JP4177217B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は超音波診断装置に関し、特にドプラ情報の角度補正に関する。

最近、生体の三次元空間内から得られた三次元超音波データ（エコーデータ、ドプラデータ）から三次元画像を構築する様々な手法が提案されている。その手法としては、光の透過散乱モデルを基礎とするボリュームレンダリング法が公知である（例えば特許文献１参照）。また様々なボリュームレンダリング法が公知である。更に、三次元空間内の情報を二次元プレーン上にレンダリングする方法として、レイ（視線）に沿って単純積算を行う方法、レイに沿って最大値等を検索する方法、その他の投影法があり、それ以外にも三次元画像形成に当たってはサーフェイス法などが知られている。

ところで、三次元空間内においてサンプルゲート（サンプルボリューム）を設定し、そこから得られたドプラ情報を周波数解析し、その結果としてドプラ波形を形成する考え方が下記特許文献２に開示されている。これは通常のドプラ処理を三次元空間内のドプラ情報に適用するものである。

特許第２８８３５８４号 特開２００１−１９０５５２号公報

サンプルゲート内でドプラ情報として観測される血流の速度は、実際には、超音波ビーム方向に沿った速度成分であることが知られている。そこで、二次元の断層画像を表示する従来装置においては、その断層画像上で血流方向をユーザーにより指定させた上で、その血流方向に基づいて血流速度を補正し、これにより補正されたドプラ波形を表示する機能が具備されている。しかし、そのような速度補正の場合であっても、断層画像に相当する走査面上での速度補正に過ぎず、真の血流速度を求めるものではない。なお、上記特許文献１に記載された装置においては速度補正を行う構成について具備されていない。

本発明の目的は、正確な血流速度を演算できるようにすることにある。

本発明の他の目的は、血流速度の補正演算に際して三次元空間において容易且つ的確に血流方向を定められるようにすることにある。

本発明は、超音波が送受波される三次元空間内にサンプルゲートを設定し、そのサンプルゲート内から得られたドプラ情報に基づいて血流速度を演算する超音波診断装置において、前記サンプルゲートとの関係において三次元血流方向を設定する三次元血流方向設定手段と、前記サンプルゲートを通過するドプラビーム方向と前記三次元血流方向との交差関係に基づいて、三次元角度補正がなされた血流速度を演算する三次元角度補正手段と、を含むことを特徴とする。

上記構成によれば、三次元血流方向がユーザーによりあるいは自動的に設定されると、その三次元血流方向とドプラビーム方位との交差関係に基づいて、角度補正がなされた血流速度が演算される。よって、実際の血流方向に即して、血流速度に対して三次元的な角度補正を行えるので、血流速度を正確に求めることが可能となる。

上記構成においては、サンプルゲートは、一般に、ドプラビーム上に一定サイズをもって設定される。ドプラ情報は、血流の流れを表す情報であり、そのドプラ情報の周波数解析によって血流速度あるいは速度分布が演算される。

三次元血流方向の設定に当たっては、流れの方向及びその方向での正又は負の向きを特定するものであってもよいし、二次元角度補正の場合と同様に、流れの向きを特定しないで単に正負を問わない方向のみを特定するものであってもよい。例えば、前者の場合にはベクトルで三次元血流方向が表され、後者の場合には単純なラインで三次元血流方向が表される。望ましくは、それらのベクトル又はラインの起点、終点又は中心点がサンプルゲートの基準点（中心点など）に一致する。

三次元血流方向は、三次元空間上において直接的に設定されてもよいし、後述するように、任意断層画像上における二次元血流方向の指定によって間接的に設定されてもよい。三次元角度補正は、通常、ドプラ情報に基づいて血流速度が演算された後にその血流速度に対して実行されるが、血流速度の演算前のドプラ情報に対して実行してもよい。

望ましくは、前記三次元空間に対して、前記サンプルゲートとの関係において任意断面をユーザー設定するための任意断面設定手段と、前記任意断面に対応する任意断層画像を形成する任意断層画像形成手段と、を含み、前記三次元血流方向設定手段は、前記任意断層画像上に表示される二次元血流マーカーの向きをユーザー設定させることにより、前記任意断面上における二次元血流方向を指定する手段と、前記任意断面についての座標情報と前記二次元血流方向とに基づいて前記三次元血流方向を演算する手段と、を含む。

上記構成によれば、まず、任意切断面の設定により二次元血流方向が含まれる二次元平面が決定され、その上で、二次元平面上において二次元血流方向が設定される。このように、面の設定によって次元数を少なくしてから血流方向を指定できるので、迅速で且つ的確に三次元血流方向を設定できる。

望ましくは、前記任意断層画像は、組織及び血流が表された二次元組織血流画像である。この構成によれば、組織に加えて血流も観察しながら、任意断面及び血流方向を設定できる。

望ましくは、前記三次元空間内において取得された組織データ及び血流データが格納される三次元記憶手段を含み、前記任意断層画像形成手段は、前記三次元記憶手段から前記任意断面に相当する組織データを読み出して白黒の組織断層画像を形成する手段と、前記三次元記憶手段から前記任意断面に相当する血流データを読み出してカラーの血流断層画像を形成する手段と、前記組織断層画像と前記血流断層画像とを合成して、前記二次元組織血流画像としてのカラーフローマッピング画像を形成する手段と、を含む。

望ましくは、前記血流断層画像は一定速度以上の高速血流を表した画像である。この構成によれば、乱流が生じている場合などにおいても、流れの主要部あるいは中心部を容易に認識でき、二次元血流方向の設定が容易になる。

望ましくは、前記三次元角度補正手段は、前記ドプラビーム方位と前記三次元血流方向とがなす角度を演算し、その角度に基づいて前記三次元角度補正を実行する。

望ましくは、前記三次元空間に対して互いに直交する複数の断面をユーザー設定するための手段と、前記複数の断面に対応する複数の断層画像を形成する手段と、前記複数の断面の交差座標に基づいて前記サンプルゲートの基準点を設定する手段と、前記サンプルゲートの基準点と超音波の送受波原点とを結ぶ方向として前記ドプラビーム方位を設定する手段と、を含む。

上記構成によれば、互いに直交する複数の断面の設定によってサンプルゲートの基準点（例えば中心点）を設定できるので簡便である。すなわち、各断面はそれぞれ三次元座標軸上を独立して平行移動するものゆえに、その操作や設定は容易であり、各断面の設定時において互いに直交関係にある複数の断層画像から組織の空間的把握も容易である。なお、角度補正を行わないモードにおいても、サンプルゲートの設定に当たって上記構成を採用することができる。

以上説明したように、本発明によれば、正確な血流速度を演算できる。あるいは、本発明によれば、任意断面上における血流方向として、三次元空間において容易且つ的確に血流方向を定められる。

以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。

図１には、本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態が示されており、図１はその全体構成を示すブロック図である。

３Ｄプローブ１０は、例えば体表面上に当接して用いられるものであり、本実施形態においては３Ｄプローブ１０が２Ｄアレイ振動子を有している。２Ｄアレイ振動子は複数の振動素子を二次元的に配列してなるものであり、この２Ｄアレイ振動子によって超音波ビームが形成され、その超音波ビームは二次元的に走査される。これによって三次元データ取込空間（三次元空間）が形成される。電子走査方式としては、電子セクタ走査などをあげることができる。

送受信部１２は、送信ビームフォーマー及び受信ビームフォーマーとして機能する。すなわち、複数の振動素子に対して一定の遅延関係をもって複数の送信信号を供給することにより、送信ビームが形成され、また、複数の振動素子から出力される複数の受信信号に対してＡ／Ｄ変換処理及び整相加算処理を実行することにより電子的に受信ビームが形成される。

本実施形態においては、エコーデータ（組織の輝度情報）及びドプラデータ（血流の流れ情報）の両者を三次元空間において取得するために、各ビーム方位ごとにエコーデータ取得用の超音波の送受波と、ドプラデータ取得用の超音波の送受波とが行われている。もちろん、同じ超音波の送受波によってエコーデータ及びドプラデータの両者を同時に得るようにしてもよい。本実施形態においては、さらに、超音波パルスドプラ法にしたがってドプラ波形を形成するために、ユーザーによって設定された特定の方位に対して間欠的にドプラ観測用の超音波ビーム（ドプラビーム）を繰り返し形成する機能も具備している。そのような送受信シーケンスは、後に説明する制御部５２によって設定されており、すなわち、送受信部１２は制御部５２の制御によってその動作を行っている。送受信シーケンスは診断用途や目的などに応じて適宜設定可能である。

送受信部１２から出力される組織画像形成用の受信信号（組織データ）については、プロセッサ１４を介して組織３Ｄメモリ１６上に格納される。プロセッサ１４は、検波、対数圧縮、座標変換などの機能を具備している。もちろん、そのような処理を行わないデータを組織３Ｄメモリ１６に格納するようにしてもよい。

組織３Ｄメモリ１６は、送受波空間としての三次元空間に対応する記憶空間を有している。組織３Ｄメモリ１６のアドレスは三次元空間における座標に対応付けられている。プロセッサ１８は、組織３Ｄメモリ１６から読み出される組織データに対して合成演算を行う前に必要なデータ処理を行うモジュールである。上記のプロセッサ１４，１８は必要に応じて設けられる。

送受信部１２から出力される血流画像形成用の受信信号（ドプラ情報を含む血流データ）は、プロセッサ２０を介して血流３Ｄメモリ２２に格納される。例えば、公知の自己相関法などを用いて、血流画像を形成する場合には、プロセッサ２０においては、例えば直交検波、ウォールモーション除去処理、自己相関演算などの信号処理が行われる。これにより、血流３Ｄメモリ２２には、血流データとしての血流平均速度データが格納される。

血流３Ｄメモリ２２は、上記の組織３Ｄメモリ１６と同様に、生体内の三次元空間に対応した記憶空間を有しており、そのアドレスは三次元空間における座標に対応付けられている。

血流３Ｄメモリ２２から読み出される血流データは、プロセッサ２４を介して合成演算を実行する合成演算部２６へ出力される。プロセッサ２４は、血流３Ｄメモリ２２から読み出された血流データに対して合成演算を行う前に必要なデータ処理を行うモジュールであって、必要に応じて設けられる。例えば、組織を白黒で表現し、血流をカラーで表現し、それらを合成して表示する場合においては、プロセッサ１８及びプロセッサ２４は、それぞれカラーコーディング機能を有し、その場合、プロセッサ１８ではエコーデータに対してＲ，Ｇ，Ｂの輝度をそれぞれ均等に割り当てる処理が実行され、一方、プロセッサ２４においては血流の向きに応じて色相（例えばＲ，Ｂ）を割り当てて各色相の輝度を血流の速度の大きさに対応付ける処理を実行する。もちろん、そのようなカラーコーディング処理は一例であって、三次元画像として組織及び血流を容易に認識できる限りにおいて各種の色付け条件を採用することが可能である。

一方、グラフィック生成部２８は、制御部５２から渡されるグラフィック作成のためのパラメータにしたがって、三次元グラフィックデータ、グラフィック画像などを生成する。ここで、生成された三次元グラフィックデータは、３Ｄメモリ３０に格納されており、この３Ｄメモリ３０は、上述した組織３Ｄメモリ１６及び血流３Ｄメモリ２２と同様の記憶空間を有している。そして、その３Ｄメモリ３０のアドレスは三次元空間における座標に対応付けられている。

本実施形態において、三次元グラフィックデータはカラーデータとして構成されており、すなわち各データ要素がＲデータ、Ｂデータ、Ｇデータによって構成されている。もちろん、グラフィックデータとして単なる輝度データを用いることも可能である。

合成演算部２６においては、三次元空間における各座標ごとに、組織データ、血流データ（血流速度データ）、グラフィックデータの合成演算を実行している。この場合においては、カラーでの合成処理を実現するために、Ｒ，Ｇ，Ｂのそれぞれの色ごとに合成演算が行われるのが望ましい。また、組織中において血流が遠近感をもって自然に表現され、かつ血流の裏側に存在する組織が透けて表現されるように、組織データ及び血流データについては一定の重み付けを行うのが望ましい。このような処理によれば、例えば心臓内において心壁を表示しつつその内部に存在する血流を透明感をもって表現することも可能である。また、更にそれらのデータに対してはグラフィックデータが合成されており、例えばサンプルゲートを表す図形やドプラ方位を表すラインなどがグラフィック要素として合成されている。これにより、後述するレンダリングを行って生成される３Ｄ画像においては、組織、血流とともに、１又は複数のグラフィック要素が遠近感をもって空間的に表現される。

以上のような合成演算の結果として各座標ごとに得られる合成データは３Ｄメモリ３２に格納される。３Ｄメモリ３２は、上述の３Ｄメモリ１６，２２，３０と同様の記憶空間を有しており、そのアドレスは三次元空間における座標に対応付けられている。

レンダリング部３４においては、以上のような三次元合成処理がなされたデータに対してレンダリング処理を実行する。具体的には、三次元空間に設定される各レイごとにそのレイ上に存在する各合成データに対して、例えばボリュームレンダリング法に基づくボクセル演算を展開し、その結果として各レイごとに画素値を求めている。この場合において、カラーレンダリングを行うために、レンダリング部３４は、Ｒ，Ｇ，Ｂのそれぞれについてレンダリング処理を実行している。すなわち、上述した説明から明らかなように、３Ｄメモリ３２上には、合成演算の結果として、各座標ごとにＲ，Ｇ，Ｂのそれぞれについて合成データが格納されており、すなわち、そのようなデータセットが３Ｄメモリ３２上における各アドレスに格納されている。そして、データセットが読み出されると、それを構成する各合成データがＲ，Ｇ，Ｂの各色ごとにレンダリング処理される。

レンダリング部３４によって演算された画素値すなわちＲデータ、Ｇデータ、Ｂデータは、表示処理部３６に送られており、その表示処理部３６上に設けられたフレームメモリには三次元空間を二次元プレーン上に投影したカラーの３Ｄ表示画像が構築される。

ところで、超音波パルスドプラ法にしたがって、特定のドプラビーム方位に対して繰り返し超音波の送受波がなされると、それにより得られた受信信号がゲート回路４２に出力される。ゲート回路４２は、ドプラビーム方位上において設定されたサンプルゲート（サンプルボリューム）内に相当する部分信号を抽出し、それをドプラ演算部４４に出力している。ドプラ演算部４４は、直交検波回路、周波数解析回路（ＦＦＴアナライザ）などを有しており、それらにより、入力される信号からドプラ情報（ドプラシフト周波数成分）が抽出され、そのドプラ情報が周波数軸上に展開される。これにより、周波数解析結果として、各周波数（速度）ごとのパワーからなる速度スペクトルが得られる。それを表す血流速度情報は、角度補正部４６へ出力されている。

この角度補正部４６の具体的な処理方式については後に詳述するが、本実施形態においては、角度補正部４６が三次元角度補正機能を具備しており、ドプラビーム上において得られた血流速度に対して三次元角度補正を行うことにより、真の血流速度を演算している。すなわち、ドプラ演算部４４において血流速度情報としての速度スペクトルが得られた場合、その速度スペクトルの大きさ（振幅）が補正され、あるいはその縦軸スケールが補正される。

ドプラ波形形成部４８は、三次元角度補正後の血流速度情報に基づいてドプラ波形を形成している。周知のように、ドプラ波形の横軸は時間軸であり、その縦軸は血流速度に相当する。また、その波形における各画素の輝度は各速度におけるパワーの大きさに対応付けられている。そのドプラ波形を表す画像データは表示処理部３６へ出力されている。

一方、任意ＣＦＭ（カラーフローマッピング）画像処理部３８は、二次元の白黒組織画像を形成する機能、二次元のカラー血流画像とを形成する機能と、それらの画像を合成してＣＦＭ画像を形成する機能と、を有している。この場合において、その画像を形成するための組織データ及び血流データは、三次元空間に対してユーザーにより任意に設定された任意断面上から取得されている。具体的には、制御部５２から任意ＣＦＭ画像処理部３８に対して任意断面の座標情報などが渡されると、任意ＣＦＭ画像処理部３８は任意断面に相当する組織データを組織３Ｄメモリ１６から読み出し、また、その任意断面に相当する血流データを血流３Ｄメモリ２２から読み出す。そして、上述したように、それらのデータにしたがって二次元の白黒組織画像及び二次元のカラー血流画像を形成し、それらを合成することにより、任意ＣＦＭ画像を生成している。その画像データは、表示処理部３６へ出力されている。

マルチＣＦＭ画像処理部４０は、ユーザーによって設定されたトリプレーンに相当する３つの断面に対応する３つのＣＦＭ画像を形成する機能を具備している。すなわち、上記の任意ＣＦＭ画像処理部３８と同様に、このマルチＣＦＭ画像処理部４０は、二次元の白黒組織画像を形成する機能と、二次元のカラー血流画像を形成する機能と、それらの画像を合成してＣＦＭ画像を形成する機能と、を具備している。特に、直交三断面に対応する３つのＣＦＭ画像が形成、表示されるため、組織の空間的な把握が容易となる。

制御部５２からマルチＣＦＭ画像処理部４０に対して各断面の座標情報が渡されると、マルチＣＦＭ画像処理部４０は、組織３Ｄメモリ１６から各断面に対応する組織データを読み出し、これと同様に、各断面に対応する血流データを血流３Ｄメモリ２２から読み出している。そして、上記のように３つのＣＦＭ画像を形成し、それぞれの画像データを表示処理部３６へ出力している。

本実施形態において、血流３Ｄメモリ２２と、任意ＣＦＭ画像処理部３８及びマルチＣＦＭ画像処理部４０との間には、識別処理部４１が設けられている。この識別処理部４１は、入力される血流データの内で一定速度（閾値）以上の血流に相当する血流データのみを抽出する機能を備えており、すなわち高速血流に相当する血流データだけを任意ＣＦＭ画像処理部３８及びマルチＣＦＭ画像処理部４０へ渡すことができる。この構成によれば、任意ＣＦＭ画像処理部３８において、カラー血流画像を形成すると、その画像には高速血流のみが表現されることになる。よって、任意ＣＦＭ画像を観察した場合に組織との関係において高速血流を容易に認識できるので、任意ＣＦＭ画像上でユーザーによって血流方向の指定を行う場合に、その指定が容易となる。また、マルチＣＦＭ画像を構成する各ＣＦＭ画像においても、高速血流のみが表現されるので、サンプルゲートの設定が容易となる。もちろん、各ＣＦＭ画像の形成に当たっては全血流データを画像化するようにしてもよい。また、高速血流の輝度を高める処理、高速血流に特別の着色を施す処理などの手法によって高速血流を識別表現するようにしてもよい。

表示処理部３６には、グラフィック生成部２８によって生成されたグラフィック画像が供給されており、表示処理部３６は、３Ｄ表示画像、任意ＣＦＭ画像、マルチＣＦＭ画像、ドプラ波形に対して、必要なグラフィックデータをオーバーレイ処理し、これによって表示画像を構成している。その画像データは表示部５０に出力され、表示モードにしたがった表示形態で１又は複数の画像が並べて表示されることになる。なお、表示部５０は複数の表示デバイスによって構成されてもよい。

制御部５２は、図１に示す各構成の動作制御を行っており、その制御部５２には操作パネル５４が出力されている。その操作パネル５４は、トラックボールやキーボードを含んでおり、ユーザーにより、マルチＣＦＭ画像に対応する３つの断面の座標を指定することが可能であり、また、任意ＣＦＭ画像に対応する任意断面の座標（特に姿勢）を指定することが可能である。本実施形態においては、後に説明するように、トリプレーンに相当する３つの断面の各位置を適宜調整することにより、その３つの断面の交差関係、具体的には、交点の座標としてサンプルゲート中心位置が指定されている。そして、そのようなサンプルゲート中心位置が設定されると、制御部５２の制御の下、送受信部１２は、そのサンプルゲート中心点を通過する方位としてドプラビーム方向を設定する。

また、後に説明するように、サンプルゲート中心点を含む面として任意断面をユーザーにより自在に設定することが可能であり、本実施形態においては、特に、任意ＣＦＭ画像を観察しながら、実際の血流方向が任意断面に含まれるように当該任意断面の三次元位置及び姿勢をユーザーによって設定することが可能である。そして、一旦任意断面が設定されると、それに対応する任意ＣＦＭ画像上において、画像内容との関係から実際の血流方向がマーカーなどを用いてユーザーにより指定される。そのような実際の血流方向の指定がなされると、任意断面の座標情報及び任意断面上の血流方向などから、三次元角度補正にあたって必要な補正角度が自動的に演算されている。その補正角度はドプラビーム方位と実際の血流方向とがなす角度に相当するものである。

図２には、三次元空間６０が示されている。３Ｄプローブ１０によって形成される超音波ビームを二次元的に電子セクタ走査すると、図２に示されるような角錐形状をもった三次元空間６０を形成することができる。この図２に示す例では、その三次元空間の内部に表示対象空間６２が設定されており、実際の３Ｄメモリへのデータの格納にあたってはその表示対象空間６２内に相当するデータだけが３Ｄメモリに格納されている。しかしながら、三次元空間６０の全体について３Ｄメモリに対してデータを格納してもよい。

図２に示す例では、心臓が診断対象とされており、その心臓の内膜面６４が表されている。またその内膜面６４には弁６６が存在し、弁６６は開口６８を有している。この弁６６の機能を診断する場合などにおいては、弁を通過する血流に対して超音波ドプラ法にしたがった診断がなされるが、その場合においては符号７０で示されるようなドプラビームが形成される。すなわち、例えば、開口６８を通過し且つその近傍においてフォーカスが形成されるような超音波ビームが繰り返し形成される。符号７２はドプラゲート中心位置を示しており、図２には示されていないが、そのドプラゲート中心位置７２を中心あるいは基準としてドプラビーム方位に所定のゲート長幅を持ったサンプルゲートが設定される。この場合において、サンプルゲート長についてはユーザーによって可変設定することが可能である。

図３には、マルチＣＦＭ画像と３Ｄ表示画像との組合せ表示例が示されている。すなわち、表示部５０の画面上には３つのＣＦＭ画像７４，７６，７８及び１つ３Ｄ表示画像８０が同時表示され、それらを用いて組織構造や血流の様子を総合的に観察することができ、また、そのような３つのＣＦＭ画像７４，７６，７８などを観察しながらサンプルゲート中心位置を設定することができる。

マルチＣＦＭ画像は、図３に示す例において、上方から見たＣＦＭ画像７４と、側方から見たＣＦＭ画像７６と、正面から見たＣＦＭ画像７８とで構成されている。ちなみに、各画像に対応する断面は、三次元空間内において直交しており、かかる表示形態はトリプレーン表示と称される。各ＣＦＭ画像７４，７６，７８にはそれぞれサンプルゲート中心位置８２がマーカー表現されており、またそのサンプルゲート中心位置８２を通過する補助ライン８４が示されている。そのような補助ライン８４は、サンプルゲート中心位置８２の三次元座標を特定すると同時に、ある断面から見た他の断面の交差位置を表している。

３Ｄ表示画像８０は、上述したレンダリング処理によって形成されたものであり、図３に示す例では組織が表されているが、上述したように組織と同時に血流をカラー表現するようにしてもよい。

３Ｄ表示画像８０は、組織（あるいは血流）に相当する画像部分８０Ａと、グラフィックに相当する部分８０Ｂとを有している。この例では、図２に概念的に示したように、心臓の弁付近の構造が表されている。また、その弁の開口との関係においてサンプルゲートを表すゲートマーカー９６が筒状の図形で表され、またドプラビーム方位を表す方位マーカー９８がラインとして表されている。また、ゲートマーカ９６と共に、その中心値を表すマーカー１００が表されている。

符号９０は、上方から見たＣＦＭ画像７４に対応するプレーンを表すマーカーであり、符号９２は、側方から見たＣＦＭ画像に対応するプレーンを表すマーカーであり、符号９４は正面から見たＣＦＭ画像７８に対応するプレーンを表すマーカーである。また、各プレーンの交差部分を表す補助ライン１０２が描かれており、そのような補助ライン１０２はサンプルゲートの中心位置１００の三次元座標を表現するものでもある。

例えば、超音波ドプラ法が適用される前提としてサンプルゲートを設定する段階においては、図３に示すようなトリプレーン＋３Ｄ表示モードが採用され、ユーザーによってトリプレーンを構成する各断面の位置を各軸上においてシフトさせることにより、サンプルゲートの中心位置を迅速かつ容易に設定することが可能である。また、その設定された様子を３Ｄ表示画像８０として観察することも可能である。

ちなみに、本実施形態においては合成演算がなされた後にレンダリング処理が実行されているため、組織との関係で空間的に違和感なく各グラフィック要素を表現することができ、特に奥行き感をもってサンプルゲートなどを観察できるという利点がある。

トリプレーンを構成する各断面の位置の設定が完了すると、それらの断面の交点としてサンプルゲート中心位置が自動的に認識され、当該サンプルゲート中心位置を通過する方位としてドプラビーム方位が自動的に設定される。そして、そのドプラビーム方位に対して一定の送受信シーケンスにしたがって超音波の送受波が繰り返しなされることになる。

その場合においてユーザーにより設定されたあるいはデフォルトとして設定されたゲート長にしたがって、サンプルゲート中心位置を基準としてサンプルゲートが設定され、そのサンプルゲート内のドプラ情報が観測されることになる。その際、三次元角度補正を行う場合には、以下に説明する表示モードを用いて三次元血流方向を直接的あるいは間接的にユーザーにより指定させるプロセスが実行される。

図４には、任意ＣＦＭ画像１１０、図３に示した３Ｄ表示画像８０、及び、ドプラ波形１２２の組合せ表示例が示されている。すなわち、表示部５０の表示画面上にはこのような３つの画像が組み合わされて同時に表示される。

任意ＣＦＭ画像１１０は、上述したように、任意切断面上から得られた組織データ及び血流データに基づいて形成される二次元組織画像及び二次元血流画像を合成した画像であり、本実施形態においては、特に高速血流のみがカラー表現されている。符号１１２は弁付近の組織の断面を示しており、符号１１４は高速血流を表している。実際には、この高速血流は所定のカラーコーディング条件にしたがって表現されるものである。

符号１１６は、サンプルゲート中心位置を表すマーカーであり、そのマーカー１１６を通過するように縦横方向に補助ライン１１８が表されている。

ユーザーは、このような任意ＣＦＭ画像１１０を観察しながら、操作パネル５４を利用して任意断面の位置を自在に設定することができ、そのような過程の中でＣＦＭ画像上に実際の血流方向が含まれるように任意断面の角度などを適宜調整する。

そして、望ましい姿勢で任意断面が設定された段階において、任意ＣＦＭ画像１１０上にラインあるいは矢印として補正用のマーカー（補正ライン）１２０を登場させ、そのマーカーの向きを血流方向に合わせる操作を行う。このような行為により、装置側においては、任意切断面の座標情報とマーカーの回転角度から、後に詳述するように三次元角度補正を行うための角度情報を得ることが可能となる。

上記のような任意ＣＦＭ画像１１０の表示及びその操作に際して３Ｄ表示画像８０の内容もリアルタイムで変更されている。この三次元表示画像８０は、このモードにおいては、任意断面に相当するプレーンを表すマーカー１０４を含んでいる。なお、ゲートマーカー９６及び方位マーカー９８も表示されており、更に補助ライン１０６，１０８も表示されている。それらの補助ラインはサンプルゲート中心位置を表すマーカー１００を交差点とする直交ラインである。

以上のような操作によって三次元角度補正がなされると、ドプラ波形１２２上における縦軸のスケールは正しい表示となり、すなわち、血流速度を正確に観測することが可能となる。

ちなみに、サンプルゲート中心位置が設定される段階においては、組織データのみに基づいてトリプレーン表示及び３Ｄ表示画像の形成を行うようにし、引き続いて任意ＣＦＭ画像を用いて実際の血流方向の指定を行う場合には、ドプラ情報を取得するための送受信を併せて行って図４に示したような表示態様を形成するようにしてもよい。さらに、ドプラ波形を観測する場合においては、今まで形成した画像をフリーズし、ドプラビーム方位について繰り返し超音波の送受信を行ってドプラ波形を形成するようにしてもよい。

さらに、組織３Ｄメモリ１６及び血流３Ｄメモリ２２として大容量の記憶装置を設け、一定時間に渡るデータを全てそこに格納し、その記憶装置から読み出されたデータに基づいて上述した各種の画像を形成するようにしてもよい。そして、記憶されたデータに基づいて必要な設定が完了した後に、ドプラ波形の観測を行うようにしてもよい。

図４には、図１に示した装置の動作における主要なステップがフローチャートとして示されている。

Ｓ１０１では、上述したトリプレーン表示すなわちマルチＣＦＭ画像の表示機能を用いてサンプルゲートの中心位置が設定される。もちろん、三次元空間内において直接的に座標を指定することによってサンプルゲートの中心位置を設定するようにしてもよい。あるいは、サンプルゲートを先行して設定し、そのサンプルゲートに対してドプラビーム方位を定めるようにしてもよい。

Ｓ１０２においては、サンプルゲート中心点を通る任意断面すなわち任意プレーンの姿勢を設定し、その場合に、任意断面に相当する任意ＣＦＭ画像を観察しながら、任意断面上に実際の血流方向（中心的な流れ）が含まれるようにする。任意断面は上述したように、サンプルゲート中心点を含むものであり、例えば、そのような中心点を基準として定義される三軸空間上において、各軸回りの角度を指定することにより、任意プレーンの角度を自在に設定することが可能である。

Ｓ１０３では、ユーザーに任意ＣＦＭ画像上において補正ラインの方向を設定させることにより実際の血流方向の指定を行わせる。

Ｓ１０４では、以上において設定された任意断面の姿勢や補正ラインの回転角度などから血流速度の補正演算が実行される。ちなみに、実際の血流方向の指定を三次元空間内においてユーザーにより直接的に行わせることも可能であるが、一般にそのような設定は困難であるため、上記のように、面の設定とその面上での向きの設定とを分離して行うのが望ましい。

次に、図６及び図７を用いて、三次元角度補正について説明する。超音波ドプラ法によって観測される血流速度は、実際の血流速度ではなく、超音波ビームに沿った方向の速度成分である。従来の超音波診断装置の中には、二次元の断層画像上でユーザー指定された補正方向に基づいて血流速度の補正を行う機能を具備するものがあるが、そのような角度補正は二次元的なものに過ぎず、実際の血流速度を求めるものではない。本実施形態の装置によれば、観測された血流速度を三次元的に補正することができ、すなわち真の血流速度を演算することができる。以下、これについて具体的に説明する。

図６には、三次元絶対空間及び三次元相対空間が示されている。この例では、三次元絶対空間はデータ取込空間に相当し、ｘ，ｙ，ｚの直交座標系によって定義される。三次元相対空間は、サンプルゲートを通過するドプラビーム方向をＹ方向として再定義される三次元空間であり、そのＹ方向に直交する２つの方向がそれぞれＸ方向、Ｚ方向として定義されている。各空間は極座標によって定義されてもよい。

図６において、ベクトルＶは実際の血流速度ベクトルを表しており、ベクトルｖはドプラビーム上において観測される見掛け上の血流速度ベクトル（ベクトルＶをＹ軸上に投影した血流速度成分）を表している。それらの間の交差角度がγで表されている。ちなみに、αは角度γをＹＺ平面上で観察した場合の角度成分を示し、βは角度γをＹＸ平面上で観察した場合の角度成分を示している。Ｓは送受波原点である。

以上のような座標系において、ユーザーによって直接的に又は間接的に実際の血流方向（図示の例では、Ｂの位置、あるいは、ＡとＢを結ぶライン）が指定されれば、以下のような三次元角度補正を行うことが可能となる。なお、Ａはサンプルゲート中心位置を示し、Ｂはそのサンプルゲート中心位置Ａとの関係において血流方向を示すラインが通過する代表点を示す（Ａから見て流れの前方又は後方に存在する）。この場合、ＡとＢとの間の距離は任意に定めることができる。

図７に示されるように、Ａ，Ｂ，Ｓの各点に対して原点から伸びる位置ベクトルをそれぞれベクトルＡ，ベクトルＢ，ベクトルＳと表すものとする。求めたい角度γは、点Ｓから点ＡまでのベクトルＳＡと、点Ｂから点ＡまでのベクトルＢＡとの外積を用いて以下のように演算することができる。

以上の説明から明らかなように、ユーザーにより実際の血流方向（つまり補正ライン）を何らかの形式で指定させることにより、その指定された血流方向とドプラビーム方向との間の角度γが計算でき、その角度γと観測された血流速度ｖとから、Ｖ＝ｖ／ｃｏｓγの計算により、実際の血流速度Ｖを演算することが可能となる。

上記の三次元角度補正の演算は、図１に示した角度補正部４６が実行している。三次元角度補正は、ドプラ波形の縦軸（速度）スケールの変更により実現してもよい。また、上記の説明では三次元角度補正の方法の一例を示したが、他の演算方法を用いてもよい。

本実施形態において、上述した任意断面は、サンプルゲート中心位置Ａを含む面として定義される。その任意断面の姿勢（例えば、３軸回りの回転角度で特定される）がユーザーによって可変設定される。その場合、任意断面に相当するＣＦＭ画像を観察することによって、血流の流れの様子あるいは組織構造から、実際の血流方向を認識でき、その実際の血流方向が任意断面に含まれるように、その任意断面の姿勢がユーザーによって調整される。この場合、高速血流の範囲あるいは長さが最も大きくなるようにその姿勢を調整するのが望ましい。任意断面の設定後、その任意断面に相当するＣＦＭ画像を参照することによって、任意断面上において実際の血流方向に合致するように補正ラインが指定される。

サンプルゲート中心位置Ａの三次元座標（ｘa、ｙa、ｚa）は既に特定され、送受波原点の三次元座標（ｘs、ｙs、ｚs）は既知である。補正ラインの長さは固定値であるので、サンプルゲート中心位置Ａとの関係において補正ラインを定義するための代表点Ｂの三次元座標（ｘb、ｙb、ｚb）は、ドプラビーム方位を基準とした任意断面の座標情報と、任意断面上の補正ラインの回転角度とから求めることが可能である。そこで、上述の計算式を実行すれば角度γを求めることが可能であり、それを用いて三次元角度補正を行える。なお、ドプラビーム方位を基準とした任意断面の座標情報と、任意断面上の補正ラインの角度とから、テーブルなどを利用して直接的に角度γが求められるように構成するのが望ましい。

上述した実施形態においては、組織と血流とが合成表現されていたが、三次元画像あるいは二次元画像の構築にあたって両者の内の少なくとも一方の表現すれば、上述した本実施形態固有の設定方法を実現することが可能である。一方、組織と血流とを同時に表現することにより組織の構造及び血流の流れの様子を把握しつつより正確に実際の血流方法を指定できるという利点がある。また、ボリュームレートが問題になる場合には、１送信あたり複数本の受信ビームを形成するようにしてもよい。例えば、１回の送信に対して１６本の受信ビームを同時形成すれば、運動する臓器としての心臓についてもリアルタイムで観測することが可能となる。また、超音波ビームの走査範囲を狭い範囲内に限定すれば、よりボリュームレートを上げることも可能であり、エコーデータ取得用のビーム走査範囲と血流データを得るためのビーム走査範囲とを異ならせることも可能である。

本実施形態に係る超音波診断装置の全体構成を示すブロック図である。 三次元空間を概念的に示す説明図である。 表示部に表示される表示例を示す図である。 表示部に表示される他の表示例を示す図である。 図１に示す装置の動作例を示すフローチャートである。 座標関係を説明するための図である。 交差角度γの演算を説明するための説明図である。

符号の説明

１０ ３Ｄプローブ、１２ 送受信部、１６ 組織３Ｄメモリ、２２ 血流３Ｄメモリ、２６ 合成演算部、２８ グラフィック生成部、３０ ３Ｄメモリ、３４ レンダリング部、３６ 表示処理部、３８ 任意ＣＦＭ画像処理部、４０ マルチＣＦＭ画像処理部、４１ 抽出処理部、４４ ドプラ演算部、４６ 角度補正部。

Claims (7)

1. 超音波が送受波される三次元空間内にサンプルゲートを設定し、そのサンプルゲート内から得られたドプラ情報に基づいて血流速度を演算する超音波診断装置において、
   前記三次元空間に対して、前記サンプルゲートとの関係において任意断面を設定する任意断面設定手段と、
   前記サンプルゲートとの関係において三次元血流方向を設定する手段であって、前記任意断面についての座標情報と前記任意断面上における二次元血流方向とに基づいて前記三次元血流方向を演算する演算手段を含む、三次元血流方向設定手段と、
   前記サンプルゲートを通過するドプラビーム方向と前記三次元血流方向との交差関係に基づいて、三次元角度補正がなされた血流速度を演算する三次元角度補正手段と、
   を含むことを特徴とする超音波診断装置。
2. 請求項１記載の装置において、
   前記任意断面設定手段は前記任意断面をユーザー設定するための手段であり、
   前記任意断面に対応する任意断層画像を形成する任意断層画像形成手段が設けられ、
   前記三次元血流方向設定手段は、更に、前記任意断層画像上に表示される二次元血流マーカーの向きをユーザー設定させることにより、前記任意断面上における二次元血流方向を指定する手段を含む、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
3. 請求項２記載の装置において、
   前記任意断層画像は、組織及び血流が表された二次元組織血流画像であることを特徴とする超音波診断装置。
4. 請求項３記載の装置において、
   前記三次元空間内において取得された組織データ及び血流データが格納される三次元記憶手段を含み、
   前記任意断層画像形成手段は、
   前記三次元記憶手段から前記任意断面に相当する組織データを読み出して白黒の組織断層画像を形成する手段と、
   前記三次元記憶手段から前記任意断面に相当する血流データを読み出してカラーの血流断層画像を形成する手段と、
   前記組織断層画像と前記血流断層画像とを合成して、前記二次元組織血流画像としてのカラーフローマッピング画像を形成する手段と、
   を含むことを特徴とする超音波診断装置。
5. 請求項４記載の装置において、
   前記血流断層画像は一定速度以上の高速血流を表した画像であることを特徴とする超音波診断装置。
6. 請求項１記載の装置において、
   前記任意断面は前記サンプルゲートの中心点を含む面である、ことを特徴とする超音波診断装置。
7. 請求項１記載の装置において、
   前記三次元空間に対して互いに直交する複数の断面をユーザー設定するための手段と、
   前記複数の断面に対応する複数の断層画像を形成する手段と、
   前記複数の断面の交差座標として前記サンプルゲートの基準点を設定する手段と、
   前記サンプルゲートの基準点と超音波の送受波原点とを結ぶ方向として前記ドプラビーム方位を設定する手段と、
   を含むことを特徴とする超音波診断装置。

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