CN103957812A - 血流可视化诊断装置 - Google Patents

Abstract

课题在于，提供一种血流可视化诊断装置，能够使得与实际的患者中测定的血流的能量效率有关的量可视化并显示，从而提高实用性。解决手段在于，血流可视化诊断装置取得在体内的血管中流动的血流的流速信息，基于该取得的流速信息，通过不直接包含血管内的血液压力的运算式，对血管内的关注区域内的多个代表点处的血流的能量损失进行运算。并且，生成表示通过该运算得到的多个代表点处的能量损失的大小的图像。

Description

血流可视化诊断装置

技术领域

本发明涉及使得与在体内的血管内流动的血流相关的信息可视化的血流可视化诊断装置。

背景技术

作为使得在体内的血管中流动的血流可视化的技术，已知使用计算机模拟的方法、使用超声波诊断装置的方法、使用MRI(Magnetic ResonanceImaging，磁共振成像)的方法等。

其中使用计算机模拟的方法中，能够得到与血流相关的各种信息，但一般不是现实计测的患者的血管，不能用于诊断。此外，使用超声波诊断装置或MRI的方法中，能够检测患者的实际的状况，得到血管内的血液的流速的信息。但是，仅得到血流速而可视化，虽然能够知道血流的状况，但不一定能得到诊断上所需的信息。

例如，在手术等中安装的人工瓣膜的动作状态或在血管中出现的肿瘤的状态等，仅通过血流速的信息不能掌握,而需要血流的能量效率的观点。

在专利文献1中，公开了根据通过超声波信号实际测定的血管形状和血流信息，进行计算机模拟，对血流或血压的分布进行运算并显示的技术。

先行技术文献

专利文献

专利文献1：特许第4269623号公报

发明的概要

发明要解决的课题

这样在以往的技术中，存在不一定能够得到实际的患者的诊断所需的图像，从而缺乏实用性的问题。

发明内容

本发明是鉴于上述实际情况而完成的，其目的之一在于，提供能够使得与实际的患者中测定的血流的能量效率有关的量可视化并显示，从而提高实用性的血流可视化诊断装置。

用于解决课题的手段

解决上述以往例的问题的本发明是一种血流可视化诊断装置,包含：取得单元，取得在体内的血管中流动的血流的流速信息；运算单元，基于取得的所述流速信息，通过不直接包含血管内的血液压力的运算式，对血管内的关注区域内的多个代表点处的血流的能量损失进行运算；以及图像生成单元，生成表示通过所述运算得到的所述多个代表点处的能量损失的大小的图像。

发明效果

根据本发明，能够提高对诊断的实用性。

附图说明

图1是表示本发明的实施方式所涉及的血流可视化诊断装置的结构例以及连接例的框图。

图2是表示本发明的实施方式所涉及的血流可视化诊断装置所接受的血流的流速信息的例子的说明图。

图3是表示本发明的实施方式所涉及的血流可视化诊断装置的例子的功能框图。

图4是用于说明本发明的实施方式所涉及的血流可视化诊断装置中的运算内容的概略说明图。

图5是表示成为本发明的实施方式所涉及的血流可视化诊断装置的诊断对象的血管的例子的说明图。

图6是表示与本发明的实施方式所涉及的血流可视化诊断装置连接的检测装置测定流速的坐标系的例子的说明图。

图7是表示本发明的实施方式所涉及的血流可视化诊断装置的动作例的流程图。

具体实施方式

参照附图说明本发明的实施方式。如图1所例示，本发明的实施方式所涉及的血流可视化诊断装置1与用于检测在体内的血管中流动的血流的流速信息的检测装置2连接。此外该血流可视化诊断装置1包含控制部11、存储部12、操作部13、显示部14以及输入接口15而构成。

控制部11是CPU等程序控制设备，按照存储部12中存储的程序而动作。在本实施方式中，该控制部11从检测装置2取得在体内的血管中流动的血流的流速信息，基于该取得的流速信息，通过不直接包含血管内的血液压力的运算式，对血管内的关注区域内的多个代表点处的血流的能量损失进行运算。并且控制部11生成表示该运算出的多个代表点处的能量损失的大小的图像，并进行显示输出。关于该控制部11的具体的动作，之后详细叙述。

存储部12包含存储器设备或盘设备而构成。该存储部12保持由控制部11执行的程序。该程序在DVD－ROM(Digital Versatile Disc Read OnlyMemory，数字多功能光盘只读存储器)等计算机可读的记录介质中存储而被提供，并被复制至该存储部12。此外，该存储部12还作为控制部11的工作存储器而动作。

操作部13是鼠标或键盘等，接受来自用户的指示的输入，将表示该指示的内容的信息输出至控制部11。显示部14是液晶显示器等显示设备，按照从控制部11输入的指示，对信息进行显示输出。输入接口15从检测装置2接受与血流的流速相关的信息，并输出至控制部11。

检测装置2是例如超声波诊断装置，从体表侧向体内的血管放射超声波信号，接收从体内反射的超声波信号。具体而言，在超声波诊断装置中，探测器(探头)一边扫描预定的范围(关注区域)内一边将频率f0的超声波信号向各方向放射。向某方向放射的超声波信号从该探测器被该方向上的血管内的红血球反射而返回探测器，但由于产生与红血球的移动速度相应的多普勒偏移，其频率从f0偏差为f0+fd。

能够根据该fd(多普勒偏移频率)检测红血球的移动速度、即血流的流速。另外，通过一边二维扫描一边放射超声波信号，从而得到二维面内的各方向上的血流的流速的信息(图2)。由于该方法作为例如彩色多普勒法(CDI)等而被广泛公知，所以省略在此的详细的说明。

检测装置2除此之外也可以是例如MRI。通常的MRI根据信号强度描绘出血管等(幅度(Magnitude)图像)，与此相对，MRI相位图像表示根据倾斜磁场的方向而与血流速成比例的信息，关于空间上的任意的点的血流速度能够检测方向和其速度的大小。对各方向的倾斜磁场的相位图像的系列进行重合，并在强度图像的血管形状上进一步重合，从而还能够使得血管内的血流的分布以矢量可视化。该方法作为相位速度映射(phase velocitymapping)而被广泛公知，省略在此的详细的说明。

接着说明本实施方式中的控制部11的动作。如图3所例示，本实施方式的控制部11功能性地包含信息取得部21、运算部22、图像生成部23、以及显示控制部24而构成。在此，信息取得部21接受检测装置2所输出的血流的流速信息。如已经例示那样，该信息是二维面内的各方向(以坐标x1、x2表示的各位置)处的血流的流速的信息。在此，流速的信息分别作为3维的各坐标轴方向的分量而以矢量(u1,u2,u3)表示。

运算部22参照接受到的血流的信息，将得到流速的信息的二维面内的各位置分别作为代表点，基于各代表点的血流的流速的信息，使用不直接包含血管内的血液压力的运算式：

[数式1]

$\mathrm{\ΔE}=\underset{i,j}{\mathrm{\Σ}}\∫\frac{1}{2}\mathrm{\η}{(\frac{{\∂u}_i}{\∂x_j}+\frac{{\∂u}_j}{{\∂x}_i})}^2\mathrm{dV}---\left(1\right)$

对该多个代表点处的血流的能量损失ΔE进行运算。另外，η表示粘性。

该(1)式必须对规定的体积范围(V)进行积分，但在对各代表点处的血流的能量损失ΔE进行运算的情况下，作为被积分函数对大致一定的局部的体积进行积分的函数，也可以将被积分函数本身设为表示能量损失ΔE的函数而处理。即，该运算部22对(1)式的被积分函数(将微分以差分置换而运算即可)进行运算，输出其值。关于该运算式表示能量损失的情况之后进行说明。

图像生成部23基于运算部22所得到的二维面内的各代表点的血流的能量损失ΔE，决定二维面内的对应的像素的像素值。例如以能量损失ΔE越接近0则为蓝色，随着变大而变为绿色、黄色、橙色、红色的方式决定像素值。另外，也可以基于能量损失ΔE的对数即logΔE而不是其本身而决定像素值。

由此，图像生成部23生成与作为检测装置2的超声波诊断装置所生成的二维的图像对应的、表示能量损失的分布的图像。显示控制部24将图像生成部23所生成的图像输出至显示部14并使之显示。

在此，关于通过运算部22所使用的(1)式能够运算能量损失进行说明。血流是非压缩性的粘性流体，根据被广泛公知的流体力学的理论，纳维叶-斯托克斯(Navier-Stokes)方程式成立。

[数式2]

$\▿\·u=0---\left(2\right)$

[数式3]

$\mathrm{\ρ}\frac{\∂u}{\∂t}=-\mathrm{\ρ}(u\·\▿)u-\▿P+\mathrm{\η}{\▿}^{2}u---\left(3\right)$

在该(3)式中外力设为0。此外P表示静水压，ρ表示密度，η表示粘性，t表示时刻。此外，如已经叙述那样，速度u是具有3维的各坐标轴方向的分量的矢量(u1,u2,u3)。另外，在血液中，密度ρ大致为1060kg/m³，粘性η为3.0至5.0kg/m/s。

该(3)式(Navier-Stokes式)关于流体的能量不直接表示。流体的能量由于流体具有的粘性所引起的散逸而减少。将内部能量设为e，该流体的能量能够以下面的(4)式表示。

[数式4]

$\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}{\left|\right|u|}^2+e=\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}{\left|u\right|}^2+\frac{\mathrm{TS}}{V}+P---\left(4\right)$

在此，T为温度，S为熵，V为体积，P为压力，根据这些能够表示如(4)式的内部能量是基于热力学的基本法则。进而对该(4)式进行微分，从而得到：

[数式5]

$d(\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}{\left|u\right|}^2+e)=d\left(\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}{\left|u\right|}^2\right)+\frac{\mathrm{TdS}-\mathrm{PdV}}{V}---\left(5\right)$

关于人体内的血流，由于能够合理地假设为绝热且非压缩性的流动，

所以成为dS＝0、dV＝0，从而，能够将(5)式简单地表示为：

[数式6]

$d\left(\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}{\left|u\right|}^2\right)---\left(6\right)$

某体积内的能量E的时间变化从而成为：

[数式7]

$\frac{\∂}{\∂t}E=\frac{\∂}{\∂t}(\∫\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}{\left|u\right|}^2\mathrm{dV})---\left(7\right)$

然而根据(3)式，能够设为：

[数式8]

$\begin{array}{c}\frac{\∂}{\∂t}\left(\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}{\left|u\right|}^2\right)=-\mathrm{\ρu}(u\·\▿)u-u\▿P+u_i\frac{{\∂\mathrm{\σ}}_{i,j}}{{\∂x}_j}\\ =-(u\·\▿)(\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}{\left|u\right|}^2+P)+\▿\·(u_i\·{\mathrm{\σ}}_{i,j})-{\mathrm{\σ}}_{i,j}\frac{{\∂u}_i}{{\∂x}_j}\end{array}---\left(8\right)$

在此进而使用(2)式，得到：

[数式9]

$\frac{\∂}{\∂t}\left(\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}{\left|u\right|}^2\right)=-\▿\·(\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}{\left|u\right|}^2+P-u_i\·{\mathrm{\σ}}_{i,j})-{\mathrm{\σ}}_{i,j}\frac{{\∂u}_i}{{\∂x}_j}---\left(9\right)$

其中，

[数式10]

${\mathrm{\σ}}_{i,j}=\mathrm{\η}(\frac{{\∂u}_i}{{\∂x}_j}+\frac{{\∂u}_j}{{\∂x}_i})---\left(10\right)$

若对其以血管等关注区域整体的体积进行积分，则通过高斯定理和(2)式的连续式，得到：

[数式11]

$\begin{array}{c}\frac{\∂}{\∂t}(\∫\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}{\left|u\right|}^2\mathrm{dV})=-\∫(\mathrm{\ρ}{\left|u\right|}^2+P)u\·\mathrm{ndA}+\∫({\mathrm{\σ}}_{i,j}\·u)\·\mathrm{ndA}\\ {\mathrm{\Σ}}_{i,j}\∫\frac{1}{2}\mathrm{\η}{(\frac{{\∂u}_i}{\∂x_j}+\frac{{\∂u}_j}{{\∂x}_i})}^2\mathrm{dV}\end{array}---\left(11\right)$

在此，n为垂直于关注区域的表面的法线矢量，A意味着关注区域的表面面积。即右侧第1、第2项的积分为面积分。

如图4所示，合理地假设为：血流中血管壁上流速为0，在关注区域(V)的血流的流入路以及流出路(图4的A1、A2)中，在生理学的血管中例如末梢血管等中口径为一定且直线化的部分可得到充分的层流，此时速度u相对于该流入面垂直地相交，在这些面上能够合理地假设为

在该假设下，由于(11)式的右边第2项成为0，所以(11)式最后能够简化为

[数式12]

$\frac{\∂}{\∂t}(\∫\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}{\left|u\right|}^2\mathrm{dV})=-\∫(\mathrm{\ρ}{\left|u\right|}^2+P)u\·\mathrm{ndA}+\underset{i,j}{\mathrm{\Σ}}\∫\frac{1}{2}\mathrm{\η}{(\frac{\∂u_j}{{\∂x}_j}+\frac{\∂u_j}{\∂x_j})}^2\mathrm{dV}---\left(12\right)$

进而，由于血流被心脏的周期T的脉动而影响，所以能够应用周期边界条件：

[数式13]

$\∫\mathrm{dt}(\∫\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}{\left|u\right|}^2\mathrm{dV})={(\∫\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}{\left|u\right|}^2\mathrm{dV})}_{t=T}-{(\∫\frac{1}{2}{\mathrm{\ρ}\left|u\right|}^2\mathrm{dV})}_{t=0}=0---\left(13\right)$

根据(12)、(13)式，得到：

[数式14]

$\∫\mathrm{dt}\∫(\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}{\left|u\right|}^2+P)u\·\mathrm{ndA}=\∫\mathrm{dt}\underset{i,j}{\mathrm{\Σ}}\∫\frac{1}{2}\mathrm{\η}{(\frac{{\∂u}_i}{\∂x_j}+\frac{{\∂u}_j}{{\∂x}_i})}^2\mathrm{dV}---\left(14\right)$

根据该(14)式理解到：在与血流相关的合理的假设之下，示出流体的能量(左边)变得与右边的式相等，血流的能量变化量ΔE、即能量损失ΔE以(1)式表示。

根据该(14)式进一步理解到下述情况。该(14)式的左边进而能够以血流的流入路和流出路中的面积A的被积分函数的值的和而表示。也就是说，知道流入路中的压力P和流出路中的压力P的差影响于能量损失ΔE。现在，考虑具体而言图5(a)至(g)的血管形状。图5(a)为健康的血管形状的例子。若在分支为Y字状的血管中，血液从V字部的各血管流入，则在图5(a)中在合流点上血流平稳地前进，其结果，流入路侧的压力P和流出路中的压力P成为大致相同。从而，能量损失变得比较小。

然而，若如图5(b)所示那样在来自一方的血管的合流部处产生了狭窄，则由于流入路侧的压力P上升，但流出路中的压力P减少，所以能量损失变大。此外如图5(c)所示，若合流部中出现肿瘤，则由于该肿瘤中产生血液的涡流而流入路侧的压力P减少，所以作为结果能量损失变大。局部观看此情况也相同，发生了狭窄或肿瘤的位置上的能量损失变大。

此外图5(d)表示瓣膜能够打开的健康的血管。在此，(14)式的右侧所示的相当于与部位相应的速度变化的项的值成为比较接近0的值(无论在何处流速都基本不变)。从而，能量损失成为比较小的值。

另一方面，图5(f)表示瓣膜的打开变小，血管变得狭窄的状态(发生了血管的狭窄的状态)。在此，血流从狭窄的开口部强力喷出(jet flow)。从而该部位上的速度变化变大，该瓣膜的部位处的能量损失成为比较大的值。

进而图5(g)表示瓣膜不闭合，产生了血流局部地逆流的现象的状态。在此，由于相对于整体的流动产生对流，所以表现出速度变化，该部分的能量损失成为比较大的值。

像这样，知道通过观测能量损失ΔE而不是血流的流速本身，能够简便地确定由于血管形状或瓣膜的异常等所引起的异常的血流发生的部位。即，理解到在能量损失大的部位为了使血流接近正常而对脏器的负担加重，对患者的说明也变得容易，此外，医生也能够容易地确定有异常的血流的部位。

另外，在至此的说明中，设为检测装置2为超声波诊断装置而进行说明，但本实施方式不限于此。即，这是因为：若得到关注区域内的各部的血流的流速的信息，就能够进行(1)式的运算而运算各部的能量损失。具体而言，检测装置2也可以是MRI(Magnetic Resonance Imager，磁共振成像仪)。

此外，作为检测装置2，在使用如超声波诊断装置那样从探测器二维地扫描具有范围的区域的装置的情况下，这些检测装置2中实际得到的血流的流速信息如图6所例示，通过将连接探测器和观测对象的红血球B的线段设为径向的极坐标(将超声波信号的接收位置设为原点的极坐标；r，θ，φ)而表示。

也就是说，信息取得部21接受的、检测装置2所输出的血流的流速信息是二维面内的各方向(以坐标x1、x2而表示的各位置)上的血流的流速的信息，但流速的信息本身与扫描的面的坐标无关，是其分量(u1,u2,u3)以极坐标系表示的值。

因此，运算部22对不直接包含血管内的血液压力的运算式即(1)式以极坐标系运算。由于关于这样进行坐标变换的方法被广泛公知，所以省略在此的详细的说明。即运算部22将得到流速的信息的二维面内的各位置(以笛卡尔正交坐标系表示的位置)上的点分别作为代表点，基于各代表点处的、以极坐标表示的血流的流速的信息，使用极坐标系中的(1)式，对该多个代表点处的血流的能量损失ΔE(标量)进行运算。

图像生成部23基于由运算部22得到的二维面内的各代表点的血流的能量损失ΔE，决定二维面内的对应的像素的像素值。由此，图像生成部23将运算出的、表示多个代表点处的能量损失的大小的图像变换到笛卡尔正交坐标系而生成。显示控制部24将图像生成部23生成的图像输出至显示部14并使之显示。

此外，设为在检测装置2为其他装置的情况下，也设为该装置使用变换到表示在各代表点检测的血流的流速的速度矢量的坐标系的(1)式。对能量损失ΔE进行运算。

另外，在使用MRI的相位速度映射(phase velocity mapping)得到血流的流速信息的情况下，还根据相位图像的方向，有时成为正交坐标系。此时使用正交坐标系中的(1)式而对能量损失ΔE进行运算。

本实施方式具备以上的结构，如下进行动作。血流可视化诊断装置1如图7所示，接受检测装置2输出的血流的流速信息(S1)。该流速信息是将二维的面(X、Y坐标系)内的各点Q_i(坐标(X_i、Y_i))，(i＝1、2，……N)处的流速的矢量值建立关联而得到的信息。

并且，血流可视化诊断装置1参照该接受的血流的信息，分别将得到流速的信息的二维面内的各位置Q_i作为代表点，基于各代表点Q_i的血流的流速的信息，使用不直接包含血管内的血液压力的(1)式，对该多个代表点处的血流的能量损失ΔE(Q_i)进行运算(S2)。在此，如已经叙述那样，设为对(1)式的被积分函数(将微分以差分置换而运算即可)进行运算，输出该值。

血流可视化诊断装置1基于处理S2所得到的二维面内的各代表点Q_i的血流的能量损失ΔE(Q_i)的对数，决定二维面内的对应的像素(Q_i的坐标(X_i、Y_i)上的像素)的像素值(S3)。例如以能量损失ΔE的对数logΔE越小则为蓝色，随着变大而变换为绿色、黄色、橙色、红色的方式决定像素值。并且，血流可视化诊断装置1对该生成的图像进行输出显示(S4)。

根据本实施方式，由于对与血流的异常直接相关的、血管内的各部的血流的能量损失的大小进行运算并显示，所以能够得到实际的患者的诊断所需的图像，能够提高实用性。

附图标记说明:

1 血流可视化诊断装置，2 检测装置，11 控制部，12 存储部，13 操作部，14 显示部，15 输入接口，21 信息取得部，22 运算部，23 图像生成部，24 显示控制部。

Claims (3)

1.一种血流可视化诊断装置，包括：

取得单元，取得在体内的血管中流动的血流的流速信息；

运算单元，基于所述取得的流速信息，通过不直接包含血管内的血液压力的运算式，对血管内的关注区域内的多个代表点处的血流的能量损失进行运算；以及

图像生成单元，生成表示所述运算出的所述多个代表点处的能量损失的大小的图像。

2.如权利要求1所述的血流可视化诊断装置，

所述取得单元从用于从体表侧检测在体内的血管中流动的血流的流速信息的检测器，取得该检测到的血流信息，

所述运算单元使用通过下述坐标系记述的所述运算式，对血管内的关注区域内的多个代表点处的血流的能量损失进行运算，上述坐标系是由与所述检测器的关系决定的坐标系，

所述图像生成单元将表示所述运算出的所述多个代表点处的能量损失的大小的图像变换到笛卡尔正交坐标系来生成。

3.如权利要求2所述的血流可视化诊断装置，

所述检测器是超声波检测器，该超声波检测器从体表侧向体内的血管放射超声波信号，接收从体内反射的超声波信号，通过该接收到的超声波信号来检测血流的流速信息，

由与所述检测器的关系决定的坐标系，是将超声波检测器的超声波信号的接收位置设为原点的极坐标。