JP2016539744A - 医療映像を用いた血管分析情報提供方法及び装置 - Google Patents

Abstract

血管分析情報提供方法を開示する。本発明の一実施形態に関る血管分析情報提供方法は、超音波信号を血管が存在する身体部位に照射して反射される超音波信号を検知するステップと、前記反射された超音波信号を用いてカラーモード（Ｃ−ｍｏｄｅ）映像を生成するステップと、前記生成されたカラーモード映像のピクセル値に基づいて前記血管の直径を判断するステップとを含む。

Description

本発明は、医療映像分析方法に関し、より詳細には、多様な種類の診断装備のうち少なくとも１つを通じて得られた医療映像で血管情報を分析して提供する方法と、それを用いる装置に関する。

近年、Ｘ−ｒａｙ、ＣＴ、ＭＲＩ、又は超音波等の医療映像装備を通じて得られた医療映像は多様な領域の診断及び治療時に頻繁に使用されている。診断又は治療の目的を行うために、測定対象に対応する方式が用いられてよい。骨や血管等は人体のほとんどに分布されていて医療映像で度々見かけることができるが、特に血管はそのものが機能的な役割の中心であると同時に、人体との間又は器官の間で多様なパターンで存在していて、解剖学的に重要な指標になる。

診断や治療のための医療映像の獲得時に、このような血管の解剖学的情報は直・間接的に使用される。例えば、ドップラ効果を用いた血流速度を測定（ＰＷ−Ｄｏｐｐｌｅｒ）するために、血管の方向情報が使用される。なお、血管疾患の治療のための血管仲裁施術（ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎ）には、血管の直径、方向及び全体の血管の位置等の情報を必要とする。現在、このような情報は、臨床医の経験的な知識や直観的な判断に依存して得られるが、このような情報測定方式は、人体別（ｉｎｔｅｒ−ｏｂｓｅｒｖｅｒ）又は人体間（ｉｎｔｒａ−ｏｂｓｅｒｖｅｒ）で誤差を発生させるだけでなく、診断時間の所要及び非体系的な診断の原因となる。

一方、超音波装備を使用して血流速度を速度するうえで、血管の測定だけでなく、周波数変異によって生じるアイリアシング（ａｌｉａｓｉｎｇ）領域の除去、関心領域（Ｒｅｇｉｏｎ Ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ：ＲＯＩ）の設定等の仮定が必要である。アイリアシングとは、超音波を用いて映像表示装置が血管を表示する場合、血流領域で血管の閉塞区間等によって周辺血流領域と異なるように表示される区間を意味する。アイリアシングは、周波数変異によってドップラスペクトルの一定帯域の移行（ｓｈｉｆｔ）される現象として、映像では周辺血流領域と別の区間で表示されて現れる。

アイリアシングを除去する従来の技術としては、ベースラインをシフトさせる方法がある。この方法は、ドップラスペクトル領域で処理される技法として、映像で直接アイリアシングを除去することができない短所がある。映像でアイリアシング領域を判断してアイリアシング領域を血管領域に復帰すると、それは複雑な映像処理過程が必要になり、処理時間が長くなるという短所がある。

なお、関心領域（ＲＯＩ）を設定するうえで、従来は人間が直接位置を指定していたが、このような人間による手動設定方式は再現性を低下させ、診断時間が長くなるという短所が伴うようになる。ユーザによって関心領域（ＲＯＩ）が設定される度に、ユーザの好み（Ｕｓｅｒ ｐｒｅｆｅｒｅｎｃｅ）又はエラーによって結果が多様であってよい。

なお、血管の情報を測定するのに利用される方法があってよい。まず、映像処理を用いて血管の外郭線を検出（ｅｄｇｅ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ）し、検出された外郭線で血管を推定する技術と、超音波のＣ−ｍｏｄｅ映像で現れる血流成分はフィッティング（ｆｉｔｔｉｎｇ）して血管方向を推定する技術がある。このような従来の技術は次のような問題がある。まず、外郭線を検出する技術の場合、通常、超音波のＢ−ｍｏｄｅ映像を利用するが、Ｂ−ｍｏｄｅ映像は一般的に信号対雑音比（ＳＮＲ：ｓｉｇｎａｌ ｖｅｒｓｕｓ ｎｏｉｓｅ ｏｒ ａ ｓｉｇｎａｌ−ｔｏ−ｎｏｉｓｅ ｒａｔｉｏ）が良くないため映像の鮮明度が低下し、検出された外郭成分のうち血管成分に対する判断基準が曖昧である。なお、Ｃ−ｍｏｄｅ映像で血流成分を用いるフィッティング方式はＣ−ｍｏｄｅ映像を構成する血流信号（Ｃｏｌｏｒ情報）が不十分な場合に、誤った方向に血管方向を推定するようになるという問題があった。最後に、従来の血管情報を測定する方法は、全て関心領域で血管が１本存在する場合のみを考慮して開発された方式であって、実際関心領域で多数の血管が存在する場合に、血管を識別した後、選択的に血管を認識して情報を測定することができないという短所を有する。

更に、血管仲裁施術（ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎ）の利用に関連する技術の際、血管造影検査（ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）が適用され、施術者は直接血管造影映像を目で見て施術を行う。施術者は、リアルタイムで２次元の映像を見ながらカテーテル（ｃａｔｈｅｔｅｒ）を病変まで移動させるのに、このような過程によって施術時間は施術者の経験と熟練度に応じて異なってくる。施術時間の増加は、放射線被爆の増加及び造影剤（ｃｏｎｔｒａｓｔ ａｇｅｎｔ）の更なる注入をもたらす。現在、血管仲裁術のための情報提供技術は、映像でカテーテルの位置を提供する方法しかない。

更に、種類の異なる医療映像間の映像整合（Ｂｉｍｏｄａｌｉｔｙ Ｉｍａｇｅ Ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ）の際、血管では血管の分岐点（ｂｉｆｕｒｃａｔｉｏｎ）と交差点（ｃｒｏｓｓｏｖｅｒ）等の指標を特徴点（ｌａｎｄｍａｒｋ）として主に使用していたが、このような指標が十分ではない映像では血管が整合のための指標になれないという問題がある。

そこで、本発明は、上記問題に鑑みてなされたものであり、本発明の第１の目的は、超音波を用いて身体の映像を表示する関心領域を自動的に設定するための血管分析情報提供方法及び血管分析情報提供装置を提供することにある。

本発明の第２の目的は、複数の血管が存在する場合も、関心領域の血管の直径と角度とを正確に検出することができる血管分析情報提供方法及び血管分析情報提供装置を提供することにある。

また、本発明の第３の目的は、血管映像で精密にアイリアシング領域を検出して補間することができる血管分析情報提供方法及び装置を提供することにある。

上述のような目的を達成するための本発明の一実施形態に係る血管分析情報提供方法は、超音波信号を血管に対応する身体部位に照射して反射される超音波信号を検知するステップと、前記検知された超音波信号を用いてカラーモード（Ｃ−ｍｏｄｅ）映像を生成するステップと、前記生成されたカラーモード映像の１つ以上のピクセル値に基づいて前記血管の直径を判断するステップとを含む。

このとき、前記血管の直径を判断するステップは、前記生成されたカラーモード映像において、前記血管を通る１つ以上の仮想の直線上の前記ピクセル値に対する１つ以上のプロファイル値を相互比較し、最も短い血流領域を前記血管の直径と判断してよい。

前記方法は、超音波信号照射及び検知ステップは、カラーモード映像を生成するステップと、生成されたカラーモード映像の１つ以上のピクセル値に基づいて血管の直径を判断するステップとを更に含んでよい。

前記方法は、判断された直径上を通る１つ以上の仮想の直線上の前記１つ以上のピクセル値に基づいて前記血管の角度を判断するステップを更に含んでよい。

前記血管の角度を判断するステップは、水平面に対して対応する傾いた角度に応じて、前記判断された直径上を通る複数の仮想の直線上の１つ以上のピクセル値を合算するステップと、前記合算されたピクセル値が最も小さい値及び前記複数の仮想の直線の前記傾いた角度を基準に前記血管の角度を判断するステップとを含んでよい。

前記方法は、超音波信号照射及び検知ステップと、カラーモード映像を生成するステップと、生成されたカラーモード映像１つ以上の領域に対する関心領域を設定するステップとを更に含んでよい。

なお、前記方法は、前記関心領域の血流領域で１つ以上の予め設定されたピクセル値を外れるアイリアシング領域を検出するステップと、関心領域映像の１つ以上のピクセル値に基づいて血管の直径を判断するステップと、判断された直径上を通る１つ以上の仮想の直線上のピクセル値に基づいて血管の角度を判断するステップとを含む。

前記関心領域を設定するステップは、前記生成されたカラーモード映像の予め設定された位置に前記関心領域を設定するステップと、前記関心領域の中心座標が前記生成されたカラーモード映像の血流中心座標から予め設定された範囲を外れる場合、中心座標が前記血流中心座標に近づくように前記関心領域を調整するステップとを含んでよい。

なお、前記血管分析情報提供方法は、前記生成されたカラーモード映像の１つ以上の領域（ｐｏｒｔｉｏｎｓ）に対して設定された前記関心領域に対して行われ、前記関心領域に対する映像処理が完了すると、前記判断されは血管の角度に基づいて次回又は新たな関心領域に前記関心領域が新たに設定されてよい。

なお、前記アイリアシング領域を検出するステップは、前記生成されたカラーモード映像のヒストグラムを更に考慮し、前記アイリアシング領域を検出するステップを含んでよい。

なお、前記アイリアシング領域を検出するステップは、前記生成されたカラーモード映像の１つ以上のピクセル値に応じて、前記生成されたカラーモード映像の領域別にラベリング（ｌａｂｅｌｉｎｇ）を行うステップと、前記生成されたカラーモード映像の１つ以上のピクセル値に基づいて前記ラベリングされた領域に対してクラスタリングするステップと、前記クラスタリング結果に基づいて前記アイリアシング領域を判断するステップと、前記判断されたアイリアシング領域を補間するステップとを含んでよい。

前記アイリアシング領域を判断するステップは、１つのラベリングされた領域内に２つ以上のクラスタリングされた領域がある場合、前記ラベリングされた領域はアイリアシング領域と判断してよい。

本発明の前記及び／又は別の特徴は、ユーティリティを上述の又は以下で説明する方法を行うためのプログラムのようなコンピュータ読み取り可能なコードを含むコンピュータ読み取り可能な媒体を提供することで達成されてよい。

上記のような目的を達成するための本発明の一実施形態に係る血管分析情報提供装置は、ディスプレイ部と、超音波信号を物体に照射して反射される超音波信号を検知する超音波送受信部と、前記反射される超音波信号を用いてカラーモード（Ｃ−ｍｏｄｅ）映像を生成し、前記生成されたカラーモード映像の１つ以上のピクセル値に基づいて前記血管の直径を判断する制御部とを含む。

前記制御部は、前記生成されたカラーモード映像において、前記血管を通る１つ以上の仮想の直線上の１つ以上のピクセル値に対する１つ以上のプロファイル値を相互比較し、最も短い距離の血流領域を前記血管の直径と判断してよい。

前記制御部は、前記判断された直径上を通る１つ以上の仮想の直線上の１つ以上のピクセル値に基づいて前記血管の角度を判断してよい。

前記制御部は、水平面に対して対応する傾いた角度に応じて、前記判断された直径上を通る複数の仮想の直線上の１つ以上のピクセル値を合算し、前記合算されたピクセル値が最も小さい複数の仮想の直線の傾いた角度を基準に前記血管の角度を判断してよい。

前記制御部は、前記生成されたカラーモード映像の１つ以上の領域に対して、前記血管の中心部の映像を有する関心領域を設定して前記関心領域に対して前記映像処理を行ってよい。

前記制御部は、前記生成されたカラーモード映像の予め設定された位置に前記関心領域を設定し、前記関心領域の中心座標が前記生成されたカラーモード映像の血流中心座標から予め設定された範囲を外れる場合、中心座標が前記血流中心座標に近づくように前記関心領域を調整してよい。

前記制御部は、前記生成されたカラーモード映像の１つ以上の領域に対して設定された前記関心領域に対して行われ、前記関心領域に対する映像処理が完了すると、前記判断された血管の角度に基づいて感心領域が新たに設定されてよい。

前記制御部は、前記生成されたカラーモード映像の１つ以上のピクセル値に基づいて血流領域を識別し、前記識別された血流領域で予め設定されたピクセル値を外れるアイリアシング領域を検出してよい。

前記制御部は、前記生成されたカラーモード映像のヒストグラムを更に考慮し、前記アイリアシング領域を検出してよい。

前記制御部は、前記生成されたカラーモード映像のピクセル値に応じて、前記生成されたカラーモード映像の領域別にラベリングステップを行い、前記生成されたカラーモード映像の１つ以上のピクセル値に基づいて前記ラベリングされた領域に対してクラスタリングステップを行い、前記クラスタリングステップの結果に基づいてアイリアシング領域を判断し、前記判断されたアイリアシング領域を補間してよい。

なお、前記制御部は、１つのラベリングされた領域内に２つ以上のクラスタリングされた領域がある場合、前記ラベリングされた領域はアイリアシング領域と判断してよい。

以上のような本発明の多様な実施形態によると、本発明は超音波を用いて身体の映像を表示する関心領域を自動的に設定するための血管分析情報提供方法及び血管分析情報提供装置を提供してよい。

なお、本発明は、複数の血管が存在する場合も、関心領域の血管の直径及び／又は血管の角度を正確に検出することができる血管分析情報提供方法及び血管分析情報提供装置を提供する。

本発明の多様な実施形態によると、本発明は、血管映像で精密にアイリアシング領域を検出して補間することができる血管分析情報提供方法及び血管分析情報提供装置を提供してよい。

本発明の方法及び特徴は、上述又は以下に説明された方法を実行するためのプログラムとして、コンピュータが読み取ることができるコードを含む非一時的コンピュータ読み取り可能媒体を提供する方法又は装置を提供することで実現されてよい。

上述のような目的を達成するための本発明の一実施形態に係る血管分析情報提供方法は、身体部位で反射された信号を受信するステップと、前記受信された信号に応じてディスプレイの一画面にカラーモード映像をディスプレイするステップと、前記生成されたカラーモード映像の１つ以上のピクセル値に基いた判断に応じて前記血管の直径を自動的に出力するステップとを含む。

前記血管の直径を出力するステップは、前記ディスプレイの画面に前記カラーモード映像上に前記直径をディスプレイするステップを含んでよい。

前記方法は、前記血管の血流情報に応じて、前記ディスプレイの前記スクリーン上に関心領域を自動的にディスプレイするステップを更に含んでよい。

前記方法は、外部カテーテルに対応する前記映像の一部に前記血管に沿って新たな関心領域を生成するステップを更に含んでよい。

前記方法は、前記ディスプレイされた関心領域に対応する前記血管の少なくとも１つの直径及び前記血管の角度を有する１つ以上の関心領域を自動的にそれぞれディスプレイするステップを更に含んでよい。

前記方法は、前記直径に対応する領域を通る仮想の直線の前記ピクセル値に応じて、前記血管の少なくとも１つの角度を自動的にディスプレイするステップを更に含んでよい。

前記方法は、前記血管の隣接する領域を用いて補間されたデータを有するアイリアシング領域を自動的にディスプレイするステップを更に含んでよい。

上記のような目的を達成するための本発明の一実施形態に係る血管分析情報提供装置は、身体部位から反射された信号を受信する受信部と、前記受信された信号に応じてカラーモード映像を再生し、ディスプレイのスクリーン上に前記カラーモード映像をディスプレイし、前記生成されたカラーモード映像の１つ以上のピクセル値に基づいて血管の直径を判断し、前記判断された直径を前記ディスプレイの前記スクリーン上にディスプレイするようにする制御部とを含む。

前記制御部は、ディスプレイのスクリーンに含まれた前記映像上に前記血管の直径をディスプレイするように前記ディスプレイを制御してよい。

前記制御部は、前記血管の血流情報に応じて、前記ディスプレイの前記スクリーン上に関心領域を自動的にディスプレイするように前記ディスプレイを制御してよい。

前記制御部は、外部カテーテルに対応する前記映像の一部で前記血管に沿って新たな関心領域を自動的に生成してディスプレイしてよい。

前記制御部は、前記ディスプレイされた関心領域に対応する前記血管の角度及び直径を有する１つ以上の関心領域をそれぞれ順次にディスプレイしてよい。

前記制御部は、前記直径に対応する領域を有する仮想の直線の前記ピクセル値に応じて、前記血管の少なくとも１つの角度を自動的に生成してディスプレイしてよい。

以上説明したように本発明によれば、制御部は、血管の隣接する領域を用いて補間されたデータを有するアイリアシング領域を自動的に判断してディスプレイすることができるようになる。

本発明の一実施形態に係る血管分析情報提供装置のブロック図である。 Ｃモード映像を生成する方法を示す図である。 本発明の一実施形態に係る血管の直径と角度とを測定する方法を示す図である。 血管の直径上を通る複数の仮想の直線を示す図である。 本発明の一実施形態に係る関心領域設定を示す模式図である。 血管角度を考慮して連続的に関心領域を設定する方法を示す模式図である。 本発明の一実施形態に係るアイリアシング領域を検出して補間する実施形態を示す図である。 本発明の一実施形態に係るアイリアシング領域を検出して補間する実施形態を示す図である。 本発明の一実施形態に係る血管分析情報提供方法を示すフローチャートである。 本発明の一実施形態に係る血管分析情報提供方法を示すフローチャートである。 本発明の一実施形態に係る血管分析情報提供方法を示すフローチャートである。 本発明の一実施形態に係る超音波診断機の参考図である。 超音波診断機を用いた超音波診断過程を示す模式図である。 図１２のような超音波診断機を用いて血管の直径と角度とを検出することを示す図である。 カテーテルの上部キャスティング（Ｔｏｐ−ｃａｓｔｉｎｇ）位置から移動経路を示す図である。 本発明の一実施形態に係る血管造影映像装置の構成を示すブロックである。 本発明の一実施形態に係るカテーテル移動経路画面を示す図である。 本発明の一実施形態に係る血管造影映像ディスプレイ方法を示すフローチャートである。 人体のような部位を別の装置で撮影した映像を示す図である。 本発明の一実施形態に係る医療映像整合装置を示すブロック図である。 血管分岐点の角度と分岐点との間の距離を示す図である。 映像整合のための１つ以上の指標検出を示す図である。 本発明の一実施形態に係る１つ以上の映像整合指標選定方法を示すフローチャートである。

以下に添付図面を参照しながら、本発明の好適な実施形態について詳細に説明する。なお、本明細書及び図面において、実質的に同一の機能構成を有する構成要素については、同一の符号を付することにより重複説明を省略する。

本開示において定義された詳細な構成及び構成要素等の事項は、本発明の概念の包括的な理解を促すために提供される。よって、本発明の概念の実施例は、そのような制限なしに行われ得ることは自明である。なお、関連の公知機能或いは構成に対する詳細な説明は、本発明の不要な細部事項は不明なため省略する。

図１は、本発明の一実施形態に係る血管分析情報提供装置１００を示すブロック図である。

図１を参照すると、本発明の一実施形態に係る血管分析情報提供装置１００は、超音波送受信部１１０と、制御部１２０と、ディスプレイ部１３０を含む。

超音波送受信部１１０は、超音波信号を血管の通る身体部位に照射して身体部位から反射される超音波エコー信号を検知する構成である。そのために、超音波送受信部１１０は、振動子を含むトランスデューサで構成されたプローブ（ｐｒｏｂｅ）と、超音波エコー信号を検知するための同調コイルを含んでよい。なお、受信された信号を処理するためのアナログ／デジタルコンバータ、信号処理部を含む。

ディスプレイ部１３０は、制御部１２０に対して処理された１つ以上の映像を表示する構成である。ディスプレイ部１３０は、多様なディスプレイパネルを含んでよい。すなわち、ディスプレイ部１３０は、有機発光ダイオード（Ｏｒｇａｎｉｃ Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅｓ：ＯＬＥＤ）、液晶ディスプレイパネル（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ Ｐａｎｅｌ：ＬＣＤ Ｐａｎｅｌ）、プラズマディスプレイパネル（Ｐｌａｓｍａ Ｄｉｓｐｌａｙ Ｐａｎｅｌ：ＰＤＰ）、ＶＦＤ（Ｖａｃｕｕｍ Ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｔ Ｄｉｓｐｌａｙ）、ＦＥＤ（Ｆｉｅｌｄ ＥｍｉｓｓｉｏｎＤｉｓｐｌａｙ）、ＥＬＤ（Ｅｌｅｃｔｒｏ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｃｅ Ｄｉｓｐｌａｙ）等、多様なディスプレイ技術で実現されてよい。ディスプレイパネルは、発光型からなってよいが、反射型ディスプレイ（Ｅ−ｉｎｋ、Ｐ−ｉｎｋ、Ｐｈｏｔｏｎｉｃ Ｃｒｙｓｔａｌ）はディスプレイパネルで利用されてよい。なお、フレキシブルディスプレイ（ｆｌｅｘｉｂｌｅ Ｄｉｓｐｌａｙ）、透明ディスプレイ（ｔｒａｎｓｐａｒｅｎｔ ｄｉｓｐｌａｙ）等で実現可能であってよい。なお、複数のディスプレイパネルを備えてよい。本開示の実施形態は、それに限定されるわけではない。タッチパネルは、画面を通じて映像を表示し、装置１００の機能を制御する画面を通じてユーザからユーザ入力を受信するようにディスプレイ１３０として使用されてよい。

制御部１２０は、血管分析情報提供装置１００の動作全般を制御してよい。

制御部１２０は、ＭＰＵ（Ｍｉｃｒｏ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）又はＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、キャッシュメモリ（Ｃａｃｈｅ Ｍｅｍｏｒｙ）、データバス（Ｄａｔａ Ｂｕｓ）等のハードウェア構成と、運営体制、対応する目的を行う１つ以上のアプリケーションのソフトウェア（プログラム）構成を含んでよい。システムクロックに応じて血管分析情報提供装置１００の動作のための各構成要素に対する１つ以上の制御命令がメモリで読み込まれ、読み込まれた制御命令に応じて電気信号を発生させてハードウェアの各構成要素を動作させる。

制御部１２０は、超音波送受信部１１０の超音波送受信処理（ｏｐｅｒａｔｉｏｎ）を制御する。そして、１つ以上の身体部位から反射された超音波信号が受信されると、受信された信号を用いて白黒信号を有するＢ−モード映像又はＣ−モード（カラーモード）映像を生成する。

Ｂ−モード（Ｂｒｉｇｈｔｎｅｓｓ−ｍｏｄｅ）映像は、身体部位から反射してくる超音波エコー信号を用いて超音波が白黒に照射された前記身体部位に対応する映像である。身体部位までの距離を横軸に置いて反射されたエコーの振幅を縦軸に置く場合、振幅をドットの輝度に代替して表示することができるが、Ｂ−モード映像は白黒映像で構成されてよい。

Ｃ−モード（Ｃｏｌｏｒ Ｄｏｐｐｌｅｒ ｍｏｄｅ）映像は、身体部位から反射してくる超音波エコー信号を用いて超音波が１つ以上のカラーで照射された前記身体部位に対応する映像である。制御部１２０は、超音波エコー信号が受信されてドップラ効果によって周波数偏移は生じた場合、１つ以上の偏移周波数を計算することで、血流の速度を測定することができる。そして、上述の構成（ｃｏｍｐｏｎｅｎｔｓ）を用いてＣ−モード映像を構成してよい。

図２は、装置において、例えば、図１の装置から提供する血管分析情報、Ｃモード映像を生成する方法を示す図である。

制御部１２０は、ドップラビーム（Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｂｅａｍ）のレンジゲート（Ｒａｎｇｅ Ｇａｔｅ）周囲の例えば、１つ以上のピクセルであるｍ×ｎのピクセル（Ｐｉｘｅｌ）を選択する。ｍ×ｎのピクセルは、ユーザ入力によってｍ×ｎのピクセルを選択したり、血管壁の上下境界を自動的に検索して上下境界が全て含まれる範囲にｍ×ｎのピクセルが選択されてよい。このとき、境界検出（Ｅｄｇｅ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ）アルゴリズムや同質性検出（Ｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｙ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ）アルゴリズムを使用して前記血管壁検出が可能である。又は、後述の関心領域選択技術が用いられてよい。

図２を参照すると、各ピクセルに対して超音波応答信号の速力は０〜ｋの間のピクセル値（ｋは整数）を有してよい。ｋは、ビット解像度（ｂｉｔ ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ）によって決定され、例えば、ビット解像度が８ビット解像度を有する場合には、各ピクセルは０〜２２５の値（又は、カラー値）で表現されてよい。

制御部１２０は、生成されたカラーモード映像の１つ以上のピクセル値に基づいて血管の直径と角度とを測定することができる。図３は、血管の直径と角度とを測定する方法を示す模式図であり、図４は、血管の直線又は直径に対応する領域上を通る複数の仮想の直線を示す図である。

図１ないし図４を参照すると、制御部１２０はカラーモード映像の１つ以上のピクセル値に基づいて血管の直径を判断する。なお、制御部１２０は、Ｃモード映像とＢモード映像とを同時に直径及び／又は角度を判断するのに利用することもできる。このときは、生成された映像を再構成する作業が行われる。図３の実施形態はこのような場合を示している。

すなわち、Ｂモード映像とＣモード映像とを組み合わせて新たな映像を生成する。このような方法は、Ｂモード映像とＣモード映像とが有する短所を補うことができる。Ｂモード映像では、血管及び周辺組織細胞の解剖学的境界が現れるが、雑音によってはっきりとした境界を見つけにくい場合が多い。なお、Ｃモード映像でも血流の相対的な速度が現れるが、場合によってカラー情報が不十分であることがある。本発明は、再構成された映像を用いてＢモード又は／及びＣモードで発生し得るノイズを最小化して血管情報を推定する。

再構成された新たな映像情報は、次のような数式で計算されてよい。

Ｉ_{ｆ−ｉｍａｇｅ}（ｉ、ｊ）＝α＊Ｎ_{ｂ−ｉｍａｇｅ}(ｉ、ｊ)＋β＊Ｎ_{ｃ−ｉｍａｇｅ}(ｉ、ｊ)
Ｉ_{ｆ−ｉｍａｇｅ}は、再構成された映像（ｆｕｓｉｏｎｅｄ ｉｍａｇｅ）、
Ｎ_{ｂ−ｉｍａｇｅ}、Ｎ_{ｃ−ｉｍａｇｅ}は、正規化（ｎｏｒｍａｌｉｚａｔｉｏｎ）されたＢ、Ｃ−ｍｏｄｅ映像、
α、βは、加重値（ｗｅｉｇｈｔ ｆａｃｔｏｒ）、そして、
（ｉ、ｊ）は映像サイズがｍ＊ｎである際、（０≦ｉ≦ｍ、０≦ｊ≦ｎ）ピクセル位置である。

計算をより効率よくするために、映像の再構成は後述の関心領域に対してのみ行ってよい。

制御部１２０は、生成されたカラーモード映像において、血管の任意のピクセルを有する１つ以上の仮想の直線に対して血流領域プロファイル値を相互比較し、最も短い血流領域プロファイル値を有する直線上の血流直径を前記血管の直径（距離）と判断することができる。ここで、血流領域プロファイル値は、血流領域に対応する１つ以上の連続するピクセル値の和を意味する。

Ｃモード映像又は再構成された映像で血管を通る複数の仮想の直線上のピクセル値は、血流領域とその他の領域とを予め設定された閾値を基準に区別することができる。血流領域は、血流の速度により、別の領域に比べて異なる値で表現される。よって、このようなピクセル値のプロファイル値を構成することができる。このとき、少なくとも１つの血流領域に該当するプロファイル値の領域に配置された（ｄｉｓｐｏｓｅｄ）最も短い直線が血管に直交配置された移送直線（ｔｒａｖｅｒｓｅ ｌｉｎｅ）ＲＤと判断されてよい。そして、横切る直線ＲＤの最も短い直線を有するプロファイル値領域の長さが、図３に示すように、血管の直径Ｄになる。

関心領域を設定した場合なら、関心領域の血流中心座標であるレンジゲートで血管の直径（Δv）を測定する。

その次に、制御部１２０は、例えば、図３に示すように、垂直ラインＲＶに直交する水平ラインＲＨ、基準ラインに対してＡｒ方向に血管の角度Ａａを判断する。制御部１２０は判断された直径Ｄ上を通る１つ以上の仮想の直線上の１つ以上のピクセル値に基づいて、前記血管の角度Ａａを判断する。図４の（Ａ）に示すように、判断された直径上を通る仮想の直線４１を血管の角度を判断するために考慮してよい。もし、血管の中心領域を通る仮想の直線４１があるとしたら、その仮想の直線４１は血管の方向になり、その仮想の直線が水平面となす１つの角度が血管の角度になる。仮想の直線は相互区別されてよい。

このとき、図４の（Ａ）に示すように、判断された直径Ｄ上を通る複数の仮想の直線４１を考慮してよい。仮想の直線の本数をＮ_ＶＲ本であるとしたら、Ｎ_ＶＲと判断された直径Ｄ、例えばΔｖは、次の関係を満たす。

Ｎ_ＶＲ∝Δｖ/λ
λは、複数の仮想の直線の線間の間隔である。

すなわち、仮想の直線の本数は、隣接する仮想の直線の間隔（又は、幅（ｇａｐ））に反比例する。

直径上を通る多様な角度の複数の仮想の直線は、血管の角度を判断するために考慮することができる。図４の（Ｂ）は、仮想の線４３を示す。ここで、各仮想の直線の間隔は、−１８０〜１８０度の間の範囲でｋ度の間隔で生成されてよい。ｋ値が小さいほど、計算される角度解像度が大きくなるが、小さいｋは演算速度を低下させるおそれがある。ここで、ｋは１度を使って角度検出動作又はユーザのデザインや好みの実行に応じて自動的に又は手動で調節可能である。

このとき、制御部１２０は、水平面に対して傾いた角度に応じて、前記判断された直径上を通る複数の仮想の直線上の１つ以上のピクセル値を合算することができる。図４の（Ａ）において、直径Ｄ上を通る同一の角度を有する仮想の直線４１上の１つ以上のピクセル値を合算することができる。そして、制御部１２０は、前記合算されたピクセル値のうち、最も小さい値及び複数の仮想の直線の傾いた角度を基準に前記血管の角度を判断することができる。例えば、図４の（Ａ）において水平面となす角が小さい直径Ｄ上を通る仮想の直線上のピクセル値を合算した結果が、別の角度の直径上を通る仮想の直線上のピクセルを合算した結果より小さい場合なら、前者の血管の角度になる。

上述の値及び構成（ｃｏｍｐｏｎｅｎｔｓ）を数式化して代表値を定義することができる。すなわち、制御部１２０は、水平面Ｈに対して傾いた角度θに応じて、前記判断された直径Ｄの中心Ｃｄ上を通る複数の仮想の直線４３に対して代表値を計算することができる。代表値は、以下の式で定義される。

Ｅ（θ)＝Σ^ＮＶＲ _ｉ＝１（Ｌ_{ｉ＿ＡＶＥ＋}ｋ＊Ｌ_ｉ＿ＳＤ) （−１８０≦θ≦１８０)
Ｅ（θ)は、水平面に対して傾いた角度θを有する複数の仮想の直線に対する代表値、
Ｎ_ＶＲは、水平面に対して傾いた角度θを有する仮想の直線の本数、
Ｌ_{ｉ＿ＡＶＥ}は、水平面に対して傾いた角度θを有するｉ番目の仮想の直線上のピクセル値の平均、
Ｌ_ｉ＿ＳＤは、水平面に対して傾いた角度θを有するｉ番目の仮想の直線上のピクセル値の標準偏差である。

そして、制御部１２０は、水平面に対して複数の仮想の直線の角のうち、傾いた角度が最も小さい計算された代表値を有する際、仮想の直線の傾いた角度を前記血管の角度と判断する。水平面は、ディスプレイの１つの画面上にディスプレイされた血管の境界壁の間に配置される。

以下においては、関心領域を設定する方法を説明する。

図５は、本発明の一実施形態に係る関心領域設定を示す模式図である。

図１ないし図５を参照すると、制御部１２０は生成されたカラーモード映像の１つ以上の部位（ｐｏｒｔｉｏｎ）に対して関心領域を設定することができる。関心領域とは、超音波信号を照射するための身体部位のことを意味し、本発明では主に血管の中心部の映像を含んでよい。しかし、本開示は、それに限定されるものではない。関心領域は、血管の中心周辺部位であってよい。本発明の一実施形態に係る血管分析情報提供方法は関心領域に対して行われてよい。

制御部１２０は、生成されたカラーモード映像の予め設定された位置に関心領域を設定する。そして、制御部１２０は、関心領域の中心座標が前記生成されたカラーモード映像の血流中心座標から予め設定された範囲を外れるかを判断する。もし、予め設定された範囲内であったり、血流中心座標と関心領域中心座標とが一致する場合なら、映像処理を行えばよい。しかし、関心領域の中心座標が前記生成されたカラーモード映像の血流中心座標から予め設定された範囲を外れる場合なら、中心座標が前記血流中心座標に近づくように前記関心領域を調整する。

図５の（Ａ）において、初期関心領域５０は、血管５２映像の一部のみを含んでいることが分かる。この場合、初期関心領域５０に関する中心座標値Ｃａが、血管５２の血流の中心座標値Ｃｂと類似しないか、血管５２の血流の中心座標値Ｃｂ領域内にないため、図５に示すように、初期関心領域５０が調整される。関心領域５０を調整した結果、初期関心領域５０の中心座標値Ｃａは、血流の中心座標値Ｃｂと類似するか、又は、血流の中心座標値Ｃｂ領域内にあってよい。中心座標値Ｃａ及び中心座標値Ｃｂは、図５の（Ｃ）に示すように、中心座標値５３に対応してよい。

関心領域は、当該疾病及び疾病に対する臨床上の判断基準に応じて異なってよい。そして、関心領域は、患者の健康状態、年齢、栄養摂取状態、身体条件、身体部位等に応じて異なってよい。

関心領域（ＲＯＩ）の位置又は面積（ｄｉｍｅｎｓｉｏｎ）（領域（ａｒｅａ））は、ユーザの好み又はデザインに応じて自動又は手動で設定されるか、関心領域（ＲＯＩ）及び／又は映像の対応する特性又は使用によって調整されてよい。特性は、解像度、色相及び輪郭であってよい。

制御部１２０は、図５のスクリーン上にＡ、Ｂ、及び／又はＣをディスプレイするようにディスプレイ１３０を制御してよい。図５のＡ、Ｂ及びＣのイメージは、順次に表示されたり、同時にこれらの画面に表示してよい。関心領域の位置を調整する調整処理が制御部１２０で行われる際、たった１つのビューであるＢ又はＣがディスプレイ１３０に表示されることも可能である。

図５の（Ａ）に示すように、関心領域（ＲＯＩ）の中心位置は映像スクリーンの中央（又は、ディスプレイされた映像）に対応してよい。しかし、関心領域（ＲＯＩ）の中心位置が近い血管部位に調整される場合、例えば、血流の中心位置又は血管の中心位置、調整された関心領域（ＲＯＩ）の中心位置は映像スクリーンの中心領域になくてよい。この場合、制御部１２０は、ディスプレイ１３０は調整された関心領域（ＲＯＩ）の中心位置に対応するように、その中央部とともにイメージを表示することができるような、別の調整プロセスを行う。すなわち、図５の（Ｃ）の中心座標値５３はスクリーンの中心領域（又は、ディスプレイされた映像）に対応してよい。

制御部１２０は、関心領域（ＲＯＩ）が映像の中心に配置される際、関心領域（ＲＯＩ）の位置を調整せずに、血流の中心位置を関心領域の中心位置に対応して動かすように調整処理を行うことができる。この場合、制御部１２０は、血流の中心位置が高関心領域の位置を移動させずに関心領域の中心位置に該当することができるように映像を調整する調整処理を行う。なお、制御部１２０は、映像の中心領域に対応するために、関心領域の中心及び血流の中心を変更する別の補正処理を行うことができない。

設定された関心領域に対する映像処理が完了する場合、次の関心領域を設定して映像処理が行われてよい。

図６は、血管角度に応じて連続して１つ以上の関心領域を設定する方法を示す模式図である。

設定された関心領域に対する映像処理が完了した後、初期関心領域を次の関心領域（又は、次の関心領域生成）に移動して映像処理するために、制御部１２０は前記のように判断された血管の角度に基づいて新たな関心領域を設定することができる。

図６は、最初関心領域６１０を映像処理し、次の関心領域６２０、６２０ａ、６２０ｂ、６２０ｃ…及び又は６２０ｉを設定する過程を示している。関心領域の位置に対応する位置において血管角度を考慮して関心領域が設定されることが分かる。

制御部１２０は、ユーザの好み又は相応する使用量に応じたＲＯＩ領域の絶対的又は相対的な位置を設定することができる。関心領域の面積（領域）は、ユーザの好み又は相当の使用量に応じて同一になるか、異なるように設定されてよい。初期関心領域及び１つ以上の関心領域は、新たな関心領域を設定するためのそれぞれのプロセスに応じてディスプレイ１３０の映像画面上に順次にディスプレイされてよい。最終関心領域が設定される際、全ての関心領域は同時にディスプレイされてよい。関心領域は、位置及び面積に応じて重畳してよい。関心領域は重畳されてよい。ただ、現在（設定されるか、又は生成された）関心領域は、ディスプレイされた映像にハイライト又は強調されてディスプレイされてよい。図６は、同一の境界の厚さを示しているが、関心領域（ＲＯＩ）は別の関心領域と異なる輝度又は異なる厚さを有する別の境界ライン（外郭線）を有してよい。関心領域のうちの１つのみが、例えば、現在設定された関心領域（初期関心領域又は新たな関心領域）が実線で表示され、以前の関心領域は点線で表示したりディスプレイされた映像から消えてよい。図６は、血管６３０及び血管６３０における血流の中心線６４０を示す。血流中心線６４０は、血流角度の変化に対応することができる。

以下においては、アイリアシング領域を検出して映像を補間する実施形態を説明する。

図７及び図８は、アイリアシング領域を検出して補間する方法を示す。

制御部１２０は、生成されたカラーモード映像のピクセル値に基づいて血流領域を識別することができる。勿論、再構成された映像を上述のように、血流領域を区分するために用いることもできる。制御部１２０は、１つ以上の血流領域で予め設定されたピクセル値を外れる１つ以上のアイリアシング（ａｌｉａｓｉｎｇ）領域を検出する。血流領域は、血流速度に応じてピクセル値が異なるように設定されるが、血流領域で血流速度の閾値を超えるピクセル値が存在する場合がある。すなわち、血管の異物が存在して閉塞区間があったり検出されることもあり得るし、別の原因によってノイズが発生することもあり得る。このような閉塞区間をアイリアシング区間とし、それを検出して補間する。アイリアシング領域は、実際血流速度値ではないバイアス（ｂｉａｓ）によってピクセル値が重大（ｃｒｉｔｉｃａｌ）値より高い特定値にシフトされる現象である。

図７において、アイリアシング区間は、別の血流領域に比べて別のピクセル値を有している。アイリアシング領域のピクセル値を生成するために別の血流領域のピクセル値に補間が必要である。

ただ、実際にアイリアシング区間が現れる理由は多様であることから、単にノイズがアイリアシングを引き起こすことがあるため、補間が必要かを判断する必要がある。図８のＡ−１は血流領域８１１と別のピクセル値を有する区間８１３とを示す。しかし、図８のＡ−３に示す生成されたカラーモード映像のヒストグラムを考慮すると、前記両血流領域が相互異なる血流速度を有するため、両区間８１１、８１３が別の血管であることを判断することができる。実際に、図８のＡ−１は両血管が重なって通る位置の映像である。そのため、図８のＡ−２に示すように、映像処理が行われた映像で両血流領域８１１、８１３は相互異なるように表示される。

図８のＢ−１において、図８のＢ−３に示すヒストグラムＢ−３に応じて両区間８２２及び８２３が同一血管であるため、両領域８２２及び８２３はアイリアシング領域と判断されて補間が行われる。そのため、図８のＢ−２に示すように、映像処理が行われた映像でも両血流領域８２２及び８２３は相互同一に表示される。

アイリアシング領域を検出する場合、次のアルゴリズムが考慮されてよい。まず、制御部１２０は、生成されたカラーモード映像のピクセル値に応じて前記生成されたカラーモード映像の各領域上にラベリング（ｌａｂｅｌｉｎｇ）動作を行う。ラベリングとは、隣接する画素に全て同一の番号（ｌａｂｅｌ）を割り当て、連結されない別の成分（ピクセル）には別の番号をつける作業のことを指す。そして、制御部１２０は、生成されたカラーモード映像のピクセル値に基づいて前記ラベリングされた領域上にクラスタリング動作を行う。そして、クラスタリング処理の結果に基づいてアイリアシング領域を判断する。このとき、１つのラベリングされた領域内に２つ以上のクラスタリングされた領域がある場合、前記ラベリングされた領域はアイリアシング領域と判断可能である。制御部１２０は、判断されたアイリアシング領域を隣接する領域のピクセル値を用いて補間する。

一方、血管は独立した点（ｓｐｏｔ）の形態ではない、連続した管の形態で連結されてよい。すなわち、小さい点の大きさのラベルはノイズと見なして除去されてよい。ノイズ成分が除去されて残るラベルは全て１つ以上の血管を構成する成分である。各ラベルでカラー情報（血流速度）を基準に群集化して（ｃｌｕｓｔｅｒｉｎｇ）速度分布を算出する。

図９ないし図１１は、本発明の一実施形態に係る血管分析情報提供方法を示すフローチャートである。

図９を参照すると、本発明の一実施形態に係る血管分析情報提供方法は、第１超音波信号を血管に対応する身体部位に照射して身体部位から反射される第２超音波信号を検知するステップ（Ｓ９１０）、前記第２超音波信号を用いてカラーモード（Ｃ−ｍｏｄｅ）映像を生成するステップ（Ｓ９２０）及び前記生成されたカラーモード映像の１つ以上のピクセル値に基づいて前記血管の直径を判断するステップ（Ｓ９３０）を含んでよい。このとき、前記血管の直径を判断するステップ（Ｓ９３０）は、前記生成されたカラーモード映像で、前記血管を通る１つ以上の仮想の直線上の１つ以上のピクセルに対する１つ以上のプロファイル値を相互比較して血流領域の距離（間隔）の間で血流領域の最も短い血流距離（間隔）を前記血管の直径と判断するものであってよい。前記血管の前記直径は、その位置における管の１つの直径であってよい。しかし、前記血管の血流に応じて、その対応する位置に複数の直径を有することができる。１つ以上の直径は、制御部１２０の制御信号に応じて前記ディスプレイ１３０のスクリーン上に血管に対応する位置にディスプレイされてよい。

図１０を参照すると、本発明の別の実施形態に係る血管分析情報提供方法は、超音波信号照射及び検知ステップ（Ｓ１０１０）、前記検知された超音波信号を用いてカラーモード映像を生成するステップ（Ｓ１０２０）、生成されたカラーモード映像の１つ以上のピクセル値に基づいて血管の直径を判断するステップ（Ｓ１０３０）を含んでよい。ステップＳ１０１０、Ｓ１０２０、Ｓ１０３０は、それぞれステップＳ９１０、Ｓ９２０、Ｓ９３０に対応してよい。

対応する直径上を通る仮想の直線上の１つ以上のピクセルに基づいて前記血管の１つ以上の角度を判断するステップ（Ｓ１０４０）を更に含んでよい。

このとき、前記血管の角度を判断するステップ（Ｓ１０４０）は、水平面に対して１つ以上の傾いた角度に応じて前記判断された直径上を通る複数の仮想の直線上のピクセル値を合算するステップと、前記合算されたピクセル値が最も小さい複数の仮想の直線の傾いた角度を基準に前記血管の角度を判断するステップを含んでよい。１つ以上の血管の角度は、制御部１２０の制御信号に応じて、その画面上にディスプレイされてよい。１つ以上の角度は血管の形状に応じて得られることができるため、制御部１２０が対応する角度を判断する際、角度はディスプレイ１３０のスクリーン上に血管に対応する位置にディスプレイされてよい。

図１１を参照すると、本発明の更に別の実施形態に係る血管分析情報提供方法は、超音波信号照射及び検知ステップ（Ｓ１１１０）、カラーモード映像を生成するステップ（Ｓ１１２０）、生成されたカラーモード映像１つ以上の部位に対する関心領域を設定するステップ（Ｓ１１３０）を含んでよい。なお、関心領域の血流領域において、予め設定されたピクセル値を外れるアイリアシング領域を検出するステップ（Ｓ１１４０）、関心領域映像のピクセル値に基づいて少なくとも１本の血管の直径を判断するステップ（Ｓ１１５０）、対応する直径上を通る仮想の直線上の１つ以上のピクセル値に基づいて少なくとも１本の血管の角度を判断するステップ（Ｓ１１６０）を更に含んでよい。

前記関心領域を設定するステップ（Ｓ１１３０）は、前記生成されたカラーモード映像の予め設定された位置に関心領域を設定するステップと、前記関心領域の中心座標が前記生成されたカラーモード映像の血流中心座標から予め設定された範囲を外れる場合、中心座標が前記血流中心座標に近づくように前記関心領域を調整するステップを含んでよい。

なお、前記血管分析情報提供方法は、前記生成されたカラーモード映像の一部に対応する設定された関心領域に対して行われ、前記関心領域に対する映像処理が完了すると、前記判断された血管の角度に基づいて感心領域が新たに設定されてよい。

なお、前記アイリアシング領域を検出するステップ（Ｓ１１４０）は、前記生成されたカラーモード映像のヒストグラムを更に考慮して前記アイリアシング領域を検出するステップを含んでよい。

なお、前記アイリアシング領域を検出するステップ（Ｓ１１４０）は、前記生成されたカラーモード映像のピクセル値に応じて前記設定されたカラーモード映像の領域別にラベリングを行うステップと、前記生成されたカラーモード映像のピクセル値に基づいて前記ラベリングされた領域上でラベリングするステップと、前記クラスタリング結果に基づいてアイリアシング領域を判断するステップと、前記判断されたアイリアシング領域を補間するステップを含んでよい。制御部１２０が補間ステップを行う際、前記アイリアシング領域は前記ディスプレイ１３０上に血管の隣接する領域とともにディスプレイされるために、補間されたピクセル値（データ）を有する補間された領域に調整されたり、変更されたり、取り替えられる。

前記アイリアシング領域を判断するステップ（Ｓ１１４０）は、１つのラベリングされた領域内に２つ以上のクラスタリングされた領域がある場合、前記ラベリングされた領域はアイリアシング領域と判断してよい。

本発明の一般的な概念は、コンピュータ読み取り可能な媒体にコンピュータが読み取ることができるコードとして実現することが可能である。コンピュータ読み取り可能な媒体は、コンピュータ読み取り可能な記録媒体及びコンピュータ読み取り可能な伝送媒体を含んでよい。コンピュータが読み取ることができる記録媒体は、コンピュータシステムによって読み取られるプログラムでデータを保存することができる任意のデータ保存装置である。コンピュータが読み取ることができる記録媒体の例としては、半導体メモリ、読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、ＵＳＢメモリ、メモリカード、ブルーレイディスク、ＣＤ又はＤＶＤ−ＲＯＭ、磁気テープ、フロッピディスク、光データ保存装置等を含む。コンピュータ読み取り可能記録媒体は、ネットワークで接続されたコンピュータシステムに分散されてよく、コンピュータ読み取り可能コードが分散方式で保存された実行されるようにすることができる。コンピュータ読み取り可能な伝送媒体は、搬送波又は信号（例えば、インターネットを通じた有線又は無線データ伝送）を伝送することができる。なお、本発明の一般的な概念を達成するための機能的なプログラム、コード及びコードセグメントは、本発明の一般的な概念が属する技術分野のプログラマによって容易に推論されてよい。なお、上述の血管分析情報提供方法は、組み込みソフト又はパームウェア形態でＣＩＳＣ（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｉｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ Ｓｅｔ Ｃｏｍｐｕｔｅｒ）チップ、ＲＩＳＣ（Ｒｅｄｕｃｅｄ Ｉｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ Ｓｅｔ Ｃｏｍｐｕｔｅｒ）チップ、ビットスライスＭＰＵ（Ｍｉｃｒｏ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）のうちいずれかに提供されてよい。

血管分析情報提供装置１００は、パルス波ドップラ超音波診断機で実現されてよい。図１２は、本発明の一実施形態に係る超音波診断機２００の参考図を示し、図１３は、本開示の一実施形態によって、図１２の超音波診断機２００を用いた超音波診断過程を示す模式図である。

超音波診断機２００は、プローブ（ｐｒｏｂｅ）２１１を含む超音波送受信部２１０と、制御部２２０と、ディスプレイ部２３０、胴体部２４０の他にも、いくつかの構成を更に含んでよい。すなわち、超音波診断のための多様なユーザセットのための多様なキーを含むキー入力部、その他の多様なユーザインターフェース２５０を更に含んでよい。超音波診断機２００の超音波送受信部２１０、制御部２２０、ディスプレイ部２３０は上述の図１に示す血管分析情報提供装置１００の超音波送受信部１１０、制御部１２０、ディスプレイ部１３０と同一の構成であってよい。

ユーザ、例えば診断者又は医者は、超音波診断機２００のプローブ２１１を血管分析情報を得るために身体部位に触れることができ、超音波診断機２００を駆動させることができる。ユーザ入力による設定に応じて、Ｂ−モード映像及びＣ−モード映像の組み合わせ又は少なくとも１つを生成してディスプレイ部２３０に表示する。超音波診断機２００は、ドップラスペクトル映像をサポートするユニットを有してよい。この場合、ディスプレイ部２３０は、Ｂ−モード映像又はＣ−モード映像だけでなく、ドップラスペクトル映像もディスプレイする。

制御部２２０は、生成されたカラーモード映像の１つ以上の部位に対して関心領域を設定することができる。上述のように、関心領域とは、超音波信号を照射するための身体部位を意味する。

制御部２２０は、診断者が最初にプローブを身体部位に制御又は接触させた位置から生成されたカラーモード映像に関心領域を設定することができる。そして、制御部２２０は、関心領域の中心座標が前記生成されたカラーモード映像の血流中心座標から予め設定された範囲を外れるかを判断する。もし、関心領域の中心座標値が予め設定された範囲内か、血流中心座標と関心領域中心座標とが似ている場合なら、映像処理を行えばよい。しかし、診断者が患者の身体部位に無作為にプローブを位置するように制御し、 プローブの中心位置が血管から外れている場合（図１３の（Ａ）に示すように）、関心領域の中心座標値が前記生成されたカラーモード映像の血流中心座標値から予め設定された範囲を外れてよく、そのときは、制御部２２０は、図１３の（Ａ）、（Ｂ）、（Ｃ）に示すように、自動中心領域調整ステップによって中心座標が前記血流中心座標に近づくように前記関心領域を調整する（図１３の（Ｃ）に示すように）。

ただ、上述の血管分析情報提供装置１００の実施形態においても説明したように、関心領域の特性は医学的疾病の処方に対する臨床的な判断基準又は選好に応じて相互異なってよい。なお、関心領域に対する診断が完了する信号が、ユーザによって、又は自動的に入力されると、上記と同一の方式で次の関心領域に対する自動的な設定が可能である。

超音波診断機２００は、関心領域に対して血管分析情報提供装置１００と同様に、カラーモード映像のピクセル値に基づいて血管の１つ以上の直径と１つ以上の角度とを測定することができる（図１３の（Ｄ）に示すように）。

制御部２２０は、カラーモード映像のピクセル値に基づいて血管の直径を判断する。勿論、制御部２２０は、生成されたＣモード映像とＢモード映像とを同時に考慮することもできる。このとき、Ｂモード映像とＣモード映像とを組み合わせて新たな映像を生成する。Ｂモード映像では、血管及び周辺の組織細胞の解剖的な境界が現れるが、少なくとも雑音によってユーザが境界を見つけにくい場合が多い。Ｃモード映像でも、血流の相対的な速度が出たり検出されるが、場合によって、カラー情報をユーザに見せる（ディスプレイする）には不十分であることがある。本発明は、再構成された映像を用いてＢモードとＣモード映像で発生し得るノイズを最小化し、血管情報は推定されて生成されてよい。角度及び直径は、ユーザ設計又は選好によるディスプレイに表示されたビジュアル映像又はオーディオ部から生成されたオーディオ信号又は超音波診断装置２００のスピーカ（図示せず）を用いて関心領域に対してユーザに知らせることができる。

再構成された新たな映像情報は、次のような数式で計算されてよい。

Ｉ_{ｆ−ｉｍａｇｅ}（ｉ、ｊ）＝α＊Ｎ_{ｂ−ｉｍａｇｅ}(ｉ、ｊ)＋β＊Ｎ_{ｃ−ｉｍａｇｅ}(ｉ、ｊ)
Ｉ_{ｆ−ｉｍａｇｅ}は、再構成された映像（ｆｕｓｉｏｎｅｄ ｉｍａｇｅ）、
Ｎ_{ｂ−ｉｍａｇｅ}、Ｎ_{ｃ−ｉｍａｇｅ}は、正規化（ｎｏｒｍａｌｉｚａｔｉｏｎ）されたＢ、Ｃ−ｍｏｄｅ映像、
α、βは、加重値（ｗｅｉｇｈｔ ｆａｃｔｏｒ）、そして、
（ｉ、ｊ）は映像サイズがｍ＊ｎ（０≦ｉ≦ｍ、０≦ｊ≦ｎ）である際のピクセル位置である。

計算をより効率よくするために、映像の再構成は関心領域に対してのみ行ってよい。

制御部１２０は、生成されたカラーモード映像において、１つ以上の血管の任意のピクセルを有する仮想の直線に対して１つ以上の血流領域プロファイル値を相互比較し、最も短い血流領域プロファイル値を有する直線上の血流直径を前記血管の厚さ（距離又はギャップ）で判断することができる。ここで、１つ以上の血流領域プロファイル値は、血流領域示す連続するピクセル値の和によって生成された値を意味する。

Ｃモード映像又は再構成された映像で血管を通る複数の仮想の直線上の１つ以上のピクセル値は、血流領域とその他の領域とを予め設定された閾値を基準に区別することができる。血流領域は、血流の速度にとり、別の領域に比較して異なる値で表現されてよい。よって、このようなピクセル値に基づいてプロファイル値を構成することができる。このとき、１つの血流領域に該当するプロファイル値の領域が最も短い直線が血管に直交配置された移送直線と判断されてよい。そして、そのプロファイル値領域の長さが、血管の直径になる。

なお、制御部２２０は、血管の角度を判断することができる。制御部２２０は、判断された直径上を通る仮想の直線上の１つ以上のピクセル値に基づいて前記血管の１つ以上の角度を判断する。このとき、直径上を通る仮想の直線を考慮することができる。このとき、血管の中心を通る仮想の直線は角度を判断したり計算するのに考慮することができる。前記仮想の直線は、血管の方向になり、その仮想の直線が水平面となす角度が血管の角度になる。血管の直径上を通る複数の仮想の直線を考慮することができる。仮想の直線の本数をＮ_ＶＲ本であるとしたら、Ｎ_ＶＲと判断された直径Δｖは、次の関係を満たす。

Ｎ_ＶＲ∝Δｖ/λ
λは、複数の仮想の直線の線間の間隔である。

すなわち、仮想の直線の本数は、仮想の直線の間隔に反比例する。

直径上を通る多様な角度の複数の仮想の直線を考慮することができる。すなわち、各仮想の直線の間隔は、−１８０〜１８０度の間でｋ度の間隔で生成されてよい。ｋ値が小さいほど、計算される角度解像度が大きくなるが、小さすぎるｋは演算速度を低下させることになる。ここで、ｋは１度を使って角度検出性能に応じて自動的に又は手動で調節（又は設定）が可能である。

このとき、制御部２２０は、水平面に対して傾いた角度に応じて、前記判断された直径上を通る複数の仮想の直線上のピクセル値を合算することができる。直径上の地点を通る予め設定された角度を有する複数の仮想の直線上のピクセル値を合算することができる。制御部２２０は、前記合算されたピクセル値が最も小さい値及び複数の仮想の直線の傾いた角度を基準に前記血管の角度を判断することができる。例えば、図４の（Ａ）において水平面となす角が小さい直径上を通る仮想の直線上のピクセル値を合算した結果が、別の角度の直径上を通る仮想の直線上のピクセル値を合算した結果より小さい場合なら、前者に対応する角度が血管の角度になる。

それを数式化して代表値を定義することができる。すなわち、制御部２２０は、水平面に対して傾いた角度に応じて前記判断された直径上を通る複数の仮想の直線に対して代表値を計算することができる。代表値は、下記の式で定義される。

Ｅ（θ)＝Σ^ＮＶＲ _ｉ＝１（Ｌ_{ｉ＿ＡＶＥ＋}ｋ＊Ｌ_ｉ＿ＳＤ) （−１８０≦θ≦１８０)
Ｅ（θ)は、水平面に対して傾いた角度θを有する複数の仮想の直線に対する代表値、
Ｎ_ＶＲは、水平面に対して傾いた角度θを有する仮想の直線の本数、
Ｌ_{ｉ＿ＡＶＥ}は、水平面に対して傾いた角度θを有するｉ番目の仮想の直線上のピクセル値の平均、
Ｌ_ｉ＿ＳＤは、水平面に対して傾いた角度θを有するｉ番目の仮想の直線上のピクセル値の標準偏差である。

そして、制御部２２０は、複数の仮想の直線の前記水平面に対してそれぞれ傾いた角度を判断し、計算された代表値が最も小さい仮想直線の傾いた角度を前記血管の角度と判断する。

図１３の（Ｅ）に示すように、本発明に係る超音波診断機２００は、上述の方法で血管の直径と角度とを計算することができるようになる。

なお、超音波診断機２００は、１つ以上のアイリアシング領域を検出して補間することが可能である。

上述のように、血流領域で血流速度の閾値を超えるピクセル値が存在する領域をアイリアシング領域とする。それは、血管の異物が存在して閉塞区間があったり、別の原因によってノイズが発生する。アイリアシング領域は、実際血流速度値ではない、バイアスによって一定値が正常レベル（ｎｏｒｍａｌ ｌｅｖｅｌ）から特定レベル（ｃｅｒｔａｉｎ ｌｅｖｅｌ）にシフトする現象である。

超音波診断機２００の制御部２２０は、生成されたカラーモード映像のピクセル値に応じてカラーモード映像の領域別にラベリングを行う。制御部２２０は、カラーモード映像のピクセル値に基づいて前記ラベリングされた領域に対してクラスタリングする。そして、クラスタリング処理結果に基づいてアイリアシング領域を判断する。このとき、１つのラベリングされた領域内に２つ以上のクラスタリングされた領域がある場合、前記ラベリングされた領域はアイリアシング領域と判断可能である。制御部２２０は、１つ以上の隣接する領域のピクセル値を用いて判断されたアイリアシング領域を補間する。

一方、一般的に血管は独立した点の形態ではない、連続した管の形態を有するように連結されて（拡張されて）おり、小さい点の大きさのラベルはノイズと見なして除去する。ノイズ成分が除去されて残るラベルは、全ての血管を構成する成分であり、各ラベルでカラー情報（血流速度）を基準に群集化処理（ｃｌｕｓｔｅｒｉｎｇ ｏｐｅｒａｔｉｏｎ）を行って速度分布を算出する。
そして、制御部２２０は、アイリアシング領域の除去された血管情報をディスプレイするようにディスプレイ部２３０を制御する。

図１４は、図１２の超音波診断装置を用いて血管の直径及び角度を検出することを示す図である。

図１４の（Ａ）は、上述の実施形態に応じて超音波診断機２００を介して血管直径と角度とを検出した画面を示す。図１４の（Ｂ）は、２つ以上の血管が存在する場合、いずれか一方の血管を選択して直径と角度とを検出した結果を示す。このように、本発明によると、複数の血管が存在する場合も、関心領域の血管の直径と角度とを正確に検出することができる。

以下では、血管造影映像装置について説明する。

血管仲裁術（Ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎ）は、皮膚部位上に小さい穴を作った後、皮膚部位の小さい穴を通じて血管に直線カテーテルや医療用誘導鉄線を入れて、映像装備に体内の１つ以上の血管を観察して治療する施術として、多様な血管関連疾患の治療に使用する方法である。血管仲裁術の際、施術者（ｐｒａｃｔｉｔｉｏｎｅｒ）は体内の血管をリアルタイムで観察しながら施術が進められる。特に、非侵襲的方法で血管を観察する技術を血管造影術（ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）とするが、血管仲裁術のような治療だけでなく、診断及び手術前後の経過確認用としても使用される。

体内の血管を観察する血管造影術は、磁気共鳴血管映像（ＭＲＡ）、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）、超音波（ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ）、そしてＸ−ｒａｙを用いてよい。各方式ごとに異なる方法と１つ以上の別の特性があってよい。磁気共鳴血管映像とコンピュータ断層撮影の場合には、精密な血管検査のために主に使用され、血管をリアルタイムで観察して施術を行う血管仲裁術時にはＸ−ｒａｙと超音波とが使用される。

血管仲裁術の際には、体内血管で造影剤（ｃｏｎｔｒａｓｔ ａｇｅｎｔ）を注射して１つ以上のＸ−ｒａｙ映像で撮影する血管造影術を使用する。従来のＸ−ｒａｙ撮影方式を利用するだけでは、映像で血管を観察することができないか、判断することができない。しかし、血管内に造影剤が注入されると、鮮明な血管映像を得ることができるようになる。

図１５は、カテーテルの上部キャスティングからの移動経路を示す図である。

図１５に示すように、Ｘ−ｒａｙ血管造影術を用いた血管仲裁術はユーザ、例えば、臨床医のような施術者がリアルタイムで２次元Ｘ−ｒａｙ映像を見ながら、最初にカテーテルが挿入された位置から病変位置までカテーテルを制御したり、移動する。ユーザは、カテーテルを施術者の経験と熟練度に応じて、異なる時間に制御したり移動することができる。カテーテルの移動時間が長くなるにつれ、施術の時間が長くなる。なお、放射線の被曝時間も長くなる。なお、場合によって、造影剤の更なる注入も必要になる。カテーテルを無理にスピーディに移動させる場合、カテーテルによって血管壁等が傷む可能性もある。

本発明は、上述の血管情報Ｘ−ｒａｙを用いた血管仲裁術の際、映像における１つ以上の血管を検出、認識して認識された対象血管を追跡（ｔｒａｃｋｉｎｇ）して血管の直系、角度、交差点及び分岐点を把握し、映像で提供する血管造影映像提供装置を提供する。なお、得られた血管情報を用いて、カテーテルの挿入位置から病変位置までの移動経路を判断することができるようになる。

図１６は、本発明の一実施形態に係る血管造影映像装置の構成を示すブロック図である。

図１６を参照すると、本発明の一実施形態に係る血管造影映像装置３００は、映像信号獲得部３１０と、制御部３２０と、ディスプレイ部３３０と、ユーザインターフェース３５０を含む。制御部３２０と、ディスプレイ部３３０は、上述の図１の血管分析情報提供装置１００の制御部１２０、ディスプレイ部１３０と類似してよく、ユーザインターフェース３５０は、図１２の超音波診断機２００のユーザインターフェース２５０と類似していてよい。この場合、血管造影映像装置３００は、超音波信号を血管を通る身体部位に照射して身体部位から反射される超音波エコー信号を検知して映像を構成し、構成された映像をディスプレイ部３３０に表示することができる。ただ、血管造影映像装置３００は、上記と異なる構成を含み、少なくとも１つの別の方式で映像をディスプレイすることもできる。例えば、２次元Ｘ−ｒａｙ映像を表示することもできる。

ユーザ（施術者）は、ディスプレイ部３３０に表示された血管造影映像を見ながらカテーテルの挿入位置と病変の位置とを設定する。ユーザの設定した両地点は、カテーテル移動経路の開始と終了位置になる。

上述のユーザインターフェース３５０を介して前記の設定が可能であり、設定方法はマウス等を用いて画面をクリック等をする方式、画面を直接指先又はペン部（ｐｅｎ ｕｎｉｔ）でタッチする方式等、多様な形態で実現が可能である。

設定された両地点は、ディスプレイされた血管造影映像で視覚的に認識可能な形態で表現されてよい。例えば、図１５上のカテーテルの移動経路が識別力を持ってハイライト表示されてよい。

臨床医の病変位置近くの血管にカテーテルを挿入し、造影剤を注射する。そして、血管造影剤映像で血管がはっきり見え始めると、映像を見ながらカテーテルを病変位置まで移動させて治療（施術）を進める。

造影剤が血管の特定位置に注入されると、血液の循環によって血管に流れるようになるが、このような造影剤はＸ−ｒａｙを遮断する特徴があって、映像で血管が強調されて現れる。造影剤は、血流の循環速度に応じて血管に留まってその機能を行うが、時間が経過するにつれ血管から消える。

血管造影映像装置３００は、映像処理技術を用いて血管の直径、角度、交差点、分岐点を映像で生成し／したり出力する。分岐点（ｂｉｆｕｒｃａｔｉｏｎ）は、１本の血管の流れが２つ以上に分かれる地点であり、交差点（ｃｒｏｓｓｏｖｅｒ）は、別の平面に存在する２本の血管が２次元映像を見たとき交差して見える地点を意味する。

制御部３２０は、血管情報を分析する。

すなわち、制御部３２０は、血管の直径及び角度を測定するが、上述の方式と、例えば、仮想の線（ｖｉｒｔｕａｌ ｒａｙ）を使用する。超音波映像を用いてＢ、Ｃモード映像を再構成した映像を利用することもできるが、１枚の単一映像を利用することもできる。

この場合、制御部３２０は単一映像で、血管の任意のピクセルを通る仮想の直線に対して血流領域プロファイル値を相互比較し、最も短い血流領域プロファイル値を有する直線上の血管直径を前記血管の直径と判断することができる。ここで、血流領域プロファイル値は、血流領域を示す連続するピクセル値の和によって獲得された値を意味する。

単一映像で血管を通る複数の仮想の直線上のピクセル値は、血流領域とその他の領域（例えば、非血流領域又は非血管領域）を予め設定された閾値を基準に区別することができる。血流領域は、血流の速度により、別の領域に比較して異なる値で表現されてよい。よって、プロファイル値は、このようなピクセル値に基づいて生成されてよい。このとき、血流領域に該当するプロファイル値の領域が最も短い直線が血管に直交配置された移送直線と判断されてよい。そして、そのプロファイル値領域の長さが、血管の直径になる。

関心領域を設定した場合なら、関心領域設定の血流中心座標であるレンジゲートで血管の直径（Δｖ）を測定する。

その次に、制御部３２０は、血管の１つ以上の角度を判断する。制御部３２０は、判断された直径上を通る仮想の直線上の１つ以上のピクセル値に基づいて前記血管の角度を判断する。図４の（Ａ）に示すように、判断された直径上を通る仮想の直線４１を血管の角度を判断するために考慮することができる。血管の角度は、例えば、ディスプレイ画面の水平ライン又は平面である基準線又は平面に対して、血管が拡張される方向や血管の血流方向を示してよい。角度は、血管の方向や血管の曲率に応じて変更されてよい。関心領域（ＲＯＩ）の角度は、次の関心領域（ＲＯＩ）の角度と同一であってよい。関心領域（ＲＯＩ）の角度は、次の関心領域（ＲＯＩ）の角度と異なってよい。もし、血管の中心を通る仮想の直線があれば、その仮想の直線は血管方向になり、その仮想の直線が水平面となす角度が血管の角度になる。仮想の直線は識別されてよい。

このとき、図４の（Ａ）に示すように、判断された直径上を通る複数の仮想の直線４１を考慮することができる。仮想の直線の本数をＮ_ＶＲ本であるとしたら、Ｎ_ＶＲと判断された直径Δｖは、次の関係を満たす。

Ｎ_ＶＲ∝Δｖ/λ
λは、複数の仮想の直線の線間の間隔である。

すなわち、仮想の直線の本数は、仮想の直線の間隔に反比例する。

直径上を通る多様な角度の複数の仮想の直線を考慮することができる。図４の（Ｂ）は、説明された直線４３を示す。ここで、各仮想の直線の間隔は、−１８０〜１８０度の間でｋ度の間隔で生成されてよい。ｋ値が小さいほど、計算される角度解像度が大きくなるが、小さすぎるｋは演算速度を低下させることになる。ここで、ｋは１度を使って角度検出性能に応じて自動的に又は手動で調節、設定、制御、生成が可能である。

このとき、制御部３２０は、水平面に対して傾いた角度に応じて、前記判断された直径上を通る複数の仮想の直線上のピクセル値を合算することができる。図４の（Ａ）において、直径上を通る同一の角度を有する仮想の直線上のピクセル値を合算することができる。そして、制御部３２０は、前記合算されたピクセル値が最も小さい複数の仮想の直線の傾いた角度を基準に前記血管の角度を判断することができる。例えば、図４の（Ａ）において、水平面となす角が小さい直径上を通る仮想の直線上のピクセル値を合算した結果が、別の角度の直径上を通る仮想の直線上のピクセル値を合算した結果より小さい場合なら、前者に対応する角度が血管の角度になる。

それを数式化して代表値を定義することができる。すなわち、制御部３２０は、水平面に対して傾いた角度に応じて前記判断された直径上を通る複数の仮想の直線に対して代表値を計算することができる。代表値は、下記の式で定義される。

Ｅ（θ)＝Σ^ＮＶＲ _ｉ＝１（Ｌ_{ｉ＿ＡＶＥ＋}ｋ＊Ｌ_ｉ＿ＳＤ) （−１８０≦θ≦１８０)
Ｅ（θ)は、水平面に対して傾いた角度θを有する複数の仮想の直線に対する代表値、
Ｎ_ＶＲは、水平面に対して傾いた角度θを有する仮想の直線の本数、
Ｌ_{ｉ＿ＡＶＥ}は、水平面に対して傾いた角度θを有するｉ番目の仮想の直線上のピクセル値の平均、
Ｌ_ｉ＿ＳＤは、水平面に対して傾いた角度θを有するｉ番目の仮想の直線上のピクセル値の標準偏差である。

そして、制御部３２０は、計算された代表値が最も小さい複数の仮想の直線の前記水平面に対して傾いた角度を前記血管の角度と判断する。

血管の直径及び角度を計算するために、上述の公式に使用されたＥ（θ)とΔｖ値は、交差点及び分岐点を判断するのに使用され、特に交差点と分岐点とを判断するのに血管内平均ピクセル値が使用される。造影剤は、血管内の血液と一緒に移動するが、血管内の造影剤の濃度に応じて血管造影映像で現れる血管の陰影（ピクセル値）が異なるようになる。このような理由で、同一の血管（例えば、分岐された血管）は似たような帯域の平均陰影を有するようになり、交差した別の血管は別の帯域の陰影帯を有してよい。それを用いて交差点と分岐点とを判断する。

分岐点で血管を選択する過程において、ユーザの判断が入るようになる。分岐点で病変まで多様な経路が存在する場合、少なくとも１本の血管を選択するのに自動化方法が使用可能であってよい。しかし、血管の直径及び／又は形によるカテーテルの移動の容易性等の臨床的な基準の判断が重要であるため、選択はユーザの臨床的判断で決定されてよい。

自動測定及びユーザの判断で得られた情報に基づいてカテーテルの移動情報が計算される。

図１７は、本発明に係るカテーテル移動経路画面を示す図である。

図１７に示すように、血管造影映像装置３００のディスプレイ部３３０は、点線のような形態のカテーテル１つ以上の移動経路をディスプレイし、ユーザは得られた少なくとも１つの経路を変更（例えば、分岐点における少なくとも１本の血管選択）することができる。経路の情報に基づいて、施術は血管仲裁術の際に行われてよい。なお、カテーテル挿入位置、病変そしてカテーテル移動経路に関する情報は当該血管の位置とともに保存され、施術後フォローアップ（ｆｏｌｌｏｗ−ｕｐ）等の多様な用途として使用が可能である。

上記のように、測定されて計算された情報は、血管造影映像に表示され（例えば、カテーテル挿入位置、病変位置、交差点＆分岐点情報、カテーテル移動経路及び距離等）血管仲裁及び／又は施術時にユーザに適切な形態で表示（提供）される。

一方、上記のような血管の直径と角度との判断は、図１７に示すように、関心領域１７０に対して行われてよい。関心領域とは、超音波信号を照射するための身体部位を意味する。

制御部３２０は、単一映像の予め設定された位置に関心領域を設定する。そして、制御部３２０は、関心領域の中心座標が前記単一映像の血流中心座標から予め設定された範囲を外れるかを判断する。もし、予め設定された範囲内か、血流中心座標と単一領域中心座標とが似ている場合なら、映像処理を行うようになる。しかし、関心領域の中心座標が前記単一映像の血流中心座標から予め設定された範囲を外れるか、単一映像の血流中心座標と似ていない場合なら、制御部は、中心座標が前記血流中心座標に近づくように前記関心領域を元の位置で新たな位置に調整する関心領域位置調整処理を行う。

関心領域は、疾病に対する臨床的判断基準に応じて異なってよい。そして、患者の健康状態、年齢、栄養摂取状態、身体条件及び／又は身体部位等に応じて異なってよい。

なお、設定された関心領域に対する映像処理が完了した後、次の関心領域を設定して映像処理するために、制御部３２０は上記のように判断された血管の角度を基に関心領域を新たに設定することができる。図１７は、関心領域を、設定された関心領域から別の関心領域に移動するプロセスを示す。血管の１つ以上の角度を考慮して関心領域が設定されることが分かる。

図１８は、本発明の一実施形態に係る血管造影映像ディスプレイ方法を示すフローチャートである。

図１８を参照すると、本発明の一実施形態に係る血管造影映像ディスプレイ方法は、ユーザインターフェース又はユーザ入力部（１つ以上のキー又はパネルのメニュー）を用いてユーザによる設定ステップ（ステップＳ１８１０）、血管情報分析ステップ（ステップＳ１８２０）、カテーテル移動情報計算ステップ（ステップＳ１８３０）、カテーテル移動情報提供ステップ（ＳステップＳ１８４０）を含む。

ステップＳ１８１０において、超音波信号を出力して血管造影映像をディスプレイする。ユーザは、それを確認してカテーテルの挿入位置と病変の位置とを設定する。勿論、ステップＳ１８１０において、超音波は映像信号を獲得するために利用されてよい。しかし、本発明の一実施形態はそれに限定されない。超音波ではない別の媒体を用いて映像信号を獲得することが可能である。設定は、血管を含む身体部位に対してイメージの１つ以上の特性を制御するための入力を含んでよく、本開示において上述または後述するように、ディスプレイ上に表示される情報を制御することもできる。

ステップＳ１８２０において、血管造影映像装置は、血管の１つ以上の直径と１つ以上の角度とを計算し、１つ以上の交差点と１つ以上の分岐点を判断する。

ステップＳ１８３０において、カテーテル移動情報が計算されて識別力があるように表示される。カテーテルの移動情報は、ディスプレイされた映像とともに、又は独立的にディスプレイ部のスクリーン上にディスプレイされる。移動情報は、ディスプレイされた領域の重畳されたり、ハイライトされたり、ディスプレイされた映像の一部領域内に挿入されてよい。移動情報は、オーディオ部（図示せず）を用いて音声として生成されてよい。

ステップＳ１８４０において、最終的に測定されて計算された情報がディスプレイに表示される。

以下では、医療映像整合装置が詳細に説明される。

映像整合（ｉｍａｇｅ ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ）とは、同じ場面や対象を別の装備や別の観点から撮影した際、それぞれの映像で現れる対象はそれぞれ異なる模様と座標系とを有するようになるが、それを１つの同一の（共通の）座標系に映す（ディスプレイする）技法である。コンピュータビジョン（ｃｏｍｐｕｔｅｒ ｖｉｓｉｏｎ）の技法の１つである映像整合技術は医療映像分野で用いられる。代表的に映像整合技術が必要な使用例は次のとおりである。

方法は、病気（ｄｉｓｅａｓｅ）の経過観察及び手術前後に映像の比較等のために時間の経過につれ変化する患部の映像を比較することを含んでよい（同一の診断装備の使用、例えば、ＣＴ−ＣＴ）
方法は、特定地点で解剖学的な情報と機能的な情報とを同時に要求することを含んでよい（別の種類の診断装備の使用、例えば、ＭＲＩ−ＣＴ）。解剖学的な情報は、ＣＴ、Ｘ−ｒａｙ、超音波等を用いて診断装置から得られてよい。機能的な情報は、ＭＲＩ、ｆＭＲＩ、ＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ等を用いて診断装置から得られてよい。

方法は、リアルタイム施術を含んでよい（別の種類の診断装備の使用、例えば、ＣＴ−超音波）。

言及した例の他に多様な目的のために映像整合が必要であり、映像整合はそれぞれ異なる状態の２つのサブ映像で対象物体の同一地点を探すが、それを整合の指標（ｌａｎｄｍａｒｋ）とし、医療映像では骨情報、血管情報、器官（構造物）の外郭線（ｅｄｇｅ）等の１つ以上の指標を含んでよい。

解像度や画質の良いＣＴやＭＲＩ等の映像では、このような指標を自動的に検出することが容易である。しかし、超音波映像の場合には、画質が良くなく信号対雑音比が低い特性により、指標の検出が容易ではないことがある。なお、超音波映像は、別の診断装備と違って、撮影された身体部位が局部的な特徴を有しており、広い身体領域の観察が困難になる可能性もある。

しかし、超音波を用いた診断は放射線の被曝が全くなく、リアルタイム測定が可能であり、診断費用が比較的低く、医療映像装備のうち有用な装備の１つである。なお、上述の仲裁術等のような施術等は、超音波診断装備で行われてよい。施術前の段階では、ＣＴ等の正確度の高い映像を用いて施術を計画（ｐｌａｎｎｉｎｇ）する。しかし、実際の施術段階では、超音波装備はユーザにリアルタイムで映像を通じて身体部位を観察することができるようにすることができる。

図１９は、人体の同じ部位を別の装備で撮影した映像を示す図である。

図１９に示すサブ映像Ａ及びＢにおいて、２つのサブ映像から見える対象物を同じ大きさ及び方向に整列する映像整合が行われる。よって、本発明は、映像整合の際、使用される１つ以上の指標を抽出する技術を提供する。

図２０は、本発明の一実施形態に係る医療映像整合装置４００を示すブロック図である。

図２０を参照すると、本発明の一実施形態に係る医療映像整合装置４００は、映像信号獲得部４１０と、制御部４２０と、ディスプレイ部４３０とを含む。制御部４２０及びディスプレイ部４３０は、上述の図１の血管分析情報提供装置１００の制御部１２０とディスプレイ部１３０とそれぞれ類似する構成であってよい。医療映像整合装置４００の映像信号獲得部４１０が超音波送受信部を含む場合、超音波信号を血管及び／又は血流に対応する身体部位に照射して身体部位から反射される超音波エコー信号を検知して映像を構成（または、生成）し、構成された映像をディスプレイ部４３０に表示することができる。しかし、映像信号獲得部４１０は、上述の方式と異なる多様な方式を用いて映像を獲得することができる。

血管の情報を抽出することにおいて、上述の血管情報分析方法が使用される。まず、制御部４２０は、血管の１つ以上の直径、１つ以上の角度を計算する。言及された測定技術（仮想の線の使用）は、超音波映像ではＢ及び／又はＣ ｍｏｄｅ映像を再構成して新たな映像を作り、当該映像値を血管情報を得るために利用する。しかし、ＣＴやＭＲＩ等の映像は単一映像を使用することができる。なお、血管が分岐する（分かれる、または拡張される）１つ以上の分岐点を検出し、当該分岐点の１つ以上の角度をそれぞれ測定する。

すなわち、制御部４２０は、単一映像において、血管の少なくとも１つの任意のピクセルを通る１つ以上の仮想の直線に対して血流領域プロファイル値を相互比較して血流領域の最も短いプロファイル値を有する１つ以上の直線上の血管直径を前記血管の直径（距離または間隔）と判断することができる。ここで、血流領域プロファイル値は、血流領域を示す連続したピクセル値の和によって生成された値を意味する。

単一映像で血管を通る複数の仮想の直線上のピクセル値は、血流領域とその他の領域とを予め設定された閾値を基準に区別することができる。血流領域は、血流の速度により、別の領域に比較して異なる値で表現されるためである。よって、このようなピクセル値に基づいてプロファイル値を構成することができる。このとき、血流領域に該当するプロファイル値の領域が最も短い直線が血管を垂直に横切る直線を有する領域と判断されてよい。そして、そのプロファイル値領域の長さが血管の直径になる。

関心領域を設定した場合なら、関心領域の血流中心座標であるレンジゲートで血管の少なくとも１つの直径（Δv）を測定することができる。

その次に、制御部４２０は、血管の少なくとも１つの角度を判断する。制御部４２０は、判断された直径上を通る相応の仮想の直線（ｃｏｒｒｅｓｐｏｎｄｉｎｇ ｖｉｒｔｕａｌ ｌｉｎｅｓ）上のピクセル値に基づいて前記血管の角度を判断する。図４の（Ａ）に示すように、判断された直径上を通る仮想の直線４１を考慮してよい。もし、血管の中心を通る仮想の直線があるとしたら、その仮想の直線は血管の方向になり、その仮想の直線が水平面となす１つの角度が血管の角度になる。目標は、このような仮想の直線を識別するものである。

このとき、図４の（Ａ）に示すように、判断された直径上を通る複数の仮想の直線４１を考慮してよい。仮想の直線の本数をＮ_ＶＲ本であるとしたら、Ｎ_ＶＲと判断された直径Δｖは、次の関係を満たす。

Ｎ_ＶＲ∝Δｖ/λ
λは、複数の仮想の直線の線間の間隔である。

すなわち、仮想の直線の本数は、仮想の直線の間隔に反比例する。

直径上を通る多様な角度の複数の仮想の直線を考慮することができる。図４の（Ｂ）は、説明した仮想の線４３を示す。ここで、各仮想の直線の間隔は、−１８０〜１８０度の間でｋ度の間隔で生成されてよい。ｋ値が小さいほど、計算される角度解像度が大きくなるが、小さすぎるｋは演算速度を低下させるおそれがある。ここで、ｋは１度で使用されてよく、角度検出ステップ（ｏｐｅｒａｔｉｏｎ）実行に応じて自動的に又は手動で管理されてよい。

このとき、制御部４２０は、水平面に対して傾いた角度に応じて、前記判断された直径上を通る複数の仮想の直線上のピクセル値を合算することができる。図４の（Ａ）を参照すると、直径上を通る同一の角度を有する仮想の直線上のピクセル値を合算することができる。そして、制御部４２０は、複数の仮想の直線の傾いた角度を基準に前記血管の角度を判断することができる。すなわち、前記合算されたピクセル値が最も小さい仮想の直線の角度を血管の角度と判断することができる。例えば、図４の（Ａ）に示すように、水平面となす角が小さい角度を有し、直径上を通る仮想の直線上の１つ以上のピクセル値を合算した結果が、水平面から異なる角度を有する直径上を通る仮想の直線上のピクセル値を合算した結果より小さい場合なら、前者に対応する角度が血管の角度になってよい。

それを数式化して代表値を定義することができる。すなわち、制御部４２０は、水平面に対して傾いた角度に応じて前記判断された直径上を通る複数の仮想の直線に対して代表値を計算することができる。代表値は、以下の式で定義される。

Ｅ（θ)＝Σ^ＮＶＲ _ｉ＝１（Ｌ_{ｉ＿ＡＶＥ＋}ｋ＊Ｌ_ｉ＿ＳＤ) （−１８０≦θ≦１８０)
Ｅ（θ)は、水平面に対して傾いた角度θを有する複数の仮想の直線に対する代表値、
Ｎ_ＶＲは、水平面に対して傾いた角度θを有する仮想の直線の本数、
Ｌ_{ｉ＿ＡＶＥ}は、水平面に対して傾いた角度θを有するｉ番目の仮想の直線上のピクセル値の平均、
Ｌ_ｉ＿ＳＤは、水平面に対して傾いた角度θを有するｉ番目の仮想の直線上のピクセル値の標準偏差である。

そして、制御部４２０は、計算された代表値が最も小さい複数の仮想の直線の前記水平面に対して傾いた角度を前記血管の角度と判断する。

そして、制御部４２０は、映像整合を行おうとする更に別の映像を用いて、前記過程によって得られる情報と同一の情報を抽出することができる。

次いで、制御部４２０は、それぞれの映像から得られた血管情報を用いて特徴値を抽出する。得られた血管情報のうちの分岐点角度は映像撮影角度に応じて変わることができるため、同じ分岐点でも角度の間で少しずつ差が見えるようになる。それを処理するためにいくつかの分岐点を使用する。

図２１は、血管分岐点の角度と分岐点間の距離とを示す図であり、図２２は、映像整合のための１つ以上の指標検出を示す図である。

図２１を参照すると、１本の血管が２本の血管に分離される場合、任意のｎ番目（または、ｎ分岐位置）分岐点における分岐角度をθｎとしてよい。派生した２本の血管が再び分岐する場合、そのときの分岐角度をそれぞれθｎ１、θｎ２とすることができる。分岐点間の血管の長さ（Ｄｎ＿ｎ１、Ｄｎ＿ｎ２）は、分岐点ｎと派生した分岐点ｎ１、ｎ２の血管の長さをそれぞれＤｎ＿ｎ１、Ｄｎ＿ｎ２と定義する。このとき、血管の長さとは、血管が曲がっている状である際の血管における曲線の長さを示す。

分岐点間の血管の角度ベクトル（Ｖｎ＿ｎ１、Ｖｎ＿ｎ２）は、分岐点ｎと派生した次の分岐点ｎ１とｎ２との血管の角度ベクトルを抽出する。この角度ベクトルは、本特許において記述した血管角度の測定時、関心領域を移動して血管の角度を測定して求められてよい。

Ｖｎ＿ｎ１＝［Ｅ（θ１） Ｅ（θ２） Ｅ（θ３）…Ｅ（θｉ−２） Ｅ（θｉ−１） Ｅ（θｉ）］
ここで、ｉは測定した関心領域の数である。上述した各特徴値は映像で見える全ての分岐点で行われ、最終的に１つの映像で得られる特徴値は任意の分岐点における分岐の角度（θｎ）、分岐点ｎで分岐した血管の分岐角度（θｎ１、θｎ２）、分岐点ｎとｎ１、ｎ２の間の血管の長さ（Ｄｎ＿ｎ１、Ｄｎ＿ｎ２）及び２分岐した血管の長さの割合（Ｄｎ＿ｎ１/Ｄｎ＿ｎ２）、最後に分岐点の間の血管の角度ベクトル（Ｖｎ＿ｎ１、Ｖｎ＿ｎ２）になる。分離された２本の血管の少なくとも片方は、施術のために、または、カテーテルの移動経路のために自動的にまたは手動で選択されてよい。選択領域は、選択された血管に沿って生成されてディスプレイされてよい。

上記の過程を経て、映像整合に使用される１または２枚の映像でそれぞれの特徴値は抽出及び計算される。当該特徴値を単一映像または組み合わせ映像で使用して両映像で示す同一地点を探すようになり、当該地点は映像整合時の指標として使用される。

一方、上記のような指標検出は、図２２に示すように、或る分岐点から次の分岐点に移動しつつ１つ以上の関心領域２２０を中心に行われてよい。関心領域とは、超音波信号を照射するための身体部位を意味する。

制御部４２０は、単一映像の予め設定された位置に関心領域を設定する。そして、制御部４２０は、関心領域の中心座標が前記単一映像の血流中心座標から予め設定された範囲を外れるかを判断する。もし、予め設定された範囲内か、血流中心座標と単一領域中心座標とが一致する場合なら、映像処理を行うようになる。しかし、関心領域の中心座標が前記単一映像の血流中心座標から予め設定された範囲を外れる場合なら、中心座標が前記血流中心座標に近づくように前記関心領域を調整する。

関心領域は、別の関心領域と疾病に対する臨床的な判断基準に応じて異なってよい。そして、患者の健康状態、年齢、栄養摂取状態、身体条件、身体部位等に応じて異なってよい。

なお、設定された関心領域に対する映像処理が完了した後、次の関心領域を設定した映像処理するために、制御部４２０は前記のように判断された血管の角度を基に新たな関心領域を新たに設定することができる。図２２は、関心領域２２０の移動を示している。血管の角度を考慮して関心領域が設定されることが分かる。

以下では、本発明の一実施形態に係る映像整合指標選定方法を説明する。

図２３は、本発明の一実施形態に係る映像整合指標選定方法を示すフローチャートである。

図２３を参照すると、本発明の一実施形態に係る映像整合指標選定方法は、映像１における血管情報抽出ステップ（Ｓ２３１０）、映像２における血管情報抽出ステップ（Ｓ２３２０）、特徴値の抽出及び比較ステップ（Ｓ２３３０）、及び１つ以上の映像整合指標の選定ステップ（Ｓ２３４０）を含んでよい。各ステップに対しては、既に説明しているため繰り返し説明は省略する。

以上、添付図面を参照しながら本発明の好適な実施形態について詳細に説明したが、本発明は以上の実施形態に限定されない。本発明の属する技術の分野における通常の知識を有する者であれば、特許請求の範囲に記載された技術的趣旨の範疇内において、各種の変更例又は修正例に想到し得ることは明らかであり、これらについても、当然に本発明の技術的範囲に属するものと了解される。

Claims (15)

1. 超音波信号を血管に対応する身体部位に照射して反射される超音波信号を検知するステップと、
   前記検知された超音波信号を用いてカラーモード（Ｃ−ｍｏｄｅ）映像を生成するステップと、
   前記生成されたカラーモード映像の１つ以上のピクセル値に基づいて前記血管の直径を判断するステップと
   を含む血管分析情報提供方法。
2. 前記血管の直径を判断するステップは、
   前記生成されたカラーモード映像において、前記血管を通る仮想の直線上の前記ピクセル値に対する１つ以上のプロファイル値を相互比較し、最も短い血流領域を前記血管の前記直径と判断することを特徴とする請求項１に記載の血管分析情報提供方法。
3. 前記判断された直径上を通る仮想の直線上の前記ピクセル値に基づいて前記血管の角度を判断するステップを更に含むことを特徴とする請求項１に記載の血管分析情報提供方法。
4. 前記血管の角度を判断するステップは、
   水平面に対して傾いた角度に応じて、前記判断された直径上を通る前記仮想の直線上の前記ピクセル値を合算するステップと、
   前記合算されたピクセル値が最も小さい値及び前記仮想の直線の傾いた角度を基準に前記血管の前記角度を判断するステップと
   を含むことを特徴とする請求項３に記載の血管分析情報提供方法。
5. 前記血管の角度を判断するステップは、
   水平面に対して傾いた角度に応じて、前記判断された直径上を通る前記仮想の直線に対して代表値を計算するステップと、
   前記計算された最も小さい代表値及び前記仮想の直線の前記水平面に対して傾いた角度を基準に前記血管の前記角度を判断するステップとを含み、
   前記代表値は、下記の式で表現されることを特徴とする請求項３に記載の血管分析情報提供方法。
   Ｅ（θ)＝Σ^ＮＶＲ _ｉ＝１（Ｌ_{ｉ＿ＡＶＥ＋}ｋ＊Ｌ_ｉ＿ＳＤ) （−１８０≦θ≦１８０)
   Ｅ（θ)は、水平面に対して傾いた角度θを有する複数の仮想の直線に対する代表値、
   Ｎ_ＶＲは、水平面に対して傾いた角度θを有する仮想の直線の本数、
   Ｌ_{ｉ＿ＡＶＥ}は、水平面に対して傾いた角度θを有するｉ番目の仮想の直線上のピクセル値の平均、
   Ｌ_ｉ＿ＳＤは、水平面に対して傾いた角度θを有するｉ番目の仮想の直線上のピクセル値の標準偏差。
6. 前記生成されたカラーモード映像の一部に（ａ ｐｏｒｔｉｏｎ）に対して関心領域を設定するステップを更に含み、
   前記関心領域は、前記血管の中心部の映像を含み、前記血管分析情報提供方法は、前記関心領域に対して行うことを特徴とする請求項１に記載の血管分析情報提供方法。
7. 前記関心領域を設定するステップは、
   前記生成されたカラーモード映像の予め設定された位置に前記関心領域を設定するステップと、
   前記関心領域の中心座標が前記生成されたカラーモード映像の前記血流の中心座標から予め設定された範囲を外れる場合、
   前記設定された関心領域の中心座標が、前記血管の血流中心座標に近づくように前記関心領域を調整するステップと
   を含むことを特徴とする請求項６に記載の血管分析情報提供方法。
8. 前記血管分析情報提供方法は、
   前記生成されたカラーモード映像の一部（ａ ｐｏｒｔｉｏｎｓ）に対して設定された関心領域に対して行われ、
   前記関心領域に対する映像処理が完了すると、前記判断されは前記血管の角度に基づいて次回関心領域が新たに設定されることを特徴とする請求項３に記載の血管分析情報提供方法。
9. 前記生成されたカラーモード映像の前記ピクセル値に基づいて血流領域を識別し、前記識別された血流領域で予め設定されたピクセル値を外れる前記アイリアシング（ａｌｉａｓｉｎｇ）領域を検出するステップを更に含むことを特徴とする請求項１に記載の血管分析情報提供方法。
10. 前記アイリアシング領域を検出するステップは、
    前記生成されたカラーモード映像のヒストグラムに応じて前記アイリアシング領域を検出することを特徴とする請求項９に記載の血管分析情報提供方法。
11. 前記アイリアシング領域を検出するステップは、
    前記生成されたカラーモード映像の前記ピクセル値に応じて、前記生成されたカラーモード映像の領域別にラベリング（ｌａｂｅｌｉｎｇ）を行うステップと、
    前記生成されたカラーモード映像の前記ピクセル値に基づいて前記ラベリングされた領域に対してクラスタリングするステップと、
    前記クラスタリング結果に基づいて前記アイリアシング領域を判断するステップと、
    前記判断されたアイリアシング領域を補間するステップと
    を含むことを特徴とする請求項９に記載の血管分析情報提供方法。
12. 前記アイリアシング領域を判断するステップは、
    １つのラベリングされた領域内に２つ以上のクラスタリングされた領域がある場合、前記ラベリングされた領域は前記アイリアシング領域と判断することを特徴とする請求項１１に記載の血管分析情報提供方法。
13. ディスプレイ部と、
    超音波信号を物体に照射して反射される超音波信号を検知する超音波送受信部と、
    前記検知される超音波信号を用いてカラーモード（Ｃ−ｍｏｄｅ）映像を生成し、前記生成されたカラーモード映像の１つ以上のピクセル値に基づいて前記血管の直径を判断する制御部と
    を含む血管分析情報提供装置。
14. 前記制御部は、
    前記生成されたカラーモード映像において、前記血管を通る仮想の直線上の前記ピクセル値に対する１つ以上のプロファイル値を相互比較し、最も短い血流領域を前記血管の直径と判断することを特徴とする請求項１３に記載の血管分析情報提供装置。
15. 前記制御部は、
    前記判断された直径上を通る仮想の直線上の前記ピクセル値に基づいて前記血管の角度を判断することを特徴とする請求項１３に記載の血管分析情報提供装置。

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