JP6530961B2 - 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、心臓は例えば拡張収縮運動の期間内において複数時相に亘って比較的大きく形状を変化させるため、心臓内における血流の診断においては、心臓やその心臓内における心腔の形状変化を軽視することができない。

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、心臓内の血流を診断するにあたって、心臓の形状変化に即した診断を実現することにある。

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、前記血流ベクトルに基づいて前記心腔内における血流の仮想的な各粒子の移動先を追跡する粒子演算部と、前記心腔を含む超音波画像内において、前記追跡の演算上の基準ラインとして流入ラインと流出ラインの少なくとも一方を設定し、設定した流入ラインと流出ラインの少なくとも一方を超音波画像内における当該心腔の形状変化に追従させる基準ライン設定部と、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１つ又は複数の仮想的な粒子が生成される。

また、上記構成においては、各粒子の移動先を追跡する演算上の基準ラインとして流入ラインと流出ラインの少なくとも一方が設定される。例えば、流入ラインと流出ラインを基準として、心腔の内側領域と心腔の外側領域が識別され、心腔の内側領域を積極的な演算対象として各粒子の移動先が追跡される。もちろん、診断内容等に応じて、心腔の外側領域が演算対象とされてもよい。

そして、上記構成においては、流入ラインと流出ラインの少なくとも一方が超音波画像内における心腔の形状変化に追従するように設定される。これにより、例えば、拡張収縮運動の期間内において複数時相に亘って比較的大きく形状を変化させる心腔に対して、各時相における心腔の形状に応じた基準ライン（流入ラインと流出ラインの少なくとも一方）を設定することができる。

上記構成を備えた超音波診断装置によれば、流入ラインと流出ラインの少なくとも一方が超音波画像内における心腔の形状変化に追従するように設定されるため、例えば、各時相ごとにその時相における心腔の形状に即して、心腔の内側領域と心腔の外側領域を識別することが可能になる。心臓の機能を評価または診断するにあたっては、心臓内における血流（血液の流れ）の状態、例えば、心臓左室の心腔に流入してその心腔から流出される血流の状態等が重要な指標の一つとなる。上記装置によれば、例えば、心腔に流入してその心腔から流出される血流の状態等を診断するにあたり、心腔の形状変化に即した診断が可能になる。

望ましい具体例において、前記超音波診断装置は、前記超音波画像内の前記心腔に対して２つの流入特徴点を設定し、複数時相に亘って前記心腔の形状変化に応じて前記２つの流入特徴点の移動先を追跡し、前記基準ライン設定部は、複数時相に亘って各時相ごとに前記２つの流入特徴点を結んだ前記流入ラインを設定することにより、複数時相に亘って前記心腔の形状変化に前記流入ラインを追従させる、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記超音波診断装置は、前記超音波画像内の前記心腔に対して２つの流出特徴点を設定し、複数時相に亘って前記心腔の形状変化に応じて前記２つの流出特徴点の移動先を追跡し、前記基準ライン設定部は、複数時相に亘って各時相ごとに前記２つの流出特徴点を結んだ前記流出ラインを設定することにより、複数時相に亘って前記心腔の形状変化に前記流出ラインを追従させる、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記超音波診断装置は、前記超音波画像内において前記心臓の心腔と心筋の境界に対応した内腔ラインを設定する内腔ライン設定部をさらに有し、前記内腔ライン上に前記２つの流入特徴点と前記２つの流出特徴点を設定する、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記内腔ライン設定部は、前記超音波画像内において、前記心臓の心腔と心筋の境界に対応した複数のサンプル点に基づいて前記内腔ラインを形成し、前記境界の形状変化に追従するように前記複数のサンプル点を移動させることにより、前記内腔ラインの形状を変化させ、前記基準ライン設定部は、前記複数のサンプル点の中から前記２つの流入特徴点と前記２つの流出特徴点を選択する、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記超音波診断装置は、前記超音波画像内で複数時相に亘って前記心腔の形状変化に追従する前記流入ライン上の複数の生成点において、各時相ごとに前記血流の仮想的な複数の粒子を生成する粒子生成部をさらに有する、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記粒子生成部は、前記流入ライン上の各生成点における血流ベクトルが前記心腔内への流入方向である場合に、当該生成点において１又は複数の粒子を生成する、ことを特徴とする。

望ましい具体例において、前記粒子演算部は、前記血流ベクトルに基づいて複数時相に亘って各時相ごとに前記各粒子の移動先の座標値を算出し、前記各粒子の移動先の座標値に基づいて当該粒子が前記流出ラインを通過したか否かを判定し、前記流出ラインを通過した前記各粒子の通過後における移動先の追跡を終了する、ことを特徴とする。

本発明により、心臓内の血流を診断するにあたって、心臓の形状変化に即した診断を実現することができる。

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。 複数粒子の２次元的な生成の具体例を示す図である。 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。 移動先演算の他の終了条件を説明するための図である。 流跡線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。

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。

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。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、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、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、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。

表示処理部８０は、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、表示処理部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，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において基本例（１）として示すように、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てもよいが、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ることが望ましい。例えば、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（Ａ））において、各ベクトルフレームごとに複数粒子を発生させてもよいし、補正後のフレーム列（図５（Ｂ））において、各ベクトルフレーム内と各補間フレーム内に複数粒子を発生させてもよい。もちろん、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。

流入流出ライン設定部４４により、超音波画像の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が設定されていれば、心臓の運動に追従するように位置を修正しつつ複数粒子を発生させることができる。

また、図７において変形例（２）として示すように、流入ライン５４上における速度ベクトルＶの大きさや向きに応じて、複数粒子の発生態様を異ならせてもよい。変形例（２）では、速度ベクトルＶの大きさ（例えば流入ライン５４に対する垂直成分）が大きいほど、その速度ベクトルＶの位置における粒子個数を増大させている。また、変形例（２）では、速度ベクトルＶが正方向の場合にのみ、その速度ベクトルＶの位置に粒子が生成されている。粒子を生成させる向き（正方向または負方向）は、例えばユーザにより設定されてもよい。

また、図７に示す具体例に代えて、粒子生成部６０は、例えば、曲線状の流入ライン５４（図３参照）上に複数粒子を生成してもよい。さらに、流入ライン５４上に限らず、例えばユーザにより指定された生成ライン上または生成領域内に複数粒子が生成されてもよいし、例えば関心領域内において２次元的に均等に（例えば格子状に）複数粒子が生成されてもよい。

図８は、複数粒子の２次元的な生成の具体例を示す図である。図８の具体例１には、粒子生成エリアＧ内において２次元的に複数粒子を生成する例が図示されている。粒子生成エリアＧの位置と形状と大きさは、例えば、ユーザにより調整できる構成としてもよい。図８に示す粒子生成エリアＧの形状は矩形であるが、粒子生成エリアＧの形状は、矩形以外の多角形、円形、楕円形など、例えば診断内容等に応じて適宜な形状が選択されてもよい。また、粒子生成エリアＧ内に生成される複数粒子の個数や密度なども、例えばユーザにより適宜にできることが望ましい。なお、粒子生成エリアＧが設定される場合には、流入ライン５４（図２参照）の設定が省略されてもよい。

さらに、図８の具体例２に示すように、内腔ライン５２内において２次元的に均等に複数粒子が生成されてもよい。具体例２においても、複数粒子の個数や密度などをユーザが適宜に設定できることが望ましい。また、具体例２においても、流入ライン５４（図２参照）の設定が省略されてもよい。

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９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９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９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９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９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１０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９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１０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１０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１１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９を利用して説明した基本処理と図１０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１１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１１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１１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。

図１２は、移動先演算の他の終了条件を説明するための図である。図１２に示す具体例では、各粒子の移動先が消滅領域に入った場合にその粒子の移動先の演算が終了となる。

消滅領域は、流出ライン５６を境界として、関心領域（内腔ライン５２と流入ライン５４と流出ライン５６で構成される）の外側に設定される。心腔の形状変化に追従するように内腔ライン５２と流出ライン５６が設定されるため、消滅領域の位置や形状も心腔の形状変化に追従する。そして、各粒子の移動先の座標値が消滅領域内の座標値となった場合に、その粒子の移動先が消滅領域に入ったと判定されて、その粒子の移動先の演算が終了となる。なお、各粒子の移動先の演算を終了させた場合には、図１１に示した具体例の場合と同様に、終了直前の最終的な粒子の移動先を流出ライン５６上又はその近傍に修正することが望ましい。

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、表示処理部８０は、複数時相に亘る各粒子の移動先の座標を画像内に示した血流表示画像を形成する。表示処理部８０は、例えば、複数時相に亘る各粒子の移動先の座標を点と線の少なくとも一方による軌跡で示した流跡線の画像を形成する。

図１３は、流跡線の具体例を示す図である。図１３には、複数粒子のうちの一つである粒子Ｐに関する１本の流跡線Ｌが図示されている。流跡線Ｌは、補正後のフレーム列（図５（Ｂ），図６）内において複数時相（複数フレーム）に亘って次々に算出された粒子Ｐの移動先（複数時相に対応した複数位置）の軌跡である。例えば、粒子Ｐの複数時相における移動先（例えば図９の位置Ｐ０，Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４，Ｐ５，・・・）を時相順に直線又は曲線（例えばスプライン補間に基づく曲線）で結ぶことにより流跡線Ｌが形成される。なお、流跡線Ｌ上に又は流跡線Ｌに代えて、粒子Ｐの複数時相における移動先（例えば図９の位置Ｐ０，Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４，Ｐ５，・・・）が複数の点による列で表示されてもよい。

また、表示される流跡線Ｌの長さは適宜に調整されることが望ましい。例えば表示処理部８０は、各粒子の軌跡が表示される時相（現時相）から所定時間前の時相（残存時相）までの流跡線Ｌを形成する。つまり、図１３に示す具体例のように、粒子Ｐの流跡線Ｌとして、現時相における粒子Ｐの位置Ｐｎから、現時相よりも所定時間前の残存時相までの流跡線Ｌの部分（実線部分）のみが表示され、残存時相よりも前に形成された流跡線Ｌの部分（破線部分）が表示されない。さらに、ユーザが所定時間を設定できることが望ましい。例えば操作デバイス９０が備えるキーをユーザが操作することにより、１００ｍｓ〜１０００ｍｓの設定可能範囲内において１００ｍｓ単位で所定時間をユーザが決定できるようにしてもよい。

なお、表示処理部８０は、例えば、各粒子が生成された時相から所定時間後の時相までの流跡線Ｌの部分のみを表示するようにしてもよい。

図１４は、血流表示画像の具体例を示す図である。表示処理部８０は、複数粒子について各粒子ごとに流跡線Ｌを形成し、例えば、画像形成部２０から得られる心臓の超音波画像上に複数粒子の流跡線Ｌ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複数粒子の流跡線Ｌを示した血流表示画像が形成されてもよい。表示処理部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。

また、生成された全粒子に対応した複数の流跡線Ｌを全て表示せずに、流跡線Ｌの表示本数を間引いてもよい。例えば形成された多数の流跡線Ｌの中で１０本につき１本のみを表示させるなどにより、血流表示画像内において多数の流跡線Ｌが混雑することを解消して見易い画像が形成されてもよい。さらに、例えば、操作デバイス９０が備えるキーをユーザが操作することにより、表示させる流跡線Ｌの本数又は間引きの割合をユーザが設定できるようにしてもよい。

表示処理部８０は、複数の表示時相に亘って、各表示時相ごとに血流表示画像を形成する。例えば、各表示時相に対応した心臓の超音波画像又はカラードプラ画像上に、その表示時相に対応した血流表示画像（図１４）が形成される。これにより、複数時相に亘って動的に変化する心臓の動きを超音波画像又はカラードプラ画像で確認しつつ、複数時相に亘って複数粒子の流跡線Ｌが変化する様子を視覚的に且つ動的に確認できるようになる。もちろん、ユーザが望む特定の心拍時相（拡張末期や収縮末期など）における静止画（フリーズ画像）を表示させてもよい。これにより、例えば、心臓内における血液の渦流、乱流、停滞などの状態を視覚的且つ直感的に確認できるようになる。

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 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 表示処理部、１００ 制御部。

Claims (8)

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、
   前記血流ベクトルに基づいて前記心腔内における血流の仮想的な各粒子の移動先を追跡する粒子演算部と、
   前記心腔を含む超音波画像内において、前記追跡の演算上の基準ラインとして流入ラインと流出ラインの少なくとも一方を設定し、設定した流入ラインと流出ラインの少なくとも一方を超音波画像内における当該心腔の形状変化に追従させる基準ライン設定部と、
   複数時相に亘る前記各粒子の移動先の座標を点と線の少なくとも一方による軌跡で示した流跡線の画像を形成するにあたり、前記各粒子の軌跡が表示される時相から所定時間前の時相までの流跡線の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、
   前記超音波画像内の前記心腔に対して２つの流入特徴点を設定し、複数時相に亘って前記心腔の形状変化に応じて前記２つの流入特徴点の移動先を追跡し、
   前記基準ライン設定部は、複数時相に亘って各時相ごとに前記２つの流入特徴点を結んだ前記流入ラインを設定することにより、複数時相に亘って前記心腔の形状変化に前記流入ラインを追従させる、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
3. 請求項１または２に記載の超音波診断装置において、
   前記超音波画像内の前記心腔に対して２つの流出特徴点を設定し、複数時相に亘って前記心腔の形状変化に応じて前記２つの流出特徴点の移動先を追跡し、
   前記基準ライン設定部は、複数時相に亘って各時相ごとに前記２つの流出特徴点を結んだ前記流出ラインを設定することにより、複数時相に亘って前記心腔の形状変化に前記流出ラインを追従させる、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
4. 請求項１から３のいずれか１項に記載の超音波診断装置において、
   前記超音波画像内において前記心臓の心腔と心筋の境界に対応した内腔ラインを設定する内腔ライン設定部をさらに有し、
   前記粒子演算部は、前記各粒子の移動先が前記内腔ラインから心筋側に超えてしまう場合に、当該各粒子の移動先を前記内腔ライン上または前記内腔ラインの心腔側近傍に修正する、
   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、
   前記内腔ライン設定部は、前記超音波画像内において、前記心臓の心腔と心筋の境界に対応した複数のサンプル点に基づいて前記内腔ラインを形成し、前記境界の形状変化に追従するように前記複数のサンプル点を移動させることにより、前記内腔ラインの形状を変化させ、
   前記基準ライン設定部は、前記複数のサンプル点の中から２つの流入特徴点と２つの流出特徴点を選択する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
6. 請求項１から５のいずれか１項に記載の超音波診断装置において、
   前記超音波画像内で複数時相に亘って前記心腔の形状変化に追従する前記流入ライン上の複数の生成点において、各時相ごとに前記血流の仮想的な複数の粒子を生成する粒子生成部をさらに有する、
   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、
   前記粒子生成部は、前記流入ライン上の各生成点における血流ベクトルが前記心腔内への流入方向である場合に、当該血流ベクトルの大きさに応じた粒子個数で、当該生成点において１又は複数の粒子を生成する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。
8. 請求項１から７のいずれか１項に記載の超音波診断装置において、
   前記粒子演算部は、前記血流ベクトルに基づいて複数時相に亘って各時相ごとに前記各粒子の移動先の座標値を算出し、前記各粒子の移動先の座標値に基づいて当該粒子が前記流出ラインを通過したか否かを判定し、前記流出ラインを通過した前記各粒子の通過後における移動先の追跡を終了する、
   ことを特徴とする超音波診断装置。

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