JP6518130B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、超音波診断装置に関し、特に心臓内における血流を診断する技術に関する。

血流に超音波を送受して得られる受信信号から血流の移動情報（運動情報）を得る技術が知られている。例えば、特許文献１には、生体内における血流などの流体に対して超音波を送受して得られる受信信号に基づいて、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。

また、特許文献２には、生体内の血流を複数の表示要素の運動として表現した画像を形成する超音波診断装置が開示されている。各表示要素としては、血流の仮想的な粒子が好適であり、特許文献２に記載された装置は、各粒子の現フレームにおける速度ベクトルに基づいて、その粒子の次フレームにおける位置（移動先）を決定し、例えば、複数フレームに亘って各粒子の移動先を追跡することにより得られる各粒子の軌跡等を表示する。これにより、例えば、血流内における渦流、乱流、停滞などの状態を視覚的に直感的に確認できるようになる。

特開２０１３−１９２６４３号公報 特開２００８−７３２７９号公報

特許文献１，２に記載された技術は、血流の移動情報（運動情報）を得るにあたって実用面での利用価値が極めて高い画期的な技術であり、これらの技術の更なる応用や改良が期待されている。特に、心臓内における血流の診断への応用が期待される。

ところで、生体内の心臓は拡張収縮運動を繰り返しており、心臓内における血流は拡張収縮運動によって複雑に変化する。そのため、従来から、複雑に変化する血流の状態を適切に分かり易く表現する試みが成されてきた。

本発明は、上述した背景技術に鑑みて成されたものであり、その目的は、心臓内における血流の状態を表現する新たな表示態様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、超音波を送受して得られた信号に基づいて心臓の心腔内における血流の血流ベクトルを得るベクトル演算部と、前記心腔内における血流の仮想的な複数粒子を生成する粒子生成部と、前記血流ベクトルに基づいて前記各粒子の移動先を導出する粒子演算部と、前記複数粒子の移動先を互いに結び付けて示した血流画像を形成する画像形成部と、を有することを特徴とする。

上記構成において、血流ベクトルとは、血流の運動に関するベクトル情報であり、例えば、血流内の各座標（各血流部分）における速度と方向を示す速度ベクトルや、血流内の各座標における移動量と方向を示す移動ベクトルなどが好適な具体例である。血流ベクトルは、例えば、特許文献１（特開２０１３−１９２６４３号公報）に記載された技術、つまり２次元の速度ベクトル分布を利用して得ることができるものの、他の公知の技術を利用して血流ベクトルが得られてもよい。

また、血流の仮想的な各粒子は、血流（血液の流れ）を解析するにあたって利用される演算上の仮想的な要素であり、例えば、診断対象となる血流内に複数の仮想的な粒子が生成される。

さらに、上記構成においては、複数粒子の移動先を互いに結び付けて示した血流画像が形成される。例えば、複数粒子の移動先を互いに密接に関連付ける表示態様により血流画像が形成される。具体的には、複数粒子の移動先に対応した複数の位置を通るラインにより、それら複数粒子の移動先を互いに結び付けて示した血流画像が好適であるものの、ライン以外の表示態様により複数粒子の移動先が互いに結び付けられてもよい。

そして、上記構成を備えた装置によれば、複数粒子の移動先を互いに結び付けて示した新たな表示態様の血流画像が提供される。この血流画像により、医師や検査技師などのユーザは、例えば、複数粒子のうちのどの粒子が心臓内のどの部分に到達しているのか等を視覚的に直感的に把握することが可能になる。

望ましい具体例において、前記画像形成部は、前記複数粒子の移動先に対応した複数の位置を通るラインを示すことにより、当該ラインにより当該複数粒子の移動先を互いに結び付けて示した前記血流画像を形成する、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記画像形成部は、前記ライン上において前記各粒子の移動先に対応したライン部分を当該各粒子が生成された位置に応じた色で表現した前記血流画像を形成する、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記画像形成部は、複数時相に亘って各時相ごとに当該時相における前記複数粒子の移動先に対応した複数の位置を通る前記ラインを形成する、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記画像形成部は、前記複数粒子の各粒子ごとに当該粒子の生成位置から移動先までの距離を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、前記画像形成部は、前記各粒子の生成位置を一方軸に示して前記各粒子の距離を他方軸に示した前記グラフを形成する、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記画像形成部は、前記各粒子の距離を当該各粒子が生成された位置に応じた色で表現した前記グラフを形成する、ことを特徴とする。

本発明により、心臓内における血流の状態を表現する新たな表示態様が提供される。例えば、本発明の好適な態様によれば、複数粒子の移動先を互いに結び付けて示した新たな表示態様の血流画像が提供され、これにより、医師や検査技師などのユーザは、例えば、複数粒子のうちのどの粒子が心臓内のどの部分に到達しているのか等を視覚的に直感的に把握することが可能になる。

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を示す図である。 心臓内腔に対応した関心領域の具体例を示す図である。 流入ラインと流出ラインの他の具体例を示す図である。 速度ベクトル分布の具体例を示す図である。 フレーム列を説明するための図である。 フレーム間の補間処理を説明するための図である。 複数粒子の生成を説明するための図である。 各粒子の移動先の演算の具体例を説明するための図である。 各粒子の移動先の演算の例外処理を説明するための図である。 各粒子の移動先の演算の終了条件を説明するための図である。 波面ラインの具体例を示す図である。 血流表示画像の具体例を示す図である。 健常例と疾患例の血流表示画像を示す図である。 粒子距離グラフの具体例を示す図である。 生成位置に応じた色付け処理の具体例を説明するための図である。

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、血流（血液の流れ）の移動情報を得る機能を備えており、特に、生体の心臓内における血流の診断に好適である。

プローブ１０は、例えば生体内の心臓などの診断対象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。プローブ１０としては例えばコンベックス型が望ましいもののセクタ型やリニア型等であってもよい。

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、超音波ビームに対応した受信信号が形成される。

なお、送受信部１２において、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変換処理等が施されてもよい。また、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。

超音波画像形成部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、超音波画像のデータ（画像データ）を形成する。超音波画像形成部２０は、例えば、検波処理やフィルタ処理やＡＤ変換処理等が施された超音波の受信信号に基づいて、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、超音波ビームに対応した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（ドプラ情報）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次元の速度情報を利用して、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。

速度ベクトル演算部４０は、複数のサンプル点（複数座標）に対応した速度ベクトルで構成される２次元の速度ベクトルの分布を示す各ベクトルフレームを生成する。また、速度ベクトル演算部４０は、複数時相に亘って複数のベクトルフレームを次々に生成する。

内腔ライン設定部４２は、超音波画像形成部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の外縁となる内腔ラインを設定する。また流入流出ライン設定部４４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流入ラインを設定し、心臓内腔から流出する血流の流路に流出ラインを設定する。そして、内腔ラインと流入ラインと流出ラインにより囲まれた領域が関心領域とされる。

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には超音波画像形成部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左室の内腔（心腔）が含まれている。

内腔ライン５２は、心腔（例えば心臓左室の内腔）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９０を利用して、心腔と心筋の境界上または境界付近にいくつかの（数個程度でよい）トレース基準ポイントを設定する。また、内腔ライン設定部４２が、ユーザによって設定されたトレース基準ポイントに基づいて、例えば補間処理等によりトレース基準ポイント間に複数のトレースポイントを追加する。

そして、いくつかのトレース基準ポイントと追加された複数のトレースポイントからなる複数のサンプル点（例えば１００点程度）に基づいて、内腔ライン設定部４２が内腔ライン５２を形成する。例えば、複数のサンプル点を互いに連結するように内腔ライン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、ユーザからの操作に応じて、流入流出ライン設定部４４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、流入ライン５４と流出ライン５６のそれぞれの始点Ｓと終点Ｅの位置を指定する。例えば、流入ライン５４の始点Ｓと終点Ｅ、流出ライン５６の始点Ｓと終点Ｅの順にこれら４点が設定される。

ユーザにより流入ライン５４と流出ライン５６のそれぞれの始点Ｓと終点Ｅの位置が設定されると、流入流出ライン設定部４４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を設定し、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を設定する。

例えば、流入流出ライン設定部４４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（トレースポイント又はトレース基準ポイント）の位置に移動し、流入ライン５４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（トレースポイント又はトレース基準ポイント）の位置に移動する。

また、流入流出ライン設定部４４は、流出ライン５６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（トレースポイント又はトレース基準ポイント）の位置に移動し、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（トレースポイント又はトレース基準ポイント）の位置に移動する。なお、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が形成されることが望ましい。

こうして、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が形成され、その領域が関心領域とされる。なお、図２には、流入ライン５４と流出ライン５６を直線とする具体例を示したが、直線以外のラインが利用されてもよい。

図３は、流入ライン５４と流出ライン５６の他の具体例を示す図である。例えば、図３（Ａ）に示す具体例のように、閉曲線の内腔ライン５２が得られている場合には、図３（Ｂ）に示すように、始点Ｓと終点Ｅを内腔ライン５２に沿って結んだ曲線状の流入ライン５４と流出ライン５６が形成されてもよい。

図１に戻り、内腔ライン速度演算部４６は、超音波画像形成部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（図２の符号５２）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４６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４６は、例えば、複数フレームに亘って得られる超音波画像の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（移動ベクトル）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。

また、内腔ライン速度演算部４６による内腔ライン上の各サンプル点の追跡結果は、内腔ライン設定部４２に送られ、内腔ライン設定部４２は、複数サンプル点の移動に追従するように内腔ラインの形状を変化させる。

さらに、流入ライン５４と流出ライン５６のそれぞれの始点Ｓと終点Ｅ（図２参照）がそれらに対応した各サンプル点（内腔ライン上の各サンプル点）の移動に追従する。こうして、流入流出ライン設定部４４により、内腔ラインの形状の変化に応じて、つまり画像データ内における心臓の運動に追従するように、流入ライン５４と流出ライン５６が設定される。

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４４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が利用される。

補間処理部５０と粒子生成部６０と粒子演算部７０における処理と機能については、後に図面を参照して詳述する。表示画像形成部８０は、超音波画像形成部２０から得られる超音波画像の画像データと、粒子演算部７０から得られる演算結果に基づいて、血流表示画像を形成する、表示画像形成部８０において形成された血流表示画像は表示部８２に表示される。

制御部１００は、図１の超音波診断装置内を全体的に制御する。制御部１００による全体的な制御には、操作デバイス９０を介して、医師や検査技師などの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（符号を付された各部）のうち、送受信部１２，超音波画像形成部２０，ドプラ処理部３０，速度ベクトル演算部４０，内腔ライン設定部４２，流入流出ライン設定部４４，内腔ライン速度演算部４６，補間処理部５０，粒子生成部６０，粒子演算部７０，表示画像形成部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の少なくとも一部がコンピュータにより実現されてもよい。つまり、上記各部に対応した機能の少なくとも一部が、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り、操作デバイス９０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、その他のスイッチ類等のうちの少なくとも一つにより実現できる。そして、制御部１００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全体構成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（符号を付された各部）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４は、速度ベクトル分布の具体例を示す図である。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と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。具体的には、ドプラ処理部３０から得られる超音波ビーム方向の速度情報（ドプラ情報）と、内腔ライン速度演算部４６から得られる内腔ライン５２上の各サンプル点における速度情報に基づいて、例えば、図４に示す速度ベクトル分布が形成される。

図４に示す速度ベクトル分布は、心臓の内腔ライン５２（図２参照）を含むｘｙ座標系（直交座標系）で表現されており、ｘｙ座標系内の複数座標において算出された複数の速度ベクトル（血流の速度ベクトル）Ｖで構成されている。速度ベクトル演算部４０は、例えば、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分布を形成してから、座標変換処理を行って図４に示すｘｙ座標系の速度ベクトル分布を得る。

速度ベクトル演算部４０は、複数のサンプル点（複数座標）に対応した速度ベクトルＶで構成される各ベクトルフレーム、つまり２次元の速度ベクトル分布を示す各ベクトルフレームを生成する。速度ベクトル演算部４０は、複数時相に亘って複数のベクトルフレームを次々に生成する。これにより、複数のベクトルフレームからなるベクトルフレーム列が得られる。

図５は、フレーム列を説明するための図であり、図５（Ａ）には、ベクトルフレーム列の具体例が図示されている。図５（Ａ）に示す具体例において、ベクトルフレーム列は、複数のベクトルフレーム（１〜５を代表的に図示）で構成される。

複数座標における速度ベクトルで構成された各ベクトルフレームは、ドプラ処理部３０から得られる超音波ビーム方向の速度情報（ドプラ情報）を利用して生成される。ドプラ情報を得るにあたり、例えばカラードプラ法の送受信を利用すると、同じビーム方向に超音波が繰り返し送受されるため、例えばＢモード画像を得る場合等に比べて、ドプラ情報を得る場合の送受信フレームレートは低くなってしまう。各ベクトルフレームを構成する速度ベクトルはドプラ情報を利用して算出されるため、ベクトルフレーム列のフレームレートも比較的低いものとなる。

そこで、補間処理部５０により、ベクトルフレーム列に対してフレーム間補間処理が実行される。図５（Ｂ）は、フレーム間補間処理を施された補間後のフレーム列の具体例が図示されている。図５（Ｂ）に示す具体例において、補正後のフレーム列は、複数のベクトルフレーム（図５（Ａ）に代表的に図示された１〜５）と、それらのベクトルフレーム間に追加された複数の補間フレームで構成される。各補間フレームは、互いに隣接する２つのベクトルフレーム間に速度ベクトルに基づく補間処理を適用して生成される。

なお、補間後のフレーム列のフレームレートは、例えば、表示部８２における表示フレームレートに応じて決定するようにしてもよい。具体的には、例えば、表示フレームレートが６０Ｈｚであれば、補間後のフレーム列のフレームレートも６０Ｈｚとなるように、追加される補間フレームの枚数等が決定される。もちろん、表示フレームレートと補間後のフレーム列のフレームレートは必ずしも一致させる必要はない。

図６は、フレーム間の補間処理を説明するための図である。補間処理部５０は、複数のベクトルフレームからなるベクトルフレーム列（図５参照）内において、互いに隣接する２つのベクトルフレーム間に補間処理を適用し、そのベクトルフレーム間に１又は複数の補間フレームを追加する。各補間フレームは、複数座標における補間ベクトルで構成される。

補間処理部５０は、各座標ごとに、互いに隣接する２つのベクトルフレームから得られる当該座標に対応した２つの速度ベクトルに基づく補間処理により、当該座標に対応した補間ベクトルを算出する。

図６には、座標（ｘ，ｙ）におけるフレーム間補間処理の具体例が図示されている。図６において、ベクトルフレーム（ｎ）とベクトルフレーム（ｎ＋１）は、ベクトルフレーム列内において互いに隣接する２つのベクトルフレームである。図６に示す具体例では、ベクトルフレーム（ｎ）とベクトルフレーム（ｎ＋１）の間に、等間隔で４つの補間フレーム（１）〜（４）が追加される。ベクトルフレーム（ｎ）とベクトルフレーム（ｎ＋１）の時間間隔はΔＴであり、ΔＴ内において４つの補間フレーム（１）〜（４）が等間隔Δｔで追加される。したがって、ΔＴ＝５×Δｔとなる。

補間処理部５０は、例えば、時間間隔に応じた線形補間により、各補間フレームを構成する補間ベクトルを算出する。例えば、ベクトルフレーム（ｎ）内の座標（ｘ，ｙ）における速度ベクトル（ｘ方向成分，ｙ方向成分）が（Ｖｘ０，Ｖｙ０）であり、ベクトルフレーム（ｎ＋１）内の座標（ｘ，ｙ）における速度ベクトル（ｘ方向成分，ｙ方向成分）が（Ｖｘ１，Ｖｙ１）である場合に、補間フレーム（１）〜（４）の各々の座標（ｘ，ｙ）における補間ベクトルのｘ方向成分とｙ方向成分は、それぞれ数１式から数４式により算出される。

[数１]
補間フレーム（１）の座標（ｘ，ｙ）における補間ベクトル
ｘ方向成分＝｛（Ｖｘ０・４Δｔ）＋（Ｖｘ１・Δｔ）｝／５Δｔ
ｙ方向成分＝｛（Ｖｙ０・４Δｔ）＋（Ｖｙ１・Δｔ）｝／５Δｔ
[数２]
補間フレーム（２）の座標（ｘ，ｙ）における補間ベクトル
ｘ方向成分＝｛（Ｖｘ０・３Δｔ）＋（Ｖｘ１・２Δｔ）｝／５Δｔ
ｙ方向成分＝｛（Ｖｙ０・３Δｔ）＋（Ｖｙ１・２Δｔ）｝／５Δｔ
[数３]
補間フレーム（３）の座標（ｘ，ｙ）における補間ベクトル
ｘ方向成分＝｛（Ｖｘ０・２Δｔ）＋（Ｖｘ１・３Δｔ）｝／５Δｔ
ｙ方向成分＝｛（Ｖｙ０・２Δｔ）＋（Ｖｙ１・３Δｔ）｝／５Δｔ
[数４]
補間フレーム（４）の座標（ｘ，ｙ）における補間ベクトル
ｘ方向成分＝｛（Ｖｘ０・Δｔ）＋（Ｖｘ１・４Δｔ）｝／５Δｔ
ｙ方向成分＝｛（Ｖｙ０・Δｔ）＋（Ｖｙ１・４Δｔ）｝／５Δｔ

なお、数１式から数４式は、時間間隔に応じた線形補間を利用した場合における一つの具体例に過ぎず、他の数式を利用して線形補間が実現されてもよいし、線形補間以外の補間処理を利用して補間ベクトルが算出されてもよい。さらに、各座標における補間ベクトルを算出する際に、その座標以外の、例えばその座標近傍の速度ベクトルが参照されてもよい。また、例えば、ベクトルフレーム（ｎ）とベクトルフレーム（ｎ＋１）の間における補間処理に、これら２つのベクトルフレーム以外の、例えばこれら２つのベクトルフレームの近傍のベクトルフレーム内における速度ベクトルが利用されてもよい。

補間処理部５０は、速度ベクトル分布が得られた複数座標について、各座標ごとにフレーム間補間処理を実行して補間ベクトルを得ることにより、複数座標における補間ベクトルで構成された各補間フレームを形成する。こうして、複数のベクトルフレームとそれらのベクトルフレーム間に追加された複数の補間フレームで構成される補間後のフレーム列（図５（Ｂ）参照）が得られる。そして、補間後のフレーム列に基づいて、血流に関する仮想的な複数粒子の移動先が算出される。仮想的な複数粒子は、粒子生成部６０により生成される。

図７は、複数粒子の生成を説明するための図である。粒子生成部６０は、血流が含まれる座標系内、つまり超音波画像と２次元速度ベクトル分布が形成された座標系内に、血流に関する複数粒子を設定する。粒子生成部６０は、例えば、超音波画像内において心臓に対して設定された流入ライン５４上に複数粒子を生成する。この場合には、流入ライン５４が複数粒子を生成する生成ラインとなる。

例えば、図７に示す基本例のように、始点Ｓと終点Ｅを直線で結んだ流入ライン５４上に、等間隔で一例に並ぶ複数粒子が生成される。例えば５０個の粒子が流入ライン５４上に等間隔で生成される。なお、流入ライン５４の長さが５０画素（ピクセル）以下の場合には、流入ライン５４上の１画素につき１個の粒子が生成される。もちろん、５０個以外の設定個数で複数粒子が生成されてもよい。ユーザが複数粒子の個数を設定又は変更できるようにしてもよい。

粒子生成部６０は、特定の１フレームのみ（１時相のみ）で複数粒子を発生させることが望ましい。粒子生成部６０は、例えば、演算の起点となる最初のフレームにおいて複数粒子を発生される。なお、粒子生成部６０は、複数フレームに亘って定期的に各フレーム内に複数粒子を発生させてもよい。例えば、後に説明する血流表示画像の視認性を損なわない程度に数フレーム間隔で各フレーム内に複数粒子が生成されてもよい。

粒子生成部６０により複数粒子が生成されると、粒子演算部７０は、補正後のフレーム列（図５（Ｂ））に基づいて、各粒子ごとにその粒子の移動先を算出する。

図８は、各粒子の移動先の演算の具体例を説明するための図である。図８には、ベクトルフレーム（ｎ）とベクトルフレーム（ｎ＋１）の間に、等間隔で４つの補間フレーム（１）〜（４）が追加された補正後のフレーム列（図６参照）に基づく、一つの粒子Ｐに関する演算の具体例が示されている。

ベクトルフレーム（ｎ）内において粒子Ｐが位置Ｐ０（座標Ｐ０）に存在する場合、例えばベクトルフレーム（ｎ）内の位置Ｐ０に粒子Ｐが生成された場合、まず、位置Ｐ０における血流の速度ベクトルＶ０が利用される。ベクトルフレーム（ｎ）を構成する複数座標の速度ベクトルの中に、位置Ｐ０（座標Ｐ０）に対応する座標の速度ベクトルが存在すれば当該速度ベクトルが速度ベクトルＶ０とされる。もし、位置Ｐ０に対応する座標の速度ベクトルがなければ、位置Ｐ０の近傍にある複数座標の速度ベクトルに基づく線形補間処理（フレーム内補間処理）等により速度ベクトルＶ０が算出される。

そして、速度ベクトルＶ０とフレーム間隔Δｔ（図６参照）を乗算することにより移動ベクトル（大きさが速度ベクトルＶ０のΔｔ倍で速度ベクトルＶ０と同じ方向）が算出され、位置Ｐ０からその移動ベクトルだけ移動した位置Ｐ１（座標Ｐ１）が導出される。これにより得られた位置Ｐ１が、ベクトルフレーム（ｎ）の次のフレーム（次の時相）である補間フレーム（１）における粒子Ｐの位置（移動先の座標）となる。

次に、位置Ｐ１における血流の速度ベクトルＶ１が利用される。補間フレーム（１）を構成する複数座標の補間ベクトルの中に、位置Ｐ１（座標Ｐ１）に対応する座標の補間ベクトルが存在すれば当該補間ベクトルが速度ベクトルＶ１とされ、位置Ｐ１に対応する座標の補間ベクトルがなければ、位置Ｐ１の近傍にある複数座標の補間ベクトルに基づく線形補間処理（フレーム内補間処理）等により速度ベクトルＶ１が算出される。

そして、速度ベクトルＶ１とフレーム間隔Δｔを乗算することにより移動ベクトル（大きさが速度ベクトルＶ１のΔｔ倍で速度ベクトルＶ１と同じ方向）が算出され、位置Ｐ１からその移動ベクトルだけ移動した位置Ｐ２（座標Ｐ２）が導出される。これにより得られた位置Ｐ２が、補間フレーム（１）の次のフレーム（次の時相）である補間フレーム（２）における粒子Ｐの位置（移動先の座標）となる。

補間フレーム（２）に続く補間フレーム（３）と補間フレーム（４）についても、上記と同様な処理が実行される。つまり、粒子Ｐの位置における速度ベクトル（Ｖ２，Ｖ３）とフレーム間隔Δｔを乗算することにより得られる移動ベクトルに基づいて粒子Ｐの移動先の座標が算出される。図８の具体例において、補間フレーム（３）における位置Ｐ３と補間フレーム（４）における位置Ｐ４が粒子Ｐの移動先の座標である。

さらに、位置Ｐ４における血流の速度ベクトルＶ４が利用される。補間フレーム（４）を構成する複数座標の補間ベクトルの中に、位置Ｐ４（座標Ｐ４）に対応する座標の補間ベクトルが存在すれば当該補間ベクトルが速度ベクトルＶ４とされ、位置Ｐ４に対応する座標の補間ベクトルがなければ、位置Ｐ４の近傍にある複数座標の補間ベクトルに基づく線形補間処理（フレーム内補間処理）等により速度ベクトルＶ４が算出される。

そして、速度ベクトルＶ４とフレーム間隔Δｔを乗算することにより移動ベクトル（大きさが速度ベクトルＶ４のΔｔ倍で速度ベクトルＶ４と同じ方向）が算出され、位置Ｐ４からその移動ベクトルだけ移動した位置Ｐ５（座標Ｐ５）が導出される。これにより得られた位置Ｐ５が、補間フレーム（５）の次のフレーム（次の時相）であるベクトルフレーム（ｎ＋１）における粒子Ｐの位置（移動先の座標）となる。

こうして、粒子演算部７０は、ベクトルフレーム（ｎ＋１）の以降に続く複数フレーム（補間フレームまたはベクトルフレーム）においても、上記と同様な処理を実行し、後に説明する終了条件が満たされるまで、次々に粒子Ｐの移動先を導出する。また、粒子演算部７０は、粒子生成部６０が生成した複数粒子の各々について、各粒子が生成されたフレーム（時相）から、その粒子の移動先を導出する。

図８に示す具体例によれば、ベクトルフレーム間に複数の補間フレームが追加された補間後のフレーム列に基づいて各粒子の移動先が導出されるため、複数の補間フレームを追加しない場合に比べて、移動先の推定精度が高められる。

例えば、図８において補間フレーム（１）〜（４）を利用せずに、ベクトルフレーム（ｎ）における粒子Ｐの位置Ｐ０から、速度ベクトルＶ０にベクトルフレーム間隔ΔＴ（図６参照）を乗算して得られる移動ベクトル（大きさが速度ベクトルＶ０のΔＴ倍で速度ベクトルＶ０と同じ方向）だけ移動した位置をベクトルフレーム（ｎ＋１）における粒子Ｐの移動先としてしまうと、図８の具体例で得られる位置Ｐ５（座標Ｐ５）とは大きく異なる移動先が得られてしまう。補間フレーム（１）〜（４）を利用しないと、ベクトルフレーム（ｎ）とベクトルフレーム（ｎ＋１）との間における粒子Ｐの速度ベクトルの変化が反映されないためである。

図９は、各粒子の移動先の演算の例外処理を説明するための図である。粒子演算部７０は、図８を利用して説明した基本処理により各粒子の移動先を導出するが、図９に示すように、各粒子の移動先が内腔ライン５２を超えてしまう場合には、各粒子の移動先を内腔ライン５２上または内腔ライン５２の内側（心腔側）近傍に移動先を修正する。

例えば、図９に示す具体例のように、各フレーム（ベクトルフレーム又は補間フレーム）において粒子Ｐが位置Ｐ６にあり、基本処理により得られる次フレーム（ベクトルフレーム又は補間フレーム）における移動先が位置Ｐ７となる場合、つまり移動ベクトル（破線矢印）と内腔ライン５２が交差する場合には、次フレームにおける移動先が位置Ｐ７から位置Ｐ７´に修正される。図９の具体例において、位置Ｐ７´は、内腔ライン５２と移動ベクトルの交点であるが、当該交点の近傍に、例えば内腔ライン５２の内側（心腔側）の近傍が位置Ｐ７´とされてもよい。

図１０は、各粒子の移動先の演算の終了条件を説明するための図である。粒子演算部７０は、図８を利用して説明した基本処理と図９を利用して説明した例外処理により各粒子の移動先を次々に導出し、図１０に示すように、各粒子の移動先が流出ライン５６を通過した場合に、その粒子の移動先の演算を終了する。

例えば、図１０に示す具体例のように、各フレーム（ベクトルフレーム又は補間フレーム）において粒子Ｐが位置Ｐ８にあり、次フレーム（ベクトルフレーム又は補間フレーム）における移動先が位置Ｐ９となる場合、つまり移動ベクトル（破線矢印）と流出ライン５６が交差する場合に、粒子演算部７０は、次フレームにおける移動先を位置Ｐ９から位置Ｐ９´に修正して、粒子Ｐの移動先の演算を終了する。

なお、図１０の具体例において、位置Ｐ９´は、流出ライン５６と移動ベクトルの交点であるが、当該交点の近傍、例えば流出ライン５６の上側（心腔側）の近傍が位置Ｐ９´とされてもよい。

粒子生成部６０により複数粒子が生成され、粒子演算部７０により各粒子ごとにその粒子の複数時相（複数フレーム）に亘る移動先が次々に算出されると、表示画像形成部８０は、複数粒子の移動先を互いに結び付けて示した血流表示画像を形成する。表示画像形成部８０は、複数粒子の移動先に対応した複数の位置を通る波面ラインにより、それら複数粒子の移動先を互いに結び付けて示した血流表示画像を形成する。

図１１は、波面ラインの具体例を示す図である。図１１には、始点Ｓと終点Ｅを直線で結んだ流入ライン５４上に生成された複数粒子（１）〜（１８）が図示されている。図１１において、各黒丸（塗りつぶされた円）が各粒子の生成位置を示している。なお、流入ライン５４上には、例えば５０個の粒子が生成されるが、図１１においては、図示の都合上により１８個のみが示されている。

粒子演算部７０により各粒子ごとにその粒子の複数時相（複数フレーム）に亘る移動先の座標値が次々に算出される。図１１には、ある１時相（１フレーム）における複数粒子（１）〜（１８）の移動先が図示されている。図１１において、各破線円が各粒子の移動先を示している。

表示画像形成部８０は、各時相ごとに、複数粒子（１）〜（１８）の移動先に対応した複数の位置を通る波面ラインＷを形成する。例えば、図１１に示す具体例のように、生成時に隣接していた２粒子間を直線で結び、複数粒子（１）〜（１８）を折れ線で結んだ波面ラインＷが形成される。なお、複数粒子（１）〜（１８）の移動先を通る曲線や、複数粒子（１）〜（１８）の移動先の近傍を通る近似曲線などにより、波面ラインＷが形成されてもよい。また、追跡された全ての粒子のうちのいくつかの粒子に基づいて波面ラインＷが形成されてもよい。

図１１には、複数時相のうちの１時相のみの波面ラインＷが図示されているが、表示画像形成部８０は、複数時相に亘って各時相ごとに、その時相における複数粒子（１）〜（１８）の移動先に対応した複数の位置を通る波面ラインＷを形成し、波面ラインＷを示した血流表示画像を形成する。

図１２は、血流表示画像の具体例を示す図である。表示画像形成部８０は、複数時相に亘って各時相ごとに波面ラインＷを形成し、例えば、超音波画像形成部２０から得られる心臓の超音波画像上に波面ラインＷを示した血流表示画像を形成する。また、ドプラ処理部３０から得られるドプラ情報を利用して形成されるカラードプラ画像上に波面ラインＷを示した血流表示画像が形成されてもよい。

図１２には、流入ライン５４上に生成された複数粒子に関する複数時相の波面ラインＷ１〜Ｗ５が図示されている。例えば、補間後のフレーム列（図５参照）の各フレームごとに、波面ラインＷ１，Ｗ２，Ｗ３，Ｗ４，Ｗ５，・・・の順に波面ラインＷが次々に形成される。

なお、波面ラインＷが形成される時相間隔の好適な具体例は、補間後のフレーム列（図５参照）のフレーム間隔であるが、波面ラインＷが形成される時相間隔は、例えば２０ｍＳｅｃ（２０ミリ秒）等の任意の時間に設定されてもよいし、例えばユーザが好みの長さに調整できるようにしてもよい。

さらに、血流表示画像内に一度に（同じ表示フレームで）表示させる波面ラインＷの個数（図１２の具体例では５個）や、一度に表示させる波面ラインＷの選択条件（どの時相からどの時相までを表示させるか等）についても、例えば、診断内容やユーザの好み等に応じて適宜に調整されることが望ましい。

医師や検査技師などのユーザは、血流表示画像から、例えば、複数粒子のうちのどの粒子が心臓内のどの部分に到達しているのか等を視覚的に直感的に把握することが可能になる。そのため、血流表示画像は、心臓に関する様々な疾患の発見や診断への利用が期待される。

図１３は、健常例と疾患例の血流表示画像を示す図である。図１３＜Ａ＞に示す健常例は、健常な心臓の左室内における血流表示画像の具体例であり、画像内の僧帽弁上または僧帽弁の近傍に流入ライン５４が設定されている。図１３＜Ａ＞の健常例では、流入ライン５４上に発生した複数粒子の波面ラインＷが、左室内（内腔ライン５２内）において、全体的に広がるように形成されている。つまり、僧帽弁を介して左室内に流れ込んだ血流が、左室内の全体に広く行きわたっている。

これに対し、図１３＜Ｂ＞に示す疾患例は、例えば、心筋梗塞などにより心臓壁の動きが健常ではない心臓の左室内における血流表示画像の具体例である。図１３＜Ｂ＞の疾患例では、流入ライン５４上に発生した複数粒子の波面ラインＷが図の左側に偏っている。つまり、僧帽弁を介して左室内に流れ込んだ血流が、左室内の全体に行きわたっていないことが分かる。

また、図１３＜Ｃ＞に示す疾患例は、瘤ができた心臓の左室内における血流表示画像の具体例である。図１３＜Ｃ＞の疾患例では、瘤の領域に血液が流れていない又は血流が不足していることが分かる。

このように、血流表示画像から視覚的に心臓の状態を診断できることが期待される。なお、実際の診断においては、医師等の専門家の診断により症例等が判別されるべきことは言うまでもない。

また、表示画像形成部８０は、複数粒子の各粒子ごとに、その粒子の生成位置から移動先までの距離を示した粒子距離グラフを形成する。

図１４は、粒子距離グラフの具体例を示す図である。表示画像形成部８０は、例えば図１４に示す具体例のように、各粒子の生成位置を横軸に示し、各粒子の距離を縦軸に示した粒子距離グラフを形成する。

流入ライン５４上に複数粒子が生成されていれば（図７，図１１参照）、図１４に示す粒子距離グラフの横軸が流入ライン５４に対応する。

縦軸の距離は、各粒子が生成された位置（例えば流入ライン５４上）から、その粒子の移動先までの距離であり、例えば、各粒子の生成位置から移動先までの直線距離が好適であるものの、各粒子の生成位置から移動先までの移動距離（追跡された経路に沿った距離）が利用されてもよい。図１４に示す具体例では、各粒子の距離が破線直線の長さで示されている。

表示画像形成部８０は、複数時相に亘って各時相ごとに複数粒子の距離を示した粒子距離グラフを形成する。例えば、図１４に示す具体例のように、時相１，２，３，４，５，６，・・・の順に、各時相ごとに複数粒子の距離が示される。なお、図１４の具体例では各時相ごとに示され得る黒丸（塗りつぶされた円）の位置が各粒子の距離を示している。

図１４の粒子距離グラフには、複数粒子に関する各粒子の最大距離が示される。粒子距離グラフ内において各粒子の距離の最大値が維持（ピークホールド）され、複数粒子の最大距離を折れ線または曲線で結んだ最大距離ラインが形成される。

さらに、表示画像形成部８０は、血流表示画像（図１２，図１３）と粒子距離グラフ（図１４）に対して、各粒子が生成された位置に応じた色付け処理を施す。

図１５は、生成位置に応じた色付け処理の具体例を説明するための図である。図１５には、血流表示画像と粒子距離グラフに対する色付け処理に利用されるカラーパレットの具体例が図示されている。

図１５のカラーパレットには、各粒子が生成された位置を横軸として各位置における色が対応付けられている。流入ライン５４上に複数粒子が生成されていれば（図７，図１１参照）、図１５に示すカラーパレットの横軸が流入ライン５４に対応する。つまり、カラーパレット内には、始点Ｓから終点Ｅまでの流入ライン５４上の各位置に対応した色が示される。

ＲＧＢカーブ（１）は、カラーパレット内における配色パターンの具体例である。ＲＧＢカーブ（１）の横軸はカラーパレットと同じであり、始点Ｓから終点Ｅまでの流入ライン５４上の各位置に対応している。また、ＲＧＢカーブ（１）の縦軸は、赤（Ｒ），緑（Ｇ），青（Ｂ）の各原色の輝度値を示している。

ＲＧＢカーブ（１）では、始点Ｓの位置において、青の輝度値が最大値（例えば２５５）とされ、緑と赤の輝度値が最小値（例えば０）とされる。また、始点Ｓの位置から中間位置Ｍにかけて、青の輝度値を低下させつつ緑の輝度値を増加させ、中間位置Ｍにおいて緑の輝度値が最大値とされ、青と赤の輝度値が最小値とされる。さらに、中間位置Ｍから終点Ｅの位置にかけて、緑の輝度値を低下させつつ赤の輝度値を増加させ、終点Ｅの位置において、赤の輝度値が最大値とされ、青と緑の輝度値が最小値とされる。

また、ＲＧＢカーブ（２）に示すように、オフセットを加えることにより赤（Ｒ），緑（Ｇ），青（Ｂ）の各原色の輝度値を全体的に上昇させてもよい。オフセットの大きさは例えば、輝度値の最大値と最小値の差の１／３程度とされる。もちろん、オフセットの大きさを例えばユーザが調整できるようにしてもよい。

表示画像形成部８０は、血流表示画像（図１２，図１３）と粒子距離グラフ（図１４）に対して、例えば図１５のカラーパレットに従って色付け処理を施す。

表示画像形成部８０は、血流表示画像内の各時相に対応した波面ラインＷ内において、各粒子の移動先に対応したライン部分をその各粒子が生成された位置に応じた色で表現する。例えば、図１１に示す波面ラインＷ内において、粒子（１）の移動先（破線円）の近傍におけるライン部分を、粒子（１）が生成された位置（塗りつぶし円）に対応した色で表現する。粒子（１）が生成された位置に対応した色は、例えば図１５のカラーパレットから選択される。同様に、図１１に示す波面ラインＷ内における他のライン部分についても、その部分における粒子（破線円）が生成された位置（塗りつぶし円）に対応した色が割り当てられる。

また、表示画像形成部８０は、各粒子の距離をその各粒子が生成された位置に応じた色で表現した粒子距離グラフを形成する。例えば図１４に示す粒子距離グラフ内において、各粒子の距離を示す破線直線をその粒子が生成された位置に対応した色で表現する。各粒子が生成された位置に対応した色は、例えば図１５のカラーパレットから選択される。なお、粒子距離グラフ内に示される最大距離ラインにも、各粒子が生成された位置に対応した色付け処理を施すことが望ましい。

そして、血流表示画像と粒子距離グラフに対して共通のカラーパレット（例えば図１５のカラーパレット）を利用することにより、血流表示画像内における各粒子と粒子距離グラフ内における各粒子との対応関係が視覚的に把握することが容易になる。

表示画像形成部８０は、血流表示画像と粒子距離グラフを並べた表示画像を形成してもよいし、血流表示画像と粒子距離グラフを個別に示した表示画像を形成してもよい。

以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、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 超音波画像形成部、３０ ドプラ処理部、４０ 速度ベクトル演算部、４２ 内腔ライン設定部、４４ 流入流出ライン設定部、４６ 内腔ライン速度演算部、５０ 補間処理部、６０ 粒子生成部、７０ 粒子演算部、８０ 表示画像形成部、１００ 制御部。

Claims (6)

1. 超音波を送受して得られた信号に基づいて心臓の心腔内における血流の血流ベクトルを得るベクトル演算部と、
   前記心腔内における血流の仮想的な複数粒子を生成する粒子生成部と、
   前記血流ベクトルに基づいて前記各粒子の移動先を導出する粒子演算部と、
   前記複数粒子の移動先を互いに結び付けて示した血流画像を形成する画像形成部と、
   を有し、
   前記画像形成部は、前記複数粒子の各粒子ごとに当該粒子の生成位置から移動先までの距離を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。
2. 請求項１に記載の超音波診断装置において、
   前記画像形成部は、前記複数粒子の移動先に対応した複数の位置を通るラインを示すことにより、当該ラインにより当該複数粒子の移動先を互いに結び付けて示した前記血流画像を形成する、
   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、
   前記画像形成部は、前記ライン上において前記各粒子の移動先に対応したライン部分を当該各粒子が生成された位置に応じた色で表現した前記血流画像を形成する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
4. 請求項２または３に記載の超音波診断装置において、
   前記画像形成部は、複数時相に亘って各時相ごとに当該時相における前記複数粒子の移動先に対応した複数の位置を通る前記ラインを形成する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
5. 請求項１から４のいずれか１項に記載の超音波診断装置において、
   前記画像形成部は、前記各粒子の生成位置を一方軸に示して前記各粒子の距離を他方軸に示した前記グラフを形成する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
6. 請求項５に記載の超音波診断装置において、
   前記画像形成部は、前記各粒子の距離を当該各粒子が生成された位置に応じた色で表現した前記グラフを形成する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。