WO2013136573A1 - 流体流速検出装置 - Google Patents

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fluid
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wall
side wall
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稔 小野
慶一 板谷
岡田　孝
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国立大学法人東京大学
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 fluid flow velocity detection device that detects the flow velocity of a fluid flowing in a tubular tissue inside a living body such as a blood vessel or a heart.
  • Patent Document 1 As a method of detecting a blood flow Doppler signal from an ultrasonic echo signal obtained by transmitting and receiving an ultrasonic beam toward a living body, and detecting a blood flow velocity of blood flowing inside a blood vessel or a heart from the signal
  • the blood flow is calculated by dividing it into a basic flow component and a vortex flow component.
  • Non-Patent Document 1 discloses an example in which the blood flow velocity in the left ventricle (LV) of the heart is detected. Specifically, this method is as follows. That is, as shown in FIG. 5, a two-dimensional color Doppler image 100 and a continuous B-mode image 200 are obtained by a known ultrasonic diagnostic method, and an ultrasonic beam is obtained from the two-dimensional color Doppler image 100. Information 101 of velocity in the direction (Radial Velocities) Vr is obtained. On the other hand, the motion velocity of the left ventricular wall is detected from the B-mode image 200 by a widely known method such as speckle tracking.
  • one wall of the left ventricle at a certain radial position r (for example, the rear wall:
  • the movement speed of the posterior wall is V ⁇ ⁇ (r)
  • the movement speed of the other wall is V ⁇ + (r).
  • the velocity V ⁇ in the angular direction orthogonal to the ultrasonic beam direction at a point at a certain radial position r and angular position ⁇ (hereinafter referred to as the target position) is obtained by integrating the equation (1).
  • This integration includes a first integration result integrating from the rear wall side and a second integration result integrating from the front wall side.
  • the first wall is integrated from the rear wall position ⁇ to the target position ⁇ along a line having a constant radius r (in the angular direction), and the rear wall motion velocity V ⁇ ⁇ (r) is used as an integration constant.
  • the integral is It becomes.
  • the second integration is performed from the front wall position ⁇ + to the target position ⁇ along the line having a constant radius r (in the angular direction) and using the front wall motion velocity V ⁇ + (r) as an integration constant.
  • the integral is It becomes.
  • w is a weight, and it is selected as technical common sense so that the solutions V ⁇ of equations (2) and (3) are uniformly equal. Specifically, as a function of r and ⁇ representing the position along the integration path, Determined by If the denominator is close to “0” in Formula (5) and diverges And replace with an approximate expression.
  • ⁇ ⁇ V ⁇ is obtained by (1).
  • Non-Patent Document 1 when V ⁇ (r, ⁇ +) is used in the equation (5) or (6), the weight on the wall side on the ⁇ ⁇ side becomes too large or too small. Unnatural results will be obtained, such as the velocity component of the fluid increasing in the direction perpendicular to the direction of motion, or the speed at which the fluid moves away from the wall becomes greater than the motion velocity of the wall. There was a problem that the validity of the calculation result was low from a medical point of view.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide a fluid flow velocity detection device capable of obtaining a reasonable evaluation from a medical standpoint.
  • the present invention for solving the above-described problems of the conventional example is a fluid flow velocity detection device, which transmits and receives an ultrasonic beam at a plurality of angular positions with respect to a fluid flowing in a tubular tissue inside a living body.
  • An ultrasonic probe that repeatedly performs an operation of outputting an echo data sequence for each ultrasonic beam, and first calculation means for calculating a flow velocity related to the ultrasonic beam direction component of the fluid from the echo data sequence;
  • the B-mode images at a plurality of time points of the tubular tissue are obtained from the echo data sequence obtained repeatedly, and the plurality of the tubular tissue are obtained based on the B-mode images at the plurality of time points.
  • Detecting means for detecting the speed of movement of the one side wall and the other side wall in the angular direction, a flow velocity relating to a component perpendicular to the ultrasonic beam direction of the fluid, and an ultrasonic beam direction component Related to the flow velocity information
  • the equation is integrated from one side of the tubular tissue to the target position (r, ⁇ ) for which the flow velocity is to be obtained, and the motion speed of the one side wall detected by the detecting means is used as a boundary condition in the integration.
  • a calculated value V ⁇ ⁇ of a flow velocity related to a component orthogonal to the ultrasonic beam direction of the fluid is obtained, and a flow velocity related to a component orthogonal to the ultrasonic beam direction of the fluid is ,
  • a continuous equation related to the flow velocity information relating to the ultrasonic beam direction component is integrated from the other side of the tubular tissue to the target position where the flow velocity is to be obtained, and the detection means is used as a boundary condition in the integration.
  • a flow velocity calculation value V ⁇ + related to a component orthogonal to the ultrasonic beam direction of the fluid is obtained as a second integration result.
  • the distance up to a predetermined distance is proportional to the distance d from the one side wall, and the distance from the other wall to the predetermined distance is proportional to the distance d ′ from the other side wall. It is what.
  • the fluid flow velocity detection device of the present embodiment includes an ultrasonic probe 1, a transmission / reception unit 2, a transmission / reception control unit 3, a calculation unit 4, and a display unit 5.
  • the calculation unit 4 includes a tomographic image forming unit 41, a color Doppler calculation unit 42, a wall motion speed calculation unit 43, a velocity vector calculation unit 44, a weight setting unit 34, and a display image formation unit 45. Consists of.
  • Each of these units may be realized by software by a program control device such as a CPU.
  • the program control device operates according to a program stored in a computer-readable recording medium such as a storage unit, and realizes the configuration of each unit in software.
  • the ultrasonic probe 1 is, for example, a sector scanning type or convex scanning type probe.
  • the transmission / reception unit 2 contains a fluid to be measured, such as a blood vessel or a heart inside a living body such as a human body from the body surface side via the ultrasonic probe 1.
  • An ultrasonic beam E is transmitted and received at a plurality of angular positions with respect to a fluid flowing in a tubular tissue (hereinafter referred to as a target tubular tissue).
  • the transmission / reception control unit 3 By the operation of the transmission / reception control unit 3, as illustrated in FIG. 2, predetermined in a virtual plane (in the observation plane) around a virtual center point on the ultrasonic probe 1 side from the body surface.
  • the transmitted ultrasonic beam is reflected by a tissue or fluid composition in the body (for example, red blood cells if it is blood) and returns to the ultrasonic probe 1.
  • the transmission / reception unit 2 outputs an echo data string for each ultrasonic beam to the tomographic image forming unit 41 and the color Doppler calculation unit 42 of the calculation unit 4.
  • the transmission / reception control unit 3 controls the transmission / reception unit 2 so that the above operation is repeated at predetermined timings.
  • the tomographic image forming unit 41 forms a B-mode image from the echo data sequence output by the transmitting / receiving unit.
  • the color Doppler calculation unit 42 calculates a flow velocity related to the ultrasonic beam direction component of the fluid from the echo data sequence output from the transmission / reception unit, and forms a two-dimensional color Doppler image.
  • the wall motion speed calculation unit 43 receives B-mode images at a plurality of time points of the target tubular tissue from the tomographic image forming unit, and based on the B-mode images at the plurality of time points, The movement speed between the one side wall and the other side wall is detected.
  • the velocity vector calculation unit 44 calculates a continuous equation related to the flow velocity related to the component orthogonal to the ultrasonic beam direction of the fluid and the flow velocity information related to the ultrasonic beam direction component to one side of the target tubular tissue.
  • the flow velocity calculation value V ⁇ ⁇ related to the component orthogonal to the sound beam direction is obtained, and the flow velocity related to the component orthogonal to the ultrasonic beam direction of the fluid and the flow rate information related to the ultrasonic beam direction component are continuously related.
  • a two-dimensional color Doppler image is formed using ep ( ⁇ 1)... ep ( ⁇ n).
  • the color Doppler computing unit 42 uses the two-dimensional color Doppler image to obtain the flow velocity Vr (r, ⁇ ) related to the ultrasonic beam direction component (r component) of the fluid at the coordinates (r, ⁇ ) in the target tubular tissue. Calculate (Radial Velocities). Since this calculation method is widely known, description thereof is omitted here.
  • the wall motion speed calculation unit 43 uses a speckle tracking method or the like from the formed B-mode image to detect the target tubular tissue at a distance r from the ultrasonic probe 1 (ultrasonic radiation source).
  • the component V ⁇ ⁇ (r) in the ( ⁇ axis) direction perpendicular to the ultrasonic beam direction is detected from the motion speed of the wall surface (assumed to be at the position of (r, ⁇ ⁇ )) on one side. .
  • the wall motion speed calculation unit 43 uses the same method from the formed B-mode image to detect the target tubular tissue at a distance r from the ultrasonic probe 1 (ultrasonic radiation source).
  • the component V ⁇ + (r) in the ( ⁇ axis) direction orthogonal to the ultrasonic beam direction is detected from the movement speed of the wall surface (assuming the position of (r, ⁇ + )) in contact with the fluid on the other side. To do.
  • the B-mode image processed by the wall motion speed calculation unit 43 is drawn on the XY orthogonal coordinate system. Therefore, the motion speed of the wall of the target tubular tissue obtained by speckle tracking or the like is a value in the XY orthogonal coordinate system.
  • the wall motion speed calculation unit 43 converts the value in the XY orthogonal coordinate system into a polar coordinate system (r, ⁇ ) with the position of the ultrasonic probe 1 (ultrasonic radiation source) as the origin, and outputs the result. .
  • the velocity vector calculation unit 44 outputs a two-dimensional color Doppler image (blood flow velocity information Vr (r, ⁇ ) in the ultrasonic beam direction) output from the color Doppler calculation unit 42 and V ⁇ ⁇ output from the wall motion speed calculation unit 43. Continuous equations using (r) and V ⁇ + (r) Gives the velocity V theta angular direction of the fluid perpendicular to the ultrasonic beam direction. here Is Is simply shown (the same applies hereinafter).
  • the velocity V ⁇ in the angular direction orthogonal to the ultrasonic beam direction at a point at a certain radial position r and angular position ⁇ (hereinafter referred to as the target position) is obtained by integrating the equation (1).
  • the target position a first integration result obtained by integrating from the position ⁇ ⁇ (r) of the one side wall of the target tubular tissue, and the position ⁇ + (r of the other side wall of the target tubular tissue are integrated. ) From the second integration result.
  • integration is performed from the position ⁇ ⁇ (r) on the one side wall to the position of interest ⁇ (r) along a line having a constant radius r (in the angular direction), and the movement speed V of the one side wall is set as an integration constant.
  • the first integration using ⁇ ⁇ (r) is It becomes.
  • integration is performed from the position ⁇ + (r) of the position of the wall on the other side to the position of interest ⁇ (r) along a line having a constant radius r (in the angular direction), and the motion velocity V of the front wall is set as an integration constant.
  • the second integral using ⁇ + (r) is It becomes.
  • the velocity vector calculation unit 44 calculates the integrals of the equations (2) and (3) for each of a plurality of predetermined radial direction positions r1, r2,. , V ⁇ ⁇ (r1), V ⁇ + (r1), V ⁇ ⁇ (r2), V ⁇ + (r2),.
  • the velocity vector calculation unit 44 changes the flow velocity of the fluid in the target tubular tissue (r, ⁇ ) to the component V r (r, ⁇ ) in the ultrasonic beam direction and the component V ⁇ orthogonal to the ultrasonic beam direction. It is acquired separately for (r, ⁇ ).
  • the weight setting unit 34 is proportional to the distance d from the one side wall to at least a predetermined distance from the one side wall, and from the other side wall to the predetermined distance from the other side wall.
  • the weight is set so as to be a value proportional to the distance d ′.
  • D (ri) ri ⁇
  • the display image forming unit 45 combines the B-mode image output from the tomographic image forming unit 41 with an image representing the velocity vector at each point of the (r, ⁇ ) coordinates calculated by the velocity vector calculating unit 44. A display image is formed and output.
  • the fluid flow velocity detection device of the present embodiment has the above configuration and operates as follows. Specifically, in the following example, a case where the blood flow velocity in the left ventricle (LV) of the heart is detected is taken as an example.
  • the ultrasound probe 1 transmits an ultrasound beam E at a plurality of angular direction positions to blood flowing in the left ventricle of the heart inside a living body such as a human body from the body surface side.
  • the ultrasonic probe 1 outputs echo data sequences e ( ⁇ 1)... E ( ⁇ n) obtained for each transmitted ultrasonic beam to the arithmetic unit 4 via the transmission / reception unit 2.
  • the ultrasonic probe 1 repeats this operation at every predetermined timing (for example, every timing of the interval ⁇ t).
  • a two-dimensional color Doppler image calculated from the p-th echo data string ep ( ⁇ 1)... Ep ( ⁇ n) selected under the above conditions is obtained (S1).
  • the velocity (Radial ⁇ ⁇ ⁇ Velocities) Vr (ri, ⁇ j) in the direction of the sound beam is obtained (S3).
  • the position information obtained by the X and Y coordinates of the image is converted into polar coordinates with the position of the ultrasonic probe 1 as an ultrasonic source as the origin, and these are converted. Find the position.
  • the blood velocity V ⁇ (ri, ⁇ j) in the angular direction orthogonal to the sound beam direction is obtained (S6).
  • the velocity component V ⁇ (ri, ⁇ j) in the angular direction perpendicular to the ultrasonic beam direction is obtained.
  • the velocity vector calculation unit 44 outputs the value of the velocity V obtained at each specified point (S7).
  • the velocity vector calculation unit 44 uses the velocity Vk (ri, ⁇ j) obtained at each specified point based on the kth echo data sequence on the B-mode image obtained based on the kth echo data sequence.
  • An arrow figure representing the length and direction of the velocity vector Vk (ri, ⁇ j) may be drawn based on the position of the specified point (ri, ⁇ j).
  • the display image forming unit 45 of the calculating unit 4 calculates the B mode image output from the tomographic image forming unit 41 at each point of the (r, ⁇ ) coordinates calculated by the velocity vector calculating unit 44.
  • An image representing the velocity vector is synthesized, and a display image is formed and output. That is, the position (position on the X, Y coordinate system) P (x, y) corresponding to each specified point on the B-mode image output from the tomographic image forming unit 41 is calculated, and the velocity vector Vk (ri, ⁇ j).
  • Vk_x (x, y) (X-axis direction components) and Vk_y (x, y) (Y-axis direction) of each component (X-axis direction component and Y-axis direction component) on the X, Y coordinate system. Component).
  • the display image forming unit 45 multiplies a predetermined coefficient ⁇ (enlargement / reduction ratio) to obtain a position ( ⁇ ⁇ Vk_x (x, y), ⁇ ⁇ Vk_y (x, y)), and then obtains a specified point ( An arrow graphic from x, y) to the position ( ⁇ ⁇ Vk_x (x, y), ⁇ ⁇ Vk_y (x, y)) obtained here is drawn.
  • the display image forming unit 45 may display the images of each frame as an animation by continuously replacing them, or may display the images of each frame arranged in a matrix.
  • FIG. 4 shows a comparison between an example of a conventional weight and an example of a weight according to the present embodiment with respect to the weight when calculating the expression (4).
  • the weight of the conventional example (indicated by a broken line in the figure) varies depending on the radial direction position (r1, r2, r3 in the figure), and is not necessarily near the wall along the angular direction. Of the total length of the integration path, the weight did not change in proportion to the ratio of the distance from the wall.
  • the weight (indicated by the solid line in the figure) of the present embodiment is at least in a predetermined range from each wall (predetermined range from both ends of the integration range), regardless of the position in the radial direction. In the vicinity of the wall, the weight is proportional to the ratio of the distance from the wall in the length of the entire integration path.
  • the weight of this embodiment is a weight that is difficult to adopt because the integration result from the wall on one side and the integration result from the wall on the other side do not coincide at each point on the integration path in terms of technical common sense. However, in the present embodiment, this is intentionally adopted. It has been found that according to the weight as in the present embodiment, a reasonable evaluation can be obtained from a medical point of view.
  • if the calculated value in, in a position away from a predetermined distance l from each wall may not conform to this weight.
  • are larger than the predetermined distance l is not limited to the equations (5) to (6), but

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Abstract

【課題】医学的見地から妥当な評価を得ることのできる流体流速検出装置を提供する。 【解決手段】生体内部の管腔状組織内を流れる流体の速度を求める。Ｖθ（ｒ，θ）=ｗ・Ｖ- θ＋（１－ｗ）・Ｖ+ θを演算し、流体の超音波ビーム方向に直交する成分に係る流速の計算値Ｖθ（ｒ，θ）を演算する。ここで重みｗは、少なくとも組織の一方側の壁から予め定めた距離までは、当該一方側の壁からの距離ｄに比例し、組織の他方側の壁から予め定めた距離までは、当該他方側の壁からの距離ｄ'に比例する値とする。

Description

流体流速検出装置
　本発明は、血管や心臓等、生体内部の管腔状組織内を流れる流体の流速を検出する流体流速検出装置に関する。
　従来、超音波ビームを生体に向けて送受して得た超音波エコー信号から血流のドプラ信号を検出し，その信号から血管や心臓等の内部を流れる血液の血流速度を検出する方法として、例えば特許文献１に開示するものが知られている。この特許文献１に開示された方法では、血流を基本流成分と渦流成分とにわけて演算している。
　また一方で、非特許文献１に開示された方法は、心臓の左心室（ＬＶ）内の血流速度を検出する例が開示されている。この方法は具体的には次のようなものである。すなわち図５に示すように、公知の超音波診断法により２次元カラードプラ画像１００と、連続的なＢモードの画像２００とを得ておき、２次元カラードプラの画像１００からは、超音波ビーム方向の速度（Radial Velocities）Ｖrの情報１０１を得る。一方、Ｂモードの画像２００からはスペックル・トラッキング等の広く知られた方法により左心室の壁の運動速度を検出する。
　次に連続の方程式
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 を用いて、超音波ビーム方向に直交する角度方向の速度Ｖθの情報１０２を得る。
　ここで
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 は、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 を簡略に示したものである（以下同じ）。
　具体的には、図６に示すように、超音波ビーム源Ｔを中心とした２次元極座標系（ｒ，θ）において、ある動径位置ｒにおける左心室の一方側の壁（例えば後壁：posterior wall）の運動速度をＶθ -（ｒ）、他方側の壁（例えば前壁：anterior wall）の運動速度をＶθ +（ｒ）とする。
　このとき、ある動径位置ｒ，角度位置θの点（以下、注目位置と呼ぶ）における、超音波ビーム方向に直交する角度方向の速度Ｖθは、（１）式を積分することによって得られる。この積分には、後壁側から積分していく第１の積分結果と、前壁側から積分していく第２の積分結果とがある。つまり、後壁の位置θ-から動径ｒが一定の線に沿って（角度方向に）注目位置θまで積分し、積分定数として後壁の運動速度Ｖθ -（ｒ）を用いる第１の積分は、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 となる。また、前壁の位置θ+から動径ｒが一定の線に沿って（角度方向に）注目位置θまで積分し、積分定数として前壁の運動速度Ｖθ +（ｒ）を用いる第２の積分は、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 となる。
　これは結局、一階の偏微分方程式に対して、後壁側と前壁側とで２つの境界条件が設定できる結果、余分な解が得られていることに相当する。そこでこれらを重みづけ平均することにより、解の誤差を低減する。すなわち、注目位置（ｒ，θ）における、超音波ビーム方向に直交する角度方向の速度Ｖθを、上記第１の積分結果と第２の積分結果とを重みｗで、重みづけ平均して、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 とする。
　ここにｗは重みであり、技術常識として、（２），（３）式のそれぞれの解Vθが一様に等しくなるように選択する。具体的には、積分経路に沿った位置を表すｒ及びθの関数として、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
 で定められる。また（５）式で分母が「０」に近くなり、発散する場合は
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
 と、近似的な式で置換える。ここで∂θVθは（１）で得られるものである。
特許第４６９８６８６号公報
DamienGarcia, et. al., "Two-Dimensional Intraventricular Flow Mapping by DigitalProcessing Conventional Color-Doppler Echocardiography Images", IEEE Transactions on Medical Imaging, Vol.29, No.10, October 2010, 1701-1712
　しかしながら非特許文献１に開示の技術では、（５）または（６）式でVθ（ｒ，θ+）を用いる場合にはθ-側の壁側における重みが過大ないし過小となって壁の運動方向に直交する向きに流体の速度成分が大きくなってしまったり、壁の運動速度以上に、流体が壁から遠ざかる速度が大きくなったりするなど、不自然な結果が得られることになっており、医学的にみて演算結果の妥当性が低いという問題があった。
　本発明は上記実情に鑑みて為されたもので、医学的見地から妥当な評価を得ることのできる流体流速検出装置を提供することを、その目的の一つとする。
　上記従来例の問題点を解決するための本発明は、流体流速検出装置であって、生体内部の管腔状組織内を流れる流体に対し、複数の角度方向位置で超音波ビームを送受波し、超音波ビームごとにエコーデータ列を出力する動作を、繰返し行う超音波探触子と、前記エコーデータ列から、前記流体の前記超音波ビーム方向成分に係る流速を演算する第１演算手段と、前記繰返し得られたエコーデータ列から、前記管腔状組織の複数の時点でのＢモード画像を得て、当該複数の時点でのＢモード画像に基づいて、前記管腔状組織の前記複数の角度方向での一方側の壁と、他方側の壁との運動速度を検出する検出手段と、前記流体の前記超音波ビーム方向に直交する成分に係る流速と、前記超音波ビーム方向成分に係る流速の情報とに関連する連続の方程式を、管腔状組織の一方側から、流速を求めたい注目位置（ｒ，θ）まで積分し、当該積分における境界条件として、前記検出手段により検出した当該一方側の壁の運動速度を用いて、第１の積分結果として、前記流体の前記超音波ビーム方向に直交する成分に係る流速の計算値Ｖθ -を得るとともに、前記流体の前記超音波ビーム方向に直交する成分に係る流速と、前記超音波ビーム方向成分に係る流速の情報とに関連する連続の方程式を、管腔状組織の他方側から、流速を求めたい注目位置まで積分し、当該積分における境界条件として、前記検出手段により検出した当該他方側の壁の運動速度を用いて、第２の積分結果として、前記流体の前記超音波ビーム方向に直交する成分に係る流速の計算値Ｖθ +を得て、これら第１の積分結果Ｖ- θと、第２の積分結果Ｖ+ θと、重みｗとを用いて、Ｖθ（ｒ，θ）=ｗ・Ｖθ -＋（１－ｗ）・Ｖθ +を演算し、前記流体の前記超音波ビーム方向に直交する成分に係る流速の計算値Ｖθ（ｒ，θ）を演算する第２の演算手段と、を含み、前記重みｗは、少なくとも前記一方側の壁から予め定めた距離までは、当該一方側の壁からの距離ｄに比例し、前記他方側の壁から予め定めた距離までは、当該他方側の壁からの距離ｄ′に比例する値であることとしたものである。
　本発明によると、医学的見地から妥当な評価を得ることができる。
本発明の実施の形態に係る流体流速検出装置の構成例を表すブロック図である。 本発明の実施の形態に係る流体流速検出装置による超音波ビームの送受波の方向の例を表す説明図である。 本発明の実施の形態に係る流体流速検出装置の動作例を表すフローチャート図である。 本発明の実施の形態に係る流体流速検出装置が用いる重みの例を表す説明図である。 従来の血流速度を得る方法の例を表す概要図である。 対象となる組織の壁面の運動速度の例を表す説明図である。
　本発明の実施の形態について図面を参照しながら説明する。本実施の形態の流体流速検出装置は、図１に例示するように、超音波探触子１と、送受信部２と、送受信制御部３と、演算部４と、表示部５とを含んで構成される。ここで演算部４は、断層画像形成部４１と、カラードプラ演算部４２と、壁運動速度演算部４３と、速度ベクトル演算部４４と、重み設定部３４と、表示画像形成部４５とを含んで構成される。これら各部は、ＣＰＵ等のプログラム制御デバイスによりソフトウエア的に実現されてもよい。この場合、プログラム制御デバイスは、記憶部等コンピュータ可読な記録媒体に格納されたプログラムに従って動作し、上記各部の構成をソフトウエア的に実現する。
　超音波探触子１は、例えばセクタ走査型またはコンベックス走査型のプローブである。送受信部２は、送受信制御部３の制御を受けて、この超音波探触子１を介して体表側から人体等の生体内部にある血管や心臓など、測定対象となる流体を内部に含んだ管腔状組織（以下、対象管腔状組織と呼ぶ）内を流れる流体に対し、複数の角度方向位置で超音波ビームＥを送受波する。
　送受信制御部３の動作により、図２に例示するように、体表より超音波探触子１側にある仮想的な中心点を中心として、仮想的な面内（観測面内）で、所定角度範囲（θa＜θ＜θb）内で予め定められた複数の角度方向θ1，θ2，…，θn（θa≦θ1＜θ2＜…＜θn≦θb）に対して、それぞれ超音波ビームＥ（θj）（ｊ＝１，２，…，ｎ）が送信される。送信された超音波ビームは、体内の組織や流体の組成物（血液ならば例えば赤血球）で反射し、超音波探触子１へ戻る。送受信部２は、超音波探触子１を介して、一定の時間ごとに、複数回、到来する超音波受信信号データ（エコーデータ）ｅi（θj）＝｛（θj，ｔ1），（θj，ｔ2），…，（θj，ｔm）｝（ｊ＝１，２，…，ｎ、また｛＊｝は、＊の配列（データアレイ）を表す）を取得して、超音波ビームごとにエコーデータ列を得る。そしてこの送受信部２は、超音波ビームごとのエコーデータ列を、演算部４の断層画像形成部４１と、カラードプラ演算部４２とに出力する。送受信制御部３は、以上の動作を、予め定めたタイミングごとに繰返し行うよう送受信部２を制御する。そして送受信部２はｉ回目の繰返しのときに当該タイミングで取得したエコーデータ列ｅi（θ1）…ｅi（θn）（ｉ＝１，２，…）を出力する。
　本実施の形態では、断層画像形成部４１が、送受信部が出力するエコーデータ列から、Ｂモード画像を形成する。またカラードプラ演算部４２は、送受信部が出力するエコーデータ列から、流体の超音波ビーム方向成分に係る流速を演算して、２次元カラードプラの画像を形成する。また壁運動速度演算部４３は、断層画像形成部から対象管腔状組織の複数の時点でのＢモード画像を受け入れ、当該複数の時点でのＢモード画像に基づいて、対象管腔状組織の一方側の壁と、他方側の壁との運動速度を検出する。
　そして速度ベクトル演算部４４は、流体の超音波ビーム方向に直交する成分に係る流速と、超音波ビーム方向成分に係る流速の情報とに関連する連続の方程式を、対象管腔状組織の一方側から、流速を求めたい注目位置（ｒ，θ）まで積分し、当該積分における境界条件として、先に検出した当該一方側の壁の運動速度を用いて、第１の積分結果として、流体の超音波ビーム方向に直交する成分に係る流速の計算値Ｖθ -を得るとともに、流体の超音波ビーム方向に直交する成分に係る流速と、超音波ビーム方向成分に係る流速の情報とに関連する連続の方程式を、対象管腔状組織の他方側から、流速を求めたい注目位置まで積分し、当該積分における境界条件として、検出手段により検出した当該他方側の壁の運動速度を用いて、第２の積分結果として、流体の超音波ビーム方向（ｒ軸方向）に直交する成分に係る流速の計算値Ｖ+ θを得る。
　速度ベクトル演算部４４は、これら第１の積分結果Ｖ- θと、第２の積分結果Ｖ+ θと、重みｗとを用いて、
Ｖθ（ｒ，θ）=ｗ・Ｖθ -＋（１－ｗ）・Ｖθ +
を演算し、これより流体の超音波ビーム方向に直交する成分に係る流速の計算値Ｖθ（ｒ，θ）を得て出力する。
　以下、これらの演算部４の各部の動作をより具体的に説明する。
　断層画像形成部４１は、送受信部が出力するエコーデータ列ｅi（θ1）…ｅi（θn）（ｉ＝１，２，…）を用いて、Ｂモード画像を形成する。
　カラードプラ演算部４２は、送受信部が出力するエコーデータ列ｅi（θ1）…ｅi（θn）（ｉ＝１，２，…）のうち、予め定めた条件で選択されるｐ回目のエコーデータ列ｅp（θ1）…ｅp（θn）を用いて、２次元カラードプラの画像を形成する。そしてカラードプラ演算部４２は、この２次元カラードプラの画像から対象管腔状組織内の座標（ｒ，θ）における流体の超音波ビーム方向成分（ｒ成分）に係る流速Ｖｒ（ｒ，θ）（Radial Velocities）を演算する。この演算方法は広く知られているので、ここでの説明は省略する。なお、条件は例えばｐ＝１としてもよいし、測定開始から予め定めた時間Ｔが経過した時点でのエコーデータ列を用いる条件であってもよい。
　壁運動速度演算部４３は形成されたＢモード画像から、スペックル・トラッキング等の方法によって、超音波探触子１（超音波の放射源）からの距離ｒにある、対象管腔状組織の一方側で流体に接する壁面（（ｒ，θ-）の位置にあるものとする）の運動速度のうち、超音波ビーム方向に直交した（θ軸）方向の成分Ｖθ-（ｒ）を検出する。
　また、この壁運動速度演算部４３は、形成されたＢモード画像から、同様の方法で、超音波探触子１（超音波の放射源）からの距離ｒにある、対象管腔状組織の他方側で流体に接する壁面（（ｒ，θ+）の位置にあるものとする）の運動速度のうち、超音波ビーム方向に直交した（θ軸）方向の成分Ｖθ +（ｒ）を検出する。
　この壁運動速度演算部４３が処理するＢモード画像は、ＸＹ直交座標系上に描画されている。従ってスペックル・トラッキング等によって得られる対象管腔状組織の壁の運動速度は、ＸＹ直交座標系における値となる。壁運動速度演算部４３は、このＸＹ直交座標系における値を、超音波探触子１（超音波の放射源）の位置を原点とした、極座標系（ｒ，θ）に変換して出力する。
　速度ベクトル演算部４４は、カラードプラ演算部４２が出力する２次元カラードプラ画像（超音波ビーム方向の血液の流速情報Ｖr（ｒ，θ）と、壁運動速度演算部４３が出力するＶθ -（ｒ）及びＶθ +（ｒ）とを用いた連続の方程式
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
 により、超音波ビーム方向に直交する角度方向の流体の速度Ｖθを得る。ここで
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
 は、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
 を簡略に示したものである（以下同じ）。
　このとき、ある動径位置ｒ，角度位置θの点（以下、注目位置と呼ぶ）における、超音波ビーム方向に直交する角度方向の速度Ｖθは、（１）式を積分することによって得られる。この積分には、対象管腔状組織の一方側の壁の位置θ-（ｒ）から積分していく第１の積分結果と、対象管腔状組織の他方側の壁の位置θ+（ｒ）から積分していく第２の積分結果とがある。つまり、一方側の壁の位置θ-（ｒ）から動径ｒが一定の線に沿って（角度方向に）注目位置θ（ｒ）まで積分し、積分定数として一方側の壁の運動速度Ｖθ -（ｒ）を用いる第１の積分は、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
 となる。また、他方側の壁の位置の位置θ+（ｒ）から動径ｒが一定の線に沿って（角度方向に）注目位置θ（ｒ）まで積分し、積分定数として前壁の運動速度Ｖθ +（ｒ）を用いる第２の積分は、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
 となる。
　速度ベクトル演算部４４は、これら（２），（３）式の積分を、予め定めた複数の動径方向位置ｒ1，ｒ2…ごとに演算して、各動径方向位置における第１，第２の積分結果Ｖθ -（ｒ1），Ｖθ +（ｒ1），Ｖθ -（ｒ2），Ｖθ +（ｒ2），…を得る。
　これは結局、一階の偏微分方程式に対して、一方側及び他方側の壁の２箇所で合計２つの境界条件が設定できる結果、余分な解が得られていることに相当する。そこでこれらを重みづけ平均することにより、解の誤差を低減する。すなわち速度ベクトル演算部４４は、上記第１の積分結果Ｖθ -（ｒ）と第２の積分結果Ｖθ +（ｒ）と（ｒ＝ｒ1，ｒ2…）を、重み設定部３４が出力する重みｗで重みづけ平均して、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
 を演算し、注目位置（ｒ，θ）における、超音波ビーム方向に直交する角度方向の速度Ｖθ（ｒ，θ）を得る。
　これにより速度ベクトル演算部４４は、対象管腔状組織内（ｒ，θ）における流体の流速を、超音波ビーム方向の成分Ｖｒ（ｒ，θ）と、超音波ビーム方向に直交する成分Ｖθ（ｒ，θ）とに分けて取得することとなる。
　重み設定部３４は、少なくとも一方側の壁から予め定めた距離までは、当該一方側の壁からの距離ｄに比例し、他方側の壁から予め定めた距離までは、当該他方側の壁からの距離ｄ′に比例する値であるように重みを設定する。一例として、本実施の形態のこの重み設定部３４が設定する重みｗは、次のようになる。まず、動径方向座標ｒi（ｒiはｒ1，ｒ2…のいずれか）における、対象管腔状組織の一方側の壁から他方側の壁までの積分経路（動径方向座標ｒ＝一定の経路）上の距離Ｄ（ｒi）は、Ｄ（ｒi）＝ｒi・｜θ+（ｒi）－θ-（ｒi）｜で得られる（｜＊｜は、＊の絶対値を演算することを意味する）。また一方側の壁から注目位置（ｒi，θ）までの距離ｄは、ｄ＝ｒi・｜θ－θ-（ｒi）｜で得られる。そこで重み設定部３４は、重みｗを、ｗ＝ｄ／Ｄ（ｒi）＝｜θ－θ-（ｒi）｜／｜θ+（ｒi）－θ-（ｒi）｜とする。これにより設定される重みは、注目位置の角度方向座標θに関して一次（距離ｄに比例）する値となる。この比例関係は動径方向位置ｒによらずに成立する。なお、このように、重みｗを、一方側からの壁からの距離ｄに比例するものとすると、当然にｗ＝ｄ／Ｄ（ｒi）＝（Ｄ（ｒi）－ｒ′）／（ｒi）である（ここでｒ′は、他方側から注目位置までの積分経路上の距離）ので、他方側の壁からの距離ｄ′にも比例することとなる。
　この重みは、（５）または（６）式により設定される重みとは異なり、積分経路上の各点で第１，第２の積分結果を一致させるものではない。しかしながら一見技術常識に反するこの重みの設定により、両側の壁近傍における流体の流速は、壁の運動速度を自然に反映したものとなることがわかった。
　表示画像形成部４５は、断層画像形成部４１が出力するＢモード画像に、速度ベクトル演算部４４にて演算した、（ｒ，θ）座標の各点での速度ベクトルを表す画像を合成して、表示用画像を形成して出力する。
　本実施の形態の流体流速検出装置は、以上の構成を有してなり、次のように動作する。具体的に以下の例では、心臓の左心室（ＬＶ）内の血流速度を検出する場合を例とする。この例では、超音波探触子１は、体表側から人体等の生体内部にある心臓の左心室内を流れる血液に対し、複数の角度方向位置で超音波ビームＥを送波する。そして超音波探触子１は、送波した超音波ビームごとに得られるエコーデータ列ｅ（θ1）…ｅ（θn）を送受信部２を介して演算部４に対して出力する。超音波探触子１は、この動作を、予め定めたタイミングごと（例えば間隔Δｔのタイミングごと）に繰返し行う。ｋ番目の繰返しで得られるエコーデータ列を、ｅk（θ1）…ｅk（θn）（ｋ＝１，２，…）とする。
　速度ベクトル演算部４４は、図３に例示するように、超音波探触子１が出力するエコーデータ列ｅk（θ1）…ｅk（θn）（ｋ＝１，２，…）のうち、予め定めた条件で選択されるｐ回目のエコーデータ列ｅp（θ1）…ｅp（θn）から演算される２次元カラードプラの画像を得る（Ｓ１）。また壁運動速度演算部４３は、超音波探触子１が出力するエコーデータ列から、複数のＢモードの画像を得る（Ｓ２）。そして２次元カラードプラの画像から、複数の予め定められた点（規定点と呼ぶ）（ｒi，θj）（ここでｉ＝１，２，…、ｊ＝１，２…）での血液の超音波ビーム方向の速度（Radial Velocities）Ｖｒ（ｒi，θj）を得る（Ｓ３）。
　一方、壁運動速度演算部４３は、処理Ｓ２で得た複数のＢモードの画像の各々からスペックル・トラッキング等の広く知られた方法により対象管腔状組織である左心室のｒ＝ｒi（ｉ＝１，２，…）における後壁（posterior wall）の位置θ-（ｒi）と、前壁（anterior wall）の位置θ+（ｒi）とを求める。この際、スペックル・トラッキング等の方法では画像のＸ，Ｙ座標で得られる位置の情報を、超音波源である超音波探触子１の位置を原点とした極座標に変換して、これらの位置を求める。
　また壁運動速度演算部４３は、この各壁の位置の情報と、複数のＢモードの画像のそれぞれが得られたタイミングの情報（例えばΔｔ間隔）を用いて、動径位置ｒi（ｉ＝１，２，…）のそれぞれにおける左心室の一方側の壁（例えば後壁：posterior wall）の運動速度Ｖθ -（ｒi）と、他方側の壁（例えば前壁：anterior wall）の運動速度Ｖθ +（ｒi）とを求める（Ｓ４）。
　次に重み設定部３４は、規定点のある動径方向位置ｒ＝ｒi（ｉ＝１，２，…）のそれぞれにおいて、（１）式の積分経路の一方端（後壁側）の位置θ-（ｒi）と他方端（前壁側）の位置θ+（ｒi）とを得る。そして積分経路上の規定点（ｒi，θj）（ｊ＝１，２，…）において、一方端からの距離ｄ＝ｒi・｜θ（ｒi）－θ-（ｒi）｜と、積分経路全体の長さＤ＝ｒi・｜θ+（ｒi）－θ-（ｒi）｜とを用いて、重みｗ＝ｄ／Ｄ（ｒi）＝｜θ（ｒi）－θ-（ｒi）｜／｜θ+（ｒi）－θ-（ｒi）｜を演算する（Ｓ５）。
　また速度ベクトル演算部４４は、この重みｗを用いて（４）式を演算し、各規定点（ｒi，θj）（ｉ＝１，２，…、ｊ＝１，２…）での、超音波ビーム方向に直交する角度方向の血液の速度Ｖθ（ｒi，θj）を得る（Ｓ６）。
　これにより、各規定点（ｒi，θj）（ｉ＝１，２，…、ｊ＝１，２…）での、血液の速度Ｖが、超音波ビーム方向の速度成分Ｖｒ（ｒi，θj）と、超音波ビーム方向に直交する角度方向の速度成分Ｖθ（ｒi，θj）とにわけて得られたこととなる。速度ベクトル演算部４４は、この得られた各規定点での速度Ｖの値を出力する（Ｓ７）。
　速度ベクトル演算部４４は、例えば以上の処理を、処理Ｓ１においてｐ＝１，２，…と予め定めた値ずつインクリメントしながら繰返し実行する。そうすると、各繰返しで得られるエコーデータ列ｅk（θ1）…ｅk（θn）（ｋ＝１，２，…）に基づいて、各エコーデータ列が得られた時点でのＢモード画像と、血液の速度Ｖとが得られることとなる。速度ベクトル演算部４４は、ｋ番目のエコーデータ列に基づいて各規定点で得られた速度Ｖk（ｒi，θj）について、ｋ番目のエコーデータ列に基づいて得られたＢモード画像上で各規定点（ｒi，θj）の位置を根元とし、この速度ベクトルＶk（ｒi，θj）の長さ及び方向を表す矢印図形を描画してもよい。このためには、演算部４の表示画像形成部４５は、断層画像形成部４１が出力するＢモード画像に、速度ベクトル演算部４４にて演算した、（ｒ，θ）座標の各点での速度ベクトルを表す画像を合成して、表示用画像を形成して出力する。つまり、断層画像形成部４１が出力するＢモード画像上で各規定点に対応する位置（Ｘ，Ｙ座標系上の位置）Ｐ（ｘ，ｙ）を演算するとともに、速度ベクトルＶk（ｒi，θj）もまた、Ｘ，Ｙ座標系上での各成分（Ｘ軸方向成分とＹ軸方向成分）の値Ｖk_x（ｘ，ｙ）（Ｘ軸方向成分）及びＶk_y（ｘ，ｙ）（Ｙ軸方向成分）に変換する。そして表示画像形成部４５は、予め定めた係数α（拡大縮小率）を乗じて、位置（α・Ｖk_x（ｘ，ｙ），α・Ｖk_y（ｘ，ｙ））を得ておき、規定点（ｘ，ｙ）からここで得た位置（α・Ｖk_x（ｘ，ｙ），α・Ｖk_y（ｘ，ｙ））までの矢印図形を描画する。
　これを各繰返しで得られるエコーデータ列ｅk（θ1）…ｅk（θn）（ｋ＝１，２，…）に基づいて得られた画像や値ごとに繰返すと、心臓の動きとともに心臓内における血液の流れがアニメーションのコマとして描画されることとなる。表示画像形成部４５は、各コマの画像を連続的に置換えながら表示することで、アニメーションとして表示してもよいし、各コマの画像をマトリクス状に配列して表示してもよい。
　図４に、（４）式を演算する際の重みについて、従来の重みの例と、本実施の形態の重みの例とを比較して示す。この図４に示されるように従来例の重み（図中破線にて示す）は、動径方向位置（図中のｒ1，ｒ2，ｒ3）により異なり、また、角度方向に沿って壁近傍でも必ずしも積分経路全体の長さのうち、壁からの距離の割合に対して比例的に変化する重みとなっていなかった。これに対して、本実施の形態の重み（図中実線で示す）は、少なくとも各壁から予め定めた範囲（積分範囲の両端から予め定めた範囲）では動径方向の位置によらず、少なくとも壁近傍において、積分経路全体の長さのうち、壁からの距離の割合に対して比例的に変化する重みとした。
　この本実施の形態の重みは、技術常識的には、一方側の壁からの積分結果と、他方側の壁からの積分結果とを積分経路上の各点で一致させないため採用しがたい重みであったが、本実施の形態では、これを敢えて採用したものである。そしてこの本実施の形態におけるような重みによれば、医学的見地から妥当な評価を得ることができることが見出された。
　なお、本実施の形態において、重みは、各壁から予め定めた距離ｌまでｗ＝ｄ／Ｄ（ｒi）＝｜θ（ｒi）－θ-（ｒi）｜／｜θ+（ｒi）－θ-（ｒi）｜にて演算された値であれば、各壁から予め定めた距離ｌより離れた位置では、この重みに従わなくてもよい。例えば、ｒ｜θ－θ+｜とｒ｜θ－θ-｜との双方が、予め定めた距離ｌより大きい位置では（５）式（またはそれを近似した（６）式）とし、ｒ｜θ－θ+｜とｒ｜θ－θ-｜とのいずれか一方が予め定めた距離ｌより小さい位置では重みｗ＝ｄ／Ｄ（ｒi）＝｜θ（ｒi）－θ-（ｒi）｜／｜θ+（ｒi）－θ-（ｒi）｜としてもよい。すなわち
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
 としてもよい。
　なお、ｒ｜θ－θ+｜とｒ｜θ－θ-｜との双方が、予め定めた距離ｌより大きい範囲における重みは、（５）ないし（６）式に限られず、｜θ－θ-｜に関して実験的に定められる単調減少関数とすることとしてもよい。
　１　超音波探触子、２　送受信部、３　送受信制御部、４　演算部、５　表示部、３４　重み設定部、４１　断層画像形成部、４２　カラードプラ演算部、４３　壁運動速度演算部、４４　速度ベクトル演算部、４５　表示画像形成部。
 

Claims (2)

  1. 　生体内部の管腔状組織内を流れる流体に対し、複数の角度方向位置で超音波ビームを送受波し、超音波ビームごとにエコーデータ列を出力する動作を、繰返し行う超音波探触子と、
    　前記エコーデータ列から、前記流体の前記超音波ビーム方向成分に係る流速を演算する第１演算手段と、
    　前記繰返し得られたエコーデータ列から、前記管腔状組織の複数の時点でのＢモード画像を得て、当該複数の時点でのＢモード画像に基づいて、前記管腔状組織の前記複数の角度方向での一方側の壁と、他方側の壁との運動速度を検出する検出手段と、
    　前記流体の前記超音波ビーム方向に直交する成分に係る流速と、前記超音波ビーム方向成分に係る流速の情報とに関連する連続の方程式を、管腔状組織の一方側から、流速を求めたい注目位置（ｒ，θ）まで積分し、当該積分における境界条件として、前記検出手段により検出した当該一方側の壁の運動速度を用いて、第１の積分結果として、前記流体の前記超音波ビーム方向に直交する成分に係る流速の計算値Ｖ- θを得るとともに、
    　前記流体の前記超音波ビーム方向に直交する成分に係る流速と、前記超音波ビーム方向成分に係る流速の情報とに関連する連続の方程式を、管腔状組織の他方側から、流速を求めたい注目位置まで積分し、当該積分における境界条件として、前記検出手段により検出した当該他方側の壁の運動速度を用いて、第２の積分結果として、前記流体の前記超音波ビーム方向に直交する成分に係る流速の計算値Ｖ+ θを得て、
    　これら第１の積分結果Ｖ- θと、第２の積分結果Ｖ+ θと、重みｗとを用いて、
    Ｖθ（ｒ，θ）=ｗ・Ｖ- θ＋（１－ｗ）・Ｖ+ θ
    を演算し、前記流体の前記超音波ビーム方向に直交する成分に係る流速の計算値Ｖθ（ｒ，θ）を演算する第２の演算手段と、
    　を含み、
    　前記重みｗは、少なくとも前記一方側の壁から予め定めた距離までは、当該一方側の壁からの距離ｄに比例し、前記他方側の壁から予め定めた距離までは、当該他方側の壁からの距離ｄ′に比例する値である流体流速検出装置。
  2. 　請求項１記載の流体流速検出装置であって、
    　前記重みｗは、一方側の壁からの距離ｄに比例する値である流体流速検出装置。
     
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