JP2002191600A - 超音波診断装置、医用画像処理装置、および医用画像作成方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】装置に付加的な機構の必要なしに３次元血流像
を得て、３次元血流像の観察方向の如何に関わらず、ソ
フトウェア的な処理のみで血管走行方向に対する血流方
向を短時間で推測でき、検査に要する時間を減少させ
る。 【解決手段】超音波診断装置は、被検体の血流ベクトル
情報を含む複数枚の２次元超音波画像を収集する超音波
プローブ１と、これで得られた複数枚の２次元超音波画
像から血流ベクトル情報を含む３次元血流像を生成し、
その３次元血流像からその血流領域の接線方向に対する
血流接線ベクトル情報を求める画像処理装置４と、３次
元血流像及び血流接線ベクトル情報を表示する表示装置
５と、を備える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、医療画像の分野で
超音波を利用して被検体の体内組織等に関する画像情報
を収集しその画像を立体的に表示する超音波診断装置、
医用画像処理装置、および医用画像作成方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年、コンピュータ技術の発展に伴い、
超音波診断装置で得られた断層像やドップラー情報から
３次元像を得る技術が可能となっている。この技術は、
診断したい部位のマルチスライス像を得てプローブの走
査角度や距離情報に基づいた補間処理にて３次元像を作
成するものである。これにより、１回の超音波スキャン
走査で、様々な位置や角度から診断部位の観察が可能と
なった。

【０００３】このように得られる３次元像は、自由に回
転や移動などの操作ができるのに対し、超音波ドップラ
ー法で得られる血流の速度と方向は、観察している位置
や方向に関係なく常に超音波ビーム方向に対する情報で
あるため、観察者は今自分が見ている方向に対して血流
がどの方向に流れているかを把握しにくいといった問題
があった。

【０００４】現在、血流速度情報を求めるため、次のよ
うな間接的な方法が考案されている。

【０００５】第１の方法は、１個の送波用トランスデュ
ーサの両側に各１個の受波用トランスデューサを配した
プローブを用い、１つの血流から方向の異なる２本の超
音波送受信ビームについてドップラーシフト周波数を測
定し、これを利用して真の血流速度を計算で求める方法
である（「医用電子と生体工学」第１６巻第４号 ｐｐ
２６４〜２６８ 昭和５３年８月発行）。

【０００６】第２の方法は、３個のトランスデューサを
所定角度で配置しておき、その内の１個のトランスデュ
ーサから超音波ビームを照射し、超音波エコー信号を３
個のトランスデューサで受信し、これで得られるドップ
ラー周波数と各トランスデューサ間の角度から真の血流
速度を計算で求める方法である（「日本超音波医学会講
演論文集」第４０号 ｐｐ３９５〜３９６ 昭和５７年
５月発行）。

【０００７】第３の方法は、超音波パルスドップラー法
により求めた血流速度の測定値を基にして、流体力学に
おける流れ関数を用いて真の血流速度と血流方向すなわ
ち血流速度ベクトルを推定する方法である（「日本超音
波医学会講演論文集」第５３号 ｐｐ２５５〜２５６
昭和６３年１１月発行）。

【０００８】第４の方法は、わずかに方向が異なる２本
の超音波ビームでわずかに位置が異なる血流速度をそれ
ぞれ測定し、わずかに異なる位置では真の血流速度と血
流方向が変化しないと仮定して血流速度ベクトルの接線
成分を算出し、この接線成分と血流速度の測定値から血
流速度ベクトルを求める方法である（「日本超音波医学
会講演論文集」第５３号 ｐｐ２５３〜２５４ 昭和６
３年１１月発行）。

【０００９】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た第１〜第４の方法では、次の１）〜４）の問題があっ
た。

【００１０】１）第１の方法では、超音波ビームによる
走査を行えないため、異なる位置のマルチスライス像が
得られず、結果として３次元像を得ることが不可能であ
る。また、真の血流速度を得ることはできるが、血流方
向を得ることができないといった問題もあった。

【００１１】２）第２の方法でも、第１の方法と全く同
様の問題があった。

【００１２】３）第３の方法では、膨大な計算が必要な
ため、実用処理に適さないといった問題があった。

【００１３】４）第４の方法では、わずかに位置が異な
る２方向に超音波ビームを交互に送信するといった特殊
な機構が必要である。また、上述した「わずかに異なる
位置では真の血流速度と血流方向が変化しない」という
仮定が成立しない生体の部分、例えば心臓に対しては適
用できないといった問題があった。

【００１４】本発明は、このような従来の事情を背景に
してなされたものであり、装置に付加的な機構の必要な
しに３次元血流像を得て、３次元血流像の観察方向の如
何に関わらず、ソフトウェア的な処理のみで血管走行方
向に対する血流方向を短時間で推測でき、検査に要する
時間を減少させることのできる超音波診断装置を提供す
ることを、目的とする。

【００１５】

【課題を解決するための手段】本発明に係る超音波診断
装置は、血流ベクトル情報を含む複数枚の２次元超音波
画像を収集する手段と、前記複数枚の２次元超音波画像
から前記血流ベクトル情報を含む３次元血流像を生成す
る手段と、前記３次元血流像からその血流領域の接線方
向に対する血流接線ベクトル情報を求める手段と、前記
３次元血流像を表示する手段と、前記血流接線ベクトル
情報を表示する手段と、を備えたこと特徴とする。

【００１６】本発明は、前記３次元血流像に前記血流接
線ベクトル情報を重畳して表示する手段をさらに備える
ことが可能である。

【００１７】前記複数枚の２次元超音波画像を収集する
手段は、１次元プローブのフリーハンドスキャンにより
２次元超音波画像を収集する手段を備えることが可能で
ある。

【００１８】前記３次元血流像を生成する手段は、２次
元アレイプローブを用いて前記血流ベクトル情報を含む
前記３次元血流像を収集し生成する手段を備えることが
可能である。

【００１９】本発明に係る医用画像処理装置は、被検体
の超音波診断で得られた複数枚の２次元超音波画像から
血流ベクトル情報を含む３次元血流像を表示可能に生成
する手段と、前記３次元血流像からその血流領域の接線
方向に対する血流接線ベクトル情報を表示可能に求める
手段と、を備えたことを特徴とする。

【００２０】本発明に係る医用画像表示方法は、被検体
の超音波診断で得られた複数枚の２次元超音波画像から
血流ベクトル情報を含む３次元血流像を表示可能に生成
するステップと、前記３次元血流像からその血流領域の
接線方向に対する血流接線ベクトル情報を表示可能に求
めるステップと、を備えたことを特徴とする。

【００２１】前記血流接線ベクトル情報を求めるステッ
プは、前記３次元血流像を２値化するステップと、これ
で２値化された３次元血流像に対しその血流領域境界部
の法線ベクトルを演算するステップと、これで演算され
た血流領域境界部の法線ベクトルと前記３次元血流像で
求まる血流ベクトルとを用いて前記血流領域の接線方向
に対する血流接線ベクトルを求めるステップと、を備え
ることが可能である。

【００２２】この場合において、前記血流接線ベクトル
を求めるステップは、前記血流領域境界部の法線ベクト
ルをｎ（ｉ，ｊ，ｋ）とし、前記血流ベクトルをｐ
（ｉ，ｊ，ｋ）とし、前記血流接線ベクトルをｔ（ｉ，
ｊ，ｋ）としたとき、前記血流接線ベクトルｔ（ｉ，
ｊ，ｋ）を、

【数２】 の式で求めるものであることが可能である。なお、本明
細書ではベクトルを示す表記として記号等の上側に付け
る矢印（→）を必要に応じ省略する。

【００２３】

【発明の実施の形態】以下、本発明に係る超音波診断装
置の実施の形態を図１〜図８に基づいて具体的に説明す
る。

【００２４】図１は、本例の超音波診断装置の全体構成
の概要を説明するものである。この図１に示す超音波診
断装置は、本例では既存の医用超音波診断装置を適用し
たもので、被検体ＰＳの血管等の検査部位に対し超音波
をスキャン可能な超音波プローブ部１と、このプローブ
部１が接続される装置本体ＡＢと、を備える。

【００２５】超音波プローブ部１は、本例では例えば１
次元プローブが適用され、図４（後述）に示すように、
医師等の操作者が保持可能な所定形状の柄部１ａと、こ
の柄部１ａの先端部に設けられ、被検体ＰＳに対し超音
波ビームとして送受信される超音波信号と電気信号とを
相互に変換可能な複数の超音波振動子をアレイ状に配列
してなる振動子アレイ部１ｂと、で構成される。このプ
ローブ部１には、その超音波ビームの２次元走査面に相
当する各スライスの位置及びその角度を検出可能なセン
サとしてのプローブ位置検出装置７が一体又は別体に搭
載される。

【００２６】装置本体ＡＢには、超音波プローブ部１に
接続される超音波信号処理回路２と、その信号出力側に
接続される画像収集保存部３と、その画像出力側に接続
される画像処理部４及び表示装置５と、画像処理部４に
対しボリュームデータとしたい関心領域等を設定するた
めの入力装置６と、がそれぞれ一体に内蔵又は別体の装
置として搭載される。

【００２７】この内、画像処理部４は、例えばマイクロ
コンピュータを搭載し、ＣＰＵ１００、ＲＡＭ１０１、
プログラム等の記録媒体（ＲＯＭ、ハードディスク等）
１０２、入力Ｉ／Ｆ（各種入力インターフェース）１０
３、出力Ｉ／Ｆ（各種出力インターフェース）１０４等
のコンピュータ・アーキテクチャに基づく各種要素を備
える。記録媒体１０２には、超音波像に関する既知の画
像処理アルゴリズム１１０のほか、本発明の実施例の要
部を成す３次元血流像用アルゴリズム１１１に基づくプ
ログラムが実装されている。

【００２８】ここで、本例の全体動作を説明する。

【００２９】まず、超音波診断装置が起動され、通常の
シーケンスで被検体ＰＳの対象部位（血流領域）に対し
Ｂモード及び超音波ドップラー法による超音波スキャン
が行われたとする。この超音波スキャンに際し、３次元
像取得のため、操作者が超音波プローブ部１の柄部１ａ
を保持したまま手動で又は機械的に煽るように揺り動か
してその振動子アレイ部１ｂからの超音波ビームの２次
元走査面のスライス位置が少しずつ移動させられる。こ
の動きにより、被検体ＰＳの血流情報を含むＢモード画
像データが、いわゆるマルチスライスで収集され、超音
波信号処理回路２を介して画像収集保存部３にて収集、
保存される。このＢモード画像データは、表示装置５上
で表示される一方、必要に応じて画像処理部４に供給さ
れる。

【００３０】次いで、画像処理部４にて、そのＣＰＵ１
００の画像処理アルゴリズム１００に基づくプログラム
実行により、設定された関心領域を処理対象範囲とし
て、画像収集保存部３にて保存されているマルチスライ
スのＢモード画像データに対し３次元的な補間処理がか
けられ、３次元血流像が生成される。

【００３１】この３次元血流像生成に際し、ボリューム
データとして関心領域が表示装置５上で表示されるＢモ
ード画像上で操作者により設定され、その設定された関
心領域の情報が入力装置６を介して画像処理部４に入力
される。また、３次元血流像を生成するために必要な各
スライスの位置や角度の情報は、マルチスライスの超音
波スキャンが行われる間、プローブ位置検出装置７にて
プローブ部１の位置及び角度として計測され、画像処理
部４に供給される。

【００３２】これにより、画像処理部４では、画像収集
保存部３からの収集したマルチスライス像に対し、プロ
ーブ位置検出装置７からの各スライスの位置及び角度の
情報に従ってプローブ部１に対する血流の方向と速度又
はパワー値（血流ベクトル情報）の補間処理を行い、３
次元血流像を生成する。なお、プローブ部１として３次
元アレイプローブを用いてスキャンする場合は、直接的
に３次元血流像が得られるため、各スライスの補間処理
は必要でない。

【００３３】ここで、血流情報は、プローブ部１に対す
る血流の方向と速度又はパワー値の血流ベクトル情報を
含むドップラー情報であるため、こういった血流情報を
含むＢモード画像データは、血流の速度やパワー値に応
じてカラーマップが割り当てたカラー画像となってい
る。この場合のカラー画像は、例えばＲＧＢ値がそれぞ
れ８ビットの輝度で構成される合計２４ビットのピクセ
ルで構成された画像で、３次元血流像生成の際、全ての
スライスに対し例えば「０〜２５５」の８ビットの値に
変換され、血流情報のない部分は「０」となっている。
これは、画像処理部４にて元々の血流の速度やパワー値
を直接得たり、カラーマップを割り当てる手順と逆の手
順で２４ビットのカラー画像から求めたりすることも可
能である。

【００３４】上記のように得られた超音波の３次元血流
像は、血流ベクトル情報を持つ３次元像の最小単位であ
るボクセルで構成され、各ボクセルの値を反映した投影
画像が表示装置５上に表示される。

【００３５】ここでの３次元血流像は、被検体ＰＳの血
流情報を元に構成されるため、一般的に血管のような領
域が形成される。その場合、血流情報は円柱状の領域が
蛇行したような形状に形成されるため、その血流情報に
着目すると、３次元血流像の血流情報の絶対的な方向が
分からなくても、血管の走行方向に対しどちらの方向に
血流が流れているかが分かれば、血流方向が推測できる
ことになる。この点が本発明の着目点である。

【００３６】以下、上記の観点から血管の走行方向に対
する血流方向の推測する方法を図２〜図８に基づいて説
明する。

【００３７】図２において、まず、上記のように３次元
用超音波画像（Ｂモード画像データ）が収集され（ステ
ップＳ１）、被検体ＰＳの３次元画像が作成される（ス
テップＳ２）。すると、画像処理部４では、そのＣＰＵ
１００の３次元血流像用画像処理アルゴリズム１１１に
基づくプログラム実行により、次処理に移行する。

【００３８】この処理では、まず、図３に示すように、
３次元血流像に対しその血流情報がある領域を「１」、
それが無い領域を「０」とするような２値化が行われ、
血流情報の形状のみで構成された２値３次元像が作成さ
れる（ステップＳ３）。

【００３９】このような２値化処理は、グレーレベル・
グラジェント法の処理にてボクセルの値に左右されない
正確な血流領域境界部の形状を提供するために行われ
る。この場合、３次元血流像を生成する際に血流情報が
無い領域を「０」と設定しているため、「０」以外の値
を持つボクセルは全て「１」となり、「０」の値を持つ
ボクセルはそのまま「０」となる。この２値化処理に際
しては、３次元血流像データの誤差が大きく血流領域境
界部の凹凸が激しい場合には、２値化した３次元像の血
流領域境界部に対しスムージング処理を施すことも可能
である。

【００４０】次いで、画像処理部４にて、２値化した３
次元像の血流領域境界部の法線ベクトルが求められる
（ステップＳ４）。本例では、３次元画像表示に関する
画像処理手法で使用されているグレーレベル・グラジェ
ント法と同様の手法を用いて血流領域境界部の法線ベク
トルを演算する。

【００４１】この演算において、３次元像の血流領域境
界部の法線ベクトルをｎ（ｉ，ｊ，ｋ）とし、血流領域
境界部のボクセルの値をＶ（ｉ，ｊ，ｋ）とすると、法
線ベクトルをｎ（ｉ，ｊ，ｋ）は次の式で求められる。

【００４２】

【数３】 この式において、δｘ（ｉ，ｊ，ｋ）、δｙ（ｉ，ｊ，
ｋ）、δｚ（ｉ，ｊ，ｋ）は、

【数４】 であり、Ｗは各ボクセルに対する重みである。

【００４３】この演算において、血流領域境界部の法線
ベクトルは、全てのボクセルに対して求めたり、ある適
当な間隔、例えば３次元血流像のｘ軸方向、ｙ軸方向、
ｘ軸法方向にそれぞれ１０ボクセル毎に間引いて求めた
りすることが可能である。

【００４４】次いで、画像処理部４にて、上記で得られ
た３次元血流像における血流領域の法線ベクトルと、こ
れと同じ位置のボクセルの血流ベクトル情報とを用い
て、血流領域の接線方向に対する血流接線ベクトル情報
が求められる（ステップＳ５）。この演算例を図４及び
図５に基づいて説明する。

【００４５】図４及び図５において、血流ベクトルをｐ
（ｉ，ｊ，ｋ）、法線ベクトルをｎ（ｉ，ｊ，ｋ）、血
流接線ベクトルをｔ（ｉ，ｊ，ｋ）とする。

【００４６】ここで、血流接線ベクトルｔ（ｉ，ｊ，
ｋ）は、図３に示すように、血流領域３１における血流
領域境界部２１の対象ボクセルでの血流ベクトルｐ
（ｉ，ｊ，ｋ）とその法線ベクトルｎ（ｉ，ｊ，ｋ）と
で構成される仮想的な３次元平面において、法線ベクト
ルｎ（ｉ，ｊ，ｋ）に垂直で且つ対象ボクセルを通過す
る平面に対し、その平面上に血流ベクトルｐ（ｉ，ｊ，
ｋ）を射影したベクトルとなる。

【００４７】この点を踏まえ、血流接線ベクトルｔ
（ｉ，ｊ，ｋ）の求め方の一例を図４に基づいて説明す
る。

【００４８】図４において、血流ベクトルｐ（ｉ，ｊ，
ｋ）と法線ベクトルｎ（ｉ，ｊ，ｋ）とのなす角度をθ
とし、血流ベクトルｐ（ｉ，ｊ，ｋ）を法線ベクトルｎ
（ｉ，ｊ，ｋ）に射影したベクトルをｎｐ（ｉ，ｊ，
ｋ）とすると、血流接線ベクトルｔ（ｉ，ｊ，ｋ）は、

【数５】 となる。ここで、ベクトルｎｐ（ｉ，ｊ，ｋ）は、大き
さが｜ｐ（ｉ，ｊ，ｋ）｜ｃｏｓθ、方向がｎ（ｉ，
ｊ，ｋ）の単位ベクトルであるため、

【数６】 となる。ここで、ｐ（ｉ，ｊ，ｋ）とｎ（ｉ，ｊ，ｋ）
との内積を利用すると、

【数７】 であるため、ベクトルｎｐ（ｉ，ｊ，ｋ）は、

【数８】 で求まる。これを上述の［数５］式に代入すると、血流
接線ベクトルｔ（ｉ，ｊ，ｋ）は、

【数９】 で求まる。

【００４９】以上の計算を血流領域境界部２１を構成す
る各ボクセルについて繰り返し行うことにより、血流領
域境界部２１の全体の血流走行方向が求められる。

【００５０】次いで、上記で得られた血流接線ベクトル
情報は、例えば仮想的な３次元空間上で方向を一致させ
た３次元の矢印に置き換え、元の３次元血流像上に重畳
し、ボリューム・レンダリング等の投影法により表示装
置５上に表示される（ステップＳ６）。この表示例を図
６に示す。ここで、３次元矢印は、血流接線ベクトル情
報の大きさに対しその長さに比例するように構成する
と、より効果的である。

【００５１】上記のように取得られる血流接線ベクトル
は、結果として実際の血管に対する走行方向と血流ベク
トルの角度が考慮されたものとなり、血管内を流れる真
の血流の方向と速度やパワー値に近い情報となってい
る。

【００５２】従って、本例によれば、観察者はプローブ
位置を考慮することなく、３次元血流像をどの方向から
観察していても、血管走行方向に対する血流方向を推測
でき、これにより診断時間を大幅に短縮できるといった
効果を得ることができる。また、腫瘍などに流入する血
管と流出する血管との区別が容易となり、これにより、
疾患の診断能力をより向上させることも可能となる。

【００５３】なお、血管領域境界部で囲まれる血流情報
内部は、それぞれ対向する境界のベクトル同士、例えば
図６中の血管領域３１を挟んで互いに対向する血管領域
境界部２１の２つのベクトル４１ａと４１ｂとの間を補
間して求め、これを血流ベクトルとすることも可能であ
る。

【００５４】また、計算結果として得られるベクトル情
報が血管の走行方向に対して推測可能な範囲であれば、
血流接線ベクトルは上記の計算以外の方法で求めること
も可能である。また、法線ベクトルは、グレーレベル・
グラジェント法に限らず、デプス・グラジェント法はそ
の他の手法を用いて求めることも可能である。

【００５５】また、血流ベクトル情報の表示に関して
は、上記の矢印表示に限らず、例えば、血流情報が存在
する領域を、図５に示すように血流方向に沿って段階的
に色の濃度を変化させていく表示や、図６に示すように
血流方向に沿ってアニメーション的に色や濃度を変化さ
せていく表示でも適用可能である。或いは、これらの表
示法のいずれか１つ、又は２つ以上を組み合わせること
も可能である。

【００５６】また、血流情報や血流情報ベクトル情報の
表示に関しては、一般的に使用されている最大値投影法
（Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃ
ｔｉｏｎ：ＭＩＰ）、最小値投影法（Ｍｉｎｉｍｕｍ
Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ：ＭｉｎＩ
Ｐ）、サーフェス・レンダリング（ＳｕｒｆａｃｅＲｅ
ｎｄｅｒｉｎｇ）、積算投影法等の表示手法や、それ以
外の診断に適した表示手法を用いることが可能である。

【００５７】また、これらの血流方向情報の表示に関し
ては、超音波画像収集後の診断時等に行ったり、２次元
アレイプローブ等で３次元領域をスキャン操作している
時にスキャンと同時に実時間で表示させたりすることが
可能である。

【００５８】また、本例では、法線ベクトルを、血流ド
ップラー情報で構成される血流領域境界部で求めている
が、本発明はこれに限らず、例えば、超音波造影剤で血
流部にコントラストを施した像から血流領域境界部を抽
出し、その抽出された血流領域境界部から法線ベクトル
を求めることも可能である。

【００５９】また、本例は超音波診断装置で実施してあ
るが、例えば、超音波画像収集後にオフラインでその３
次元像を生成、表示する場合には、画像処理用の専用ワ
ークステーション等の画像処理装置でも適用可能であ
る。この場合の画像処理装置は、例えば、上述した図１
中の画像処理部を単独で搭載して構成することが可能で
ある。

【００６０】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
観察者はプローブ位置を考慮することなく、３次元血流
像をどの方向から観察していても血管走行方向に対する
血流方向を推測でき、診断時間の短縮が図れるといった
効果を得ることができる。

【００６１】また、本発明によれば、トランスデューサ
を複数用意したり、特殊な超音波ビームの送受信方法を
用いる等の付加的な機構が必要でなく、ソフトウェア的
な処理のみで行えるため、装置の費用を抑えることがで
きる。

【００６２】さらに、本発明によれば、腫瘍などに流入
する血管と流出する血管との区別が容易となり、疾患の
診断能力を大幅に向上させることが可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施の形態に係る超音波診断装置の構
成を示す概略ブロック図。

【図２】血管の走行方向に対する血流方向の推測方法を
説明する概略フローチャート。

【図３】３次元血流像の２値化の例を示す図。

【図４】本実施の形態による血流領域境界部の法線ベク
トルと血流ベクトルと血流ベクトルの関係を示す図。

【図５】血流領域境界部の法線ベクトルの演算例を説明
する図。

【図６】矢印による血流接線ベクトルの表示例を示す
図。

【図７】色付けによる血流接線ベクトルの表示例を示す
図。

【図８】時系列で色や濃度を変化させる場合の血流接線
ベクトルの表示例を示す図。

【符号の説明】

１ 超音波プローブ部 ２ 超音波信号処理回路 ３ 画像収集保存部 ４ 画像処理部 ５ 表示装置 ６ 入力装置 ７ プローブ位置検出装置 １００ ＣＰＵ １０１ ＲＡＭ １０２ 記録媒体 １０３ 入力Ｉ／Ｆ １０４ 出力Ｉ／Ｆ １１０ 画像処理アルゴリズム １１１ ３次元血流像用画像処理アルゴリズム

Claims (8)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体の血流ベクトル情報を含む複数枚
   の２次元超音波画像を収集する手段と、 前記複数枚の２次元超音波画像から前記血流ベクトル情
   報を含む３次元血流像を生成する手段と、 前記３次元血流像からその血流領域の接線方向に対する
   血流接線ベクトル情報を求める手段と、 前記３次元血流像を表示する手段と、 前記血流接線ベクトル情報を表示する手段と、 を備えたこと特徴とする超音波診断装置。
2. 【請求項２】 請求項１記載の超音波診断装置におい
   て、 前記３次元血流像に前記血流接線ベクトル情報を重畳し
   て表示する手段をさらに備えたことを特徴とする超音波
   診断装置。
3. 【請求項３】 請求項１記載の超音波診断装置におい
   て、 前記複数枚の２次元超音波画像を収集する手段は、１次
   元プローブのフリーハンドスキャンにより２次元超音波
   画像を収集する手段を備えたことを特徴とする超音波診
   断装置。
4. 【請求項４】 請求項１記載の超音波診断装置におい
   て、 前記３次元血流像を生成する手段は、２次元アレイプロ
   ーブを用いて前記血流ベクトル情報を含む前記３次元血
   流像を収集し生成する手段を備えたことを特徴とする超
   音波診断装置。
5. 【請求項５】 被検体の超音波診断で得られた複数枚の
   ２次元超音波画像から血流ベクトル情報を含む３次元血
   流像を表示可能に生成する手段と、 前記３次元血流像からその血流領域の接線方向に対する
   血流接線ベクトル情報を表示可能に求める手段と、 を備えたことを特徴とする医用画像処理装置。
6. 【請求項６】 被検体の超音波診断で得られた複数枚の
   ２次元超音波画像から血流ベクトル情報を含む３次元血
   流像を表示可能に生成するステップと、 前記３次元血流像からその血流領域の接線方向に対する
   血流接線ベクトル情報を表示可能に求めるステップと、 を備えたことを特徴とする医用画像作成方法。
7. 【請求項７】 請求項６記載の医用画像作成方法におい
   て、 前記血流接線ベクトル情報を求めるステップは、 前記３次元血流像を２値化するステップと、 これで２値化された３次元血流像に対しその血流領域境
   界部の法線ベクトルを演算するステップと、 これで演算された血流領域境界部の法線ベクトルと前記
   ３次元血流像で求まる血流ベクトルとを用いて前記血流
   領域の接線方向に対する血流接線ベクトルを求めるステ
   ップと、 を備えたことを特徴とする医用画像作成方法。
8. 【請求項８】 請求項７記載の医用画像作成方法におい
   て、 前記血流接線ベクトルを求めるステップは、前記血流領
   域境界部の法線ベクトルをｎ（ｉ，ｊ，ｋ）とし、前記
   血流ベクトルをｐ（ｉ，ｊ，ｋ）とし、前記血流接線ベ
   クトルをｔ（ｉ，ｊ，ｋ）としたとき、 前記血流接線ベクトルｔ（ｉ，ｊ，ｋ）を、 【数１】 の式で求めるものであることを特徴とする医用画像作成
   方法。