするのは、組織などのような別の運動体であっても良い。

また、ＲＯＩの傾きを自動設定する機能は、血流ではなく、組織の運動、特に心臓の壁運動を解析する場合にも有効である。組織の運動解析においては、通常矩形あるいは楕円形のＲＯＩを用い、そのＲＯＩ内での平均速度あるいは速度の時間変化などを計測することが多い。この場合、従来は運動の方向がわからないか、あるいは運動方向などをマニュアルで仮定するなどの操作が必要なため、ＲＯＩの方向は特に考慮せずに、例えば図８に示すＲＯＩ Ｒ１１，Ｒ１２のように画面上で水平方向を軸に設定されていた。ＲＯＩを組織運動の方向に合わせるためには、マニュアルでＲＯＩの傾きを修正する必要があった。仮に、初期状態においてＲＯＩの傾きがマニュアルにより適正に設定されたとしても、時間的に運動方向が微妙に変化する場合には、ＲＯＩの傾きが経時的には不適切になることがある。このため、ある特定の局所領域、例えば心内膜側あるいは外膜側での特徴量を正確に測定することは困難であった。しかしながら、上記実施形態で示しているようなＲＯＩの傾きを自動設定する機能を適用することにより、例えば図８に示すＲＯＩ Ｒ１３，Ｒ１４のように、組織運動の方向に対して矩形ＲＯＩの長辺または楕円ＲＯＩの長軸が直交するＲＯＩを設定することができる。なお図８は心臓の短軸像の模式図で、ＲＯＩ Ｒ１３，Ｒ１４が心筋上に置かれている様子を示している。なお、心臓などの組織の場合では対象となる組織が移動するため、ＲＯＩの位置も移動させる必要があるが、これには従来技術により提案されているトラッキング法などを組み合わせて適用することができる。これにより、各フレームにおいて実際の組織の運動に応じた適正なＲＯＩが設定され、この適正なＲＯＩ内の情報から精度良い特徴量の算出が簡便に行なえる。

ＲＯＩの傾きを自動設定する機能や、アングルマーカの指向方向を自動設定する機能を実現するために利用する速度ベクトルの情報は、上記実施形態に示した方法により取得されたものには限らず、従来からある別の方法、例えば自動輪郭抽出あるいはパターンマッチング等の技術によって予め求められている生体の動きの方向に基づいて取得されるものなどを利用することも可能である。この場合には、運動体の速度ベクトルを超音波を利用せずに算出する別のタイプの医用画像解析装置に本発明の適用が可能である。

上記の実施例では、通常の２次元超音波診断装置について詳述したが、近年ではリアルタイムで３次元画像が収集可能な超音波診断装置が提案されており、このような装置にも本発明の適用が可能である。この場合、任意の断面を切り出して２次元像を構成し、これに前記実施例と同様な処理を適用してもよいし、あるいは３次元的に異なる方向からの送受信を行なうことで、3次元運動速度ベクトルを求めてもよい。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。

本発明の一実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す図。 血流速度ベクトルを算出するための２つのドプラビームスキャンの様子を示す図。 血流速度ベクトルの測定領域を示す図。 血流速度ベクトルを算出する原理を示す図。 Ｂモードの再構成画像に血流と血流速度ベクトルの測定領域とを示したグラフィックを合成した表示画像の一例を示す図。 ＲＯＩの傾きを自動設定する様子を示す図。 アングルマーカの指向方向を自動設定する様子を示す図。 心臓の短軸像の模式図であり、心筋上に置かれているＲＯＩの傾きが自動設定される様子を示す図。

符号の説明

１…超音波プローブ、２…送信系回路、３…受信系回路、４…Ｂモード処理回路、５…ＣＦＭモード処理回路、６…ＴＤＩモード処理回路、７…ＰＷＤモード処理回路、８…デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）、９…速度ベクトル演算器、１０…イメージメモリユニット、１１…平均ベクトル演算器、１２…ＲＯＩ発生器、１３…特徴量演算器、１４…データ合成器、１５…フレーム合成器、１６…表示ユニット、Ａ１，Ａ２…アングルマーカ、Ｇ１，Ｇ２…グラフィック、Ｐ…被検体。

Claims (17)

1. １つの測定部位に対して互いに異なる２つの角度でドプラビームを送受信する送受信手段と、
   前記２つの角度のそれぞれで受信される２つのドプラビームから個別に求まる２つの速度ベクトルに基づいて前記測定部位における運動体の速度ベクトルを算出する算出手段とを具備したことを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記算出手段は、前記２つのドプラビームから個別に求まる２つの速度ベクトルに対して斜行座標系の座標変換を行うことにより前記運動体の速度ベクトルを算出することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記送受信手段は、測定範囲内の複数の測定部位に対して前記２つのドプラビームを送受信するとともに、
   前記算出手段は、前記複数の測定部位に関してそれぞれ前記速度ベクトルを算出することとし、
   さらに前記複数の測定部位に関して前記算出手段によりそれぞれ算出された速度ベクトルに基づいて前記測定範囲内での前記運動体の運動状態を表す画像を生成する生成手段を備えることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
4. 前記送受信手段は、前記複数の測定部位のいずれにおいても前記２つのドプラビームのなす角度が一定となるように前記２つのドプラビームを送受信することを特徴とする請求項３に記載の超音波診断装置。
5. 前記送受信手段は、前記複数の測定部位の少なくとも一部においてはその他の測定部位とは前記２つのドプラビームのなす角度を変化させるように前記２つのドプラビームを送受信することを特徴とする請求項３に記載の超音波診断装置。
6. 前記超音波診断装置は所定のタイミング毎に前記ドプラビームによる測定を繰り返し行うものであって、
   前記送受信手段は、前記タイミングの一部のみで前記２つのドプラビームの送受信を行うことを特徴とする請求項３に記載の超音波診断装置。
7. 前記生成手段は、前記運動体の運動状態を表すカラードプラ画像を生成することを特徴とする請求項３に記載の超音波診断装置。
8. 前記生成手段は、前記測定範囲をさらに表す画像を生成することを特徴とする請求項３に記載の超音波診断装置。
9. 前記運動体は、血液または心臓であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
10. 測定部位における運動体の速度ベクトルを検出する検出手段と、
    測定範囲内の複数の測定部位に関して前記検出手段によりそれぞれ検出された速度ベクトルに基づいて前記測定範囲内での前記運動体の運動状態を表す画像を生成する生成手段と、
    前記画像中の関心領域内における前記運動体の速度ベクトルに応じて前記関心領域の向きを変更する変更手段と、
    向きが変更された前記関心領域内に関して前記運動体の特徴量を算出する手段とを具備したことを特徴とする医用画像解析装置。
11. 前記変更手段は、関心領域に予め定められた基準線が前記運動体の速度ベクトルに垂直となるように前記関心領域の向きを変更することを特徴とする請求項１０に記載の医用画像解析装置。
12. 前記変更手段は、時系列の複数フレーム分の前記画像に基づいて、フレーム毎に前記関心領域の向きを変更することを特徴とする請求項１０に記載の医用画像解析装置。
13. 被検体の動きに追従して前記関心領域の位置を変更する手段をさらに備え、
    かつ前記変更手段は、位置が変更されたのちの前記関心領域に前記運動体の速度ベクトルに応じて前記関心領域の向きを変更することを特徴とする請求項１０に記載の医用画像解析装置。
14. 前記生成手段は、前記関心領域内の平均的な速度ベクトルをさらに表す画像を生成することを特徴とする請求項１０に記載の医用画像解析装置。
15. 測定部位における運動体の速度ベクトルを検出する検出手段と、
    測定範囲内の複数の測定部位に関して前記検出手段によりそれぞれ検出された速度ベクトルに基づいて前記測定範囲内での前記運動体の運動状態を表す画像を生成する生成手段と、
    前記画像中の指定位置に関して前記検出手段により検出されている速度ベクトルを表す画像を前記生成手段により生成された画像に追加する手段とを具備したことを特徴とする医用画像解析装置。
16. 前記検出手段は、
    １つの測定部位に対して互いに異なる２つの角度でドプラビームを送受信する送受信手段と、
    前記２つの角度のそれぞれで受信される２つのドプラビームから個別に求まる２つの速度ベクトルに基づいて前記測定部位における運動体の速度ベクトルを算出する算出手段とを具備することを特徴とする請求項１０または請求項１５に記載の医用画像解析装置。
17. 前記運動体は、血液または心臓であることを特徴とする請求項１０または請求項１５に記載の医用画像解析装置。

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