(57)【要約】  循環器組織近傍の血流を定量的に測定する技術を提供する。  本発明に係る超音波撮像装置は、複数フレームの超音波画像の差分をとることにより、組織形状に相当する画像部分を除去した後、異なるタイミングにおける複数の画像に基づいて、血流速度ベクトルの計測値を算出する（図３参照）。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波画像を撮像する装置であって、
被検体に超音波を照射して反射信号を受信する超音波送受信部と、
前記反射信号を用いて前記被検体内の血流速度を検出する血流検出部と、
を備え、
前記血流検出部は、
前記反射信号を用いて作成した、異なるタイミングにおける前記被検体の複数の超音波画像に基づき、前記被検体の組織形状を示す画像を除去し、
前記被検体の組織形状を示す画像を除去した後の異なるタイミングにおける複数の画像に基づいて、前記被検体内の血流速度ベクトルを算出する
ことを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項２】
前記血流検出部は、
前記複数の超音波画像の間でパターンマッチングを実施することにより、前記被検体内の血流速度ベクトルを算出する
ことを特徴とする請求項１記載の超音波撮像装置。
【請求項３】
前記反射信号を用いて前記被検体の組織形状を認識する形状認識部を備え、
前記血流検出部は、
前記形状認識部の認識結果に基づき、前記被検体の組織と血流の境界面を特定し、
前記境界面における流体力学上の整合条件を適用して前記血流速度を算出または補正する
ことを特徴とする請求項１記載の超音波撮像装置。
【請求項４】
前記血流検出部は、
前記被検体の組織と血流の境界面における前記血流速度を０と仮定してその他の部分の前記血流速度を算出または補正する
ことを特徴とする請求項３記載の超音波撮像装置。
【請求項５】
前記血流検出部は、
前記血流速度の実測値を取得し、
前記被検体の血管形状を円管として近似し、当該円管内の前記血流速度を演算によって求めることにより、前記実測値が得られなかった部分の血流速度を補間する
ことを特徴とする請求項３記載の超音波撮像装置。
【請求項６】
前記血流検出部は、
前記血流速度の実測値を取得し、
前記被検体の血管が面対称構造を有するものと仮定して２次元平面上で前記円管形状を近似し、当該２次元平面上の質量保存則を用いて前記血流速度を演算によって求めることにより、前記実測値が得られなかった部分の血流速度を補間する
ことを特徴とする請求項５記載の超音波撮像装置。
【請求項７】
前記血流検出部は、
流れ関数を用いて、前記実測値が得られなかった方向の血流速度成分を計算する
ことを特徴とする請求項５記載の超音波撮像装置。
【請求項８】
前記形状と前記血流速度を用いて、前記被検体内の血流が前記被検体の組織に影響を与える物理量を算出する、相互作用算出部を備え、
前記相互作用算出部は、
前記被検体内の血流による圧力分布、前記血流が前記被検体の血管内壁に生じさせるせん断応力、前記血流の仕事量、前記血流の流量、のうちいずれか１以上を前記物理量として算出する
ことを特徴とする請求項１記載の超音波撮像装置。
【請求項９】
前記被検体内の血流による圧力分布、前記血流が前記被検体の血管内壁に生じさせるせん断応力、前記血流の仕事量、前記血流の流量、前記血流の速度分布、のうちいずれか１以上について、空間的分布または経時的分布の少なくともいずれかを画面表示する表示部を備えた
ことを特徴とする請求項１記載の超音波撮像装置。
【請求項１０】
前記表示部は、
前記空間的分布または経時的分布の少なくともいずれかについて、最大値、最小値、平均値、積分値、またはこれらの比のうちいずれか１以上の数値を画面表示する
ことを特徴とする請求項９記載の超音波撮像装置。
【請求項１１】
前記表示部は、
前記血流検出部が前記被検体の血流速度を求める過程を画面表示する
ことを特徴とする請求項９記載の超音波撮像装置。
【請求項１２】
超音波画像を撮像する方法であって、
被検体に超音波を照射して反射信号を受信するステップと、
前記反射信号を用いて前記被検体内の血流速度を検出する血流検出ステップと、
を有し、
前記血流検出ステップでは、
前記反射信号を用いて作成した、異なるタイミングにおける前記被検体の複数の超音波画像に基づき、前記被検体の組織形状を示す画像を除去し、
前記被検体の組織形状を示す画像を除去した後の異なるタイミングにおける複数の画像に基づいて、前記被検体内の血流速度ベクトルを算出する
ことを特徴とする超音波撮像方法。
【請求項１３】
超音波画像を撮像する処理をコンピュータに実行させるプログラムであって、前記コンピュータに、
被検体に超音波を照射して反射信号を受信するステップと、
前記反射信号を用いて前記被検体内の血流速度を検出する血流検出ステップと、
を実行させ、
前記血流検出ステップでは、前記コンピュータに、
前記反射信号を用いて作成した、異なるタイミングにおける前記被検体の複数の超音波画像に基づき、前記被検体の組織形状を示す画像を除去するステップと、
前記被検体の組織形状を示す画像を除去した後の異なるタイミングにおける複数の画像に基づいて、前記被検体内の血流速度ベクトルを算出するステップと、
を実行させることを特徴とする超音波撮像プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波画像を撮像する技術に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
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。血液循環の効率は、血流の運動量やエネルギーによって表すことができる。【０００３】
また、心臓にとどまらず、動脈硬化などの血管疾患においても、血液が流れるときの血管と血流の間の運動交換を表すせん断応力が、疾患と密接に関わることが明らかとなっている（非特許文献１）。【０００４】
循環器組織の循環効率や血流動態を調べるためには、循環器組織と血流との間の力学的な相互関係を取得することが必要となる。このためには、循環器組織と血流の境界付近における循環器組織運動と血流ベクトルを定量的に求め、その影響を数値化して解析することが必要である。【０００５】
下記特許文献１では、複数の差分画像を累加することにより血流ベクトルを求める手法が開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開平５−３１１１２号公報
【非特許文献】
【０００７】
【非特許文献１】Suzuki, J et al. Am. J. Roentgenology. 171:1285-1290 (1998)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
上記特許文献１に記載の技術では、画素の輝度値が動き方向に沿って段階的に変化するため、その輝度変化に応じて動きベクトルを目視確認することができる。しかし、輝度や色の変化によって血流ベクトルを解析しているため、血流を感覚的・定性的に把握することができるに留まる。【０００９】
循環器組織の循環効率や血流動態を調べるためには、循環器組織と血流との間の力学的な相互関係を数値的に解析する必要があり、上記特許文献１に記載されている手法では十分な解析結果を得られない可能性がある。【００１０】
本発明は、上記のような課題を解決するためになされたものであり、循環器組織近傍の血流を定量的に測定する技術を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明に係る超音波撮像装置は、複数フレームの超音波画像の差分をとることにより、組織形状に相当する画像部分を除去した後、異なるタイミングにおける複数の画像に基づいて、血流速度ベクトルの計測値を算出する。
【発明の効果】
【００１２】
本発明に係る超音波撮像装置によれば、組織形状に相当する画像部分を除去することにより、循環器組織近傍の血流から得られた反射信号が弱い場合でも、血流を強調することができる。これにより、血流をより正確に測定することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】実施形態１に係る超音波撮像装置１の機能ブロック図である。
【図２】超音波撮像装置１の動作フローを示す図である。
【図３】ステップＳ２０１で得られる組織形状画像の１例を示す図である。
【図４】ステップＳ２０３の詳細フローを示す図である。
【図５】ステップＳ２０１で形状認識部１５１が時系列に沿って取得する超音波画像の例を示す図である。
【図６】ステップＳ２０３１における処理イメージを示す図である。
【図７】ステップＳ２０３２における処理イメージを示す図である。
【図８】ステップＳ２０３３における処理イメージを示す図である。
【図９】被検体３（動脈）の側断面図である。
【図１０】表示部１４が圧力分布の等高線を画面表示する際の画面イメージを例示する図である。
【図１１】表示部１４がせん断応力を画面表示する際の画面イメージを例示する図である。
【図１２】圧力分布、血流のせん断応力分布Ｓ、渦度分布Ｗのいずれか１以上を表示する際の画面イメージを例示する図である。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
＜実施の形態１＞
図１は、本発明の実施形態１に係る超音波撮像装置１の機能ブロック図である。超音波撮像装置１は、超音波探触子２から被検体３（例えば生体）に超音波を照射して反射エコー信号を受信し、被検体の超音波画像を生成する装置である。超音波探触子２は、超音波信号発生器１２が生成した信号にしたがって、被検体３の照射領域３０に超音波を照射するとともに、照射領域３０の反射波エコー信号を受信する。
【００１５】
超音波撮像装置１は、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、信号処理部１５を備える。本発明における「超音波送受信部」は、制御部１１、超音波信号発生器１２、超音波受信回路１３が相当する。
【００１６】
入力部１０は、超音波撮像装置１を操作するオペレータが制御部１１に対して超音波撮像装置１の動作条件などを指示するための操作装置である。入力部１０は、キーボード、ポインティングデバイスなどを用いて構成することができる。入力部１０はまた、オペレータが心電図を使用する場合の心電図信号を入力する際に用いることもできる。
【００１７】
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１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、信号処理部１５を制御する。超音波受信回路１３は、超音波探触子２が受信した反射エコー信号に、増幅、整相などの信号処理を施す。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。スキャンコンバータは超音波受信回路１３に含んでもよく、この場合、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に含めず、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。計算後にスキャンコンバータを用いてもよい。Ａ／Ｄコンバータのサンプリングの周波数は２０ＭＨｚから５０ＭＨｚの間とする。表示部１４は、信号処理部１５が生成した情報を画面表示する。信号処理部１５は、超音波探触子２が受信した反射エコー信号から超音波画像を生成する。
【００１８】
信号処理部１５は、形状認識部１５１、血流検出部１５２、相互作用算出部１５３、メモリ１５４を有する。
【００１９】
形状認識部１５１は、超音波受信回路１３が出力する反射エコー信号から、平面的撮像法を用いた被検体３の２次元組織形状情報、または立体的撮像法を用いた３次元組織形状情報（例えばＢモード像）を作成する。Ｂモードのラスタ間隔は、超音波点広がり関数幅の１０分の１から４倍の範囲である。また、形状認識部１５１は、作成した組織形状情報より、被検体３の組織位置を表す組織位置情報を求める。
【００２０】
血流検出部１５２は、形状認識部１５１が作成した組織形状情報から、血流速度ベクトルを求める。また、血流検出部１５２は、形状認識部１５１が作成した組織位置情報を用いて、被検体組織と血流の境界付近において、流体の物理法則を適用し、血流速度ベクトルを補正する。詳細は後述する。
【００２１】
相互作用演算部１５３は、血流検出部１５２が算出した血流速度ベクトルから、被検体組織と血流の間で作用する物理量や臨床指標を演算する。詳細は後述する。
【００２２】
メモリ１５４は、超音波探触子２が受信する反射エコー信号の他、形状認識部１５１、血流検出部１５２、相互作用演算部１５３が作成する情報を記憶する。
【００２３】
制御部１１、信号処理部１５、およびその配下の機能部は、これらの機能を実現する回路デバイスのようなハードウェアを用いて構成することもできるし、マイコンやＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ  Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ  Ｕｎｉｔ）のような演算装置とその動作を規定するソフトウェアを用いて構成することもできる。
【００２４】
図２は、超音波撮像装置１の動作フローを示す図である。図２では、被検体３が心臓であり、照射領域３０が左心室と右心室を含む部位であるものとする。なお、照射領域３０はこれに限るものではなく、血管、他の心腔などの部位でもよい。
【００２５】
（図２：ステップＳ２０１）
形状認識部１５１は、超音波受信回路１３が出力する反射エコーから、例えばＢモード像のような、被検体３の組織形状を表す超音波画像（組織形状画像）を生成する。形状認識部１５１は、複数の超音波画像を時系列に沿って順次取得する。
【００２６】
（図２：ステップＳ２０２）
形状認識部１５１は、ステップＳ２０１で生成した超音波画像から、被検体３の組織位置情報を取得する。具体的には、心臓組織、血管などの生体組織の位置を特定してこれらの位置情報を作成する。組織位置は、組織内壁を画像処理によって検出することにより特定してもよいし、超音波撮像装置１のオペレータが入力部１０を介して組織内壁を指定することにより特定してもよい。
【００２７】
（図２：ステップＳ２０３）
血流検出部１５２は、形状認識部１５１が生成した超音波画像のなかの血流部位を強調し、被検体３の生体組織と血流の間の境界近傍の血流速度を計測する。血流検出部１５２は、求めた血流速度に対し、流体力学上の物理的な整合性を適用して補正する。
【００２８】
（図２：ステップＳ２０３：補足）
ここでいう流体力学上の整合性とは、例えば血流が血管内壁で反射すること、血管内壁に接する部分の血流速度は０であること、などの制約をいう。具体例については後に改めて説明する。
【００２９】
（図２：ステップＳ２０４）
相互作用算出部１５３は、形状認識部１５１が取得した組織位置情報と、血流検出部１５２が取得した血流速度から、被検体３の生体組織と血流の間の物理的な相互作用を算出する。例えば、血管内の血流圧力分布、血流が被検体３の血管内壁に生じさせるせん断応力、血流の仕事量、血流の流量、などが考えられる。
【００３０】
（図２：ステップＳ２０４：補足その１）
相互作用演算部１５３は、上記各物理作用に基づき、その他の臨床上有用な指標を算出することもできる。例えば、上記各物理作用の空間的分布または経時的分布を算出することができる。また、その最大値、最小値、平均値、積分値、またはこれらの比などの値を算出することもできる。
【００３１】
（図２：ステップＳ２０４：補足その２）
本ステップにおける臨床上有用な指標とは、例えば最高血圧や最低血圧などの指標値のことをいう。これら指標は、血流速度から算出することができ、また循環器疾患の有用な指標となるため、本ステップにおいて算出することとした。その他、血流が血管内壁に生じさせるせん断応力は、動脈瘤などの一因となっていることが分かっているため、これら物理量を臨床指標として算出することも有用である。
【００３２】
（図２：ステップＳ２０４：補足その３）
表示部１４は、相互作用演算部１５３が本ステップで算出した物理作用、臨床指標などの値を画面表示する。例えば、血流圧力分布の経時変化を色付けして表示する、各時点の最高血圧／最低血圧を数値表示する、などの表示形態が考えられる。
【００３３】
図３は、ステップＳ２０１で得られる組織形状画像の１例を示す図である。ここでは、２次元Ｂモードによって撮像した被検体３（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を例示した。図３では例として２次元画像を示したが、３次元画像でもよい。Ｂモード像の超音波周波数は、撮像が可能な１ＭＨｚから２０ＭＨｚの範囲である。本実施形態１では、中心周波数５ＭＨｚとした。心拍によって変動する組織を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採用する必要があるため、２０Ｈｚ以上とした。
【００３４】
ステップＳ２０２において、形状認識部１５１は、ステップＳ２０１で得られた組織形状画像の位置情報を、画像処理により検出する。具体的には、超音波画像において組織画像は高輝度値を有するため、高輝度値を有する位置には心臓組織が存在するものとして取り扱うことができる。これにより、２次元または３次元的な心臓組織位置を特定することができる。その他、超音波撮像装置１のオペレータが、入力部１０を介して血流と心臓組織の境界面である組織内壁の位置を指定することにより、組織位置を特定してもよい。また、組織内壁輪郭抽出には一般的にＳＮＡＫＥＳと呼ばれるような画像輝度値のエネルギ関数を用いた手法を用いてもよい。
【００３５】
以上、超音波撮像装置１の全体動作を説明した。以下では、図２の各ステップの詳細について、図面を参照しながら説明する。
【００３６】
図４は、ステップＳ２０３の詳細フローを示す図である。本処理フローの前提となる超音波画像の例は、後述の図５で示す。各ステップにおける処理イメージについては、後述の図５〜図８で改めて示す。以下、図４の各ステップについて説明する。
【００３７】
（図４：ステップＳ２０３１）
血流検出部１５２は、ステップＳ２０１で形状認識部１５１が時系列に沿って取得した超音波画像のフレーム間差分をとり、差分画像を生成する。一般に、血流を測定するため血液内に投与する血中散乱体からの反射エコー信号は、生体組織からの反射エコー信号と比べて小さいため、血流を超音波画像から特定することは難しい。本ステップによれば、生体組織からの反射エコー信号成分を画像上でキャンセルし、血中散乱体からの反射エコー信号成分を強調して、血流を測定しやすくすることができる。本ステップの処理イメージは、後述の図６で改めて示す。
【００３８】
（図４：ステップＳ２０３２）
血流検出部１５２は、ステップＳ２０３１で生成した差分画像間でパターンマッチングを実施し、血流速度ベクトルを求める。差分画像内には、血中散乱体からの反射エコー信号成分が主に残っているため、差分画像間でパターンマッチングを実施することにより、血流の動きベクトルを求めることができる。本ステップの処理イメージは、後述の図７で改めて示す。
【００３９】
（図４：ステップＳ２０３３）
血流検出部１５２は、形状認識部１５１が作成した組織位置情報と、ステップＳ２０３２で求めた血流速度ベクトルを用いて、被検体組織と血流の境界付近において流体の物理法則を適用し、血流速度ベクトルを補正する。本ステップの処理イメージは、後述の図８で改めて示す。
【００４０】
図５は、ステップＳ２０１で形状認識部１５１が時系列に沿って取得する超音波画像の例を示す図である。画像を撮像する時間間隔を、ｄｔとする。図５（ａ）は任意の基準時刻ｔ＝０における超音波画像Ａ０、図５（ｂ）（ｃ）はそれぞれｔ＝ｄｔ、ｔ＝２ｄｔにおける超音波画像Ａ１、Ａ２を示す。図５に示す超音波画像内には、被検体３の１例として、左心室３１、左心房３２、血流に混在する散乱体３７が撮像されている。散乱体は血球でもよいし、信号強度増幅のための超音波造影剤でもよい。
【００４１】
図６は、ステップＳ２０３１における処理イメージを示す図である。図６（ａ）は、図５に示した超音波画像Ａ０とＡ１の差分画像Ｂ０を示す。図６（ｂ）は、図５に示した超音波画像Ａ１とＡ２の差分画像Ｂ１を示す。図６中の関心領域（Ｒｅｇｉｏｎ  Ｏｆ  Ｉｎｔｅｒｅｓｔ：ＲＯＩ）７２については、図７で改めて説明する。
【００４２】
差分画像Ｂ０において、血流速度が生体組織の移動速度より十分大きい場合、組織成分は除去され、血流成分のみが差分画像上に残る。これにより、差分画像上の背景部分（生体組織部分）の輝度値はほぼ０に近くなる。Ａ０に撮像されていた血流散乱体が正の輝度値となり、Ａ１に撮像されていた血流散乱体が負の輝度値となって、差分画像Ｂ０上に表れる。図６では正の輝度値を白抜きの丸で示し、負の輝度値を黒丸で示した。また、速度を検出する際に、輝度値の微分値を用いるオプティカルフローを用いてもよいし、パターンマッチング以外には血流散乱体輝度値から，血流散乱体中心地点を特定し，同様に次の画像における、血流散乱体中心場所を特定することで，二点間がもとまりその差分が移動量となる。移動量を画像の撮像間隔で除することで，速度を求めることができる。また、画像の中心地点以外には、画像の特徴点を抽出しその特徴点の移動量を検出し速度に変換してもよい。特徴点とは、そのほか、エッジや折れ線など、丸が考えられる。
【００４３】
血流検出部１５２は、ステップＳ２０３２において、血中散乱体の移動量をパターンマッチングによって求めることにより、血流速度ベクトルを算出する。ここにおいて、パターンマッチングによる血流速度ベクトルの算出のほかにも、上述の速度算出方法があり、被検体の組織形状を示す画像を除去した後の異なるタイミングにおける複数の画像に基づいて、被検体の血流速度ベクトルを算出する機能があればよく、本発明はパターンマッチング処理のみに限定されるものではない。
【００４４】
ただし、生体組織が画像内に存在していると、生体組織と血流の境界近傍における血流からの反射エコー信号は、生体組織からの反射エコー信号によって目立たなくなってしまう。そこで、ステップＳ２０３１において、生体組織からの反射エコー信号成分を相殺することにより、信号強度を低減させることとした。具体的には、各ピクセルの輝度値をフレーム間で減算することにより、差分画像を求めることができる。
【００４５】
図７は、ステップＳ２０３２における処理イメージを示す図である。図７（ａ）は、時刻ｔ＝０におけるＲＯＩ７２内の超音波画像を示す。図７（ｂ）は、時刻ｔ＝ｄｔにおけるＲＯＩ７２内の超音波画像を示す。ＲＯＩ７２は、血流速度ベクトルを算出しようとしている画像領域に相当する。空間的な速度情報を取得するため、血中散乱体個々の挙動を追跡することもできるが、ここでは、ある時刻におけるＲＯＩを格子状に区切り、各格子内の血中散乱体画像パターンを追跡することとする。
【００４６】
血流検出部１５２は、図７（ａ）内の格子７２１の画像パターンに対応する、図７（ｂ）内の格子７２２を、パターンマッチングにより探索する。すなわち、血流検出部１５２は、図７（ａ）における格子７２１内の血中散乱体が、図７（ｂ）においてどの位置まで移動したかを特定する。これにより、図７（ａ）（ｂ）間の格子７２１の移動量を算出す
ることができる。
【００４７】
格子７２１の移動量をＲとしたとき、格子７２１の速度はＲ／ｄｔで求めることができる。血流検出部１５２は、同様にすべての格子に対して速度を求めることにより、図７（ｃ）のような空間的な速度ベクトル７２３を算出することができる。
【００４８】
血流検出部１５２は、上述のように格子単位でパターンマッチングを実施することに代えて、個々の血中散乱体粒子についてパターンマッチングを実施し、空間的な速度ベクトルを算出してもよい。
【００４９】
速度ベクトルの空間分布を求める他の方法として、血球のような血中超音波信号反射体のドップラー効果を用いた方法がある。さらに、ドップラー効果を用いて取得した速度場から流れ関数を用いて速度ベクトルを算出する手法を用いることもできる。ただし、ドップラー効果で求めることができる速度情報は、ベクトルで示される速度ベクトルの超音波射影方向の投影成分のみとなる。そのため、ドップラー効果を用いた場合は、角度補正が必要であるとともに、速度ベクトルの超音波射影方向成分が誤差の原因となる。また、流れ関数は２次元の流れ場を仮定するため、ドップラー効果を用いて速度ベクトルの空間分布を算出することができる場面は限定される。
【００５０】
以上に鑑みると、血中散乱体を追跡して流れ場を３次元的に算出する手法が最適であると思われる。格子サイズはトレーサを追従するのに適しているサイズを選択し、具体的には３から１３０ピクセルの間の大きさである。
【００５１】
図８は、ステップＳ２０３３における処理イメージを示す図である。生体組織と血流の間の物理的な相互作用は、これら両者の境界面において発生しているため、生体組織と血流の境界近傍における血流速度は、極めて重要な情報となる。図８では、その算出手法について説明する。
【００５２】
血流検出部１５２は、形状認識部１５１が算出した組織位置情報７３に基づき、生体組織と血流の間の境界面を特定する。次に、当該境界面におけるすべりなし境界条件、すなわち境界面における血流速度が０であるという法則を適用し、当該境界面における血流速度ベクトル７２４がゼロベクトルであると仮定する。
【数１】
2012073863.tif 000003
【００５３】
計測対象をベクトルマッピングとした場合は、血流検出部１５２は、血流速度分布の連続性を利用して、補間処理により血流速度ベクトルを求めることもできる。例えば、まず血流速度の実測値を別途測定し、例えば入力部１０などを介して信号処理部１５に与えておく。一般に、血流測定を実際に実施すると、血管内壁近傍ではなく、血管中央付近の血流速度が得られる。血流検出部１５２は、上記境界面におけるゼロベクトルと実測値との間の領域について、線形補間やスプライン補間などの補間処理を実施し、これら中間領域における速度ベクトルを求めることができる。図８では、速度ゼロベクトル７２４、実測速度ベクトル７２３、補間速度ベクトル７２５を併記した。
【００５４】
＜実施の形態１：まとめ＞
以上のように、本実施形態１に係る超音波撮像装置１は、超音波画像のフレーム間差分画像を求めることにより、被検体３の生体組織画像をキャンセルする。これにより、生体組織と血流の境界近傍における血流からの反射エコー信号が、生体組織からの反射エコー信号に比して小さい場合でも、血流画像を強調し、より正確に血流を把握することができる。
【００５５】
また、本実施形態１に係る超音波撮像装置１は、生体組織画像をキャンセルした後の画像に対してパターンマッチングを実施し、血流速度ベクトルを算出する。これにより、血流を強調した画像を用いて、血流速度を定量的に数値化することができる。
【００５６】
また、本実施形態１に係る超音波撮像装置１は、形状認識部１５１が認識した組織形状に基づき、被検体３の生体組織と血流の境界面を特定する。また、その境界面における血流速度がゼロになるという力学法則を適用し、その他の領域における血流速度を算出または補間する。これにより、血流速度ベクトルの算出精度を向上させることができる。
【００５７】
＜実施の形態２＞
本発明の実施形態２では、被検体３が動脈である場合における、超音波撮像装置１の動作例を説明する。超音波撮像装置１の構成は実施形態１と同様であるため、以下では差異点を中心に説明する。
【００５８】
図９は、被検体３（動脈）の側断面図である。図９（ａ）に示すように、動脈は、動脈壁３９と血管内皮３８を有する。さらに、図９（ｂ）に示すように、動脈内に動脈瘤３８１が存在する場合もある。以下では、図４で説明したステップＳ２０３３について、実施形態１と異なる点を説明する。
【００５９】
（図４：ステップＳ２０３３：追加事項）
血流検出部１５２は、動脈を円管として近似できる場合、円管内の流れ解析手法を用いて血流速度ベクトルを算出することができる。例えば、ハーゲン・ポアズイユ流れやウォーマスリィの振動解析解を用いる流れ解析手法を実施し、動脈内の血流速度ベクトルを求めることができる。
【００６０】
（図４：ステップＳ２０３３：補足その１）
動脈瘤３８１が存在する場合でも、動脈を面対称な円管として近似できる場合、動脈形状を２次元平面で近似することができる。また、計測対象を１方向速度を計測するドプラ速度とし、ゼロベクトルに流れ関数を用いることで、２方向ベクトル分布を導出し、実測値が得られなかった方向の血流速度成分を計算することができる。具体な方法を以下に説明する。
【００６１】
ドプラ計測で得られる血流速度は、超音波ビームに平行な方向成分であり、この方向をｘ、ｘ速度成分をｕ、また、超音波撮像画像面内において、ｘに垂直な方向をｙ、ｙ方向速度成分をｖとする。流れ場の二次元性が保たれる場合や、超音波撮像画像を横切る流体の速度変化が少ない場合、質量保存の法則は下記（式２）のように表すことができる。
【数２】
2012073863.tif 000004
【００６２】
ここで、流れ関数Φを下記（式３）、および（式４）のように定義すると、上記（式２）は自動的に満たされる。
【数３】
2012073863.tif 000005
【数４】
2012073863.tif 000006
【００６３】
（式３）をｘ方向で微分し、ｙ方向で積分することにより、下記（式５）の関係式が求められる。
【数５】
2012073863.tif 000007
【００６４】
次に定積分を行うと、任意の場所Ｃ２におけるｙ方向速度ｖｃ２は下記（式６）のように記述される。
【数６】
2012073863.tif 000008
【００６５】
（式６）の詳細を説明する。ドプラ計測では、取得できる速度成分は１方向である。任意の場所Ｃ２におけるｙ方向速度ｖｃ２を求める際に、ｙが同値で任意のｘの位置におけるｙ方向速度ｖｃ１が既知である必要がある。そこで、位置Ｃ１に壁面Ｃ０を選ぶことで、ｖｃ０の速度を０と設定して下記（式７）を得ることができる。また、壁面位置を明確にすることで、Ｃ０からＣ２への積分が可能となり、任意のｙ方向速度ｖC2を求めることが可能となった。
【数７】
2012073863.tif 000009
【００６６】
上記では１例として直交座標系を示したが、軸座標系の流れ関数を用いてもよい。
【００６７】
（図４：ステップＳ２０３３：補足その２）
上記（式２）中の添字１および２は、超音波画像内の互いに直交する座標軸を示す。超音波で計測した血流速度ベクトルに対し、上記（式１）（式２）を用いることにより、動脈組織と血流の境界近傍の速度分布も補間することができる。
【００６８】
（図４：ステップＳ２０３３：補足その３）
図９（ｃ）は、動脈内の圧力分布図を示す。動脈内壁３８上における血流速度ベクトルは、速度ゼロベクトル７２４となる。動脈中心部分の血流速度は、実測により取得することもできる（実測速度ベクトル７２３）。実測速度ベクトル７２３と速度ゼロベクトル７２４の間の領域における血流速度ベクトル７２５は、実施形態１と同様に補間によって求めることができる。
【００６９】
＜実施の形態２：まとめ＞
以上のように、本実施形態２に係る超音波撮像装置１は、血管を円管として近似し、円管内の流体解析手法を用いて、血管内の血流速度ベクトルを演算推定する。また、血流速度の実測値が得られる場合は、実測速度ベクトル７２３と速度ゼロベクトル７２４の間の領域における血流速度ベクトルを補間によって求める。これにより、血管内の血流速度ベクトルを精度よく推定することができる。
【００７０】
また、本実施形態２に係る超音波撮像装置１は、血管の中心軸を通る平面を対称面として、血管が面対称構造を有するものと仮定し、２次元平面で近似する。これにより、流体の質量保存則を簡易化して取り扱うことができるので、少ない演算量で血管内の血流速度ベクトルを演算推定することができる。
【００７１】
＜実施の形態３＞
本発明の実施形態３では、図２のステップＳ２０４の具体例を説明する。超音波撮像装置１の構成は、実施形態１〜２と同様である。
【００７２】
相互作用演算部１５３は、形状認識部１５１が取得した被検体３の組織位置情報と、血流検出部１５２が取得した血流速度ベクトルから、生体組織と血流の間の物理的な相互作用を算出する。ここでいう相互作用は、力の相互作用、運動量交換、エネルギー交換などから算出することができる。
【００７３】
力の相互作用は、組織境界面の法線に対して平行な方向の圧力と、垂直な方向のせん断応力との２つに大別できる。
【００７４】
圧力分布は、流体の運動方程式によって算出することができる。運動方程式として、下記（式８）に示す、流体の運動量保存則を表すＮａｖｉｅｒ−Ｓｔｏｋｅｓ式、または（式８）を簡略化した下記（式９）に示すＥｕｌｅｒ式を用いることができる。
【数８】
2012073863.tif 000010
【００７５】
圧勾配を用いて圧力分布を算出する方法を、以下に説明する。血流が流れている位置Ｘにおける圧勾配を算出する場合、相互作用演算部１５３は、基準点Ｘ0と位置Ｘ1を結ぶ任意の経路Ｌを指定し、Ｎを任意の整数として、経路Ｌ上の経路離散位置Ｌ1，Ｌ2，Ｌ3，・・・，ＬNにおける圧勾配を算出する。次に相互作用演算部１５３は、圧勾配を算出した位置Ｌ1，Ｌ2，Ｌ3，・・・，ＬNにおける圧勾配と経路離散位置間の距離の積の和をとり、基準点Ｘ0と位置Ｘ1の間の圧較差とする。なお、流量が小さい領域の圧勾配については、値を０、あるいは−１ｍｍＨｇ／ｃｍ以上１ｍｍＨｇ／ｃｍ以下の定数とおいてもよい。
【００７６】
図１０は、表示部１４が圧力分布の等高線を画面表示する際の画面イメージを例示する図である。相互作用演算部１５３は、上記処理を全ての格子に対して実施することにより、圧力較差分布の等高線を得ることができる。また、基準点Ｘ0における圧力の推定値を入力部１０より入力することにより、図１０に示すような圧力分布の等高線が得られる。
【００７７】
基準点Ｘ0における圧力の推定値は例えば、一般化伝達関数法を用いることで推定してもよいし、上腕部の血圧値より推定してもよい。
【００７８】
また、相互作用演算部１５３は、圧力分布を時系列データとして算出してもよいし、空間的分布または時間的分布、さらにはその最大値、最小値、積分値などを算出し、それらの値の相対値をとることにより、臨床上の指標として用いることもできる。表示部１４はその指標値を画面表示する。
【００７９】
また、弁狭窄などが生じると、弁の上流と下流の間の圧力差が大きくなり、心臓に負担がかかる。したがって、圧力較差自体も有用な臨床指標となる。表示部１４は、この圧力較差の空間分布や経時分布を画面表示するようにしてもよい。
【００８０】
図１１は、表示部１４がせん断応力を画面表示する際の画面イメージを例示する図である。図１１に示すように、せん断応力の大きさによって境界部分の色を変えて表示してもよい。せん断応力の時系列データとして、経時的に変化したせん断応力を算出させてもよいし、空間的あるいは時間的変化の最大値や最小値、積分値を算出し、さらにそれらの値の相対値をとることで臨床指標化して、表示部１４が表示してもよい。
【００８１】
また、エネルギーは血流の力と組織移動量の積に相当するため、組織の移動量を組織ドップラー法や組織トラッキングによって求めることにより、エネルギー、すなわち血液が組織に与える仕事率を求めることができる。
【００８２】
特に、心臓拡張能不全においては、心臓拡張が心筋の自発的な弛緩によるものか、それとも血液が心筋を押すことに起因して拡張したものであるのかを、区別しにくい。本発明のように、心筋と血流の力学的な相互作用を調べることにより、心臓拡張能不全を診断する際に有効な指標を提供することができる。また、心筋と血流の局所的な相互作用を調べることにより、本発明を虚血診断にも適用することができる。
【００８３】
図１２は、表示部１４が、１以上の空間位置における、またはある時刻における圧力分布、血流のせん断応力分布Ｓ、渦度分布Ｗのいずれか１以上を表示する際の画面イメージを例示する図である。相互作用演算部１５３は、血流のせん断応力分布Ｓと渦度分布Ｗを、下記（式１０）（式１１）に示す定義式によって算出することができる。表示部１４は、その算出結果を画面表示する。
【数９】
2012073863.tif 000011
【数１０】
2012073863.tif 000012
【００８４】
表示部１４は、図１２の経時変化を動画として表示してもよい。また、形状認識部１５１が生成した画像と組織画像と重ね合わせて表示してもよい。また、同時に相互作用演算部１５３が算出した力やエネルギーの定量的な数値、またはそれらの比を画面表示してもよい。
【００８５】
表示部１４は、上記のほか、信号処理部１５が血流速度ベクトルを算出する過程を画面表示することもできる。例えば、図２や図４に示したフローチャートの各ステップで実施する演算過程、上記各数式、図５〜図９に示した演算途中の画像などを画面表示することが考えられる。
【００８６】
以上、本発明者によってなされた発明を実施形態に基づき具体的に説明したが、本発明は前記実施の形態に限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲で種々変更可能であることは言うまでもない。
【符号の説明】
【００８７】
１：超音波撮像装置、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：形状認識部、１５２：血流検出部、１５３：相互作用算出部、１５４：メモリ、２：超音波探触子、３：被検体、３０：照射領域、３１：左心室、３２：左心房、３３：右心室、３４：僧房弁、３５：左室後壁、３６：心尖部、３８：血管内皮、３８１：動脈瘤、３９：動脈壁、７２：ＲＯＩ、７２１〜７２２：格子、７２３：実測速度ベクトル、７２４：速度ゼロベクトル、７２５：補間速度ベクトル、７３：組織位置情報。
【図１】
2012073863.tif 000013
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
2012073863.tif 000022
【図１１】
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【図１２】
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【国際調査報告】
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2012073863.tif 000027
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2012073863.tif 000029
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