JP2007117252A

JP2007117252A - 超音波診断装置

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Publication number: JP2007117252A
Application number: JP2005310937A
Authority: JP
Inventors: Yasuhiro Ito; 安啓伊藤
Original assignee: Aloka Co Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2005-10-26
Filing date: 2005-10-26
Publication date: 2007-05-17
Anticipated expiration: 2025-10-26
Also published as: JP4598652B2

Abstract

【課題】組織内の特定部位を正確に追跡する。
【解決手段】端点トラッキング部６６は、組織エコー処理部５６およびスキャンコンバート部６４による処理を経て出力される各フレームの組織エコーデータ（Ｂモード画像用のデータ）に基づいて、心筋の内側の端点と外側の端点をトラッキングする。端点トラッキング部６６は、パターンマッチングの手法を利用して、心筋の動きに伴って移動する内側の端点と外側の端点を複数のフレームに亘って追跡する。基準点トラッキング部６８は、組織速度処理部５８およびスキャンコンバート部６２による処理を経て出力される各フレームの組織速度データから、心筋の内側の端点と外側の端点とを通る線分上の基準点をトラッキングする。基準点トラッキング部６８は、基準点の速度情報（組織速度データ）を利用して、心筋の動きに伴って移動する基準点を複数のフレームに亘って追跡する。
【選択図】図５

Description

本発明は、超音波診断装置に関し、特に組織内の特定部位を追跡する超音波診断装置に関する。

超音波診断装置において、Ｂモード画像内に直線や曲線を設定し、直線上（あるいは曲線上）の画像データの時間変化や直線上の速度データの時間変化をＭモード表示する技術が知られている（特許文献１，２参照）。

また、超音波診断装置において、画像データに基づいて組織の特定部位を追跡する技術が知られている。例えば、Ｂモード画像上でパターンマッチングによって画像の類似部分を抽出することにより、組織の動きに伴って移動する特定部位を追跡する技術が知られている（特許文献３〜５参照）。

ちなみに、特許文献６には、二次元画像内に仮想収縮中心を設定し、仮想収縮中心に向かう速度成分をドプラ角によって補正して求める技術が記載されている。この速度成分を利用して、仮想収縮中心方向に向かって移動する追跡点の位置を推定して追跡することができる。

特開平８−１７３４３０号公報特開平１０−７１１４７号公報特開２００４−３１３５３５号公報特開２００４−３１３５４５号公報特開２００４−３１３５５１号公報特開２００３−１７５０４１号公報

上述した直線上の画像データの時間変化の様子をＭモード表示する技術は、例えば、心筋の運動状態を診断するのに好適である。つまり、心筋の厚さ方向に直線を設定してＭモード画像を形成することにより、心筋の厚さの変化などを映像によって視覚的に捕らえることや、心筋の厚さを算出して数値的変化を捕らえることなどが可能になる。

この場合、心筋に対して設定される直線は、心筋の動きに伴って移動する特定部位に追従するように設定されることが望ましい。つまり、常に同じ組織部分を捕らえながら、その部分における心筋の厚さを計測することが望ましい。

組織の動きに伴って移動する特定部位は、上述したパターンマッチングの手法を利用することによって追跡することができる。例えば、心筋の内側の特定点と心筋の外側の特定点をそれぞれパターンマッチングの手法によって追跡することができる。そして、心筋の内側の特定点と外側の特定点とを結ぶ直線を設定することにより、心筋の動きに追従した好適な直線を得ることができる。

しかしながら、画像データを利用したパターンマッチングの手法では、心筋などの組織のへりの部分（他組織との境界部分）を比較的正確に追跡することができるものの、組織の内部の特定点を正確に追跡することは困難である。つまり、心筋などの組織内部から反射されるエコーは、スペックルパターンとなって得られるため、画像データから同じ特定点を正確に抽出することは原理的に難しい。

このため、従来の超音波診断装置では、心筋の内部の特定部位、例えば、心筋の内膜と外膜とを区別するために設定された境界位置の部位などを正確に追跡することができなかった。

本発明は、このような背景において成されたものであり、その目的は、組織内の特定部位を正確に追跡する技術を提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明の好適な態様である超音波診断装置は、対象組織を含む空間内に超音波を送受波してエコー信号を取得する送受波手段と、エコー信号から得られるデータで構成されるデータ空間内において、対象組織の動きに追従させてフレームごとに対象組織に対して線分を設定する線分設定手段と、基準フレームの線分上に設定された基準点に対応した対象組織の特定部位を複数のフレームに亘って追跡する特定部位追跡手段と、を有し、前記特定部位追跡手段は、基準フレームに設定された基準点の速度情報に基づいて注目フレームの線分上に特定部位の仮移動点を設定し、仮移動点の速度情報と基準点の速度情報とに基づいて注目フレームの線分上に特定部位の移動点を設定する、ことを特徴とする。

上記構成において、線分設定手段によって設定される線分は、対象組織の動きに追従するように、例えば、対象組織内の常に同じ組織部分を捕らえながら設定される。そして、特定部位追跡手段は、速度情報を利用して注目フレームの線分上に特定部位の移動点を設定する。速度情報は、例えば、エコー信号から得られるドプラ情報などを含んでいる。

上記構成では、従来においては正確な追跡が困難であった組織内の特性部位を、速度情報を利用して、正確に追跡することが可能になる。このため、例えば、線分設定手段によって心筋の厚さ方向に線分を設定し、特定部位追跡手段によって心筋の内膜と外膜の境界部位を追跡することなどが可能になり、心筋の内膜側と外膜側の厚みの変化をそれぞれ独立に求めることなどが可能になる。

望ましい態様において、前記基準点の速度情報には、基準点における超音波ビーム方向の速度と、基準点が設定された線分に対する当該超音波ビーム方向の角度と、が含まれ、前記仮移動点の速度情報には、仮移動点における超音波ビーム方向の速度と、仮移動点が設定された線分に対する当該超音波ビーム方向の角度と、が含まれることを特徴とする。

望ましい態様において、前記特定部位追跡手段は、基準点の速度情報から得られる基準点における線分方向の速度と、仮移動点の速度情報から得られる仮移動点における線分方向の速度と、から成る線分方向の二つの速度の平均値に基づいて特定部位の移動量を算出して、注目フレームの線分上に特定部位の移動点を設定する、ことを特徴とする。

望ましい態様において、前記特定部位追跡手段は、基準点の速度情報に含まれる超音波ビーム方向の速度と仮移動点の速度情報に含まれる超音波ビーム方向の速度とから成る二つの速度の平均値と、基準点の速度情報に含まれる超音波ビーム方向の角度と仮移動点の速度情報に含まれる超音波ビーム方向の角度とから成る二つの角度の平均値と、に基づいて特定部位の移動量を算出して、注目フレームの線分上に特定部位の移動点を設定する、ことを特徴とする。

また上記目的を達成するために、本発明の好適な態様である超音波診断装置は、心筋を含む空間内に超音波を送受波してエコー信号を取得する送受波手段と、エコー信号から得られるデータで構成されるデータ空間内において、心筋の内膜特定部位と外膜特定部位を結ぶ線分を設定し、心筋の動きに伴って移動する内膜特定部位と外膜特定部位を追跡してフレームごとに線分を設定する線分設定手段と、基準フレームの線分上に設定された基準点によって特定される心筋の組織内の特定部位を複数のフレームに亘って追跡する特定部位追跡手段と、を有し、前記特定部位追跡手段は、基準フレームに設定された基準点の速度情報に基づいて注目フレームの線分上に特定部位の仮移動点を設定し、仮移動点の速度情報と基準点の速度情報とに基づいて注目フレームの線分上に特定部位の移動点を設定する、ことを特徴とする。

望ましい態様において、前記特定部位追跡手段は、前記設定された移動点の速度情報を利用して、さらに、当該移動点の速度情報と基準点の速度情報とに基づいて注目フレームの線分上に特定部位の移動点を再設定する、ことを特徴とする。望ましい態様において、前記線分設定手段は、エコー信号から得られる画像データに対するパターンマッチング処理によって内膜特定部位と外膜特定部位を追跡する、ことを特徴とする。望ましい態様において、前記特定部位追跡手段は、前記基準点によって特定される心筋の内膜と外膜の境界に対応する特定部位を複数のフレームに亘って追跡する、ことを特徴とする。

本発明により、組織内の特定部位を正確に追跡することが可能になる。このため、例えば、心筋の内膜と外膜の境界部位を追跡することなどが可能になり、心筋の内膜側と外膜側の厚みの変化をそれぞれ独立に求めることなどが可能になる。

以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。

まず、図１および図２を利用して本実施形態において実行される追跡処理の原理について説明する。この処理は超音波診断装置において実行されるものであるが、超音波診断装置からデータを取得するコンピュータにおいて実行されてもよい。

図１は、対象組織である心筋を含む超音波画像を示している。つまり、図１に示す超音波画像は、心筋１を含む空間内に超音波を送受波して得られるエコー信号から形成されるＢモード画像である。なお本実施形態においては、超音波画像として、心筋１や血流の速度を色によって表現するカラードプラ画像を形成してもよい。つまり、エコー信号から得られるドプラ情報に基づいて、心筋１や心筋１に囲まれた心腔内の血流の各位置ごとの速度を算出し、算出された速度を色によって表現したカラードプラ画像を形成してもよい。

心筋１は、その厚さを変化させることによって、血液を全身に循環させるポンプとして機能する。このため、心臓の機能の評価において、心筋１の厚さの評価は一つの重要な評価要素となる。例えば、心筋梗塞の症状が進むと心筋１の厚み変化に影響が生じる。

本実施形態においては、心筋１の厚さを正確に計測することができる。さらに、心筋１の内膜と外膜の各々の厚みの変化を知ることができる。心筋梗塞は、心筋１の内膜側から進行する。例えば、心筋梗塞の初期の段階では、内膜が梗塞を起こして外膜がそれを補うように厚みを変化させるため、心筋全体の厚みから初期段階の心筋梗塞の存在を知ることは難しい。心筋梗塞が進行すると外膜にも梗塞が及んで心筋全体の厚み変化に影響が生じる。しかし、心筋全体に影響が及ぶ前に梗塞であることを判断できれば、早期治療などに大いに役立つ。以下に本実施形態による心筋１の厚さの計測手法を説明する。

まず、心筋１に対して、内側の端点３と外側の端点４が設定され、これら二つの端点を通る線分２が設定される。そして、線分２上の端点３と端点４の中間位置に基準点５が設定される。端点３および端点４は、各々、例えばユーザが超音波画像を見ながら所望の位置に設定する。また、基準点５は、内膜と外膜の境界を示す点として採用される基準であり、例えば、心臓の拡張末期における端点３と端点４の中間位置に基準点５を設定することが望ましい。但し、基準点５は、端点３と端点４の中間位置に限定されるものではなく、必要に応じてユーザが超音波画像を見ながら線分２上の所望の位置に設定してもよい。

図２は、心筋１の厚みの変化を説明するための図であり、図１の線分４近傍の拡大図である。心筋１は厚みを変化させた結果、図２において、内膜面（破線）６´および外膜面（破線）１１´で示す輪郭から、内膜面（実線）６および外膜面（実線）１１で示す輪郭に変化する。この際、心筋１に対して設定された端点３および端点４の位置の組織部位は、各々、移動点７および移動点１０の位置に移動する。

端点３や端点４の移動は、Ｂモード画像からパターンマッチングの手法で確認することができる。つまり、例えば、端点３と端点４が設定されたフレーム（前フレーム）のＢモード画像と、移動点７と移動点１０が検出されるフレーム（現フレーム）のＢモード画像を比較し、端点３の近傍の画像に類似する画像を現フレームから抽出することにより移動点７を検出し、また、端点４の近傍の画像に類似する画像を現フレームから抽出することにより移動点１０を検出することができる。パターンマッチングの手法としては、テンプレートマッチング法やＰＧマッチング法などの公知の技術を挙げることができる。もちろん、本実施形態では、他のパターンマッチング技術が利用されてもよい。

端点３や端点４が移動した結果、線分２も線分８へ移動する。その結果、基準点５についても線分８上の移動点９に移動する。ところが、基準点５に対応する組織部位の移動をＢモード画像のパターンマッチングで正確に検出することは事実上不可能である。つまり、基準点５が心筋１の組織内部にあるため、基準点５の近傍から反射されるエコーが、スペックルパターンとなって得られ、画像データから同じ部位を正確に抽出することは原理的に難しいためである。このため、本実施形態では、エコー信号から得られるドプラ情報を利用して、基準点５によって特定される心筋１の特定部位を追跡する。

超音波ビームを走査してドプラ情報を取得すると、超音波ビーム方向の組織の速度が計測される。そこで、基準点５における超音波ビーム方向の速度をＶ_１とする。そして、線分２と、速度Ｖ_１を計測した超音波ビームとの間の角度をθ_１とすると、基準点５の線分２方向の速度成分Ｖ_ｒ１は、Ｖ_ｒ１＝Ｖ_１／ｃｏｓθ_１で求められる。なお、超音波ビーム方向の速度Ｖ_１は、基準点５の近傍の速度情報を利用して推定してもよい。そして、フレーム間の時間差をΔｔとするとフレーム間に基準点５が線分２方向に移動する移動距離ｄ_１は、ｄ_１＝Ｖ_ｒ１×Δｔ＝Ｖ_１／ｃｏｓθ_１×Δｔで求められる。

ただし、実際にはΔｔの間に、基準点５の速度は変化する場合があり、また、線分２の位置も変化して超音波ビームとの間の角度も変化する場合がある。このため、ある時点での速度Ｖ（ｔ）と、速度Ｖ（ｔ）の方向に対する超音波ビームの角度θ（ｔ）から、Δｔ時間後の正確な移動距離ｄは、次式の積分によって算出される。

なお、数１において、速度Ｖ（ｔ）と移動距離ｄは、各々、方向を持ったベクトルで表現されている。

数１に示した積分演算によって、正確な移動距離ｄを算出することができる。しかし、超音波ビームを走査してフレームごとにドプラ情報を得る場合、フレーム間における速度変化や角度変化が計測されない。そこで、本実施形態では、線分２の移動先である線分８におけるドプラ情報（速度情報）を利用して、基準点５の移動先である移動点９を求める。さらに、本実施形態では、複数のフレームに亘って基準点５の移動先を次々に求めることによって基準点５を追跡する。以下にその追跡手法について詳述する。

図３および図４は、本実施形態における基準点５の追跡手順を示すフローチャートである。以下、図３および図４の各ステップの処理内容を説明する。なお、図２に示した部分には図２の符号を利用して説明する。

まずＳ１００では、心筋の内側の端点３と外側の端点４が設定される。例えば操作者が超音波画像を見ながら所望の位置に端点３と端点４を設定する。Ｓ１１０では、端点３と端点４を通る線分２が定義され、そして、端点３と端点４の中点として基準点５が設定される。なお、基準点５は、内膜と外膜の境界を示す点として採用される基準であり、必ずしも、線分２の中間位置に存在する必要はない。必要に応じて、ユーザが超音波画像を見ながら線分２上の所望の位置に基準点５を設定してもよい。

Ｓ１２０では、次のフレームに移り、心筋が内膜面６および外膜面１１で示す位置に移動する。Ｓ１３０では、前フレームとその次のフレームとの間でＢモード画像のパターンマッチング（パターン認識）の手法を利用して、端点３と端点４が、各々、内膜面６と外膜面１１のうちのどの位置に移動したのかを調べ、内膜側の移動点７と外膜側の移動点１０を決定する。その結果、線分２が線分８に移動する。

Ｓ１４０では、基準点５の点の速度Ｖ_１を組織速度データから読み取る。つまり、例えば、カラードプラ画像を形成するために既に取得されている心筋や血流の各位置の速度データから、基準点５の位置の速度データを読み取る。Ｓ１５０では、線分２と速度Ｖ_１を計測した超音波ビームとの間の角度をθ_１により、速度Ｖ_１の角度補正を行い、基準点５の線分２の方向の速度成分であるＶ_ｒ１を求める。速度成分Ｖ_ｒ１は、Ｖ_ｒ１＝Ｖ_１／ｃｏｓθ_１で求められる。Ｓ１６０では、速度成分Ｖ_ｒ１とフレーム間の時間差Δｔとの積により、基準点５がフレーム間に移動した距離ｄを求める。

Ｓ１７０では、線分２上の端点４と基準点５の距離をｄ_４５とし、線分８上において端点１０からｄ_４５＋ｄの距離の移動点（仮点）９を求めて、その仮点９の速度Ｖ_２を組織速度データから読み取る。Ｓ１８０では、線分８と速度Ｖ_２を計測した超音波ビームとの間の角度をθ_２により、速度Ｖ_２の角度補正を行い、仮点９の線分８の方向の速度成分であるＶ_ｒ２を求める。速度成分Ｖ_ｒ２は、Ｖ_ｒ２＝Ｖ_２／ｃｏｓθ_２で求められる。

Ｓ１９０では、速度成分Ｖ_ｒ１と速度成分Ｖ_ｒ２からΔｔ間の平均速度Ｖ_ｒ１２を求めてΔｔとの積をとることにより移動距離ｄｒを求める。平均速度Ｖ_ｒ１２は、Ｖ_ｒ１２＝１／２（Ｖ_ｒ１＋Ｖ_ｒ２）で求められる。なお、移動距離ｄｒは、次式によって算出されてもよい。

Ｓ２００では、Ｓ１９０で算出された移動距離ｄｒが、現在の演算対象となっている二つのフレーム間で初めて求められた値か否かを確認する。そして、移動距離ｄｒが初めて求められた値であればＳ２２０（図４）へ進み、一方、移動距離ｄｒが初めて求められた値でなければＳ２１０（図４）へ進む。

Ｓ２１０では、今回求められた移動距離ｄｒが前回求められた移動距離ｄｒと同じ値かどうかを確認する。同じ値であれば、移動距離ｄｒを求める演算が収束したと判断してＳ２３０へ進む。一方、同じ値でなければ、移動距離ｄｒを求める演算が収束していないと判断してＳ２２０へ進む。

Ｓ２２０では、移動距離ｄｒの演算回数が予め設定された回数に達したか否かを確認する。設定された回数に達していなければ、Ｓ２４０でｄｒの値をｄに設定し、さらにＳ１７０（図３）以降の処理を実行して移動距離ｄｒを再び算出する。一方、Ｓ２２０で、設定された回数に達している場合には、移動距離ｄｒの繰り返し演算の終了と判断してＳ２３０へ進む。

Ｓ２３０では、繰り返し演算の結果として得られた移動距離ｄｒを利用して基準点５の移動点を求める。つまり、線分２から線分８へ移動したときに基準点５が移動して移る移動点９を、端点１０からｄ_４５＋ｄｒの距離の点として求める。

Ｓ２５０では、現フレームが最終フレームか否かを確認する。本実施形態では、複数のフレームに亘って基準点５の移動先が追跡される。つまり、Ｓ２５０で最終フレームではないと判断されると、Ｓ２６０で、線分８の端点７、移動点９、端点１０の各点を、次のフレームの演算における線分２の端点３、基準点５、端点４とみなして、Ｓ１２０（図３）へ進み、次のフレームにおける移動距離ｄｒの演算が実行される。こうして、移動点９の位置が、Ｓ２５０で最終フレームであると判断されるまで求められる。

本実施形態では、例えば、心拍の一周期分のフレームに対して追跡処理が実行される。例えば、心電波形を利用して得られるＲ波の時相から次のＲ波の時相までの複数のフレームが対象となる。この場合、Ｓ１００やＳ１１０で設定された端点や基準点が、最初のフレーム（Ｒ波の時相のフレーム）に対して設定されることが望ましい。設定された端点や基準点が最初のフレームのものではない場合には、上述した追跡原理を、Ｒ波の時相のフレームまで時間をさかのぼる方向に適用して、Ｒ波の時相のフレームにおける端点を検出し、検出された端点から基準点を求め直してもよい。なお、時間をさかのぼる方向に追跡する際には、二つの端点のみを追跡してもよい。

本実施形態では、上述した原理によって、複数のフレームに亘って基準点５の移動先が追跡される。なお、基準点５は一点に限定されない。つまり、例えば、Ｓ１１０において線分２上に複数の基準点が設定されて、各基準点ごとに追跡処理が実行されてもよい。これにより、心壁の厚さ方向の任意の複数の特定部位を追跡することができる。本実施形態では、さらに、基準点５の追跡結果を利用して、Ｓ２７０で、各種の表示画像形成や演算が実行される。そこで、次に本実施形態の超音波診断装置の装置構成について説明する。

図５は、本実施形態の超音波診断装置の機能ブロック図である。プローブ５０は、超音波を送受波する送受波器である。本実施形態において、プローブ５０内には複数の振動素子からなるアレイ振動子が設けられており、そのアレイ振動子によって超音波ビームが形成される。超音波ビームは本実施形態において電子セクタ走査方式によって電子走査され、これによって扇状の走査面が構築されている。ちなみに、１つの送信ビーム当たり複数の受信ビームを同時形成する制御を適用することも可能であり、またプローブ５０がいわゆる３Ｄプローブであってもよい。例えば心臓の超音波診断を行う場合には、生体の胸部表面上に当接されるプローブ５０の位置及び姿勢が適正に調整される。その場合においては表示器に表示される例えばＢモード画像などが観察される。組織ドプライメージング法（ＴＤＩ法）を実行するために、各ビームアドレスごとに複数回の超音波の送受信が実行される。

送受信部５２はデジタルビームフォーマーとして構成されている。すなわち送受信部５２は送信ビームフォーマー及び受信ビームフォーマーを有している。送信ビームフォーマーによってアレイ振動子に対して複数の送信信号が供給され、これによって送信ビームが形成される。一方、アレイ振動子から出力される複数の受信信号が受信ビームフォーマーにおいて整相加算処理され、これによって整相加算後の受信信号が得られる。すなわち受信ビームに対応した受信信号が得られることになる。送受信部５２から出力される受信信号は組織エコー処理部５６及び組織速度処理部５８へ出力される。

組織エコー処理部５６は、組織エコー画像を形成するための各種の信号処理を実行している。その処理には、例えば対数変換処理などが含まれる。そして、スキャンコンバート部６４において、座標変換処理や補間処理などが行われる。つまり、スキャンコンバート部６４はいわゆるＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）の機能を備えている。組織エコー処理部５６およびスキャンコンバート部６４による処理を経て、各フレームのデータが出力され、そして２Ｄエコー画像処理部７０において２次元のＢモード画像の画像データが形成される。

なお、組織エコー処理部５６の後段にはシネメモリ６０が設けられており、シネメモリ６０には座標変換前の各フレームのデータが時系列順で格納される。スキャンコンバート部６４において処理された座標変換後の各フレームのデータを保存するメモリが設けられてもよい。

組織速度処理部５８は、ドプラ処理部として機能するものであり、送受信部５２から出力される受信信号に対して複素信号変換処理、自己相関演算処理などを実行し、これによって組織の速度情報を演算している。そして、スキャンコンバート部６２において、座標変換処理や補間処理などが行われ、そして２Ｄ速度画像処理部７２において、各組織部位ごとに速度の正負及びその値に応じた色を施したカラー画像（カラードプラ画像）の画像データが形成される。なお、組織速度処理部５８の後段にはシネメモリ６０が設けられており、組織速度処理部５８から出力される各フレームのデータが時系列順で格納される。

本実施形態において、シネメモリ６０には、組織エコー処理部５６で処理された組織エコーデータと組織速度処理部５８で処理された組織速度データが格納される。これら二種類のデータは、一定の時間範囲内における時系列順の複数のデータが互いに対応付けられて格納されている。シネメモリ６０はリングバッファ構造を有しており、最新のフレームから過去一定時間前のフレームまでの時間範囲内にわたってフレーム列を格納する機能を有する。シネメモリ６０を利用することにより、そこに格納されているフレーム列を後に読み出してループ再生させることなどが可能である。

なお、シネメモリ６０に一時的に保存されたデータを、外部記録メディア５４へも記憶することにより、シネメモリ６０の容量を超えた長時間に亘るフレームデータの格納も可能となる。本実施形態においては、シネメモリ６０又は外部記録メディア５４に記憶された、一定の時間範囲内における時系列順の複数のフレームデータに対して各種処理が実行される。

端点トラッキング部６６は、組織エコー処理部５６およびスキャンコンバート部６４による処理を経て出力される各フレームの組織エコーデータ（Ｂモード画像用のデータ）に基づいて、心筋の内側の端点と外側の端点をトラッキングする。つまり、端点トラッキング部６６は、前述（図３および図４参照）した原理により、パターンマッチングの手法を利用して、心筋の動きに伴って移動する内側の端点と外側の端点を複数のフレームに亘って追跡する。

基準点トラッキング部６８は、組織速度処理部５８およびスキャンコンバート部６２による処理を経て出力される各フレームの組織速度データから、心筋の内側の端点と外側の端点とを通る線分上の基準点をトラッキングする。つまり、基準点トラッキング部６８は、前述（図３および図４参照）した原理により、基準点の速度情報（組織速度データ）を利用して、心筋の動きに伴って移動する基準点を複数のフレームに亘って追跡する。

トラッキングライン形成部７４は、端点トラッキング部６６において追跡される二つの端点を結ぶ線分（図２の符号２，８）や端点（図２の符号３，４，７，１０）、さらに、基準点トラッキング部６８において追跡される基準点（図２の符号５，９）を示す表示画像を形成する。トラッキングライン形成部７４で形成された線分などの画像をＢモード画像上に重ねて表示することにより、例えば、図２に示す態様の表示画像が形成される。

図５において、端点トラッキング部６６による端点のトラッキング結果と、基準点トラッキング部６８による基準点のトラッキング結果は、トラッキングライン形成部７４を介して、トレースライン形成部８０に供給されてトレースラインが形成される。また、ストレイン演算部８２においてストレインが算出される。

そこで、図６を用いてトレースラインの形成処理とストレイン演算について説明する。図６には時間軸ｔ方向に並んだ複数フレームの線分Ｑ_１，Ｑ_２，Ｑ_３，・・・，Ｑ_ｎが表されている。つまり、心筋の内側の端点と外側の端点とを通る線分を、上述（図３および図４参照）した手法によって追跡し、時間軸ｔ方向に並べたものが図６に表されている。

図６では、各線分上に、３つのトラッキング点Ｒ，Ｓ，Ｔが示されている。点Ｒは心筋の内側の端点を示し、点Ｔは心筋の外側の端点を示し、点Ｓは基準点を示している。なお、３つのトラッキング点Ｒ，Ｓ，Ｔの各々には、線分に対応した添え字（１〜ｎ）が付されている。

起点となるフレームＦ_１の線分Ｑ_１において、点Ｒ，Ｔの間の距離はＬである。そして基準点である点Ｓが点Ｒ，Ｔの間の中間点に設定されると、距離Ｌは２つの均等の区間に分割され、それらの長さはそれぞれＬ_０（＝Ｌ／２）である。ちなみに、長さＬ_０がストレインを演算するための規格化用の情報として利用される。

３つのトラッキング点Ｒ，Ｓ，Ｔは、上述（図３および図４参照）した手法によって追跡される。上段のトラッキング点Ｒに注目すると、時間軸上に並ぶ複数のトラッキング点Ｒ１〜Ｒｎを相互に連結することにより１本のトレースラインを描くことが可能となる。そして、この処理を点Ｒ，Ｓ，Ｔのそれぞれについて適用すれば必要な複数のトレースラインを描くことが可能となる。

次に、図６に基づいてストレイン演算について説明する。心筋の厚みの変化を示すストレインε（ｔ）は、ε（ｔ）＝（Ｌ（ｔ）−Ｌ_０）／Ｌ_０で定義される。ここでＬ（ｔ）は現在注目している区間の区間長であり、Ｌ_０は規格化のための基準区間長である。したがって、図６において、フレームＦ_２の線分Ｑ_２上において定義される２つの区間Ｌ_ＲＳ２とＬ_ＳＴ２をそれぞれ上記計算式におけるＬ（ｔ）に代入すれば、それぞれの区間についてストレインε（ｔ）を求めることができる。これは、フレームＦ_３の線分Ｑ_３上における２つの区間長Ｌ_ＲＳ３，Ｌ_ＳＴ３についても同様であり、更にそれ以降のフレームについても同様である。さらに本実施形態では、トレースラインやストレインの演算結果を利用した表示画像を形成することができる。

図７は、本実施形態の超音波診断装置によって形成される表示画像を説明するための図である。（Ａ）に示すＭモード組織速度画像は、各時相すなわち各フレームごとに求められた線分（図６におけるＱ_１，Ｑ_２，Ｑ_３，・・・，Ｑ_ｎ）上の組織速度データを時系列順に並べた画像である。すなわちその縦軸は線分上における位置に相当し、その横軸は時間軸に相当する。各組織速度データは、各時相の線分上に並ぶ複数の組織速度データで構成されている。それらの組織速度データのマッピングにあたって、必要に応じて、補間処理あるいは間引き処理が適用される。（Ａ）に示すＭモード組織速度画像は、カラー画像として表示される。すなわち、組織速度データの正負及び大きさに応じて所定の色相及び輝度が割り当てられる。

本実施形態においては、Ｍモード組織速度画像上にトレースライン（符号２２，２４，２６）を描画することができる。図７に示す例では、３つのトラッキング点Ｒ，Ｓ，Ｔの各々に対応したトレースラインが描画されている。つまり、心筋の内側の端点である点Ｒのトレースライン２２、心筋内の基準点（内膜と外膜の境界）である点Ｓのトレースライン２４、心筋の外側の端点である点Ｔのトレースライン２６が示されている。このように、Ｍモード組織速度画像上にトレースラインを描くことにより心筋の運動軌跡を容易に観察することが可能となる。

本実施形態においては、ストレインの演算結果を利用して、（Ｂ）で示すようなＭモードストレイン画像を形成することもできる。Ｍモードストレイン画像における横軸は上記のＭモード組織速度画像と同様に時間軸であり、その縦軸も上記Ｍモード組織速度画像と同様に線分上における位置に相当している。このＭモードストレイン画像は各時相における各区間ごとに演算されるストレインをカラー表現した画像である。つまり、各フレームにおける各区間ごとに演算されたストレインの符号及び大きさを色相などに対応づけて表示した画像である。

Ｍモードストレイン画像を形成する場合には、図７（Ａ）の場合と同様な、トレースライン２２，２４，２６を表示してもよいし、表示しなくてもよい。いずれにしても、それらのトレースライン２２，２４，２６によって区分される各時相の２つの区間、つまり内膜に相当する区間と外膜に相当する区間の各々の区間についてストレインが演算され、そのストレインの時間変化がカラーによって表されることになる。例えばある時相について注目した場合、トレースライン２２と２６との間には一次元の画素値列が存在するが、その内でトレースライン２２と２４との間に存在する部分画素列２８（内膜側の画素列）についてはそれに対して定義されるストレインに対応付けられた着色が施され、これはトレースライン２４と２６とで区分される部分画素列３０（外膜側の画素列）についても同様である。ストレインは組織の一次元の歪みとして定義される。なお、線分上の基準点を必要に応じてユーザが所望の位置に設定して、ストレインを心壁における各深さ区分ごとにあるいは各層ごとに表示することによって、より疾病診断精度を高められるという利点がある。

本実施形態においては、更にＭモードストレイン画像上における所定時相をユーザ指定することにより、すなわち例えばカーソル３１を用いて時相指定を行うことにより、当該時相におけるストレイングラフ３２を画面上に別途表示させることもできる。ストレイングラフ３２は、横軸にストレインの正負及びその大きさを表し、縦軸に線分上における位置を表したグラフである。

ちなみに、ストレインに代えて、各区間の長さやその変化率を評価値としてカラー表現することも可能である。また各時相における各区間のストレインを数値によってリスト表示することも可能であり、また指定された時相におけるストレインを数値によって表示することも可能である。また、心筋の内側の端点と外側の端点のトレース結果から心筋の厚みの指標である%Wall Thicknessを求めてもよい。

本実施形態では、心臓の拡張末期における内側端点と外側端点の中間位置に基準点を設定することにより、この基準点を内膜と外膜の境界として、心筋の内膜側と外膜側の厚みの変化などを独立に求めることができる。

図５に戻り、トレースライン形成部８０は各フレームごとに追跡されたトラッキング点を互いに時間軸上で連結することによりトレースラインを形成する。つまり、図６を利用して説明した手法により、心筋の内側の端点のトレースライン、心筋の外側の端点のトレースライン、基準点のトレースラインを各々形成する。トレースライン形成部８０はトラッキング点の相互連結処理の他、スムージング処理などを行うものであってもよい。

ストレイン演算部８２は、図６を利用して説明したストレイン演算の原理にしたがって、各時相における各区間ごとにストレインを演算する。その演算結果に対しては、ストレイン画像形成部８４において着色処理が施され、その着色処理後のＭモードストレイン画像（図７参照）が形成される。また所定の時相が指定された場合、ストレイングラフ作成部８６は当該時相における各区間のストレインを参照し、ストレイングラフを作成する。

Ｍ画像形成部７８は、２Ｄエコー画像処理部７０において形成されたＢモード画像の画像データに基づいてＭモード画像を形成する。つまり、例えば、各フレームごとに求められた線分（図６におけるＱ_１，Ｑ_２，Ｑ_３，・・・，Ｑ_ｎ）上の組織エコーデータを時系列順に並べたＭモード画像を形成する。また、Ｍ画像形成部７８は、２Ｄ速度画像処理部７２において形成されたカラー画像の画像データ（速度データ）に基づいて、Ｍモード組織速度画像（図７参照）を形成する。

プロファイル生成部７６は、例えばユーザによって指定された時相における速度データをＭ画像形成部７８から取得して速度プロファイル（速度分布）を作成する。また、プロファイル生成部７６は、ストレイン演算部８２から取得されるストレインの演算結果を利用して、ストレインのプロファイルを作成してもよい。

合成処理部８８は、入力される複数の画像データの中から表示モードに応じて選択された複数の画像データを合成して１つの表示画像を構成するモジュールである。合成処理部８８から出力される画像データは表示器９０に出力され、表示器９０上には、例えば、図１に示した心筋の超音波画像（Ｂモード画像やカラードプラ画像）、図７に示したＭモード組織速度画像、Ｍモードストレイン画像などが表示されることになる。表示器９０は例えばＣＲＴによって構成されてもよいし、液晶ディスプレイによって構成されてもよい。あるいは、合成処理部８８の後段にＣＲＴ及び液晶ディスプレイの２つのディスプレイを接続し、一方をメインディスプレイとし、他方をサブディスプレイとしてもよい。

制御部９２は超音波診断装置が有する各構成の動作制御を行っている。この制御部９２はＣＰＵ及び動作プログラムによって構成されるものである。図５において符号１００で示す表示処理部は本実施形態において制御部９２とは別のモジュールとして示されているが、表示処理部１００がＣＰＵ及び処理プログラムによって構成されてもよい。あるいは、表示処理部１００が専用のハードウエアによって構成されてもよい。あるいは、表示処理部１００が有する機能の内で一部の機能のみがソフトウエア処理によって実現され、残りがハードウエアによって実現されてもよい。

制御部９２は、本実施形態においてシネメモリ６０の動作制御を行っている。シネメモリ６０は半導体メモリなどによって構成されており、それらにはフレーム列が格納される。制御部９２の制御によってそれらに格納されたフレーム列に対するループ再生などが実行される。例えば、シネメモリ６０に対してループ再生の指示が出されると、そこに格納された時系列順のフレーム列が順番に呼び出されて表示器９０に動画像として表示されることになる。

入力部９４は操作パネルなどによって構成され、その入力部９４を利用して、ユーザが、端点の設定、基準点の設定、時相の指定、表示モードの選択などを行うことができる。心電計９６から出力される心電信号は制御部９２に出力される他に、合成処理部８８に出力されている。心電信号は上述したループ再生における同期信号として用いられ、また表示器９０上には心電波形が表示される。

本実施形態における追跡処理や画像形成処理はリアルタイムで行うことも可能である。また、フリーズ後の画像データや、装置内あるいは外部記録メディア５４などに記憶された画像データを処理対象としてもよい。

以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、本実施形態の超音波診断装置により、従来のパターンマッチングの手法のみでは追跡が困難であった組織内部の点を、ドプラ情報を併用することにより高い精度で追跡することが可能になる。その結果、心筋に限らず、組織の局所的な運動を正確に計測することが可能になる。

対象組織である心筋を含む超音波画像を示す図である。心筋の厚みの変化を説明するための図である。本実施形態における基準点の追跡手順を示すフローチャートである。本実施形態における基準点の追跡手順を示すフローチャートである。本発明に係る超音波診断装置の機能ブロック図である。トレースラインの形成処理とストレイン演算を説明するための図である。本実施形態において形成される表示画像を説明するための図である。

符号の説明

１心筋、２線分、３，４端点、５基準点、６６端点トラッキング部、６８基準点トラッキング部、７４トラッキングライン形成部。

Claims

対象組織を含む空間内に超音波を送受波してエコー信号を取得する送受波手段と、
エコー信号から得られるデータで構成されるデータ空間内において、対象組織の動きに追従させてフレームごとに対象組織に対して線分を設定する線分設定手段と、
基準フレームの線分上に設定された基準点に対応した対象組織の特定部位を複数のフレームに亘って追跡する特定部位追跡手段と、
を有し、
前記特定部位追跡手段は、基準フレームに設定された基準点の速度情報に基づいて注目フレームの線分上に特定部位の仮移動点を設定し、仮移動点の速度情報と基準点の速度情報とに基づいて注目フレームの線分上に特定部位の移動点を設定する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
請求項１に記載の超音波診断装置において、
前記基準点の速度情報には、基準点における超音波ビーム方向の速度と、基準点が設定された線分に対する当該超音波ビーム方向の角度と、が含まれ、
前記仮移動点の速度情報には、仮移動点における超音波ビーム方向の速度と、仮移動点が設定された線分に対する当該超音波ビーム方向の角度と、が含まれる、
ことを特徴とする超音波診断装置。
請求項２に記載の超音波診断装置において、
前記特定部位追跡手段は、基準点の速度情報から得られる基準点における線分方向の速度と、仮移動点の速度情報から得られる仮移動点における線分方向の速度と、から成る線分方向の二つの速度の平均値に基づいて特定部位の移動量を算出して、注目フレームの線分上に特定部位の移動点を設定する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
請求項２に記載の超音波診断装置において、
前記特定部位追跡手段は、基準点の速度情報に含まれる超音波ビーム方向の速度と仮移動点の速度情報に含まれる超音波ビーム方向の速度とから成る二つの速度の平均値と、基準点の速度情報に含まれる超音波ビーム方向の角度と仮移動点の速度情報に含まれる超音波ビーム方向の角度とから成る二つの角度の平均値と、に基づいて特定部位の移動量を算出して、注目フレームの線分上に特定部位の移動点を設定する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
心筋を含む空間内に超音波を送受波してエコー信号を取得する送受波手段と、
エコー信号から得られるデータで構成されるデータ空間内において、心筋の内膜特定部位と外膜特定部位を結ぶ線分を設定し、心筋の動きに伴って移動する内膜特定部位と外膜特定部位を追跡してフレームごとに線分を設定する線分設定手段と、
基準フレームの線分上に設定された基準点によって特定される心筋の組織内の特定部位を複数のフレームに亘って追跡する特定部位追跡手段と、
を有し、
前記特定部位追跡手段は、基準フレームに設定された基準点の速度情報に基づいて注目フレームの線分上に特定部位の仮移動点を設定し、仮移動点の速度情報と基準点の速度情報とに基づいて注目フレームの線分上に特定部位の移動点を設定する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
請求項５に記載の超音波診断装置において、
前記特定部位追跡手段は、前記設定された移動点の速度情報を利用して、さらに、当該移動点の速度情報と基準点の速度情報とに基づいて注目フレームの線分上に特定部位の移動点を再設定する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
請求項６に記載の超音波診断装置において、
前記線分設定手段は、エコー信号から得られる画像データに対するパターンマッチング処理によって内膜特定部位と外膜特定部位を追跡する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
請求項７に記載の超音波診断装置において、
前記特定部位追跡手段は、前記基準点によって特定される心筋の内膜と外膜の境界に対応する特定部位を複数のフレームに亘って追跡する、
ことを特徴とする超音波診断装置。