JP2014171755A - 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】造影エコー法による定量解析の精度を向上させ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。
【解決手段】実施形態の超音波診断装置は、候補位置抽出部と、位置設定部とを備える。候補位置抽出部は、造影剤が投与された被検体を超音波走査して収集された時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の第１の位置を時系列の画像データ間の基本波成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する。また、候補位置抽出部は、時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の第２の位置を時系列の画像データ間のハーモニック成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する。位置設定部は、時系列の画像データそれぞれに対して、第１の位置における領域内の画素の特徴と、第２の位置における領域内の画素の特徴とに基づいて、第１の位置または第２の位置のどちらか一方を関心領域の位置として設定する。
【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、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。

近年、静脈投与型の超音波造影剤が製品化され、「造影エコー法」が行なわれている。以下、超音波造影剤を省略して造影剤と記載する場合がある。造影エコー法は、例えば、心臓や肝臓等の検査において、静脈から造影剤を注入して血流信号を増強し、血流動態の評価を行うことを目的としている。造影剤の多くは、微小気泡（マイクロバブル）が反射源として機能する。例えば、近年、日本で発売されたソナゾイド（登録商標）と呼ばれる第二世代の超音波造影剤は、リン脂質によりフッ化炭素（perfluorobutane）ガスを内包した微小気泡である。造影エコー法では、微小気泡を破壊させない程度の中低音圧の送信超音波を用いることで、造影剤の還流の様子を安定して観察することができる。

上記造影剤の投与後の診断部位（例えば、肝臓がん）を超音波走査すると、医師等の操作者は、血流により還流する造影剤の流入から流出までの信号強度の上昇と減少とを観察することができる。また、かかる信号強度の経時変化の違いから、腫瘤性病変の良性／悪性の鑑別診断、或いは、「びまん性」の疾患等の診断を行なう研究も行なわれている。

造影剤の還流動態を示す信号強度の経時変化は、単なる形態情報とは異なり、通常、動画像をリアルタイムで、或いは、記録後に、読影される必要がある。従って、造影剤の還流動態の読影のための所要時間は、一般的に長くなる。そこで、通常は動画で観察される造影剤の流入時刻情報を、一枚の静止画像上にマッピングする手法が提案されている。かかる手法は、造影剤の信号のピーク時間の違いを、異なる色相で表現した静止画像を生成表示するものである。この静止画像を参照することで、読影者は、診断部位の断層面内の各所での流入時刻を容易に把握することができる。また、特定領域で造影剤が停滞する時間（流入開始から流出終了までの時間）の違いを、異なる色相で表現した静止画像を生成表示する手法も提案されている。

ところで、腫瘍血管の走行は、正常な血管に比べて複雑であるため、行き場を失ったマイクロバブルが腫瘍に停滞したり、更に、停滞したマイクロバブルが逆流したりする現象が観察されている。このような腫瘍血管内でのマイクロバブルの挙動は、造影超音波撮影を行った腫瘍マウスで実際に観察されている。すなわち、生体イメージングが可能な造影超音波撮影でマイクロバブルの挙動を評価できれば、造影エコー法は、腫瘍血管の異常の評価にも応用できる可能性がある。

また、近年、治験が行なわれている抗がん剤である血管新生阻害剤は、腫瘍を栄養する血管を破壊して、腫瘍血管の断片化や狭小化を起こすことが、病理組織学的な観察で確認されている。造影超音波撮影で血管新生阻害剤により断片化された血管内で造影超音波観察が停滞する様子を映像化したり定量化したりできれば、造影エコー法は、治療効果判定に応用することも期待できる。しかしながら、上述した従来技術においては、造影エコー法による定量解析の精度に一定の限界があった。

特開２００７−３３０７６４号公報

本発明が解決しようとする課題は、造影エコー法による定量解析の精度を向上させ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である。

実施形態の超音波診断装置は、第１の抽出手段と、第２の抽出手段と、位置設定手段とを備える。第１の抽出手段は、造影剤が投与された被検体を超音波走査して収集された時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の第１の位置を前記時系列の画像データ間の基本波成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する。第２の抽出手段は、前記時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の第２の位置を前記時系列の画像データ間のハーモニック成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する。位置設定手段は、前記時系列の画像データそれぞれに対して、前記第１の位置における領域内の画素の特徴と、前記第２の位置における領域内の画素の特徴とに基づいて、前記第１の位置または前記第２の位置のどちらか一方を前記関心領域の位置として設定する。

図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。 図２は、第１の実施形態に係る候補位置抽出部の処理対象の例を説明するための図である。 図３Ａは、第１の実施形態に係る候補位置抽出部によるファンドメンタル画像における関心領域の抽出例を説明するための図である。 図３Ｂは、第１の実施形態に係る候補位置抽出部によるハーモニック画像における関心領域の抽出例を説明するための図である。 図４Ａは、第１の実施形態に係る位置設定部による処理の一例を説明するための図である。 図４Ｂは、第１の実施形態に係る位置設定部によって格納される関心領域の情報の一例を示す図である。 図５は、第１の実施形態に係る超音波診断装置によって設定される関心領域の一例を示す図である。 図６は、第１の実施形態に係る超音波診断装置による処理の手順を示すフローチャート（１）である。 図７は、第１の実施形態に係る超音波診断装置による処理の手順を示すフローチャート（２）である。 図８は、第１の実施形態に係る超音波診断装置による処理の手順を示すフローチャート（３）である。 図９は、第２の実施形態に係る超音波診断装置による３次元の時系列データを用いる場合の一例を説明するための図である。

以下、添付図面を参照して、超音波診断装置の実施形態を詳細に説明する。

（第１の実施形態）
まず、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成について説明する。図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００の構成例を示すブロック図である。図１に例示するように、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブ１と、モニタ２と、入力装置３と、装置本体１０とを有する。

超音波プローブ１は、複数の圧電振動子を有し、これら複数の圧電振動子は、後述する装置本体１０が有する送受信部１１から供給される駆動信号に基づき超音波を発生する。また、超音波プローブ１は、被検体Ｐからの反射波を受信して電気信号に変換する。また、超音波プローブ１は、圧電振動子に設けられる整合層と、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する。なお、超音波プローブ１は、装置本体１０と着脱自在に接続される。

超音波プローブ１から被検体Ｐに超音波が送信されると、送信された超音波は、被検体Ｐの体内組織における音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、反射波信号として超音波プローブ１が有する複数の圧電振動子にて受信される。受信される反射波信号の振幅は、超音波が反射される不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。なお、送信された超音波パルスが、移動している血流や心臓壁等の表面で反射された場合の反射波信号は、ドプラ効果により、移動体の超音波送信方向に対する速度成分に依存して、周波数偏移を受ける。

例えば、装置本体１０は、２次元走査用の超音波プローブ１として、複数の圧電振動子が一列で配置された１Ｄアレイプローブと接続される。或いは、例えば、装置本体１０は、３次元走査用の超音波プローブ１として、メカニカル４Ｄプローブや２Ｄアレイプローブと接続される。メカニカル４Ｄプローブは、１Ｄアレイプローブのように一列で配列された複数の圧電振動子を用いて２次元走査が可能であるとともに、複数の圧電振動子を所定の角度（揺動角度）で揺動させることで３次元走査が可能である。また、２Ｄアレイプローブは、マトリックス状に配置された複数の圧電振動子により３次元走査が可能であるとともに、超音波を集束して送信することで２次元走査が可能である。

本実施形態は、超音波プローブ１により、被検体Ｐが２次元走査される場合であっても、３次元走査される場合であっても適用可能である。

入力装置３は、マウス、キーボード、ボタン、パネルスイッチ、タッチコマンドスクリーン、フットスイッチ、トラックボール、ジョイスティック等を有し、超音波診断装置の操作者からの各種設定要求を受け付け、装置本体１０に対して受け付けた各種設定要求を転送する。例えば、入力装置３は、操作者から造影エコー法による定量解析を実行するための各種操作を受け付ける。

モニタ２は、超音波診断装置の操作者が入力装置３を用いて各種設定要求を入力するためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したり、装置本体１０において生成された超音波画像や、超音波画像における関心部位の位置等を表示したりする。

装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した反射波信号に基づいて超音波画像データを生成する装置である。図１に示す装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した２次元の反射波データに基づいて２次元の超音波画像データを生成可能な装置である。また、図１に示す装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した３次元の反射波データに基づいて３次元の超音波画像データを生成可能な装置である。以下、３次元の超音波画像データを「ボリュームデータ」と記載する場合がある。

装置本体１０は、図１に示すように、送受信部１１と、Ｂモード処理部１２と、ドプラ処理部１３と、画像生成部１４と、画像処理部１５と、画像メモリ１６と、内部記憶部１７と、制御部１８とを有する。

送受信部１１は、パルス発生器、送信遅延部、パルサ等を有し、超音波プローブ１に駆動信号を供給する。パルス発生器は、所定のレート周波数で、送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。また、送信遅延部は、超音波プローブ１から発生される超音波をビーム状に集束し、かつ送信指向性を決定するために必要な圧電振動子ごとの遅延時間を、パルス発生器が発生する各レートパルスに対し与える。また、パルサは、レートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１に駆動信号（駆動パルス）を印加する。すなわち、送信遅延部は、各レートパルスに対し与える遅延時間を変化させることで、圧電振動子面から送信される超音波の送信方向を任意に調整する。

なお、送受信部１１は、後述する制御部１８の指示に基づいて、所定のスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更可能な機能を有している。特に、送信駆動電圧の変更は、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信回路、又は、複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。

また、送受信部１１は、プリアンプ、Ａ／Ｄ（Analog／Digital）変換器、受信遅延部、加算器等を有し、超音波プローブ１が受信した反射波信号に対して各種処理を行って反射波データを生成する。プリアンプは、反射波信号をチャネルごとに増幅する。Ａ／Ｄ変換器は、増幅された反射波信号をＡ／Ｄ変換する。受信遅延部は、受信指向性を決定するために必要な遅延時間を与える。加算器は、受信遅延部によって処理された反射波信号の加算処理を行なって反射波データを生成する。加算器の加算処理により、反射波信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的なビームが形成される。

送受信部１１は、被検体Ｐを２次元走査する場合、超音波プローブ１から２次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部１１は、超音波プローブ１が受信した２次元の反射波信号から２次元の反射波データを生成する。また、送受信部１１は、被検体Ｐを３次元走査する場合、超音波プローブ１から３次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部１１は、超音波プローブ１が受信した３次元の反射波信号から３次元の反射波データを生成する。

なお、送受信部１１からの出力信号の形態は、ＲＦ（Radio Frequency）信号と呼ばれる位相情報が含まれる信号である場合や、包絡線検波処理後の振幅情報である場合等、種々の形態が選択可能である。

Ｂモード処理部１２は、送受信部１１から反射波データを受信し、対数増幅、包絡線検波処理等を行なって、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータ（Ｂモードデータ）を生成する。

また、Ｂモード処理部１２は、検波周波数を変化させることで、映像化する周波数帯域を変えることができる。このＢモード処理部１２の機能を用いることにより、造影エコー法、例えば、コントラストハーモニックイメージング（ＣＨＩ：Contrast Harmonic Imaging）を実行可能である。すなわち、Ｂモード処理部１２は、超音波造影剤が注入された被検体Ｐの反射波データから、微小気泡（マイクロバブル）を反射源とする反射波データ（高調波データ又は分周波データ）と、被検体Ｐ内の組織を反射源とする反射波データ（基本波データ）とを分離することができる。これにより、Ｂモード処理部１２は、被検体Ｐの反射波データから高調波データ又は分周波データを抽出して、造影画像データを生成するためのＢモードデータを生成することができる。また、Ｂモード処理部１２は、被検体Ｐの反射波データから基本波データを抽出して、組織画像データを生成するためのＢモードデータを生成することができる。

ドプラ処理部１３は、送受信部１１から受信した反射波データから速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、速度、分散、パワー等の移動体情報を多点について抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。

なお、本実施形態に係るＢモード処理部１２及びドプラ処理部１３は、２次元の反射波データ及び３次元の反射波データの両方について処理可能である。すなわち、Ｂモード処理部１２は、２次元の反射波データから２次元のＢモードデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のＢモードデータを生成する。また、ドプラ処理部１３は、２次元の反射波データから２次元のドプラデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のドプラデータを生成する。

画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２及びドプラ処理部１３が生成したデータから超音波画像データを生成する。すなわち、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成した２次元のＢモードデータから反射波の強度を輝度で表した２次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成した２次元のドプラデータから移動体情報を表す２次元ドプラ画像データを生成する。２次元ドプラ画像データは、速度画像、分散画像、パワー画像、又は、これらを組み合わせた画像である。

ここで、画像生成部１４は、一般的には、超音波走査の走査線信号列を、テレビ等に代表されるビデオフォーマットの走査線信号列に変換（スキャンコンバート）し、表示用の超音波画像データを生成する。具体的には、画像生成部１４は、超音波プローブ１による超音波の走査形態に応じて座標変換を行なうことで、表示用の超音波画像データを生成する。また、画像生成部１４は、スキャンコンバート以外に種々の画像処理として、例えば、スキャンコンバート後の複数の画像フレームを用いて、輝度の平均値画像を再生成する画像処理（平滑化処理）や、画像内で微分フィルタを用いる画像処理（エッジ強調処理）等を行なう。また、画像生成部１４は、超音波画像データに、種々のパラメータの文字情報、目盛り、ボディーマーク等を合成する。

すなわち、Ｂモードデータ及びドプラデータは、スキャンコンバート処理前の超音波画像データであり、画像生成部１４が生成するデータは、スキャンコンバート処理後の表示用の超音波画像データである。なお、Ｂモードデータ及びドプラデータは、生データ（Raw Data）とも呼ばれる。

更に、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成した３次元のＢモードデータに対して座標変換を行なうことで、３次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成した３次元のドプラデータに対して座標変換を行なうことで、３次元ドプラ画像データを生成する。すなわち、画像生成部１４は、「３次元のＢモード画像データや３次元ドプラ画像データ」を「３次元超音波画像データ（ボリュームデータ）」として生成する。

更に、画像生成部１４は、ボリュームデータをモニタ２にて表示するための各種の２次元画像データを生成するために、ボリュームデータに対してレンダリング処理を行なう。画像生成部１４が行なうレンダリング処理としては、断面再構成法（ＭＰＲ：Multi Planer Reconstruction）を行なってボリュームデータからＭＰＲ画像データを生成する処理がある。また、画像生成部１４が行なうレンダリング処理としては、ボリュームデータに対して「Curved MPR」を行なう処理や、ボリュームデータに対して「Maximum Intensity Projection」を行なう処理がある。また、画像生成部１４が行なうレンダリング処理としては、３次元の情報を反映した２次元画像データを生成するボリュームレンダリング（ＶＲ：Volume Rendering）処理がある。

画像メモリ１６は、画像生成部１４が生成した表示用の画像データを記憶するメモリである。また、画像メモリ１６は、Ｂモード処理部１２やドプラ処理部１３が生成したデータを記憶することも可能である。画像メモリ１６が記憶する表示用の画像データは、例えば、診断の後に操作者が呼び出すことが可能である。また、画像メモリ１６が記憶するＢモードデータやドプラデータも、例えば、診断の後に操作者が呼び出すことが可能となっており、画像生成部１４を経由して表示用の超音波画像データとなる。また、画像メモリ１６は、送受信部１１から出力されたデータを記憶することも可能である。

画像処理部１５は、コンピュータ支援診断（Computer-Aided Diagnosis：ＣＡＤ）を行なうために、装置本体１０に設置される。画像処理部１５は、画像メモリ１６に格納されたデータを取得して、画像処理を行なう。そして、画像処理部１５は、画像処理結果を、画像メモリ１６や後述する内部記憶部１７に格納する。なお、画像処理部１５が行なう処理については、後に詳述する。

内部記憶部１７は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行なうための制御プログラムや、診断情報（例えば、患者ＩＤ、医師の所見等）や、診断プロトコルや各種ボディーマーク等の各種データを記憶する。また、内部記憶部１７は、必要に応じて、画像メモリ１６が記憶する画像データの保管等にも使用される。また、内部記憶部１７が記憶するデータは、図示しないインターフェースを経由して、外部装置へ転送することができる。なお、外部装置は、例えば、各種医用画像診断装置、画像診断を行なう医師が使用するＰＣ（Personal Computer）や、ＣＤやＤＶＤ等の記憶媒体、プリンター等である。

制御部１８は、超音波診断装置の処理全体を制御する。具体的には、制御部１８は、入力装置３を介して操作者から入力された各種設定要求や、内部記憶部１７から読込んだ各種制御プログラム及び各種データに基づき、送受信部１１、Ｂモード処理部１２、ドプラ処理部１３、画像生成部１４及び画像処理部１５の処理を制御する。また、制御部１８は、画像メモリ１６や内部記憶部１７が記憶する画像データをモニタ２にて表示するように制御する。

以上、本実施形態に係る超音波診断装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、以下、詳細に説明する画像処理部１５の処理により造影エコー法による定量解析の精度を向上させることを可能にする。ここで、従来の造影エコー法の定量解析において精度が低下する場合について説明する。例えば、造影エコー法による定量解析の手法としては、ＴＣＡ（Time Curve Analysis）を用いた解析が知られている。ＴＣＡは、例えば、関心領域などの解析領域内の造影剤の時間変化を解析することで、腫瘍の特徴を確認したり、治療の経時変化を確認したりすることができる。

ここで、上述したＴＣＡでは、定量の精度を保つために、関心領域を解析領域として常に捉えていることが求められる。しかしながら、患者の呼吸や、心臓の拍動、操作者の動きなどによって、超音波走査領域内における関心領域の位置が変動してしまう場合がある。そのため、そのような関心領域の変動に対応する技術として、ハーモニック画像のデータを用いて関心領域を動的に追跡する技術が知られているが、ハーモニック画像のデータは造影前後の変化が激しいため、関心領域の追跡精度に一定の限界がある。また、造影剤到達前のハーモニック画像は、殆ど真っ黒の状態であるため、関心領域を指定することが困難である。

このように、従来技術においては、関心領域の変動を追跡する精度に一定の限界があることから、関心領域を対象とする定量解析の精度においても一定の限界がある。そこで、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００においては、画像処理部１５の処理により関心領域を精度よく検出することで、造影エコー法による定量解析の精度を向上させることを可能にする。

図１に示すように、画像処理部１５は、候補位置抽出部１５１と、位置設定部１５２とを有する。候補位置抽出部１５１は、造影剤が投与された被検体を超音波走査して収集された時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の第１の位置を時系列の画像データ間の基本波成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する。また、候補位置抽出部１５１は、時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の第２の位置を前記時系列の画像データ間のハーモニック成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する。

図２は、第１の実施形態に係る候補位置抽出部１５１の処理対象の例を説明するための図である。例えば、候補位置抽出部１５１は、図２の（Ａ）に示すように、造影剤を投与された患者を超音波走査することで収集されたフレーム１〜フレームｎまでの時系列データを対象として、関心領域の検出処理を実行する。ここで、図２においては、フレーム１から順に時系列のフレームが並んでいる。

例えば、図２の（Ｂ）に示すように、フレーム３に対して関心領域Ｒ１が設定された場合に、候補位置抽出部１５１は、図２の（Ｃ）に示すように、フレーム３の画像データのハーモニック成分から構成されるハーモニック画像と、基本波成分から構成されるファンドメンタル画像とを抽出する。なお、フレーム３に設定された関心領域は、時系列データを観察した操作者によって入力装置３を介して設定される場合であってもよく、或いは、時系列データに含まれる各画像データに対するパターンマッチング等の処理により自動で抽出されて設定される場合であってもよい。

そして、候補位置抽出部１５１は、時系列データの各フレームからハーモニック画像とファンドメンタル画像とをそれぞれ抽出して、各画像における関心領域Ｒ１の位置を抽出する。ここで、候補位置抽出部１５１は、時系列の画像データに含まれる所定の画像データに対して設定された関心領域内の基本波成分と、時系列の画像データにおいて設定された関心領域と同一位置の領域を網羅する領域に対して関心領域と同一の大きさで設定された複数の候補領域内の基本波成分との類似度をそれぞれ算出し、算出した類似度が最も高い候補領域の位置を第１の位置として抽出する。

図３Ａは、第１の実施形態に係る候補位置抽出部１５１によるファンドメンタル画像における関心領域の抽出例を説明するための図である。ここで、図３Ａにおいては、フレーム３のファンドメンタル画像に設定された関心領域Ｒ１に基づいて、フレーム２のファンドメンタル画像における関心領域Ｒ１の候補位置を抽出する場合について示す。なお、図３Ａにおいては、説明上フレーム２をフレーム３よりも大きく示しているが、実際には、サイズは同じである。例えば、候補位置抽出部１５１は、図３Ａに示すように、フレーム３に関心領域Ｒ１が設定されると、関心領域Ｒ１の中心の位置（座標）と、領域のサイズ（例えば、直径など）の情報を取得する。

そして、候補位置抽出部１５１は、フレーム２のファンドメンタル画像において、フレーム３のファンドメンタル画像における関心領域Ｒ１の位置と同一の位置に関心領域Ｒ１を設定した場合に、それを網羅する領域に関心領域Ｒ１と同じサイズの複数のサブ領域を設定する。例えば、候補位置抽出部１５１は、関心領域Ｒ１内に含まれる画素を含むサブ領域ＦＳＲ１、ＦＳＲ２、ＦＳＲ３などを設定する。なお、図３Ａにおいては、ＦＳＲ１〜３までしか示していないが、実際には、さらに多数のサブ領域が設定される。ここで、サブ領域ＦＳＲは、例えば、関心領域Ｒ１に含まれる画素を１つずつずらしながら設定される。

また、関心領域Ｒ１を網羅する領域のサイズは、任意に設定することができる。例えば、対象となる部位の呼吸の時相ごとの位置の変化を予め取得しておき、関心領域Ｒ１の位置を設定するフレームでの呼吸の時相から関心領域Ｒ１がどの程度変化するかを推定して、領域のサイズを決定する場合であってもよい。上記した例では、呼吸を一例に挙げたが、心時相を用いる場合であってもよく、或いは、検査部位の硬さなどが考慮される場合であってもよい。

そして、候補位置抽出部１５１は、設定した各サブ領域と、フレーム３における関心領域Ｒ１の類似度をそれぞれ算出する。例えば、候補位置抽出部１５１は、図３Ａに示すように、関心領域Ｒ１とサブ領域ＦＳＲ１との類似度、関心領域Ｒ１とサブ領域ＦＳＲ２との類似度、関心領域Ｒ１とサブ領域ＦＳＲ３との類似度などを順に算出する。ここで、領域間の類似度は、例えば、画素値の平均値を用いる場合であってもよく、或いは、画素値のヒストグラムを用いる場合であってもよい。すなわち、画像の類似度を算出することができる手法であれば、どのような手法を用いる場合であってもよい。

そして、候補位置抽出部１５１は、各領域間の類似度を算出すると、算出した類似度の中で最も高い類似度を示すサブ領域ＦＳＲを、ファンドメンタル画像における関心領域Ｒ１の候補位置として抽出する。例えば、候補位置抽出部１５１は、図３Ａに示すように、サブ領域ＦＳＲ２をファンドメンタル画像における関心領域Ｒ１の候補位置として抽出する。

また、候補位置抽出部１５１は、所定の画像データに対して設定された関心領域内のハーモニック成分と、時系列の画像データにおいて設定された関心領域と同一位置の領域を網羅する領域に対して関心領域と同一の大きさで設定された複数の候補領域内のハーモニック成分との類似度をそれぞれ算出し、算出した類似度が最も高い候補領域の位置を第２の位置として抽出する。

図３Ｂは、第１の実施形態に係る候補位置抽出部１５１によるハーモニック画像における関心領域の抽出例を説明するための図である。ここで、図３Ｂにおいては、フレーム３のハーモニック画像に設定された関心領域Ｒ１に基づいて、フレーム２のハーモニック画像における関心領域Ｒ１の候補位置を抽出する場合について示す。なお、図３Ｂにおいては、説明上フレーム２をフレーム３よりも大きく示しているが、実際には、サイズは同じである。例えば、候補位置抽出部１５１は、図３Ｂに示すように、フレーム３に関心領域Ｒ１が設定されると、関心領域Ｒ１の中心の位置（座標）と、領域のサイズ（例えば、直径など）の情報を取得する。

そして、候補位置抽出部１５１は、フレーム２のハーモニック画像において、フレーム３のハーモニック画像における関心領域Ｒ１の位置と同一の位置に関心領域Ｒ１を設定した場合に、それを網羅する領域に関心領域Ｒ１と同じサイズの複数のサブ領域を設定する。例えば、候補位置抽出部１５１は、関心領域Ｒ１内に含まれる画素を含むサブ領域ＨＳＲ１、ＨＳＲ２、ＨＳＲ３などを設定する。なお、図３Ｂにおいては、ＨＳＲ１〜３までしか示していないが、実際には、さらに多数のサブ領域が設定される。ここで、サブ領域ＨＳＲは、例えば、関心領域Ｒ１に含まれる画素を１つずつずらしながら設定される。また、関心領域Ｒ１を網羅する領域のサイズは、上記した場合と同様に任意に設定することができる。

そして、候補位置抽出部１５１は、設定した各サブ領域と、フレーム３における関心領域Ｒ１の類似度をそれぞれ算出する。例えば、候補位置抽出部１５１は、図３Ｂに示すように、関心領域Ｒ１とサブ領域ＨＳＲ１との類似度、関心領域Ｒ１とサブ領域ＨＳＲ２との類似度、関心領域Ｒ１とサブ領域ＨＳＲ３との類似度などを順に算出する。ここで、領域間の類似度は、例えば、画素値の平均値を用いる場合であってもよく、或いは、画素値のヒストグラムを用い用いる場合であってもよい。すなわち、画像の類似度を算出することができる手法であれば、どのような手法を用いる場合であってもよい。

そして、候補位置抽出部１５１は、各領域間の類似度を算出すると、算出した類似度の中で最も高い類似度を示すサブ領域ＨＳＲを、ハーモニック画像における関心領域Ｒ１の候補位置として抽出する。例えば、候補位置抽出部１５１は、図３Ｂに示すように、サブ領域ＨＳＲ５をハーモニック画像における関心領域Ｒ１の候補位置として抽出する。なお、上述したファンドメンタル画像における類似度算出と、ハーモニック画像における類似度算出は、種々の類似度算出方法が適用できるが、適用される手法は同一の手法が適用される。

図１に戻って、位置設定部１５２は、時系列の画像データそれぞれに対して、第１の位置における領域内の画素の特徴と、第２の位置における領域内の画素の特徴とに基づいて、第１の位置または前記第２の位置のどちらか一方を前記関心領域の位置として設定する。具体的には、位置設定部１５２は、第１の位置における基本波成分の類似度と、第２の位置におけるハーモニック成分の類似度とのうち、類似度が高い位置を関心領域の位置として設定する。

図４Ａは、第１の実施形態に係る位置設定部１５２による処理の一例を説明するための図である。例えば、位置設定部１５２は、図４Ａに示すように、候補位置抽出部１５１によってファンドメンタル画像から抽出された関心領域Ｒ１の候補位置であるサブ領域ＦＳＲ２の類似度と、ハーモニック画像から抽出された関心領域Ｒ１の候補位置であるサブ領域ＨＳＲ５の類似度とを比較して、類似度の高いサブ領域ＦＳＲ２の位置をフレーム２の関心領域Ｒ１の位置として設定する。

ここで、位置設定部１５２は、第１の位置又は第２の位置における領域内の画素値の分散値が所定の閾値を上回ったことを条件に、第１の位置又は第２の位置を関心領域の位置として設定する。例えば、位置設定部１５２は、フレーム２における関心領域Ｒ１の位置をファンドメンタル画像のサブ領域ＦＳＲ２の位置として設定する際に、サブ領域ＦＳＲ２に含まれる画素の画素値の分散値を算出して、所定の閾値と比較する。そして、位置設定部１５２は、比較した結果、サブ領域ＦＳＲ２に含まれる画素の画素値の分散値が所定の閾値を上回った場合に、サブ領域ＦＳＲ２の位置をフレーム２の関心領域Ｒ１の位置として設定する。これにより、関心部位がはっきりと描出された領域を関心領域とすることが可能となる。

そして、位置設定部１５２は、関心領域を設定すると、設定した関心領域の情報を、例えば、内部記憶部１７に格納する。図４Ｂは、第１の実施形態に係る位置設定部１５２によって格納される関心領域の情報の一例を示す図である。図４Ｂに示すように、位置設定部１５２は、フレームごとに関心領域中心と、関心領域サイズと、フラグとを対応付けた関心領域の情報を内部記憶部１７に格納する。ここで、関心領域中心とは、設定された関心領域の中心の位置の座標を意味する。また、関心領域サイズとは、関心領域のサイズを意味する。また、フラグとは、該当するフレームの関心領域の情報を利用するか否かを示すフラグを意味する。

例えば、フレーム３に対して関心領域Ｒ１が設定されると、設定された関心領域Ｒ１の情報「フレーム：３、関心領域中心：（５，５）、関心領域サイズ：２ｃｍ、フラグ：−」が位置設定部１５２によって格納される。そののち、候補位置抽出部１５１は、図４Ｂに示すフレーム３の関心領域の情報を取得して、上述した処理を実行し、位置設定部１５２が、フレーム２の関心領域の情報として「関心領域中心：（６，７）＝（５，５）＋（１，１）、関心領域サイズ：２ｃｍ、フラグ：−」を格納する。

ここで、位置設定部１５２は、図４Ｂに示すように、「関心領域中心」の情報を移動後の座標情報「（６，７）」として格納することもでき、或いは、最初に設定された関心領域Ｒ１の座標「（５，５）」の情報と、オフセットの「＋（１，１）」情報とで格納することも可能である。すなわち、位置設定部１５２は、フレームそれぞれにおいて関心領域がどこにあるのかを示す情報を格納することもでき、或いは、最初に設定された関心領域を基準として、各フレームがそこからどれだけ動いているかを示す情報を格納することができる。

そして、上述した処理が時系列データの全てのフレームにおいて実行される。すなわち、候補位置抽出部１５１は、関心領域が設定された画像データを基準として、時系列の正順及び逆順にそれぞれ第１の位置を抽出する。また、候補位置抽出部１５１は、関心領域が設定された画像データを基準として、時系列の正順及び逆順にそれぞれ第２の位置を抽出する。例えば、候補位置抽出部１５１は、フレーム３に対して関心領域Ｒ１が設定されると、上述したフレーム２の処理と同様に、フレーム４における関心領域Ｒ１の位置の候補を示す候補位置をファンダメンタル画像及びハーモニック画像それぞれから抽出する。

また、候補位置抽出部１５１は、位置設定部１５２によってフレーム２における関心領域Ｒ１の位置が設定され、関心領域Ｒ１の情報が格納されると、フレーム２の関心領域Ｒ１の情報を読み出して、フレーム１における関心領域Ｒ１の位置の候補を示す候補位置をファンダメンタル画像及びハーモニック画像それぞれから抽出する。このように、第１の実施形態に係る画像処理部１５は、時系列データの各フレームについて、ファンドメンタル画像及びハーモニック画像それぞれで関心領域の位置を抽出して、比較することで、より精度の高い関心領域の位置設定を実行する。それにより、例えば、図５に示すように、時系列データのすべてのフレームに渡って、関心領域Ｒ１の位置が設定されることとなる。なお、図５は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００によって設定される関心領域の一例を示す図である。

ここで、図５に示す関心領域の位置は、ファンドメンタル画像とハーモニック画像の両方を用いて設定したことからより精度の高い位置となっている。その結果、図５に示す各フレームに設定された関心領域を用いてＴＣＡを実行することで、造影エコー法による定量解析の精度を向上させることが可能となる。

なお、上述した関心領域の位置の設定は、関心領域が設定されたフレームを基準としてすべてのフレームの関心領域の位置を設定することもでき、或いは、時系列的に連続する２つのフレーム間によって関心領域の位置を設定することもできる。例えば、最初に関心領域の位置が設定されたフレーム３における関心領域の位置に基づいて、すべてのフレームの関心領域の位置を設定する場合であってもよく、或いは、フレーム３の関心領域の位置に基づいて、フレーム２における関心領域の位置が設定され、設定されたフレーム２における関心領域の位置に基づいて、フレーム１における関心領域の位置が設定される場合であってもよい。ここで、例えば、超音波プローブの操作ミスや、被検体が大きく動いてしまった場合を把握するためには、時系列的に連続する２つのフレーム間によって関心領域の位置を設定することが望ましい。すなわち、連続するフレーム間で、類似度が所定の閾値よりも低い場合に、超音波プローブの操作ミスや、被検体が大きく動いてしまった場合について推測することができる。

次に、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の処理について説明する。図６は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００による処理の手順を示すフローチャート（１）である。第１の実施形態に係る超音波診断装置１００においては、例えば、図６に示すように、関心領域の位置が設定され、位置補正がスタートされると（ステップＳ１０１肯定）、候補位置抽出部１５１は、関心位置が設定されたフレームに連続するフレームのファンドメンタル画像とハーモニック画像それぞれについて、候補位置を抽出する（ステップＳ１０２）。

そして、位置設定部１５２は、類似度及び画素値の分散値のうち、少なくとも一方に基づいて、ファンドメンタル画像又はハーモニック画像のどちらかの候補位置を当該フレームの関心領域の位置として設定して（ステップＳ１０３）、設定した関心領域の位置及びオフセット情報を格納する（ステップＳ１０４）。そして、候補位置抽出部１５１は、次のフレームがあるか否かを判定する（ステップＳ１０５）。

ここで、次のフレームがあると判定した場合には（ステップＳ１０５肯定）、候補位置抽出部１５１は、ステップＳ１０２に戻って、処理を継続する。一方、次のフレームがないと判定した場合には（ステップＳ１０５否定）、候補位置抽出部１５１は、処理を終了する。

上述したように、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００は、各フレームのファンドメンタル画像とハーモニック画像とから関心領域の候補位置を抽出して、類似度などにより位置を設定する。この処理の詳細について、図７を用いて説明する。図７は、第１の実施形態に係る超音波診断装置による処理の手順を示すフローチャート（２）である。

なお、図７においては、ファンドメンタル画像の候補位置とハーモニック画像の候補位置との比較を類似度によって実行する場合について示す。図７に示すように、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００においては、位置補正がスタートされると（ステップＳ２０１）、候補位置抽出部１５１は、現在フレーム（Reference Frame）、関心領域オフセット＝０の情報を取得する。ここで、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００においては、時系列データにおいて関心領域が設定されたフレームから時系列で正順及び逆順で処理を実行する。図７においては、過去方向に若いステップ番号を振っているが、実際には、過去方向（逆順）と未来方向（正順）とが同時に実行される。

以下、過去方向の処理から先に説明する。候補位置抽出部１５１は、ステップＳ２０２にて現在フレームの関心領域の位置、オフセット、サイズを取得する。そして、候補位置抽出部１５１は、目標フレーム（現在−１）のフレームを更新して（ステップＳ２０３）、ファンドメンタル画像及びハーモニック画像それぞれについて、関心領域を含む所定の範囲内の各位置の類似度をそれぞれ算出する（ステップＳ２０４）。そして、位置設定部１５２は、算出された類似度のうち、最も高い類似度に対応する位置を関心領域の位置としてマッチングして、マッチングした位置を更新（関心領域の位置＋オフセット）する（ステップＳ２０５）。

そして、候補位置抽出部１５１は、（現在＝現在−１）とすることにより、次のフレームへ対象を移す（ステップＳ２０６）。そして、現在のフレームがスタートフレーム（start Frame）であるか否かを判定する（ステップＳ２０７）。ここで、スタートフレームであると判定した場合には（ステップＳ２０７肯定）、過去方向の処理を終了する。一方、スタートフレームではないと判定した場合には（ステップＳ２０７否定）、候補位置抽出部１５１は、ステップＳ２０２に戻って、次のフレームに対する処理を実行する。

次に未来方向の処理について説明する。未来方向においても、候補位置抽出部１５１は、ステップＳ２０２にて現在フレームの関心領域の位置、オフセット、サイズを取得する。そして、候補位置抽出部１５１は、目標フレーム（現在＋１）のフレームを更新して（ステップＳ２０８）、ファンドメンタル画像及びハーモニック画像それぞれについて、関心領域を含む所定の範囲内の各位置の類似度をそれぞれ算出する（ステップＳ２０９）。そして、位置設定部１５２は、算出された類似度のうち、最も高い類似度に対応する位置を関心領域の位置としてマッチングして、マッチングした位置を更新（関心領域の位置＋オフセット）する（ステップＳ２１０）。

そして、候補位置抽出部１５１は、（現在＝現在＋１）とすることにより、次のフレームへ対象を移す（ステップＳ２１１）。そして、現在のフレームがエンドフレーム（End Frame）であるか否かを判定する（ステップＳ２１２）。ここで、エンドフレームであると判定した場合には（ステップＳ２１２肯定）、未来方向の処理を終了する。一方、エンドフレームではないと判定した場合には（ステップＳ２１２否定）、候補位置抽出部１５１は、ステップＳ２０２に戻って、次のフレームに対する処理を実行する。

ここまで説明した処理は、収集済みの時系列データを用いる場合について説明した。第１の実施形態に係る超音波診断装置１００においては、リアルタイムに時系列データを収集している場合にも適用することができる。図８は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００による処理の手順を示すフローチャート（３）である。

図８に示すように、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００においては、位置補正がスタートされると（ステップＳ３０１）、候補位置抽出部１５１は、現在フレーム（Reference Frame）、関心領域オフセット＝０の情報を取得する。すなわち、候補位置抽出部１５１は、ステップＳ３０２にて現在フレームの関心領域の位置、オフセット、サイズを取得する（ステップＳ３０２）。そして、候補位置抽出部１５１は、目標フレーム（現在＋１）のフレームを更新して（ステップＳ３０３）、ファンドメンタル画像及びハーモニック画像それぞれについて、関心領域を含む所定の範囲内の各位置の類似度をそれぞれ算出する（ステップＳ３０４）。ここで、位置設定部１５２は、算出された類似度のうち、最も高い類似度が所定の閾値を下回ったか否かを判定する（ステップＳ３０５）。

ここで、最も高い類似度が所定の閾値を下回ったと判定されなかった場合には（ステップＳ３０５否定）、位置設定部１５２は、最も高い類似度に対応する位置を関心領域の位置としてマッチングして、マッチングした位置を更新（関心領域の位置＋オフセット）する（ステップＳ３０６）。

そして、候補位置抽出部１５１は、（現在＝現在＋１）とすることにより、次のフレームへ対象を移す（ステップＳ３０７）。そして、現在のフレームがエンドフレーム（End Frame）であるか否かを判定する（ステップＳ３０８）。ここで、エンドフレームであると判定した場合には（ステップＳ３０８肯定）、未来方向の処理を終了する。一方、エンドフレームではないと判定した場合には（ステップＳ３０８否定）、候補位置抽出部１５１は、ステップＳ３０２に戻って、次のフレームに対する処理を実行する。

ステップＳ３０５において、最も高い類似度が所定の閾値を下回ったと判定された場合には（ステップＳ３０５肯定）、位置設定部１５２は、モニタ２からユーザに対して警告を出すように制御し、当該フレームの関心領域の情報を使用しない旨のフラグを立てる（ステップＳ３０９）。すなわち、位置設定部１５２は、図４Ｂに示すデータの対象となるフレームのフラグ領域にフラグを立てる。そして、候補位置抽出部１５１が、ステップＳ３０３に戻っての処理を実行する。なお、上述したリアルタイムの処理において、次のフレームにおける所定の範囲の決定は、例えば、患者の呼吸やＥＣＧの情報をもとに推定することができる。

上述したように、第１の実施形態によれば、候補位置抽出部１５１は、造影剤が投与された被検体を超音波走査して収集された時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の第１の位置を時系列の画像データ間の基本波成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する。また、候補位置抽出部１５１は、時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の第２の位置を時系列の画像データ間のハーモニック成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する。位置設定部１５２は、時系列の画像データそれぞれに対して、第１の位置における領域内の画素の特徴と、第２の位置における領域内の画素の特徴とに基づいて、第１の位置または第２の位置のどちらか一方を関心領域の位置として設定する。従って、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００は、時系列データにおいて各フレームのファンドメンタル画像とハーモニック画像とで安定して情報が得られる側の情報を用いて関心領域の位置を設定することができ、関心領域の位置を精度よく設定することを可能にする。その結果、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００は、高精度で位置決めされた関心領域をＴＣＡに用いることで、定量解析の精度を向上させることを可能にする。

また、第１の実施形態によれば、候補位置抽出部１５１は、時系列の画像データに含まれる所定の画像データに対して設定された関心領域内の基本波成分と、時系列の画像データにおいて設定された関心領域と同一位置の領域を網羅する領域に対して関心領域と同一の大きさで設定された複数の候補領域内の基本波成分との類似度をそれぞれ算出し、算出した類似度が最も高い候補領域の位置を第１の位置として抽出する。また、候補位置抽出部１５１は、所定の画像データに対して設定された関心領域内のハーモニック成分と、時系列の画像データにおいて設定された関心領域と同一位置の領域を網羅する領域に対して関心領域と同一の大きさで設定された複数の候補領域内のハーモニック成分との類似度をそれぞれ算出し、算出した類似度が最も高い候補領域の位置を第２の位置として抽出する。従って、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００は、関心領域の位置の変化を考慮した上で、細かく設定した領域ごとに類似度の算出を行うことで、より高精度に関心領域を抽出することを可能にする。

また、第１の実施形態によれば、位置設定部１５２は、第１の位置における基本波成分の類似度と、第２の位置におけるハーモニック成分の類似度とのうち、類似度が高い位置を関心領域の位置として設定する。従って、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００は、より高精度の関心領域を設定することを可能にする。

また、第１の実施形態によれば、位置設定部１５２は、第１の位置又は第２の位置における領域内の画素値の分散値が所定の閾値を上回ったことを条件に、第１の位置又は第２の位置を前記関心領域の位置として設定する。従って、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００は、対象となる部位が領域内で明瞭に描出された領域を関心領域に設定することを可能にする。例えば、ハーモニック画像において、領域全体が真っ暗な状態、或いは、領域全体が光っている状態の場合に、類似度が高くても、上記した条件によって関心領域として設定されることを抑止することができる。

また、第１の実施形態によれば、候補位置抽出部１５１は、関心領域が設定された画像データを基準として、時系列の正順及び逆順にそれぞれ前記第１の位置を抽出する。また、候補位置抽出部１５１は、関心領域が設定された画像データを基準として、時系列の正順及び逆順にそれぞれ第２の位置を抽出する。従って、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００は、時系列データにおけるどの位置で関心領域を設定する場合にも対応することができる。すなわち、観察者が最も見やすい（判断しやすい）関心領域を時系列データ内のいずれのフレームからでも自由に選択することが可能である。

また、第１の実施形態によれば、位置設定部１５２は、第１の位置における基本波成分の類似度又は第２の位置におけるハーモニック成分の類似度が所定の閾値を上回ったことを条件に第１の位置又は第２の位置を関心領域の位置として設定する。従って、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００は、イレギュラーな位置の移動を検出することができ、例えば、超音波プローブの操作ミスなどを指摘することができる。

また、第１の実施形態によれば、モニタ２は、位置設定部１５２によって第１の位置における基本波成分の類似度及び第２の位置におけるハーモニック成分の類似度が所定の閾値を上回っていないと判定された場合に、操作者に対して警告を通知する。従って、第１の実施形態に係る超音波診断装置１００は、イレギュラーなことが生じた場合に、即座に対応させることを可能にする。

（第２の実施形態）
さて、これまで第１の実施形態について説明したが、上述した第１の実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよいものである。

上述した第１の実施形態においては、２次元の時系列データを用いる場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、例えば、３次元の時系列データを用いる場合であってもよい。図９は、第２の実施形態に係る超音波診断装置１００による３次元の時系列データを用いる場合の一例を説明するための図である。なお、図９においては、ｔ１の時点で収集されたボリュームデータと、ｔ２の時点で収集されたボリュームデータとを示す。

例えば、ｔ１の時点でボリュームデータに関心領域Ｒ１０が設定されると、第２の実施形態に係る候補位置抽出部１５１は、関心領域Ｒ１０の位置とオフセットの情報を取得する。ここで、図９においては、３次元データであるため、関心領域Ｒ１０の中心の座標及びオフセットは（ｘ，ｙ，ｚ）の三軸の情報となる。そして、候補位置抽出部１５１は、ｔ２のボリュームデータのファンドメンタルデータと、ハーモニックデータとにおける関心領域Ｒ１０の候補位置をそれぞれ抽出する。

すなわち、候補位置抽出部１５１は、ｔ１の関心領域Ｒ１０の位置及びオフセットの情報や、呼吸、心時相の状態などに基づいて、ファンドメンタルデータにおける所定の３次元領域を設定し、それらの範囲内の複数の領域それぞれと、関心領域Ｒ１０との類似度を算出する。候補位置抽出部１５１は、ハーモニックデータにおいても同様の処理を実行する。

そして、第２の実施形態に係る位置設定部１５２は、例えば、図９に示すように、ファンドメンタルデータ及びハーモニックデータにおける領域において、類似度の最も高い領域をｔ２の関心領域Ｒ１０として設定する。例えば、ｔ１〜ｔ２に示す関心領域Ｒ１０の位置の変化が、拍動に起因しており、１心拍での動きである場合には、最初の１心拍分だけ３次元で超音波画像を収集し、ｔ２の時点における関心領域Ｒ１０の位置を取得しておく。それにより、例えば、２心拍目からは、２次元の超音波画像を収集するようにした場合でも、ｔ２の時点の心時相において、取得した関心領域Ｒ１０の位置の情報から、図９の右上の図に示すように、スキャン断面を関心領域側に変化させて収集することで、関心領域Ｒ１０をはずさないように収集することできる。すなわち、図９の下側の図に示すように、観察者は、関心領域Ｒ１０の位置の変化の影響を全く感じることなく、超音波画像を観察することができる。

上述した第１の実施形態では、ファンドメンタル画像及びハーモニック画像からそれぞれ関心領域の候補位置を抽出して、類似度によって関心領域の位置をどちらかに設定する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、例えば、ファンドメンタル画像のみを用いて関心領域の位置を設定する場合であってもよい。かかる場合には、例えば、送受信部１１は、造影剤が投与された被検体を超音波走査して時系列の画像データを収集する。そして、候補位置抽出部１５１は、送受信部１１によって収集された時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の位置を前記時系列の画像データ間の基本波成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する。そして、位置設定部１５２は、候補位置抽出部１５１によって抽出された関心領域の位置を各時系列の画像データにおける関心領域の位置として設定する。これにより、ファンドメンタル画像及びハーモニック画像の両方を用いて比較する場合よりも処理を高速にすることができる。また、ファンドメンタル画像を用いていることから、従来ハーモニック画像では関心領域の指定が困難となる場合であっても、高精度で関心領域を設定することを可能にする。

上記した第１の実施形態では、超音波診断装置１００が時系列データにおける関心領域を設定する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、例えば、画像処理装置が時系列データにおける関心領域を設定する場合であってもよい。かかる場合には、例えば、画像処理装置は、造影剤が投与された被検体を超音波走査して収集された時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の第１の位置を時系列の画像データ間の基本波成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する。また、画像処理装置は、時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の第２の位置を時系列の画像データ間のハーモニック成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する。そして、画像処理装置は、時系列の画像データそれぞれに対して、第１の位置における領域内の画素の特徴と、第２の位置における領域内の画素の特徴とに基づいて、第１の位置または前記第２の位置のどちらか一方を前記関心領域の位置として設定する。

また、上述した第１の実施形態に係る超音波診断装置１００の構成はあくまでも一例であり、各部の統合及び分離は適宜行うことができる。例えば、候補位置抽出部１５１と位置設定部１５２とを統合したり、候補位置抽出部１５１を、ファンドメンタル画像から候補位置を抽出する第１の抽出部と、ハーモニック画像から候補位置を抽出する第２の抽出部とに分離したりすることが可能である。

また、第１の実施形態において説明した候補位置抽出部１５１及び位置設定部１５２の機能は、ソフトウェアによって実現することもできる。例えば、候補位置抽出部１５１及び位置設定部１５２の機能は、上記の実施形態において候補位置抽出部１５１及び位置設定部１５２が行うものとして説明した処理の手順を規定した画像処理プログラムをコンピュータに実行させることで、実現される。この画像処理プログラムは、例えば、ハードディスクや半導体メモリ素子等に記憶され、ＣＰＵやＭＰＵ等のプロセッサによって読み出されて実行される。また、この画像処理プログラムは、ＣＤ−ＲＯＭ（Compact Disc − Read Only Memory）やＭＯ（Magnetic Optical disk）、ＤＶＤ（Digital Versatile Disc）などのコンピュータ読取り可能な記録媒体に記録されて、配布され得る。

以上、説明したとおり、本実施形態によれば、造影エコー法による定量解析の精度を向上させることが可能となる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１５ 画像処理部
１５１ 候補位置抽出部
１５２ 位置設定部
１００ 超音波診断装置

Claims (10)

1. 造影剤が投与された被検体を超音波走査して収集された時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の第１の位置を前記時系列の画像データ間の基本波成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する第１の抽出手段と、
   前記時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の第２の位置を前記時系列の画像データ間のハーモニック成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する第２の抽出手段と、
   前記時系列の画像データそれぞれに対して、前記第１の位置における領域内の画素の特徴と、前記第２の位置における領域内の画素の特徴とに基づいて、前記第１の位置または前記第２の位置のどちらか一方を前記関心領域の位置として設定する位置設定手段と、
   を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記第１の抽出手段は、前記時系列の画像データに含まれる所定の画像データに対して設定された関心領域内の基本波成分と、前記時系列の画像データにおいて前記設定された関心領域と同一位置の領域を網羅する領域に対して前記関心領域と同一の大きさで設定された複数の候補領域内の基本波成分との類似度をそれぞれ算出し、算出した類似度が最も高い候補領域の位置を前記第１の位置として抽出し、
   前記第２の抽出手段は、前記所定の画像データに対して設定された関心領域内のハーモニック成分と、前記時系列の画像データにおいて前記設定された関心領域と同一位置の領域を網羅する領域に対して前記関心領域と同一の大きさで設定された複数の候補領域内のハーモニック成分との類似度をそれぞれ算出し、算出した類似度が最も高い候補領域の位置を前記第２の位置として抽出することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記位置設定手段は、前記第１の位置における基本波成分の類似度と、前記第２の位置におけるハーモニック成分の類似度とのうち、類似度が高い位置を前記関心領域の位置として設定することを特徴とする請求項１又は２に記載の超音波診断装置。
4. 前記位置設定手段は、前記第１の位置又は前記第２の位置における領域内の画素値の分散値が所定の閾値を上回ったことを条件に、前記第１の位置又は前記第２の位置を前記関心領域の位置として設定することを特徴とする請求項１〜３のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
5. 前記第１の抽出手段は、前記関心領域が設定された画像データを基準として、前記時系列の正順及び逆順にそれぞれ前記第１の位置を抽出し、
   前記第２の抽出手段は、前記関心領域が設定された画像データを基準として、前記時系列の正順及び逆順にそれぞれ前記第２の位置を抽出することを特徴とする請求項１〜４のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
6. 前記位置設定手段は、前記第１の位置における基本波成分の類似度又は前記第２の位置におけるハーモニック成分の類似度が所定の閾値を上回ったことを条件に前記第１の位置又は前記第２の位置を前記関心領域の位置として設定することを特徴とする請求項１〜５のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
7. 前記位置設定手段によって前記第１の位置における基本波成分の類似度及び前記第２の位置におけるハーモニック成分の類似度が所定の閾値を上回っていないと判定された場合に、操作者に対して警告を通知する通知手段をさらに備えたことを特徴とする請求項６に記載の超音波診断装置。
8. 造影剤が投与された被検体を超音波走査して時系列の画像データを収集する収集手段と、
   前記収集手段によって収集された時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の位置を前記時系列の画像データ間の基本波成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する抽出手段と、
   を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
9. 造影剤が投与された被検体を超音波走査して収集された時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の第１の位置を前記時系列の画像データ間の基本波成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する第１の抽出手段と、
   前記時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の第２の位置を前記時系列の画像データ間のハーモニック成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する第２の抽出手段と、
   前記時系列の画像データそれぞれに対して、前記第１の位置における領域内の画素の特徴と、前記第２の位置における領域内の画素の特徴とに基づいて、前記第１の位置または前記第２の位置のどちらか一方を前記関心領域の位置として設定する位置設定手段と、
   を備えたことを特徴とする画像処理装置。
10. 造影剤が投与された被検体を超音波走査して収集された時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の第１の位置を前記時系列の画像データ間の基本波成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する第１の抽出手順と、
    前記時系列の画像データそれぞれに含まれる関心領域の第２の位置を前記時系列の画像データ間のハーモニック成分の類似度に基づいてそれぞれ抽出する第２の抽出手順と、
    前記時系列の画像データそれぞれに対して、前記第１の位置における領域内の画素の特徴と、前記第２の位置における領域内の画素の特徴とに基づいて、前記第１の位置または前記第２の位置のどちらか一方を前記関心領域の位置として設定する位置設定手順と、
    をコンピュータに実行させることを特徴とする画像処理プログラム。

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