JP3402703B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は超音波診断装置に関し、
特に、超音波エコーのドプラ情報等から被検体内の血流
情報を求め、これを３次元表示する医療用の超音波診断
装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】超音波を被検体に対して３次元走査し
て、超音波エコーのドプラ情報から被検体の各スライス
の血流分布像を求め、これから血管壁を抽出し、全スラ
イスにおいて同一血管に属する血管壁どうしを接続して
血管壁の３次元表示を行なう超音波診断装置が開発され
ている。

【０００３】このような装置では、先ず所定のスライス
を設定し、通常の２次元血流分布像を表示する場合と同
様に、各ラスタ（走査線）毎に一定の時間だけ超音波パ
ルスを送受波して、ドプラ効果に基づく反射超音波エコ
ーの位相変化を検出し、その走査線上の各深さ位置での
血流情報を得る。この走査線をスライス内で走査するこ
とにより２次元の血流分布像を得る。この血流分布像情
報は光磁気ディスク装置等の画像記憶手段に記憶する。
そして、スライス位置をわずかにずらしつつ同様に血流
分布像を求め、複数スライスについての血流分布像を作
成し、被検体の一定の厚み部分の血流分布情報を得る。
なお、血流分布情報を得る手段としては上述したドプラ
法以外にも、エコー波形の相関により移動速度を求める
方法や、エコーの包絡線の変動を測定する方法や、血流
内に生じた粒状エコーのトレースによる方法等もある。

【０００４】次に、収集された複数スライスの血流分布
像の各スライスにおいて血管が存在するか否かを判定す
る。そして、血管の存在が認識されたスライスでは、血
管壁のみをエッジ抽出技術により抽出する。さらに、抽
出した各スライスの血管壁が隣接スライスのどの血管壁
とつながっているか（同一血管に属するか）を判断し
て、血管壁を面として３次元的に表面表示する。これに
より、血管走行を３次元的に認識できる。

【０００５】しかし、従来の装置では次のような欠点が
ある。 （１）２つの血管が重なっていたり、血流速度の検出感
度が不足して途中のスライスで血管壁が抽出できなかっ
た場合に、血管壁の位置や血管の本数、つながりを誤っ
て判断することもあり、また判断も複雑で時間がかかっ
た。

【０００６】（２）３次元表示の際の血管の接続情報に
は不確かさが多く、自動的な処理だけでは血管壁がつな
がって表示されず、操作者との対話により接続情報を与
える必要があり、操作者の負担も大きかった。さらに、
ドプラ法により血流分布像を求める超音波診断装置で
は、一つの走査線に一定の時間パルスを送受波してドプ
ラ効果による位相変化をとらえる必要があるため、走査
時間がかかり、動脈等心拍に応じて血流速度が変化する
場合、拡張期等の速度が低下する時相に走査を行った場
所では血流が検出されずに血管が途切れてしまう問題が
あった。

【０００７】（３）ドプラ効果に基づく反射超音波エコ
ーの位相変化を検出するためには各ラスタ毎に一定の時
間だけ超音波パルスを送受波する必要があるので、被検
体の一定の厚み部分の３次元走査には非常に長時間が必
要である欠点がある。

【０００８】（４）スキャン時刻の異なるスライスまた
は領域を合成して、１つの３次元画像として表示するの
で、被検体が呼吸や拍動により動いた場合、血管がぶれ
て太めに表示されたり、不連続に接続される場合があっ
た。

【０００９】（５）３次元データの収集時間の制約や記
憶容量の制約のため、スライスの間やスライス内の走査
線密度が粗くなり、自動認識の為の情報量が少なく、自
動認識率の低下や、再構成された３次元画像の品位が低
い等の問題があった。また、画像を記憶する場合、合成
された血管壁の３次元画像を記憶するか、合成前の全ス
ライスの２次元血流分布像を記憶することが考えられる
が、合成画像を記憶すると異なる方向からみた３次元画
像を再構築できず、全スライスの２次元血流分布像を記
憶すると記憶容量が膨大となる問題もあった。

【００１０】このように従来の超音波診断装置では、血
管等の３次元表示を行う際に、複数の血管が走行してい
たり、複雑な走行をする血管の血管壁を認識して表面表
示等を行う場合、あるいは異なるスライスの間を補間し
て血管壁の３次元表示を作成する場合に、血管走行の認
識を誤り、自動的に血管壁認識を行う上で正しく認識さ
れなかったり自動認識ができない等の問題があり、操作
者の介在が必要であった。

【００１１】

【発明が解決しようとする課題】本発明は上述した事情
に対処すべくなされたもので、その目的は、短時間の内
に被検体の３次元走査を行い、複数スライスの血流分布
像から血管壁を抽出し、血管壁の３次元表示を行うこと
ができる超音波診断装置を提供することである。本発明
の他の目的は、複数スライスの血流分布像から抽出した
血管壁を合成して１つの３次元画像として表示するとと
もに、全スライスの血流分布像を小容量の記憶媒体に効
率よく記憶することができる超音波診断装置を提供する
ことである。

【００１２】

【００１３】

【００１４】

【００１５】

【００１６】

【００１７】

【課題を解決するための手段】本発明の超音波診断装置
は、超音波を用いて被検体の複数スライスの血流分布像
を求め、複数スライスの血流分布像を合成して血管壁を
３次元表示する超音波診断装置において、３次元的な走
査線密度を制御する制御手段と、前記制御手段の制御に
より被検体を走査し３次元超音波画像を得る手段と、前
記３次元超音波画像から血管の存在する箇所を求める血
管抽出手段とを有し、前記制御手段は、第１の走査線密
度を用いて第１の３次元超音波画像を取得し、さらに該
第１の３次元超音波画像から前記血管抽出手段により抽
出された箇所について前記第１の走査線密度より密に設
定された第２の走査線密度を用いて第２の３次元超音波
画像を取得するよう制御することを特徴とする。

【００１８】

【００１９】

【００２０】

【００２１】

【００２２】

【００２３】

【００２４】

【００２５】

【００２６】

【００２７】

【００２８】

【作用】本発明による第１の超音波診断装置によれば、
短時間のうちに被検体の３次元走査を行い、複数スライ
スの血流分布像から血管壁を抽出し、血管壁の３次元表
示を行うことができる。本発明による第２の超音波診断
装置によれば、複数スライスの血流分布像から抽出した
血管壁を合成して１つの３次元画像として表示するとと
もに、全スライスの血流分布像を小容量の記憶媒体に効
率よく記憶することができる。

【００２９】

【００３０】

【００３１】

【００３２】

【００３３】

【実施例】以下、図面を参照して本発明による超音波診
断装置の一実施例を説明する。図１は第１実施例の全体
を示す概略ブロック図である。超音波プローブ１０は一
般的にはセクタ式電子走査型の超音波プローブであり、
１次元に配列された多数の（リニアアレイ）超音波振動
子からなる。各振動子に与える電圧のタイミングを変え
ることにより超音波ビームを電子的に扇状に走査するこ
とや、フォーカスさせることができる。なお、プローブ
１０はセクタ式電子走査型に限定されず、リニア式走査
型でもよいし、機械走査型でもよい。さらに、後述する
ように、本実施例ではプローブを手動、または図示しな
いアクチュエータにより被検体の表面に沿って順次ずら
して複数スライスを走査するので、この移動を省略する
ために、２次元に配列された多数の（マトリクスアレ
イ）超音波振動子からなる超音波プローブを用いてもよ
い。

【００３４】超音波プローブ１０は送受信回路１２に接
続される。送受信回路１２は、図２に示すように、超音
波振動子を振動させる周波数を決定する発振器３０の出
力が遅延回路３２、パルス発生器３４を介してプローブ
１０に供給される。パルス発生器３４は一定の周期で駆
動パルスをプローブ１０に供給する。この周期の逆数が
超音波ビームの繰り返し周波数（レート周波数）であ
る。遅延回路３２はそれぞれ異なる遅延時間の多数の遅
延線からなり、それぞれの遅延線の出力が多数の振動子
のそれぞれに供給される。この遅延時間を可変すること
により、プローブ１０から照射される超音波ビームの方
向（ラスタ方向）を可変できる。遅延時間は後述するス
キャンコントローラ７０により制御される。

【００３５】プローブ１０で受信された反射波信号はプ
リアンプ３６、遅延回路３２を介して加算器３８に供給
される。ここでも、各振動子の出力がそれぞれの遅延線
を介して送信時と同一の遅延時間を介して加算器３８に
供給される。加算器３８の出力が振幅検出器１４に入力
され、各ラスタ方向における超音波ビームの反射波の強
度が検出される。振幅検出器１４の出力が各ラスタの輝
度情報、すなわちＢモード画像（断層像）情報としてデ
ィジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）１８に入力され
る。超音波プローブ１０のラスタは扇状であり、表示部
２８のラスタは通常のテレビジョン方式と同様に横方向
であるので、ＤＳＣ１８は入力した画像のラスタ方向
（スキャン方向）を変えて出力するためのものである。

【００３６】送受信回路１２内の加算器３８の出力、発
振器３０の出力がドプラシフト検出器１６ａに供給され
る。ドプラシフト検出器１６ａは直交検波方式によりド
プラ偏移周波数を検出する回路であり、ミキサ４０ａ，
４０ｂ、９０゜移相器４２、ローパスフィルタ（ＬＰ
Ｆ）４４ａ，４４ｂからなる。加算器３８の出力はミキ
サ４０ａ，４０ｂで発振器３０の出力、９０゜移相器４
２の出力と掛け合わされる。そのため、ミキサ４０ａ，
４０ｂからはドプラ偏移周波数と高周波成分（２倍の送
信周波数＋ドプラ偏移周波数）とが得られる。ＬＰＦ４
４ａ，４４ｂはミキサ４０ａ，４０ｂの出力から高周波
成分を除去するものであり、その出力はそれぞれドプラ
偏移周波数のコサイン、サイン成分となる。ドプラ偏移
周波数がコサインとサインの２チャンネルあるのは、偏
移周波数の極性も検出できるようにするためである。

【００３７】ドプラシフト検出器１６ａの出力がカラー
ドプラのためのＭＴＩ(Moving Target Indicator) 演算
部１６ｂに供給される。ＭＴＩ演算部１６ｂの詳細なブ
ロック図を図３に示す。ＬＰＦ４４ａ，４４ｂの出力が
それぞれＡ／Ｄ変換器５０ａ，５０ｂ、ＭＴＩフィルタ
５２ａ，５２ｂを介して自己相関器５４に入力される。
自己相関器５４の出力が平均速度演算回路５６、分散演
算回路（速度分布演算回路）５８、パワー演算回路６０
に供給され、それらの演算回路５６，５８，６０から出
力される平均速度（または最高速度）、速度分布（また
は速度分布幅）、血流からの散乱パワー情報がＤＳＣ１
８に供給される。ＭＴＩフィルタ５２ａ，５２ｂは固定
反射体（血管壁、心壁等）からの不要な反射波（クラッ
タ成分）を取り除くためのものであり、ハイパス特性の
ディジタルフィルタからなる。あるいは、ＭＴＩフィル
タは、各反射信号から一定時間後の反射信号を減算して
クラッタ成分を除去するためのデレィラインと減算器と
でアナログ的に構成してもよい。平均速度演算回路５
６、分散演算回路５８、パワー演算回路６０の出力がＤ
ＳＣ１８に供給される。

【００３８】ＤＳＣ１８から出力された２次元血流像情
報がメモリ２０に供給されるとともに、血管壁抽出回路
２４に供給される。メモリ２０には動き補償回路２２も
接続されている。血管壁抽出回路２４は各スライスの２
次元血流分布像から血管部分を検出し、その縁を抽出す
る。血管壁抽出回路２４にはスキャンコントローラ７０
が接続される。スキャンコントローラ７０は抽出された
血管壁の領域に応じて送受信回路１２を制御して、走査
範囲、走査密度を制御する。各スライスの血管壁情報は
血管壁接続回路２６に供給され、同一血管に属する血管
壁どうしが接続され、血管壁の３次元画像が作成され、
表示部２８で表示される。血管壁接続回路２６には光磁
気ディスク装置等の画像記憶部２９も接続される。スキ
ャンコントローラ７０には心拍同期をとるために心電計
７２も接続される。

【００３９】次に、本実施例の動作を説明する。先ず、
超音波プローブ１０の走査面を被検体の所定のスライス
に合わせて、スキャンコントローラ７０は通常の２次元
血流分布像を表示する場合と同様に、各ラスタ毎に一定
の時間だけ超音波パルスを送受波させる。振幅検出器１
４により反射超音波エコーの振幅を検出し、血流情報検
出器１６によりドプラ効果に基づく反射超音波エコーの
位相変化を検出し、その走査線上の各深さ位置での血流
情報を得る。このラスタをスライス内で走査することに
よりＤＳＣ１８内に２次元の血流分布像が得られる。そ
して、スライス位置をわずかにずらしつつ同様に血流分
布像を求め、複数スライスについての血流分布像を作成
し、被検体の一定の厚み部分の血流分布情報を得る。血
管壁抽出回路２４は各スライスの血流分布像から血管壁
を抽出し、血管壁接続回路２６は隣接するスライスの血
管壁どうしを接続し、血管壁の３次元画像情報を得る。
血管壁画像は表示部２８で３次元画像として表示され
る。なお、心時相は血管壁表示の際の表示タイミングの
情報として使用される。

【００４０】血流分布を求めるためには高密度でスキャ
ンを行なう必要があるが、全領域の３次元走査を同じ精
度で行なう必要はなく、血管の有る部分だけ密に行なえ
ばよい。これにより、高分解能が要求される場合でも、
２次元血流分布像の記憶容量や、血管壁の３次元画像作
成時間を増大させることなく、所望の精度の画像を得る
ことができる。そのため、先ず図４に示すように、全体
を粗い走査線密度（スライス間隔を大きくするととも
に、超音波ビーム幅を太くして）で概略的に走査する。
図４では説明の便宜上スライスに直交する面も破線で示
している。

【００４１】この粗走査により少ない情報量の血流分布
像を高速に収集できる。血管壁抽出回路２４はこの情報
からスライス内で血管の存在する場所と存在しない場所
とを区別する。

【００４２】この区別が終了すると、スキャンコントロ
ーラ７０はスキャンボリュームを小さくし、図５に示す
ように血管の存在する領域のみ、または血管の縁を密な
走査線密度（スライス間隔を狭くするとともに、超音波
ビーム幅を細くして）で走査する。図５は図４を上から
みた同一深さの平面図である。これにより、高分解能の
血流分布像を高速で収集でき、スキャン時間の短縮がで
きる。また、スキャン時間が短縮できるので、スキャン
の始めと終わりの時相差が小さくなり、動脈等の流速の
変化がある場合でも、全部の時相について血流分布を検
出でき、不感部分がなくなり、血管壁の３次元表示が不
連続になることが防止される。

【００４３】なお、開口合成法を応用してデータを収集
すれば、さらに収集時間を短縮できる。このように収集
時間が短いので、スキャンのやり直しが容易であり、図
６に示すように血管壁接続回路２４で血管の接続状況
（分岐、あるいは交差）が判定不能な部分６６につい
て、判定確度を向上するために、再度その場所を走査す
ることもできる。この２度目の走査の走査密度は１度目
に比べて細かくすることが好ましい。

【００４４】動きの激しい被検体を診断する場合、スキ
ャンコントローラ７０は次のような制御により動き補償
を行なう。血管が図７に示すように走行しているとし、
図８に示すように隣接する２スライス面のデータを同時
に収集し（Ｔ０，Ｔ１，Ｔ２，Ｔ３…はデータ収集タイ
ミングを示す）、かつデータ収集毎にスライス位置を１
スライスだけずらし、各スライス＃１，＃２，＃３…の
データを計２回収集する。こうすると、時間差に基づく
被検体の動きを補償するための情報量を増加させること
ができる。すなわち、新旧の２スライスを同時に収集し
て、時間的に前に収集された旧スライスの画像を参照値
として時間的に後に収集された新スライスに動き補正を
行ってから血管壁を接続する。これにより、被検体が呼
吸や拍動により動いた場合でも、血管が太めに表示され
たり、血管の一部が不連続に接続されることが防止され
る。

【００４５】ＤＳＣ１８は被検体組織のエコー振幅情報
と血流速情報とからなる２次元血流分布像を多断面・多
時相の画像メモリ２０に記憶させる。このメモリ上では
まだ血流分布情報は３次元的には接続されてはおらず、
超音波ビーム走査によって得られた何本かの線上の点で
の血流情報の集合の状態になっている。ＤＳＣ１８はこ
の走査線間の血流情報を補間により求める。メモリ２０
は３次元走査一回分のデータだけではなく、数心拍期間
に相当する長時間のデータを記憶する容量を有する。

【００４６】メモリ２０に接続されている動き補償回路
２２は走査の時間差（スライス間の走査時間差）により
被検体の動きの影響が異なることによるメモリ２０内の
画像の歪みを補正する機能、及びメモリ２０内の多数の
画像を同一時相の画像に並び変える機能を有する。これ
らの機能により、画像の空間的、あるいは時間的な歪み
を取り除くことができる。このため、メモリ２０内での
データ・アドレスの構造は空間的・時間的な順序のアド
レスマップではなく、図９のようにそれぞれのデータの
空間的位置（座標）・時間（時相）がデータのラベルと
して与えられていて時間的並べ替えや空間的な歪み補正
はこのラベルを変更することにより実現される。

【００４７】また、このようにデータにラベルが付いて
いることにより、メモリ容量を少なくすることができ、
被検体全体の粗い走査と、血管付近のみの密な走査との
２回の走査でデータを収集しても多量のデータを効率よ
く記憶することができる。

【００４８】次に、動き補償回路２２の画像の歪み補正
動作について説明する。画像の歪みには空間的な歪みと
時間的な歪みとがあるが、先ず、空間的な画像歪み補正
機能について説明する。被検体の動きの検出手段として
は比較的速い動きの検出に適している組織エコー情報の
３次元的な位置の変化をとらえる３次元変位検出用相関
器と、非常に速い動きに適している図８のように比較的
短い時間差で収集されたデータの変化をとらえる２次元
相関器がある。これらにより、被検体の個々の場所での
動きを求める。なお、画像歪みの主な原因は呼吸や拍動
であるので、動き検出の空間分解能は余り良くなくても
良い。

【００４９】動きが検出されたら、この動きはスライス
位置を変更するための単なるプローブの移動であるかど
うかを判定する。これは、動き検出部と動きの方向に基
づいて判定できる。すなわち、体表接触面付近で体表面
に沿った動きがある場合はプローブの移動であると判定
できる。

【００５０】プローブの動きであると判定された場合
は、図１０に示すように新たに視野に入った部分ＮＥＷ
（時刻Ｔ２で収集）は得られたデータそのものを用い、
視野からはずれた部分ＯＬＤ（時刻Ｔ１で収集）は前の
データを一定時間、または操作者が消去を行うまで保持
（フリーズ）し、移動前にも後にも視野にある部分では
呼吸による局所的な移動の補正を行なった後、移動前デ
ータと移動後データについて加算等を行い合成（コンパ
ウンド処理）する。

【００５１】プローブの動きであると判定されなかった
部分は、図９に示すように拍動による位置の補正をして
仮想的に同時刻での位置を再現する。また、図１１、図
１２にそれぞれ示すように手ぶれによる補正、拍動によ
る補正を行なう。

【００５２】次に、時間的な歪みの補正として、図１３
に示すように心時相を適当に分割（例えば、Ｔ１〜Ｔ６
に６分割）し、各時相毎に血流情報を平均等の変動除去
手段を用いて処理し、呼吸変動等を取り除く。そして、
同一時相毎にスライスを並び換える。なお、特に動脈系
の走査の際には、心電図等の患者の拍動タイミングに対
して少しずつ走査の開始時期がずれるようにして、同一
部位での走査時相が常に拡張期等の速度が遅く検出しに
くい時とならぬようにすることが好ましい。

【００５３】このようにして空間的・時間的な歪みを取
り除かれた血流情報に基づいて血管壁抽出回路２４は血
管壁を抽出し、隣接スライス間で空間的に近い、または
速度、方向、速度分布等の類似性からどこまでが太い血
管の一部であるかを推定して、血管の３次元的な形状を
認識する。

【００５４】従来の超音波３次元血管表示装置では、血
管壁を面として表示するために血管の境界を超音波血流
イメージング装置の表示の中から血管表示の縁として抽
出していた。しかし、２つの血管が重なり合ったり、感
度が不足して抜けがある場合、血管の縁の位置や本数、
つながりを誤って判断することがあった。また、判断が
複雑であるので判断時間がかっていた。

【００５５】これに対して本実施例の血管壁抽出回路２
４は、乱流のない太い血管のイメージングの時には、図
１４のように中心の流れは速度分布（ＢＷ）の狭い速い
流れで、周辺の流れは速度分布の広い遅い流れである特
徴を利用して、周辺の流れを検出し、これにより血管壁
を抽出する。

【００５６】乱流のない細い血管のイメージングの時に
は、図１５に示すように、分解能セル（ピクセル）が１
つしかないので速度分布からは中心と周辺の区別はつか
ないので、ピクセルの縁を血管壁として検出する。

【００５７】乱流のある血管のイメージングの時には、
従来のように血流イメージング表示の縁を抽出する。こ
れにより、血管走行を透視像として表示する際に、太い
血管の中央付近の表示色を明るい色にして、立体感を持
たせ、太い血管を認識し易くすることができる。

【００５８】また、従来の超音波３次元血管表示装置で
は、血管がつながって表示されず、３次元表示の際の血
管の接続情報に不確かさが多く、操作者との対話により
接続情報を与えてる必要があった。従来は、血管壁の接
続について、基本的には接しているか否かのみで判定し
ていたが、本実施例の血管壁接続回路２６はこれに加え
て、(1) 同じ血管では血管径（断面積：Ｓ）、流速Ｖ、
方向、血管内速度分布ＢＷ、流速の時間的変化パターン
（ＰＩ：パルサティビティ・インデックス等で判定す
る）がほぼ同じであり、(2) 分岐部では元の血管の流量
Ｑと分岐後の２つの血管の流量の和が等しく、(3) 分岐
部以外の場所の太い血管では中心流の特徴と周辺流の特
徴が同心円的に血管断面内で分布することも利用して分
岐の有無を判定する。例えば、先に示した図６の場合、
次の２つの判定が含まれる。

【００５９】

【数１】 分岐部パターンが血管Ａと血管Ｂおよび血管Ｃの間にあ
る（非同心円速度分布）、すなわち血管Ａは血管Ｂと血
管Ｃとに分岐する。

【００６０】

【数２】

【００６１】血管Ｄと血管Ｅは接続されていて、大きな
血管の分岐は無い（細かい血管の分岐はあるかも知れな
い）。また、図１６に示すように、最近接位置ではな
く、中心流の位置に注目して、接続の方向を決定する。

【００６２】なお、動脈系の血流イメージングのために
は心拍同期のスローモーションスキャンを行い、拡張期
の速度低下時の血流検出不可の期間を避けることが好ま
しい。

【００６３】これらの技術の採用により、誤って異なる
血管を接続して３次元表示をする確率を減少させること
ができ、操作者は接続情報の入力をしなくとも血管がつ
ながって表示され血管走行を容易に把握できる。また、
もし装置の自動認識に誤りがあり、操作者が再度接続の
確認をする必要があることもある。この場合、次ぎに近
い候補を接続対象として表示し、操作者に判断を求め、
未だ誤っている場合は、その対象部位のみを再スキャン
させ接続表示を行なう。なお、この途中で操作者が対話
により接続対象を指定してもよい。拡張期の動脈等の速
度が低く認識できない場合は、血管壁接続回路２６が前
後の時相の情報から補間を行い、心時相毎の３次元表示
画像が心拍周期等が再現されるようなタイミングで表示
される。

【００６４】メモリ２０は多断面・多時相のデータをデ
ィジタルデータとして記憶できるようにディジタルデー
タ用インターフェースを介してＤＳＣ１８に接続されて
いてもよい。

【００６５】

【発明の効果】本発明による超音波診断装置によれば、
次のような効果が得られる。隣接したスライス間や断層
像内で同一血管であるかどうかの判定や、分岐部と交差
部の弁別を、血管中心の近さだけでなく、それらの血管
径・流速・方向の近さ、血管内速度変化パターンの類似
性、血管内速度分布の近さ等も総合的に用いて認識す
る。また、血管壁抽出についても、確実を期すために動
脈系の検出は心拍同期のスローモーションスキャンを行
い全時相の速度情報が全ての場所で得られるようにし、
拡張期の速度低下時の血流検出不可の期間の情報は血流
情報がなくても血管が無いと判定せず、乱流のない太い
血管では、中心の流れは速度分布の狭い速い流れで、周
辺は速度分布の広い遅い流れとなる特徴を使って血管壁
と判定し、乱流のない細い血管や乱流のある血管では、
ピクセルの縁を血管壁とする。これにより、誤って、異
なる血管を接続して３次元表示をする確率を減少させ、
操作者が接続情報の入力をしなくとも正しく血管がつな
がって表示される。

【００６６】組織エコーの３次元相関による３次元移動
ベクトルを計算し、これを積分してゆく。新旧のスライ
スを同時に収集し、旧スライスの画像歪みを参照値とし
て新スライスに歪みの補正を行い合成する。体表面も移
動している場合は、プローブの移動と判断して歪み補正
ではなく新しくスキャンエリアに入った部分とこれまで
のスキャンエリアを接続して合成し広い視野を見ている
ように表示する。移動によりスキャンエリアからはずれ
たところは最後の情報を保持し、新旧両方の情報が得ら
れるエリアでは画像の歪み補正とコンパウンド処理によ
る画質向上を行う。画像歪みの検出補正に関しては、心
拍の時相による差を考慮して、呼吸性変動（心拍に同期
しないゆっくりしたもの）は各所で時間方向のＬＰＦ処
理を行い、心拍性変動心拍に同期したもの）は各所での
心時相毎の平均処理を行う。これらの被検体の動きを検
出する手段を設け、３次元画像合成の際に、位置の補正
を行うことにより、被検体の動きがあっても、３次元画
像として合成する際に、位置情報を補正して、画像のぶ
れ、不連続さを低減し、検査時の呼吸止め等の患者負担
を軽減するとともに高品位の３次元像を提供することが
できる。このことは、血管走行状態を透視像として３次
元表示する際に、太い血管の中央付近の表示色を明るい
色にして立体感を持たせ、太い血管を認識し易くするた
めに重要である。

【００６７】また、各スライスの血流分布像を記憶する
際に血管のあるところのみを記憶して、血管の無いとこ
ろは記憶しないことにより、記憶容量を節約することが
できる。

【００６８】さらに、血管の概要が把握できる程度に粗
くスライス間隔や走査線密度を設定した状態で血流分布
像を得た後、血管付近だけを細かくスキャンすることに
より走査時間を短縮することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明に係わる超音波診断装置の一実施例を示
すブロック図。

【図２】図１の送受信回路、ドプラシフト検出器の詳細
なブロック図。

【図３】図１のＭＴＩ演算部の詳細なブロック図。

【図４】粗スキャンを説明するための図。

【図５】密スキャンを説明するための図。

【図６】血管の接続状況を説明するための図。

【図７】血管の走行状態の一例を示す図。

【図８】図７に示した血管における動き補償を示す図。

【図９】メモリ内の血流情報の格納方法と歪み補正方法
を示す図。

【図１０】プローブの移動の場合の歪み補正と画像合成
を示す図。

【図１１】手ぶれによる画像歪みの補正方法を示す図。

【図１２】拍動による画像歪みの補正方法を示す図。

【図１３】空間的・時間的歪みの補正方法を示す図。

【図１４】乱流のない太い血管の場合の血管壁抽出原理
を示す図。

【図１５】乱流のない細い血管の場合の血管壁抽出原理
を示す図。

【図１６】中心流の位置に注目した接続方向の決定方法
を示す図。

【符号の説明】

１０…超音波プローブ、１２…送受信回路、１４…振幅
検出器、１６…血流情報検出器、１８…ＤＳＣ、２０…
メモリ、２２…動き補償回路、２４…血管壁抽出回路、
２６…血管壁接続回路、２８…表示部、２９…記憶部、
７０…スキャンコントローラ、７２…心電計。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 平間 信 栃木県大田原市下石上1385番の１ 株式 会社東芝那須工場内 (72)発明者 阿部 康彦 栃木県大田原市下石上1385番の１ 株式 会社東芝那須工場内 (56)参考文献 特開 昭56−15735（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−142545（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−76517（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−130994（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−137728（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−228145（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−19986（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 8/00

Claims (3)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 超音波を用いて被検体の複数スライスの
   血流分布像を求め、複数スライスの血流分布像を合成し
   て血管壁を３次元表示する超音波診断装置において、 ３次元的な走査線密度を制御する制御手段と、 前記制御手段の制御により被検体を走査し３次元超音波
   画像を得る手段と、 前記３次元超音波画像から血管の存在する箇所を求める
   血管抽出手段とを有し、 前記制御手段は、第１の走査線密度を用いて第１の３次
   元超音波画像を取得し、さらに該第１の３次元超音波画
   像から前記血管抽出手段により抽出された箇所について
   前記第１の走査線密度より密に設定された第２の走査線
   密度を用いて第２の３次元超音波画像を取得するよう制
   御することを特徴とする超音波診断装置。
2. 【請求項２】 前記３次元超音波画像を得る手段により
   得られた画像を記憶する記憶手段であって、 各スライスの血流分布像を記憶する際に、各スライス像
   のうち血管の存在する領域のみを記憶し、血管の存在し
   ない領域は記憶しないことを特徴とする請求項１記載の
   超音波診断装置。
3. 【請求項３】 前記３次元的な走査線密度は、スライス
   間隔および超音波ビーム幅により定義されるものである
   ことを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。