JP3734443B2

JP3734443B2 - Ultrasonic diagnostic equipment

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Publication number: JP3734443B2
Application number: JP2001393151A
Authority: JP
Inventors: 正英西浦
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2001-12-26
Filing date: 2001-12-26
Publication date: 2006-01-11
Anticipated expiration: 2021-12-26
Also published as: JP2003190167A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
心臓病等の診断において、臓器組織の運動を正確に測定することは重要である。このような目的に対して、従来の超音波診断装置では、カラードップラー法による速度検出が提案されている。
【０００３】
カラードップラー法は、運動する組織に向けて発射した超音波ビームに対する受信エコー信号の、ドップラー効果による運動速度に応じた波長の偏移（ドップラーシフト）を検出し、ドップラーシフトから算出した当該組織の速度と運動の方向を色分けして表示する技術である。
【０００４】
しかし、ドップラーシフトから算出可能な速度成分は、超音波ビームの進行方向と同一の成分のみであり、超音波ビームの進行方向に対して垂直な速度成分は測定不能である。図１１は超音波で心臓をスキャンして得られた画像である。扇形の領域１１０１はスキャン範囲で、扇形の中心から半径方向に伸びている破線１１０３は、心臓組織のある地点の速度を検出する際に放出した超音波ビームの進行方向である。図１１のように超音波ビームで心臓１１０２をスキャンして速度を検出しようとした場合、心臓組織の実際の運動方向が矢印１１０５方向であったとしても、検出されるドップラー速度は矢印１１０４方向の超音波信号の進行方向の速度成分である。従って、超音波ビームに対して垂直方向に運動する組織は、あたかも運動していないように見えてしまう。つまり、測定される速度値が超音波ビームと組織の運動方向の関係に依存するという問題がある。
【０００５】
これに対して特開平６−１１４０５９号公報では、プローブの開口を２領域に分割し、異なる角度の超音波ビームを形成することで、本来の２次元速度ベクトルを得る方法や、組織の輪郭を抽出して運動方向を仮定して速度ベクトルを推定する方法が開示されている。
【０００６】
しかしながら、プローブの開口を２領域に分割して形成した超音波ビームのなす角度の差は僅少であり、算出された速度ベクトルは誤差を含みやすいという問題がある。また、推定された速度ベクトルも必ずしも正しいとは限らない。
【０００７】
一方、特開２０００−２１７８１８号公報では、画像パターンにより心臓の弁輪部分をテンプレートマッチングで追跡する手法が提案されているが、特徴の不明瞭な部位では追跡の精度が劣り、また複数の部位を同時に追跡するためには多くの処理時間を要するという問題があった。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
従来の超音波診断装置では、人体の組織や臓器の運動を正確に調べると演算量が膨大になり処理時間を多く必要としていた。また、特徴的な形状を目印に追跡を行うために、特徴に乏しい点を追跡する場合は、追跡の精度が悪くなるという問題もあった。
【０００９】
本発明では、臓器組織の任意の領域を２次元ないし３次元的に精度良くかつ高速に追跡でき、２次元ないし３次元速度を精度良くかつ高速に求めることができる超音波診断装置を提供することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するため、本発明の超音波診断装置は、被検体に超音波ビームを発射してエコー信号を受信する走査部と、前記エコー信号からフレーム単位の被検体画像を順次生成して出力する画像生成部と、前記エコー信号の周波数偏移を検出して被検体各点の超音波ビーム進行方向成分の速度であるドップラー速度を検出する速度検出部と、前記被検体画像及び被検体各点の前記ドップラー速度を順次記憶しておくフレームメモリと、第Ｎフレーム（Ｎは自然数）内の被検体各点の移動先を第Ｎ＋ｎフレーム（Ｎ、ｎともに自然数）内で探索して移動先の座標データを求める探索部と、前記被検体画像を表示する表示部と、前記移動先の座標データを外部に順次出力する運動情報出力部とを有し、前記探索部は、前記第Ｎ＋ｎフレーム内での移動先の探索を行う範囲を、第Ｎフレームの被検体各点について検出した前記ドップラー速度によって限定される領域に設定することを特徴とする。
【００１１】
さらに、本発明の超音波診断装置は、第Ｎフレームの被検体各点の座標データとこれらの移動先の座標データを用いて第Ｎフレーム目の被検体各点における速度ベクトルを算出する速度ベクトル算出部を有し、前記運動情報出力部は前記速度ベクトルを外部に順次出力することを特徴としてもよい。
【００１２】
本発明によれば、被検体各点を追跡して速度ベクトルを検出する際に、探索範囲を限定することが可能なために少ない演算量で探索が行えるので、速度ベクトル検出の精度を維持しつつ処理を高速化することができる。
【００１３】
【発明の実施の形態】
図８は本発明の第１の実施形態乃至第３の実施形態の超音波診断装置の主な機能とそれを実現するための主な処理を説明する流れ図である。各実施形態ごとの機能及び詳細な構成等に関してはそれぞれの実施形態の説明時に行う。本発明の特徴的な点は、フレーム間でのブロックマッチングにより心臓組織各点の移動先を求める際に、エコー信号のドップラーシフトから求まるドップラー速度を利用してブロックマッチングによる探索範囲を設定して行っている点である。これにより、心臓組織各点の高精度な追跡と高速処理を両立することができる。また、各点の追跡を高精度かつ高速に行えるので、各点の速度ベクトルも精度を高く維持しつつ高速に求めることが可能となっている。
【００１４】
（第１の実施形態）図１は本発明の第１の実施形態の超音波診断装置の構成を表すブロック図である。本実施形態の超音波診断装置は心臓を撮像し、心臓組織各部分の運動の大きさ（速度）に応じて色付けを行ったカラーコーディング画像を表示する装置である。
【００１５】
本実施形態の超音波診断装置は、（１）心臓組織のＢモード画像の取得及び心臓組織各点の超音波ビームの進行方向成分の速度（ドップラー速度）の検出のために心臓組織に超音波ビームを発射してエコー信号を受け取る処理と、（２）エコー信号からＢモード画像を取得する処理と、（３）エコー信号のドップラーシフトを検出して心臓組織各点のドップラー速度を求める処理と、（４）ブロックマッチングで心臓組織各点の移動先の座標を求め、移動ベクトルを求める処理と、（５）心臓組織各点の速度ベクトルを求めて速度ベクトルに応じた色を割り当てたカラーコーディング画像を生成して、これをＢモード画像に重ねて表示する処理とを行う。
【００１６】
上記処理を行うために、本実施形態の超音波診断装置は超音波ビームの送受信を行う超音波プローブ１０１と、プローブの駆動と得られたエコー信号を処理するプローブ駆動・エコー信号処理部１０２と、エコー信号からＢモード画像生成するＢモード用ＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）部１０３とを有する。本装置はさらに、エコー信号から心臓組織各部分のドップラー速度を検出する速度検出部１０５と、Ｂモード画像及び画像のフレーム番号及びドップラー速度を順次蓄積するフレームメモリ１０４と、得られた速度をもとに心臓組織各点の次フレームにおける移動先の座標を求める探索部１０６と、得られた座標をもとに速度ベクトルを求めて、心臓組織各点の速度ベクトルの方向と大きさに応じて色を割り当てたカラーコーディング画像を生成する解析部１０７と、本装置の使用者から命令を受けるためのインターフェースであるグラフィカルインターフェース（ＧＵＩ）を生成し、カラーコーディング画像とＢモード画像をＧＵＩ上に合成して出力する制御部１０８と、速度検出スキャン範囲を決定・制御する速度スキャン範囲設定部１０９と、制御部１０８から出力されたＧＵＩを画面に表示する表示部１１０から構成される。
【００１７】
超音波プローブ１０１はプローブ駆動・エコー信号処理部１０２からの駆動信号によって駆動されるトランスデューサーを内蔵する。トランスデューサーは駆動信号を受けて超音波信号を心臓に向けて発する。心臓組織各部分によって反射された超音波信号はトランスデューサーが受信して電気信号（エコー信号）に変換する。
【００１８】
超音波プローブ１０１のトランスデューサーは短冊状の複数の圧電振動子を一列に配列した構成になっている。各圧電振動子はプローブ駆動・エコー信号処理部１０２からの駆動信号によって振動して超音波信号を発生させる。短冊状の複数の圧電振動子各々に対する各駆動信号の遅延時間を制御することにより、超音波信号の発射方向を変えられるようになっていて、スキャン方向を自在に変えることができる。
【００１９】
プローブ駆動・エコー信号処理部１０２は、超音波プローブ１０１を制御して、画像取得スキャンと速度検出スキャンの２回のスキャンを１セットにして行わせる。２回のスキャンはいずれも２次元スキャン（人体組織の断層スキャン）を行う。そして、超音波プローブ１０１から戻ってきたそれぞれのエコー信号に対して検波処理を施す。そして、Ｂモード用ＤＳＣ部１０３には画像取得用エコー信号とフレーム番号（１セットのスキャンで得られる１フレームの画像ごとに付するフレーム番号Ｎ）を、速度検出部１０５には速度検出用エコー信号とフレーム番号Ｎを出力する。
【００２０】
プローブ駆動・エコー信号処理部１０２は超音波プローブ１０１を制御して、１セットのスキャンを一定の時間間隔Δｔ毎に開始するように動作させる。
【００２１】
速度検出スキャンは画像取得スキャンよりも狭い範囲のスキャンなので、プローブ駆動・エコー信号処理部１０２は、速度スキャン範囲設定部１０９から本装置の使用者が指定した速度スキャン範囲の中心点の座標データを読み出して、超音波プローブ１０１へ出力する駆動信号の遅延時間の制御を変更して速度検出スキャン範囲を変更する。後述の通り、本装置の使用者はポインティングデバイスを用いて速度検出スキャン範囲を変える事ができる。
【００２２】
プローブ駆動・エコー信号処理部１０２はスキャンして得られたエコー信号に対しても、駆動信号に施した遅延時間制御に対応する遅延処理を施して、スキャン方向に超音波ビームを絞って放出した際に得られるエコー信号と等価なエコー信号に変換する。
【００２３】
Ｂモード用ＤＳＣ部１０３は、画像取得スキャンで得られたエコー信号を画像に変換する。本実施形態の超音波診断装置はセクタスキャンを行うので、エコー信号から得られる心臓組織各点の情報はプローブ位置を中心とする扇形の半径方向を１行とし、角度方向を列とする２次元配列に格納される。そこで、通常のテレビと同じ画像（Ｂモード画像）になるように、情報を並べ替えてＢモード画像に変換する。Ｂモード用ＤＳＣ部１０３は、Ｂモード画像とフレーム番号Ｎをフレームメモリ１０４に出力して順次記憶させる。
【００２４】
一方、速度検出部１０５は速度検出スキャンで得られたエコー信号のドップラーシフトを検出して、心臓組織各点のドップラー速度を求め、フレームメモリ１０４に順次記憶させる。
【００２５】
速度検出部１０５は、速度スキャン範囲設定部１０９から関心速度帯を読み込んで関心速度帯に応じたフィルタを選択し、エコー信号に対してフィルタをかけて所定の範囲の大きさの速度成分を効率よく検出できるようにする。心臓を診断対象とする場合、運動速度は「心筋＜弁＜血流」であるから、心筋の運動情報を調べる際にはローパスフィルタをかけ、血流を調べる際にはハイパスフィルタをかければよい。さらに速度検出部１０５は、フィルタを通したエコー信号に対してＦＦＴ（高速フーリエ変換）や自己相関法等の周波数解析を行って平均速度、分散値、最大速度などを計算する。計算した心臓組織各点のドップラー速度のデータをフレームメモリ１０４に出力する。
【００２６】
探索部１０６では、フレームメモリ１０４に蓄積された連続する２フレーム（Ｎフレーム目とＮ＋１フレーム目）のＢモード画像間で、ブロックマッチング処理を用いて速度検出スキャン範囲内の心臓組織各部分の移動先の座標を調べて移動ベクトルを求める。ただし、Ｎフレーム目及びＮ＋１フレーム目に関してＢモード画像の取得とドップラー速度の検出の両方が完了して、フレームメモリ１０４にＢモード画像及びドップラー速度が蓄積されていない場合は処理を中断して蓄積されるまで待機する。
【００２７】
探索部１０６は、ブロックマッチング処理に先立って、フレームメモリ１０４から読み込んだＮフレーム目の速度検出スキャン範囲内の心臓組織各部分のドップラー速度と、所定のフレーム間時間間隔Δｔから、速度検出スキャン範囲内の心臓組織各部分について、Ｎ＋１フレーム目におけるブロックマッチングの探索範囲を設定する。
【００２８】
ブロックマッチングの探索範囲の設定方法を図２を用いて説明する。図２は速度検出スキャン範囲内の心臓組織のある点（注目地点）が線分ａｂを通る超音波信号で速度検出スキャンされる場合の図である。時刻ｔにおいて、注目地点のドップラー速度の大きさがｖだったとすると、時刻ｔ＋Δｔにおける注目地点の存在位置は注目地点から超音波信号の進行方向にΔＬ＝ｖ・Δｔ移動した点を通り、超音波信号の進行方向（図２の線分ａｂ）に垂直な線上（図２の線分ｃｄ）の「どこか」にあると予測することができる（予測移動領域）。従って、探索部１０６は、Ｎフレーム目（時刻ｔ）における注目地点のドップラー速度がｖである場合、Ｎ＋１フレーム目（時刻ｔ＋Δｔ）では、Ｎフレーム目の注目地点から超音波信号の進行方向にΔＬ＝ｖ・Δｔ移動した点を通る超音波信号の進行方向に対する垂線を予測移動領域に設定し、この垂線を探索領域に設定する。尚、本実施例ではドップラー速度ｖは、速度検出部１０５で求めたドップラー速度のデータのうち、平均速度を用いるものとする。
【００２９】
探索範囲を設定した後、注目地点の移動先の座標を調べるために、探索部１０６はフレームメモリ１０４からＮフレーム目の画像とＮ＋１フレーム目の画像を読み込む。そして、Ｎフレーム目の注目地点周辺の画像と、Ｎ＋１フレーム目に関して設定された探索範囲の画像との間でマッチングを行う。
【００３０】
図５は実際のマッチングを説明する図である。領域ｆはＮフレーム目の注目地点を中心としたａ×ｂ画素の大きさの領域である。領域ｇはＮ＋１フレーム目の探索範囲内の探索対象点を中心としたａ×ｂ画素の大きさの領域である。図５に示すように、領域ｆと領域ｇとでブロックマッチングを行う。ブロックマッチングは、領域ｆと、探索範囲内の全探索対象点について抽出した領域ｇ相当の領域との間で行い、数１の式で計算される相互相関値Ｃが最も高くなる点を探すことで行う。
【００３１】
【数１】

【００３２】
本実施形態ではａ＝ｂ＝16とする。尚、本実施形態では輝度値の相互相関値を用いる例を示したが、輝度値の差分絶対値和を用いる方法等、一般にパターンマッチングやブロックマッチングに利用される方法を用いることができる。
【００３３】
探索部１０６は、上記のブロックマッチングをＮフレーム目の速度検出スキャン範囲内の心臓組織各部分について行って、速度検出スキャン範囲内の心臓組織各部分の移動先の座標を求める。移動元の座標と求めた移動先の座標から移動ベクトルを計算して、求めた移動ベクトル全てとフレーム番号Ｎを解析部１０７へ出力する。
【００３４】
解析部１０７では、探索部１０６で求めた移動ベクトルをフレーム間時間間隔Δｔで除して、速度検出スキャン範囲内の心臓組織各部分の速度ベクトルを求める。そして、速度検出スキャン範囲内の心臓組織各部分毎に求められた速度ベクトルを、ベクトルの大きさと方向に応じた色相に変換したカラーコーディング画像を生成し、フレーム番号Ｎとともに制御部１０８へ出力する。
【００３５】
制御部１０８は、ＣＰＵとメモリを内蔵し、ポインティングデバイスからの入力を受け、本装置の使用者が本装置の設定を行うためのインターフェースであるグラフィカルユーザーインターフェース（ＧＵＩ）を生成し、ポインティングデバイスのポインタとともに表示する。ＧＵＩ上には速度スキャン範囲設定部１０９から読み出した関心速度帯の情報が表示されている。制御部１０８は、解析部１０７から出力されたフレーム番号Ｎに対応するＢモード画像をフレームメモリ１０４から読み込み、Ｂモード画像上に解析部１０７で生成したカラーコーディング画像重ねた画像を生成する。生成した画像は、Ｎ−１フレーム目の画像を表示してからフレーム間時間間隔Δｔ経過後に、ＧＵＩ上に設けた画像表示部分を更新して表示する。さらに制御部１０８は、速度スキャン範囲設定部１０９から速度検出スキャン範囲を読み込んで速度検出スキャン範囲を表す枠を生成し、ＧＵＩ上の画像表示部分に重ねて表示する。本装置の使用者は、制御部１０８に接続されたポインティングデバイスを用いてこの枠を動かすことで、速度検出スキャン範囲をインタラクティブかつリアルタイムに設定することができる。
【００３６】
制御部１０８は、枠の移動を検出した場合は枠を新しく描画しなおすとともに、新たな枠に対応する速度検出スキャン範囲を計算して速度スキャン範囲設定部１０９に出力する。
【００３７】
また、制御部１０８は、使用者がＧＵＩ上で設定した関心速度帯を速度スキャン範囲設定部１０９に出力する。
【００３８】
速度スキャン範囲設定部１０９は、制御部１０８から入力された新たな速度検出スキャン範囲と関心速度帯を記憶する。速度検出スキャン範囲の変更があった場合は、前述の通り、速度スキャン範囲設定部１０９はプローブ駆動・エコー信号検出部１０２に制御信号を送って速度検出スキャン範囲の変更を反映させる。関心速度帯に変更があった場合は、前述の通り、速度検出部１０５に制御信号を送って関心速度帯の変更を反映させる。
【００３９】
以上、本発明の第１の実施形態によれば、ドップラー速度を用いてブロックマッチング処理を行う範囲を限定しているので、従来より高速な速度検出処理を行うことが可能である。
【００４０】
尚、本実施形態では、探索部１０６で設定する探索範囲の形状は図２の線分ｃｄのように線状であるが、ドップラー速度の誤差を考慮して予測移動領域に幅を持たせて、図３のように探索範囲をΔＬを中心とする長方形の領域で設定しても良い。このように設定すれば、移動ベクトル及び速度ベクトルをより精度よく求めることができる。この場合、ドップラー速度の誤差は、速度検出部１０５で求めたドップラー速度のデータのうち、分散値と最大速度を利用して決めればよい。
【００４１】
また、本実施形態ではセクタスキャンを用いているので、フレームに超音波スキャンの範囲外の領域も含まれている。そこで、図４のように、予測移動領域と超音波による画像取得スキャン範囲が重なる範囲を探索範囲として設定しても良い。このように設定すれば、画像データのない領域に対する無駄なブロックマッチング処理を行わずに済むので、演算量を削減でき、高速処理が可能となる。
【００４２】
さらに、本実施形態では断層スキャンを行っているので予測移動領域は２次元形状であるが、超音波プローブ１０１として２次元アレイ超音波プローブを用いて心臓を３次元スキャンする場合は、探索部１０６で予測する予測移動領域は超音波信号の進行方向に垂直な面で定義される。従って、探索範囲は図６および図７に示すように面もしくは誤差を考慮して３次元領域で設定すれば良い。３次元領域としては図７に示した直方体状領域だけでなく、円柱状領域を用いても構わない。尚、３次元スキャンを行った場合は速度ベクトルを３次元で求めることが可能になる。心臓は３次元立体構造であるから、心臓各部分の運動も３次元的である。よって、３次元速度ベクトルを求めることができれば、より正確な運動を調べることが可能である。
【００４３】
（第２の実施形態）図９は本発明の第２の実施形態の超音波診断装置の構成を表すブロック図である。本実施形態の超音波診断装置は心臓を撮像し、心臓組織のうち、本装置の使用者が設定した注目地点の運動の軌跡を表示する装置である。
【００４４】
本実施形態の超音波診断装置は、（１）心臓組織のＢモード画像の取得及び心臓組織各点の超音波ビームの進行方向成分の速度（ドップラー速度）の検出のために心臓組織に超音波ビームを発射してエコー信号を受け取る処理と、（２）エコー信号からＢモード画像を取得する処理と、（３）エコー信号のドップラーシフトを検出して心臓組織各点のうち、ドップラー速度を求める処理と、（４）心臓組織各点のうち本装置の使用者が指定した注目地点の移動先の座標をブロックマッチングで求め、移動ベクトルを求める処理と、（５）注目地点の移動ベクトルを順次蓄積して、移動ベクトルから注目地点の軌跡を描いた画像を生成して、これをＢモード画像とともに表示する処理とを行う。
【００４５】
上記処理を実現するために、本実施形態の超音波診断装置は超音波プローブ１０１とプローブ駆動・エコー信号処理部１０２とＢモード用ＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）部１０３と、フレームメモリ１０４と、速度検出部１０５と、探索部１０６と、解析部１０７と、制御部１０８と、表示部１１０と、注目地点設定部１１１から構成される。本実施形態の超音波診断装置は、第１の実施形態の超音波診断装置の速度スキャン範囲設定部１０９に代えて注目地点設定部１１１を用いている。尚、第１の実施形態の超音波診断装置と機能、構成が同一の部分については説明を省略する。また、以下は注目地点が１つの場合について説明する。
【００４６】
プローブ駆動・エコー信号処理部１０２は、Ｎフレーム目の速度検出スキャンを行う前に注目地点設定部１１１からＮ−１フレーム目の注目地点の座標を読み込む。注目地点の座標が速度検出スキャン範囲の中心から所定の閾値以上離れている場合は、注目地点が速度検出スキャン範囲の中央に位置するように速度検出スキャン範囲を修正する。
【００４７】
探索部１０６は、注目地点設定部１１１からＮフレーム目の注目地点の座標を読み込み、注目地点の移動先の座標を求める。第１の実施形態と同様にして探索範囲を限定し、ブロックマッチング法でＮ＋１フレーム目の画像の探索範囲との比較を行い数１に基づいて計算した相互相関値が最も高い地点を移動先とする。ブロックマッチングの際のマッチング単位は、注目地点を中心とする16×16画素の正方形の領域とする。
【００４８】
探索部１０６は、フレーム番号Ｎ＋１と注目地点の移動先の座標を注目地点設定部１１１に出力し、さらに、注目地点の移動元と移動先の座標から注目地点の移動ベクトルを計算して、移動ベクトルとフレーム番号Ｎ＋１を解析部１０７へ出力する。
【００４９】
解析部１０７は、探索部１０６から受け取った注目地点の移動ベクトルとフレーム番号Ｎ＋１を解析部１０７の内部で順次蓄積しておく。また、これまでに蓄積してきた注目地点の移動ベクトルと注目地点設定部１１１から与えられた注目地点の座標の初期値を用いて注目地点の運動の軌跡を表す画像を作成する。作成した軌跡画像はフレーム番号Ｎ＋１とともに制御部１０８へ出力する。
【００５０】
制御部１０８は、解析部１０７からのフレーム番号Ｎに対応するＢモード画像をフレームメモリ１０４から読み込み、Ｎ−１フレーム目の画像を表示してからフレーム間時間間隔Δｔ経過後に、ＧＵＩ上に設けた画像表示部分を更新する。制御部１０８は、解析部１０７で生成した注目地点の軌跡の画像をＧＵＩ上に合成する。制御部１０８は、注目地点設定部１１１からＮフレーム目の注目地点の座標を読み込んで注目地点を表すマークを生成し、ＧＵＩ上の画像表示部分のＢモード画像と合成する。本装置の使用者は、制御部１０８に接続されたポインティングデバイスを用いてこのマークを動かすことで、注目地点をインタラクティブかつリアルタイムに設定することができる。
【００５１】
制御部１０８は、本装置の使用者によるマークの移動を検出した場合は、新たなマークに対応する注目地点の座標を計算して注目地点設定部１１１に出力する。
【００５２】
また、制御部１０８は、使用者がＧＵＩ上で設定した関心速度帯を注目地点設定部１１１に出力し、注目地点設定部１１１は注目地点設定部１１１が記憶している関心速度帯を更新する。
【００５３】
表示部１１０は制御部１０８で生成したＧＵＩを画面上に表示する。
【００５４】
注目地点設定部１１１は、探索部１０６からのフレーム番号及び注目地点の座標を順次記憶する。プローブ駆動・エコー信号処理部１０２及び探索部１０６が注目地点の座標データを注目地点設定部１１１から読み込もうとした場合に、プローブ駆動・エコー信号処理部１０２及び探索部１０６がそれぞれ示したフレーム番号に対応する注目地点の座標のデータを提供する。これにより、時々刻々移動する注目地点を自動的に追跡することが可能となっている。
【００５５】
尚、注目地点設定部１１１は、制御部１０８から新たな注目地点の座標が入力された場合（すなわち使用者が注目地点を変更した場合）は、入力直後にスキャンするフレームから注目地点の変更を反映させる。具体的には、注目地点設定部１１１で順次記憶した注目地点の座標を制御部１０８からの新しい注目地点の座標で更新する。更新後に最初にプローブ駆動・エコー信号処理部１０２が参照した注目地点の座標に関連付けられたフレーム番号（Ｍとする）を記憶しておき、フレーム番号Ｍまでの注目地点の座標に関しては、注目地点設定部１１１は探索部１０６から出力される注目地点の更新データを無視する。注目地点設定部１１１は探索部１０６からフレーム番号Ｍ＋１以降の注目地点の更新データが入力された時点で、解析部１０７へ制御信号と注目地点の初期値（フレーム番号Ｍの注目地点。すなわち使用者が設定した注目地点の座標）を送信して今まで解析部１０７が蓄積していた移動ベクトルを消去させて、使用者が設定した注目地点の座標を初期値とする軌跡画像を作成させるようにする。
【００５６】
注目地点が２以上ある場合について説明する。プローブ駆動・エコー信号処理部１０２は注目地点設定部１１１から注目地点の座標を読み出す時に注目地点の個数を調べてから全注目地点の座標を読み出す（ここでは注目地点が２つの場合を例にとる）。プローブ駆動・エコー信号処理部１０２は２つの注目地点の座標と１回の速度検出スキャンの範囲を比較して、一回の速度検出スキャン範囲内でカバーできる場合は、注目地点の座標の平均座標を計算してスキャン範囲を決定する。速度検出スキャン範囲でカバーできない場合は、速度検出スキャン範囲を半分にして各注目地点ごとにスキャンを行う。ただし、分割数が増えるとスキャン範囲が狭くなり過ぎて、マッチング処理の精度が悪くなるので、空間的な分割は３分割までとし、これ以上の分割が必要な場合は時間的な分割を行う（例えば１フレームおきにスキャンを行うようにする）。これにより注目地点が複数存在する場合でも追跡が可能である。
【００５７】
本実施形態では注目地点の座標データを超音波診断装置内でのみ利用したが、制御部１０８に注目地点の座標データを外部に順次出力する端子（図示せず）を設けておき、ワークステーション等でも座標データを蓄積し解析できるようにしておくと一層良い。こうすることで、座標データを外部のワークステーション等に記録しておいて過去に取得したデータと比較することが可能なので、診断を行う際に有用である。
【００５８】
以上、本発明の第２の実施形態によれば、ドップラー速度を用いてブロックマッチング処理を行う範囲を限定しているので、注目地点の移動先の座標を精度を落とさずに従来より高速に求めることができる。
【００５９】
また、使用者が設定した注目地点を自動的に追跡して注目地点の軌跡を描くことが可能なので、従来より運動の様子を詳細に調べることができる。
【００６０】
（第３の実施形態）図１０を用いて本発明の第３の実施形態の超音波診断装置を説明する。本実施形態の超音波診断装置は心臓を撮像し、心臓組織のうち、本装置の使用者が設定した注目地点の速度の時間変化をグラフとして表現する装置である。
【００６１】
本実施形態の超音波診断装置は、（１）心臓組織のＢモード画像の取得及び心臓組織各点の超音波ビームの進行方向成分の速度（ドップラー速度）の検出のために心臓組織に超音波ビームを発射してエコー信号を受け取る処理と、（２）エコー信号からＢモード画像を取得する処理と、（３）エコー信号のドップラーシフトを検出して心臓組織各点のドップラー速度を求める処理と、（４）ブロックマッチングで心臓組織各点のうち本装置の使用者が設定した注目地点の移動先の座標を求めて移動ベクトルを求める処理と、（５）移動ベクトルから速度を求めてこれを順次蓄積し、速度ベクトルの時間変化グラフを生成して、Ｂモード画像とともに表示する処理とを行う。
【００６２】
上記処理を行うために、本実施形態の超音波診断装置は超音波プローブ１０１とプローブ駆動・エコー信号処理部１０２とＢモード用ＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）部１０３と、フレームメモリ１０４と、速度検出部１０５と、探索部１０６と、解析部１０７と、制御部１０８と、注目地点設定部１１１と、表示部１１０から構成される。以下の説明では、第２の実施形態の超音波診断装置と機能、構成が同一の部分については説明を省略する。また、以下は注目地点が１つの場合について説明する。
【００６３】
探索部１０６は、注目地点設定部１１１から注目地点座標を読み込み、注目地点の移動先の座標を求める。第１の実施形態と同様にして探索範囲を限定し、ブロックマッチング法でＮ＋１フレーム目の画像の探索範囲との比較を行い数１に基づいて計算した相互相関値が最も高い地点を移動先とする。尚、マッチング単位となるブロックは16×16画素の正方形の領域である。
【００６４】
探索部１０６は、フレーム番号Ｎ＋１と注目地点の移動先の座標を注目地点設定部１１１に出力し、さらに、注目地点の移動元と移動先の座標から注目地点の移動ベクトルを計算して、移動ベクトルとフレーム番号Ｎを解析部１０７へ出力する。
【００６５】
解析部１０７は、探索部１０６から受け取った注目地点の移動ベクトルをフレーム間時間間隔Δｔで除して速度ベクトルを求める。フレーム番号Ｎと求めた速度ベクトルは解析部１０７の内部で順次蓄積しておく。また、これまでに蓄積してきた注目地点の速度ベクトルを用いて注目地点の速度の時間変化を表すグラフを作成する。作成したグラフはフレーム番号Ｎとともに制御部１０８へ出力する。
【００６６】
制御部１０８は、解析部１０７からのフレーム番号Ｎに対応するＢモード画像をフレームメモリ１０４から読み込み、Ｎ−１フレーム目の画像を表示してからフレーム間時間間隔Δｔ経過後に、ＧＵＩ上に設けた画像表示部分を更新する。制御部１０８は、解析部１０７で生成した注目地点の速度の時間変化グラフをＧＵＩ上に合成する。制御部１０８は、注目地点設定部１１１からＮフレーム目の注目地点の座標を読み込んで注目地点を表すマークを生成し、ＧＵＩ上の画像表示部分のＢモード画像と合成する。本装置の使用者は、制御部１０８に接続されたポインティングデバイスを用いてこのマークを動かすことで、注目地点をインタラクティブかつリアルタイムに設定することができる。
【００６７】
制御部１０８は、本装置の使用者によるマークの移動を検出した場合は、新たなマークに対応する注目地点の座標を注目地点設定部１１１に出力する。
【００６８】
また、制御部１０８は、使用者がＧＵＩ上で設定した関心速度帯を注目地点設定部１１１に出力し、注目地点設定部１１１は注目地点設定部１１１が記憶している関心速度帯を更新する。
【００６９】
表示部１１０は制御部１０８で生成したＧＵＩを画面上に表示する。
【００７０】
注目地点設定部１１１は、探索部１０６からのフレーム番号及び注目地点の座標を順次記憶する。プローブ駆動・エコー信号処理部１０２及び探索部１０６が注目地点の座標データを注目地点設定部１１１から読み込もうとした場合に、プローブ駆動・エコー信号処理部１０２及び探索部１０６がそれぞれ示したフレーム番号に対応する注目地点の座標のデータを提供する。これにより、時々刻々移動する注目地点を自動的に追跡することが可能となっている。
【００７１】
尚、注目地点設定部１１１は、制御部１０８から新たな注目地点の座標が入力された場合（すなわち使用者が注目地点を変更した場合）は、入力直後にスキャンするフレームから注目地点の変更を反映させる。具体的には、注目地点設定部１１１で順次記憶した注目地点の座標全てを制御部１０８からの新しい注目地点の座標で更新する。更新後に最初にプローブ駆動・エコー信号処理部１０２が参照した注目地点の座標に関連付けられたフレーム番号（Ｍとする）を記憶しておき、フレーム番号Ｍまでの注目地点の座標に関しては、注目地点設定部１１１は探索部１０６から出力される注目地点の更新データを無視する。注目地点設定部１１１は探索部１０６からフレーム番号Ｍ＋１以降の注目地点の更新データが入力された時点で、解析部１０７へ制御信号を送信して今まで解析部１０７が蓄積していた速度ベクトルを消去させて、新たに速度の時間変化グラフを作成させる。
【００７２】
本実施形態では注目地点の速度ベクトルデータを超音波診断装置内でのみ使用したが、制御部１０８に注目地点の速度ベクトルを外部に順次出力する端子（図示せず）を設けておき、ワークステーション等でも速度ベクトルを蓄積し解析できるようにしておくと一層良い。こうすることで、過去のデータとの対比が容易になるので、診断を行う上で有用となる。
【００７３】
以上、本発明の第３の実施形態によれば、注目地点のフレーム間での移動ベクトルを求め、これをもとに速度ベクトルを算出しているので、注目地点の速度を精度良くかつ従来よりも高速に求めることができる。さらに、使用者が設定した注目地点を自動的に追跡して速度検出スキャンの範囲を設定するので、従来より速度検出スキャン範囲を狭くすることが可能であり、スキャン間隔を短くして速度変化を詳細に調べるという使い方も可能となっている。
【００７４】
【発明の効果】
以上、本発明によれば対象物の本来の２次元または３次元運動を精度良く高速に追跡することができ、２次元または３次元の移動ベクトル及び速度ベクトルを得ることが可能となる。このことにより、対象物の運動をより正確にとらえることができ、医用分野においてはより早くかつ正確な診断が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態の構成を説明するブロック図。
【図２】ドップラーシフトから算出した速度から推測される実際の速度の候補を示す図（探索範囲の第１の設定例）。
【図３】探索範囲の第２の設定例。
【図４】探索範囲の第３の設定例。
【図５】（ａ）ブロックマッチング処理におけるＮフレーム目の扱いを説明する図。（ｂ）ブロックマッチング処理におけるＮ＋１フレーム目の扱いを説明する図。
【図６】３次元走査を行っている際に３次元速度を求める場合の探索範囲の第１の設定例。
【図７】３次元走査を行っている際に３次元速度を求める場合の探索範囲の第２の設定例。
【図８】注目地点の移動先座標の算出処理及び算出した移動先座標の利用例を説明するフローチャート。
【図９】本発明の第２の実施形態の構成を説明するブロック図。
【図１０】本発明の第３の実施形態の構成を説明するブロック図。
【図１１】ドップラーシフトから算出した速度と実際の速度の違いを説明する図。
【符号の説明】
１０１超音波プローブ
１０２プローブ駆動・エコー信号処理部
１０３Ｂモード用ＤＳＣ部
１０４フレームメモリ
１０５速度検出部
１０６探索範囲算出部
１０７トラッキング部
１０８制御部
１０９速度スキャン範囲設定部
１１０表示部
１１１注目地点設定部[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus.
[0002]
[Prior art]
In the diagnosis of heart disease and the like, it is important to accurately measure the movement of organ tissues. For this purpose, speed detection by the color Doppler method has been proposed in conventional ultrasonic diagnostic apparatuses.
[0003]
The color Doppler method detects a wavelength shift (Doppler shift) according to the motion speed due to the Doppler effect of the received echo signal for the ultrasonic beam emitted toward the moving tissue, and calculates the tissue calculated from the Doppler shift. It is a technology that displays the speed and direction of motion in different colors.
[0004]
However, the velocity component that can be calculated from the Doppler shift is only the same component as the traveling direction of the ultrasonic beam, and the velocity component perpendicular to the traveling direction of the ultrasonic beam cannot be measured. FIG. 11 is an image obtained by scanning the heart with ultrasound. A fan-shaped area 1101 is a scanning range, and a broken line 1103 extending in the radial direction from the center of the fan-shaped area is a traveling direction of the ultrasonic beam emitted when detecting the velocity at a certain point of the heart tissue. When an attempt is made to detect the velocity by scanning the heart 1102 with an ultrasonic beam as shown in FIG. 11, even if the actual motion direction of the heart tissue is in the direction of the arrow 1105, the detected Doppler velocity is in the direction of the arrow 1104. This is a velocity component in the traveling direction of the ultrasonic signal. Therefore, the tissue that moves in a direction perpendicular to the ultrasonic beam appears as if it is not moving. That is, there is a problem that the measured velocity value depends on the relationship between the ultrasonic beam and the direction of motion of the tissue.
[0005]
On the other hand, Japanese Patent Laid-Open No. 6-114059 discloses a method for obtaining an original two-dimensional velocity vector by dividing an opening of a probe into two regions and forming an ultrasonic beam with different angles, and a tissue contour. A method of extracting and estimating a velocity vector assuming a motion direction is disclosed.
[0006]
However, there is a problem that the difference between the angles formed by the ultrasonic beam formed by dividing the probe opening into two regions is small, and the calculated velocity vector is likely to contain an error. Also, the estimated velocity vector is not always correct.
[0007]
On the other hand, Japanese Patent Laid-Open No. 2000-217818 proposes a method for tracking the annulus portion of the heart by template matching based on an image pattern. However, the tracking accuracy is inferior in a region where the feature is unclear, and there are a plurality of regions. There is a problem that it takes a lot of processing time to track the two simultaneously.
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
In a conventional ultrasonic diagnostic apparatus, if the movement of a human tissue or organ is accurately examined, the amount of calculation becomes enormous and a long processing time is required. In addition, since tracking is performed using a characteristic shape as a mark, there is also a problem that tracking accuracy deteriorates when tracking a point with poor characteristics.
[0009]
The present invention provides an ultrasonic diagnostic apparatus capable of tracking an arbitrary region of an organ tissue in a two-dimensional or three-dimensional manner with high accuracy and at high speed, and capable of obtaining a two-dimensional or three-dimensional velocity with high accuracy and high speed. It is in.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention sequentially generates a subject image in units of frames from a scanning unit that emits an ultrasonic beam to a subject and receives an echo signal, and the echo signal. An output image generation unit; a velocity detection unit that detects a frequency shift of the echo signal and detects a Doppler velocity that is a velocity of an ultrasonic beam traveling direction component at each point of the subject; and the subject image and the subject A frame memory that sequentially stores the Doppler velocities of each point, and a movement destination of each point of the subject in the Nth frame (N is a natural number) is searched and moved in the N + n frame (N and n are both natural numbers). A search unit that obtains the previous coordinate data; a display unit that displays the subject image; and an exercise information output unit that sequentially outputs the coordinate data of the movement destination to the outside, wherein the search unit includes the N + nth In frame The range for the destination search, and setting the region defined by the Doppler velocity detected for the subject each point of the N-th frame.
[0011]
Furthermore, the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention uses the coordinate data of each point of the subject in the Nth frame and the coordinate data of these movement destinations to calculate a velocity vector at each point of the subject in the Nth frame. It has a calculation part, and the motion information output part is characterized by outputting the speed vector sequentially outside.
[0012]
According to the present invention, when detecting the velocity vector by tracking each point of the subject, the search range can be limited, so that the search can be performed with a small amount of computation, so that the accuracy of the velocity vector detection is maintained. The processing can be speeded up.
[0013]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
FIG. 8 is a flowchart for explaining main functions of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first to third embodiments of the present invention and main processes for realizing the functions. The function and detailed configuration of each embodiment will be described when describing each embodiment. A characteristic feature of the present invention is that when a movement destination of each point of heart tissue is obtained by block matching between frames, a search range by block matching is set by using a Doppler speed obtained from a Doppler shift of an echo signal. It is a point to go. Thereby, it is possible to achieve both high-precision tracking of each point of the heart tissue and high-speed processing. Further, since each point can be tracked with high accuracy and high speed, the speed vector of each point can be obtained at high speed while maintaining high accuracy.
[0014]
(First Embodiment) FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention. The ultrasonic diagnostic apparatus of this embodiment is an apparatus that images a heart and displays a color coding image that is colored according to the magnitude (speed) of motion of each part of the heart tissue.
[0015]
The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment (1) obtains B-mode images of heart tissue and ultrasonically detects the velocity (Doppler velocity) of the traveling direction component of the ultrasonic beam at each point of the heart tissue. A process of emitting a beam and receiving an echo signal; (2) a process of acquiring a B-mode image from the echo signal; and (3) a process of detecting a Doppler shift of the echo signal to obtain a Doppler velocity at each point of the heart tissue. , (4) processing for obtaining the coordinates of the movement destination of each point of the heart tissue by block matching and obtaining the movement vector; and (5) color coding in which the velocity vector of each point of the heart tissue is obtained and a color corresponding to the velocity vector is assigned. A process of generating an image and displaying the image superimposed on the B-mode image is performed.
[0016]
In order to perform the above processing, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment includes an ultrasonic probe 101 that transmits and receives an ultrasonic beam, a probe drive and echo signal processing unit 102 that processes the probe and the obtained echo signal, and A B-mode DSC (digital scan converter) unit 103 for generating a B-mode image from the echo signal. The apparatus further includes a speed detection unit 105 that detects the Doppler speed of each part of the heart tissue from the echo signal, a frame memory 104 that sequentially stores the B-mode image, the frame number of the image, and the Doppler speed, and the obtained speed. In addition, the search unit 106 that obtains the coordinates of the movement destination of each point of the heart tissue in the next frame, obtains the velocity vector based on the obtained coordinates, and according to the direction and magnitude of the velocity vector of each point of the heart tissue An analysis unit 107 that generates a color coding image to which a color is assigned and a graphical interface (GUI) that is an interface for receiving a command from a user of the apparatus are generated, and the color coding image and the B-mode image are combined on the GUI. And a control unit 108 for outputting and a speed scan range setting unit 1 for determining and controlling the speed detection scan range 9, and the GUI output from the control unit 108 from the display unit 110 to be displayed on the screen.
[0017]
The ultrasonic probe 101 includes a transducer that is driven by a drive signal from the probe drive / echo signal processing unit 102. The transducer receives the drive signal and emits an ultrasonic signal toward the heart. The ultrasonic signal reflected by each part of the heart tissue is received by the transducer and converted into an electrical signal (echo signal).
[0018]
The transducer of the ultrasonic probe 101 has a configuration in which a plurality of strip-shaped piezoelectric vibrators are arranged in a line. Each piezoelectric vibrator is vibrated by a drive signal from the probe drive / echo signal processing unit 102 to generate an ultrasonic signal. By controlling the delay time of each drive signal for each of the plurality of strip-shaped piezoelectric vibrators, the emission direction of the ultrasonic signal can be changed, and the scan direction can be freely changed.
[0019]
The probe drive / echo signal processing unit 102 controls the ultrasonic probe 101 to perform two scans of an image acquisition scan and a speed detection scan as one set. Each of the two scans is a two-dimensional scan (a tomographic scan of human body tissue). Then, detection processing is performed on each echo signal returned from the ultrasonic probe 101. The B mode DSC unit 103 stores an image acquisition echo signal and a frame number (a frame number N assigned to each frame image obtained by one set of scans), and the speed detection unit 105 stores a speed detection echo. The signal and frame number N are output.
[0020]
The probe driving / echo signal processing unit 102 controls the ultrasonic probe 101 so as to start one set of scans at regular time intervals Δt.
[0021]
Since the speed detection scan is a narrower range scan than the image acquisition scan, the probe drive / echo signal processing unit 102 obtains the coordinate data of the center point of the speed scan range designated by the user of the apparatus from the speed scan range setting unit 109. The speed detection scan range is changed by changing the control of the delay time of the drive signal that is read and output to the ultrasonic probe 101. As will be described later, the user of this apparatus can change the speed detection scan range using a pointing device.
[0022]
The probe drive / echo signal processing unit 102 also applies a delay process corresponding to the delay time control applied to the drive signal to the echo signal obtained by scanning, and squeezes and emits the ultrasonic beam in the scan direction. It converts into an echo signal equivalent to the echo signal obtained at the time.
[0023]
The B-mode DSC unit 103 converts the echo signal obtained by the image acquisition scan into an image. Since the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment performs sector scan, the information of each point of heart tissue obtained from the echo signal is a two-dimensional information in which the radial direction of the sector centered on the probe position is one row and the angular direction is a column. Stored in an array. Therefore, the information is rearranged and converted into a B-mode image so as to be the same image (B-mode image) as a normal television. The B-mode DSC unit 103 outputs the B-mode image and the frame number N to the frame memory 104 and sequentially stores them.
[0024]
On the other hand, the speed detector 105 detects the Doppler shift of the echo signal obtained by the speed detection scan, obtains the Doppler speed at each point of the heart tissue, and sequentially stores it in the frame memory 104.
[0025]
The speed detection unit 105 reads an interest speed band from the speed scan range setting unit 109, selects a filter corresponding to the interest speed band, filters the echo signal, and efficiently uses a speed component having a size within a predetermined range. Make it easy to detect. When the heart is to be diagnosed, the motion speed is “myocardium <valve <blood flow”. Therefore, a low-pass filter should be applied when examining myocardial motion information, and a high-pass filter should be applied when examining blood flow. . Further, the velocity detection unit 105 performs frequency analysis such as FFT (Fast Fourier Transform) or autocorrelation method on the echo signal that has passed through the filter, and calculates an average velocity, a dispersion value, a maximum velocity, and the like. The calculated Doppler velocity data at each point of the heart tissue is output to the frame memory 104.
[0026]
The search unit 106 moves each part of the heart tissue within the velocity detection scan range between two consecutive B-mode images (the Nth frame and the N + 1th frame) stored in the frame memory 104 using a block matching process. The movement vector is obtained by examining the previous coordinates. However, if both acquisition of the B-mode image and detection of the Doppler speed are completed for the Nth frame and the (N + 1) th frame and the B-mode image and the Doppler speed are not stored in the frame memory 104, the processing is interrupted and stored. Wait until
[0027]
Prior to the block matching process, the search unit 106 calculates the velocity detection scan range from the Doppler velocity of each portion of the heart tissue within the velocity detection scan range of the Nth frame read from the frame memory 104 and the predetermined inter-frame time interval Δt. A search range for block matching in the (N + 1) th frame is set for each portion of the heart tissue.
[0028]
A method for setting a search range for block matching will be described with reference to FIG. FIG. 2 is a diagram in the case where a certain point (point of interest) of the heart tissue within the velocity detection scan range is subjected to velocity detection scanning with an ultrasonic signal passing through the line segment ab. If the magnitude of the Doppler velocity at the point of interest is v at time t, the position of the point of interest at time t + Δt passes through a point that has moved ΔL = v · Δt in the direction of travel of the ultrasonic signal from the point of interest. It can be predicted to be “somewhere” on the line (line cd in FIG. 2) perpendicular to the signal traveling direction (line ab in FIG. 2) (predicted movement region). Accordingly, when the Doppler velocity at the point of interest in the Nth frame (time t) is v, the search unit 106 performs ΔL in the traveling direction of the ultrasonic signal from the point of interest in the Nth frame (time t + Δt). = V · Δt A perpendicular to the traveling direction of the ultrasonic signal passing through the moved point is set as the predicted movement area, and this perpendicular is set as the search area. In this embodiment, as the Doppler speed v, the average speed among the Doppler speed data obtained by the speed detection unit 105 is used.
[0029]
After setting the search range, the search unit 106 reads the image of the Nth frame and the image of the (N + 1) th frame from the frame memory 104 in order to examine the coordinates of the movement destination of the point of interest. Then, matching is performed between an image around the point of interest in the Nth frame and an image in the search range set for the (N + 1) th frame.
[0030]
FIG. 5 is a diagram for explaining actual matching. The region f is a region having a size of a × b pixels with the point of interest in the Nth frame as the center. The region g is a region having a size of a × b pixels centering on the search target point in the search range of the (N + 1) th frame. As shown in FIG. 5, block matching is performed between the region f and the region g. Block matching is performed between the region f and the region corresponding to the region g extracted for all search target points in the search range, and the point where the cross-correlation value C calculated by the equation 1 is the highest is searched. To do.
[0031]
[Expression 1]

[0032]
In this embodiment, a = b = 16. In the present embodiment, an example using the cross-correlation value of the luminance value is shown, but a method generally used for pattern matching or block matching, such as a method using the sum of absolute differences of luminance values, can be used.
[0033]
The search unit 106 performs the block matching described above for each portion of the heart tissue within the velocity detection scan range of the Nth frame, and obtains the coordinates of the movement destination of each portion of the heart tissue within the velocity detection scan range. A movement vector is calculated from the movement source coordinates and the obtained movement destination coordinates, and all the obtained movement vectors and the frame number N are output to the analysis unit 107.
[0034]
The analysis unit 107 divides the movement vector obtained by the search unit 106 by the inter-frame time interval Δt to obtain the velocity vector of each part of the heart tissue within the velocity detection scan range. Then, a color coding image obtained by converting the velocity vector obtained for each part of the heart tissue within the velocity detection scan range into a hue corresponding to the magnitude and direction of the vector is generated and output to the control unit 108 together with the frame number N. .
[0035]
The control unit 108 includes a CPU and a memory, receives an input from a pointing device, generates a graphical user interface (GUI) that is an interface for a user of the apparatus to set the apparatus, and controls the pointing device. Display with pointer. On the GUI, information of the speed of interest read from the speed scan range setting unit 109 is displayed. The control unit 108 reads a B-mode image corresponding to the frame number N output from the analysis unit 107 from the frame memory 104, and generates an image in which the color coding image generated by the analysis unit 107 is superimposed on the B-mode image. The generated image is displayed by updating the image display portion provided on the GUI after the inter-frame time interval Δt has elapsed since the display of the (N-1) th frame image. Further, the control unit 108 reads the speed detection scan range from the speed scan range setting unit 109, generates a frame representing the speed detection scan range, and displays the frame on the image display portion on the GUI. The user of this apparatus can set the speed detection scan range interactively and in real time by moving this frame using a pointing device connected to the control unit 108.
[0036]
When the movement of the frame is detected, the control unit 108 redraws the frame, calculates the speed detection scan range corresponding to the new frame, and outputs it to the speed scan range setting unit 109.
[0037]
In addition, the control unit 108 outputs the interest speed zone set by the user on the GUI to the speed scan range setting unit 109.
[0038]
The speed scan range setting unit 109 stores the new speed detection scan range and the interest speed band input from the control unit 108. When the speed detection scan range is changed, as described above, the speed scan range setting unit 109 sends a control signal to the probe drive / echo signal detection unit 102 to reflect the change of the speed detection scan range. When there is a change in the interest speed band, as described above, a control signal is sent to the speed detection unit 105 to reflect the change in the interest speed band.
[0039]
As described above, according to the first embodiment of the present invention, the range in which the block matching process is performed using the Doppler speed is limited, so that it is possible to perform a speed detection process faster than the conventional one.
[0040]
In the present embodiment, the shape of the search range set by the search unit 106 is linear as shown by the line segment cd in FIG. 2, but the predicted moving area is given a width in consideration of the error of the Doppler velocity. As shown in FIG. 3, the search range may be set as a rectangular area centered on ΔL. If set in this way, the movement vector and the velocity vector can be obtained more accurately. In this case, the error of the Doppler velocity may be determined using the variance value and the maximum velocity among the Doppler velocity data obtained by the velocity detector 105.
[0041]
In addition, since sector scanning is used in this embodiment, the frame includes an area outside the range of ultrasonic scanning. Therefore, as shown in FIG. 4, a range in which the predicted movement region and the image acquisition scan range using ultrasonic waves overlap may be set as the search range. By setting in this way, it is not necessary to perform useless block matching processing on an area without image data, so that the amount of calculation can be reduced and high-speed processing is possible.
[0042]
Furthermore, in the present embodiment, since the tomographic scan is performed, the predicted movement region has a two-dimensional shape. However, when the two-dimensional array ultrasonic probe is used as the ultrasonic probe 101, the search unit 106 is used. The predicted movement region predicted in (1) is defined by a plane perpendicular to the traveling direction of the ultrasonic signal. Therefore, the search range may be set in a three-dimensional region in consideration of a surface or an error as shown in FIGS. As the three-dimensional region, not only the rectangular parallelepiped region shown in FIG. 7 but also a cylindrical region may be used. When a three-dimensional scan is performed, the velocity vector can be obtained in three dimensions. Since the heart has a three-dimensional structure, the movement of each part of the heart is also three-dimensional. Therefore, if a three-dimensional velocity vector can be obtained, a more accurate motion can be examined.
[0043]
(Second Embodiment) FIG. 9 is a block diagram showing the configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a second embodiment of the present invention. The ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment is an apparatus that images the heart and displays the motion trajectory of the point of interest set by the user of the apparatus in the heart tissue.
[0044]
The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment (1) obtains B-mode images of heart tissue and ultrasonically detects the velocity (Doppler velocity) of the traveling direction component of the ultrasonic beam at each point of the heart tissue. A process of emitting an beam and receiving an echo signal; (2) a process of acquiring a B-mode image from the echo signal; and (3) detecting a Doppler shift of the echo signal to obtain a Doppler velocity of each point of the heart tissue. Processing, (4) processing for obtaining the movement vector of the point of interest designated by the user of the apparatus among the points of the heart tissue by block matching, and obtaining the movement vector, and (5) the movement vector of the point of interest sequentially. A process of accumulating and generating an image depicting the locus of the point of interest from the movement vector and displaying it together with the B-mode image is performed.
[0045]
In order to realize the above processing, the ultrasonic diagnostic apparatus of this embodiment includes an ultrasonic probe 101, a probe drive / echo signal processing unit 102, a B-mode DSC (digital scan converter) unit 103, a frame memory 104, a speed It comprises a detection unit 105, a search unit 106, an analysis unit 107, a control unit 108, a display unit 110, and an attention point setting unit 111. The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment uses an attention point setting unit 111 instead of the speed scan range setting unit 109 of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment. In addition, description is abbreviate | omitted about the part with the same function and a structure as the ultrasound diagnosing device of 1st Embodiment. Further, the case where there is one point of interest will be described below.
[0046]
The probe drive / echo signal processing unit 102 reads the coordinates of the point of interest of the (N−1) th frame from the point of interest setting unit 111 before performing the speed detection scan of the Nth frame. When the coordinate of the point of interest is separated from the center of the speed detection scan range by a predetermined threshold or more, the speed detection scan range is corrected so that the point of interest is located at the center of the speed detection scan range.
[0047]
The search unit 106 reads the coordinates of the point of interest in the Nth frame from the point of interest setting unit 111 and obtains the coordinates of the destination of the point of interest. In the same manner as in the first embodiment, the search range is limited, and the point with the highest cross-correlation value calculated based on Equation 1 is compared with the search range of the image of the (N + 1) th frame by the block matching method. To do. The matching unit for block matching is a 16 × 16 pixel square area centered on the point of interest.
[0048]
The search unit 106 outputs the frame number N + 1 and the coordinates of the movement destination of the point of interest to the point of interest setting unit 111, and further calculates the movement vector of the point of interest from the movement source and destination coordinates of the point of interest to move The vector and the frame number N + 1 are output to the analysis unit 107.
[0049]
The analysis unit 107 sequentially accumulates the movement vector of the point of interest and the frame number N + 1 received from the search unit 106 inside the analysis unit 107. Also, an image representing the locus of movement of the point of interest is created using the movement vector of the point of interest accumulated so far and the initial value of the coordinates of the point of interest given from the point-of-interest setting unit 111. The created trajectory image is output to the control unit 108 together with the frame number N + 1.
[0050]
The control unit 108 reads the B-mode image corresponding to the frame number N from the analysis unit 107 from the frame memory 104, displays the image of the (N-1) th frame, and provides it on the GUI after the inter-frame time interval Δt has elapsed. Update the displayed image part. The control unit 108 combines the image of the locus of the point of interest generated by the analysis unit 107 on the GUI. The control unit 108 reads the coordinates of the point of interest in the Nth frame from the point of interest setting unit 111, generates a mark representing the point of interest, and synthesizes it with the B-mode image of the image display part on the GUI. The user of this apparatus can set the point of interest interactively and in real time by moving this mark using a pointing device connected to the control unit 108.
[0051]
When the movement of the mark by the user of the apparatus is detected, the control unit 108 calculates the coordinates of the point of interest corresponding to the new mark and outputs it to the point of interest setting unit 111.
[0052]
In addition, the control unit 108 outputs the interest speed band set by the user on the GUI to the attention point setting unit 111, and the attention point setting unit 111 updates the interest speed band stored in the attention point setting unit 111. .
[0053]
The display unit 110 displays the GUI generated by the control unit 108 on the screen.
[0054]
The point of interest setting unit 111 sequentially stores the frame number and the coordinates of the point of interest from the search unit 106. When the probe drive / echo signal processing unit 102 and the search unit 106 try to read the coordinate data of the point of interest from the point of interest setting unit 111, the probe drive / echo signal processing unit 102 and the search unit 106 have the frame numbers indicated respectively. Provide the data of the coordinates of the corresponding point of interest. This makes it possible to automatically track a point of interest that moves from moment to moment.
[0055]
Note that when the coordinates of a new point of interest are input from the control unit 108 (that is, when the user changes the point of interest), the point of interest setting unit 111 changes the point of interest from the frame to be scanned immediately after the input. To reflect. Specifically, the coordinates of the point of interest sequentially stored by the point of interest setting unit 111 are updated with the coordinates of the new point of interest from the control unit 108. The frame number (referred to as M) associated with the coordinates of the point of interest referred to by the probe drive / echo signal processing unit 102 for the first time after the update is stored. The setting unit 111 ignores the update data of the point of interest output from the search unit 106. The point-of-interest setting unit 111 receives the control signal and the initial value of the point of interest (the point of interest of the frame number M. In other words, the user at the time when update data of the point of interest after frame number M + 1 is input from the search unit 106. The coordinates of the point of interest set by the user are transmitted to delete the movement vector accumulated by the analysis unit 107 so as to create a trajectory image with the coordinates of the point of interest set by the user as an initial value. To do.
[0056]
A case where there are two or more attention points will be described. The probe drive / echo signal processing unit 102 reads the coordinates of all the points of interest after reading the coordinates of the points of interest when reading the coordinates of the points of interest from the point of interest setting unit 111 (here, the case of two points of interest is taken as an example) ). The probe drive / echo signal processing unit 102 compares the coordinates of the two points of interest with the range of one speed detection scan, and if it can be covered within one speed detection scan range, the average coordinates of the coordinates of the point of interest To calculate the scan range. If it cannot be covered by the speed detection scan range, the speed detection scan range is halved and scanning is performed for each point of interest. However, as the number of divisions increases, the scan range becomes too narrow and the accuracy of the matching process deteriorates. Therefore, spatial division is limited to three divisions, and temporal division is performed when more divisions are required ( For example, every other frame is scanned). Thereby, even when there are a plurality of points of interest, tracking is possible.
[0057]
In this embodiment, the coordinate data of the point of interest is used only in the ultrasonic diagnostic apparatus. However, a terminal (not shown) that sequentially outputs the coordinate data of the point of interest to the outside is provided in the control unit 108, and a workstation or the like. However, it is better to accumulate and analyze the coordinate data. In this way, coordinate data can be recorded on an external workstation or the like and compared with data acquired in the past, which is useful when making a diagnosis.
[0058]
As described above, according to the second embodiment of the present invention, the range in which the block matching process is performed using the Doppler speed is limited, so that the coordinates of the moving destination of the point of interest can be obtained at a higher speed than before without reducing accuracy. be able to.
[0059]
In addition, since the point of interest set by the user can be automatically tracked and the locus of the point of interest can be drawn, it is possible to examine the state of the exercise in detail as compared with the prior art.
[0060]
(Third Embodiment) An ultrasonic diagnostic apparatus according to a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment is an apparatus that captures an image of the heart and expresses, as a graph, the temporal change in the speed of the point of interest set by the user of the apparatus in the heart tissue.
[0061]
The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment (1) obtains B-mode images of heart tissue and ultrasonically detects the velocity (Doppler velocity) of the traveling direction component of the ultrasonic beam at each point of the heart tissue. A process of emitting a beam and receiving an echo signal; (2) a process of acquiring a B-mode image from the echo signal; and (3) a process of detecting a Doppler shift of the echo signal to obtain a Doppler velocity at each point of the heart tissue. (4) a process of obtaining a movement vector by obtaining the coordinates of the movement destination of the point of interest set by the user of the apparatus among the points of the heart tissue by block matching; and (5) obtaining a velocity from the movement vector and obtaining this. A process of sequentially storing, generating a time change graph of the velocity vector, and displaying it together with the B-mode image is performed.
[0062]
In order to perform the above processing, the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment includes an ultrasonic probe 101, a probe driving / echo signal processing unit 102, a B-mode DSC (digital scan converter) unit 103, a frame memory 104, and speed detection. A unit 105, a search unit 106, an analysis unit 107, a control unit 108, an attention point setting unit 111, and a display unit 110 are configured. In the following description, description of parts having the same functions and configurations as those of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment will be omitted. Further, the case where there is one point of interest will be described below.
[0063]
The search unit 106 reads the point-of-interest coordinates from the point-of-interest setting unit 111 and obtains the coordinates of the movement destination of the point of interest. In the same manner as in the first embodiment, the search range is limited, and the point with the highest cross-correlation value calculated based on Equation 1 is compared with the search range of the image of the (N + 1) th frame by the block matching method. To do. Note that a block as a matching unit is a square region of 16 × 16 pixels.
[0064]
The search unit 106 outputs the frame number N + 1 and the coordinates of the movement destination of the point of interest to the point of interest setting unit 111, and further calculates the movement vector of the point of interest from the movement source and destination coordinates of the point of interest to move The vector and the frame number N are output to the analysis unit 107.
[0065]
The analysis unit 107 obtains a velocity vector by dividing the movement vector of the point of interest received from the search unit 106 by the inter-frame time interval Δt. The frame number N and the obtained velocity vector are sequentially stored in the analysis unit 107. In addition, a graph representing the temporal change in the speed of the point of interest is created using the velocity vector of the point of interest accumulated so far. The created graph is output to the control unit 108 together with the frame number N.
[0066]
The control unit 108 reads the B-mode image corresponding to the frame number N from the analysis unit 107 from the frame memory 104, displays the image of the (N-1) th frame, and provides it on the GUI after the inter-frame time interval Δt has elapsed. Update the displayed image part. The control unit 108 combines the time change graph of the speed of the point of interest generated by the analysis unit 107 on the GUI. The control unit 108 reads the coordinates of the point of interest in the Nth frame from the point of interest setting unit 111, generates a mark representing the point of interest, and synthesizes it with the B-mode image of the image display part on the GUI. The user of this apparatus can set the point of interest interactively and in real time by moving this mark using a pointing device connected to the control unit 108.
[0067]
When detecting the movement of the mark by the user of this apparatus, the control unit 108 outputs the coordinates of the point of interest corresponding to the new mark to the point of interest setting unit 111.
[0068]
In addition, the control unit 108 outputs the interest speed band set by the user on the GUI to the attention point setting unit 111, and the attention point setting unit 111 updates the interest speed band stored in the attention point setting unit 111. .
[0069]
The display unit 110 displays the GUI generated by the control unit 108 on the screen.
[0070]
The point of interest setting unit 111 sequentially stores the frame number and the coordinates of the point of interest from the search unit 106. When the probe drive / echo signal processing unit 102 and the search unit 106 try to read the coordinate data of the point of interest from the point of interest setting unit 111, the probe drive / echo signal processing unit 102 and the search unit 106 have the frame numbers indicated respectively. Provide the data of the coordinates of the corresponding point of interest. This makes it possible to automatically track a point of interest that moves from moment to moment.
[0071]
Note that when the coordinates of a new point of interest are input from the control unit 108 (that is, when the user changes the point of interest), the point of interest setting unit 111 changes the point of interest from the frame to be scanned immediately after the input. To reflect. Specifically, all the coordinates of the attention point sequentially stored in the attention point setting unit 111 are updated with the coordinates of the new attention point from the control unit 108. The frame number (referred to as M) associated with the coordinates of the point of interest referred to by the probe drive / echo signal processing unit 102 for the first time after the update is stored. The setting unit 111 ignores the update data of the point of interest output from the search unit 106. The point-of-interest setting unit 111 transmits a control signal to the analysis unit 107 at the time when update data of the point of interest after frame number M + 1 is input from the search unit 106, and the velocity vector accumulated by the analysis unit 107 until now is transmitted. Erase and make a new time change graph of speed.
[0072]
In this embodiment, the velocity vector data of the point of interest is used only in the ultrasonic diagnostic apparatus. However, a terminal (not shown) for sequentially outputting the velocity vector of the point of interest to the outside is provided in the control unit 108 to provide a workstation. For example, it is better to accumulate and analyze the velocity vector. By doing so, comparison with past data is facilitated, which is useful for diagnosis.
[0073]
As described above, according to the third embodiment of the present invention, the movement vector between the frames of the point of interest is obtained, and the velocity vector is calculated based on this. Can also be obtained at high speed. Furthermore, since the point of interest set by the user is automatically tracked and the speed detection scan range is set, the speed detection scan range can be narrower than before, and the speed change can be reduced by shortening the scan interval. It is also possible to use in detail.
[0074]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, the original two-dimensional or three-dimensional motion of an object can be accurately tracked at high speed, and a two-dimensional or three-dimensional movement vector and velocity vector can be obtained. As a result, the motion of the object can be captured more accurately, and faster and more accurate diagnosis can be performed in the medical field.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration of a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing candidates for actual speed estimated from speed calculated from Doppler shift (first setting example of search range);
FIG. 3 shows a second setting example of a search range.
FIG. 4 shows a third setting example of a search range.
FIG. 5A is a view for explaining the handling of an Nth frame in block matching processing; (B) The figure explaining the handling of the N + 1 frame in a block matching process.
FIG. 6 shows a first setting example of a search range when obtaining a three-dimensional velocity during three-dimensional scanning.
FIG. 7 shows a second setting example of a search range when obtaining a three-dimensional velocity during three-dimensional scanning.
FIG. 8 is a flowchart for explaining calculation processing of a destination coordinate of a point of interest and an example of using the calculated destination coordinate.
FIG. 9 is a block diagram illustrating a configuration of a second embodiment of the present invention.
FIG. 10 is a block diagram illustrating a configuration of a third embodiment of the present invention.
FIG. 11 is a diagram for explaining a difference between a speed calculated from a Doppler shift and an actual speed.
[Explanation of symbols]
101 Ultrasonic probe
102 Probe drive / echo signal processor
103 B mode DSC section
104 frame memory
105 Speed detector
106 Search range calculation unit
107 Tracking unit
108 Control unit
109 Speed scan range setting section
110 Display section
111 Attention point setting section

Claims

A scanning unit that emits an ultrasonic beam to a subject to receive an echo signal, an image generation unit that sequentially generates and outputs a subject image in units of frames from the echo signal, and a frequency shift of the echo signal is detected A velocity detection unit that detects a Doppler velocity that is a velocity of an ultrasonic beam traveling direction component of each point of the subject, a frame memory that sequentially stores the subject image and the Doppler velocity of each point of the subject, A search unit for searching for the movement destination of each point of the subject in the Nth frame (N is a natural number) in the (N + n) th frame (both N and n are natural numbers) to obtain the coordinate data of the movement destination, and displaying the subject image And a motion information output unit that sequentially outputs the coordinate data of the destination to the outside, and the search unit sets a range for searching for the destination in the N + n frame to the Nth frame. Subject Ultrasonic diagnostic apparatus characterized by setting the area to be limited by the Doppler velocity detected for the point.

A motion vector output unit that calculates a velocity vector at each point of the subject of the Nth frame using the coordinate data of each point of the subject of the Nth frame and the coordinate data of the movement destination; The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the velocity vector is sequentially output to the outside.

A scanning unit that emits an ultrasonic beam to a subject to receive an echo signal, an image generation unit that sequentially generates and outputs a subject image in units of frames from the echo signal, and a frequency shift of the echo signal is detected A velocity detection unit that detects a Doppler velocity that is a velocity of an ultrasonic beam traveling direction component of each point of the subject, a frame memory that sequentially stores the subject image and the Doppler velocity of each point of the subject, A search unit for searching the movement destination of each point of the subject in the Nth frame in the (N + n) th frame to obtain the coordinate data of the movement destination, the coordinate data of each point of the subject in the Nth frame, and the coordinates of these movement destinations A velocity vector calculation unit that calculates a velocity vector at each point of the subject on the Nth frame using the data, and an Nth frame using the velocity vector at each point of the subject on the Nth frame. A display image generation unit that processes a subject image to generate a display image; and a display unit that displays the display image, wherein the search unit is a range in which a search for a movement destination within the N + n frame is performed. Is set to a region limited by the Doppler velocity detected for each point of the subject in the Nth frame.

A region-of-interest setting unit for setting a region of interest, and extracting coordinate data corresponding to the destination of the region of interest from the coordinate data of the destination of each point of the subject in the Nth frame obtained by the search unit; The region of interest of the (N + n) th frame is set, and the scanning range by the scanning unit for the (N + n + 1) th frame is controlled based on the coordinate data of the region of interest of the (N + n) th frame. 3. The ultrasonic diagnostic apparatus according to 3.

A scanning unit that emits an ultrasonic beam to a subject to receive an echo signal, an image generation unit that sequentially generates and outputs a subject image in units of frames from the echo signal, and a frequency shift is detected from the echo signal Then, a speed detection unit for detecting the Doppler speed, which is the speed of the ultrasonic beam traveling direction component at each point of the subject, a frame memory for sequentially storing the subject image and the Doppler speed, and a region of interest are set. A region-of-interest setting unit, a search unit for searching for the destination of the region of interest in the Nth frame in the (N + n) th frame to obtain the coordinate data of the region of interest, the coordinate data of the region of interest in the Nth frame, A velocity vector calculation unit for calculating the velocity vector of the region of interest of the Nth frame using the coordinate data of the first frame, and the velocity vector of the region of interest of the Nth frame are sequentially stored. A speed vector analysis unit that generates a speed change image representing a time change of the speed vector; a display unit that displays the speed change image and the subject image; and the search unit includes an N + n-th frame. The search range is set to a region limited by the velocity of the ultrasonic beam traveling direction component detected for the Nth frame, and the region-of-interest setting unit sets the search range based on the coordinate data of the destination of the region of interest in the Nth frame. An ultrasonic diagnostic apparatus characterized by setting a region of interest in the (N + n) th frame.

A scanning unit that emits an ultrasonic beam to the subject and receives an echo signal, an image generation unit that sequentially generates a subject image in units of frames from the echo signal, and a frequency shift detected from the echo signal A speed detection unit that detects the Doppler speed, which is the speed of the ultrasonic beam traveling direction component at each point of the specimen, a frame memory that sequentially stores the subject image and the Doppler speed, and a region of interest in which a region of interest is set A setting unit; a search unit for searching for a destination of the region of interest in the Nth frame in the (N + n) th frame to obtain coordinate data; and an initial value and search for the coordinate data of the region of interest set in the region of interest setting unit The coordinate data of the movement destination of the region of interest of the (N + n) th frame obtained by the unit is sequentially stored, a locus generation unit for generating a locus of movement of the region of interest, the locus and the subject image The search unit sets the search range in the (N + n) th frame to a region limited by the velocity of the ultrasonic beam traveling direction component detected for the Nth frame, and the region of interest. The setting unit sets the region of interest of the (N + n) th frame based on the coordinate data of the movement destination of the region of interest of the Nth frame.

7. The ultrasonic wave according to claim 5, wherein the region-of-interest setting unit controls a scanning range of the scanning unit for the (N + n + 1) th frame based on coordinate data of a region of interest of the (N + n) th frame. Diagnostic device.