JP2010051731A - 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】組織の回転に関する運動情報を観察する場合において、三次元空間内における回転成分を従来に比して成果に抽出することができる超音波診断装置等を提供すること。
【解決手段】心臓壁に代表される運動組織について、三次元空間内において規準時相に関する回帰平面の法線ベクトルを定義する。そして、回帰平面の法線ベクトルを用いて各時相の各頂点Ｐｉｊ（ｔ）の回帰平面への直交射影ベクトルを計算し、当該直交射影ベクトル同志のなす角を計算することで、各時相の各頂点Ｐｉｊ（ｔ）の規準時相に対する局所的な回転角を取得する。
【選択図】 図２

Description

本発明は、超音波画像を用いて組織の回転に関する運動情報を観察する場合において、回転成分を従来に比して抽出するための超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理プログラムに関する。

心筋等の生体組織に関して、その機能を客観的かつ定量的に評価することは、その組織の診断にとって非常に重要である。近年、主に心臓を例として、超音波診断装置等を用いた様々な定量的評価法が試みられている。例えば、画像中の局所的なパターンマッチングを行いながら、変位や歪みといった局所の壁運動情報を計算するスペックルトラッキングと呼ばれる技術が実用化されている（例えば、特許文献１参照）。また、壁運動情報として三次元的な回転や捻れを、短軸断面内で求める手法も開示されている（例えば、特許文献２参照）。

ところで、組織の回転運動を定量的に評価する際に、三次元的な位置の追跡を伴う空間内において、回転角の具体的な求め方は現在のところ確立されていない。例えば、既述の特許文献１、特許文献２においては、短軸断面内（二次元平面内）での回転角が定義されているのみである。
特開２００２−０５９１６０号公報 特開２００６−１９４７９４号公報

三次元的な位置追跡を伴う空間内において回転角を計算する場合に、従来の手法では次のような問題がある。すなわち、三次元的な位置追跡を行う場合、回転角を定義するための面が必ずしも平面とは限らず、曲面形状となる場合がある。また、回転角を求めたい部位が回転角を定義するための面に対して垂直な方向へも移動する場合もある。これらの事情を考慮せずに組織の回転運動を定量的に評価しようとすれば、ショートニング（shortening）運動の円周方向への不均一性やシェア（shear）運動に伴って回転方向に垂直な一様でない動き成分がある場合に、回転角を過大評価してしまう。

本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、組織の回転に関する運動情報を観察する場合において、三次元空間内における回転成分を従来に比して正確に抽出することができる超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理プログラムを提供することを目的としている。

本発明は、上記目的を達成するため、次のような手段を講じている。

請求項１に記載の発明は、心臓を超音波で走査して得られる受信信号を少なくとも一心拍以上にわたるボリュームデータとして取得するデータ取得手段と、前記少なくとも一心拍以上にわたるボリュームデータの所定の心時相において心筋の関心領域を設定する設定手段と、前記心筋の関心領域に関する局所的な三次元移動ベクトル情報を演算する演算手段と、前記局所的な三次元移動ベクトル情報を用いて、前記所定の心時相以外における前記心筋の関心領域の三次元的な位置を追跡することで、少なくとも一心拍以上にわたる前記心筋の関心領域の三次元的な位置情報を取得する追跡手段と、前記心臓の円周方向に関する曲面又は心臓の長軸方向への動き成分の少なくとも一方が前記円周方向に一様でない場合の影響が除去された、前記円周方向に関する曲面の局所的な位置の回転角を演算する回転角演算手段と、前記回転角を用いて、回転に関する組織運動情報を取得する運動情報取得手段と、前記回転に関する組織運動情報を所定の形態で表示する表示手段とを具備することを特徴とする超音波診断装置である。

請求項１０に記載の発明は、少なくとも一心拍以上にわたる心臓に関するボリュームデータを取得するデータ取得手段と、前記少なくとも一心拍以上にわたるボリュームデータの所定の心時相において心筋の関心領域を設定する設定手段と、前記心筋の関心領域に関する局所的な三次元移動ベクトル情報を演算する演算手段と、前記局所的な三次元移動ベクトル情報を用いて、前記所定の心時相以外における前記心筋の関心領域の三次元的な位置を追跡することで、少なくとも一心拍以上にわたる前記心筋の関心領域の三次元的な位置情報を取得する追跡手段と、前記心臓の円周方向に関する曲面又は心臓の長軸方向への動き成分の少なくとも一方が前記円周方向に一様でない場合の影響が除去された、前記円周方向に関する曲面の局所的な位置の回転角を演算する回転角演算手段と、前記回転角を用いて、回転に関する組織運動情報を取得する運動情報取得手段と、前記回転に関する組織運動情報を所定の形態で表示する表示手段とを具備することを特徴とする画像処理装置である。

請求項１１に記載の発明は、コンピュータに、少なくとも一心拍以上にわたる心臓に関するボリュームデータの所定の心時相において心筋の関心領域を設定させる設定機能と、前記心筋の関心領域に関する局所的な三次元移動ベクトル情報を演算する演算手段と、前記局所的な三次元移動ベクトル情報を用いて、前記所定の心時相以外における前記心筋の関心領域の三次元的な位置を追跡させることで、少なくとも一心拍以上にわたる前記心筋の関心領域の三次元的な位置情報を取得させる追跡機能と、前記心臓の円周方向に関する曲面又は心臓の長軸方向への動き成分の少なくとも一方が前記円周方向に一様でない場合の影響が除去された、前記円周方向に関する曲面の局所的な位置の回転角を演算させる回転角演算機能と、前記回転角を用いて、回転に関する組織運動情報を取得させる運動情報取得機能と、前記回転に関する組織運動情報を所定の形態で表示する表示機能とを実現させることを特徴とする画像処理プログラムである。

以上本発明によれば、組織の回転に関する運動情報を観察する場合において、三次元空間内における回転成分を従来に比して正確に抽出することができる超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理プログラムを実現することができる。

以下、本発明の実施形態を図面に従って説明する。以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。

なお、本実施形態においては、本発明の技術的思想を超音波診断装置に適用する場合を例として説明する。しかしながら、これに拘泥されることなく、本発明の技術的思想は、ワークステーション、パーソナルコンピュータ等を用いた超音波画像処理装置についても適用可能である。

また、本実施形態に係る各構成要素によって実現される機能、特に後述する移動ベクトル処理ユニット１９、画像生成ユニット２１、運動情報演算ユニット３７によって実現される機能については、当該各構成要素と同様の処理を実行するソフトウェアプログラムをワークステーション等のコンピュータ、コンピュータ機能を有する超音波診断装置等にインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク（フロッピー（登録商標）ディスク、ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤなど）、半導体メモリなどの記録媒体に格納して頒布することも可能である。

図１は、本実施形態に係る超音波診断装置１の構成図である。本超音波診断装置１０は、超音波プローブ１１、送信ユニット１３、受信ユニット１５、Ｂモード処理ユニット１７、移動ベクトル処理ユニット１９、画像生成ユニット２１、表示ユニット２３、制御ユニット（ＣＰＵ）３１、運動情報演算ユニット３７、記憶ユニット３９、操作ユニット４１、送受信ユニット４３を具備している。なお、本発明を超音波画像処理装置に適用する場合には、例えば図１の点線内がその構成要素となる。

超音波プローブ１１は、送信ユニット１３からの駆動信号に基づき超音波を発生し、被検体からの反射波を電気信号に変換する複数の圧電振動子、当該圧電振動子に設けられる整合層、当該圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材等を有している。当該超音波プローブ１１から被検体に超音波が送信されると、生体組織の非線形性等により、超音波の伝播に伴って種々のハーモニック成分が発生する。送信超音波を構成する基本波とハーモニック成分は、体内組織の音響インピーダンスの境界、微小散乱等により後方散乱され、反射波（エコー）として超音波プローブ１１に受信される。

送信ユニット１３は、図示しない遅延回路およびパルサ回路等を有している。パルサ回路では、所定のレート周波数ｆｒ Ｈｚ（周期；１／ｆｒ秒）で、送信超音波を形成するためのレートパルスが繰り返し発生される。また、遅延回路では、チャンネル毎に超音波をビーム状に集束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間が、各レートパルスに与えられる。送信ユニット１３は、このレートパルスに基づくタイミングで、所定のスキャンラインに向けて超音波ビームが形成されるように振動子毎に駆動パルスを印加する。

受信ユニット１５は、図示していないアンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、加算器等を有している。アンプ回路では、プローブ１１を介して取り込まれたエコー信号をチャンネル毎に増幅する。Ａ／Ｄ変換器では、増幅されたエコー信号に対し受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与え、その後加算器において加算処理を行う。この加算により、所定のスキャンラインに対応した超音波エコー信号を生成する。

Ｂモード処理ユニット１７は、受信ユニット１５から受け取った超音波エコー信号に対して包絡線検波処理を施すことにより、超音波エコーの振幅強度に対応したＢモード信号を生成する。

移動ベクトル処理ユニット１９は、時相の異なる二つの二次元画像データ間や時相の異なる二つのボリュームデータ間でパターンマッチング処理を用いて組織の移動位置を検出し、この移動位置に基づいて各組織の移動ベクトル（又は速度）を求める。具体的には、一方の二次元画像データ内の関心領域について、最も類似性の高い他方の二次元画像データ内の関心領域を求め、この関心領域間の距離を求めることで、組織の移動ベクトルを求めることができる。また、この移動ベクトルの大きさ（すなわち移動量）を二次元画像データのフレーム間の時間差（ボリュームデータ間の時間差）で除することにより、組織の移動速度を求めることができる。この処理を二次元画像データ上の各位置でフレームバイフレームにて（又は三次元画像データ上の各位置でボリュームバイボリュームにて）行うことにより、組織の変位（移動ベクトル）又は組織の速度に関する時空間分布データ（移動ベクトル情報）を取得することができる。

画像生成ユニット２１は、Ｂモード信号の所定断層に係る二次元分布を表したＢモード超音波像を生成する。また、画像生成ユニット２１は、運動情報演算ユニット３７において生成された回転に関する運動情報を用いて、当該運動情報が超音波画像上の対応する位置に重畳された画像（組織運動情報画像）を生成する。

表示部２３は、画像生成ユニット２１からのビデオ信号に基づいて、後述するように超音波画像、組織運動情報画像、回転差情報等を所定の形態で表示する。また、表示部２３は、画像上の解剖学的位置を示すためのマーカ（marker）や、カラーコード化された物理量の大きさを示すカラーバーを表示する。

制御ユニット（ＣＰＵ）３１は、情報処理装置（計算機）としての機能を持ち、本超音波診断装置本体の動作を静的又は動的に制御する。特に、制御ユニット３１は、記憶ユニット３９に記憶された専用プログラムを図示していないメモリに展開することで、後述する運動情報生成機能を実行する。

運動情報演算ユニット３７は、後述する運動情報生成機能に従う処理（運動情報生成処理）において、回帰平面等を用いて、三次元空間内での組織の回転成分を抽出し、これを用いて回転に関する運動情報（例えば、短軸面内での面積重心に関する運動情報（RotationやRotation rate）、異なる短軸面間の回転の差分である運動情報（TwistやTwist rate）、短軸面間の距離でTwist情報を規格化した運動情報（TorsionやTorsion rate）等）を演算する。

記憶ユニット３９は、磁気ディスク（フロッピー（登録商標）ディスク、ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤなど）、半導体メモリなどの記録媒体、及びこれらの媒体に記録された情報を読み出す装置である。この記憶ユニット３７には、送受信条件、所定のスキャンシーケンス、各時相に対応する生データや超音波画像データ（例えば、組織ドプラモード、Ｂモード等によって撮影された組織画像データ）、予め生成された時相毎のボリュームデータ、組織の移動ベクトル又は組織の速度に関する時空間分布データ、後述する運動情報生成機能を実現するためのプログラム、診断情報（患者ＩＤ、医師の所見等）、診断プロトコル、ボディマーク生成プログラム等を記憶する。

操作ユニット４１は、装置本体に接続され、オペレータからの各種指示、関心領域（ＲＯＩ）の設定指示、種々の画質条件設定指示、任意の組織運動情報の選択等を行うためのマウスやトラックボール、モード切替スイッチ、キーボード等を有している。

送受信ユニット４３は、ネットワークを介して他の装置と情報の送受信を行う装置である。本超音波診断装置１において得られた超音波画像等のデータや解析結果等は、ネットワーク送受信ユニット４３よって、ネットワークを介して他の装置に転送可能である。

（運動情報生成機能）
次に、本超音波診断装置１が具備する運動情報生成機能について説明する。この機能は、心臓壁に代表される運動組織について、三次元空間内において回帰平面の法線ベクトルを定義し、当該回帰平面の法線ベクトルを用いて組織の回転成分を正確に抽出し、これを用いて回転に関する運動情報を生成するものである。

なお、本実施形態では、説明を具体的にするため、診断対象が心臓である場合の運動情報生成機能を例とする。しかしながら、本運動情報生成機能の適用対象は、心臓に限定されず、実質的に回転運動を行う組織であれば、どの様な部位であってもよい。

図２は、本運動情報生成機能に従う処理（運動情報生成処理）の流れを示したフローチャートである。以下、同図に従って説明する。

［時系列ボリュームデータの収集：ステップＳ１］
まず、ある患者に関する心臓の所望の観察部位又は心臓全体等について、少なくとも一心拍分以上の期間にわたる時系列のボリュームデータ（以下、「時系列ボリュームデータ群」と呼ぶ。）が収集される（ステップＳ１）。すなわち、ある患者に関する心臓の所望の観察部位を、ある時刻を基準として、心尖アプローチから二次元アレイプローブ等を用いて、時系列（少なくとも一心拍分）のボリュームデータが収集される。

［移動ベクトル情報の生成：ステップＳ２］
次に、移動ベクトル情報が生成される（ステップＳ２）。すなわち、移動ベクトル処理ユニット３２は、収集された時系列ボリュームデータ群を構成する一心拍以上の各時相に対応するボリュームデータのうち、規準時相ｔ＝ｔ０（例えば、Ｐ波、Ｒ波が発生する拡張末期が好適）におけるボリュームデータにおいてユーザーからの指示等に基づいて心筋部位（例えば、心臓内膜が好適）の境界面を設定する。移動ベクトル処理ユニット３２は、例えば図３に示すように設定した境界面をメッシュに区切ってメッシュの各頂点の位置を、三次元的なパターンマッチング処理により時間的に追跡することで、時空間的な移動ベクトル情報を演算する。

［規準時相での曲面に関する回帰平面の法線ベクトルの演算：ステップＳ３］
次に、運動情報演算ユニット３７は、規準時相での曲面に関する回帰平面の法線ベクトルを演算する（ステップＳ３）。すなわち、運動情報演算ユニット３７は、図４に示すように、初期設定或いは操作者からの指示に従って、基準時相ｔ＝ｔ０にて短軸方向のメッシュから１つの曲面Ｃｉ（ｔ０）（ｉは短軸のレベルを示す添え字）を選択し、曲面Ｃｉ（ｔ０）上の各頂点Ｐｉｊ（ｔ０）（ｊは円周方向の位置を示す添え字）を用いて回帰平面Ｃ’ｉの単位法線ベクトルｎＣ’ｉを演算する。

回帰平面Ｃ’ｉの単位法線ベクトルｎＣ’ｉは、該当の短軸曲面Ｃｉ（ｔ０）上のｍ個の点Ｐｉｊ（ｔ０）の位置を用いて２変数の最小自乗法により推定するのが好適である。この様な計算手法は、後に定めるｍ個のＰｉｊ（ｔ０）の平均位置である中心位置Ｇｉ（ｔ０）と回帰平面Ｃ’ｉとの距離εが充分小さくなるため、中心位置Ｇｉ（ｔ０）がベクトルＶｉｊ（ｔ０）の基準位置となることを踏まえると好適であると言える。

［回帰平面への直交射影ベクトルの演算：ステップＳ４］
次に、運動情報演算ユニット３７は、各時相の各頂点Ｐｉｊ（ｔ）について、回帰平面Ｃ’ｉへの直交射影ベクトルを演算する（ステップＳ４）。先ず、運動情報演算ユニット３７は、次の式（１）に従って、曲面Ｃｉ（ｔ）上の各頂点Ｐｉｊ（ｔ）の平均座標により、中心位置Ｇｉ（ｔ）を求める。

Ｇｉ（ｔ）＝（１／ｍ）ΣＰｉｊ（ｔ） （１）
ただし、Σは１≦ｊ≦ｍまでの和を取るものとする。また、ｍは円周方向の分割数である。

次に、運動情報演算ユニット３７は、各時相において、図５に示すように、各頂点Ｐｉｊ（ｔ）から回帰平面Ｃ’ｉへおろした垂線の足の位置Ｐ’ｉｊ（ｔ）に関する次の式（２）を用いて、各時相における回帰平面Ｃ’ｉへの直交射影ベクトルＶ’ｉｊ（ｔ）を演算する。

Ｖ’ｉｊ（ｔ）＝Ｐ’ｉｊ（ｔ）−Ｇｉ（ｔ）
＝Ｖｉｊ（ｔ）−＜ｎＣ’ｉ，Ｖｉｊ（ｔ）＞＊ｎＣ’ｉ （２）
ここで、Ｖｉｊ（ｔ）＝Ｐｉｊ（ｔ）−Ｇｉ（ｔ）である。

また、＜ｎＣ’ｉ，Ｖｉｊ（ｔ）＞はｎＣ’ｉとＶｉｊ（ｔ）との内積を表す。

［直交射影ベクトルを用いた回転角の計算：ステップＳ５］
次に、運動情報演算ユニット３７は、図５に示すように、各時相における各頂点の射影成分ベクトルＶ’ｉｊ（ｔ）、規準時相における各頂点の射影成分ベクトルＶ’ｉｊ（ｔ０）を用いて、射影成分ベクトル同志のなす角θｉｊ（ｔ）を演算し、各時相において、各頂点の規準時相に対する局所的な回転角（Rotation）を取得する（ステップＳ５）。

［回転角を用いた組織運動情報の演算：ステップＳ６］
次に、運動情報演算ユニット３７は、ステップ５において得られた局所的な回転角を用いて、組織の回転に関する運動情報を演算する（ステップＳ６）。

例えば、捻れ角（Ｔｗｉｓｔ）は、２つの円周方向の曲面間での回転角の差分で定義される。従って、組織運動情報として捻れ角を演算する場合、一方の回転角の長軸方向のレベルをｉ＝０のＣ０ｊ（ｔ）に固定し、他方の回転角の長軸方向のレベルをＣｉｊ（ｔ）として、以下の式（３）により、局所的な捻れ角であるＴｗｉｊ（ｔ）を求める。なお、回転角の単位が［ｄｅｇ．］である場合、捻れ角の単位も［ｄｅｇ．］となる。

Ｔｗｉｊ（ｔ）＝θｉｊ（ｔ）−θ０ｊ（ｔ） （３）
また、例えば、捻れ勾配（Ｔｏｒｓｉｏｎ：捻れ率とも呼ばれる）は、２つの円周方向の曲面間での捻れ角を、捻れ角を演算した２つの曲面間の距離で割って定義される。従って、一方の捻れ角の長軸方向のレベルをｉ＝０のＣ０ｊ（ｔ）に固定し、他方の回転角の長軸方向のレベルをＣｉｊ（ｔ）として、以下の式（４）により、局所的な捻れ勾配であるＴｂＮｉｊ（ｔ）を求める。

ＴｂＮｉｊ（ｔ）＝［Ｔｗｉｊ（ｔ）−Ｔｗ０ｊ（ｔ）］／Ｄｉ０ｊ（ｔ）
＝［｛θｉｊ（ｔ）−θ０ｊ（ｔ）｝−｛θ０ｊ（ｔ）−θ０ｊ（ｔ）｝］／Ｄｉ０ｊ（ｔ）
＝［θｉｊ（ｔ）−θ０ｊ（ｔ）］／Ｄｉ０ｊ（ｔ） （４）
ただし、Ｄｉ０ｊ（ｔ）はＰｉｊ（ｔ）とＰ０ｊ（ｔ）との間の距離を示す。Ｄｉ０ｊ（ｔ）の単位を［ｃｍ］とすると、捻れ勾配の単位は［ｄｅｇ．／ｃｍ］で示される。また、上記式（４）から明らかなように、捻れ勾配は捻れ角および回転角のどちらからでも導出可能である。

［組織運動情報画像の生成：ステップＳ７］
次に、組織運動情報群を用いて、運動情報がマッピングされた時系列なマッピング画像が生成される（ステップＳ７）。例えば、画像生成ユニット２１は、生成された組織運動情報群をカラーコード化し心筋の該当部位にマッピングすることで、ボリュームレンダリング像を、各時相毎に作成する。なお、組織運動情報をマッピングする手法はボリュームレンダリング処理に拘泥されない。例えば、サーフェスレンダリング像、ポーラーマップ（Ｐｏｌａｒ−ｍａｐ）画像、ＭＰＲ画像等の一覧性のある表示であれば、どの様なものであってもよい。

［組織運動画像の表示：ステップＳ８］
次に、表示ユニット２３は、組織運動画像を所定の形態にて表示する（ステップＳ８）。

図６は、本実施形態に係る手法で計算された回転角に関する組織運動画像の表示形態の一例を示した図である。同図に示すように、Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３はレベルの異なる左心室の短軸のＭＰＲ像を示し、Ａは心尖四腔のＭＰＲ像を、ＢはＡに直交する心尖（心尖二腔像に近い断面）のＭＰＲ像を示している。ここで、三次元空間の内膜上で得られた回転角は、図中のカラーコード（本例では時計回りがプラスで青色系、反時計回りがマイナスで赤色系に配色されている）に変換され、対応するＭＰＲ像の心筋の関心領域（内外膜境界を示す波線内部）の位置に重畳して表示されている。また、同図の左上にはポーラーマップ形式で回転情報をカラー変換して表示している。これらの局所的な回転情報はまた、局所的なノイズの影響を軽減するために、円周方向や長軸方向といった空間方向内でスムージング処理を行って空間的に滑らかな値にするのが好適である。

そして、右下部の時間変化曲線は、ＡＳＥが推奨する１６セグメント（領域の分割はポーラーマップ表示内に示してある）の各領域における局所的な回転角の平均値を１６個のカーブとして表示している。同図は収縮末期時相を示すが、弁輪部位は赤色系（反時計回り）に、そして心尖部は青色系（時計回り）に回転していることが表現されており、左心室が収縮期に捻れるような運動をしていることが一目で解る。特にポーラーマップ表示によれば、左心室全体に渡る回転の様子が一度に把握可能である。なお回転角は［ｄｅｇ．］単位で示した。

また、三次元的な回転情報の表示としてポーラーマップ形式を用いたが、これを三次元的にサーフェスレンダリング表示しても良い。この場合は図７に示すように、心筋の関心領域（本例では内膜）の形状を反映させた境界面に上記の例と同様に回転角をカラー変換して対応する位置上に割り付けて表示するのが好適である。この様な表示形態によれば、ポーラーマップ表示の様に左心室全体の様子を一度には観察できないが、心筋の境界面の形状を直感的に把握しつつ、対応した部位における回転の様子を同時に認識することが可能となる。また、本表示例では、表示している三次元オブジェクトを回転させることで隠れた部位を観察可能とすることが好適である。

また、図８に捻れ角の情報のポーラーマップによる表示例を示す。円周方向のセグメント別に絶対値に差はあるが、心尖部の方が弁輪部位よりも捻れ角が大きい様子が見て取れる。

（捻れの表示に関する変形例）
一般に、これまで２次元で検討されてきた臨床的な捻れの解析を行う上では、グローバル（平均的）な円周方向の捻れを評価する場合が多い。これは、図８にも認められるように同じレベルの短軸においても捻れ角が円周方向のセグメント別に不均一に観察されることに起因する。そこで、これまでの例に従い、局所的な捻れ角を円周方向に平均した結果を捻れ角の情報として表示した例を図９に示す。図９の表示形式は図６と同じであるが、表示されている壁運動指標が回転角から捻れ角に代わっている。このようにすると弁輪レベルから中間レベルおよび心尖レベルになるに従って、捻れ角が徐々に大きくなっていく様子がより明瞭に評価可能となるのが解る。

ユーザーはその評価用途に応じて、円周方向のセグメントに対して全体的な捻れを評価したい場合には後者の設定を用い、円周方向のセグメントに対して局所的な捻れを評価したい場合には前者の設定を用いれば良い。

（捻れ勾配の表示に関する例）
図１０に捻れ勾配の情報の表示例を示す。同図は、円周方向に平均した捻れ角を用いて求めた例である。心尖部の方が弁輪部位よりも捻れ角が大きい様子が見て取れるのは捻れ角の図９と同等であるが、Ｄｉ０ｊ（ｔ）の値が円周方向の位置に応じて異なっているために捻れ角とは異なる分布の結果（時間変化曲線参照）となっている。これは捻れ角と捻れ率の定義の違いによる物理的な意味の違いを示している。すなわち、同じ捻れ角であっても、その２点（レベル）間の距離が異なれば、捻れ勾配は異なることを反映している。

（捻れ勾配の表示に関する変形例）
上記捻れ勾配の表示に関する例での捻れ勾配ＴｂＮｉｊ（ｔ）は、一方の捻れ角の長軸方向のレベルをｉ＝０のＣ０ｊ（ｔ）に固定した言わば弁輪（Ｂａｓａｌ）基準の捻れ勾配である。そこで、本変形例では、２つの円周方向の曲面間の距離を長軸方向のレベルに関する近傍の一定レベル（ｉ−ｄからｉ＋ｄまでのｉ方向の２ｄ＋１の幅）として下記式によりＴｒＮｉｊ（ｔ）を定義する。

ＴｒＮｉｊ（ｔ）＝｛ＴＷｉ＋ｄｊ（ｔ）−ＴＷｉ−ｄｊ（ｔ）｝／Ｄｉｄｊ（ｔ）
ただし、Ｄｉｄｊ（ｔ）はＰｉ＋ｄｊ（ｔ）とＰｉ−ｄｊ（ｔ）との間の距離
本定義による捻れ勾配ＴｒＮｉｊ（ｔ）は、先例であるＴｂＮｉｊ（ｔ）よりも長軸方向に局所的（Ｒｅｉｇｉｏｎａｌ）な捻れ勾配を評価したい場合に用いる。もし捻れ角の長軸方向への変化の仕方が一定（１次線形）で、２レベル間の距離も同一である場合には、ＴｒＮｉｊ（ｔ）はＴｂＮｉｊ（ｔ）に等しくなる。しかし、一般的には捻れ角の長軸方向への変化の仕方は必ずしも１次線形ではないと考えられるため、その場合にはＴｒＮｉｊ（ｔ）はＴｂＮｉｊ（ｔ）とは異なった分布になる。

図１１に上記式のようにして求めた局所的な捻れ勾配ＴｒＮｉｊ（ｔ）の情報の表示例を図６の表示形式を用いて示す。同図は実施例３の変形例で示したように、円周方向に平均した捻れ角を用いて求めた例である。上述したように、図１０で示したＴｂＮｉｊ（ｔ）の結果とは異なる分布が出力されていることが解る。なお、本変形例の手法は、捻れ角を表示する場合にも適用可能である。

（効果）
以上述べた本超音波診断装置によれば、心臓壁に代表される運動組織について、三次元空間内において規準時相に関する回帰平面の法線ベクトルを定義する。そして、各時相の各頂点Ｐｉｊ（ｔ）の回帰平面への直交射影ベクトルを計算し、当該直交射影ベクトル同志のなす角を計算することで、各時相の各頂点Ｐｉｊ（ｔ）の規準時相に対する局所的な回転角を取得する。この様に、回帰平面を利用して回転角を定義することで、短軸の曲面が平面に留まらない場合、曲面に垂直な方向へ不均一な動き成分がある場合等であっても、組織の回転成分を正確に抽出し、これを用いて回転に関する運動情報を生成するものである。

一方、図１２に示すようなＶｉｊ（ｔ０）、Ｖｉｊ（ｔ）の二つのベクトルのなす角度θｉｊ（ｔ）は、例えば次の式（５）に従って計算することができる。

θｉｊ（ｔ）＝ｓｉｎ^−１｜Ｖｉｊ（ｔ０）×Ｖｉｊ（ｔ）｜／｜Ｖｉｊ（ｔ０）｜・｜Ｖｉｊ（ｔ）｜ （５）
ここで、×はベクトルの外積を意味する。

この式（５）に従って組織の回転角を計算した場合、図１３に示すように曲面Ｃｉ（ｔ）が時間経過と共に一様に中心軸方向へ運動（shortening）すれば、断面に垂直な動きが存在していても図１４（ａ）、（ｂ）に示すように正確な回転角を得ることができる。しかしながら、図１５に示すようにショートニング運動の円周方向への不均一性やシェア運動に伴って回転方向に垂直な一様でない動き成分がある場合には、図１６（ａ）、（ｂ）に示すように回転角を過大評価してしまうことになる。本超音波診断装置によれば、この様な円周方向への不均一的ショートニング運動等が発生した場合であっても、組織の回転成分を正確に計算することができる。

（第２の実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置について説明する。本実施形態では、曲面形状の回転角を求めたい部位が曲面に垂直な方向へ不均一な動きを有する場合に、曲面上の任意の１点で確からしい回転角を得る手法として、「基準時相（例えばｔ＝ｔ０）での曲面Ｃｉ（ｔ０）に関する回帰平面Ｃ’ｉの法線ベクトルを回転軸として、回転を定義する２つのベクトル同志の外積ベクトルの方向が回転軸となす角に応じて補正された回転角」を求める。

図１７は、第２の実施形態に係る運動情報生成処理の流れを示したフローチャートである。なお、同図において、ステップＳ１〜Ｓ３までの処理、ステップＳ６〜Ｓ８までの処理は、図２の例と実質的に同じである。以下、ステップＳ４’、Ｓ５’の処理の内容について説明する。

［法線ベクトルと外積ベクトルとのなす角βｉｊ（ｔ）の計算、βｉｊ（ｔ）を用いた回転角θｉｊ（ｔ）の計算：ステップＳ４’、Ｓ５’］
図１８、図１９、図２０はステップＳ４’、Ｓ５’の処理の内容を説明するための図である。図１８、図１９に示すように、ベクトル積の基本的性質により、ベクトルＶｉｊ（ｔ０）とベクトルＶｉｊ（ｔ）との外積であるＣＰｉｊ（ｔ）もベクトルとなり、ベクトルＶｉｊ（ｔ０）とベクトルＶｉｊ（ｔ）の両者に直交な方向（図１８は右手系の場合を示した）を有する。

ここで、ベクトルＣＰｉｊ（ｔ）と回帰平面Ｃ’ｉの法線ベクトルｎＣ’ｉ（図１７参照）とのとのなす角βｉｊ（ｔ）を考える。すると、βｉｊ（ｔ）＝０の場合には、問題としている曲面Ｃｉ（ｔ）に垂直な動き成分がない。従って、ベクトルＶｉｊ（ｔ０）とベクトルＶｉｊ（ｔ）とのなす回転角θｉｊ（ｔ）＝βｉｊ（ｔ）となることが解る。

一方、βｉｊ（ｔ）＝９０度の場合には、曲面Ｃｉ（ｔ）の点Ｐｉｊ（ｔ）が円周方向に動かず（回転せず）に曲面に垂直な方向にのみ動いたことを意味する。従ってこの場合にはθｉｊ（ｔ）＝０となる。

以上のことから、運動情報演算ユニット３７は、ベクトルＣＰｉｊ（ｔ）とベクトルｎＣ’ｉとのなす角βｉｊ（ｔ）を計算する（ステップＳ４’）。次に、運動情報演算ユニット３７は、一例として図２０に示すように、ｎＣ’ｉとＣＰｉｊ（ｔ）との内積から求まるｃｏｓ（βｉｊ（ｔ））を用いて、次の式（６）により、ベクトルＶｉｊ（ｔ０）とベクトルＶｉｊ（ｔ）とのなす角αｉｊ（ｔ）を補正することで、回転角θｉｊ（ｔ）を推定する（ステップＳ５’）。

θｉｊ（ｔ）＝αｉｊ（ｔ）＊ｃｏｓ（βｉｊ（ｔ）） （６）
以下、図２に示したステップＳ６〜Ｓ８までの各処理が実行され、例えば図６等の形態にて組織運動情報画像が表示される。

以上述べた本超音波診断装置によれば、心臓壁に代表される運動組織について、規準時相ｔ０におけるベクトルＶｉｊ（ｔ０）と任意時相ｔにおけるベクトルＶｉｊ（ｔ）とのなす角αｉｊ（ｔ）を、ベクトルＶｉｊ（ｔ０）及びＶｉｊ（ｔ）の外積ベクトルと、三次元空間内において規準時相ｔ０に関する回帰平面の法線ベクトルｎＣ’ｉとのなす角βｉｊ（ｔ）を利用して補正し、正確な回転角を取得する。従って、短軸の曲面が平面に留まらない場合、曲面に垂直な方向へ不均一な動き成分がある場合等であっても、組織の回転成分を正確に抽出し、これを用いて回転に関する運動情報を生成するものである。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。具体的な変形例としては、次の様なものがある。

（１）例えば、本実施形態に係る各機能は、当該処理を実行するプログラムをワークステーション等のコンピュータにインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク（フロッピー（登録商標）ディスク、ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤなど）、半導体メモリなどの記録媒体に格納して頒布することも可能である。

（２）上記各実施形態においては、説明を分かり易くするため、超音波診断装置によって取得された心臓に関する超音波画像データを用いる場合を例として説明した。しかしながら、本発明の技術的思想は、超音波画像データを用いる場合に限定されない。例えば、磁気共鳴イメージング装置を用いて取得された心臓に関する磁気共鳴画像データ、或いは、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（Ｘ線ＣＴ装置）を用いて取得された心臓に関するＣＴ画像データを用いても、心臓組織について、三次元空間での局所的な回転情報を演算することができる。

また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

以上本発明によれば、組織の回転に関する運動情報を観察する場合において、三次元空間内における回転成分を従来に比して正確に抽出することができる超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理プログラムを実現することができる。

図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の構成図である。 図２は、第１の実施形態に係る運動情報生成処理の流れを示したフローチャートである。 図３は、回転情報を演算する座標系を説明するための図である。 図４は、規準時相でのある曲面に関する回帰平面の法線ベクトルの定義を説明するための図である。 図５は、回帰平面への直交射影ベクトルと、直交射影ベクトルを用いた回転角の定義を説明するための図である。 図６は、第１の実施形態に係る手法で計算された回転角に関する組織運動画像の表示形態の一例を示した図である。 図７は、回転角に関する組織運動画像の表示形態の他の例を示した図である。 図８は、回転角に関する組織運動画像の表示形態の他の例を示した図である。 図９は、第１の実施形態に係る手法で計算された回転角に由来して求めた捻れ角に関する組織運動画像の表示形態の一例を示した図である。 図１０は、第１の実施形態に係る手法で計算された回転角に由来して求めた捻れ率に関する組織運動画像の表示形態の一例を示した図である。 図１１は、捻れ率に関する組織運動画像の表示形態の他の例を示した図である。 図１２は、実施形態に係る回転角に関する演算定義の一例を説明するための図である。 図１３は、実施形態に係る超音波診断装置の作用効果を説明するための図である。 図１４は、実施形態に係る超音波診断装置の作用効果を説明するための図である。 図１５は、実施形態に係る超音波診断装置の作用効果を説明するための図である。 図１６は、実施形態に係る超音波診断装置の作用効果を説明するための図である。 図１７は、第２の実施形態に係る回転角生成処理の流れを示したフローチャートである。 図１８は、第２の実施形態に係る回転角生成処理の概念を説明するための図である。 図１９は、第２の実施形態に係る回転角生成処理の概念を説明するための図である。 図２０は、第２の実施形態に係る回転角生成処理の概念を説明するための図である。

符号の説明

１…超音波診断装置、１１…超音波プローブ、１３…送信ユニット、１５…受信ユニット、１７…Ｂモード処理ユニット、１９…移動ベクトル処理ユニット、２１…画像生成ユニット、２３…表示ユニット、３１…制御ユニット（ＣＰＵ）、３７…運動情報演算ユニット、３９…記憶ユニット、４１…操作ユニット、４３…送受信ユニット

Claims (11)

1. 心臓を超音波で走査して得られる受信信号を少なくとも一心拍以上にわたるボリュームデータとして取得するデータ取得手段と、
   前記少なくとも一心拍以上にわたるボリュームデータの所定の心時相において心筋の関心領域を設定する設定手段と、
   前記心筋の関心領域に関する局所的な三次元移動ベクトル情報を演算する演算手段と、
   前記局所的な三次元移動ベクトル情報を用いて、前記所定の心時相以外における前記心筋の関心領域の三次元的な位置を追跡することで、少なくとも一心拍以上にわたる前記心筋の関心領域の三次元的な位置情報を取得する追跡手段と、
   前記心臓の円周方向に関する曲面又は心臓の長軸方向への動き成分の少なくとも一方が前記円周方向に一様でない場合の影響が除去された、前記円周方向に関する曲面の局所的な位置の回転角を演算する回転角演算手段と、
   前記回転角を用いて、回転に関する組織運動情報を取得する運動情報取得手段と、
   前記回転に関する組織運動情報を所定の形態で表示する表示手段を具備することを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記運動情報取得手段は、前記心臓の長軸方向に複数に分割された各々の円周方向に関する曲面上において演算された前記回転角を用いて、二つの円周方向における前記回転角の差分により捻れ角に関する前記組織運動情報を取得し、
   前記捻れ角に関する前記組織運動情報を所定の形態で表示する表示手段をさらに具備することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
3. 前記運動情報取得手段は、前記心臓の長軸方向に複数に分割された各々の円周方向に関する曲面上において演算された前記回転角と前記心筋の関心領域三次元的な位置情報とを用いて、二つの円周方向における捻れ勾配に関する前記組織運動情報を取得し、
   前記捻れ勾配に関する前記組織運動情報を所定の形態で表示する表示手段をさらに具備することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
4. 前記二つの円周方向における前記回転角の一方の長軸方向の位置が、前記心臓の弁輪部位に設定されていることを特徴とする請求項２又は３記載の超音波診断装置。
5. 前記二つの円周方向における前記回転角のペアを取る前記長軸方向における互いの位置が近傍に設定されていることを特徴とする請求項２又は３記載の超音波診断装置。
6. 前記回転角演算手段は、
   各心時相における前記円周方向に関する曲面に対する回転の中心位置を求め、
   基準となる所定心時相において前記円周方向に関する曲面に対する回帰平面の法線ベクトルを計算し、
   各心時相において前記回転角を求めるための前記曲面上の任意の１点と前記回転の中心位置とを結ぶ線のベクトルを計算し、
   前記法線ベクトルを用いて前記線のベクトルの前記回帰平面への直交射影成分ベクトルを計算し、
   前記基準となる時相での前記直交射影成分ベクトルと各心時相での前記直交射影成分ベクトルとのなす角を計算すること、
   を特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
7. 前記回転角演算手段は、
   各心時相における前記円周方向に関する曲面に対する回転の中心位置を求め、
   基準となる所定心時相において前記円周方向に関する曲面に対する回帰平面の法線ベクトルを計算し、
   各心時相において前記回転角を求めるための前記曲面上の任意の１点と前記回転の中心位置を結ぶ線のベクトルを計算し、
   前記基準となる所定心時相での前記線のベクトルと各時相での前記線のベクトルとの外積ベクトルを計算し、
   前記法線ベクトルと前記外積ベクトルとのなす角に応じて、前記円周方向に関する曲面の局所的な位置の回転角を演算すること、
   を特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
8. 前記回帰平面の法線ベクトルは、前記円周方向に関する曲面上の複数の点の位置を用いた最小自乗法を用いて推定さることを特徴とする請求項６又は７記載の超音波診断装置。
9. 前記運動情報取得手段は、前記円周方向に関する曲面上の複数の点上で演算された回転角に基づいて、前記回転に関する組織運動情報に関する前記円周方向での平均値を演算することを特徴とする請求項１乃至８のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。
10. 少なくとも一心拍以上にわたる心臓に関するボリュームデータを取得するデータ取得手段と、
    前記少なくとも一心拍以上にわたるボリュームデータの所定の心時相において心筋の関心領域を設定する設定手段と、
    前記心筋の関心領域に関する局所的な三次元移動ベクトル情報を演算する演算手段と、
    前記局所的な三次元移動ベクトル情報を用いて、前記所定の心時相以外における前記心筋の関心領域の三次元的な位置を追跡することで、少なくとも一心拍以上にわたる前記心筋の関心領域の三次元的な位置情報を取得する追跡手段と、
    前記心臓の円周方向に関する曲面又は心臓の長軸方向への動き成分の少なくとも一方が前記円周方向に一様でない場合の影響が除去された、前記円周方向に関する曲面の局所的な位置の回転角を演算する回転角演算手段と、
    前記回転角を用いて、回転に関する組織運動情報を取得する運動情報取得手段と、
    前記回転に関する組織運動情報を所定の形態で表示する表示手段を具備することを特徴とする画像処理装置。
11. コンピュータに、
    少なくとも一心拍以上にわたる心臓に関するボリュームデータの所定の心時相において心筋の関心領域を設定させる設定機能と、
    前記心筋の関心領域に関する局所的な三次元移動ベクトル情報を演算する演算手段と、
    前記局所的な三次元移動ベクトル情報を用いて、前記所定の心時相以外における前記心筋の関心領域の三次元的な位置を追跡させることで、少なくとも一心拍以上にわたる前記心筋の関心領域の三次元的な位置情報を取得させる追跡機能と、
    前記心臓の円周方向に関する曲面又は心臓の長軸方向への動き成分の少なくとも一方が前記円周方向に一様でない場合の影響が除去された、前記円周方向に関する曲面の局所的な位置の回転角を演算させる回転角演算機能と、
    前記回転角を用いて、回転に関する組織運動情報を取得させる運動情報取得機能と、
    前記回転に関する組織運動情報を所定の形態で表示する表示機能を実現させることを特徴とする画像処理プログラム。

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