WO2013057999A1 - 超音波撮像装置及び方法 - Google Patents

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ultrasonic imaging
imaging apparatus
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PCT/JP2012/069599
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田中　智彦
橋場　邦夫
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日立アロカメディカル株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to a medical ultrasonic imaging apparatus and method, and more particularly to an ultrasonic imaging apparatus that accurately measures a blood flow velocity desired by an examiner.
  • Doppler measurement method using the Doppler effect as a method for obtaining blood flow velocity using ultrasonic waves.
  • the Doppler measurement method blood flow velocities in all regions irradiated with ultrasonic waves are detected, and thus the obtained velocity information (blood flow velocity distribution and blood flow velocity) has a width. Therefore, it is necessary to extract speed information considered appropriate by the examiner from the obtained distribution, but ambiguity remains in speed extraction. This ambiguity leads to diagnostic ambiguity.
  • Patent Documents 1 and 2 disclose a technique for preventing an error caused by noise or signal folding from entering a trace line of a Doppler waveform when determining a speed based on the Doppler waveform.
  • Patent Document 3 discloses a technique for auto-tracing as a trace level a plurality of luminance levels that are lower than a maximum luminance level by a predetermined amount as a reference for Doppler waveform tracing.
  • an object of the present invention is to eliminate the ambiguity of the velocity distribution information obtained by Doppler measurement and accurately determine the flow velocity value desired by the examiner.
  • the ultrasonic imaging apparatus of the present invention that solves the above problems estimates a model describing a physical phenomenon including velocity for a blood flow that is a target of velocity information desired by the examiner, and measures the velocity of the measured measurement region. Velocity information that matches the estimated blood flow model is determined from the distribution information.
  • the ultrasonic imaging apparatus of the present invention includes an ultrasonic probe that transmits ultrasonic waves to an inspection target and receives an echo signal reflected from the inspection target, and an echo signal received by the ultrasonic probe.
  • a speed determination unit that determines speed information from the speed distribution acquired by the speed distribution acquisition unit, the speed determination unit sets a model of the speed information, and the model and the speed distribution acquisition unit The speed information is determined so that the acquired speed distribution matches.
  • the velocity determination unit estimates a spatial distribution of the velocity of the fluid as the model, and the velocity distribution obtained by the velocity distribution acquisition unit acquires the spatial distribution of the estimated velocity.
  • the speed information is calculated from the spatial distribution of the determined speed.
  • the velocity determination unit sets a model represented by the sum of a step function and a delta function as a model of fluid velocity information, and uses the value of the singular point of the velocity distribution acquired by the velocity distribution acquisition unit. The speed information is calculated.
  • the ultrasonic imaging method of the present invention is an ultrasonic imaging method for acquiring diagnostic information of the inspection object using an echo signal reflected from the inspection object irradiated with ultrasonic waves, and using the echo signal, Obtaining a velocity distribution of a fluid included in a test object; and determining velocity information from the velocity distribution of the fluid, wherein the velocity information determining step sets a model of the velocity information; and Searching and determining a velocity matching the model from the velocity distribution of the fluid, and displaying the determined velocity and / or diagnostic information calculated from the velocity.
  • the diagnostic information calculated from the velocity includes, for example, any of pressure difference, absolute pressure, time differential value of pressure, time constant, and pressure-volume relationship diagram.
  • the accuracy of Doppler measurement is improved, and the accompanying calculation accuracy related to pressure, which has been poor in accuracy, is improved.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a device configuration of an ultrasonic imaging apparatus according to an embodiment of the present invention, where FIG. The flowchart which shows operation
  • (A) And (b) is a figure explaining an imaging region, respectively. It is a figure explaining the concept of speed measurement, (a) shows the case where the speed in an area
  • An ultrasonic imaging apparatus of the present invention transmits an ultrasonic wave to an inspection object and receives an echo signal reflected from the inspection object, and a signal for processing an echo signal received by the ultrasonic probe
  • a processing unit and a display unit for displaying a processing result by the signal processing unit are provided.
  • the signal processing unit includes a velocity distribution acquisition unit that acquires the velocity distribution of the fluid included in the inspection target from the echo signal, and a velocity determination unit that determines velocity information from the velocity distribution acquired by the velocity distribution acquisition unit.
  • the speed determination unit sets a model of speed information, and determines the speed information so that the model and the speed distribution acquired by the speed distribution acquisition unit match.
  • the velocity determination unit estimates the spatial distribution of the velocity of the fluid as a model, and determines and determines the estimated spatial distribution of the velocity so as to match the velocity distribution acquired by the velocity distribution acquisition unit.
  • the velocity information is calculated from the spatial distribution of the velocity.
  • the velocity determination unit sets a model represented by the sum of a step function and a delta function as a model of fluid velocity information, and uses the value of the singular point of the velocity distribution acquired by the fluid velocity distribution acquisition unit, Calculate speed information.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating an apparatus configuration example of an ultrasonic imaging apparatus according to the present invention.
  • FIG. 1A is a diagram illustrating the entire apparatus, and
  • FIG. 1B is a diagnostic information calculation unit that is part of a signal processing unit.
  • FIG. 1A the ultrasonic imaging apparatus according to the present embodiment includes an apparatus main body 1 and an ultrasonic probe 2.
  • the apparatus main body 1 is used to generate an ultrasonic image while controlling the ultrasonic probe 2, and includes an input unit 10, a control unit 11, an ultrasonic signal generator 12, an ultrasonic receiving circuit 13, and a display unit. 14 and a signal processing unit 15.
  • the ultrasonic probe 2 is in contact with the living body (subject) 3 and irradiates the irradiation region 30 with ultrasonic waves according to the signal generated by the ultrasonic signal generator 12 and also reflects the reflected wave echo signal of the irradiation region 30. Receive.
  • the ultrasonic probe 2 generates a continuous wave or a pulse wave according to the scanning method.
  • the input unit 10 includes a keyboard and a pointing device for setting an operation condition of the ultrasonic imaging apparatus to the control unit 11 by an examiner who operates the ultrasonic imaging apparatus, and also uses an electrocardiogram as an electrocardiogram signal input unit. Function.
  • the control unit 11 controls the ultrasonic signal generator 12, the ultrasonic reception circuit 13, the display unit 14, and the signal processing unit 15 based on the operating conditions of the ultrasonic imaging apparatus set by the input unit 10, for example, a computer CPU of the system.
  • the ultrasonic signal generator 12 includes an oscillator that generates a signal having a predetermined frequency, and sends a drive signal to the ultrasonic probe 2.
  • the ultrasonic receiving circuit 13 performs signal processing such as amplification and phasing on the reflected echo signal received by the ultrasonic probe 2.
  • the ultrasonic receiving circuit 13 includes a receiving circuit, envelope detection means, and means for performing Log compression.
  • the display unit 14 outputs information obtained by the signal processing unit 15.
  • the signal processing unit 15 has a function of generating an ultrasound image from the reflected echo signal from the ultrasound probe 2. Details thereof will be described later.
  • the apparatus main body 1 includes a scan converter and an A / D converter.
  • the scan converter may be included in the ultrasonic receiving circuit 13 or may be provided in the subsequent stage of the signal processing unit 15.
  • the ultrasonic receiving circuit 13 includes a scan converter, there is an advantage that the amount of data handled by the signal processing unit 15 is reduced.
  • the scan converter is not included in the ultrasonic receiving circuit 13, a large amount of data can be handled by the signal processing unit 15, and a highly accurate measuring device can be realized.
  • the A / D converter is provided before the signal processing unit 15.
  • the sampling frequency is usually between 20 MHz and 50 MHz.
  • the signal processing unit 15 includes a shape extraction unit 151, a flow velocity distribution acquisition unit 152, a diagnostic information calculation unit 153 that calculates velocity information, a memory 154, and an addition unit 155 as main elements related to the present invention.
  • the diagnostic information calculation unit 153 includes a speed determination unit 156 that performs speed determination, an accuracy calculation unit 157 that calculates the accuracy of the processing result of the diagnosis information calculation unit 153, and the speed.
  • Calculation units 158 to 160 for calculating various kinds of diagnostic information such as pressure range, absolute pressure, pressure-volume curve and the like are provided.
  • the shape extraction unit 151 uses, for example, a B-mode image, that is, a two-dimensional tissue shape image or a three-dimensional imaging method using a planar imaging method of an ultrasonic irradiation target, from the reflected echo signal output from the ultrasound receiving circuit 13. Is used to form a three-dimensional tissue shape image.
  • the shape extraction unit 151 extracts tissue position information from the tissue shape image.
  • the flow velocity distribution acquisition unit 152 extracts blood flow information at a predetermined position obtained from the tissue shape information.
  • the speed determination unit 156 determines speed information desired by the examiner from the blood flow information.
  • the memory 154 stores reflected echo signals and information held by the shape extraction unit 151, the flow velocity distribution acquisition unit 152, and the diagnostic information calculation unit 153.
  • the ultrasonic imaging apparatus of the present embodiment includes a cycle information acquisition unit (input unit 10) that acquires cardiac cycle information (electrocardiogram and electrocardiogram) to be examined, and the velocity distribution acquisition unit 152 includes a cycle information acquisition unit. Based on the acquired cardiac cycle information, a velocity distribution is acquired for each cardiac cycle.
  • the adding unit 155 adds the velocity distribution acquired by the velocity distribution acquiring unit 152 for each cardiac cycle.
  • the speed determination unit 156 can determine speed information using the added speed distribution.
  • the accuracy calculation unit 157 calculates the accuracy of the speed information calculated by the speed determination unit 156 and / or the diagnostic information calculated from the speed information. For example, the accuracy calculation unit 157 calculates the accuracy (index) using the difference between the maximum value and the minimum value of the velocity distribution acquired by the velocity distribution acquisition unit.
  • the pressure difference calculation unit 158 calculates the pressure difference inside and outside the valve using the speed information of the valve backflow determined by the speed determination unit 156.
  • the absolute pressure calculation unit 159 calculates an absolute pressure from the pressure range calculated by the pressure range calculation unit 158 and a reference pressure set in advance or externally input.
  • the volume calculation unit 160 calculates the volume of a desired organ such as the left ventricle at a plurality of times from the shape image formed by the shape image forming unit 151. Further, the signal processing unit 15 uses the exponential function to approximate the temporal differential value (dP / dt) and / or the relaxation state of the left ventricle from the absolute pressure of the left ventricle calculated by the absolute pressure calculation unit 159. A means for calculating the constant ⁇ may be provided.
  • the speed information is the speed information of the heart valve regurgitation
  • the speed determination unit uses a jet model as a model of the speed information.
  • the velocity determining unit creates the jet model by convolution of the model of the jet development area and the model of the jet undeveloped area.
  • FIG. 2 The processing flow of this embodiment is shown in FIG. In FIG. 2, as a specific example, a case where a region including the aortic valve and the left ventricle is set as the irradiation region 30 in FIG. 1 will be described. Good.
  • Step S1> imaging is performed to obtain form information (B-mode image) of the irradiation area.
  • the ultrasonic frequency of the B-mode image is in the range of 1 MHz to 20 MHz that can be imaged.
  • the frame rate when imaging tissue that varies depending on the heartbeat is set to 20 Hz or more, which is a range in which the motion of the heart can be captured.
  • the shape extraction unit 151 uses, for example, a B-mode image, that is, a two-dimensional ultrasonic biological image or a three-dimensional imaging method using a planar imaging method of an ultrasonic irradiation target, from the reflected echo output from the ultrasonic receiving circuit 13. Is used to form a three-dimensional ultrasonic biological image.
  • ultrasonic biometric image data is acquired in time series.
  • FIG. 3 shows the left ventricle 31, left atrium 32, right ventricle 33, mitral valve 34, left ventricular posterior wall 35, apex 36, and aortic valve 37 imaged in the two-dimensional B mode.
  • tissue position information is acquired from the ultrasonic biological image formed in step S1.
  • the tissue position may be determined by detecting the tissue inner wall by image processing, or the examiner may acquire the position information by specifying the tissue inner wall via the input unit 10.
  • the tissue is recognized as a high luminance value, so that the high luminance value portion is a heart tissue, and a two-dimensional or three-dimensional heart tissue position is acquired.
  • the position may be given by the examiner specifying the tissue inner wall that is the interface between blood and tissue via a pointing device provided in the input unit 10.
  • the flow velocity distribution acquisition unit 152 pays attention to the blood flow portion in the ultrasonic biological image acquired by the shape extraction unit 151, and velocity distribution information (all or a part of the ultrasonic irradiation unit) of the blood flow portion ( Get the Doppler waveform.
  • the blood flow part may be any part where blood vessels flow, and is selected according to the purpose of diagnosis.
  • the blood flow flowing from the pulmonary vein to the left atrium, the blood flow flowing from the left atrium to the left ventricle, or the back flow in the mitral valve the drive from the left ventricle to the aorta Outflow and aortic valve regurgitation are also possible.
  • the aortic valve regurgitation in which blood flow information is remarkable is selected as the blood flow part.
  • the position of the blood flow part can be detected by image processing based on the tissue image obtained in step S2, and the desired blood flow site is set.
  • the measurement target site is measured by the continuous Doppler method or the pulse Doppler method.
  • the continuous Doppler method can be used for measurement.
  • the continuous Doppler method with a wide speed range is used.
  • the measurement region 41 of the continuous wave Doppler method is the entire beam, and the measurement region 42 of the pulse Doppler method shown in FIG. 4B is a smaller region.
  • the blood flow flowing in the measurement regions 41 and 42 is not uniform and has various flow velocities, so that the ultrasonic wave irradiated by the ultrasonic probe 2 is an ultrasonic wave according to the blood flow velocity.
  • the frequency of the ultrasonic wave detected by the ultrasonic probe 2 changes and various modulations are mixed according to the blood flow velocity in the measurement region.
  • the flow velocity distribution acquisition unit 152 calculates the blood flow velocity based on the change amount of the ultrasonic frequency detected by the ultrasonic probe 2. An outline of blood flow velocity calculation is shown in FIG. FIG. 5A shows a case where blood flow flows in the measurement region 41 at a uniform speed.
  • the velocity can be obtained by performing frequency analysis such as Fourier transform on the modulation signal 50 received by the ultrasonic probe 2.
  • FIG. 5B shows a case where blood flows of various velocities exist in the measurement region 41, and the modulation signal 50 received by the ultrasonic probe 2 is a modulation signal 51 that reflects individual blood scatterer velocities.
  • the sum of When frequency analysis is performed on the modulation signal 50, a velocity distribution 53 representing the relationship between velocity and signal intensity is acquired.
  • the signal intensity corresponds to the amount of scatterers having the same velocity.
  • FIG. 6A shows a valve regurgitant waveform (Doppler waveform) acquired by continuous wave Doppler, which is an experimental result acquired when the aortic valve of an edible pig is actually driven by a motor to perform opening and closing.
  • the vertical axis represents the valve reverse flow speed, and the horizontal axis represents the time phase.
  • FIG. 6B is a diagram showing a graph (luminance value velocity distribution) 62 showing the relationship between the velocity and luminance value of the Doppler waveform 61 at a predetermined time T.
  • the vertical axis corresponds to the luminance value and the horizontal axis corresponds to the velocity. is doing.
  • This graph 62 corresponds to the actual data of the signal intensity distribution 53 of the speed shown in FIG.
  • FIG. 6C shows an ultrasonic irradiation region 41 for the valve flow of the aortic valve 37.
  • the flow velocity distribution acquisition unit 152 preferably performs average addition of Doppler waveforms when acquiring the velocity distribution information. Thereby, the accuracy can be improved.
  • the timing of the electrocardiogram or the electrocardiogram may be input from the input unit 10, or cross correlation may be performed on the Doppler waveform by image processing.
  • Various physical quantities as shown in FIG. 7 can be used to detect the cardiac phase.
  • FIG. 7 shows changes in the ECG signal waveform 71, the mitral valve inflow velocity waveform 72, the pulmonary valve regurgitation waveform 73, the heart wall velocity waveform 74, and the heart wall motion waveform 75 in order from the top.
  • the heartbeat time phase based on the electrocardiogram signal waveform 71 captured from the input unit 10 can be recognized.
  • the other waveforms 72 to 75 can be obtained from Doppler measurement or M-mode images measured over time, and can be specified by using the maximum value, minimum value, maximum value, minimum value, slope, zero cross, etc. of the waveform.
  • the time phase 76 can be detected.
  • Step S5 Based on the tissue position information acquired by the shape extraction unit 151 in step S2 and the velocity distribution information acquired by the flow velocity distribution acquisition unit 152 in step S3, the velocity determination unit 156 physically calculates the blood flow velocity desired by the examiner. It is determined in consideration of the consistency (S5).
  • the relationship between the luminance value and the velocity distribution shown in FIG. 6B indicates how much blood having a certain velocity exists in the measurement region.
  • the volume of the flow velocity having a certain velocity u is estimated from the velocity space distribution, and the relationship between the velocity u and its volume V (u) and the velocity volume relationship are estimated.
  • the luminance value velocity relationship is estimated from the velocity volume relationship.
  • the actually measured luminance value speed relationship is matched with the estimated luminance value speed relationship to actually obtain the desired speed U.
  • Step S5 Details of step S5 will be described below with reference to the flow shown in FIG. ⁇ Step S501 >> First, for the target blood flow, the volume of the flow velocity having a certain velocity u is estimated from the model of the spatial distribution of velocity, and the relationship between the velocity u and its volume V (u) is estimated.
  • the aortic regurgitation is regarded as a jet and the velocity distribution is predicted.
  • the velocity distribution of the aortic valve jet is such that the velocity of the central portion (core) protrudes in the vicinity of the aortic valve 37 and there is a discontinuous change at the boundary with the periphery.
  • the periphery of the core is smooth and continuously connected to the periphery.
  • the area where the core area (flat part) is smooth is called the area where the jet has developed.
  • the area where the core is developed and the area where the core has not been developed are divided, and different model formulas are established and integrated.
  • the development region of the jet can be expressed by, for example, the following equation (1) known as the Goletler equation (Non-patent Document 1).
  • u is the velocity
  • K is a constant depending on the type of jet related to the momentum of the jet
  • ⁇ is a function of K
  • x is the distance from the jet virtual origin to the jet direction
  • y is the distance from the jet center to the jet vertical direction.
  • any one of an exponential function, a step function, an error function, a delta function, or a combination thereof may be used.
  • R is a radius of the core region
  • CR is an index indicating the width of the core region
  • C is a constant between 10 and 15.
  • D is a constant automatically derived by calculation and takes a value from 40 to 70.
  • Step S502 Based on the relational expression between the speed and the volume calculated in step S501, the relation between the speed and the luminance value is obtained.
  • This calculation can be realized by taking the logarithm of the volume of the expression (3) and adjusting the gamma function or the like.
  • FIG. 10A shows a velocity distribution (relationship between velocity and luminance value) reproduced using Equation (3). This result can be said to be a good reproduction as compared with the dotted line portion of the actually measured value (luminance value speed distribution) 62 shown again in FIG.
  • A, n, R, ⁇ , and U are unknowns, and are calculated by fitting from the actual measurement values in the next step.
  • Step S503 Fitting the equation (Equation (3)) of the velocity distribution obtained in Step S502 and the actual measurement value 62 (FIG. 6 (b)), the unknown number of Equation (3) is obtained, and U which is the desired velocity is calculated.
  • the fitting method a known method such as a least square method, a difference absolute value minimum method, or pattern matching by cross-correlation can be used.
  • the fitting may be performed after the convolution integration is performed on the expression (3). In the case of the fitting not considering the convolution integration effect, the convolution effect may be corrected by the expression (5).
  • Step S504 In general, when generating a Doppler waveform, no matter how uniform the velocity distribution is measured, it has a width depending on the device, such as velocity distribution 53 shown in FIG. In this step, the width of the velocity distribution depending on the apparatus is corrected. Specifically, for example, when the width characteristic function G is a Gaussian distribution shown in Expression (4) and the variance value is S, the corrected speed can be expressed by Expression (5). In the equation, Uc is the speed after correction.
  • step S504 is not essential in the present embodiment, but the accuracy of speed determination can be increased by the process of step S504.
  • Steps S501 to S504 described above are steps processed by the speed determination unit 156. By these steps, a desired speed U (Uc after correction) is determined.
  • the diagnostic information calculation unit 153 can perform the following steps S6 to S9 (FIG. 2) using the speed U calculated by the speed determination unit 156 as described above, and calculate diagnostic information other than the speed. These steps may be selected and performed by the examiner as necessary.
  • Step S6> Based on the calculated central velocity U of the aortic valve regurgitation, the pressure difference dP is obtained from the simplified Bernoulli equation shown in equation (6) (processing of the pressure difference calculating unit 158). By obtaining the pressure difference for each time phase, it is possible to obtain information on the change over time.
  • the absolute pressure is further calculated based on the reference pressure (processing of the absolute pressure calculating unit 159).
  • the reference pressure may be converted into the left ventricular absolute pressure P LV based on the reference pressure P input from the input unit 10.
  • the aorta may be selected as the reference point for the reference pressure
  • the aortic pressure PAO may be selected as the reference pressure.
  • the aortic pressure P AO can be a value obtained in aortic blood pressure monitor
  • an absolute pressure P LV left ventricle is expressed by the following equation (7).
  • the volume calculation unit 160 calculates the volume of the left ventricle at a plurality of times from the shape image formed by the shape image forming unit 151.
  • the left ventricular volume it is possible to use the Pombo method, the Teiholz method, or the like obtained from the inner diameter of the left ventricle obtained from a two-dimensional captured image assuming that the left ventricle is a spheroid. Or it is also possible to measure directly by imaging the shape of the heart three-dimensionally.
  • a pressure-volume relationship diagram representing the relationship between the calculated left ventricular volume V at a plurality of times and the absolute pressure P at the plurality of times calculated in step S5 is created. An example of the pressure-volume relationship diagram is shown in FIG.
  • the curve of a plurality of looped, pressure, measured at different physical conditions for the test object - is the volume relationship curve C PV, shows one of the loop in one heartbeat.
  • the different physical conditions include, for example, before and after applying a load to the lower limbs and before and after administration of a drug.
  • the pressure-volume relationship slope E max at the end of systole and the end-diastolic pressure-volume relationship curve C PV ED indicating the relationship between end-diastolic pressure and volume may be displayed. Good.
  • the end diastolic pressure P LV ED can be calculated by the following equation (8).
  • PAO is the aortic pressure when the aortic valve is opened from the end diastole. Aortic valve open o'clock from end diastole, because the change in aortic pressure is small, P AO may take any value or average value of the aortic pressure during aortic valve opening from end-diastole.
  • DP Op is the pressure difference between the left ventricle and the left atrium when the aortic valve is opened.
  • Step S8> The diagnostic information calculation unit 153 calculates dP / dt, which is a physical quantity indicating a temporal differential value, and / or a time constant ⁇ when the relaxation state of the left ventricle is approximated by an exponential function from the absolute pressure calculated in step S6. You can also The value obtained in steps S6 to S8 is an important diagnostic index indicating the state of the heart to be examined.
  • the accuracy calculation unit 157 may calculate the accuracy of the diagnostic information calculated in each of the above steps, particularly the speed determined by the speed determination unit 156.
  • the accuracy index is calculated by the following equation (9) using, for example, the value I1 of the luminance value extreme value Pmax (Pp1) and the value I2 of the luminance lower extreme value Pmin (Pp2) in the graph 62 of FIG. can do. When this value is smaller than a certain threshold value, it indicates that the speed determined in step S503 or S504 and the accuracy of various information calculated in steps S6 to S8 based on it are low.
  • the calculated index a can be displayed on the display unit 14, whereby the examiner can determine whether or not remeasurement is necessary.
  • calculation formulas (algorithms) of steps S501 to S504 and S6 to S9 described above are stored in advance in the memory unit 154, and the diagnostic information calculation unit 153 such as the speed determination unit 156 calculates the above numerical values. To read and calculate.
  • Step S10> The diagnostic information calculated by the diagnostic information calculation unit 153 is displayed on the display unit 14. Details of the display will be described later.
  • a model formula is set for each of the developed part and the undeveloped part of the aortic valve regurgitation, and the speed-luminance value relationship that is the result after the convolution calculation is established. Fitting the formula and the measured value. Thereby, the physically consistent speed can be accurately determined.
  • the present embodiment the case where the aortic valve regurgitation is targeted as the desired blood flow part has been described. However, the present embodiment is similarly applied to not only the aortic valve regurgitation but also a blood flow part to which a jet model applies. can do.
  • the configuration of the apparatus (FIG. 1) is the same as that of the first embodiment.
  • a B-mode image is acquired, a measurement target region is set, and Doppler measurement is performed on the set measurement target region. This is the same as steps S1 to S4 in the first embodiment.
  • the velocity determination unit 156 physically calculates the blood flow velocity desired by the examiner based on the tissue position information acquired by the shape extraction unit 151 and the velocity distribution information acquired by the flow velocity distribution acquisition unit 152. Determined by considering consistency.
  • the speed determination unit 156 sets up an expression for estimating the position of a desired speed in a luminance value speed distribution graph of a system in which blood flows of a plurality of different speeds exist, and actually measured this expression.
  • a desired speed is obtained by applying to the luminance value speed distribution.
  • the speed determination unit sets a model represented by the sum of a step function and a delta function as a model of speed information, and uses the value of the singular point of the speed distribution acquired by the speed distribution acquisition unit.
  • Speed information is calculated.
  • the singular point used by the speed determination unit includes any one of a minimum value, a maximum value, and an inflection point of the speed distribution acquired by the speed distribution acquisition unit.
  • FIG. 12 is a diagram showing a processing flow of the speed determining unit 156 of the second embodiment. Steps S1 to S4 and steps S6 to S10 are the same as those of the first embodiment, and thus description thereof is omitted. Details of step S5, which is a feature of the present embodiment, will be described below.
  • Step S511 The speed determination unit 156 detects a singular point of the speed distribution information (the luminance value speed distribution 62 shown in FIG. 6B) acquired by the flow velocity distribution acquisition unit 152.
  • the singular points are a luminance value decrease inflection point P1, a luminance value increase inflection point P2, a luminance value extreme value Pp (Pp1, Pp2), a luminance lower end P3, and the like. These singular points can be detected from the graph and by taking the derivative thereof.
  • the speed of the singular point is obtained from the graph, and the process proceeds to the next step S512 to calculate the speed. At this time, if the luminance value extreme value Pp does not appear remarkably, it is highly possible that the signal strength of the jet has decreased, and the process proceeds to step S513.
  • Step S512 In the luminance value / velocity distribution graph, there are several feature points detected in step S511, such as the luminance lower end P3, the luminance value decreasing inflection point P1, the luminance value extreme value Pp, and the luminance value increasing inflection point P2. However, the true value of the valve reverse flow rate is unknown. Therefore, in this step, it is assumed that the luminance value speed distribution is represented by the sum of the step function and the delta function, and the position where the true value of the peak position speed is obtained is estimated.
  • the vicinity of the center of the jet shows a certain constant velocity, but when other velocity components including components in the opposite direction are present, the luminance value velocity distribution 103 as shown in FIG. It becomes. Further, a brightness value speed distribution 104 tanned by the characteristic function G of the apparatus is obtained.
  • the brightness value speed distribution 104 qualitatively matches the brightness value speed distribution 102 in the sense that there is a peak of the brightness value, but the peak position 104p is shifted to a lower speed side than the maximum speed U in the region. ing. This is because it has been pulled by the surrounding speed. From this, it can be said that the peak of the luminance value does not necessarily indicate the jet velocity.
  • the true value U of the velocity at the peak position can be represented by the following equation (10).
  • U 1 is the speed of the luminance value reduction inflection point P1
  • U 2 is the speed of the luminance value increase inflection point P2
  • U p is the velocity of the values of the luminance values extreme Pp.
  • Step S513 On the other hand, when the luminance value extreme value Pp does not appear remarkably, it is highly possible that the signal strength of the jet has decreased, but it is considered that the velocity distribution can be assumed by a step function, and the true value is obtained by the following equation (11). Find U.
  • Expression (11) is not limited to aortic valve regurgitation, and can be applied to all cases where the velocity distribution can be assumed by a step function or the like.
  • an ideal flow in a blood vessel is described by Expression (12), and its probability density function is a kind of step function.
  • the equation (11) can be applied.
  • Step S514 The accuracy calculation unit 157 may calculate the accuracy of the speed determined in steps S512 and S513 using the information on the luminance value extreme value Pp, similarly to step S9 described in the first embodiment.
  • the calculated accuracy can be displayed on the display unit 14, whereby the examiner can determine whether or not remeasurement is necessary.
  • various diagnostic information may be calculated in steps S6 to S10 using the determined speed.
  • the true desired speed can be determined by a simpler method than in the first embodiment in which the desired speed by fitting is calculated. Further, the present embodiment can be applied to all objects that can represent the blood flow with a step function. Furthermore, in this embodiment, since the function of calculating the accuracy of the obtained result is provided, the examiner can confirm the accuracy of the determination result.
  • FIG. 14 shows an example of a graph displayed on the display unit 14.
  • FIG. 14A is a diagram showing an example in which the speed U of the time phase T desired by the examiner is displayed on the screen 140 that displays the Doppler waveform created by the flow velocity distribution acquisition unit 152.
  • the speed U of the time phase T desired by the examiner is displayed on the screen 140 that displays the Doppler waveform created by the flow velocity distribution acquisition unit 152.
  • the example shown in FIG. U is displayed as a numerical value in block 141.
  • one or a plurality of luminance value decreasing inflection points P1, luminance value increasing inflection points P2, luminance value extreme values Pp, and calculated speed U in all or some time phases are displayed. May be displayed in a time series manner as a line 142 or as a point 143 superimposed on the Doppler waveform.
  • the accuracy a of the speed search result may be displayed, or a threshold value may be set for accuracy a. If a is less than or equal to the threshold value, it
  • FIG. 14B is an example in which part or all of the time phase of the pressure difference dP obtained in step S6 is displayed.
  • the pressure difference at one or more times may be displayed in the block 145 together with the graph 144 showing the temporal change of the pressure difference.
  • FIG. 14C shows a temporal change in the absolute pressure of each part obtained in step S7.
  • the solid line is the left ventricle
  • the dotted line is the aorta
  • the two-dot chain line is the absolute pressure of the left atrium. Indicates.
  • the speed determining unit 156 calculates the time constant ⁇ when the absolute pressure is differentiated with respect to time by dP / dt and / or the relaxation state of the left ventricle is approximated by an exponential function
  • the block 146, 147 may display either or both of dP / dt and ⁇ at one or all of one heartbeat. Further, the progress of processing such as each step may be displayed in the box 148.
  • FIG. 14D shows the pressure-volume relationship diagram obtained in step S8.
  • Pressure - The volume relationship diagram in addition to the pressure-volume relationship curve C PV, pressure at systole end - E max is the slope of the volume relationship, end-diastolic pressure showing the relationship between end-diastolic pressure and volume - volume relationship curve C PV ED may be displayed.
  • FIG. 14 shows a display example, and the present invention is not limited to the display example of FIG. 14, and various changes can be made.
  • the information on the absolute pressure may be superimposed on the tissue image based on the image formed by the shape extraction unit 151.
  • FIG. 15 shows the result of comparing the result with the pressure difference result using the pressure sensor.
  • the solid line of the graph is the result of measurement using a pressure sensor
  • ⁇ is the pressure calculated by the method of the second embodiment.
  • blood flow velocity desired by an examiner can be accurately measured in ultrasonic imaging, and information useful for diagnosis such as pressure difference and absolute pressure can be accurately obtained using this velocity.
  • information useful for diagnosis such as pressure difference and absolute pressure can be accurately obtained using this velocity.
  • SYMBOLS 1 Apparatus main body, 2 ... Ultrasonic probe, 10 ... Input part, 11 ... Control part, 12 ... Ultrasonic signal generator, 13 ... Ultrasonic receiver circuit, DESCRIPTION OF SYMBOLS 14 ... Display part, 15 ... Signal processing part, 151 ... Shape extraction part, 152 ... Speed distribution acquisition part, 153 ... Diagnostic information calculation part, 155 ... Addition part, 156 -Speed determination part, 157 ... Accuracy calculation part, 158 ... Pressure difference calculation part, 159 ... Absolute pressure calculation part, 160 ... Volume calculation part.

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Abstract

　超音波撮像において、生体組織近傍の血流速度として、物理的に整合性のある値を測定する。　超音波撮像装置は、超音波を照射した検査対象から反射するエコー信号を用いて、生体組織の形状データを認識する形状抽出部と、エコー信号から組織近傍の血流速度を検出する流速分布取得部と、検者が所望する速度情報（目的の速度情報）を抽出する速度決定部とを備える。速度決定部は、目的とする血流のモデルを設定し、そのモデルから推定される速度分布と整合する速度分布実測値の速度を決定する。

Description

超音波撮像装置及び方法
　本発明は、医療用の超音波撮像装置及び方法に関し、特に、検者が所望する血流速度を精度良く計測する超音波撮像装置に関する。
　血液を体内に循環させる循環器系において、血液循環の効率や形態は循環器疾患と密接な関わりをもっている。たとえば、効率の悪い循環器系は心臓に負担がかかり、心不全へのリスクが高まる。この血流動態を調べるためには、心臓内における血流速度を正確に求める必要がある。特に診断にとって重要な情報である生体内の二点間の圧較差は、弁逆流速度を用いて求められるため、弁逆流中心の正確な流速情報が要求される。
　超音波を用いた血流速度を求める方法にドプラ効果を用いたドプラ計測法がある。ドプラ計測法では超音波を照射したすべての領域における血流速度が検出されるため、得られる速度情報（血流速度分布や血流速度）は幅を持つことになる。従って、得られた分布の中から、検者が適切だと考えられる速度情報を抽出する必要があるが、速度の抽出に曖昧さが残る。この曖昧さは診断の曖昧さへと繋がる。
　特許文献１や特許文献２には、ドプラ波形に基いて速度を決定する際に、ドプラ波形のトレースラインにノイズや信号折り返しに起因する誤差が入るのを防止する技術が開示されている。また特許文献３には、ドプラ波形のトレースの基準として、最大輝度レベルに対し所定量低い複数の輝度レベルをトレースレベルとしてオートトレースする技術が開示されている。
特開平７－２４１２８９号公報 特開平７－２４１２９１号公報 特開平７－３０３６４１号公報
　これら技術では、速度決定の再現性は改善されるが、速度を決定するトレースラインのトレースレベルは任意に決めているため、速度として算出された値が物理的に適切である保証はない。このため、血流速度を用いて求められる圧較差などの高次の諸量はより不確定なものとなる。
　そこで、本発明の目的はドプラ計測によって得られた速度分布情報の持つ曖昧さを排除し、検者の所望する流速値を精度良く決定することである。
　上記課題を解決する本発明の超音波撮像装置は、検者が所望する速度情報の対象である血流について、速度を含む物理的現象を記述するモデルを推定し、実測された計測領域の速度分布情報から、推定した血流のモデルと整合する速度情報を決定する。
　即ち、本発明の超音波撮像装置は、検査対象に超音波を送信するとともに前記検査対象から反射するエコー信号を受信する超音波探触子と、前記超音波探触子によって受信されたエコー信号を処理する信号処理部と、前記信号処理部による処理結果を表示する表示部とを備え、前記信号処理部は、前記エコー信号から前記検査対象に含まれる流体の速度分布を取得する速度分布取得部と、前記速度分布取得部で取得した速度分布から速度情報を決定する速度決定部とを備え、前記速度決定部は、前記速度情報のモデルを設定し、前記モデルと前記速度分布取得部が取得した速度分布とが整合するように前記速度情報を決定する。
　本発明の超音波撮像装置において、例えば、前記速度決定部は、前記モデルとして、流体の速度の空間分布を推定し、推定された速度の空間分布を、前記速度分布取得部が取得した速度分布と整合するように決定し、決定された速度の空間分布から前記速度情報を算出する。或いは、前記速度決定部は、流体の速度情報のモデルとして、ステップ関数とデルタ関数との和で表わされるモデルを設定し、前記速度分布取得部が取得した速度分布の特異点の値を用いて、前記速度情報を算出する。
　また、本発明の超音波撮像方法は、超音波を照射した検査対象から反射するエコー信号を用いて、前記検査対象の診断情報を取得する超音波撮像方法であって、エコー信号を用いて前記検査対象に含まれる流体の速度分布を取得するステップと、前記流体の速度分布から速度情報を決定するステップとを備え、前記速度情報決定ステップは、前記速度情報のモデルを設定するステップと、前記流体の速度分布から、前記モデルと整合する速度を検索し、決定するステップと、決定した速度及び／又は当該速度から算出される診断情報を表示するステップとを含む。
　本発明の超音波撮像方法において、前記速度から算出される診断情報は、例えば、圧較差、絶対圧、圧の時間微分値、時定数、及び圧－容積関係図のいずれかを含む。
　本発明によると、ドプラ計測の精度が向上し、それに付随し、これまで精度がよくなかった圧力に関する算出精度が向上する。
本発明の実施の形態の超音波撮像装置の装置構成を示すブロック図で、（ａ）は全体のブロック図、（ｂ）は診断情報算出部のブロック図。 第一実施形態の信号処理部の動作を示すフローチャート。 撮像対象を説明する図。 （ａ）及び（ｂ）は、それぞれ、撮像領域を説明する図。 速度計測の概念を説明する図で、（ａ）は領域内の速度が一定の場合、（ｂ）は領域内に種々の速度を含む場合を示す。 速度分布取得部が取得する撮像画像を説明する図で、（ａ）はドプラ波形図、（ｂ）は輝度値速度分布図、（ｃ）は超音波照射領域を示す。 同期撮像の場合の同期信号を説明する図。 図２のステップＳ５の詳細を示すフローチャート。 撮像対象である噴流を説明する図。 第一実施形態におけるフィッティングを説明する図で、（ａ）は輝度値速度分布の算出値、（ｂ）は実測値を示す。 信号処理部による演算結果の一例を示す図。 第二実施形態の信号処理部の動作を示すフローチャート。 第二実施形態の概念を説明する図で、（ａ）は複数の速度が存在する場合、（ｂ）は速度が一定の場合を示す。 （ａ）～（ｄ）は、それぞれ、表示の例を示す図。 第二実施形態の手法を用いて圧較差を測定した結果を示す図。
　本発明の超音波撮像装置は、検査対象に超音波を送信するとともに検査対象から反射するエコー信号を受信する超音波探触子と、超音波探触子によって受信されたエコー信号を処理する信号処理部と、信号処理部による処理結果を表示する表示部とを備える。信号処理部は、エコー信号から検査対象に含まれる流体の速度分布を取得する速度分布取得部と、速度分布取得部で取得した速度分布から速度情報を決定する速度決定部とを備える。速度決定部は、速度情報のモデルを設定し、モデルと前記速度分布取得部が取得した速度分布とが整合するように速度情報を決定する。
　具体的には、速度決定部は、モデルとして、流体の速度の空間分布を推定し、推定された速度の空間分布を、速度分布取得部が取得した速度分布と整合するように決定し、決定された速度の空間分布から速度情報を算出する。或いは、速度決定部は、流体の速度情報のモデルとして、ステップ関数とデルタ関数との和で表わされるモデルを設定し、流体速度分布取得部が取得した速度分布の特異点の値を用いて、速度情報を算出する。
　以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。
　図１は、本発明による超音波撮像装置の装置構成例を示すブロック図であり、図１（ａ）は装置全体を示す図、（ｂ）は信号処理部の一部である診断情報算出部の詳細を示す図である。図１（ａ）に示すように、本実施形態の超音波撮像装置は、装置本体１と超音波探触子２を有している。
　装置本体１は超音波探触子２を制御しながら、超音波画像の生成に使用するものであり、入力部１０、制御部１１、超音波信号発生器１２、超音波受信回路１３、表示部１４及び信号処理部１５を備えている。
　超音波探触子２は生体（被検者）３に接し、照射領域３０に対し、超音波信号発生器１２で生成された信号に従い超音波を照射すると共に、照射領域３０の反射波エコー信号を受信する。超音波探触子２は、スキャン方式に応じて連続波或いはパルス波を発生する。
　装置本体１の各構成要素を説明する。入力部１０は、超音波撮像装置を操作する検者が制御部１１に対し超音波撮像装置の動作条件を設定するキーボードやポインティングデバイスを備えると共に、心電図を使用する場合、心電図信号入力部としても機能する。
　制御部１１は、入力部１０によって設定された超音波撮像装置の動作条件に基づき超音波信号発生器１２、超音波受信回路１３、表示部１４及び信号処理部１５を制御するもので、例えばコンピュータシステムのＣＰＵである。
　超音波信号発生器１２は、所定の周波数の信号を発生する発振器を備え、超音波探触子２に駆動信号を送る。超音波受信回路１３は、超音波探触子２によって受信された反射エコー信号を増幅や整相など信号処理を行う。超音波受信回路１３は、受信回路、包絡線検波手段、Log圧縮を行う手段を含む。表示部１４は信号処理部１５で得られた情報を出力する。信号処理部１５は、超音波探触子２からの反射エコー信号から超音波画像を生成する機能を有する。その詳細は後述する。
　また図示していないが、装置本体１は、スキャンコンバータやＡ/Ｄコンバータを備えている。スキャンコンバータは超音波受信回路１３に含んでもよいし、信号処理部１５の後段に備えていてもよい。超音波受信回路１３がスキャンコンバータを含む場合は、信号処理部１５で取り扱うデータ量が減るというメリットがある。また、スキャンコンバータを超音波受信回路１３に含めない場合には、信号処理部１５で多くのデータを取り扱うことができ、精度のよい計測装置が実現できる。Ａ/Ｄコンバータは信号処理部１５の前段に備えられる。そのサンプリングの周波数は通常２０ＭＨｚから５０ＭＨｚの間とする。
　次に、信号処理部１５の詳細な構成要素を説明する。信号処理部１５は、本発明に関わる主要な要素として、形状抽出部１５１、流速分布取得部１５２、速度情報の算出を行う診断情報算出部１５３、メモリ１５４、加算部１５５を有する。診断情報算出部１５３は、図１（ｂ）に示すように、速度決定を行う速度決定部１５６と、診断情報算出部１５３の処理結果の精度を算出する精度算出部１５７、速度をもとに圧較差、絶対圧、圧－容積曲線などの各種診断情報を算出する算出部１５８～１６０を備えている。
　形状抽出部１５１は、超音波受信回路１３から出力される反射エコー信号から、例えばＢモード像、すなわち超音波照射対象の平面的撮像法を用いた２次元的な組織形状画像あるいは立体的撮像法を用いた３次元的な組織形状画像を形成する。また、形状抽出部１５１は組織形状画像より、組織位置情報を抽出する。流速分布取得部１５２は組織形状情報から得た、所定の位置の血流情報を抽出する。速度決定部１５６は前記血流情報から、検者が所望する速度情報を決定する。メモリ１５４は、反射エコー信号、及び、形状抽出部１５１、流速分布取得部１５２、診断情報算出部１５３で保持する情報を記憶する。
　また本実施形態の超音波撮像装置は、検査対象の心周期情報（心電図や心音図）を取得する周期情報取得部（入力部１０）を備え、速度分布取得部１５２は、周期情報取得部が取得した心周期情報に基き、心周期毎に速度分布を取得する。加算部１５５は、速度分布取得部１５２が心周期毎に取得した速度分布を加算する。速度決定部１５６は、加算された速度分布を用いて、速度情報を決定することができる。
　精度算出部１５７は、速度決定部１５６が算出した速度情報及び／又は当該速度情報から算出した診断情報の精度を算出する。精度算出部１５７は、例えば、速度分布取得部が取得した速度分布の極大値と極小値との差を用いて精度（指標）を算出する。圧較差算出部１５８は、速度決定部１５６が決定した弁逆流の速度情報を用いて、弁内外の圧較差を算出する。絶対圧算出部１５９は、圧較差算出部１５８が算出した前記圧較差と予め設定又は外部入力された基準圧から、絶対圧を算出する。容積算出部１６０は、例えば、形状画像形成部１５１の形成した形状画像から複数の時刻において所望臓器例えば左心室の容積を算出する。信号処理部１５は、さらに、絶対圧算出部１５９が算出した左心室の絶対圧から、時間的な微分値（ｄＰ／ｄｔ）及び／又は左心室の弛緩状態を指数関数で近似した際の時定数τを算出する手段を備えていてもよい。
　以上説明した装置の構成を踏まえ、超音波撮像装置の動作の実施形態を説明する。以下の実施形態では、速度情報が心臓の弁逆流の速度情報であり、速度決定部は、速度情報のモデルとして噴流モデルを用いる。速度決定部は、この噴流モデルを、噴流の発達領域のモデルと噴流の未発達領域のモデルとの畳み込み演算によって作成する。
　本実施の形態の処理フローを図２に示す。図２では、具体的な例として、大動脈弁と左心室を含む部位を図１中の照射領域３０にする場合を説明するが、照射領域３０は検者が所望する血管や他の心腔でもよい。
＜第一実施形態＞
＜ステップＳ１＞
　まず、照射領域の形態情報（Ｂモード画像）を得るために撮像を行う。Ｂモード像の超音波周波数は、撮像が可能な１ＭＨｚから２０ＭＨｚの範囲とする。また、心拍によって変動する組織撮像する際のフレームレートは心臓の動きを捉えることができる範囲である、２０Ｈｚ以上とする。形状抽出部１５１は、超音波受信回路１３から出力される反射エコーより、例えばＢモード像、すなわち超音波照射対象の平面的撮像法を用いた２次元的な超音波生体画像あるいは立体的撮像法を用いた３次元的な超音波生体画像を形成する。このとき、超音波生体画像用のデータは時系列で取得される。
　ステップＳ１によって得られる形状情報の一例を図３に示す。図３は２次元のＢモードによって撮像された心臓の左心室３１、左心房３２、右心室３３、僧房弁３４、左室後壁３５、心尖部３６、大動脈弁３７を示している。
＜ステップＳ２＞
　形状抽出部１５１において、ステップＳ１で形成した超音波生体画像より組織位置情報を取得する。組織位置の決定は、組織内壁を画像処理によって検出してもよいし、検者が入力部１０を介して組織内壁を指定することで位置情報を取得してもよい。具体的には超音波画像では組織は高輝度値として認識されるため、高輝度値部を心臓組織とし、２次元、あるいは３次元的な心臓組織位置を取得する。あるいは、検者が入力部１０に備えてあるポインティングデバイスを介し、血液と組織との境界面である組織内壁を指定することで、位置を与えてもよい。
＜ステップＳ３＞
　次に、流速分布取得部１５２が、形状抽出部１５１で取得した超音波生体画像のなかの血流部に注目し、血流部位（超音波照射部内の全部あるいは一部）の速度分布情報（ドプラ波形）を取得する。
　血流部は血管の流れる部位であればよく、診断の目的に応じて、選択される。血流部として、たとえば左心室を経由する経路では、肺静脈から左房へ流入する血流、左房から左室への流入血流、あるいは僧帽弁における逆流、左室から大動脈への駆出流、また大動脈弁逆流などが挙げられ、同様に右心室を経由する経路では、大静脈から右房への流入、右房から右室への流入、三尖弁逆流、右室から肺動脈への駆出流、肺動脈弁逆流などが挙げられる。本実施形態では、血流部として、血流情報が顕著である大動脈弁逆流を選択する。血流部の位置は、ステップＳ２で得られた組織画像をもとに、画像処理により検出することができ、上記所望の血流部位を設定する。
　部位を設定した後、設定された計測対象部位について、連続ドプラ法或いはパルスドプラ法による計測を行う。計測には、連続ドプラ及びパルスドプラのいずれも採用することができるが、本実施形態では僧帽弁を対象としているため、速度レンジの広い連続ドプラ法を採用している。図４（ａ）に示すように、連続波ドプラ法の計測領域４１はビーム全域となり、図４（ｂ）に示すパルスドプラ法の計測領域４２は、より小さな領域となる。
　いずれの場合も、計測領域４１、４２内を流れる血流は一様ではなく、様々な流速を持っているため、超音波探触子２が照射した超音波は血流速度に応じて超音波周波数が変化し、超音探触子２が検出する超音波の周波数は、計測領域内の血流速度に応じて様々な変調が混ざったものとなる。流速分布取得部１５２は、超音探触子２が検出した超音波周波数の変化量をもとに血流速度を算出する。血流速度算出の概要を図５に示す。図５（ａ）は計測領域４１に血流が均一な速度で流れている場合を示している。この場合、超音波探触子２が受信する変調信号５０に対し、フーリエ変換等の周波数解析を行うことで速度が求まる。図５（ｂ）は、計測領域４１に様々な速度の血流が存在する場合であり、超音波探触子２が受信する変調信号５０は個々の血中散乱体速度を反映した変調信号５１の総和となる。変調信号５０に対し周波数解析を行うと、速度と信号強度の関係を表す速度分布５３が取得される。ここで信号強度は同一の速度を有する散乱体の量に対応している。
　流速分布取得部１５２で生成された実際の速度分布情報の例を図６に示す。図６（ａ）は、連続波ドプラで取得した弁逆流波形（ドプラ波形）であり、食用豚の大動脈弁を実際にモーターで駆動させて開閉を行った際に取得した実験結果である。縦軸は弁逆流の速度、横軸は時相を示している。図６（ｂ）は、ドプラ波形６１の所定の時刻Ｔにおける速度と輝度値との関係を示すグラフ（輝度値速度分布）６２を示す図で、縦軸は輝度値で横軸は速度に対応している。このグラフ６２は、図５（ｂ）に示す速度の信号強度分布５３の実データに相当する。図６（ｃ）は、大動脈弁３７の弁流を対象とする超音波照射領域４１を示している。
＜ステップＳ４＞
　流速分布取得部１５２は、速度分布情報を取得するに際し、ドプラ波形の平均加算を行うことが好ましい。これにより、精度の向上を行うことができる。平均加算は、入力部１０より心電図や心音図のタイミングを入力してもよいし、画像処理によってドプラ波形に対して相互相関を行ってもよい。心時相の検出には、図７に示すような種々の物理量を用いることができる。図７は、上から順に、心電図信号波形７１、僧房弁流入速度波形７２、肺動脈弁逆流波形７３、心壁速度波形７４、心壁運動波形７５の変化を示している。心電図信号を用いた場合は、入力部１０から取り込んだ心電図信号波形７１による心拍時相が認識できる。その他の波形７２～７５については、ドップラー計測や経時的に計測したＭモード画像から得ることができ、波形の極大値、極小値、最大値、最小値、傾き、ゼロクロスなどを用いることで、特定の時相７６を検出することができる。
＜ステップＳ５＞
　速度決定部１５６は、ステップＳ２で形状抽出部１５１が取得した組織位置情報と、ステップＳ３で流速分布取得部１５２が取得した速度分布情報をもとに、検者が所望する血流速度を物理的な整合性を考慮して決定する（Ｓ５）。
　具体的には、図６（ｂ）に示す輝度値と速度分布の関係は、ある速度を持つ血液が計測領域にどれだけ存在するかを示していることから、まず、弁逆流について速度の空間分布モデルを想定し、その速度空間分布から、ある速度ｕを持つ流速の体積を推定し、速度ｕとその体積Ｖ（ｕ）の関係、速度体積関係を推定する。次に、信号強度は体積と相関することを利用して、速度体積関係から輝度値速度関係を推定する。最後に、実測の輝度値速度関係と推定の輝度値速度関係を整合させて、実際に所望の速度Ｕを求める。
　以下、ステップＳ５の詳細を図８に示すフローを参照して説明する。
＜＜ステップＳ５０１＞＞
　まず、目的とする血流について、速度の空間分布のモデルから、ある速度ｕを持つ流速の体積を推定し、速度ｕとその体積Ｖ（ｕ）との関係を推定する。ここでは大動脈弁逆流を対象としているので、大動脈弁逆流を噴流であるとみなし、速度分布を予測する。大動脈弁噴流の速度分布は、図９に示すように、大動脈弁３７の近傍では、中心部分（コア）の速度が突出し、その周辺との境界で不連続な変化があるが、大動脈弁３７から離れたところでは、コアの周囲が滑らかになり周辺に連続的に連なるようになる。コア領域（平らな部分）が滑らかになった領域を噴流が発達した領域という。本実施形態では、コアが発達した領域と未発達な領域とを分けて、それぞれ、別のモデル式を立てて、それらを積算する。
　噴流の発達領域は、例えば、Ｇｏｒｅｔｌｅｒの式として知られている次式（１）で表わすことができる（非特許文献１）。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　式中、ｕは速度、Ｋは噴流の運動量に関係する噴流種類に依存した定数、εはＫの関数である。ｘは噴流仮想原点からの噴流方向への距離、ｙは噴流中心から噴流垂直方向への距離である。
社河内、噴流工学（２００４）森北出版
　式（１）の代わりに、Ｓｃｈｉｌｉｃｈｔｉｎｇの式やＴｏｌｌｍｉｅｎの式（いずれも、非特許文献１記載）を用いてもよい。
　上記式（１）等が有効なのは、噴流が発達した場合に限られるので、噴流の未発達領域では、式（２）で表わされるモデルを用いる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　式中、Ｕは噴流中心の速度で、これが本実施形態で求めるべき速度である。特に、大動脈と左室間の圧較差を算出する際には、理想的には大動脈弁逆流の中心付近の速度が必要となる。Ｂはコア領域の滑らかさを表す定数である。
　式（２）の代わりに、指数関数、ステップ関数、エラー関数、デルタ関数のいずれか、或いはこれらの組合せを用いてもよい。
　上記式（１）と式（２）とを用いて、体積の関係式を求めると、体積の分布は式（３）のように記述できる。
　式中、Ｒはコア領域の半径、ＣＲはコア領域の広さを示す指標であり、Ｃは１０から１５の間の定数である。Ｄは演算により自動的に導かれる定数で４０～７０までの値を取る。
＜＜ステップＳ５０２＞＞
　ステップＳ５０１で算出した速度と体積との関係式をもとに、速度と輝度値との関係を求める。この計算は、式（３）の体積について、対数をとり、ガンマ関数などの調整を加えることにより実現できる。式（３）を用いて再現した速度分布（速度と輝度値との関係）を図１０（ａ）に示す。この結果は、図１０（ｂ）に再度示す実測値（輝度値速度分布）６２の点線部と比較して、良好な再現といえる。上記式（３）において、Ａ、ｎ、Ｒ、σ、Ｕは未知数であり、次のステップで実測値からフィッティングを行うことにより算出する。
＜＜ステップＳ５０３＞＞
　ステップＳ５０２で求めた速度分布の式（式（３））と実測値６２（図６（ｂ））とをフィッティングし、式（３）の未知数を求め、所望の速度であるＵを算出する。フィッティング方法は、最小二乗法、差分絶対値最小法、相互相関によるパターンマッチング等の公知の手法を用いることができる。なおフィッティングは、式（３）に対して畳み込み積分を行ったあとに行ってもよいし、畳み込み積分効果を考慮しないフィッティングの場合は、式（５）で畳み込み効果を補正しても良い。
＜＜ステップＳ５０４＞＞
　一般に、ドプラ波形を生成する際は、どんなに均一な速度分布を計測したとしても、図５に示す速度分布５３のように、装置に依存した幅を持つ。本ステップでは、装置に依存した速度分布の幅を補正する。具体的には、例えば、幅の特性関数Ｇが式（４）に示すガウシアン分布であり、その分散値がＳである場合、補正後の速度は、式（５）で表わすことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 　式中、Ｕｃは補正後の速度である。
　上記ステップＳ５０４は、本実施形態において必須ではないが、ステップＳ５０４の処理によって、速度決定の精度を高めることができる。
　以上説明したステップＳ５０１～Ｓ５０４は速度決定部１５６により処理されるステップである。これらステップにより、所望の速度Ｕ（補正後はＵｃ）が決定される。
　診断情報算出部１５３は、上述のように速度決定部１５６が算出した速度Ｕを用いて、以下のステップＳ６～Ｓ９（図２）を行い、速度以外の診断情報を算出することができる。これらステップは、検者が必要に応じて選択して行うようにしてもよい。
＜ステップＳ６＞
　算出された大動脈弁逆流の中心速度Ｕを基に、式（６）に示す簡易ベルヌーイ式から圧力較差ｄＰを求める（圧較差算出部１５８の処理）。圧力較差を時相毎に求めることで、その時間変化の情報を得ることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　上記圧較差は圧力の差分であって絶対圧ではないので、さらに基準圧をもとに絶対圧を計算する（絶対圧算出部１５９の処理）。基準圧は、入力部１０から入力された基準圧Ｐをもとに、左室絶対圧ＰＬＶに換算してもよい。また、基準圧の基準点に大動脈を選択し、基準圧に大動脈圧ＰＡＯを選択してもよい。この場合、大動脈圧ＰＡＯは大動脈血圧計で取得した値を用いることができ、左室絶対圧ＰＬＶは次式（７）で表わされる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
＜ステップＳ７＞
　容積算出部１６０は、形状画像形成部１５１の形成した形状画像から複数の時刻において左心室の容積を算出する。左心室容積の算出には、左心室を回転楕円体と仮定し、二次元の撮像画像から得られた左心室の内径より求めるＰｏｍｂｏ法やＴｅｉｃｈｈｏｌｚ法などを用いることができる。あるいは、心臓の形状を３次元的に撮像することで、直接的に計測することも可能である。算出した複数の時刻における左心室容積Ｖと、ステップＳ５で算出した複数の時刻における絶対圧Ｐとの関係を表す圧－容積関係図を作成する。圧－容積関係図の一例を図１１に示す。図中、複数のループ状の曲線は、検査対象について異なる身体的条件で測定した場合の圧－容積関係曲線ＣＰＶであり、１心拍で一つのループを示している。異なる身体的条件とは、例えば、下肢に負荷を与える前後、薬物の投与前後などである。これら圧－容積関係曲線ＣＰＶをもとに、収縮期末期における圧－容積関係の傾きＥｍａｘや拡張末期圧と容積の関係を示す拡張末期圧－容積関係曲線ＣＰＶ ＥＤを表示してもよい。
　なお、拡張末期圧ＰＬＶ ＥＤは、次式（８）により算出することができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
 　式中、ＰＡＯは拡張末期から大動脈弁開放時における大動脈圧である。拡張末期から大動脈弁開放時の間、大動脈圧の変化は小さいので、ＰＡＯは拡張末期から大動脈弁開放時における大動脈圧の任意の値あるいは平均の値をとってもよい。また、ｄＰＯｐは大動脈弁開放時の左心室―左心房の圧較差である。
＜ステップＳ８＞
　診断情報算出部１５３は、ステップＳ６で算出した絶対圧から、時間的な微分値を示す物理量であるｄＰ／ｄｔ及び／又は左心室の弛緩状態を指数関数で近似した際の時定数τを算出することもできる。ステップＳ６～Ｓ８で得られる値は、検査対象の心臓の状態を示す重要な診断指標となる。
＜ステップＳ９＞
　精度算出部１５７は、上記各ステップで算出された診断情報、特に速度決定部１５６で決定された速度について、その精度を算出してもよい。精度の指標は、例えば、図６（ｂ）のグラフ６２の輝度値極値Ｐmax（Ｐp1）の値Ｉ１と輝度下部極値Ｐmin（Ｐp2）の値Ｉ２を用いて、次式（９）による算出することができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
 　この数値がある閾値よりも小さいときは、ステップＳ５０３或いはＳ５０４で決定した速度、およびそれに基きステップＳ６～Ｓ８で算出された諸情報の精度が低いことを示す。算出された指標ａは、表示部１４に表示させることができ、それにより検者は再計測の要否等を判断することができる。
　なお、上述した各ステップＳ５０１～Ｓ５０４及びステップＳ６～Ｓ９の計算式（アルゴリズム）は、予めメモリ部１５４に格納されており、速度決定部１５６等の診断情報演算部１５３が上記数値の計算の際に読出し、計算を行う。
＜ステップＳ１０＞
　上記診断情報演算部１５３で算出された診断情報は、表示部１４に表示される。表示の詳細は後述する。
　以上、説明したように、本実施形態の超音波診断装置では、大動脈弁逆流の発達部分と未発達部分とについて、それぞれモデル式を立てて、その畳み込み演算後の結果である速度―輝度値関係式と実測値とをフィッティングする。これにより、物理的に整合性のある速度を正確に決定することができる。
　なお本実施形態では、所望の血流部として大動脈弁逆流を対象とする場合を説明したが、本実施形態は、大動脈弁逆流のみならず、噴流モデルが当てはまる血流部であれば同様に適用することができる。
＜第二実施形態＞
　本実施形態においても、装置の構成（図１）は第一実施形態と同様であり、また、まずＢモード像を取得し、計測対象領域を設定すること、設定した計測対象領域についてドプラ計測を行うことは、第一実施形態のステップＳ１～Ｓ４と同じである。また本実施形態でも、速度決定部１５６は、形状抽出部１５１が取得した組織位置情報と、流速分布取得部１５２が取得した速度分布情報をもとに、検者が所望する血流速度を物理的な整合性を考慮して決定する。但し、本実施形態では、速度決定部１５６は、複数の異なる速度の血流が存在する系の輝度値速度分布グラフにおいて、所望の速度の位置を推定する式を立てて、この式を実測した輝度値速度分布に当てはめて、所望の速度を求める。
　例えば、本実施形態では、速度決定部は、速度情報のモデルとして、ステップ関数とデルタ関数との和で表わされるモデルを設定し、速度分布取得部が取得した速度分布の特異点の値を用いて、速度情報を算出する。速度決定部が用いる特異点は、速度分布取得部が取得した速度分布の極小値、極大値、変曲点のいずれかを含む。
　以下、第一実施形態とは異なるステップを中心に第二実施形態の動作を説明する。図１２は、第二実施形態の速度決定部１５６の処理フローを示す図で、ステップＳ１～Ｓ４及びステップＳ６～Ｓ１０は、第一実施形態と同様であるので説明を省略する。本実施形態の特徴であるステップＳ５の詳細を以下説明する。
＜＜ステップＳ５１１＞＞
　速度決定部１５６は、流速分布取得部１５２が取得した速度分布情報（図６（ｂ）に示す輝度値速度分布６２）の特異点を検出する。特異点は、具体的には、輝度値減少変曲点Ｐ１、輝度値増加変曲点Ｐ２、輝度値極値Ｐｐ（Ｐp1、Ｐp2）、輝度下端部Ｐ３などである。これらの特異点は、グラフから、またその微分を取ることで、検出することができる。グラフから特異点の速度を求め、次ステップＳ５１２に進み、速度を計算する。その際、輝度値極値Ｐｐが顕著に現れない場合は、噴流の信号強度が低下している可能性が高く、ステップＳ５１３に進む。
＜＜ステップＳ５１２＞＞
　輝度値速度分布グラフには、ステップＳ５１１で検出した、輝度下端部Ｐ３、輝度値減少変曲点Ｐ１、輝度値極値Ｐｐ、輝度値増加変曲点Ｐ２など、幾つかの特徴点が存在するが弁逆流の速度の真値は不明である。そこで本ステップでは、輝度値速度分布がステップ関数とデルタ関数の和で表わされると仮定し、ピーク位置の速度の真値が得られる位置を推定する。
　速度－輝度値グラフにおける速度位置の推定の概念を、図１３を用いて説明する。図中、（ａ）は複数の速度が存在する場合、（ｂ）は速度が一定の場合であり、ともに、横軸は速度で縦軸は輝度値である。図１３（ｂ）に示すように、計測領域の血流速度が一定の場合は、輝度値速度分布１０１は計測速度内の速度Ｕで大きな値を示すが、装置の特性関数Ｇによってなめされる。しかし、なめされた輝度値速度分布１０２においても、輝度値のピークが速度Ｕにあることに変わりはない。一方、噴流の中心付近はある程度一定の速度を示しているが、それと逆方向の成分も含む他の速度成分が介在している場合は、図１３（ａ）に示すような輝度値速度分布１０３となる。さらに装置の特性関数Ｇによってなめされるとなめされた輝度値速度分布１０４が得られる。この輝度値速度分布１０４は、輝度値のピークがあるという意味において、輝度値速度分布１０２と定性的に一致するが、そのピークの位置１０４ｐは領域内の最大速度Ｕよりも低速側にシフトしている。これは、周囲速度によって引っ張られてしまったためである。このことから、輝度値のピークは必ずしも噴流中心速度を示しているとは限らないことがいえる。
　ここで、輝度値速度分布１０３がステップ関数とデルタ関数の和で表わされる場合、ピーク位置の速度の真値Ｕは次式（１０）で表わすことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
 　式中、Ｕ１は輝度値減少変曲点Ｐ１の速度、Ｕ２は輝度値増加変曲点Ｐ２の速度、Ｕｐは輝度値極値Ｐｐの速度の値である。
＜＜ステップＳ５１３＞＞
　一方、輝度値極値Ｐｐが顕著に現れない場合は、噴流の信号強度が低下している可能性が高いが、速度分布がステップ関数で仮定できる場合とみなし、次式（１１）により真値Ｕを求める。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
　式（１１）で記載される式は、大動脈弁逆流にとどまらず、速度分布がステップ関数等で仮定できるものであればすべてに応用できる。例えば、理想的な血管内の流れは、式（１２）で記述され、その確率密度関数は一種のステップ関数となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
 　一般的な血管の流れにおいても、血管の流れが精度よく計測される場合には、同様のステップ関数で記述することができ、式（１１）を適用することができる。
　なお、上述した式（１０）、（１１）は、輝度値速度分布１０３がステップ関数とデルタ関数の和で表わされる場合を想定した簡便な方法であるが、ステップ関数とデルタ関数の代わりに、式（１）、式（２）を用いてもよい。この場合には、前記ステップＳ５０３で記載した実施例を用いることができる。
　本実施形態においても、速度決定に関する演算情報（式（１０）、（１１））はメモリ部１５４に格納されており、速度決定部１５６が速度決定時に呼び出す。
＜＜ステップＳ５１４＞＞
　精度算出部１５７は、第一実施形態で説明したステップＳ９と同様に、輝度値極値Ｐｐの情報を用いて、上記ステップＳ５１２、Ｓ５１３で決定された速度の精度を算出してもよい。算出された精度は、表示部１４に表示させることができ、それにより検者は再計測の要否等を判断することができる。また決定された速度を用いてステップＳ６～Ｓ１０で種々の診断情報を算出してもよいことは、第一実施形態と同様である。
　本実施形態によれば、フィッティングによる所望速度を算出する第一実施形態に比べ、簡単な手法で真の所望速度を決定することができる。また本実施形態は、血流の流れをステップ関数で表わすことが可能な全ての対象について適用することができる。さらに本実施形態では、求めた結果の精度を算出する機能を備えたことにより、検者が決定結果の精度を確認することができる。
＜表示の実施形態＞
　上述した実施形態では、主として、所望速度の決定と求められた速度を用いた圧力情報の計算について説明したが、以下では、これら実施形態に共通する表示の実施形態を説明する。
　図１４に表示部１４に表示されるグラフの例を示す。
　図１４（ａ）は、流速分布取得部１５２が作成したドプラ波形を表示する画面１４０に、検者の所望する時相Ｔの速度Ｕを表示した例を示す図で、図示する例では、速度Ｕはブロック１４１内に数値として表示される。また同ドプラ波形上に、全時相あるいは一部の時相における輝度値減少変曲点Ｐ1、輝度値増加変曲点Ｐ2、輝度値極値Ｐｐ、算出された速度Ｕのうち一つあるいは複数を時系列的に繋げてライン１４２として、あるいは点１４３としてドプラ波形に重ねて表示してもよい。またブロック１４１には、速度検索結果の精度ａを表示してもよいし、精度ａに閾値を設定し、ａが閾値以下の場合は、計測精度が低い旨を表示してもよい。
　図１４（ｂ）は、ステップＳ６で求めた圧較差ｄＰの時相の一部あるいは全部を表示した例である。圧較差の時間的な変化を示すグラフ１４４とともに、１ないし複数の時刻の圧較差をブロック１４５に表示してもよい。
　図１４（ｃ）は、ステップＳ７で求めた各部位の絶対圧の時間的な変化を示しており、図示する例では、実線は左心室、点線は大動脈、二点鎖線は左心房の絶対圧を示す。また、速度決定部１５６が、絶対圧を時間で微分した値であるｄＰ／ｄｔ及び／又は左心室の弛緩状態を指数関数で近似した際の時定数τを算出した場合には、ブロック１４６、１４７に、一心拍全部あるいは一部の時刻におけるｄＰ／ｄｔ、τのいずれか又は両方を表示してもよい。さらにボックス１４８に、各ステップなど処理の進行状況を表示するようにしてもよい。
　図１４（ｄ）は、ステップＳ８で求めた圧－容積関係図を表示したものである。圧－容積関係図には、圧容積関係曲線ＣＰＶに加えて、収縮期末期における圧－容積関係の傾きであるＥｍａｘ、拡張末期圧と容積の関係を示す拡張末期圧－容積関係曲線ＣＰＶ ＥＤを表示してもよい。
　図１４は、表示例を示すものであって、図１４の表示例に限らず、種々の変更が可能である。例えば、絶対圧に関する情報は、形状抽出部１５１で形成した画像をもとに、組織画像と重ね合わせてもよい。
　豚の大動脈弁を模した装置を用いて逆流速度計測を行い、本発明の第二実施形態の手法により圧較差を算出した。その結果と圧力センサを用いた圧較差結果とを比較した結果を図１５に示す。図中、グラフの実線は圧力センサを用いて計測した結果であり、○が第二実施形態の手法で算出した圧力である。図１５からもわかるように、本発明による手法を用いた結果は圧力センサによる測定結果とよく一致し、本手法により数ｍｍＨｇ以内の精度を達成することができた。
　本発明によれば、超音波撮像において、検者が所望する血流速度を精度よく計測することができ、この速度を用いて、圧較差や絶対圧など診断に有用な情報を精度のよい情報として提供することができる。
１・・・装置本体、２・・・超音波探触子、１０・・・入力部、１１・・・制御部、１２・・・超音波信号発生器、１３・・・超音波受信回路、１４・・・表示部、１５・・・信号処理部、１５１・・・形状抽出部、１５２・・・速度分布取得部、１５３・・・診断情報算出部、１５５・・・加算部、１５６・・・速度決定部、１５７・・・精度算出部、１５８・・・圧較差算出部、１５９・・・絶対圧算出部、１６０・・・容積算出部。

Claims (18)

  1. 　検査対象に超音波を送信するとともに前記検査対象から反射するエコー信号を受信する超音波探触子と、前記超音波探触子によって受信されたエコー信号を処理する信号処理部と、前記信号処理部による処理結果を表示する表示部とを備えた超音波撮像装置であって、
    　前記信号処理部は、前記エコー信号から前記検査対象に含まれる流体の速度分布を取得する速度分布取得部と、前記速度分布取得部で取得した速度分布から速度情報を決定する速度決定部とを備え、
    　前記速度決定部は、前記速度情報のモデルを設定し、前記モデルと前記速度分布取得部が取得した速度分布とが整合するように前記速度情報を決定することを特徴とする超音波撮像装置。
  2. 　請求項１に記載の超音波撮像装置において、前記速度決定部は、前記モデルとして、流体の速度の空間分布を推定し、推定された速度の空間分布を、前記速度分布取得部が取得した速度分布と整合するように決定し、決定された速度の空間分布から前記速度情報を算出することを特徴とする超音波撮像装置。
  3. 　請求項１に記載の超音波撮像装置であって、前記速度情報が心臓の弁逆流の速度情報であり、前記速度決定部は、前記モデルとして噴流モデルを用いることを特徴とする超音波撮像装置。
  4. 　請求項３に記載の超音波撮像装置であって、前記速度決定部は、前記噴流モデルを、噴流の発達領域のモデルと噴流の未発達領域のモデルとの畳み込み演算によって作成することを特徴とする超音波撮像装置。
  5. 　請求項４に記載の超音波撮像装置であって、前記速度決定部は、前記噴流の発達領域のモデルとして、Ｇｏｒｅｔｌｅｒの式、Ｓｃｈｉｌｉｃｈｔｉｎｇの式、Ｔｏｌｌｍｉｅｎの式のいずれかを用いることを特徴とする超音波撮像装置。
  6. 　請求項４に記載の超音波撮像装置であって、前記速度決定部は、前記噴流の未発達領域のモデルとして、指数関数、ステップ関数、エラー関数、デルタ関数のいずれか、或いはそれらを組み合わせた関数を用いることを特徴とする超音波撮像装置。
  7. 　請求項１に記載の超音波撮像装置において、前記速度決定部は、前記速度情報のモデルとして、ステップ関数とデルタ関数との和で表わされるモデルを設定し、前記速度分布取得部が取得した速度分布の特異点の値を用いて、前記速度情報を算出することを特徴とする超音波撮像装置。
  8. 　請求項７に記載の超音波撮像装置であって、前記速度決定部が用いる前記特異点は、前記速度分布取得部が取得した速度分布の極小値、極大値、変曲点のいずれかを含むことを特徴とする超音波撮像装置。
  9. 　請求項１に記載の超音波撮像装置であって、
    　前記検査対象の心周期情報を取得する周期情報取得部を備え、
    　前記速度分布取得部は、前記周期情報取得部が取得した心周期情報に基き、心周期毎に前記速度分布を取得することを特徴とする超音波撮像装置。
  10. 　請求項９に記載の超音波撮像装置であって、
    　前記信号処理部は、前記速度分布取得部が心周期毎に取得した速度分布を加算する加算部を備え、
    　前記速度決定部は、前記加算された速度分布を用いて、前記速度情報を決定することを特徴とする超音波撮像装置。
  11. 　請求項３に記載の超音波撮像装置において、
    　前記信号処理部は、前記速度決定部が決定した弁逆流の速度情報を用いて、弁内外の圧較差を算出する圧較差算出部を備えたことを特徴とする超音波撮像装置。
  12. 　請求項１１に記載の超音波撮像装置において、
    　前記信号処理部は、前記圧較差算出部が算出した前記圧較差と予め設定又は外部入力された基準圧から、絶対圧を算出する絶対圧算出部を備えたことを特徴とする超音波撮像装置。
  13. 　請求項１２に記載の超音波撮像装置において、
    　前記信号処理部は、前記絶対圧算出部が算出した左心室の絶対圧から、時間的な微分値（ｄＰ／ｄｔ）及び／又は左心室の弛緩状態を指数関数で近似した際の時定数τを算出する手段を備えたことを特徴とする超音波撮像装置。
  14. 　請求項１に記載の超音波撮像装置において、前記信号処理部は、前記速度決定部が算出した速度情報及び／又は当該速度情報から算出した診断情報の精度を算出する精度算出部を備えたことを特徴とする超音波撮像装置。
  15. 　請求項１４に記載の超音波撮像装置において、
    　前記精度算出部は、前記速度分布取得部が取得した速度分布の極大値と極小値との差を用いて前記精度を算出することを特徴とする超音波撮像装置。
  16. 　請求項１２に記載の超音波撮像装置において、
    　前記信号処理部は、前記形状抽出部が抽出した左心室形状から当該左心室の容積を算出する容積算出部を備え、前記容積算出部が算出した左心室容積と、前記絶対圧算出部が算出した前記左心室の絶対圧とを用いて、圧－容積関係図を作成し、前記表示部に表示させることを特徴とする超音波撮像装置。
  17. 　請求項１６に記載の超音波撮像装置において、
    　前記容積算出部は、複数の異なる条件における前記圧―容積関係図を作成し、前記複数の圧―容積関係図を用いて、収縮期末期における圧―容積関係図の傾きＥｍａｘ及び／又は拡張末期圧―容積変化曲線を作成し、前記表示部に表示させることを特徴とする超音波撮像装置。
  18. 　超音波を照射した検査対象から反射するエコー信号を用いて、前記検査対象の診断情報を取得する超音波撮像方法であって、
    　エコー信号を用いて前記検査対象に含まれる流体の速度分布を取得するステップと、
    　前記流体の速度分布から目的とする速度情報を決定するステップとを備え、
    　前記速度情報決定ステップは、
    　前記目的とする速度情報のモデルを設定するステップと、
    　前記流体の速度分布から、前記モデルと整合する速度を検索し、決定するステップと、
    　決定した速度及び／又は当該速度から算出される診断情報を表示するステップと、
    　を含むことを特徴とする超音波撮像方法。
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