WO2015166778A1 - 超音波診断装置 - Google Patents

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WO2015166778A1
WO2015166778A1 PCT/JP2015/061097 JP2015061097W WO2015166778A1 WO 2015166778 A1 WO2015166778 A1 WO 2015166778A1 JP 2015061097 W JP2015061097 W JP 2015061097W WO 2015166778 A1 WO2015166778 A1 WO 2015166778A1
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lumen
energy
region
diagnostic apparatus
ultrasonic diagnostic
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PCT/JP2015/061097
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鑑 宮地
慶一 板谷
肇 坂下
知秀 西山
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日立アロカメディカル株式会社
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    • A61B8/5207—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of raw data to produce diagnostic data, e.g. for generating an image

Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly to a technique for obtaining cardiac diagnostic information.
  • Patent Document 1 discloses a technique for obtaining a two-dimensional velocity vector related to a fluid at a plurality of points in an observation plane based on a reception signal (echo data) obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves to a fluid in a living body. Is described. It is possible to obtain diagnostic information such as streamlines indicating the flow of fluid from the distribution of two-dimensional velocity vectors at a plurality of points in the observation plane, and application to diagnosis of, for example, the heart is expected.
  • the present invention has been made in the course of research and development, and an object thereof is to provide an improved technique for obtaining diagnostic information of the heart using ultrasound.
  • a suitable ultrasonic diagnostic apparatus for the above purpose includes a probe for transmitting and receiving ultrasonic waves, a transmission / reception unit for transmitting and controlling the probes to obtain an ultrasonic reception signal from the living body, and an in vivo living body based on the ultrasonic reception signal.
  • a Doppler processing unit that obtains Doppler information, a velocity information generation unit that obtains blood flow velocity information based on in vivo Doppler information, and an image formation processing unit that obtains in vivo image data based on ultrasonic reception signals
  • a region-of-interest setting unit that sets a region of interest corresponding to the heart lumen in the image data, and blood flow velocity information in the region of interest corresponding to the heart lumen. It has an energy calculating part which calculates the loss amount of the lost energy, and a display processing part which forms the display image which shows the calculated loss amount of energy, It is characterized by the above-mentioned.
  • blood flow velocity information is information on partial or overall movement of the blood flow, specifically, a velocity vector indicating the velocity and direction at each location in the blood flow, A movement vector indicating the amount and direction of movement at each location is included.
  • a velocity vector or the like may be obtained.
  • the loss of energy lost in the bloodstream is the loss of kinetic energy or the like lost by being converted into thermal energy due to friction or the like in the bloodstream. It is expected to be one evaluation value for evaluation. For example, since the kinetic energy of blood flow in the heart lumen is reduced by the amount of energy lost in the blood flow in the heart lumen, the flow from the heart to the blood flow is large in order to maintain the blood flow. Kinetic energy is given, and it can be expected that the burden on the heart (heart load) is large. In addition, when the kinetic energy of blood flowing into the heart lumen or the kinetic energy of blood flowing out of the heart lumen is small, it is expected that the blood flow cannot be maintained.
  • the amount of energy lost in the blood flow in the heart lumen is calculated, and can be used as one evaluation value when evaluating the function of the heart or blood vessels. Therefore, it becomes possible to evaluate the function of the heart and blood vessels based on the amount of energy loss, and more preferably, the kinetic energy of blood flowing into the heart lumen and the movement of blood flowing out of the heart lumen. By adding energy or the like to the evaluation value, it is possible to make a comprehensive diagnosis based on a plurality of evaluation values for the function of the heart or blood vessels.
  • the energy calculation unit calculates the loss amount for each sample point for a plurality of sample points in the region of interest corresponding to the heart lumen.
  • the display processing unit performs a display process corresponding to the loss amount of the sample point for each sample point in the region of interest on the image data in the living body, thereby obtaining a heart lumen.
  • a display image showing a distribution state of the loss amount is formed.
  • the energy calculation unit calculates a total sum of the loss amounts in the region of interest based on the loss amounts at a plurality of sample points in the region of interest corresponding to the heart lumen, and the display processing unit Is characterized by forming a graph showing the sum of the loss amounts calculated for each time phase over a plurality of time phases.
  • the region-of-interest setting unit is characterized in that a region surrounded by a lumen line set as an outer edge of a heart lumen in the image data is the region of interest.
  • the region-of-interest setting unit is set in an inflow line set in a flow path of blood flowing into the heart lumen and a flow path of blood flowing out of the heart lumen in the image data.
  • a region surrounded by the outflow line and the lumen line set as an outer edge of the heart lumen is set as the region of interest.
  • the energy calculation unit performs movement of blood flowing into the heart lumen based on blood flow velocity information corresponding to an inflow line set in a flow path of blood flowing into the heart lumen. Based on the velocity information of the blood flow corresponding to the outflow line set in the flow path of the blood flow flowing out from the heart lumen, the inflow energy as energy is calculated based on the kinetic energy of the blood flow flowing out from the heart lumen. A certain outflow energy is calculated, and the display processing unit forms a graph showing at least one of the inflow energy and outflow energy calculated for each time phase over a plurality of time phases.
  • the velocity information generator generates at least one velocity of a blood flow and a myocardium on a lumen line set as an outer edge of the heart lumen based on at least one of in-vivo Doppler information and image data. Information is generated, and the energy calculation unit calculates kinetic energy exerted on the heart lumen based on velocity information on the lumen line.
  • the velocity information generation unit generates blood flow or myocardial velocity information for each sample point with respect to a plurality of sample points on the lumen line, and the energy calculation unit generates the velocity information on the lumen line.
  • the total amount of kinetic energy exerted on the heart lumen is calculated based on velocity information at a plurality of sample points.
  • the energy calculation unit is configured to calculate a total amount of kinetic energy based on velocity information toward the inside of the heart lumen and velocity toward the outside of the heart lumen from velocity information at a plurality of sample points on the lumen line. The total amount of kinetic energy based on information is calculated.
  • a suitable information processing apparatus that meets the above-described purpose is a velocity information generation unit that obtains blood flow velocity information based on in-vivo Doppler information obtained using ultrasound, and an ultrasound. Based on the region-of-interest setting unit that sets the region of interest corresponding to the heart lumen in the obtained image data relating to the living body, and the velocity information of the blood flow in the region of interest corresponding to the heart lumen And an energy calculator that calculates the amount of energy lost in the bloodstream.
  • the information processing apparatus can be realized by a computer or the like. For example, based on in vivo Doppler information obtained using ultrasound, a speed information generation function that obtains blood flow velocity information, and image data related to a living body obtained using ultrasound, Loss of energy lost in the blood flow of the heart lumen based on the region of interest setting function that sets the region of interest corresponding to the heart lumen and the blood flow velocity information in the region of interest corresponding to the heart lumen
  • the computer can function as the information processing apparatus by a program that causes the computer to realize an energy calculation function for calculating the amount.
  • the program may be stored in a computer-readable storage medium such as a disk or a memory, and may be provided to the computer via the storage medium, or may be provided to the computer via an electric communication line such as the Internet. May be provided.
  • the present invention provides an improved technique for obtaining diagnostic information of the heart using ultrasonic waves.
  • the amount of energy lost in the blood flow in the heart lumen is calculated and can be used as one evaluation value when evaluating the function of the heart or blood vessels. Therefore, it becomes possible to evaluate the function of the heart and blood vessels based on the amount of energy loss, and more preferably, the kinetic energy of blood flowing into the heart lumen and the movement of blood flowing out of the heart lumen.
  • By adding energy or the like to the evaluation value it is possible to make a comprehensive diagnosis based on a plurality of evaluation values for the function of the heart or blood vessels.
  • FIG. 1 is an overall configuration diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus suitable for implementing the present invention. It is a figure which shows the specific example of the region of interest corresponding to the heart lumen. It is a figure for demonstrating the example of calculation of inflow energy and outflow energy. It is a figure which shows the specific example of the graph which shows temporal changes, such as energy loss. It is a figure which shows the specific example of the display image which concerns on distribution of energy loss. It is a figure which shows the specific example which calculates a kinetic energy from a lumen line. It is a figure which shows the specific example of the graph which shows the time change of the kinetic energy total amount.
  • FIG. 1 is an overall configuration diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus suitable for implementation of the present invention.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1 has a function of generating diagnostic information related to the heart, and in particular, can calculate the amount of energy lost in the blood flow in the heart lumen.
  • the probe 10 is an ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves to a region including the heart in the living body.
  • the probe 10 includes a plurality of vibration elements, and the plurality of vibration elements are electronically scanned and scanned with an ultrasonic beam in a space including the heart.
  • the probe 10 is used by being held by a user (examiner) such as a doctor and contacting the body surface of the subject.
  • the probe 10 may be used by being inserted into a body cavity of a subject, or may be a probe that combines electronic scanning and mechanical scanning.
  • the transmission / reception unit 12 has functions as a transmission beam former and a reception beam former. That is, the transmission / reception unit 12 forms a transmission beam by outputting a transmission signal to each of the plurality of vibration elements included in the probe 10, and further receives a plurality of reception signals obtained from the plurality of vibration elements.
  • a reception beam is formed by performing phasing addition processing or the like. Thereby, the ultrasonic beam (transmission beam and reception beam) is scanned in the scanning plane, and a reception signal is formed along the ultrasonic beam.
  • the ultrasonic beam may be scanned three-dimensionally in the tertiary space, or a technique such as transmission aperture synthesis may be used.
  • the image formation processing unit 20 forms ultrasonic image data (image data) based on an ultrasonic reception signal obtained from the scanning plane.
  • the image formation processing unit 20 forms frame data for a B-mode image, for example, by performing detection processing, filter processing, AD conversion processing, or the like on the ultrasonic reception signal.
  • image data related to a known ultrasonic image other than the B-mode image may be formed.
  • the Doppler processing unit 30 measures the Doppler shift amount included in the received signal obtained along the ultrasonic beam.
  • the Doppler processing unit 30 measures, for example, a Doppler shift generated in an ultrasonic reception signal due to blood flow by known Doppler processing, and obtains velocity information of the ultrasonic beam direction regarding the blood flow.
  • the velocity vector calculation unit 40 forms a two-dimensional velocity vector distribution in the scanning plane from velocity information in the ultrasonic beam direction for blood flow.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 2013-192643
  • the velocity vector calculation unit 40 uses heart wall motion information in addition to velocity information in the ultrasonic beam direction for blood flow.
  • a two-dimensional velocity vector of blood flow at each position in the scanning plane is obtained.
  • the velocity vector calculation unit 40 obtains a velocity vector for each sample point with respect to a plurality of sample points in a calculation coordinate system corresponding to a space where ultrasonic waves are transmitted and received.
  • the calculation coordinate system is represented by an xyz orthogonal coordinate system
  • a velocity vector is obtained for each sample point in the xy plane corresponding to the ultrasonic scanning plane to form a two-dimensional velocity vector distribution.
  • a two-dimensional velocity vector distribution may be formed in a scanning coordinate system corresponding to ultrasonic scanning, for example, an r ⁇ coordinate system based on the beam depth direction r and the beam scanning direction ⁇ .
  • the region-of-interest setting unit 50 sets a region of interest corresponding to the heart lumen in the image data obtained by the processing by the image formation processing unit 20.
  • the region-of-interest setting unit 50 includes, in the image data, a lumen line set as an outer edge of the heart lumen, an inflow line set as a flow path for blood flowing into the heart lumen, and an outflow from the heart lumen.
  • a region surrounded by an outflow line set in a blood flow channel is defined as a region of interest.
  • the lumen line velocity calculation unit 60 generates velocity information of the myocardium (heart wall) on the lumen line based on the image data formed in the image formation processing unit 20.
  • the lumen line speed calculation unit 60 generates myocardial speed information for each sample point for a plurality of sample points on the lumen line.
  • the lumen line speed calculation unit 60 performs, for example, a lumen line by pattern matching using correlation calculation based on pixel values (luminance values, etc.) of image data between frames of image data obtained over a plurality of frames. For each upper sample point, the movement position of the sample point is tracked in a two-dimensional plane over a plurality of frames. Thereby, two-dimensional movement information is obtained for each sample point. For example, a two-dimensional velocity vector is calculated based on the movement amount between frames and the time between frames.
  • the velocity vector in the xy orthogonal coordinate system is calculated, and if the image data is data corresponding to the r ⁇ coordinate system, the velocity vector in the r ⁇ coordinate system is calculated. .
  • the velocity vector calculation unit 40 when obtaining a two-dimensional velocity vector of blood flow by the method described in Patent Document 1, the motion information of the heart wall is used. In this case, the motion of the heart wall is used. As information, a velocity vector at each sample point on the lumen line calculated by the lumen line velocity calculation unit 60 may be used.
  • the velocity vector calculation unit 40 and the lumen line velocity calculation unit 60 function as a velocity information generation unit, and blood flow velocity information (velocity vector) and myocardial (cardiac wall) velocity information ( Velocity vector) is generated.
  • the energy calculation unit 70 calculates the amount of energy lost in the blood flow in the heart lumen based on blood flow velocity information in the region of interest corresponding to the heart lumen.
  • the energy calculator 70 is kinetic energy of blood flowing into the heart lumen based on blood flow velocity information corresponding to the inflow line set in the flow path of blood flowing into the heart lumen.
  • the inflow energy which is the kinetic energy of the blood flowing out from the heart lumen, is calculated based on the velocity information of the blood flow corresponding to the outflow line set in the flow path of the blood flowing out from the heart lumen. Is calculated. Further, the energy calculation unit 70 calculates kinetic energy exerted on the heart lumen based on the velocity information on the lumen line. A specific example of processing in the energy calculation unit 70 will be described in detail later.
  • the display processing unit 80 forms a display image based on the image data of the ultrasonic image obtained from the image formation processing unit 20 and the calculated value relating to the energy obtained from the energy calculation unit 70.
  • the display image formed in the display processing unit 80 is displayed on the display unit 82.
  • the control unit 90 generally controls the inside of the ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1 preferably includes an operation device such as a mouse, a keyboard, a trackball, a touch panel, and a joystick.
  • the overall control by the control unit 90 also reflects an instruction received from the user via the operation device or the like.
  • the transmission / reception unit 12 the image formation processing unit 20, the Doppler processing unit 30, the velocity vector calculation unit 40, the region of interest setting unit 50, the lumen line velocity calculation unit 60
  • Each unit of the energy calculation unit 70 and the display processing unit 80 can be realized by using, for example, hardware such as an electric / electronic circuit or a processor, and a device such as a memory may be used as necessary for the realization.
  • functions corresponding to the above-described units may be realized by cooperation of hardware such as a CPU, a processor, or a memory, and software (program) that defines the operation of the CPU or the processor.
  • a preferred specific example of the display unit 82 is a liquid crystal display or the like.
  • the control unit 90 can be realized by, for example, cooperation between hardware such as a CPU, a processor, and a memory, and software (program) that defines the operation of the CPU and the processor.
  • the outline of the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1 is as described above. Next, specific examples of functions realized by the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1 will be described in detail. In addition, about the structure (each part which attached
  • FIG. 2 is a diagram showing a specific example of the region of interest corresponding to the heart lumen.
  • FIG. 2 shows a specific example of the image data 22 obtained in the image formation processing unit 20, and the image data 22 in FIG. 2 includes a heart lumen surrounded by a heart muscle and a valve. ing.
  • the region-of-interest setting unit 50 includes a lumen line 52 set as an outer edge of the heart lumen, an inflow line 54 set as a blood flow channel flowing into the heart lumen, A region surrounded by the outflow line 56 set in the flow path of the blood flow flowing out from the cavity is set as a region of interest.
  • the lumen line 52 is formed based on a plurality of trace points corresponding to the outer edge of the heart lumen. For example, a display image corresponding to the image data 22 is displayed on the display unit 82, and a user such as a doctor uses the operation device or the like while viewing the display image to display a plurality of images on or near the boundary between the heart lumen and the myocardium. Set the trace point for. Then, based on the plurality of trace points set by the user, the lumen line 52 is formed so as to connect the plurality of trace points by interpolation processing or the like, for example.
  • the boundary between the heart lumen and the myocardium may be specified by image processing such as binarization processing on the image data 22, and the lumen line 52 may be formed along the boundary.
  • the inflow line 54 and the outflow line 56 are set by a user such as a doctor.
  • a user such as a doctor sets the inflow line 54 and the outflow line 56 by designating the positions of the start point S and the end point E while viewing the display image corresponding to the image data 22.
  • the region-of-interest setting unit 50 modifies the inflow line 54 so as to connect the lumen line 52 and the inflow line 54.
  • the outflow line 56 is modified to connect the inflow line 56, and the inflow line 54 and the outflow line 56 are connected.
  • the region-of-interest setting unit 50 moves the starting point S of the inflow line 54 to the position of the sample point on the lumen line 52 closest to the starting point S.
  • the region-of-interest setting unit 50 moves the end point E of the outflow line 56 to the position of the sample point on the lumen line 52 closest to the end point E.
  • the region-of-interest setting unit 50 forms a straight line or a curve connecting the end point E of the inflow line 54 and the start point S of the outflow line 56.
  • the region-of-interest setting unit 50 forms a region surrounded by the lumen line 52, the inflow line 54, and the outflow line 56, and sets the region as the region of interest.
  • the energy calculation unit 70 is lost in the blood flow of the heart lumen based on the velocity information of the blood flow in the region of interest corresponding to the heart lumen. Calculate the amount of energy loss.
  • the energy calculation unit 70 calculates an energy loss for each sample point for a plurality of sample points in the region of interest based on the following equation, and further calculates a sum of energy losses at the plurality of sample points in the region of interest.
  • Equation 1 If the calculation is performed using the xy coordinate system, in Equation 1, for example, the i direction is the x direction and the j direction is the y direction. Further, in the calculation using the r ⁇ coordinate system, for example, the i direction is the r direction and the j direction is the ⁇ direction. In the calculation using the r ⁇ coordinate system, Equation 1 may be changed to a formula suitable for the r ⁇ coordinate system.
  • the energy calculation unit 70 calculates the sum of energy losses for each time phase over a plurality of time phases, for example, based on Equation 1.
  • the energy calculation unit 70 calculates inflow energy, which is kinetic energy of blood flowing into the heart lumen, based on blood flow velocity information corresponding to the inflow line 54, and calculates blood flow corresponding to the outflow line 56. Based on the velocity information, the outflow energy that is the kinetic energy of the blood flowing out of the heart lumen is calculated.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining a calculation example of inflow energy and outflow energy.
  • the energy calculation unit 70 first divides the inflow line 54 into a plurality of sample straight lines (length dL).
  • the length dL of each sample straight line is preferably about one pixel of image data.
  • the energy calculation unit 70 obtains a velocity vector V on the sample line for each sample line.
  • the velocity vector V at one sample point on each sample line for example, the center point of the sample line, is set as the velocity vector V of the sample line.
  • the vector average of the velocity vectors V at the plurality of sample points may be set as the velocity vector V of the sample line.
  • the energy calculation unit 70 calculates kinetic energy for each sample straight line based on the velocity vector V of the sample straight line according to the following equation.
  • the energy calculation part 70 calculates the sum total of the kinetic energy about the some sample straight line which comprises the inflow line 54, and makes the sum total inflow energy.
  • the energy calculator 70 calculates the inflow energy for each time phase over a plurality of time phases.
  • the energy calculation unit 70 divides the outflow line 56 into a plurality of sample straight lines (length dL), and calculates the outflow energy by the same process as in the case of the inflow energy. That is, the energy calculation unit 70 calculates kinetic energy for each sample straight line of the outflow line 56 according to Equation 2, calculates the sum of the kinetic energy for a plurality of sample straight lines constituting the outflow line 56, and the sum Is the spilled energy. The energy calculation unit 70 calculates the outflow energy for each time phase over a plurality of time phases.
  • the display processing unit 80 When the energy calculation unit 70 obtains calculated values of energy loss, inflow energy, and outflow energy, the display processing unit 80 forms a display image showing the calculated values.
  • the display processing unit 80 forms a graph showing a temporal change such as energy loss as a display image.
  • FIG. 4 is a diagram showing a specific example of a graph showing temporal changes such as energy loss.
  • FIG. 4 shows a graph in which the horizontal axis represents the time axis and the vertical axis represents the calculated value.
  • the display processing unit 80 forms a graph showing the calculated value of energy loss (total in the region of interest) calculated for each time phase over a plurality of time phases. Thereby, the waveform of the energy loss shown by the solid line in FIG. 4 is obtained.
  • the display processing unit 80 includes a graph showing the calculated value of the inflow energy calculated for each time phase (total on the inflow line) over a plurality of time phases, and the outflow energy calculated for each time phase.
  • the calculated value (total on the outflow line) is formed over a plurality of time phases. Thereby, the waveform of the inflow energy shown by the dashed-dotted line in FIG. 4 and the waveform of the outflow energy shown by the broken line are obtained.
  • the waveforms of inflow energy, outflow energy, and energy loss are displayed with the time axes aligned with each other, that is, the calculated values corresponding to the same time phase are associated with the same time phase.
  • the waveforms of inflow energy, outflow energy, and energy loss may be displayed individually.
  • the display processing unit 80 performs, for each sample point in the region of interest, display processing corresponding to the energy loss of the sample point on the image data of the ultrasound image related to the heart lumen, so A display image showing the distribution of energy loss in the cavity may be formed.
  • FIG. 5 is a diagram showing a specific example of a display image related to the energy loss distribution.
  • FIG. 5A shows an energy loss at each sample point for a plurality of sample points in the region of interest with respect to an ultrasound image (B-mode image) regarding the heart lumen in which the region of interest is set.
  • B-mode image ultrasound image
  • a display image is shown in which a coloring process is performed with a hue corresponding to the value.
  • the display processing unit 80 performs a coloring process based on yellow on an image portion of each sample point having a relatively large energy loss value, and uses red as an image portion on an image portion of each sample point having a relatively small energy loss value.
  • the display image of FIG. 5 ⁇ A> is formed.
  • the magnitude of the energy loss value may be expressed based on a color different from yellow and red, or the magnitude of the energy loss value may be expressed by a change in luminance, a pattern, or the like.
  • the display processing unit 80 forms streamlines indicating the flow of blood flow based on the velocity vectors at a plurality of sample points in the region of interest, and superimposes the streamlines on the image shown in FIG. By displaying, a display image shown in FIG. 5 ⁇ B> may be formed.
  • the streamline can be obtained by, for example, tracking a blood flow according to a two-dimensional velocity vector distribution for each start point, starting from the start point for each start point.
  • the tracking point is searched from each starting point in the direction of the velocity vector of the blood flow at the position of the starting point, and the velocity vector of the blood flow at the position of the tracking point is referred to, and the velocity vector The next tracking point is searched in the direction of.
  • the tracking points TP are searched one after another according to the distribution of the velocity vector of the blood flow for each start point, and a flow line of the blood flow is formed.
  • a plurality of streamlines corresponding to a plurality of start points can be formed as shown in FIG.
  • the energy calculation unit 70 calculates kinetic energy exerted on the heart lumen based on the velocity information on the lumen line.
  • FIG. 6 is a diagram showing a specific example of calculating the kinetic energy from the lumen line 52.
  • a plurality of trace points P on the lumen line 52 are used for calculating the kinetic energy.
  • a straight line connecting two adjacent trace points (P1, P2) is set as a calculation line, and a normal vector (xd, y) orthogonal to the calculation line starts from a midpoint (xh, yh) of the calculation line. yd) is set. Then, kinetic energy is calculated by the following equation for each calculation line.
  • Equation 3 kinetic energy is calculated for each sample point based on the velocity vector (U, V) for a plurality of sample points on the calculation line, and the sum of the kinetic energy for the plurality of sample points on the calculation line is sampled. It is divided by the total number and further multiplied by the area change Q.
  • the area change Q is obtained by the inner product ((xd ⁇ wU) + (yd ⁇ wV)) of the flow velocity vector (wU, wV) and the normal vector (xd, yd) at the midpoint on the calculation line.
  • the velocity vector (U, V) of each sample point on the computation line may be calculated by pattern matching using image data on the computation line (on the lumen line 52), or in the vicinity of the computation line. May be calculated based on the blood flow velocity vector.
  • the energy calculation unit 70 calculates the kinetic energy of the plurality of calculation lines in the lumen line 52 based on Equation 3 for each calculation line. Then, for example, the sum of kinetic energy obtained from a plurality of computation lines (preferably all computation lines) is calculated, and the sum is used as the total amount of kinetic energy exerted on the heart lumen. The energy calculation unit 70 calculates the total amount of kinetic energy for each time phase over a plurality of time phases.
  • FIG. 7 is a diagram showing a specific example of a graph showing a temporal change in the total amount of kinetic energy.
  • FIG. 7 shows a graph in which the horizontal axis represents the time axis and the vertical axis represents the calculated value.
  • the display processing unit 80 forms a graph showing the total amount of kinetic energy calculated for each time phase over a plurality of time phases. Thereby, the waveform of the kinetic energy shown by the broken line in FIG. 7 is obtained.
  • the display processing unit 80 forms a graph showing calculated values of energy loss calculated for each time phase over a plurality of time phases, as shown in FIG. 7, together with a waveform (dashed line) of kinetic energy.
  • An energy loss waveform (solid line) may be displayed. Of course, only the waveform of the kinetic energy may be displayed individually. Further, the ratio of energy loss to kinetic energy (energy loss / kinetic energy) may be calculated and displayed as an index value for evaluating the load state of the heart.
  • the energy calculation unit 70 calculates the total amount of kinetic energy based on the velocity information toward the inside of the heart lumen and the kinetic energy based on the velocity information toward the outside of the heart lumen. The total amount may be calculated.
  • Equation 3 the sum of kinetic energy for a plurality of calculation lines for which the area change Q is positive (plus) and the sum of kinetic energy for the plurality of calculation lines for which the area change Q is negative (minus). May be calculated separately.
  • the sum of the kinetic energy with positive area change Q and the sum of kinetic energy with negative area change Q has the larger absolute value. May be selected to form a kinetic energy waveform over a plurality of time phases.
  • the sum or difference value of the two sums is calculated. You may form the waveform of a difference value.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1 By using the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1, for example, it is diagnosed whether the blood flow is sufficient based on inflow energy and outflow energy, and further, the burden on the heart (heart load) based on energy loss. It is possible to diagnose whether or not the value is large.
  • the inflow energy and the outflow energy are relatively large, for example, larger than the reference value, it is expected that a sufficient blood flow rate can be maintained in the body of the subject. Further, if a sufficient blood flow rate can be maintained and the energy loss in the blood flow in the heart lumen is relatively small, for example, smaller than a reference value, there is a high possibility that the heart is normal. However, even if a sufficient blood flow rate can be maintained, if the energy loss in the blood flow in the heart lumen is large, for example, greater than the reference value, in order to maintain a sufficient blood flow rate, The heart gives a large kinetic energy to the blood flow, and it is expected that the burden on the heart (heart load) is large.
  • diagnosis example is merely an example. Needless to say, the diagnosis using the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1 should be carefully performed based on guidance from a specialist such as a doctor.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus suitable for the implementation of the present invention has been described above.
  • At least one of the display processing units 80 may be realized by a computer, and the computer may function as the information processing apparatus according to the present invention.

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Abstract

　画像形成処理部２０は、超音波の受信信号に基づいて生体内の画像データを形成する。ドプラ処理部３０は、超音波の受信信号に基づいて生体内のドプラ情報を生成する。速度ベクトル演算部４０は、生体内のドプラ情報に基づいて血流の速度情報（速度ベクトル）を生成する。関心領域設定部５０は、画像データ内において心臓内腔に対応した関心領域を設定する。エネルギー演算部７０は、心臓内腔に対応した関心領域内における血流の速度情報に基づいて、心臓内腔の血流内で失われたエネルギーの損失量を算出する。

Description

超音波診断装置
　本発明は、超音波診断装置に関し、特に、心臓の診断情報を得る技術に関する。
　血流などの流体に超音波を送受して得られる受信信号から流体に係る診断情報を得る技術が知られている。例えば、特許文献１には、生体内の流体に対して超音波を送受して得られる受信信号（エコーデータ）に基づいて、観測面内の複数点において流体に関する２次元の速度ベクトルを得る技術が記載されている。観測面内の複数点における２次元の速度ベクトルの分布から、流体の流れを示す流線などの診断情報を得ることが可能になり、例えば、心臓等の診断への応用が期待される。
特開２０１３－１９２６４３号公報
　上述した背景技術に鑑み、本願の発明者は、超音波を利用して心臓の診断情報を得る技術について研究開発を重ねてきた。
　本発明は、その研究開発の過程において成されたものであり、その目的は、超音波を利用して心臓の診断情報を得る改良技術を提供することにある。
　上記目的にかなう好適な超音波診断装置は、超音波を送受するプローブと、プローブを送信制御して生体内から超音波の受信信号を得る送受信部と、超音波の受信信号に基づいて生体内のドプラ情報を得るドプラ処理部と、生体内のドプラ情報に基づいて血流の速度情報を得る速度情報生成部と、超音波の受信信号に基づいて生体内の画像データを得る画像形成処理部と、画像データ内において心臓内腔に対応した関心領域を設定する関心領域設定部と、心臓内腔に対応した関心領域内における血流の速度情報に基づいて、心臓内腔の血流内で失われたエネルギーの損失量を算出するエネルギー演算部と、算出されたエネルギーの損失量を示す表示画像を形成する表示処理部と、を有することを特徴とする。
　上記装置において、血流の速度情報とは、血流についての部分的な又は全体的な運動に関する情報であり、具体的には、血流内の各箇所における速度と方向を示す速度ベクトルや、各箇所における移動量と方向を示す移動ベクトルなどが含まれる。なお、血流の速度ベクトルや移動ベクトルの導出には、例えば、特許文献１に記載された技術（２次元の速度ベクトルの分布）を利用することが望ましいものの、他の公知の技術を利用して速度ベクトル等を得るようにしてもよい。
　また、血流内で失われたエネルギーの損失量とは、例えば、血流内における摩擦等により熱エネルギー等に変換されて失われた運動エネルギー等の損失量であり、心臓や血管の機能を評価する際の一つの評価値となることが期待される。例えば、心臓内腔の血流内で失われるエネルギーの損失量だけ、心臓内腔における血流の運動エネルギーが低下してしまうため、血流の流量を維持するために、心臓から血流に大きな運動エネルギーを与えることとなり、心臓の負担（心負荷）が大きいことが予想できる。また、心臓内腔に流入する血流の運動エネルギーや心臓内腔から流出する血流の運動エネルギーが小さいと、血流の流量が維持できていないことが予想される。
　上記装置によれば、心臓内腔の血流内で失われるエネルギーの損失量が算出され、心臓や血管の機能を評価する際の一つの評価値とすることができる。そのため、エネルギーの損失量に基づいて心臓や血管の機能を評価することが可能になり、さらに好適には、心臓内腔に流入する血流の運動エネルギーや心臓内腔から流出する血流の運動エネルギー等を評価値に加えることにより、心臓や血管の機能について、複数の評価値に基づいた総合的な診断が可能になる。
　望ましい具体例において、前記エネルギー演算部は、心臓内腔に対応した関心領域内の複数サンプル点について、各サンプル点ごとに前記損失量を算出することを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記表示処理部は、生体内の画像データに対して、関心領域内の前記各サンプル点ごとに当該サンプル点の前記損失量に応じた表示処理を施すことにより、心臓内腔における前記損失量の分布状態を示した表示画像を形成する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記エネルギー演算部は、心臓内腔に対応した関心領域内の複数サンプル点における前記損失量に基づいて、当該関心領域内における前記損失量の総和を算出し、前記表示処理部は、各時相ごとに算出される前記損失量の総和を複数時相に亘って示したグラフを形成する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記関心領域設定部は、画像データ内において心臓内腔の外縁として設定された内腔ラインにより囲まれた領域を前記関心領域とする、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記関心領域設定部は、画像データ内において、心臓内腔へ流入する血流の流路に設定された流入ラインと、心臓内腔から流出する血流の流路に設定された流出ラインと、心臓内腔の外縁として設定された前記内腔ラインと、により囲まれた領域を前記関心領域とする、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記エネルギー演算部は、心臓内腔へ流入する血流の流路に設定された流入ラインに対応した血流の速度情報に基づいて、心臓内腔へ流入する血流の運動エネルギーである流入エネルギーを算出し、心臓内腔から流出する血流の流路に設定された流出ラインに対応した血流の速度情報に基づいて、心臓内腔から流出する血流の運動エネルギーである流出エネルギーを算出し、前記表示処理部は、各時相ごとに算出される流入エネルギーと流出エネルギーの少なくとも一方を複数時相に亘って示したグラフを形成する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記速度情報生成部は、生体内のドプラ情報と画像データの少なくとも一方に基づいて、心臓内腔の外縁として設定された内腔ライン上における血流と心筋の少なくとも一方の速度情報を生成し、前記エネルギー演算部は、前記内腔ライン上における速度情報に基づいて、心臓内腔に及ぼされる運動エネルギーを算出する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記速度情報生成部は、前記内腔ライン上の複数サンプル点について、各サンプル点ごとに血流または心筋の速度情報を生成し、前記エネルギー演算部は、前記内腔ライン上の複数サンプル点における速度情報に基づいて、心臓内腔に及ぼされる運動エネルギーの総量を算出する、ことを特徴とする。
　望ましい具体例において、前記エネルギー演算部は、前記内腔ライン上の複数サンプル点における速度情報から、心臓内腔の内側に向かう速度情報に基づく運動エネルギーの総量と、心臓内腔の外側に向かう速度情報に基づく運動エネルギーの総量を算出する、ことを特徴とする。
　また、上記目的にかなう好適な情報処理装置は、超音波を利用して得られた生体内のドプラ情報に基づいて、血流の速度情報を得る速度情報生成部と、超音波を利用して得られた生体に係る画像データ内において、心臓内腔に対応した関心領域を設定する関心領域設定部と、心臓内腔に対応した関心領域内における血流の速度情報に基づいて、心臓内腔の血流内で失われたエネルギーの損失量を算出するエネルギー演算部と、を有することを特徴とする。
　上記情報処理装置は、コンピュータ等により実現することができる。例えば、超音波を利用して得られた生体内のドプラ情報に基づいて、血流の速度情報を得る速度情報生成機能と、超音波を利用して得られた生体に係る画像データ内において、心臓内腔に対応した関心領域を設定する関心領域設定機能と、心臓内腔に対応した関心領域内における血流の速度情報に基づいて、心臓内腔の血流内で失われたエネルギーの損失量を算出するエネルギー演算機能と、をコンピュータに実現させるプログラムにより、コンピュータを上記情報処理装置として機能させることができる。なお、そのプログラムは、例えば、ディスクやメモリなどのコンピュータが読み取り可能な記憶媒体に記憶され、その記憶媒体を介してコンピュータに提供されてもよいし、インターネットなどの電気通信回線を介してコンピュータに提供されてもよい。
　本発明により、超音波を利用して心臓の診断情報を得る改良技術が提供される。例えば本発明の好適な態様によれば、心臓内腔の血流内で失われるエネルギーの損失量が算出され、心臓や血管の機能を評価する際の一つの評価値とすることができる。そのため、エネルギーの損失量に基づいて心臓や血管の機能を評価することが可能になり、さらに好適には、心臓内腔に流入する血流の運動エネルギーや心臓内腔から流出する血流の運動エネルギー等を評価値に加えることにより、心臓や血管の機能について、複数の評価値に基づいた総合的な診断が可能になる。
本発明の実施において好適な超音波診断装置の全体構成図である。 心臓内腔に対応した関心領域の具体例を示す図である。 流入エネルギーと流出エネルギーの算出例を説明するための図である。 エネルギー損失等の時間的な変化を示すグラフの具体例を示す図である。 エネルギー損失の分布に係る表示画像の具体例を示す図である。 内腔ラインから運動エネルギーを算出する具体例を示す図である。 運動エネルギー総量の時間的な変化を示すグラフの具体例を示す図である。
　図１は、本発明の実施において好適な超音波診断装置の全体構成図である。図１の超音波診断装置は、心臓に係る診断情報を生成する機能を備えており、特に、心臓内腔の血流内で失われるエネルギーの損失量等を算出することができる。
　プローブ１０は、生体内の心臓を含む領域に超音波を送受波する超音波探触子である。プローブ１０は、複数の振動素子を備えており、複数の振動素子が電子的に走査制御されて、心臓を含む空間内で超音波ビームが走査される。プローブ１０は、例えば、医師等のユーザ（検査者）に把持されて被検者の体表面上に当接して用いられる。なお、プローブ１０は、被検者の体腔内に挿入して用いられるものであってもよいし、電子的な走査と機械的な走査とを組み合わせた探触子であってもよい。
　送受信部１２は、送信ビームフォーマーおよび受信ビームフォーマーとしての機能を備えている。つまり、送受信部１２は、プローブ１０が備える複数の振動素子の各々に対して送信信号を出力することにより送信ビームを形成し、さらに、複数の振動素子から得られる複数の受波信号に対して整相加算処理などを施して受信ビームを形成する。これにより、超音波ビーム（送信ビームと受信ビーム）が走査面内において走査され、超音波ビームに沿って受信信号が形成される。なお、超音波の受信信号を得るにあたって、超音波ビームが三次空間内で立体的に走査されてもよいし、送信開口合成等の技術が利用されてもよい。
　画像形成処理部２０は、走査面内から得られる超音波の受信信号に基づいて、超音波画像用のデータ（画像データ）を形成する。画像形成処理部２０は、例えば、超音波の受信信号に対して、検波処理やフィルタ処理やＡＤ変換処理等を施すことにより、Ｂモード画像用のフレームデータを形成する。もちろん、Ｂモード画像以外の公知の超音波画像に係る画像データが形成されてもよい。
　ドプラ処理部３０は、超音波ビームに沿って得られる受信信号に含まれるドプラシフト量を計測する。ドプラ処理部３０は、例えば公知のドプラ処理により、血流によって超音波の受信信号内に生じるドプラシフトを計測し、血流についての超音波ビーム方向の速度情報を得る。
　速度ベクトル演算部４０は、血流についての超音波ビーム方向の速度情報から、走査面内における２次元の速度ベクトルの分布を形成する。速度ベクトル演算部４０は、例えば特許文献１（特開２０１３－１９２６４３号公報）に説明されるように、血流についての超音波ビーム方向の速度情報に加えて、心臓壁の運動情報を利用して、走査面内の各位置における血流の２次元速度ベクトルを得る。
　なお、超音波ビーム方向に沿った１次元の速度情報から、走査面内における２次元の速度ベクトルの分布を形成するにあたっては、公知の様々な手法を利用することができる。もちろん、互いに方向が異なる２本の超音波ビームを形成して、２本の超音波ビームの各々から速度情報を得て、２次元の速度ベクトルを形成するようにしてもよい。
　速度ベクトル演算部４０は、超音波が送受される空間に対応した演算用座標系において複数のサンプル点について、各サンプル点ごとに速度ベクトルを得る。例えば、演算用座標系をｘｙｚ直交座標系で表し、超音波の走査面に対応したｘｙ平面内で、各サンプル点ごとに速度ベクトルを得て２次元の速度ベクトルの分布を形成する。なお、超音波の走査に対応した走査座標系、例えばビームの深さ方向ｒとビームの走査方向θによるｒθ座標系において２次元の速度ベクトルの分布が形成されてもよい。
　関心領域設定部５０は、画像形成処理部２０による処理で得られた画像データ内において、心臓内腔に対応した関心領域を設定する。関心領域設定部５０は、画像データ内において、心臓内腔の外縁として設定された内腔ラインと、心臓内腔へ流入する血流の流路に設定された流入ラインと、心臓内腔から流出する血流の流路に設定された流出ラインにより囲まれた領域を関心領域とする。関心領域設定部５０における処理と関心領域の具体例については後に詳述する。
　内腔ライン速度演算部６０は、画像形成処理部２０において形成された画像データに基づいて、内腔ライン上における心筋（心臓壁）の速度情報を生成する。内腔ライン速度演算部６０は、内腔ライン上の複数サンプル点について、各サンプル点ごとに心筋の速度情報を生成する。
　内腔ライン速度演算部６０は、例えば、複数フレームに亘って得られる画像データのフレーム間において、画像データの画素値（輝度値等）に基づく相関演算等を利用したパターンマッチングにより、内腔ライン上の各サンプル点ごとに、複数フレームに亘ってそのサンプル点の移動位置を２次元平面内で追跡する。これにより、各サンプル点ごとに、２次元的な移動情報が得られ、例えば、フレーム間における移動量とフレーム間の時間に基づいて、２次元の速度ベクトルが算出される。画像データがｘｙ直交座標系に対応したデータであれば、ｘｙ直交座標系における速度ベクトルが算出され、画像データがｒθ座標系に対応したデータであれば、ｒθ座標系における速度ベクトルが算出される。
　なお、速度ベクトル演算部４０において、特許文献１に説明される手法により血流の２次元速度ベクトルを得る場合には、心臓壁の運動情報を利用するが、この場合には、心臓壁の運動情報として、内腔ライン速度演算部６０において算出された内腔ライン上の各サンプル点における速度ベクトルを利用してもよい。
　このように、速度ベクトル演算部４０と内腔ライン速度演算部６０が速度情報生成部として機能し、心臓心腔内における血流の速度情報（速度ベクトル）や心筋（心臓壁）の速度情報（速度ベクトル）が生成される。
　エネルギー演算部７０は、心臓内腔に対応した関心領域内における血流の速度情報に基づいて、心臓内腔の血流内で失われたエネルギーの損失量を算出する。また、エネルギー演算部７０は、心臓内腔へ流入する血流の流路に設定された流入ラインに対応した血流の速度情報に基づいて、心臓内腔へ流入する血流の運動エネルギーである流入エネルギーを算出し、心臓内腔から流出する血流の流路に設定された流出ラインに対応した血流の速度情報に基づいて、心臓内腔から流出する血流の運動エネルギーである流出エネルギーを算出する。さらに、エネルギー演算部７０は、内腔ライン上における速度情報に基づいて、心臓内腔に及ぼされる運動エネルギーを算出する。エネルギー演算部７０における処理の具体例については後に詳述する。
　表示処理部８０は、画像形成処理部２０から得られる超音波画像の画像データと、エネルギー演算部７０から得られるエネルギーに係る算出値などに基づいて、表示画像を形成する。表示処理部８０において形成された表示画像は表示部８２に表示される。
　制御部９０は、図１に示す超音波診断装置内を全体的に制御する。なお、図１の超音波診断装置は、例えば、マウス、キーボード、トラックボール、タッチパネル、ジョイスティック等の操作デバイスを備えていることが望ましい。そして、制御部９０による全体的な制御には、操作デバイス等を介してユーザから受け付けた指示も反映される。
　図１に示す構成（符号を付した各部）のうち、送受信部１２，画像形成処理部２０，ドプラ処理部３０，速度ベクトル演算部４０，関心領域設定部５０，内腔ライン速度演算部６０，エネルギー演算部７０，表示処理部８０の各部は、例えば電気電子回路やプロセッサ等のハードウェアを利用して実現することができ、その実現において必要に応じてメモリ等のデバイスが利用されてもよい。また、上記各部に対応した機能が、ＣＰＵやプロセッサやメモリ等のハードウェアと、ＣＰＵやプロセッサの動作を規定するソフトウェア（プログラム）との協働により実現されてもよい。表示部８２の好適な具体例は液晶ディスプレイ等である。制御部９０は、例えば、ＣＰＵやプロセッサやメモリ等のハードウェアと、ＣＰＵやプロセッサの動作を規定するソフトウェア（プログラム）との協働により実現することができる。
　図１の超音波診断装置の概要は以上のとおりである。次に、図１の超音波診断装置により実現される機能の具体例について詳述する。なお、図１に示した構成（符号を付した各部）については、以下の説明において図１の符号を利用する。
　図２は、心臓内腔に対応した関心領域の具体例を示す図である。図２には、画像形成処理部２０において得られる画像データ２２の具体例が図示されており、図２の画像データ２２内には、周囲を心筋や弁によって囲まれた心臓内腔が含まれている。
　関心領域設定部５０は、画像データ２２内において、心臓内腔の外縁として設定された内腔ライン５２と、心臓内腔へ流入する血流の流路に設定された流入ライン５４と、心臓内腔から流出する血流の流路に設定された流出ライン５６により囲まれた領域を関心領域とする。
　内腔ライン５２は、心臓内腔の外縁に対応した複数のトレースポイントに基づいて形成される。例えば、画像データ２２に対応した表示画像が表示部８２に表示され、医師等のユーザがその表示画像を見ながら操作デバイス等を利用して、心臓内腔と心筋の境界上または境界付近に複数のトレースポイントを設定する。そして、ユーザによって設定された複数のトレースポイントに基づいて、例えば補間処理等により複数のトレースポイントを結ぶように、内腔ライン５２が形成される。なお、画像データ２２に対する二値化処理等の画像処理により、心臓内腔と心筋の境界が特定され、その境界に沿って内腔ライン５２が形成されてもよい。
　流入ライン５４と流出ライン５６は、医師等のユーザにより設定される。例えば、画像データ２２に対応した表示画像を見ながら、医師等のユーザが、始点Ｓと終点Ｅの位置を指定することにより、流入ライン５４と流出ライン５６を設定する。
　ユーザにより流入ライン５４と流出ライン５６が初期設定されると、関心領域設定部５０は、内腔ライン５２と流入ライン５４を接続するように流入ライン５４を修正し、内腔ライン５２と流出ライン５６を接続するように流出ライン５６を修正し、さらに、流入ライン５４と流出ライン５６とを接続する。
　例えば、関心領域設定部５０は、流入ライン５４の始点Ｓを、その始点Ｓに最も近い内腔ライン５２上のサンプル点の位置に移動する。また、関心領域設定部５０は、流出ライン５６の終点Ｅを、その終点Ｅに最も近い内腔ライン５２上のサンプル点の位置に移動する。さらに、関心領域設定部５０は、流入ライン５４の終点Ｅと流出ライン５６の始点Ｓとを結ぶ直線または曲線を形成する。
　こうして、関心領域設定部５０は、内腔ライン５２と流入ライン５４と流出ライン５６によって囲まれた領域を形成し、その領域を関心領域として設定する。
　心臓内腔に対応した関心領域が設定されると、エネルギー演算部７０は、心臓内腔に対応した関心領域内における血流の速度情報に基づいて、心臓内腔の血流内で失われたエネルギーの損失量を算出する。
　エネルギー演算部７０は、関心領域内の複数サンプル点について、次式に基づいて、各サンプル点ごとにエネルギー損失を算出し、さらに、関心領域内の複数サンプル点におけるエネルギー損失の総和を算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　ｘｙ座標系を利用した演算であれば、数１式において、例えばｉ方向がｘ方向となりｊ方向がｙ方向となる。また、ｒθ座標系を利用した演算であれば、例えばｉ方向がｒ方向となりｊ方向がθ方向となる。なお、ｒθ座標系を利用した演算においては、数１式がｒθ座標系に適した数式に変更されてもよい。
　エネルギー演算部７０は、例えば数１式に基づいて、複数時相に亘って各時相ごとにエネルギー損失の総和を算出する。
　また、エネルギー演算部７０は、流入ライン５４に対応した血流の速度情報に基づいて心臓内腔へ流入する血流の運動エネルギーである流入エネルギーを算出し、流出ライン５６に対応した血流の速度情報に基づいて、心臓内腔から流出する血流の運動エネルギーである流出エネルギーを算出する。
　図３は、流入エネルギーと流出エネルギーの算出例を説明するための図である。流入エネルギーを算出するにあたり、エネルギー演算部７０は、まず、流入ライン５４を複数のサンプル直線（長さｄＬ）に分割する。各サンプル直線の長さｄＬは、例えば、画像データの１ピクセル程度の大きさが望ましい。
　次に、エネルギー演算部７０は、各サンプル直線ごとに、そのサンプル直線上の速度ベクトルＶを得る。例えば、各サンプル直線上における１つのサンプル点、例えばサンプル直線の中心点における速度ベクトルＶが、そのサンプル直線の速度ベクトルＶとされる。もちろん、各サンプル直線上における複数サンプル点に基づいて、例えば複数サンプル点における速度ベクトルＶのベクトル平均が、そのサンプル直線の速度ベクトルＶとされてもよい。
　さらに、エネルギー演算部７０は、各サンプル直線ごとに、そのサンプル直線の速度ベクトルＶに基づいて、次式により、運動エネルギーを算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　そして、エネルギー演算部７０は、流入ライン５４を構成する複数のサンプル直線についての運動エネルギーの総和を算出し、その総和を流入エネルギーとする。エネルギー演算部７０は、複数時相に亘って各時相ごとに流入エネルギーを算出する。
　また、エネルギー演算部７０は、流出エネルギーを算出するにあたり、流出ライン５６を複数のサンプル直線（長さｄＬ）に分割し、流入エネルギーの場合と同様な処理により流出エネルギーを算出する。つまり、エネルギー演算部７０は、流出ライン５６の各サンプル直線ごとに、数２式により運動エネルギーを算出し、流出ライン５６を構成する複数のサンプル直線についての運動エネルギーの総和を算出し、その総和を流出エネルギーとする。エネルギー演算部７０は、複数時相に亘って各時相ごとに流出エネルギーを算出する。
　なお、流入ライン５４のみが設定されて流入エネルギーのみが算出されてもよいし、流出ライン５６のみが設定されて流出エネルギーのみが算出されてもよい。
　エネルギー演算部７０において、エネルギー損失と流入エネルギーと流出エネルギーの算出値が得られると、表示処理部８０は、それらの算出値を示す表示画像を形成する。表示処理部８０は、表示画像として、例えばエネルギー損失等の時間的な変化を示すグラフを形成する。
　図４は、エネルギー損失等の時間的な変化を示すグラフの具体例を示す図である。図４には、横軸を時間軸として縦軸に算出値を示したグラフが図示されている。
　表示処理部８０は、各時相ごとに算出されるエネルギー損失の算出値（関心領域内における総和）を複数時相に亘って示したグラフを形成する。これにより、図４に実線で示すエネルギー損失の波形が得られる。
　また、表示処理部８０は、各時相ごとに算出される流入エネルギーの算出値（流入ライン上における総和）を複数時相に亘って示したグラフと、各時相ごとに算出される流出エネルギーの算出値（流出ライン上における総和）を複数時相に亘って示したグラフを形成する。これにより、図４に一点鎖線で示す流入エネルギーの波形と破線で示す流出エネルギーの波形が得られる。
　なお、流入エネルギーと流出エネルギーとエネルギー損失の波形は、互いに時間軸を揃えて、つまり互いに同じ時相に対応した算出値を同じ時相に対応付けて表示されることが望ましい。もちろん、流入エネルギーと流出エネルギーとエネルギー損失の波形が、それぞれ個別に表示されてもよい。
　また、表示処理部８０は、心臓内腔に関する超音波画像の画像データに対して、関心領域内の各サンプル点ごとに、そのサンプル点のエネルギー損失に応じた表示処理を施すことにより、心臓内腔におけるエネルギー損失の分布状態を示した表示画像を形成してもよい。
　図５は、エネルギー損失の分布に係る表示画像の具体例を示す図である。図５＜Ａ＞には、関心領域が設定された心臓内腔に関する超音波画像（Ｂモード画像）に対して、関心領域内の複数サンプル点について、各サンプル点ごとにそのサンプル点におけるエネルギー損失値に応じた色相により色付け処理を施した表示画像が図示されている。
　表示処理部８０は、例えば、エネルギー損失値が比較的大きな各サンプル点の画像部分に黄色を基調とした色づけ処理を施し、エネルギー損失値が比較的小さな各サンプル点の画像部分に赤色を基調とした色づけ処理を施すことにより、図５＜Ａ＞の表示画像を形成する。もちろん、黄色と赤色とは異なる色を基調としてエネルギー損失値の大きさが表現されてもよいし、輝度の大きさや模様の変化等によりエネルギー損失値の大きさが表現されてもよい。
　また、表示処理部８０は、関心領域内の複数サンプル点における速度ベクトルに基づいて、血流の流れを示す流線を形成し、図５＜Ａ＞に示す画像上に、流線を重ねて表示することにより、図５＜Ｂ＞に示す表示画像を形成してもよい。
　なお、流線は、例えば、複数の開始点について、各開始点ごとにその開始点を起点として２次元の速度ベクトルの分布に従って血流の流れを追跡することにより得ることができる。例えば、各開始点から、その開始点の位置における血流の速度ベクトルの方向に進んで追跡点が探索され、さらに、その追跡点の位置における血流の速度ベクトルが参照されて、その速度ベクトルの方向に進んで次の追跡点が探索される。こうして、各開始点ごとに血流の速度ベクトルの分布に従って次々に追跡点ＴＰが探索され、血流の流線が形成される。これにより、図５＜Ｂ＞に示すように複数の開始点に対応した複数の流線を形成することができる。
　次に、心臓内腔に及ぼされる運動エネルギーについて説明する。エネルギー演算部７０は、内腔ライン上における速度情報に基づいて、心臓内腔に及ぼされる運動エネルギーを算出する。
　図６は、内腔ライン５２から運動エネルギーを算出する具体例を示す図である。運動エネルギーの算出には内腔ライン５２上の複数のトレースポイントＰが利用される。また、互いに隣接する２つのトレースポイント（Ｐ１，Ｐ２）を結ぶ直線が演算ラインとされ、演算ラインの中点（xh，yh）を始点として、演算ラインに対して直交する法線ベクトル（xd，yd）が設定される。そして、各演算ラインごとに、次式により、運動エネルギーが算出される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　数３式では、演算ライン上における複数サンプル点について、各サンプル点ごとに速度ベクトル（Ｕ，Ｖ）に基づいて運動エネルギーが算出され、演算ライン上における複数サンプル点についての運動エネルギーの総和をサンプル総数で割り算し、さらに面積変化Ｑを乗算している。面積変化Ｑは、演算ライン上の中点における流速ベクトル（wＵ，wＶ）と法線ベクトル（xd，yd）の内積（（xd×wＵ）＋（yd×wＶ））により得られる。
　なお、演算ライン上における各サンプル点の速度ベクトル（Ｕ，Ｖ）は、演算ライン上（内腔ライン５２上）の画像データを利用したパターンマッチングにより算出されてもよいし、演算ライン上の近傍における血流の速度ベクトルに基づいて算出されてもよい。
　エネルギー演算部７０は、内腔ライン５２内における複数の演算ラインについて、各演算ラインごとに、数３式に基づいて運動エネルギーを算出する。そして、例えば複数の演算ライン（望ましくは全ての演算ライン）から得られる運動エネルギーの総和を算出し、その総和を心臓内腔に及ぼされる運動エネルギーの総量とする。エネルギー演算部７０は複数時相に亘って各時相ごとに運動エネルギーの総量を算出する。
　図７は、運動エネルギー総量の時間的な変化を示すグラフの具体例を示す図である。図７には、横軸を時間軸として縦軸に算出値を示したグラフが図示されている。
　表示処理部８０は、各時相ごとに算出される運動エネルギーの総量を複数時相に亘って示したグラフを形成する。これにより、図７に破線で示す運動エネルギーの波形が得られる。なお、表示処理部８０は、各時相ごとに算出されるエネルギー損失の算出値を複数時相に亘って示したグラフを形成し、図７に示すように、運動エネルギーの波形（破線）と共にエネルギー損失の波形（実線）を表示させてもよい。もちろん、運動エネルギーの波形のみを個別に表示させてもよい。また、エネルギー損失と運動エネルギーの比率（エネルギー損失／運動エネルギー）が算出され、心臓の負荷状態を評価する指標値として表示されてもよい。
　図６に戻り、エネルギー演算部７０は、運動エネルギーの総量を算出するにあたり、心臓内腔の内側に向かう速度情報に基づく運動エネルギーの総量と、心臓内腔の外側に向かう速度情報に基づく運動エネルギーの総量を算出してもよい。
　例えば、数３式において、面積変化Ｑが正（プラス）となる複数の演算ラインについての運動エネルギーの総和と、面積変化Ｑが負（マイナス）となる複数の演算ラインについての運動エネルギーの総和が、別々に算出されてもよい。また、運動エネルギーの波形を形成する際に、各時相ごとに、面積変化Ｑが正となる運動エネルギーの総和と、面積変化Ｑが負となる運動エネルギーの総和のうち、絶対値の大きい方を選択して、複数時相に亘る運動エネルギー波形を形成してもよい。もちろん、各時相ごとに、面積変化Ｑが正となる運動エネルギーの総和と、面積変化Ｑが負となる運動エネルギーの総和について、２つの総和の合計値や差分値を算出し、合計値や差分値の波形を形成してもよい。
　図１の超音波診断装置を利用することにより、例えば、流入エネルギーと流出エネルギーに基づいて血流の流量が十分か否かを診断し、さらに、エネルギー損失に基づいて心臓の負担（心負荷）が大きいか否かを診断すること等が可能になる。
　例えば、流入エネルギーや流出エネルギーが比較的大きければ、例えば基準値よりも大きければ、被検体の体内において十分な血流の流量を維持できていることが予想される。また、十分な血流の流量が維持できているうえに、心臓内腔の血流内におけるエネルギー損失が比較的小さければ、例えば基準値よりも小さければ、心臓が正常である可能性が高い。しかし、十分な血流の流量が維持できていたとしても、心臓内腔の血流内におけるエネルギー損失が大きいと、例えば基準値よりも大きいと、十分な血流の流量を維持するために、心臓が血流に大きな運動エネルギーを与えることとなり、心臓の負担（心負荷）が大きいことが予想される。
　なお、上記診断例はあくまでも一例に過ぎない。また、図１の超音波診断装置を利用した診断は、医師等の専門家による指導に基づいて、慎重に行われるべきことは言うまでもない。
　以上、本発明の実施において好適な超音波診断装置について説明したが、例えば、図１に示した速度ベクトル演算部４０と関心領域設定部５０と内腔ライン速度演算部６０とエネルギー演算部７０と表示処理部８０のうちの少なくとも一つをコンピュータにより実現し、そのコンピュータを本発明に係る情報処理装置として機能させてもよい。
　なお、上述した実施形態は、あらゆる点で単なる例示にすぎず、本発明の範囲を限定するものではない。本発明は、その本質を逸脱しない範囲で各種の変形形態を包含する。
　１０　プローブ、１２　送受信部、２０　画像形成処理部、３０　ドプラ処理部、４０　速度ベクトル演算部、５０　関心領域設定部、６０　内腔ライン速度演算部、７０　エネルギー演算部、８０　表示処理部、８２　表示部、９０　制御部。

Claims (15)

  1. 　超音波を送受するプローブと、
    　プローブを送信制御して生体内から超音波の受信信号を得る送受信部と、
    　超音波の受信信号に基づいて生体内のドプラ情報を得るドプラ処理部と、
    　生体内のドプラ情報に基づいて血流の速度情報を得る速度情報生成部と、
    　超音波の受信信号に基づいて生体内の画像データを得る画像形成処理部と、
    　画像データ内において心臓内腔に対応した関心領域を設定する関心領域設定部と、
    　心臓内腔に対応した関心領域内における血流の速度情報に基づいて、心臓内腔の血流内で失われたエネルギーの損失量を算出するエネルギー演算部と、
    　算出されたエネルギーの損失量を示す表示画像を形成する表示処理部と、
    　を有する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  2. 　請求項１に記載の超音波診断装置において、
    　前記エネルギー演算部は、心臓内腔に対応した関心領域内の複数サンプル点について、各サンプル点ごとに前記損失量を算出する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  3. 　請求項２に記載の超音波診断装置において、
    　前記表示処理部は、生体内の画像データに対して、関心領域内の前記各サンプル点ごとに当該サンプル点の前記損失量に応じた表示処理を施すことにより、心臓内腔における前記損失量の分布状態を示した表示画像を形成する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  4. 　請求項２に記載の超音波診断装置において、
    　前記エネルギー演算部は、心臓内腔に対応した関心領域内の複数サンプル点における前記損失量に基づいて、当該関心領域内における前記損失量の総和を算出する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  5. 　請求項４に記載の超音波診断装置において、
    　前記表示処理部は、各時相ごとに算出される前記損失量の総和を複数時相に亘って示したグラフを形成する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  6. 　請求項１に記載の超音波診断装置において、
    　前記関心領域設定部は、画像データ内において心臓内腔の外縁として設定された内腔ラインにより囲まれた領域を前記関心領域とする、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  7. 　請求項６に記載の超音波診断装置において、
    　前記関心領域設定部は、画像データ内において、心臓内腔へ流入する血流の流路に設定された流入ラインと、心臓内腔から流出する血流の流路に設定された流出ラインと、心臓内腔の外縁として設定された前記内腔ラインと、により囲まれた領域を前記関心領域とする、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  8. 　請求項１に記載の超音波診断装置において、
    　前記エネルギー演算部は、心臓内腔へ流入する血流の流路に設定された流入ラインに対応した血流の速度情報に基づいて、心臓内腔へ流入する血流の運動エネルギーである流入エネルギーを算出し、心臓内腔から流出する血流の流路に設定された流出ラインに対応した血流の速度情報に基づいて、心臓内腔から流出する血流の運動エネルギーである流出エネルギーを算出し、
    　前記表示処理部は、各時相ごとに算出される流入エネルギーと流出エネルギーの少なくとも一方を複数時相に亘って示したグラフを形成する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  9. 　請求項１に記載の超音波診断装置において、
    　前記関心領域設定部は、画像データ内において、心臓内腔へ流入する血流の流路に設定された流入ラインと、心臓内腔から流出する血流の流路に設定された流出ラインと、心臓内腔の外縁として設定された前記内腔ラインにより囲まれた領域を前記関心領域とし、
    　前記エネルギー演算部は、前記流入ラインに対応した血流の速度情報に基づいて、心臓内腔へ流入する血流の運動エネルギーである流入エネルギーを算出し、前記流出ラインに対応した血流の速度情報に基づいて、心臓内腔から流出する血流の運動エネルギーである流出エネルギーを算出する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  10. 　請求項１に記載の超音波診断装置において、
    　前記速度情報生成部は、生体内のドプラ情報と画像データの少なくとも一方に基づいて、心臓内腔の外縁として設定された内腔ライン上における血流と心筋の少なくとも一方の速度情報を生成し、
    　前記エネルギー演算部は、前記内腔ライン上における速度情報に基づいて、心臓内腔に及ぼされる運動エネルギーを算出する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  11. 　請求項１０に記載の超音波診断装置において、
    　前記速度情報生成部は、前記内腔ライン上の複数サンプル点について、各サンプル点ごとに血流または心筋の速度情報を生成し、
    　前記エネルギー演算部は、前記内腔ライン上の複数サンプル点における速度情報に基づいて、心臓内腔に及ぼされる運動エネルギーの総量を算出する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  12. 　請求項１１に記載の超音波診断装置において、
    　前記エネルギー演算部は、前記内腔ライン上の複数サンプル点における速度情報から、心臓内腔の内側に向かう速度情報に基づく運動エネルギーの総量と、心臓内腔の外側に向かう速度情報に基づく運動エネルギーの総量を算出する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  13. 　請求項１に記載の超音波診断装置において、
    　前記関心領域設定部は、画像データ内において心臓内腔の外縁として設定された内腔ラインにより囲まれた領域を前記関心領域とし、
    　前記速度情報生成部は、生体内のドプラ情報と画像データの少なくとも一方に基づいて前記内腔ライン上における血流と心筋の少なくとも一方の速度情報を生成し、
    　前記エネルギー演算部は、前記内腔ライン上における速度情報に基づいて、心臓内腔に及ぼされる運動エネルギーを算出する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  14. 　請求項１３に記載の超音波診断装置において、
    　前記エネルギー演算部は、前記内腔ライン上の複数サンプル点における速度情報から、心臓内腔の内側に向かう速度情報に基づく運動エネルギーの総量と、心臓内腔の外側に向かう速度情報に基づく運動エネルギーの総量を算出する、
    　ことを特徴とする超音波診断装置。
  15. 　超音波を利用して得られた生体内のドプラ情報に基づいて、血流の速度情報を得る速度情報生成部と、
    　超音波を利用して得られた生体に係る画像データ内において、心臓内腔に対応した関心領域を設定する関心領域設定部と、
    　心臓内腔に対応した関心領域内における血流の速度情報に基づいて、心臓内腔の血流内で失われたエネルギーの損失量を算出するエネルギー演算部と、
    　を有する、
    　ことを特徴とする情報処理装置。
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