JP3720797B2

JP3720797B2 - Ultrasonic diagnostic equipment

Info

Publication number: JP3720797B2
Application number: JP2002244764A
Authority: JP
Inventors: 芳文西條; 明田中; 泉坪根; 英正関水
Original assignee: Fukuda Denshi Co Ltd
Current assignee: Fukuda Denshi Co Ltd
Priority date: 2002-08-26
Filing date: 2002-08-26
Publication date: 2005-11-30
Anticipated expiration: 2022-08-26
Also published as: JP2004081386A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、血管内に挿通されたカテーテル先端部の振動子から超音波を送受し、受信信号を画像処理することにより断層像を表示する超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、医療分野においては、動脈などにカテーテルを挿通し、血管内などの状態を診断し、必要な処置を講じることや、先端部に膨張可能なバルーンを取り付けたカテーテルを病巣まで挿通し、バルーンを膨張させて病巣の形状を変えることにより血流を回復させることが行われている。また、カテーテル先端部に振動子を取り付けて、血管壁に向けて超音波を送受波し、得られた受信信号を画像処理することにより血管横断面をあらわす断層像として、あるいは血管方向断面をあらわす断層像としてディスプレイ装置にリアルタイム表示する、ＩＶＵＳ法（血管内超音波法、あるいは超音波エコー法）が、血流状況のみならず、血管の狭窄の程度を明らかにする血管内径計測、プラーク量を把握する血管内壁面積、血管外壁面積の算出、狭窄部のリモデリング病変の質の確定などを目的とする診断技法として実用に供されている。
【０００３】
カテーテル先端部の振動子から血管壁に向けて超音波をラジアル走査する方法には、微小振動子を円周上に配置してラジアル走査するアレイ振動子プローブと、微小単板振動子を固定し、反射ミラーを駆動軸に取り付けて回転させたり、駆動軸に単板振動子を直接取り付けて回転させる機械式走査プローブとがあるが、構造が単純で細工が容易な機械式走査プローブが多用されている。
【０００４】
図１は、従来から用いられている血管の断層像を表示する超音波診断装置の概略構成図である。
【０００５】
図１に示すように、血管１内にはカテーテル２が挿通され、そのカテーテル２の先端にはプローブ３が取り付けてある。プローブ３は、送受信回路１０に接続され、プローブ３の振動子は、送受信回路１０から送信されたパルスにより励振されて超音波を血管内壁に向けて送波し、反射波を電気信号に変換した受信信号１１を送受信回路１０に送る。受信信号１１は、Ａ／Ｄ変換器１３でデジタル信号に変換され、検波回路１４で高周波成分と、低周波成分に分解される。高周波成分と低周波成分とに分解された受信信号１１は、信号処理部１５で、フィルタリングや周波数分析などがなされ、画像変換部１６で、補間演算などが行われ、画像表示部２０に断層像が表示される。
【０００６】
しかしながら、表示された断層像はコントラストが充分ではなく、また像中には超音波の干渉によるスペックルパターンが混入し、血管壁とプラークとを区別したり、プラークと血流とを区別するには熟練が必要である。
【０００７】
そこで、例えば超音波周波数が高くなると血液からの後方散乱が急激に増加し、血液を周囲の組織から弁別することが困難になるので、時間的に平均化される運動パワーと時間平均化される運動周波数とを組み合わせて血流をカラーイメージ化することにより、血管壁及び周囲の組織に対して血流領域に高いコントラストをつけて表示するものがある（特許文献１参照）。
【０００８】
また、ＩＶＵＳ法を用いて体腔内の断層像を表示するときに、カテーテルと体腔双方の色々なタイプの動き、例えば心臓の拍動、血液や他の流体、血管の収縮運動などに起因して生じるＩＶＵＳ画像のねじれや不正確さを取り除くため、画像位置ずれの補償を行うものがある（特許文献２参照）
【０００９】
【特許文献１】
特開平１０−３０５０３６号公報（第５−６頁）
【００１０】
【特許文献２】
ＵＳＰａｔｅｎｔ６，１５２，８７８（第２−５）
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、血管壁及び周囲の組織に対し、血流領域のコントラストを高くしても、血管壁とプラークとの境界や、血管の外壁と周囲組織とを判別することは容易ではない。また、心臓の拍動、血液や他の流体、血管の収縮運動などに起因して生じる画像のねじれを補償する方法は、処理が非常に複雑である。
【００１２】
本発明は、上記事情に鑑み、比較的簡易な処理で、血管壁とプラークとを明瞭に判別することができる超音波診断装置を提供することを目的とする。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成する本発明の超音波診断装置は、超音波を送波し、その反射波を受波して受信信号を得るセンサが先端に備えられたカテーテルを被検者の血管内に挿通し、該センサから該血管壁に向けて送波される超音波の送波方向を回転させることにより得られた受信信号を画像処理することにより該被検者の血管内断層像を画像表示部に表示する超音波診断装置において、
上記画像表示部に表示される血管内断層像の隣接フレーム間における血管半径方向の動きが同じ部位を特定する部位特定手段を備え、
上記画像表示部は、上記部位特定手段により特定された部位を上記血管断層像上に識別表示するものであることを特徴とする。
【００１４】
このように、動きが同じ部位を特定して血管断層像上に識別表示するので、血管やプラークを容易に判別できる。
【００１５】
ここで、上記画像表示部に表示される血管内断層像の隣接フレーム間における該血管周方向のずれ量を算出するずれ量算出手段を備え、
上記部位特定手段は、上記ずれ量算出手段で算出されたずれ量を補正した後に、上記部位を特定するものであることが好ましい。
【００１６】
このように、センサの回転むらなどに起因して生じる、血管周方向のずれ量が補正された後に、動きが同じ部位を特定すれば、精度よくその部位を特定することができる。
【００１７】
また、上記部位特定手段は、上記センサから送波される超音波の送波方向が２回転した、最初の回転で所定の送波方向から得られた受信信号をサンプリングした第１のデータおよび次の回転で該送波方向から得られた受信信号をサンプリングした第２のデータ相互の相互相関係数を求め、該相互相関係数の大きさにより上記部位を特定するものであることが好ましい。
【００１８】
このように、相互相関係数の大きさを求めれば、その大きさが大きいものは同じ動きをする部位であると推定することができる。
【００１９】
さらに、上記ずれ量算出手段は、上記センサから送波される超音波の送波方向が２回転した、最初の回転で得られた受信信号をサンプリングしたデータおよび次の回転により得られら受信信号をサンプリングしたデータから、上記血管半径方向の等位置でサンプリングしたそれぞれのデータを抜き出して１次元配列データそれぞれを構成し、該１次元配列データ相互の相互相関関数を算出することにより、上記血管周方向のずれ量を求めるものであることが好ましい。
【００２０】
このように、血管半径方向の等位置でサンプリングしたそれぞれのデータから血管周方向の１次元配列データを抜き出して相互相関関数を求めれば、血管周方向のずれ量を求めることができる。
【００２１】
また、上記部位特定手段は、上記第１のデータおよび上記第２のデーそれぞれから、相互に対応する、所定数のデータを抜き出して上記１次元配列データを抽出するものであることが好ましく、さらに、上記部位特定手段は、所定数ずれた、互いに一部が重なる複数のデータを抜き出して上記１次元配列データを抽出するものであることが好ましい。
【００２２】
このように、所定数のデータ、あるいは所定数ずれた、互いに一部が重なる複数のデータを抜き出して相互相関係数を求めれば、血管半径方向に同じ動きをす部位をよりきめ細かく推定することができる。
【００２３】
また、上記部位特定手段は、上記相互相関係数の大きさが最大となるときの上記１次元配列データ相互のずれ量を算出することにより、上記血管内断層像の血管半径方向の移動量を求め、
上記画像表示部は、上記部位特定手段により求めた移動量を上記血管断層像上に識別表示するものであることも好ましい態様である。
このように、血管半径方向の移動量を求めて血管断層像上に識別表示すれば、血管やプラークを容易に判別することができる。
【００２４】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態について説明する。
【００２５】
図２は、血管内超音波法（ＩＶＵＳ法）を行う本実施形態の超音波診断装置を示す概略構成図である。
【００２６】
図２に示すように、ＩＶＵＳ法を行う本実施形態の超音波診断装置は、振動子を励振するパルス信号を発信したり振動子から送られる受信信号１１を受信し増幅する送受信回路１０と、受信信号１１をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器１３と、デジタル化された受信信号から低周波成分を抽出する検波回路１４と、検波回路１４から出力される受信信号にフィルタリングや周波数分析などを行う信号処理部１５と、受信信号を画面表示するにあって不足する画素を補間演算により補う画像変換部１６と、補間演算を行った受信信号を画像表示する表示部２０と、プローブの回転むらによる血管周方向のずれ量を算出して、デジタル化された受信信号を補正し、受信信号が表示部２０に表示されるときの連続するフレーム相互の、断層像の血管半径方向における相互相関係数の大きさや、血管半径方向の移動量を算出するプロセッサ３０と、送受信回路１０に電気的に接続された、カテーテル２の先端に備える機械走査式のプローブ３とを備えており、プローブは、超音波を送受する、図示しない振動子を有する。
【００２７】
ここで、本実施形態のプローブ３は、駆動軸が１８００ｒｐｍで回転し、１回転する間に、プローブ３に備える振動子から所定の方向に、超音波を２５６回送受するが、これに限定されない。
【００２８】
また、本実施形態では、機械走査式のプローブを用いているが、プローブは、必ずしも機械走査式のプローブに限定する必要はなく、電子式のプローブを用いる超音波診断装置であっても適用することができる。
【００２９】
プロセッサ３０は、Ａ／Ｄ変換器１３で変換されたデータを、血管周方向と血管半径方向とに２次元配列させたデータファイルに一旦記憶するメモリ３１と、メモリ３１の各データファイルに記憶された２次元配列データの、血管周方向に並んだデータを、血管半径方向の中心部側から血管壁側に、渦巻き状に連接させることにより１次元配列されたデータに変換する第１のセレクタ３２と、隣接する第１と第２のデータファイルに記憶された２次元配列のデータそれぞれを１次元配列されたデータに変換し、変換された１次元配列されたデータ相互の相関関数に基づいて、血管周方向に配列されたデータのずれ量を求める第１の相関処理手段３３と、その求めたずれ量を用いて血管周方向の位置を補正した補正後の第１のデータファイルに２次元配列されたデータおよび第１のデータファイルに２次元配列されたデータの、血管半径方向に並んだデータそれぞれから所定数のデータ列を抽出し、抽出したデータ列のうちの相互に対応するデータ列の相互相関係数の大きさを求める第２の相関処理手段３５と、第２の相関処理手段３３で求めた相互相関係数の大きさが最大となるときのデータ列の位置ずれ量を求めることにより血管壁の移動量を検出する移動量計算手段３６とを有する。
【００３０】
ここで、本実施形態では、第１のセレクタが２次元配列データの、血管周方向に並んだデータを、血管半径方向の中心部側から血管壁側に、渦巻き状に連接させることにより１次元配列データに変換しているが、必ずしも渦巻き状に連接させる必要はなく、血管周方向に並んだ１次元配列データを任意の順番に連接させることもできる。
【００３１】
プローブ３は励振されると超音波を発信するとともに、反射して戻ってくる反射波を受信すると電気信号を出力する図示しない振動子を備えており、振動子は送受信回路１０に電気的に接続され、送受信回路１０から送信されたパルスに励振されて血管１内壁に向けて超音波を送波し、反射波を電気信号に変換する。電気信号に変換された受信信号１１は、振動子から送受信回路１０に送られる。送受信回路１０は、受信信号１１をＡ／Ｄ変換器１３に送り、Ａ／Ｄ変換器１３は、受信信号１１から３０００のサンプルを抽出し、サンプルそれぞれを８ビットのデータに変換する。これらのデータは、プローブ３の駆動軸が１回転する毎に受信される２５６の受信信号それぞれについて３０００のサンプルが抽出されて得られた７６８０００のデータを、血管周方向と血管半径方向とに２次元配列させたデータファイルを作成して、プロセッサ３０のメモリ３１に一旦記憶される。
【００３２】
ここで、１つのデータファイルは、超音波診断装置の表示部２０に表示される断層像１フレーム分に相当する。
【００３３】
Ａ／Ｄ変換器１３で変換されたデータは、検波回路１４に送られて、高周波成分と、低周波成分に分解され、分解されたデータは、信号処理部１５、フィルタリングや周波数分析などがなされる。
【００３４】
一方、プロセッサ３０は、第１のセレクタ３２により各データファイルに記憶された２次元配列データを血管の中心から血管壁に向けて渦巻き状に連接した１次元配列データに変換し、第１の相関処理手段３３は、第１のデータファイルから変換された１次元配列データと第２のデータファイルから変換された１次元配列データとの相関関数から、血管周方向に配列されたデータの位置ずれ量を算出する。そして、第２のセレクタ３４は、その算出された位置ずれ量を用いることにより第２のデータファイルに２次元配列されたデータの血管周方向の位置ずれを補正し、補正後の第２のデータファイルに２次元配列されたデータおよび第１のファイルに２次元配列されたデータの、血管半径方向に並んだデータそれぞれから、所定数のデータずれた、互いに一部が重なる複数のデータが並んだデータ列を抽出し、第２の相関処理手段３５は、第２のセレクタ３４で抽出されたデータ列のうちの相互に対応するデータ列の相互相関係数の大きさを求めることにより同じ動きをする部位を検出する。さらに、移動量計算手段３６は、相互相関係数の大きさが最大となるときのデータ列の位置ずれ量を求めることにより同じ動きをする部位の移動量を検出する。
【００３５】
ここで、血管半径方向の相互相関係数が大きいデータ列は、同じ動きをする部位であると推定することができるし、血管半径方向の位置ずれ量は、同じ動きをする部位の移動量と推定することができる。
【００３６】
画像変換部１６は、信号処理部１５で、フィルタリングや周波数分析などがなされたデータに補間演算などを行って、画像表示部２０に断層像を表示する。その場合、プロセッサ３０で算出された相互相関係数が大きいデータ列の輝度を変調したり、色別することにより血管やプラークを他の組織と識別表示することができる。また、血管やプラークの移動量の大きさを色別表示することもできる。
【００３７】
本実施形態では、血管半径方向に超音波を送受波して得た１つの受信信号について３０００のサンプルを抽出し、各サンプルを８ビットのデータに変換しているが、必ずしもこれに限定されない。
【００３８】
図３は、メモリに記憶されるデータの構造を示す図である。
【００３９】
図３に示すように、血管内に挿入されたプローブの振動子から血管壁１ａに向けて、プローブが１回転する毎に２５６回超音波が送受信され、１送受信５により得られた１つの受信信号について３０００のサンプルが抽出され、それぞれのサンプルは、８ビットのデータに変換される。そして、８ビットのデータは、プローブが１回転する間に送受信された２５６の受信信号それぞれからサンプリングされ、断層像１フレーム分に相当する、血管周方向と血管半径方向とに２次元配列させたデータファイルに記憶される。
【００４０】
メモリには、２次元配列構造を有する、第１のデータファイル；Ｄ１(ｉ，ｊ)、第２のデータファイル；Ｄ２（ｉ，ｊ）、第３のデータファイル；Ｄ３（ｉ，ｊ）…のように記憶されており、各データファイルのｊ列は、血管半径方向のサンプリング位置（１から３０００までの整数をとる。）をあらわし、ｉ行は、プローブの振動子から超音波を送受信したときのプローブの回転角度に２５６／３６０°を掛けたもの（１から２５６までの整数をとる。）をあらわしている。
【００４１】
本実施形態では、断層像を１秒間に３０フレーム表示させるため、１秒間に約２２Ｍサンプル抽出するが、これに限定されるものではなく、例えば１５フレーム表示させることとして、サンプル数を少なくすることもできる。
【００４２】
図４は、連続する２フレーム間における血管周方向の位置ずれ量を求める第１のセレクタおよび相関処理１におけるアルゴリズムを示す図である。
【００４３】
図４において、第１のセレクタでは、連続する２フレーム間の血管断層像をあらわす、例えば第１のデータファイル６の２次元配列データＤ１(ｉ，ｊ)と第２のデータファイル７の２次元配列データＤ２（ｉ，ｊ）それぞれを、血管の中心から血管壁に向けて渦巻き状に配列させた１次元配列データＹ１（ｎ）とＹ２（ｎ）とに変換する。
【００４４】
例えばＹ１（ｎ）は、Ｄ１（１，１）、Ｄ１（２，１）、Ｄ１（３，１）…、Ｄ１（２５６，１）…、Ｄ１（１，２）…、Ｄ１（２５６，２）、Ｄ１（１，３）…、Ｄ１（２５６，３）…、Ｄ１（１，３０００）、Ｄ１（２，３０００）…、Ｄ１（２５６，３０００）のように１次元配列する。
【００４５】
すなわち、ｉが順次１から２５６までの整数をとるときの各ｉに対して、ｊが順次１から３０００までの整数をとるように組み合わせて、２次元配列データＤ（ｉ，ｊ）を、Ｙ（２５６×（ｊ−１）＋ｉ）＝Ｙ（ｘ）に置換すれば、渦巻状の１次元配列データが得られる。
【００４６】
ここで、ｘは、１から７６８０００までの整数をあらわす。
【００４７】
次に、第１の相関処理手段は、得られた渦巻状の１次元データ配列に基いて、連続する２フレームそれぞれの１次元配列データ相互の相関関数Ｒ_Y1Y2（ｍ）を次式から求める。
【００４８】
【式１】

【００４９】
そして、相関関数Ｒ_Y1Y2（ｍ）が最大となるｍを求めれば、それが断層像の第１のフレームと第２のフレームとの血管周方向の位置ずれ量Ｒｄとなる。
【００５０】
ここで、Ｎは、相互相関関数を求める際のデータ数であり、ｍは、相互相関関数を算出する際のずらし量をあらわす。いま、相関関数Ｒ_Y1Y2（ｍ）が最大となる見込みのずらし数をＭとすれば、ｍは、−（Ｍ−１）≦ｍ≦（Ｍ−１）の範囲内に数をとるので、Ｎは、７６８０００−（Ｍ−１）となる。
【００５１】
図５は、血管周方向の位置ずれ量を補正した２次元配列データに基いて連続する２フレーム間における断層像の相関係数を求める第２のセレクタおよび相関処理２におけるアルゴリズムを示す図である。
【００５２】
図５において、第２のセレクタでは、断層像の連続する２フレームをあらわす第１のデータファイル６の２次元配列データＤ１（ｉ，ｊ）と第２のデータファイル７の２次元配列データＤ２（ｉ，ｊ）のうち、第２のデータファイル７の２次元配列データＤ２（ｉ，ｊ）を、第１の相関処理手段により算出された、血管周方向の位置ずれ量Ｒｄにより補正する。その結果、第２のデータファイル７の２次元配列データは、Ｄ２（ｉ，ｊ＋Ｒｄ）となる。
【００５３】
そして、プローブがそれぞれ所定の角度回転した血管周方向の位置ｉに対して、血管半径方向に、血管の中心側から血管壁側に向けて配列された３０００のデータから、１０ずつずれた、互いに一部が重なる、２００のデータが並んだデータ列Ｌｋ（ｘ）を抽出する。
【００５４】
例えば、Ｌ１（ｘ）；Ｄ（ｉ，１）、Ｄ（ｉ，２）…Ｄ（ｉ，２００）
Ｌ２（ｘ）；Ｄ（ｉ，１１）Ｄ（ｉ，１２）…Ｄ（ｉ，２０００）
Ｌ２８１（ｘ）；Ｄ（ｉ，２８０１）…Ｄ（ｉ，３０００）
一般に、データ列Ｌｋ（ｘ）は、２次元配列データＤ（ｉ，ｊ）から、Ｌｋ（ｎ）＝Ｄ（ｉ，（ｋ−１）×１０＋ｎ）なる関係式から求めることができる。
【００５５】
ただし、ｋは、１から２８１までの整数をとり、ｎは、それぞれのｋに対して１から２００までの整数をとる。
【００５６】
この抽出作業を、すべてのｉ（１から２５６までの整数をとる。）に対して行う。
【００５７】
本実施形態では、データ列に配列されるデータ数を２００に設定しているが、必ずしも２００である必要はなく、同じ動きをする部位の動きの速度やその部位の大きさに応じて任意に設定することができる。また、１０ずつずれた、互いに一部が重なる、データ列を抽出しているが、必ずしも重複させる必要はなく、ずらす数も、データ列に配列されるデータ数に応じて任意に設定することができる。
【００５８】
次に、第２の相関処理手段では、連続する２フレーム間の対応するデータ列Ｌ１ｋ（ｎ）とＬ２ｋ（ｎ）との相関関数Ｒ_L1kL2k（ｍ）から相関係数Ｃ_L1kL2k（ｍ）を式２および式３に基づいて算出する。
【００５９】
【式２】

【００６０】
【式３】

【００６１】
相関係数Ｃ_L1kL2k（ｍ）が大きいデータ列は、同じ動きをしていると考えることができる。
【００６２】
したがって、相関係数の大小に応じて、これらのデータ列があらわす断層像の輝度を変化させたり、あるいは色調を変化させることにより血管やプラークをを他の組織と区分して表示させることができる。
【００６３】
次に、血管半径方向のずれ量ｍを求める。
【００６４】
本実施形態では、相関関数Ｒ_L1kL2k（ｍ）は、２次元配列データの血管半径方向に並んだデータから抽出されたデータ列に基づいて算出しているため、得られる値は、元の画像の明るさに左右される。そこで、画像の明るさによらず相関を評価するため、Ｒ（０）で規格化した相互相関係数を用いて、血管半径方向のずれ量を算出する。
【００６５】
移動量計算手段は、相関係数Ｃ_L1kL2k（ｍ）の大きさが最大となるときのデータ列の位置のずれ量ｍを求めることにより、求めたそのずれ量ｍを血管やプラークの移動量と推定することができる。
【００６６】
したがって、求めた位置ずれ量に応じて、それらのデータ列があらわす断層像に重ね合わせて識別表示すれば、血管やプラークの運動方向を解析したり、血管の硬さ、柔らかさを示す指標とすることができる。
【００６７】
次に、本実施形態で求めた相関係数Ｃ_L1kL2k（ｍ）の大きさを断層像に重ね合わせて血管部分を色別表示したものと、血管の収縮運動量を断層像に重ね合わせて色別表示したものとを、Ｂモード像と比較した比較結果について説明する。
【００６８】
図６は、本実施形態の超音波診断装置により疾患のある被検者の血管内の断層を表示したときの模式図であり、図６（ａ）は、Ｂモード像を示し、図６（ｂ）は、相関係数の大きさから、特定した同じ動きをするプラークを示し、図６（ｃ）は、ずれ量から求めた、プラークの移動量を示す。
【００６９】
図６（ａ）に示すように、Ｂモード像は、コントラストが充分でないため、血管内の血流等とプラークとの区別が付かない状態であるが、図６（ｂ）では、、プラークが赤く識別表示されている（図の斜線部分）ため、血流や、血管壁と明瞭に判別することができる。また、図６（ｃ）では、プラークが移動量によってさらに細かく色別表示され（図の斜線の方向）、プラークの硬、軟を明瞭に判別することができる。
【００７０】
【発明の効果】
以上、説明したように、本発明の超音波診断装置によれば、血管やプラークが識別表示されるので、血管内の疾患をより具体的に判別することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来から用いられている血管の断層像を表示する超音波診断装置の概略構成図である。
【図２】血管内超音波法を行う本実施形態の超音波診断装置を示す概略構成図である。
【図３】メモリに記憶されるデータの構造を示す図である。
【図４】連続する２フレーム間における血管周方向の位置ずれ量を求める第１のセレクタおよび相関処理１におけるアルゴリズムを示す図である。
【図５】血管周方向の位置ずれ量を補正した２次元配列データに基いて連続する２フレーム間における断層像の相関係数を求める第２のセレクタおよび相関処理２におけるアルゴリズムを示す図である。
【図６】本実施形態の超音波診断装置により疾患のある被検者の血管内の断層を表示したときの模式図である。
【符号の説明】
１血管
２カテーテル
３プローブ
４血管壁
５１送受信
６第１のデータファイル
７第２のデータファイル
１０送受信回路
１１受信信号
１３Ａ／Ｄ変換器
１４検波回路
１５信号処理部
１６画像表示部
２０表示部
３０プロセッサ
３１メモリ
３２第１のセレクタ
３３第１の相関処理手段
３４第２のセレクタ
３５第２の相関処理手段
３６移動量計算手段[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that displays a tomographic image by transmitting and receiving ultrasonic waves from a transducer at a distal end portion of a catheter inserted into a blood vessel and performing image processing on a received signal.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, in the medical field, a catheter is inserted into an artery or the like, a state inside the blood vessel is diagnosed, a necessary treatment is taken, and a catheter with an inflatable balloon attached to the tip is inserted to the lesion, and the balloon is inserted. The blood flow is restored by changing the shape of the lesion by expanding the blood pressure. In addition, a transducer is attached to the distal end of the catheter, ultrasonic waves are transmitted and received toward the blood vessel wall, and the obtained received signal is image-processed to form a tomographic image representing the cross-section of the blood vessel or a cross-section in the blood vessel direction. IVUS method (intravascular ultrasound method or ultrasonic echo method) that displays in real time on a display device as a tomographic image is not only the blood flow status, but also measures the inner diameter of blood vessels and the amount of plaque that reveals the degree of stenosis of the blood vessels. It has been put to practical use as a diagnostic technique for the purpose of calculating the area of the inner wall of the blood vessel and the area of the outer wall of the blood vessel and determining the quality of the remodeling lesion in the stenosis.
[0003]
In the method of radial scanning of ultrasonic waves from the transducer at the catheter tip toward the blood vessel wall, an array transducer probe that performs radial scanning by arranging micro transducers on the circumference and a micro single plate transducer are fixed. There are mechanical scanning probes that rotate by attaching a reflecting mirror to the drive shaft or rotate by directly attaching a single-plate vibrator to the drive shaft, but mechanical scanning probes that are simple in structure and easy to work with are often used. ing.
[0004]
FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus that displays a tomographic image of a blood vessel that has been conventionally used.
[0005]
As shown in FIG. 1, a catheter 2 is inserted into a blood vessel 1, and a probe 3 is attached to the distal end of the catheter 2. The probe 3 is connected to the transmission / reception circuit 10, and the transducer of the probe 3 is excited by a pulse transmitted from the transmission / reception circuit 10 to transmit an ultrasonic wave toward the inner wall of the blood vessel, and converts the reflected wave into an electric signal. The reception signal 11 is sent to the transmission / reception circuit 10. The received signal 11 is converted into a digital signal by the A / D converter 13 and decomposed into a high frequency component and a low frequency component by the detection circuit 14. The received signal 11 decomposed into the high-frequency component and the low-frequency component is subjected to filtering, frequency analysis, and the like in the signal processing unit 15, and subjected to interpolation calculation and the like in the image conversion unit 16. Is displayed.
[0006]
However, the displayed tomographic image does not have enough contrast, and the image includes a speckle pattern due to ultrasonic interference, which distinguishes the blood vessel wall from the plaque, and distinguishes the plaque from the blood flow. Requires skill.
[0007]
Therefore, for example, if the ultrasonic frequency is increased, backscattering from the blood increases rapidly, making it difficult to discriminate blood from surrounding tissues, so that it is time-averaged with the exercise power averaged over time. In some cases, a blood flow color image is combined with a motion frequency to display a blood flow region with a high contrast with respect to a blood vessel wall and surrounding tissues (see Patent Document 1).
[0008]
In addition, when displaying a tomogram in a body cavity using the IVUS method, it is caused by various types of movements of both the catheter and the body cavity, such as heart beat, blood and other fluids, and blood vessel contraction In order to remove the twist and inaccuracy of the generated IVUS image, there is one that compensates for the image misalignment (see Patent Document 2).
[0009]
[Patent Document 1]
JP-A-10-305036 (page 5-6)
[0010]
[Patent Document 2]
US Patent 6,152,878 (2-5)
[0011]
[Problems to be solved by the invention]
However, even if the contrast of the blood flow region is increased with respect to the blood vessel wall and the surrounding tissue, it is not easy to distinguish the boundary between the blood vessel wall and the plaque and the outer wall of the blood vessel and the surrounding tissue. In addition, a method for compensating for image torsion caused by pulsation of the heart, blood and other fluids, and blood vessel contraction is very complicated.
[0012]
In view of the above circumstances, an object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that can clearly distinguish a blood vessel wall and a plaque by a relatively simple process.
[0013]
[Means for Solving the Problems]
The ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention that achieves the above object inserts a catheter having a sensor at the tip thereof that transmits ultrasonic waves and receives the reflected waves to obtain a received signal into the blood vessel of the subject. An image display unit displays an intravascular tomographic image of the subject by performing image processing on a reception signal obtained by rotating a transmission direction of an ultrasonic wave transmitted from the sensor toward the blood vessel wall In the ultrasonic diagnostic apparatus displayed on
A part specifying means for specifying a part having the same movement in the blood vessel radial direction between adjacent frames of the intravascular tomographic image displayed on the image display unit;
The image display unit is configured to identify and display the part specified by the part specifying means on the vascular tomographic image.
[0014]
In this manner, since a part having the same motion is identified and identified and displayed on the vascular tomogram, blood vessels and plaques can be easily identified.
[0015]
Here, provided with a deviation amount calculating means for calculating a deviation amount in the blood vessel circumferential direction between adjacent frames of the intravascular tomographic image displayed on the image display unit,
Preferably, the part specifying unit specifies the part after correcting the deviation amount calculated by the deviation amount calculating unit.
[0016]
As described above, if a region having the same motion is identified after the amount of deviation in the circumferential direction of the blood vessel caused by uneven rotation of the sensor is corrected, the region can be identified with high accuracy.
[0017]
Further, the part specifying means includes first data obtained by sampling a reception signal obtained from a predetermined transmission direction in the first rotation after the transmission direction of the ultrasonic wave transmitted from the sensor is rotated twice, and the next data It is preferable that the cross-correlation coefficient of the second data obtained by sampling the reception signal obtained from the transmission direction with the rotation of is obtained, and the part is specified by the magnitude of the cross-correlation coefficient.
[0018]
As described above, when the magnitude of the cross-correlation coefficient is obtained, it can be estimated that a part having a large magnitude is a part that performs the same movement.
[0019]
Further, the deviation amount calculation means includes the data obtained by sampling the reception signal obtained by the first rotation, in which the transmission direction of the ultrasonic wave transmitted from the sensor is rotated twice, and the reception signal obtained by the next rotation. Is extracted from the data sampled at the same position in the radial direction of the blood vessel to form one-dimensional array data, and a cross-correlation function between the one-dimensional array data is calculated, thereby calculating the blood vessel circumference. It is preferable to obtain the amount of direction deviation.
[0020]
Thus, if one-dimensional array data in the blood vessel circumferential direction is extracted from each data sampled at the same position in the blood vessel radial direction and the cross correlation function is obtained, the amount of deviation in the blood vessel circumferential direction can be obtained.
[0021]
Further, it is preferable that the part specifying means extracts a predetermined number of data corresponding to each other from each of the first data and the second data, and extracts the one-dimensional array data. Preferably, the part specifying means extracts a plurality of pieces of data that overlap each other by a predetermined number and extract the one-dimensional array data.
[0022]
In this way, by extracting a predetermined number of data or a plurality of data that are shifted by a predetermined number and partially overlapping each other to obtain a cross-correlation coefficient, it is possible to estimate a portion that performs the same movement in the blood vessel radial direction more precisely. it can.
[0023]
Further, the region specifying means calculates the amount of shift in the blood vessel radial direction of the intravascular tomographic image by calculating a shift amount between the one-dimensional array data when the magnitude of the cross-correlation coefficient is maximum. Seeking
It is also a preferable aspect that the image display unit is configured to identify and display the movement amount obtained by the part specifying means on the vascular tomographic image.
As described above, if the movement amount in the blood vessel radial direction is obtained and identified and displayed on the blood vessel tomographic image, the blood vessel and the plaque can be easily discriminated.
[0024]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described.
[0025]
FIG. 2 is a schematic configuration diagram showing the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment that performs intravascular ultrasonic method (IVUS method).
[0026]
As shown in FIG. 2, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment that performs the IVUS method includes a transmission / reception circuit 10 that transmits a pulse signal that excites a vibrator or receives and amplifies a reception signal 11 that is sent from the vibrator; An A / D converter 13 that converts the received signal 11 into a digital signal, a detection circuit 14 that extracts a low-frequency component from the digitized received signal, and filtering and frequency analysis on the received signal output from the detection circuit 14 A signal processing unit 15 that performs display, an image conversion unit 16 that compensates for insufficient pixels in displaying the received signal on the screen, an image display unit 20 that displays the received signal that has undergone the interpolation operation, and a probe rotation The amount of deviation in the circumferential direction of the blood vessel due to unevenness is calculated, the digitized received signal is corrected, and the tomographic images between consecutive frames when the received signal is displayed on the display unit 20 are corrected. A processor 30 for calculating the magnitude of the cross-correlation coefficient in the tube radial direction and the amount of movement in the blood vessel radial direction, and a mechanical scanning probe 3 provided at the distal end of the catheter 2 electrically connected to the transmission / reception circuit 10 The probe has a transducer (not shown) that transmits and receives ultrasonic waves.
[0027]
Here, in the probe 3 of the present embodiment, the drive shaft rotates at 1800 rpm, and during one rotation, the ultrasonic wave is transmitted and received 256 times in a predetermined direction from the vibrator included in the probe 3, but is not limited thereto. .
[0028]
In this embodiment, a mechanical scanning probe is used. However, the probe is not necessarily limited to a mechanical scanning probe, and may be applied to an ultrasonic diagnostic apparatus using an electronic probe. be able to.
[0029]
The processor 30 temporarily stores data converted by the A / D converter 13 in a data file that is two-dimensionally arranged in the blood vessel circumferential direction and the blood vessel radial direction, and is stored in each data file in the memory 31. The first selector 32 converts the two-dimensional array data arranged in the circumferential direction of the blood vessel into data arranged in a one-dimensional manner by connecting them in a spiral shape from the central side in the blood vessel radial direction to the blood vessel wall side. And converting each of the two-dimensional array data stored in the adjacent first and second data files into one-dimensional array data, and based on the correlation function between the converted one-dimensional array data, First correlation processing means 33 for obtaining a deviation amount of data arranged in the circumferential direction of the blood vessel, and a first data file after correction in which the position in the circumferential direction of the blood vessel is corrected using the obtained deviation amount. A predetermined number of data strings are extracted from each of the data arranged in the radial direction of the blood vessel of the two-dimensionally arranged data and the two-dimensionally arranged data in the first data file, and the data corresponding to each other in the extracted data strings The second correlation processing unit 35 for obtaining the magnitude of the cross-correlation coefficient of the column, and the amount of positional deviation of the data string when the magnitude of the cross-correlation coefficient obtained by the second correlation processing unit 33 is maximized. And a moving amount calculating means 36 for detecting the moving amount of the blood vessel wall by obtaining.
[0030]
Here, in this embodiment, the first selector connects the data arranged in the circumferential direction of the blood vessel in the two-dimensional array data in a spiral shape from the central portion side in the blood vessel radial direction to the blood vessel wall side. Although it is converted into array data, it is not always necessary to connect them in a spiral shape. One-dimensional array data arranged in the circumferential direction of the blood vessel can be connected in any order.
[0031]
The probe 3 is provided with a vibrator (not shown) that emits an ultrasonic wave when excited and outputs an electric signal when receiving a reflected wave that is reflected and returned. The vibrator is electrically connected to the transmission / reception circuit 10. Then, it is excited by the pulse transmitted from the transmission / reception circuit 10 and transmits an ultrasonic wave toward the inner wall of the blood vessel 1 to convert the reflected wave into an electric signal. The reception signal 11 converted into an electrical signal is sent from the vibrator to the transmission / reception circuit 10. The transmission / reception circuit 10 sends the reception signal 11 to the A / D converter 13, and the A / D converter 13 extracts 3000 samples from the reception signal 11, and converts each sample into 8-bit data. These data consist of 768,000 data obtained by extracting 3000 samples for each of the 256 received signals received each time the drive shaft of the probe 3 makes one rotation in the blood vessel circumferential direction and the blood vessel radial direction. A dimensionally arranged data file is created and temporarily stored in the memory 31 of the processor 30.
[0032]
Here, one data file corresponds to one frame of a tomographic image displayed on the display unit 20 of the ultrasonic diagnostic apparatus.
[0033]
The data converted by the A / D converter 13 is sent to the detection circuit 14, where it is decomposed into a high frequency component and a low frequency component, and the decomposed data is subjected to signal processing unit 15, filtering, frequency analysis, and the like. The
[0034]
On the other hand, the processor 30 converts the two-dimensional array data stored in each data file by the first selector 32 into one-dimensional array data connected spirally from the center of the blood vessel toward the blood vessel wall, and the first correlation is performed. The processing means 33 calculates the positional deviation amount of the data arranged in the circumferential direction of the blood vessel from the correlation function between the one-dimensional array data converted from the first data file and the one-dimensional array data converted from the second data file. Is calculated. Then, the second selector 34 corrects the positional deviation in the blood vessel circumferential direction of the data two-dimensionally arranged in the second data file by using the calculated positional deviation amount, and the corrected second data A plurality of data partially overlapping each other with a predetermined number of data shifted from the data arranged in the blood vessel radial direction of the data arranged two-dimensionally in the file and the data arranged two-dimensionally in the first file The data sequence is extracted, and the second correlation processing means 35 performs the same movement by obtaining the magnitude of the cross-correlation coefficient of the data sequence corresponding to each other among the data sequences extracted by the second selector 34. The part to be detected is detected. Furthermore, the movement amount calculation means 36 detects the movement amount of the part that moves in the same manner by obtaining the positional deviation amount of the data string when the magnitude of the cross-correlation coefficient is maximized.
[0035]
Here, a data string having a large cross-correlation coefficient in the radial direction of the blood vessel can be estimated to be a part that performs the same movement, and the positional deviation amount in the radial direction of the blood vessel is equal to the movement amount of the part that performs the same movement Can be estimated.
[0036]
The image conversion unit 16 displays a tomographic image on the image display unit 20 by performing an interpolation operation or the like on the data that has been subjected to filtering, frequency analysis, and the like in the signal processing unit 15. In that case, blood vessels and plaques can be identified and displayed from other tissues by modulating the luminance of a data string having a large cross-correlation coefficient calculated by the processor 30 or by color-coding. In addition, the moving amount of blood vessels and plaques can be displayed by color.
[0037]
In the present embodiment, 3000 samples are extracted from one received signal obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves in the radial direction of the blood vessel, and each sample is converted into 8-bit data. However, the present invention is not limited to this.
[0038]
FIG. 3 is a diagram illustrating a structure of data stored in the memory.
[0039]
As shown in FIG. 3, ultrasonic waves are transmitted / received 256 times each time the probe rotates from the transducer of the probe inserted into the blood vessel toward the blood vessel wall 1a, and one reception obtained by one transmission / reception 5 is received. 3000 samples are extracted for the signal, and each sample is converted to 8-bit data. The 8-bit data is sampled from each of the 256 received signals transmitted and received during one rotation of the probe, and two-dimensionally arranged in the blood vessel circumferential direction and blood vessel radial direction corresponding to one frame of tomographic image. Stored in data file.
[0040]
The memory includes a first data file having a two-dimensional array structure; D1 (i, j), a second data file; D2 (I, j), third data file; D3 (i, j)..., And j columns of each data file take sampling positions in the blood vessel radial direction (integers from 1 to 3000) .), And row i represents a value obtained by multiplying the rotation angle of the probe when transmitting / receiving ultrasonic waves from the transducer of the probe by 256/360 ° (an integer from 1 to 256).
[0041]
In this embodiment, in order to display a tomographic image at 30 frames per second, about 22 M samples are extracted per second. However, the present invention is not limited to this. For example, 15 frames are displayed to reduce the number of samples. You can also.
[0042]
FIG. 4 is a diagram illustrating a first selector for obtaining a positional deviation amount in the blood vessel circumferential direction between two consecutive frames and an algorithm in the correlation process 1.
[0043]
In FIG. 4, the first selector represents a tomographic image between two consecutive frames, for example, two-dimensional array data D1 (i, j) in the first data file 6 and two-dimensional data in the second data file 7. Sequence data D2 Each of (i, j) is converted into one-dimensional array data Y1 (n) and Y2 (n) arranged spirally from the center of the blood vessel toward the blood vessel wall.
[0044]
For example, Y1 (n) is D1 (1,1), D1 (2,1), D1 (3,1) ..., D1 (256,1) ..., D1 (1,2) ..., D1 (256,2). , D1 (1,3)..., D1 (256,3)..., D1 (1,3000), D1 (2,3000)..., D1 (256,3000).
[0045]
That is, for each i when i sequentially takes an integer from 1 to 256, j is sequentially combined to take an integer from 1 to 3000, and the two-dimensional array data D (i, j) is By substituting (256 × (j−1) + i) = Y (x), spiral one-dimensional array data can be obtained.
[0046]
Here, x represents an integer from 1 to 768,000.
[0047]
Next, the first correlation processing means obtains a correlation function R _Y1Y2 (m) between the one-dimensional array data of two consecutive frames based on the obtained spiral one-dimensional data array from the following equation.
[0048]
[Formula 1]

[0049]
Then, if m that maximizes the correlation function R _Y1Y2 (m) is obtained, it becomes the positional deviation amount Rd in the blood vessel circumferential direction between the first frame and the second frame of the tomographic image.
[0050]
Here, N is the number of data when obtaining the cross-correlation function, and m is the shift amount when calculating the cross-correlation function. Now, assuming that the number of shifts with which the correlation function R _Y1Y2 (m) is maximized is M, m takes a number within the range of − (M−1) ≦ m ≦ (M−1). Becomes 768000- (M-1).
[0051]
FIG. 5 is a diagram showing a second selector for obtaining a correlation coefficient of tomographic images between two consecutive frames based on two-dimensional array data in which the amount of positional deviation in the blood vessel circumferential direction is corrected, and an algorithm in correlation processing 2. .
[0052]
In FIG. 5, in the second selector, the two-dimensional array data D1 (i, j) of the first data file 6 representing two consecutive frames of the tomographic image and the two-dimensional array data D2 ( i, j), the two-dimensional array data D2 (i, j) of the second data file 7 is corrected by the positional deviation amount Rd in the circumferential direction of the blood vessel calculated by the first correlation processing means. As a result, the two-dimensional array data of the second data file 7 is D2 (I, j + Rd).
[0053]
Then, with respect to the position i in the circumferential direction of the blood vessel in which the probe has been rotated by a predetermined angle, each of the 3000 data arranged in the radial direction of the blood vessel from the center side of the blood vessel toward the blood vessel wall side is shifted by 10 from each other. A data string Lk (x) in which 200 pieces of data are partially overlapped is extracted.
[0054]
For example, L1 (x); D (i, 1), D (i, 2) ... D (i, 200)
L2 (x); D (i, 11) D (i, 12) ... D (i, 2000)
L281 (x); D (i, 2801) ... D (i, 3000)
In general, the data string Lk (x) can be obtained from the relational expression Lk (n) = D (i, (k−1) × 10 + n) from the two-dimensional array data D (i, j).
[0055]
However, k takes an integer from 1 to 281 and n takes an integer from 1 to 200 for each k.
[0056]
This extraction operation is performed for all i (takes an integer from 1 to 256).
[0057]
In the present embodiment, the number of data arranged in the data string is set to 200, but it is not necessarily 200, and can be arbitrarily set according to the speed of movement of the same moving part and the size of the part. Can be set. In addition, the data strings that are shifted by 10 and partially overlap each other are extracted, but it is not always necessary to overlap, and the number of shifts can be arbitrarily set according to the number of data arranged in the data string. it can.
[0058]
Next, in the second correlation processing means, a correlation coefficient C _L1kL2k (m) is _calculated from a correlation function R _L1kL2k (m) between corresponding data strings L1k (n) and L2k (n) between two consecutive frames. Calculated based on 2 and Equation 3.
[0059]
[Formula 2]

[0060]
[Formula 3]

[0061]
Data sequences having a large correlation coefficient C _L1kL2k (m) can be considered to be in the same motion.
[0062]
Therefore, blood vessels and plaques can be displayed separately from other tissues by changing the luminance of tomographic images represented by these data strings or changing the color tone according to the magnitude of the correlation coefficient. .
[0063]
Next, a displacement amount m in the blood vessel radial direction is obtained.
[0064]
In the present embodiment, the correlation function R _L1kL2k (m) is calculated based on the data string extracted from the data arranged in the blood vessel radial direction of the two-dimensional array data, and thus the obtained value is the value of the original image. Depends on brightness. Therefore, in order to evaluate the correlation regardless of the brightness of the image, the amount of deviation in the radial direction of the blood vessel is calculated using the cross-correlation coefficient normalized by R (0).
[0065]
The movement amount calculation means obtains the displacement amount m of the position of the data string when the magnitude of the correlation coefficient C _L1kL2k (m) is maximized, and thereby determines the obtained displacement amount m as the movement amount of the blood vessel or plaque. Can be estimated.
[0066]
Therefore, according to the calculated amount of positional deviation, if it is identified and displayed superimposed on the tomographic image represented by these data strings, the movement direction of blood vessels and plaques can be analyzed, and the index indicating the hardness and softness of the blood vessels can do.
[0067]
Next, the correlation coefficient C _L1kL2k (m) obtained in this embodiment is overlaid on the tomographic image by superimposing the magnitude of the correlation coefficient C _L1kL2k (m), and the vasoconstriction momentum is superimposed on the tomographic image by color. A comparison result of comparing the displayed image with the B-mode image will be described.
[0068]
FIG. 6 is a schematic diagram when a tomography in a blood vessel of a subject having a disease is displayed by the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment. FIG. 6A shows a B-mode image, and FIG. FIG. 6B shows a plaque that moves in the same manner as identified from the magnitude of the correlation coefficient, and FIG. 6C shows the amount of plaque movement obtained from the amount of deviation.
[0069]
As shown in FIG. 6A, the B-mode image is in a state where the contrast is not sufficient, so that the blood flow in the blood vessel and the like cannot be distinguished from the plaque. In FIG. Since it is identified and displayed in red (the shaded area in the figure), it can be clearly distinguished from blood flow and blood vessel wall. Further, in FIG. 6C, plaques are displayed more finely by color according to the amount of movement (in the direction of diagonal lines in the figure), and the hardness and softness of the plaque can be clearly discriminated.
[0070]
【The invention's effect】
As described above, according to the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, since blood vessels and plaques are identified and displayed, diseases in blood vessels can be more specifically determined.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus that displays a tomographic image of a blood vessel that has been conventionally used.
FIG. 2 is a schematic configuration diagram illustrating an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment that performs intravascular ultrasound.
FIG. 3 is a diagram illustrating a structure of data stored in a memory.
FIG. 4 is a diagram showing a first selector for obtaining a positional deviation amount in a blood vessel circumferential direction between two consecutive frames and an algorithm in correlation processing 1;
FIG. 5 is a diagram showing a second selector for obtaining a correlation coefficient of a tomographic image between two consecutive frames based on two-dimensional array data in which a displacement amount in the circumferential direction of a blood vessel is corrected, and an algorithm in correlation processing 2; .
FIG. 6 is a schematic diagram when a tomography in a blood vessel of a subject having a disease is displayed by the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Blood vessel 2 Catheter 3 Probe 4 Blood vessel wall 5 1 Transmission / reception 6 1st data file 7 2nd data file 10 Transmission / reception circuit 11 Reception signal 13 A / D converter 14 Detection circuit 15 Signal processing part 16 Image display part 20 Display part 30 processor 31 memory 32 first selector 33 first correlation processing means 34 second selector 35 second correlation processing means 36 movement amount calculating means

Claims

A sensor equipped with a sensor that transmits ultrasonic waves and receives the reflected waves to obtain received signals is inserted into the blood vessel of the subject, and is transmitted from the sensor toward the blood vessel wall. In the ultrasonic diagnostic apparatus for displaying the tomographic image of the subject on the image display unit by performing image processing on the received signal obtained by rotating the transmission direction of the ultrasonic wave,
A deviation amount calculating means for calculating a deviation amount in the circumferential direction of the blood vessel between adjacent frames of the intravascular tomographic image displayed on the image display unit;
After correcting the shift amount calculated by the shift amount calculation means, and identifying the region where the movement in the blood vessel radial direction between adjacent frames of the intravascular tomogram displayed on the image display unit is the same A site specifying means for
The deviation amount calculation means samples the received signal obtained by the next rotation and the data obtained by sampling the received signal obtained by the first rotation in which the transmission direction of the ultrasonic wave transmitted from the sensor is rotated twice. From the obtained data, each data sampled at the same position in the radial direction of the blood vessel is extracted in a spiral shape to form each one-dimensional array data, and a cross-correlation function between the one-dimensional array data is obtained. To calculate the amount of deviation in the direction,
The ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the image display unit is configured to identify and display a part specified by the part specifying unit on the vascular tomographic image.

The part specifying means includes first data obtained by sampling a reception signal obtained from a predetermined transmission direction in the first rotation and the next rotation, in which the transmission direction of the ultrasonic wave transmitted from the sensor is rotated twice. A cross-correlation coefficient between second data obtained by sampling the reception signal obtained from the transmission direction in step (b) is obtained, and the part is specified by the magnitude of the correlation coefficient. The ultrasonic diagnostic apparatus according to 1.

The part specifying means extracts a predetermined number of data corresponding to each other from each of the first data and the second data, and extracts the one-dimensional array data. 2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to 2.

The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3 , wherein the part specifying unit extracts a plurality of pieces of data that are shifted by a predetermined number and partially overlap each other to extract the one-dimensional array data .

The part specifying means calculates a shift amount in the blood vessel radial direction of the intravascular tomographic image by calculating a shift amount between the one-dimensional array data when the magnitude of the cross-correlation coefficient is maximized,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3 , wherein the image display unit is configured to identify and display the movement amount obtained by the region specifying unit on the vascular tomographic image .