CN101449984B - 超声波图像取得装置 - Google Patents

超声波图像取得装置 Download PDF

Info

Publication number
CN101449984B
CN101449984B CN200810184871.8A CN200810184871A CN101449984B CN 101449984 B CN101449984 B CN 101449984B CN 200810184871 A CN200810184871 A CN 200810184871A CN 101449984 B CN101449984 B CN 101449984B
Authority
CN
China
Prior art keywords
mentioned
frequency spectrum
doppler frequency
observation station
spectrum image
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
CN200810184871.8A
Other languages
English (en)
Other versions
CN101449984A (zh
Inventor
马场达郎
神山直久
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Canon Medical Systems Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
Toshiba Medical Systems Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp, Toshiba Medical Systems Corp filed Critical Toshiba Corp
Publication of CN101449984A publication Critical patent/CN101449984A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN101449984B publication Critical patent/CN101449984B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/06—Measuring blood flow
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0883—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of the heart
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/13—Tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/467—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means
    • A61B8/469—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient characterised by special input means for selection of a region of interest
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/483—Diagnostic techniques involving the acquisition of a 3D volume of data
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52085—Details related to the ultrasound signal acquisition, e.g. scan sequences
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
    • G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
    • G01S7/52053—Display arrangements
    • G01S7/52057—Cathode ray tube displays
    • G01S7/5206—Two-dimensional coordinated display of distance and direction; B-scan display
    • G01S7/52063—Sector scan display

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Radar, Positioning & Navigation (AREA)
  • Remote Sensing (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)

Abstract

本发明提供一种超声波图像取得装置，多普勒扫描部对被检体内的多个观测点的每一个依次各收发多次超声波来进行多普勒扫描。处理部对通过多普勒扫描取得的多个观测点的接收信号进行频率解析来生成表示各观测点的运动体的速度的第1多普勒频谱图像。插补部基于各观测点的第1多普勒频谱图像，通过插补来求出因多普勒扫描部对多个观测点各收发了多次超声波、而对各观测点没有收发超声波的时间段的各观测点的第2多普勒频谱图像。插补部按照观测点结合各观测点的第1多普勒频谱图像和各观测点的第2多普勒频谱图像，而生成各观测点的第3多普勒频谱图像。显示控制部，使各观测点的第3多普勒频谱图像显示在显示部。

Description

超声波图像取得装置
技术领域
本发明涉及取得多个部位的多普勒频谱(Doppler spectrum)图像的超声波图像取得装置(ultrasonic imaging apparatus)及超声波图像的生成方法。
背景技术
已知有通过使用超声波多普勒法(ultrasonic Doppler method)得到诊断部位的血流信息的超声波图像取得装置。如果朝向被检体内的有血流等的流动的诊断部位发送超声波，则通过多普勒效应(Doppler effect)，接收频率相对于发送频率稍微偏移。该偏移频率(多普勒偏移频率(Doppler shiftfrequency))与血流速度成比例。通过进行多普勒偏移频率的频率解析能够得到血流信息。例如，通过执行脉冲波多普勒法(pulsed wave Dopplermethod)(PWD)或连续波多普勒法(continuous wave Doppler method)(CWD)，实施观测血流信息的时间变化的方法。
超声波图像取得装置对得到的多普勒信号(Doppler signal)进行快速傅立叶变换(Fast Fourier Transform)(FFT)。并且，超声波图像取得装置将该频率分析的结果以纵轴为频率f(速度v)、横轴为时间t而进行频谱显示。将该多普勒频谱图像作为对象，进行在诊断中使用的各种项目的测量。
通过使用超声波多普勒法，进行心脏功能(心功能)的评价。例如，通过测量左心室流入血流(left ventricular inflow)的速度与左心室流出血流(left ventricular outflow)的速度，求出左心室射血分数(left ventricularejection fraction)(E/F)、Tei-Index(Total Ejection Isovolume Index)等的指标，进行心功能的评价。
以往，取得被检体的心电波形，确定了左心室流入血流产生的时相和左心室流出血流产生的时相。并且，通过分别测量左心室流入血流的速度与左心室流出血流的速度，求出左心室射血分数(E/F)等的指标。即，分别在不同的心率中求出左心室流入血流的速度和左心室流出血流的速度，求出了上述指标。
在分别在不同的心率中求出左心室流入血流和左心室流出血流的情况下，需要通过将在左心室流入血流的测量中求出的指标与在左心室流出血流的测量中求出的指标组合，再计算上述左心室射血分数(E/F)等的指标。因此，操作很复杂。此外，由于在不同的心率下测量左心室流入血流和左心室流出血流，所以如果心率的周期有变动，则有左心室射血分数(E/F)等的指标变得不稳定、或指标的再现性变差等的问题。此外，即使求出在多个心率下求出的指标的平均值，其精度也有可能不够。
此外，通过在多个部位上设置距离波门(range gate)(观测点)而执行脉冲多普勒法，取得多个部位的血流信息(例如日本特公平3-203706号公报及日本专利第3180958号)。例如，通过在两个部位设定距离波门、交替地对各个部位各收发1次超声波，取得了两个部位的血流信息。例如，通过对观测点A收发1次超声波而取得了观测点A的血流信息，然后通过对观测点B收发1次超声波而取得了观测点B的血流信息。然后，通过对观测点A和观测点B交替地各收发1次超声波，交替地取得各观测点的血流信息。
但是，如有关以往技术的方法那样，在对多个部位交替地各收发1次超声波的情况下，根据距离波门(观测点)的数量，相当于取样频率(samplingfrequency)的脉冲重复频率(Pulse Repetition Frequency)(PRF)变小。因此，有多普勒频谱图像的多普勒速度范围变小、发生混淆(aliasing)现象(重叠现象)的问题。因此，有关以往技术的方法并不适合于循环系统(circulatory system)的测量。
例如，在对两个部位交替地各收发1次超声波的情况下，脉冲重复频率PRF变为一半。因此，多普勒速度范围变为一半，会发生重叠现象。具体而言，在脉冲重复频率PRF是4[kHz]而视野深度是15[cm]的情况下，如果血流速度是60[cm/s]，则在多普勒频谱图像中发生重叠现象。
此外，以往通过在相同的扫描线上设定多个距离波门(观测点)来取得各观测点的血流信息。在此情况下，由于尽量只在相同的扫描线上设定观测点，所以难以取得心腔内的多个观测点的血流信息。因此，该方法也并不适合于循环系统的测量。
发明内容
本发明的目的是提供一种不使多个观测点的运动体的流速的速度范围降低而能够测量各观测点的运动体的流速的超声波图像取得装置及超声波图像的生成方法。
本发明的第1技术方案是一种超声波图像取得装置，其特征在于，具有：多普勒扫描部，对被检体内的多个观测点的每一个，依次各收发多次超声波来进行多普勒扫描；处理部，对通过上述多普勒扫描取得的上述多个观测点的接收信号进行频率解析来生成表示各观测点的运动体的速度的第1多普勒频谱图像；插补部，基于由上述处理部生成的上述各观测点的上述第1多普勒频谱图像，通过插补来求出因上述多普勒扫描部对上述多个观测点各收发了上述多次超声波、而对上述各观测点没有收发超声波的时间段的上述各观测点的第2多普勒频谱图像，并对每一个上述观测点结合由上述处理部生成的上述各观测点的上述第1多普勒频谱图像和通过上述插补求出的上述各观测点的上述第2多普勒频谱图像，而生成上述各观测点的第3多普勒频谱图像；以及显示控制部，使由上述插补部结合的上述各观测点的上述第3多普勒频谱图像显示在显示部。
根据本发明的第1技术方案，通过对多个观测点的每一个依次地各收发多次超声波，能够不使多个观测点的运动体的流速的速度范围降低而测量各观测点的运动体的流速。此外，关于对各观测点没有收发超声波的时间段，通过将各观测点的多普勒频谱图像插补，能够生成连续的多普勒频谱图像。
本发明的第2技术方案是一种超声波图像的生成方法，其特征在于，通过对被检体内的多个观测点的每一个依次地各收发多次超声波，进行多普勒扫描；通过对由上述多普勒扫描取得的上述多个观测点的接收信号进行频率解析，生成表示各观测点的运动体的速度的第1多普勒频谱图像；基于由上述频率解析生成的上述各观测点的上述第1多普勒频谱图像、通过插补来求出因对上述多个观测点各收发多次超声波、而对上述各观测点没有收发超声波的时间段的上述各观测点的第2多普勒频谱图像，通过结合由上述频率解析生成的上述各观测点的上述第1多普勒频谱图像和通过上述插补求出的上述各观测点的上述第2多普勒频谱图像按照上述观测点，生成上述各观测点的第3多普勒频谱图像；显示上述结合后的上述各观测点的上述第3多普勒频谱图像。
附图说明
图1是表示有关本发明的实施方式的超声波图像取得装置的框(block)图。
图2是表示设置在有关本发明的实施方式的超声波图像取得装置中的插补部的框图。
图3是表示有关本发明的实施方式的系统辨识(system identification)部的详细情况的一例的框图。
图4是用来说明观测点的第1设定例的图，是示意地表示断层像的图。
图5是表示有关本发明的实施方式的超声波图像取得装置执行的扫描(scan)的顺序(sequence)的图。
图6是表示由有关本发明的实施方式的超声波图像取得装置取得的多普勒频谱图像的一例的图。
图7是用来说明对在多普勒频谱图像中缺失了数据的部分进行插补的处理的图。
图8A是表示平均流速Vm的图。
图8B是表示频谱的分散σ及功率谱图像的一例的图。
图9是表示由有关本发明的实施方式的超声波图像取得装置取得的多普勒频谱图像的一例的图。
图10是表示仿真(simulation)结果的一例的图。
图11是表示由有关本发明的实施方式的超声波图像取得装置取得的多普勒频谱图像的一例的图。
图12是示意地表示多普勒频谱图像的跟踪(trace)波形的图。
图13是示意地表示通过超声波扫描的截面的图。
图14是用来说明观测点的第2设定例的图，是示意地表示断层像的图。
图15是用来说明观测点的第3设定例的图，是示意地表示断层像的图。
图16是表示有关以往技术的扫描的顺序的图。
具体实施方式
参照图1及图2说明有关本发明的实施方式的超声波图像取得装置。图1是表示有关本发明的实施方式的超声波图像取得装置的框图。图2是表示设置在有关本发明的实施方式的超声波图像取得装置中的插补部的框图。
有关该实施方式的超声波图像取得装置1具备超声波探头(ultrasonicprobe)2、收发部3、信号处理部4、图像生成部5、插补部6、显示处理部7、运算部8、显示控制部9、用户接口(user interface)(UI)10及控制部13。
超声波图像取得装置1对被检体发送超声波，基于来自被检体的反射波生成表示被检体内的运动体(血流)的流速的多普勒频谱图像。在该实施方式中，作为一例，对以心脏为摄影对象、生成在收缩期(systolic phase)从左心室(left ventricle)流出的血流的多普勒频谱图像、和在扩展期(diastolic phase)向左心室流入的血流的多普勒频谱图像的情况进行说明。
作为超声波探头2，使用将多个超声波振子(ultrasonic transducer)沿规定方向(扫描方向)配置为1列的一维阵列探头(1D array probe)。或者，作为超声波探头2也可以使用多个超声波振子排列成二维的二维阵列探头(2D array probe)。通过使用二维阵列探头，能够以超声波扫描三维的区域，能够取得三维的区域中的体数据(volume data)。此外，作为超声波探头2，也可以使用将多个超声波振子沿扫描方向排列为1列的一维探头、且通过使超声波振子沿正交于扫描方向的方向机械地摆动而能够进行三维区域的扫描的一维阵列探头。
收发部3具备发送部和接收部。收发部3对超声波探头2供给电信号而产生超声波，接收超声波探头2接收到的回波(echo)信号。收发部3按照规定的重复频率(PRF)，使超声波探头2收发超声波。
收发部3的发送部具备未图示的时钟(clock)产生电路、发送延迟电路及脉冲器(pulsar)电路。时钟产生电路产生决定超声波信号的发送定时(timing)及发送频率的时钟频率的时钟信号。发送延迟电路在超声波的发送时施加延迟而实施发送焦点(focus)。脉冲器电路具有基于与各超声波振子对应的独立频道(channel)的数量的脉冲器。脉冲器电路以施加了延迟的发送定时产生驱动脉冲，对超声波探头2的各超声波振子供给电信号。
此外，收发部3的接收部具备未图示的前置放大器(preamplifier)电路、A/D变换电路、接收延迟电路及加法电路。前置放大器电路将从超声波探头2的各超声波振子输出的回波信号按照接收频道放大。A/D变换电路对被放大的回波信号进行A/D变换。接收延迟电路对A/D变换后的回波信号施加决定接收指向性所需要的延迟时间。加法电路将施加了延迟时间的回波信号相加。通过该相加，强调了来自对应于接收指向性的方向的反射成分。另外，有时将由该收发部3加法处理后的信号称作“RF信号”。从收发部3输出的RF信号被输出给信号处理部4。
信号处理部4具备B模式(B-mode)处理部41和多普勒处理部42。从收发部3输出的信号被任一个处理部实施规定的处理。
B模式处理部41进行回波的振幅信息的影像化，从回波信号生成B模式超声波光栅数据(raster data)。具体而言，B模式处理部41对从收发部3发送的信号进行带通滤波(Band Pass Filter)处理，然后检波输出信号的包络线，接着，B模式处理部41通过对检波到的数据实施基于对数变换的压缩处理，进行回波的振幅信息的影像化。
多普勒处理部42例如通过脉冲多普勒法(PW多普勒法)生成血流信息。根据脉冲多普勒法，由于使用脉冲波，所以可以检测某个特定的深度的多普勒偏移频率(Doppler shift frequency)成分。由于这样具有距离解析力，所以可以测量特定部位的血流的速度。多普勒处理部42通过对从收发部3发送的信号检波具有规定的大小的观测点内的接收信号，提取多普勒偏移频率成分。进而，多普勒处理部42通过实施FFT处理，生成表示具有规定的大小的观测点内的血流速度的多普勒频率分布。
多普勒处理部42具备未图示的正交检波(quadrature detection)部、距离波门(RG)处理部、墙式滤波器(wall filter)及FFT运算部。
正交检波部具备数字(digital)方式的混频器(mixer)和低通滤波器(Low Pass Filter)(LPF)而分别与实部成分和虚部成分对应，正交检波(quadrature detection)RF信号。并且，正交检波部输出正交检波到的数字量的IQ信号。通过该检波，从RF信号提取基带(baseband)的多普勒信号(实部成分及虚部成分：IQ信号)。
距离波门(RG)处理部接受从正交检波部输出的IQ信号，通过将该IQ信号的高频成分除去，得到仅由多普勒偏移频率成分构成的多普勒信号。并且，距离波门处理部从仅由多普勒偏移频率成分构成的多普勒信号中，提取被检体内的希望深度的多普勒信号。
墙式滤波器从在距离波门处理部中指定的位置的多普勒信号(IQ信号)中除去表示运动较慢的血管壁(blood vessel wall)及心脏壁等的不需要的低频多普勒信号。接着，墙式滤波器提取要检测的血流的多普勒信号(IQ信号)。
FFT运算部通过对由墙式滤波器提取的多普勒信号(IQ信号)进行频率解析，得到作为其解析结果的多普勒频谱信号。
显示控制部9将由FFT运算部求出的多普勒频谱信号显示在显示部11上。具体而言，显示控制部9将在纵轴表示频率f(速度v)、横轴表示时间t的多普勒频谱图像显示在显示部11上。
图像生成部5基于由B模式处理部41处理后的数据生成超声波图像数据。例如，图像生成部5具备DSC(Digital Scan Converter：数字扫描变换器)，为了得到由直角坐标系表示的图像，将由B模式处理部41处理后的数据变换为用直角坐标系表示的图像数据(扫描变换(scan conversion)处理。例如，图像生成部5基于B模式超声波光栅数据生成作为二维信息的断层像数据，并将该断层像数据输出给显示控制部9。显示控制部9将基于该断层像数据的断层像显示在显示部11上。
另外，如果通过超声波探头2和收发部3执行体扫描(volume scan)而取得体数据，则图像生成部5通过对该体数据实施体绘制(volumerendering)，生成立体地表示被检体的组织形状的三维图像数据。此外，图像生成部5也可以通过对体数据实施MPR处理(Multi PlannarReconstruction：多平面重建)，生成任意截面的图像数据(MPR图像数据)。图像生成部5将三维图像数据及MPR图像数据等的超声波图像数据输出给显示控制部9。显示控制部9将基于三维图像数据的三维图像及基于MPR图像数据的MPR图像显示在显示部11上。
(观测点的设定)
在将断层像或三维图像等的超声波图像显示在显示部11上的状态下，操作者利用操作部12在该超声波图像上指定想要取得血流信息的位置。具体而言，通过在超声波图像上设定观测点(距离波门)，指定想要取得血流信息的位置。观测点(距离波门)具有规定的大小。由该观测点(距离波门)指定的范围是作为多普勒扫描(Doppler scan)的对象的范围，取得该观测点的血流信息。
在该实施方式中，通过设定多个观测点(距离波门)，取得多个部位的血流信息。例如，左心室流入血流及左心室流出血流的测量适合于心功能的评价。因此，通过观测点(距离波门)指定左心室流入血流产生的部位和左心室流出血流产生的部位。左心室流入血流在二尖瓣(mitral valve)前端产生，左心室流出血流在主动脉瓣(aortic valve)前端产生。因此，将表示二尖瓣前端与主动脉瓣前端的超声波图像显示在显示部11上，在显示于该超声波图像上的二尖瓣前端的位置和主动脉瓣前端的位置上设定观测点(距离波门)，从而能够测量左心室流入血流和左心室流出血流。以下，对观测点(距离波门)的具体的设定例进行说明。
(第1设定例)
首先，参照图4对第1设定例进行说明。图4是用来说明观测点的第1设定例的图，是示意地表示断层像的图。在第1设定例中，取得被检体的断层像而显示在显示部11上，在显示于该断层像上的二尖瓣前端的位置和主动脉瓣前端的位置上设定观测点(距离波门)。
首先，通过超声波探头2和收发部3，用超声波扫描被检体内的截面来取得该截面的接收信号。B模式处理部41基于该接收信号生成该截面的B模式超声波光栅数据。图像生成部5基于B模式超声波光栅数据，生成表示该截面上的组织的断层像数据。如图4所示，显示控制部9将基于该断层像数据的断层像100显示在显示部11上。一边改变被检体上的超声波探头2的位置和角度，一边通过超声波探头2和收发部3进行扫描，以在断层像100上显示二尖瓣前端和主动脉瓣前端。
操作者一边观察显示在显示部11上的断层像100，一边利用操作部12指定显示在断层像100上的二尖瓣前端的位置和主动脉瓣前端的位置。例如，显示控制部9将在断层像100上可移动的观测点102和观测点104显示在显示部11上。观测点102和观测点104分别具有规定的大小。通过观测点102和观测点104能够分别指定规定的大小的范围。另外，操作者通过利用操作部12，可以变更观测点102和观测点104的大小。操作者通过观测点102和观测点104分别指定二尖瓣前端的位置和主动脉瓣前端的位置。显示控制部9将表示超声波的收发方向的线状的取样线(sample line)101和取样线103重叠在断层像100上而显示在显示部11上。操作者通过利用操作部12，能够使取样线101和取样线103沿扫描方向(箭头A的方向)移动。此外，操作者通过利用操作部12，能够使观测点102在取样线101上沿超声波的收发方向(箭头B的方向)移动。同样，操作者通过利用操作部12，能够使观测点104在取样线103上沿超声波的收发方向移动。
例如，操作者通过利用操作部12，使取样线101移动到二尖瓣前端的位置，再通过使观测点102沿收发方向(箭头B的方向)移动，由观测点102指定二尖瓣前端的位置。同样，操作者通过利用操作部12，使取样线103移动到主动脉瓣前端的位置，再通过使观测点104沿收发方向(箭头B的方向)移动，由观测点104指定主动脉瓣前端的位置。这样，如果通过观测点(距离波门)指定想要观测血流的部分，则从用户接口(UI)10对控制部13输出表示断层像100上的观测点的位置的坐标信息。
另外，也可以通过肘节(toggle)动作来切换观测点102和观测点104的操作。例如，在操作部12上设置切换开关(switch)，在默认(default)的状态下，显示控制部9将观测点104固定在断层像上而显示在显示部11上。在此状态下，操作者通过利用操作部12能够进行观测点102的操作。并且，通过操作者将切换开关按下，显示控制部9将观测点102固定显示在断层像上，操作者通过利用操作部12而能够进行观测点104的操作。
(角度修正)
进而，在断层像100上求出设定了观测点102的部位的血流与超声波束(beam)的收发方向所成的角度。同样，在断层像100上求出设定了观测点104的部位的血流与超声波束的收发方向所成的角度。例如，显示控制部9将用来指定血流的方向的线状的角标记(angle marker)重叠在断层像100上而显示在显示部11。操作者利用操作部12使角标记与血流的方向一致。具体而言，操作者利用操作部12，使角标记的方向与设定了观测点102的部位的血流的方向一致。同样，操作者利用操作部12，使角标记的方向与设定了观测点104的部位的血流的方向一致。该角标记的方向表示血流的方向。控制部13求出设定了观测点102的部位的超声波束的收发方向与角标记的方向之间的角度，将该角度输出给多普勒处理部42。同样，控制部13求出设定了观测点104的部位的超声波束的收发方向与角标记的方向之间的角度，并将该角度输出给多普勒处理部42。多普勒处理部42利用各个角度求出观测点102及观测点104的血流的速度。
控制部13如果从用户接口(UI)10接受到由操作者指定的各观测点(距离波门)的坐标信息，则将各观测点的坐标信息输出给收发部3和信号处理部4的多普勒处理部42。
收发部3按照由控制部13设定的观测点(距离波门)的坐标信息，通过超声波探头2使超声波束偏向。并且，收发部3通过进行基于脉冲多普勒法的多普勒扫描，取得各观测点的多普勒信息(血流信息)。并且，多普勒处理部42按照由控制部13设定的观测点(距离波门)，求出各观测点的血流速度。在上述例子中，由观测点102指定二尖瓣前端的位置，由观测点104指定主动脉瓣前端的位置。因此，收发部3取得二尖瓣前端的多普勒信息和主动脉瓣前端的多普勒信息。多普勒处理部42求出由观测点102指定的二尖瓣前端的血流速度和由观测点104指定的主动脉瓣前端的血流速度。多普勒处理部42利用超声波束的收发方向与血流所成的角度求出血流速度。
(段扫描(segment scan))
在该实施方式中，收发部3通过在控制部13的控制下执行段扫描，取得由观测点102和观测点104指定的各位置的多普勒信息。参照图5对在该实施方式中执行的段扫描进行说明。图5是表示有关该实施方式的超声波图像取得装置执行的扫描的顺序的图。在图5中，横轴表示时间(t)。
控制部13具有未图示的存储装置，在该存储装置中预先存储有扫描条件。在该实施方式中，收发部3在控制部13的控制下，对相同的观测点多次连续地收发超声波，然后，对其他观测点多次连续地收发超声波。接着，收发部3对相同的观测点多次连续地收发超声波，周期性地对各观测点收发超声波。例如，在指定了两个观测点的情况下，收发部3在控制部13的控制下，对一个观测点多次连续地收发超声波，然后，对另一观测点多次连续地收发超声波。接着，收发部3交替地对各观测点多次连续地收发超声波。在扫描条件中，包含有对相同的观测点连续收发超声波的次数、以及脉冲重复频率(PFR)等。操作者能够利用操作部12任意地变更该次数。
例如，在通过观测点102和观测点104指定了两个部位的情况下，如图5所示，收发部3在控制部13的控制下，对观测点A(观测点102)连续收发N次超声波，然后，对观测点B(观测点104)连续收发N次超声波。接着，收发部3对观测点A(观测点102)和观测点B(观测点104)交替地各收发N次超声波。另外，在图5所示的例子中，收发部3按照脉冲重复频率fr对各观测点收发超声波。
收发部3将通过多普勒扫描取得的各观测点的多普勒信息输出给多普勒处理部42。多普勒处理部42通过在控制部13的控制下对从收发部3输出的多普勒信息进行频率解析，依次生成各观测点的多普勒频谱图像。在该实施方式中，多普勒处理部42在控制部13的控制下，依次生成观测点A(观测点102)的多普勒频谱图像和观测点B(观测点104)的多普勒频谱图像。并且，显示控制部9将观测点102的多普勒频谱图像和观测点104的多普勒频谱图像显示在显示部12上。
另外，通过超声波探头2、收发部3及控制部13构成本发明的“多普勒扫描部”的一例。此外，多普勒处理部42相当于本发明的“处理部”的一例。此外，由超声波探头2、收发部3、B模式处理部41及图像生成部5构成本发明的“图像取得部”的一例。
这里，参照图6对通过有关该实施方式的段扫描取得的多普勒频谱图像进行说明。图6是表示通过有关本发明的实施方式的超声波图像取得装置取得的多普勒频谱图像的一例的图。在图6中，横轴表示时间(t)，纵轴表示血流的速度(v)。
多普勒频谱图像210表示观测点104的血流的速度。观测点104由于设定在主动脉瓣前端的位置上，所以多普勒频谱图像210表示主动脉瓣前端的左心室流出血流的速度。另一方面，多普勒频谱图像220表示观测点102的血流的速度。观测点102由于设定在二尖瓣前端的位置上，所以多普勒频谱图像220表示二尖瓣前端的左心室流入血流的速度。
以上，根据有关该实施方式的超声波图像取得装置1，通过各多次(N次)交替地对各观测点收发超声波，能够不使多普勒速度范围(range)(fr)降低而取得各观测点的多普勒频谱图像。此外，由于分别在相同的心率下求出左心室流入血流的速度和左心室流出血流的速度，所以即使在心率的周期中有变动，左心室射血分数(E/F)等的指标也不易变得不稳定。此外，可以实现指标的再现性的提高。
(与以往技术的比较)
这里，参照图5和图16，比较有关该实施方式的超声波的收发方法和有关以往技术的收发方法。图16是表示有关以往技术的扫描的顺序的图。在图16中，横轴表示时间(t)。
例如，在取得两个观测点的多普勒频谱图像的情况下，在以往技术中，如图16所示，通过对观测点A和观测点B交替地各收发1次超声波，取得观测点A的多普勒频谱图像和观测点B的多普勒频谱图像。根据有关该以往技术的收发方法，脉冲重复频率PRF变为一半，所以多普勒速度范围与其对应而变为一半。结果，有在多普勒图像中发生重叠现象的问题。
相对于此，根据有关该实施方式的超声波图像取得装置1，通过对观测点A和观测点B交替地各收发N次超声波，能够不使多普勒速度范围降低而取得观测点A的多普勒频谱图像和观测点B的多普勒频谱图像。
但是，根据有关该实施方式的超声波图像取得装置1，在对某个观测点连续多次收发超声波的期间，对于其他观测点不收发超声波。因此，有在各观测点的多普勒频谱图像中发生周期性的数据的缺失的问题。例如，在对观测点102(观测点A)收发超声波的时间段中，不能取得观测点104(观测点B)的血流信息。同样，在对观测点104(观测点B)收发超声波的时间段中，不能取得观测点102(观测点A)的血流信息。因而，如图6所示，在观测点104的多普勒频谱图像210中发生周期性的数据的缺失部211。在观测点102的多普勒频谱图像220中也发生周期性的数据的缺失部221。
并且，使对各观测点连续收发超声波的时间间隔越长，则在各观测点不能取得血流信息的时间越长。所以，在该实施方式中，通过对周期性地缺失的数据进行插补，生成时间上连续的多普勒频谱图像。插补部6进行该插补。对于插补部6在后面说明。
对相同的观测点连续收发超声波的次数N优选地根据脉冲重复频率PRF、和对相同的观测点连续收发超声波的时间的长度来决定。例如，优选地基于脉冲重复周期PFR决定次数N，以使连续扫描相同的观测点的时间的长度为100[ms]以内。作为一例，在脉冲重复频率PRF是4[kHz]、对相同的观测点连续收发超声波的时间的长度为100[ms]的情况下，次数N最大为400次。即，在脉冲重复频率PRF是4[kHz]的情况下，优选地以400次以下的次数对相同的观测点连续收发超声波。此外，优选地使对相同的观测点连续收发超声波的时间的长度为100[ms]以下。在连续对相同的观测点收发超声波的期间，另一个观测点的数据缺失。为了通过插补部6的插补处理求出该缺失的数据，优选为100[ms]以下。次数N依赖于脉冲重复频率PRF，但为了使对相同的观测点连续收发超声波的时间的长度为100[ms]以下，次数N优选的是几十次～几百次之间。
(插补处理)
接着，参照图2、图7、图8A、图8B及图9对插补部6的插补处理进行说明。图7是用来说明对在多普勒频谱图像中数据缺失的部分进行插补处理的图。在图7中，横轴表示时间(t)。图8A是表示平均流速Vm的图。图8B是表示频谱的分散σ以及功率谱的图。
如上所述，在观测点102(观测点A)的多普勒频谱图像220中，发生周期性的数据的缺失部221。此外，在观测点104(观测点B)的多普勒频谱图像210中，也发生周期性的数据的缺失部211。所以，在该实施方式中，通过对周期性缺失的数据进行插补，生成连续的多普勒频谱图像。在该实施方式中，通过基于被检体的ECG(Electrocardiogram：心电图)信号，通过ARMAX模型(Auto Regressive and Moving Average Exogenous model)等的参数模型(parametric model)的系统辨识，推测数据缺失的部分的频谱。
例如，如图7所示，在对观测点B(观测点104)收发超声波的时间段，在观测点A(观测点102)的多普勒频谱图像中发生起因于该收发的间隙(gap)(B)。该间隙(B)相当于多普勒频谱图像220的数据的缺失部221。在该实施方式中，插补部6基于在数据的缺失部(间隙B)发生的时间段的之前的时点取得的观测点A的多普勒频谱图像数据求出特征量。并且，插补部6利用该特征量和ECG信号，计算(前向推测)ARMAX模型的前向预测系数列a(k1)、b(k2)、……、及残差的带(band)宽BW系数c(k3)、……。例如，插补部6求出平均流速Vm、多普勒频谱的分散σ、以及多普勒频谱的总功率(total power)TP而作为特征量。接着，插补部6利用基于在缺失部(间隙B)发生之前的时点取得的多普勒频谱图像数据求出的这些系数，预测缺失部(间隙B)的多普勒频谱图像数据(推测数据)。此外，为了使缺失部(间隙B)的推测数据与实际取得的观测点A的多普勒频谱图像数据(实际数据)的连接良好，通过将实际数据与推测数据交迭(overlap)来进行混合(blend)处理(合成处理)。作为混合处理，例如通过将实际数据与推测数据加权相加，使实际数据与推测数据的连接良好。此外，在推测数据的输出所需要的时间较短的情况下，也可以从时间的反方向(后向)进行推测处理(后向推测)。在此情况下，通过对由前向推测得到的推测数据和由后向推测得到的推测数据进行混合处理，求出缺失部(间隙B)的频谱。
参照图2对插补部6的具体的处理进行说明。插补部6具备特征量计算部61、标准化部62、系统辨识部63、BPF64、标准化部65、模型推测部66及加法部67。
在该实施方式中，利用设在超声波图像取得装置1的外部的心电计取得被检体的心电波形(ECG信号)，并输出给超声波图像取得装置1。控制部13接受从心电计输出的ECG信号，并将该ECG信号输出给插补部6。
特征量计算部61接受从多普勒处理部42输出的多普勒频谱图像SP(f)，求出功率谱的时间变化。接着，特征量计算部61求出数据的缺失部(间隙)发生的时间段之前的时点的特征量。特征量计算部61求出例如平均流速Vm、频谱的分散σ及频谱的总功率TP作为特征量。为了对在观测点A(观测点102)缺失的数据进行插补，特征量计算部61基于观测点A的多普勒频谱图像数据，求出数据的缺失部(间隙B)发生的时间段之前的时点的平均流速Vm、频谱的分散σ及总功率TP。此外，为了对在观测点B(观测点104)缺失的数据进行插补，特征量计算部61基于观测点B的多普勒频谱图像数据，求出数据的缺失部(间隙A)发生的时间段之前的时点的平均流速Vm、频谱的分散σ及总功率TP。在以下的说明中，对将观测点A的多普勒频谱图像中缺失的数据进行插补的情况进行说明。以下表示用来求出平均流速Vm、频谱的分散σ及总功率TP的式子。
Vm = ( C 2 ) * Σ k = 0 95 f k * P ( f k ) Σ k = 0 95 P ( f k )       ·····式(1)
σ = Σ k = 0 95 ( f k - 2 * Vm c ) 2 96        ·····式(2)
TP = Σ k = 0 95 P ( f k )                  ·····式(3)
式(1)是用来求出平均流速Vm的式子。式(2)是用来求出分散σ的式子。式(3)是用来求出总功率TP的式子。在式(1)～式(3)中，P(f)表示功率谱(power spectrum)，f是用FFT的取样频率fs进行了标准化的频率，C表示声速。在该实施方式中，由于将左心室流入血流的多普勒频谱图像SP(f)作为输入，所以仅使用正侧的速度成分来计算。作为一例，设FFT的频率的点(point)数k为k＝0～95。
此外，图8A及图8B中表示平均流速Vm、分散σ及功率谱。在图8A所示的图表(graph)中，横轴表示时间(t)，纵轴表示用FFT的取样频率fs进行了标准化的频率(f)。图8A所示的图表表示各时间的平均流速Vm。此外，在图8B所示的图表中，横轴表示用FFT的取样频率fs进行了标准化的频率(f)，纵轴表示强度。图8B所示的图表表示各时间的平均流速Vm、分散σ及功率[dB]。
特征量计算部61基于观测点A的多普勒频谱图像的数据，求出各时相的Vm(n)、σ(n)及TP(n)，输出给标准化部62。标准化部62将观测点A的各时相的Vm(n)、σ(n)及TP(n)标准化。进而，标准化部62从控制部13接受作为外部确定输入(deterministic external input)的ECG信号，并将该ECG信号标准化。并且，标准化部62将标准化后的Vm(n)、σ(n)、TP(n)及ECG信号输出给系统辨识部63。
系统辨识部63利用作为观测点A的特征量的Vm(n)、σ(n)及TP(n)、和作为外部确定输入的ECG信号进行系统辨识，从而求出ARMAX模型的前向预测系数列ak、bk及ck。在基于ARMAX模型等参数模型的系统辨识中，以血流的心率周期为基准，求出回归(regression)为表示多普勒频谱的变动的系数列数据。
这里，参照图3对系统辨识部63的详细的内容进行说明。图3是表示有关本发明的实施方式的系统辨识部的详细的例子的框图。在图3中，表示基于左心室流入血流的多普勒频谱图像SP(f)和ECG信号进行系统辨识的情况。示意地表示平均流速Vm和分散σ，频谱多普勒处理器(spectrumDoppler processer)作为一例而对图8A所示的频谱图像中的时刻2秒附近的频谱进行模型化。在ARMAX模型的系统辨识中，计算回归为以血流的心率周期为基准的频谱变动的模型的系数列数据。
BPF64接受ARMAX模型的系数ck和白噪声(white noise)，对噪声源施加频带限制，并将该输出值n(n)输出给模型推测部66。此外，标准化部65从控制部13接受作为外部确定输入的ECG信号，将该ECG信号标准化，并输出给模型推测部66。
模型推测部66通过进行使用了ARMAX模型的频谱推测处理，推测缺失的频谱。在该实施方式中，模型推测部66仅进行前向推测，除了噪声以外，还将确定的ECG信号作为外部输入添加。这里，将ARMAX模型的预测输出在式(4)中表示。
y ( n ) = Σ k = 1 P a k * y ( n - k ) + Σ k = 1 q b k * u ( n - k ) + Σ k = 1 r c k * n ( n - k )    ···式(4)
这里，
y ( n ) = Vm ( n ) σ ( n ) TP ( n )
在式(4)中，ak、bk及ck是ARMAX模型的系数，u(n)是将ECG信号的时间轴和振幅标准化后的波形。另外，在式(4)中，用行列式表示多普勒频谱图像的特征量。
加法部67通过将由ARMAX模型推测的推测数据与实际取得的表示观测点A的多普勒频谱图像的实际数据结合，生成观测点A的连续的多普勒频谱图像数据。此时，加法部67通过在图7所示的实际数据与推测数据的边界上将实际数据与推测数据混合(blend)，生成混合数据。并且，插补部6将实施了插补处理的多普勒频谱图像数据输出给显示处理部7。此外，插补部6对于观测点B的多普勒频谱图像数据也通过相同的处理进行插补。
此外，插补部6也可以从多普勒处理部42接受多普勒频谱图像数据，基于缺失了数据的部分的前后的数据沿时间方向插补，来求出缺失的部分的数据。例如，插补部6通过基于多普勒频谱图像210的数据的缺失部211的前后的数据沿时间方向插补，求出缺失部211的数据。
图9中表示通过插补部6的插补处理生成的多普勒频谱图像。图9是表示通过有关本发明的实施方式的超声波图像装置取得的多普勒频谱图像的一例的图。在图9中，横轴表示时间(t)，纵轴表示血流的速度(v)。显示控制部9将由插补部6插补后的多普勒频谱图像显示在显示部11上。
多普勒频谱图像310表示观测点104的血流的速度。由于观测点104设定在主动脉瓣前端的位置上，所以多普勒频谱图像310表示主动脉瓣前端的左心室流出血流的速度。另一方面，多普勒频谱图像320表示观测点102的血流的速度。由于观测点102设定在二尖瓣前端的位置上，所以多普勒频谱图像320表示二尖瓣前端的左心室流入血流的速度。
显示控制部9例如如图9所示，将多普勒频谱图像310和多普勒频谱图像320同时显示在显示部11上。在图9所示的例子中，显示控制部9将多普勒频谱图像310和多普勒频谱图像320排列显示在显示部11上。
通过插补部6的插补处理，对各多普勒频谱图像的周期性的数据的缺失进行插补，所以如图9所示，能够得到连续的多普勒频谱图像310、320。
这里，通过仿真确认了ARMAX模型的动作。参照图10对该仿真结果进行说明。图10是表示仿真结果的一例的图。在图10中，纵轴表示用fs进行了标准化的频率，横轴表示时间。在仿真中，使用了表示流速变化较剧烈的心脏的左心室流入血流的多普勒频谱图像数据。设段扫描的间隙为100[ms]。在从时刻0秒到时刻1秒之间，不进行段扫描，是连续的多普勒频谱。从时刻1秒到时刻2秒之间的多普勒频谱图像是段扫描执行时的图像，是通过推测求出的插补图像。在图10中，区域(1)、(3)、(5)、(7)、(9)的频谱是基于ARMAX模型的推测频谱。另一方面，区域(2)、(4)、(6)、(8)、(10)的频谱是通过多普勒扫描实际取得的实际频谱。根据该仿真结果可知，在速度变化较剧烈的心脏内的血流图像中，即使在段扫描的间隙较大的情况下，也能够得到稳定的多普勒频谱图像。
另外，也可以是，控制部13将从心电计接受的ECG信号输出给显示控制部9，显示控制部9将该ECG信号与多普勒频谱图像310、320一起显示在显示部11上。显示控制部9按照时间轴的刻度(scale)而将ECG信号与多普勒频谱图像310、320排列显示在显示部11上。
此外，显示处理部7从插补部6接受插补处理后的多普勒频谱图像数据，通过跟踪(trace)该多普勒频谱图像的边缘而生成跟踪波形。具体而言，显示处理部7沿时间方向跟踪在从插补部6输出的多普勒频谱图像中表示的波形的最大速度Vp，从而生成Vp的跟踪波形。由此，最大速度Vp的跟踪波形成为跟踪多普勒频谱图像的边缘部的波形。例如，显示处理部7通过跟踪多普勒频谱图像310上表示的波形的边缘，生成表示左心室流出血流的速度的跟踪波形。此外，显示处理部7通过跟踪在多普勒频谱图像320上表示的波形的边缘，生成表示左心室流入血流的速度的跟踪波形。并且，显示控制部9将左心室流出血流的跟踪波形和左心室流入血流的跟踪波形显示在显示部11上。例如，显示控制部9将多普勒频谱图像和跟踪波形重叠显示在显示部11上。此外，显示处理部7将多普勒频谱图像310的跟踪波形和多普勒频谱图像320的跟踪波形输出给运算部8。
(结合处理)
在该实施方式中，也可以将两个多普勒频谱图像结合而生成1个多普勒频谱图像，并将该多普勒频谱图像显示在显示部11上。参照图11对该结合处理进行说明。图11是表示由有关本发明的实施方式的超声波图像取得装置取得的多普勒频谱图像的一例的图。
显示处理部7从插补部6接受实施了插补处理的两个多普勒频谱图像数据，并通过将两个多普勒频谱图像数据合成而生成1个多普勒频谱图像数据。在该实施方式中，观测点102设定在二尖瓣前端，观测点102的多普勒频谱图像320表示左心室流入血流的速度。因此，在多普勒频谱图像320上表示的速度成分偏向于正侧。另一方面，观测点104设定在主动脉瓣前端，观测点104的多普勒频谱图像310表示左心室流出血流的速度。因此，在多普勒频谱图像310上表示的速度成分偏向于负侧。
所以，在该实施方式中，对于观测点102的多普勒频谱图像320使用正侧的速度成分、对于观测点104的多普勒频谱图像310使用负侧的速度成分而生成1个多普勒频谱图像。显示处理部7从观测点102的多普勒频谱图像320中提取表示速度成分的正侧的图像，从观测点104的多普勒频谱图像310中提取表示速度成分的负侧的图像。并且，显示处理部7通过将表示速度成分的正侧的多普勒频谱图像数据与表示速度成分的负侧的多普勒频谱图像数据结合，生成1个多普勒频谱图像数据。显示处理部7将结合后的多普勒频谱图像数据输出给显示控制部9。显示控制部9将结合后的多普勒频谱图像显示在显示部11上。另外，显示处理部7相当于本发明的“结合部”的一例。
在图11中表示结合后的多普勒频谱图像的一例。在图11中，横轴表示时间(t)，纵轴表示血流的速度(v)。多普勒频谱图像410是从观测点104的多普勒频谱图像310中提取的表示速度成分的负侧的图像。另一方面，多普勒频谱图像420是从观测点102的多普勒频谱图像320中提取的表示速度成分的正侧的图像。显示处理部7通过将表示速度成分的正侧的多普勒频谱图像420和表示速度成分的负侧的多普勒频谱图像410结合而生成1个多普勒频谱图像400。显示控制部9使该多普勒频谱图像400显示在显示部11上。另外，显示控制部9也可以接受从控制部13输出的ECG信号，将多普勒频谱图像400与该ECG信号同时显示在显示部11上。显示控制部9按照时间轴的刻度而将ECG信号与多普勒频谱图像400排列显示在显示部11上。
以上，通过将表示左心室流出血流的速度的多普勒频谱图像410和表示左心室流入血流的速度的多普勒频谱图像420结合为1个多普勒频谱图像而显示，操作者能够容易地识别相同时相的左心室流出血流的速度与左心室流入血流的速度。即，不观察各个多普勒频谱图像，而仅通过观察1个多普勒频谱图像，就能够掌握左心室流出血流的速度和左心室流入血流的速度。此外，还具有在心功能的评价中使用的左心室射血分数(E/F)等的指标的计算变得更容易的效果。
此外，显示处理部7也可以将表示多普勒频谱图像310的边缘的跟踪波形重叠在多普勒频谱图像410上、将表示多普勒频谱图像320的边缘的跟踪波形重叠在多普勒频谱图像420上而显示在显示部11上。进而，显示处理部7将结合了多普勒频谱图像310的跟踪波形和多普勒频谱图像320的跟踪波形的跟踪波形输出给运算部8。
此外，显示处理部7也可以对两个多普勒频谱图像分配分别不同的颜色。例如，根据速度成分的符号而将分配的颜色预先设定在显示处理部7中。显示处理部7按照该设定对两个多普勒频谱图像分配颜色。
作为一例，显示处理部7对速度成分为负(minus)的多普勒频谱图像分配蓝色，对速度成分为正(plus)的多普勒频谱图像分配红色。表示左心室流出血流的速度的多普勒频谱图像410由于速度成分为负，所以显示处理部7对多普勒频谱图像410分配蓝色。另一方面，表示左心室流入血流的速度的多普勒频谱图像420由于速度成分为正，所以显示处理部7对多普勒频谱图像420分配红色。由此，多普勒频谱图像410用蓝色显示，多普勒频谱图像420用红色显示。由此，操作者能够明确地区分而识别表示左心室流出血流的多普勒频谱图像410和表示左心室流入血流的多普勒频谱图像420。另外，显示处理部7相当于本发明的“配色部”的一例。
(指标的计算)
运算部8从显示处理部7接受多普勒频谱图像的跟踪波形，并基于该跟踪波形求出在心功能的评价中使用的指标。例如，运算部8接受表示左心室流入血流的多普勒频谱图像310的边缘的跟踪波形、和表示左心室流入血流的多普勒频谱图像320的边缘的跟踪波形，求出指标。具体而言，运算部8求出左心室射血分数(E/F)及Tei-Index等指标。这里，参照图12对指标的一例进行说明。图12是示意地表示多普勒频谱图像的跟踪波形的图。
例如，如图12所示，显示处理部7将结合了多普勒频谱图像310的跟踪波形510、和多普勒频谱图像320的跟踪波形520的跟踪波形500输出给运算部8。运算部8基于该跟踪波形500求出指标。另外，在图12中，横轴表示时间(t)，跟踪波形500的纵轴表示血流的速度(v)。
控制部13将从心电计接受到的ECG信号输出给运算部8，运算部8基于该ECG信号确定E波的时相、A波的时相、以及S波的时相。并且，运算部8基于表示血流的速度成分的正侧的多普勒频谱图像420的跟踪波形520，求出检测到E波的时相的速度(E波峰(peak)值)。此外，运算部8基于跟踪波形520，求出检测到A波的时相的速度(A波峰值)。并且，运算部8求出用E波峰值除以A波峰值的值(E/A)。进而，运算部8也可以求出E波的衰减时间(DcT)。
此外，运算部8也可以基于表示血流的速度成分的负侧的多普勒频谱图像410的跟踪波形510，求出检测到S波的时相的速度(S波峰值)。此外，运算部8也可以求出主动脉射出血流速度的面积(VTI值)。
进而，运算部8也可以基于跟踪波形500求出左心室流入血流的从结束时点到再开始时点的时间a、左心室流出血流的持续时间b＝ET、等容收缩时间(isovolumic contraction time)(ICT)、以及等容扩展时间(isovolumicrelaxation time)(IRT)。
运算部8将指标输出给显示控制部9。显示控制部9将由运算部8求出的指标显示在显示部11上。例如，显示控制部9将指标与多普勒频谱图像一起显示在显示部11上。
另外，上述指标是一例，运算部8也可以求出其他指标。此外，运算部8也可以求出上述指标的全部，也可以求出操作者指定的指标。操作者通过利用操作部12指定希望的指标，运算部8求出指定的指标。
根据有关该实施方式的超声波图像取得装置1，由于将左心室流入血流的速度与左心室流出血流的速度分别在相同的心率下求出，所以即使在心率的周期中有变动，也能够稳定地求出上述指标。此外，能够实现指标的再现性的提高。
用户接口(UI)10具备显示部11和操作部12。显示部11由CRT或液晶显示器(liquid crystal display)等的监视器(monitor)构成，在画面上显示断层像、三维图像或多普勒频谱图像等。操作部12由键盘、鼠标、轨迹球(trackball)或TCS(Touch Command Screen)等构成。操作者通过利用操作部12，能够设定观测点(距离波门)。
此外，控制部13连接在超声波图像取得装置1的各部上，控制各部的动作。例如，控制部13通过控制基于收发部3的超声波的收发，对多个观测点各收发多次超声波。
(第2设定例)
接着，参照图13和图14对第2设定例进行说明。图13是示意地表示通过超声波扫描的截面的图。图14是用来说明观测点的第2设定例的图，是示意地表示断层像的图。在第2设定例中，取得相互不同的截面上的两个断层像，显示在显示部11上。并且，通过在各断层像上设定观测点(距离波门)来设定多个观测点。
在上述第1设定例中，在1个断层像上设定了多个观测点(距离波门)。例如，取得表示有二尖瓣前端和主动脉瓣前端的1个断层像，显示在显示部11上，在该断层像上指定二尖瓣前端和主动脉瓣前端。这样，在1个断层像上表示有想要测量血流的多个部位的情况下，只要在1个断层像上设定多个观测点(距离波门)就可以。
另一方面，在1个断层像上没有表示有想要测量血流的多个部位、而难以在1个断层像上设定多个观测点(距离波门)的情况下，只要如该第2设定例那样设定多个观测点(距离波门)就可以。即，取得相互不同的截面的两个断层像而显示在显示部11上，并在各个断层像上设定观测点(距离波门)，从而设定多个观测点(距离波门)。
通过在超声波探头2中使用二维阵列探头，能够用超声波扫描多个截面。例如如图13所示，通过用超声波扫描相互交叉的截面2a和截面2b，能够取得截面2a的断层像数据和截面2b的断层像数据(多平面扫描(multiplane scan))。
例如，将作为超声波的扫描对象的截面的坐标信息作为扫描条件预先存储在控制部13的存储装置中。操作者通过利用操作部12可以任意地选择作为超声波的扫描对象的截面。并且，控制部13使收发部3交替地扫描各截面。收发部3在控制部13的控制下交替地用超声波扫描截面2a和截面2b，从而取得截面2a的接收信号和截面2b的接收信号。各截面的接收信号由B模式处理部41实施规定的处理，并输出给图像生成部5。图像生成部5生成截面2a的断层像数据和截面2b的断层像数据。显示控制部9将各截面的断层像显示在显示部11上。
例如如图14所示，显示控制部9将基于截面2a的断层像数据的断层像110、和基于截面2b的断层像数据的断层像120排列而同时显示在显示部11上。在该第2设定例中，只要在两个断层像110、120中的一个断层像上表示二尖瓣前端、在另一个断层像上表示主动脉瓣前端就可以。即，当难以在1个断层像中表示二尖瓣前端和主动脉瓣前端的情况下，使用两个断层像显示二尖瓣前端和主动脉瓣前端，在各断层像上设定观测点(距离波门)。因而，改变被检体上的超声波探头2的位置和角度、或改变扫描对象的截面位置，以在两个断层像110、120中的一个断层像中表示二尖瓣前端、在另一个断层像中表示主动脉瓣前端。
操作者一边观察显示在显示部11上的断层像110和断层像120，一边利用操作部12指定二尖瓣前端的位置和主动脉瓣前端的位置。例如，显示控制部9将在断层像110上可移动的观测点112显示在显示部11上，将在断层像120上可移动的观测点122显示在显示部11上。观测点112和观测点122分别具有规定的大小。通过观测点112和观测点122能够分别指定规定的大小的范围。操作者通过观测点112和观测点122分别指定二尖瓣前端的位置和主动脉瓣前端的位置。显示控制部9将表示超声波的收发方向的线状的取样线111重叠在断层像110上、将取样线121重叠在断层像120上而显示在显示部11。操作者通过利用操作部2，能够使取样线111和取样线121沿扫描方向(箭头A的方向)移动。此外，操作者通过利用操作部12，能够使观测点112在取样线111上沿超声波的收发方向(箭头B的方向)移动。同样，操作者通过利用操作部12，能够使观测点122在取样线121上沿收发方向移动。
例如，改变被检体上的超声波探头2的位置和角度、或改变扫描对象的截面位置，以在断层像110中表示二尖瓣前端、在断层像120中表示主动脉瓣前端。接着，操作者通过一边观察断层像110一边利用操作部12，使取样线111移动到二尖瓣前端的位置，通过使观测点112沿收发方向(箭头B的方向)移动，由观测点112指定二尖瓣前端的位置。同样，操作者通过一边观察断层像120一边利用操作部12，使取样线121移动到主动脉瓣前端的位置，通过使观测点122沿收发方向(箭头B的方向)移动，由观测点122指定主动脉瓣前端的位置。这样，如果通过观测点112、122指定想要观测血流的部分，则将表示断层像110上的观测点112的位置的坐标信息、和表示断层像120上的观测点122的位置的坐标信息从用户接口(UI)10输出给控制部13。
此外，与第1设定例同样，将角标记重叠显示在断层像110和断层像120上。通过用角标记指定血流的方向，在断层像110上求出设定了观测点112的部位的血流与超声波束的收发方向所成的角度。此外，在断层像120上求出设定了观测点122的部位的血流与超声波束的收发方向所成的角度。多普勒处理部42利用各个角度求出观测点112和观测点122的血流的速度。
断层像110是通过扫描截面2a而取得的图像，断层像120是通过扫描截面2b而取得的图像。截面2a的三维空间中的坐标信息由控制部13设定。控制部13基于断层像110(截面2a)上的观测点112的坐标信息，确定三维空间中的观测点112的坐标。同样，截面2b的三维空间中的坐标信息由控制部13设定。控制部13基于断层像120(截面2b)上的观测点122的坐标信息，确定三维空间中的观测点122的坐标。并且，控制部13将观测点112及观测点122的坐标信息输出给收发部3和多普勒处理部42。
并且，与上述第1设定例同样，收发部3取得观测点112的多普勒信息和观测点122的多普勒信息。多普勒处理部42基于由收发部3取得的多普勒信息，求出观测点112的血流速度和观测点122的血流速度。在第2设定例中，也与上述第1设定例同样，收发部3在控制部13的控制下执行段扫描。即，如图5所示，收发部3在控制部13的控制下，对观测点A(观测点112)连续收发N次超声波，然后，对观测点B(观测点122)连续收发N次超声波。接着，收发部3对观测点A(观测点112)和观测点B(观测点122)交替地各收发N次超声波。接着，多普勒处理部42在控制部13的控制下，依次生成观测点112(观测点A)的多普勒频谱图像和观测点122(观测点B)的多普勒频谱图像。
以上，当难以在1个断层像中表示二尖瓣前端和主动脉瓣前端的情况下，通过使用两个断层像表示二尖瓣前端和主动脉瓣前端，能够在各自上设置观测点。这样，当难以在1个断层像中表示想要测量血流速度的多个部位的情况下，只要通过两个断层像表示各部位、在各个断层像中设定观测点就可以。在第2设定例中，也与第1设定例同样，通过对各观测点交替地各收发多次(N次)超声波，能够不使多普勒速度范围降低而取得各观测点的多普勒频谱图像。
并且，与第1设定例同样，通过插补部6将多普勒频谱图像中的数据的缺失部分插补。显示控制部9将实施了插补处理的多普勒频谱图像显示在显示部11上。在第2设定例中，生成观测点112的多普勒频谱图像和观测点122的多普勒频谱图像，显示在显示部11上。进而，显示处理部7生成实施了插补处理的各观测点的多普勒频谱图像数据的跟踪波形。运算部8基于各观测点的跟踪波形，求出在心功能的评价中使用的指标。此外，显示处理部7也可以通过将实施了插补处理的各观测点的多普勒频谱图像数据结合而生成1个多普勒频谱图像数据。
此外，也可以通过由超声波探头2和收发部3执行体扫描而取得体数据。并且图像生成部5也可以通过对该体数据实施MPR处理，生成表示了二尖瓣前端的MPR图像数据和表示了主动脉瓣前端的MPR图像数据。
例如，图像生成部5通过对体数据实施体绘制，生成立体地表示被检体的心脏的三维图像数据。显示控制部9将基于该三维图像数据的三维图像显示在显示部11上。操作者一边观察显示在显示部11上的三维图像，一边利用操作部12指定任意的截面。在第2设定例中，操作者利用操作部12指定两个截面的位置，以在一个截面内包含二尖瓣前端、在另一个截面内包含主动脉瓣前端。并且，图像生成部5从用户接口(UI)10接受两个截面的坐标信息，并通过对体数据实施MPR处理来生成各截面的断层像数据(MPR图像数据)。显示控制部9将各截面的断层像显示在显示部11上。操作者观察两个断层像，调节两个截面的位置，以使得在一个断层像中包含二尖瓣前端、在另一个断层像中包含主动脉瓣前端。
并且，如图14所示，显示控制部9使表示了二尖瓣前端的断层像110(MPR图像)和表示了主动脉瓣前端的断层像120(MPR图像)显示在显示部11。操作者利用操作部12，通过观测点112和观测点122指定二尖瓣前端的位置和主动脉瓣前端的位置。
此外，图像生成部5也可以通过对体数据实施体绘制，生成立体地表示被检体的心脏的三维图像数据。显示控制部9将两个观测点(距离波门)重叠在基于该三维图像数据的三维图像上而显示在显示部11上。操作者也可以一边观察显示在显示部11上的心脏的三维图像，一边利用操作部12由两个观测点指定二尖瓣前端的位置和主动脉瓣前端的位置。
(第3设定例)
在上述第1设定例和第2设定例中，对通过两个观测点(距离波门)指定两个部位的情况进行了说明。在第3设定例中，通过3个以上的观测点指定多个部位。参照图15对第3设定例进行说明。图15是用来说明观测点的第3设定例的图，是示意地表示断层像的图。作为一例，对通过4个观测点指定4个部位的情况进行说明。例如，取得相互不同的截面的4个断层像而显示在显示部11上，并在各个断层像上设定观测点，从而设定多个观测点。
除了左心室流入血流及左心室流出血流的测量以外，肺静脉(pulmonary vein)血流及肺动脉(pulmonary artery)血流的测量也适合于心功能的评价。并且，为了除了左心室流入血流及左心室流出血流的测量以外还测量肺静脉血流及肺动脉血流，需要共计在4个部位设定观测点。有在1个断层像上没有表示这4个部位而难以在1个断层像设定多个观测点(距离波门)的情况。在此情况下，如该第3设定例那样，取得相互不同的截面的4个断层像而显示在显示部11上，并在各个断层像上设定观测点，从而设定4个观测点。
通过由超声波探头2和收发部3执行体扫描而取得体数据。图像生成部5通过对该体数据实施MPR处理，生成相互不同的截面的断层像数据(MPR图像数据)。在第3设定例中，图像生成部5作为一例而生成相互交叉的4个截面的MPR图像数据。例如，图像生成部5生成表示了二尖瓣前端的MPR图像数据、表示了主动脉瓣前端的MPR图像数据、表示了肺静脉血流的MPR图像数据、以及表示了肺动脉血流的MPR图像数据。
例如，图像生成部5通过对体数据实施体绘制，生成立体地表示被检体的心脏的三维图像数据。显示控制部9将基于该三维图像数据的三维图像显示在显示部11上。操作者一边观察显示在显示部11上的三维图像，一边利用操作部12指定4个截面。在第3设定例中，操作者利用操作部12指定4个截面的位置，以使得在第1截面内包含二尖瓣前端、在第2截面内包含主动脉瓣前端、在第3截面内包含肺静脉血流、在第4截面内包含肺动脉血流。并且，图像生成部5从用户接口(UI)10接受4个截面的坐标信息，对体数据实施MPR处理，从而生成各截面的断层像数据(MPR图像数据)。显示控制部9使各截面的断层像显示在显示部11。操作者观察4个断层像，调节4个截面的位置，以使得在第1截面内包含二尖瓣前端、在第2断层像中包含主动脉瓣前端、在第3断层像中包含肺静脉血流、在第4截面内包含肺动脉血流。
并且，如图15所示，显示控制部9将第1截面的断层像130、第2截面的断层像140、第3截面的断层像150、和第4截面的断层像150显示在显示部11上。在该第3设定例中，操作者调节4个截面的位置，以使得在4个断层像130、140、150、160的各自中包含二尖瓣前端、主动脉瓣前端、肺静脉血流及肺动脉血流中的任一个。例如，操作者调节4个截面的位置，以使得在断层像130上表示二尖瓣前端、在断层像140上表示主动脉瓣前端、在断层像150上表示肺静脉血流、在断层像150上表示肺动脉血流。并且，在各断层像中设定观测点(距离波门)。即，使用4个断层像，显示二尖瓣前端、主动脉瓣前端、肺静脉血流及肺动脉血流，分别设定观测点。
操作者一边观察显示在显示部11上的断层像130、140、150、160，一边利用操作部12指定二尖瓣前端的位置、主动脉瓣前端的位置、肺静脉血流的位置及肺动脉血流的位置。例如，显示控制部9使取样线131和观测点132重叠在断层像130上而显示在显示部11。操作者通过观测点132指定二尖瓣前端的位置。同样，显示控制部9使取样线141和观测点142重叠在断层像140上而显示在显示部11。此外，显示控制部9使取样线151和观测点152重叠在断层像150上而显示在显示部11。此外，显示控制部9使取样线161和观测点162重叠在断层像160上而显示在显示部11。操作者通过利用操作部12，使各取样线沿扫描方向(箭头A的方向)移动，进而，通过使各观测点沿超声波的收发方向(箭头B的方向)移动，由各断层像上的观测点指定二尖瓣前端的位置、主动脉瓣前端的位置、肺静脉血流的位置及肺动脉血流的位置。
此外，与第1设定例同样，将角标记重叠显示在断层像130、140、150、160的各自上。通过由各角标记指定血流的方向，在各断层像上求出设定了各观测点的部位的血流与超声波束的收发方向所成的角度。多普勒处理部42使用各个角度求出观测点132、142、152、162的血流的速度。
这样，如果由观测点132、142、152、162指定了想要观测血流的部分，则将表示各断层像上的观测点的位置的坐标信息从用户接口(UI)10输出给控制部13。控制部13将4个观测点的坐标信息输出给收发部3和多普勒处理部42。
并且，与上述第1设定例同样，收发部3取得观测点132、142、152、162的多普勒信息。多普勒处理部42基于由收发部3取得的多普勒信息，求出观测点132、142、152、162的血流速度。在第3设定例中，也与上述第1设定例同样，收发部3在控制部13的控制下执行段扫描。例如，收发部3在控制部13的控制下对观测点132连续收发N次超声波，然后对观测点142连续收发N次超声波，然后对观测点152连续收发N次超声波，然后对观测点162连续收发N次超声波。接着，收发部3对观测点132、142、152、162依次各收发N次超声波。并且，多普勒处理部42在控制部13的控制下依次生成观测点132的多普勒频谱图像、观测点142的多普勒频谱图像、观测点152的多普勒频谱图像、以及观测点162的多普勒频谱图像。
如上所述，当难以在1个断层像上表示二尖瓣前端、主动脉瓣前端、肺静脉血流及肺动脉血流的情况下，通过使用4个断层像表示二尖瓣前端、主动脉瓣前端、肺静脉血流及肺动脉血流，能够分别设定观测点。在第3设定例中，也与第1设定例同样，通过依次对各观测点各收发多次(N次)超声波，能够不使多普勒速度范围降低而取得各观测点的多普勒频谱图像。
并且，与第1设定例同样，通过插补部6将多普勒频谱图像数据的数据的缺失部分插补。显示控制部9使实施了插补处理的多普勒频谱图像显示在显示部11。在第3设定例中，生成观测点132、观测点142、观测点152及观测点162各自的多普勒频谱图像，显示在显示部11上。即，生成4个部位的多普勒频谱图像，显示在显示部11上。进而，显示处理部7生成实施了插补处理的各观测点的多普勒频谱图像的跟踪波形。运算部8基于各观测点的跟踪波形，求出在心功能的评价中使用的指标。
另外，上述的信号处理部4、图像生成部5、插补部6、显示处理部7、运算部8、显示控制部9及控制部13由CPU(Central Processing Unit)、ROM(Read Only Memory)及RAM(Random Access Memory)等的存储装置构成。在存储装置中，存储有用来执行信号处理部4的功能的信号处理程序、用来执行图像生成部5的功能的图像生成程序、用来执行插补部6的功能的插补程序、用来执行显示处理部7的功能的显示处理程序、用来执行运算部8的功能的运算程序、用来执行显示控制部9的功能的显示控制程序、以及用来执行控制部13的功能的控制程序。
通过CPU执行存储在存储装置中的信号处理程序，生成B模式超声波光栅数据及多普勒频谱图像。此外，通过CPU执行存储在存储装置中的图像生成程序，生成断层像数据、MPR图像数据及三维图像数据等的超声波图像数据。此外，通过CPU执行存储在存储装置中的插补程序，对在多普勒频谱图像中缺失了数据的部分进行插补。此外，通过CPU执行存储在存储装置中的显示处理程序，求出跟踪波形，并将两个多普勒频谱图像结合。此外，通过CPU执行存储在存储装置中的运算程序，求出在心功能的评价中使用的指标。此外，通过CPU执行存储在存储装置中的显示控制程序，将断层像及多普勒频谱图像显示在显示部11上。此外，通过CPU执行存储在存储装置中的控制程序，控制超声波图像取得装置1的各部的动作。
(第4设定例)
在第4设定例中，在二尖瓣前端和二尖瓣环(mitral annulus)上设定观测点(距离波门)，求出二尖瓣前端的左心室流入血流的速度和二尖瓣环的速度。对于二尖瓣环，通过执行组织多普勒法(TDI(tissue Doppler imaging)，求出组织的速度。
在第4设定例中，取得被检体的断层像而显示在显示部11上，在该断层像上表示的二尖瓣前端的位置和二尖瓣环的位置上设定观测点(距离波门)。例如如图4所示，显示控制部9使断层像100显示在显示部11。一边改变超声波探头2的位置和角度一边进行扫描，以使二尖瓣前端和二尖瓣环表示在断层像100上。
操作者一边观察显示在显示部11上的断层像100，一边利用操作部12指定在断层像100上表示的二尖瓣前端的位置和二尖瓣环的位置。例如，显示控制部9将观测点102和观测点104显示在断层像100上，操作者通过观测点102和观测点104分别指定二尖瓣前端的位置和二尖瓣环的位置。例如，通过观测点102指定二尖瓣前端的位置，通过观测点104指定二尖瓣环的位置。将表示断层像100上的观测点的位置的坐标信息从用户接口(UI)10输出给控制部13。另外，在1个断层像上没有表示二尖瓣前端和二尖瓣环而难以在1个断层像上对二尖瓣前端和二尖瓣环设定观测点(距离波门)的情况下，只要执行有关上述第2设定例的处理就可以。即，只要取得表示了二尖瓣前端的断层像、和表示了二尖瓣环的断层像，显示在显示部11上，并在各个断层像上设定观测点(距离波门)就可以。
与上述第1设定例同样，收发部3通过执行段扫描，取得观测点102(二尖瓣前端)的多普勒信息和观测点104(二尖瓣环)的多普勒信息。对于二尖瓣前端执行通常的多普勒扫描，对于二尖瓣环执行TDI。多普勒处理部42依次生成观测点102(二尖瓣前端)的多普勒频谱图像和观测点104(二尖瓣环)的多普勒频谱图像。
与第1设定例同样，通过插补部6将多普勒频谱图像数据的数据的缺失部分插补。显示控制部9使实施了插补处理的多普勒频谱图像显示在显示部11。在第4设定例中，生成二尖瓣前端(观测点102)的多普勒频谱图像和二尖瓣环(观测点104)的多普勒频谱图像，显示在显示部11上。
由于观测点102设定在二尖瓣前端的位置上，所以观测点102的多普勒频谱图像表示二尖瓣前端的左心室流入血流的速度。另一方面，由于观测点104设定在二尖瓣环的位置上，所以观测点104的多普勒频谱图像表示二尖瓣环的组织的速度。
进而，显示处理部7生成实施了插补处理的各观测点的多普勒频谱图像数据的跟踪波形。在第4设定例中，显示处理部7生成表示了左心室流入血流的速度的多普勒频谱图像数据的跟踪波形、和表示了二尖瓣环的速度的多普勒频谱图像数据的跟踪波形。
运算部8基于各观测点的跟踪波形，求出在心功能的评价中使用的指标。在第4设定例中，运算部8基于表示左心室流入血流的速度的多普勒频谱图像的边缘的跟踪波形、和表示二尖瓣环的组织的速度的多普勒频谱图像的边缘的跟踪波形，求出指标。
运算部8基于表示左心室流入血流的速度的多普勒频谱图像的跟踪波形，求出检测到E波的时相的速度(E波峰值)。此外，运算部8基于表示二尖瓣环的速度的多普勒频谱图像的跟踪波形，求出二尖瓣环的速度的峰值。并且，运算部求出将E波峰值除以二尖瓣环的速度的峰值的值(E/e′)。显示控制部9使由运算部8求出的指标(E/e′)显示在显示部11。
如上所述，根据有关该实施方式的超声波图像取得装置，能够将用来求出左心室流入血流的速度的多普勒扫描、和用来求出二尖瓣环的速度的TDI组合。由此，能够基于相同心率的多普勒频谱图像求出作为左心室扩展能力的指标的(E/e′)。
以往，基于不同心率的多普勒频谱图像求出(E/e′)。相对于此，根据有关该实施方式的超声波图像取得装置，能够基于相同心率的多普勒频谱图像求出(E/e′)，所以能够更正确地评价心肥大等。
此外，也可以通过由超声波探头2和收发部3执行体扫描来取得体数据。并且，图像生成部5也可以通过对该体数据实施MPR处理，生成表示了二尖瓣前端的MPR图像数据和表示了二尖瓣环的MPR图像数据。显示控制部9使表示了二尖瓣前端的断层像和表示了二尖瓣环的断层像显示在显示部11，操作者通过观测点(距离波门)指定二尖瓣前端的位置和二尖瓣环的位置。此外，图像生成部5也可以基于体数据生成立体地表示心脏的三维图像数据、显示控制部9使两个观测点(距离波门)重叠在该三维图像上而显示在显示部11。在此情况下，操作者一边观察显示在显示部11上的三维图像，一边通过两个观测点指定二尖瓣前端的位置和二尖瓣环的位置。

Claims (10)

1.一种超声波图像取得装置，其特征在于，具有：
多普勒扫描部，对被检体内的多个观测点的每一个，依次各收发多次超声波来进行多普勒扫描；
处理部，对通过上述多普勒扫描取得的上述多个观测点的接收信号进行频率解析来生成表示各观测点的运动体的速度的第1多普勒频谱图像；
插补部，基于由上述处理部生成的上述各观测点的上述第1多普勒频谱图像，通过插补来求出经上述多普勒扫描部对上述多个观测点各收发上述多次超声波、而没有对上述各观测点收发超声波的时间段的上述各观测点的第2多普勒频谱图像，并对每一个上述观测点结合由上述处理部生成的上述各观测点的上述第1多普勒频谱图像和通过上述插补求出的上述各观测点的上述第2多普勒频谱图像，而生成上述各观测点的第3多普勒频谱图像；以及
显示控制部，使由上述插补部结合的上述各观测点的上述第3多普勒频谱图像显示在显示部。
2.如权利要求1所述的超声波图像取得装置，其特征在于，
上述插补部基于上述各观测点的上述第1多普勒频谱图像，分别求出上述各观测点的上述第1多普勒频谱图像的特征量，接受上述被检体的ECG信号，并通过基于使用了上述ECG信号和上述各观测点的上述第1多普勒频谱图像的特征量的参数模型的回归模型，推测上述各观测点的上述第2多普勒频谱图像，按照每一个上述观测点结合上述各观测点的上述第1多普勒频谱图像和上述推测的上述各观测点的上述第2多普勒频谱图像，从而生成上述各观测点的上述第3多普勒频谱图像。
3.如权利要求2所述的超声波图像取得装置，其特征在于，
上述插补部基于上述各观测点的上述第1多普勒频谱图像，对上述各观测点的每一个上述第1多普勒频谱图像，求出上述运动体的平均流速、频谱的分散、以及频谱的总功率而作为上述特征量。
4.如权利要求1所述的超声波图像取得装置，其特征在于，
还具有配色部，该配色部对由上述插补部结合的上述各观测点的上述第3多普勒频谱图像分配在每一个上述观测点不同的颜色；
上述显示控制部使被分配了上述不同的颜色的上述各观测点的上述第3多普勒频谱图像同时显示在上述显示部。
5.如权利要求1所述的超声波图像取得装置，其特征在于，
还具有图像取得部，该图像取得部通过用超声波扫描上述被检体，取得表示上述被检体内的组织的超声波图像数据；
上述显示控制部将用于指定上述多个观测点的每一个的标记重叠在基于上述超声波图像数据的超声波图像上，并显示在上述显示部；
上述多普勒扫描部接受在上述超声波图像上由上述标记指定的多个观测点的位置，并对上述被指定的多个观测点的每一个，依次各收发上述多次超声波，从而进行上述多普勒扫描。
6.如权利要求1所述的超声波图像取得装置，其特征在于，
还具有：图像取得部，通过用超声波扫描上述被检体的心脏，取得表示了上述被检体的心脏的二尖瓣前端和主动脉瓣前端的超声波图像数据；以及结合部；
上述显示控制部将用来分别指定上述二尖瓣前端的位置及上述主动脉瓣前端的位置的标记重叠在基于上述超声波图像数据的超声波图像上，并显示在显示部；
上述多普勒扫描部接受在上述超声波图像上由上述标记指定的上述二尖瓣前端的位置和上述主动脉瓣前端的位置，并将上述二尖瓣前端的位置和上述主动脉瓣前端的位置分别作为观测点，而对两个观测点交替地各收发多次超声波，从而进行上述多普勒扫描；
上述处理部生成上述二尖瓣前端的位置的上述第1多普勒频谱图像和上述主动脉瓣前端的位置的上述第1多普勒频谱图像；
上述插补部基于上述二尖瓣前端的位置的上述第1多普勒频谱图像、通过插补来求出上述二尖瓣前端的位置的上述第2多普勒频谱图像，基于上述主动脉瓣前端的位置的上述第1多普勒频谱图像、通过插补来求出上述主动脉瓣前端的位置的上述第2多普勒频谱图像，通过上述结合，生成上述二尖瓣前端的位置的上述第3多普勒频谱图像和上述主动脉瓣前端的位置的上述第3多普勒频谱图像；
上述结合部通过结合上述二尖瓣前端的位置的上述第3多普勒频谱图像上表示的速度中的正侧的速度成分、与上述主动脉瓣前端的位置的上述第3多普勒频谱图像上表示的速度中的负侧的速度成分，生成1个多普勒频谱图像；
上述显示控制部将由上述结合部生成的上述1个多普勒频谱图像显示在上述显示部。
7.如权利要求6所述的超声波图像取得装置，其特征在于，
还具有运算部，该运算部基于上述二尖瓣前端的位置的上述第3多普勒频谱图像和上述主动脉瓣前端的位置的上述第3多普勒频谱图像，求出在心功能的评价中使用的指标。
8.如权利要求1所述的超声波图像取得装置，其特征在于，
还具有图像取得部，该图像取得部通过用超声波扫描上述被检体的心脏，取得表示了上述被检体的心脏的二尖瓣前端和二尖瓣环的超声波图像数据；
上述显示控制部将用于分别指定上述二尖瓣前端的位置及上述二尖瓣环的位置的标记重叠在基于上述超声波图像数据的超声波图像上，并显示在上述显示部；
上述多普勒扫描部接受在上述超声波图像上由上述标记指定的上述二尖瓣前端的位置和上述二尖瓣环的位置，将上述二尖瓣前端的位置和上述二尖瓣环的位置分别作为观测点，而对两个观测点交替地各收发多次超声波，从而进行上述多普勒扫描；
上述处理部生成上述二尖瓣前端的位置的上述第1多普勒频谱图像和上述二尖瓣环的位置的上述第1多普勒频谱图像；
上述插补部基于上述二尖瓣前端的位置的上述第1多普勒频谱图像、通过插补来求出上述二尖瓣前端的位置的上述第2多普勒频谱图像，基于上述二尖瓣环的位置的上述第1多普勒频谱图像、通过插补来求出上述二尖瓣环的位置的上述第2多普勒频谱图像，并通过上述结合，生成上述二尖瓣前端的位置的上述第3多普勒频谱图像、和上述二尖瓣环的位置的上述第3多普勒频谱图像；
上述显示控制部将由上述插补部结合的上述二尖瓣前端的位置的上述第3多普勒频谱图像和上述二尖瓣环的位置的上述第3多普勒频谱图像显示在上述显示部。
9.如权利要求8所述的超声波图像取得装置，其特征在于，
还具有运算部，该运算部基于上述二尖瓣前端的位置的上述第3多普勒频谱图像和上述二尖瓣环的位置的上述第3多普勒频谱图像，求出在心功能的评价中使用的指标。
10.如权利要求9所述的超声波图像取得装置，其特征在于，
上述运算部基于上述二尖瓣前端的位置的上述第3多普勒频谱图像，求出上述二尖瓣前端的位置的血流速度的峰值，基于上述二尖瓣环的位置的上述第3多普勒频谱图像，求出上述二尖瓣环的速度的峰值，并通过将上述二尖瓣前端的位置的血流速度的峰值除以上述二尖瓣环的速度的峰值，求出上述指标。
CN200810184871.8A 2007-12-05 2008-12-05 超声波图像取得装置 Expired - Fee Related CN101449984B (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP314991/2007 2007-12-05
JP2007314991A JP5100343B2 (ja) 2007-12-05 2007-12-05 超音波診断装置、及び超音波診断装置の制御プログラム

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN101449984A CN101449984A (zh) 2009-06-10
CN101449984B true CN101449984B (zh) 2011-02-02

Family

ID=40722355

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN200810184871.8A Expired - Fee Related CN101449984B (zh) 2007-12-05 2008-12-05 超声波图像取得装置

Country Status (3)

Country Link
US (1) US8597191B2 (zh)
JP (1) JP5100343B2 (zh)
CN (1) CN101449984B (zh)

Families Citing this family (26)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101461719B (zh) * 2007-12-18 2012-02-01 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种多普勒扫描变换实现方法和装置
US20100286526A1 (en) * 2009-05-11 2010-11-11 Yoko Okamura Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image processing apparatus and ultrasonic image processing method
KR100977367B1 (ko) * 2009-10-28 2010-08-20 (주)메디슨 3차원 ｐｗ 스펙트럼 초음파 진단 장치 및 3차원 ｐｗ 스펙트럼 데이터 생성 방법
KR101100527B1 (ko) * 2009-12-17 2011-12-29 삼성메디슨 주식회사 신호 보정 처리를 수행하는 초음파 시스템 및 방법
JP5472914B2 (ja) 2010-05-19 2014-04-16 株式会社東芝 超音波診断装置
US8715183B2 (en) * 2010-06-29 2014-05-06 General Electric Company Methods and apparatus for automated measuring of the interventricular septum thickness
CN102551791B (zh) 2010-12-17 2016-04-27 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种超声成像方法和装置
JP2013017716A (ja) * 2011-07-13 2013-01-31 Hitachi Aloka Medical Ltd 超音波診断装置
KR101348770B1 (ko) * 2011-12-28 2014-01-07 삼성메디슨 주식회사 도플러 스펙트럼 영상의 합성 영상을 제공하는 초음파 시스템 및 방법
JP5838383B2 (ja) * 2012-06-29 2016-01-06 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 超音波診断装置及びその制御プログラム
US9011338B2 (en) * 2012-07-12 2015-04-21 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Gap filling for spectral doppler ultrasound
JP6084424B2 (ja) 2012-10-04 2017-02-22 東芝メディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置
JP2015181795A (ja) * 2014-03-25 2015-10-22 株式会社アドバンテスト 測定装置、測定方法、および超音波測定装置
EP3340887B1 (en) * 2015-08-27 2020-06-17 Koninklijke Philips N.V. Spectral doppler processing with adaptive sample window size
JP6580925B2 (ja) * 2015-09-29 2019-09-25 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置及び画像処理装置
JP2016025958A (ja) * 2015-10-07 2016-02-12 パルティ、ヨーラム 経胸壁肺ドップラー超音波
JP6833427B2 (ja) * 2016-09-26 2021-02-24 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置及び医用画像処理プログラム
WO2018148907A1 (zh) 2017-02-16 2018-08-23 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 超声医学检测设备及成像方法、成像系统、显示终端
CN109445882B (zh) * 2017-08-21 2020-08-11 深圳市鼎阳科技股份有限公司 一种频谱三维显示装置、方法及计算机可读存储介质
WO2019131486A1 (ja) * 2017-12-25 2019-07-04 ローム株式会社 信号処理装置、ワイヤレスセンサネットワークシステム、および信号処理方法
CN108577891B (zh) * 2017-12-29 2021-07-23 深圳开立生物医疗科技股份有限公司 一种血流多普勒与脉冲多普勒同时成像的方法及设备
EP3847480B1 (en) * 2018-09-07 2023-07-19 Bioprober Corporation Method and apparatus for detecting flow instability
US11779311B2 (en) * 2018-09-14 2023-10-10 Fujifilm Sonosite, Inc. Method and apparatus for performing spectral doppler imaging
CN109350122B (zh) * 2018-09-29 2021-10-22 北京智影技术有限公司 一种流量自动估计方法
WO2021042298A1 (zh) * 2019-09-04 2021-03-11 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种vti测量装置及方法
CN110960259B (zh) * 2019-12-03 2022-06-24 深圳开立生物医疗科技股份有限公司 一种超声设备的前端硬件控制方法、系统及超声设备

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4416286A (en) * 1980-02-12 1983-11-22 Tokyo Shibaura Denki Kabushiki Kaisha Ultrasonic blood flow measuring apparatus
US4501277A (en) * 1981-11-12 1985-02-26 Tokyo Shibaura Denki Kabushiki Kaisha Selected beam marking system for rapid ultrasound measurements
US4961427A (en) * 1987-10-23 1990-10-09 Aloka Co., Ltd. Ultrasonic doppler diagnostic apparatus
US5433206A (en) * 1994-06-29 1995-07-18 Elscint, Ltd. System and a method for simultaneous, real time ultrasound imaging of biological tissue and measuring of blood flow velocity
EP0842638A2 (en) * 1996-11-08 1998-05-20 ATL Ultrasound, Inc. Ultrasonic diagnostic imaging system with real time volume flow calculation
US6423006B1 (en) * 2000-01-21 2002-07-23 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Method and apparatus for automatic vessel tracking in ultrasound systems
US6524249B2 (en) * 1998-11-11 2003-02-25 Spentech, Inc. Doppler ultrasound method and apparatus for monitoring blood flow and detecting emboli

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US562732A (en) * 1896-06-23 Office
NO150015C (no) * 1981-11-13 1984-08-08 Vingmed As Fremgangsmaate ved blodstroemhastighetsmaaling med ultralyd, kombinert med ekko-amplitudeavbildning, for undersoekelse av levende biologiske strukturer
JP3182463B2 (ja) * 1992-12-21 2001-07-03 フクダ電子株式会社 超音波診断装置
JP3392482B2 (ja) * 1993-11-05 2003-03-31 株式会社東芝 心機能検査システム
US5642732A (en) * 1995-05-03 1997-07-01 Acuson Corporation Apparatus and method for estimating missing doppler signals and spectra
JP4387526B2 (ja) * 1999-11-25 2009-12-16 株式会社東芝 超音波ドプラ診断装置
JP5143984B2 (ja) * 2001-08-17 2013-02-13 日立アロカメディカル株式会社 超音波診断装置
JP2004242986A (ja) * 2003-02-17 2004-09-02 Shimadzu Corp 超音波診断装置
US8303507B2 (en) * 2004-09-07 2012-11-06 Kabushiki Kaisha Toshiba Ultrasonic doppler diagnostic apparatus and measuring method of diagnostic parameter
EP1798573A3 (en) * 2005-12-16 2009-09-09 Medison Co., Ltd. Ultrasound diagnostic system and method for displaying doppler spectrum images of multiple sample volumes

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4416286A (en) * 1980-02-12 1983-11-22 Tokyo Shibaura Denki Kabushiki Kaisha Ultrasonic blood flow measuring apparatus
US4501277A (en) * 1981-11-12 1985-02-26 Tokyo Shibaura Denki Kabushiki Kaisha Selected beam marking system for rapid ultrasound measurements
US4961427A (en) * 1987-10-23 1990-10-09 Aloka Co., Ltd. Ultrasonic doppler diagnostic apparatus
US5433206A (en) * 1994-06-29 1995-07-18 Elscint, Ltd. System and a method for simultaneous, real time ultrasound imaging of biological tissue and measuring of blood flow velocity
EP0842638A2 (en) * 1996-11-08 1998-05-20 ATL Ultrasound, Inc. Ultrasonic diagnostic imaging system with real time volume flow calculation
US6524249B2 (en) * 1998-11-11 2003-02-25 Spentech, Inc. Doppler ultrasound method and apparatus for monitoring blood flow and detecting emboli
US6423006B1 (en) * 2000-01-21 2002-07-23 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Method and apparatus for automatic vessel tracking in ultrasound systems

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
JP特开2005-102718A 2005.04.21

Also Published As

Publication number Publication date
US8597191B2 (en) 2013-12-03
US20090149759A1 (en) 2009-06-11
JP2009136446A (ja) 2009-06-25
JP5100343B2 (ja) 2012-12-19
CN101449984A (zh) 2009-06-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN101449984B (zh) 超声波图像取得装置
US11944497B2 (en) Ultrasonic blood flow imaging display method and ultrasonic imaging system
US11963819B2 (en) Method and system for ultrasonic fluid spectral doppler imaging
US11890141B2 (en) Method and system for graphically representing blood flow velocity parameters
JP4920302B2 (ja) 超音波診断装置及び超音波計測方法
US8343052B2 (en) Ultrasonograph, medical image processing device, and medical image processing program
JP5788229B2 (ja) 超音波診断装置
CN101623204B (zh) 超声波诊断装置
EP1609421A1 (en) Methods and apparatus for defining a protocol for ultrasound machine
CN108283505A (zh) 超声波诊断装置、图像处理装置及图像处理方法
US20060004291A1 (en) Methods and apparatus for visualization of quantitative data on a model
US5419332A (en) Mapping of flow parameters
JP2007518512A (ja) 心筋灌流を表示するための画像分割
JPH11327A (ja) 超音波診断装置
EP2614777B1 (en) Method and apparatus for providing multi spectral doppler images
JP2011115457A (ja) 超音波診断装置及び輝度変化曲線表示用制御プログラム
US20070073152A1 (en) Systems and methods for acquiring images simultaneously
JP2005143733A (ja) 超音波診断装置、３次元画像データ表示装置及び３次元画像データ表示方法
Jensen et al. SA-VFI: the IEEE IUS challenge on synthetic aperture vector flow imaging
EP3875036A1 (en) Ultrasonic imaging apparatus and method of controlling the same
JPH10328179A (ja) 超音波診断装置
JP5443781B2 (ja) 超音波診断装置
JP2001061839A (ja) 超音波診断装置及び超音波画像処理装置
JP3534667B2 (ja) 超音波計測装置
CN111093519B (zh) 超声图像处理

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
C41 Transfer of patent application or patent right or utility model
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20160802

Address after: Japan Tochigi

Patentee after: Toshiba Medical System Co., Ltd.

Address before: Tokyo, Japan, Japan

Patentee before: Toshiba Corp

Patentee before: Toshiba Medical System Co., Ltd.

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20110202

Termination date: 20161205

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee