JP2020054815A - 解析装置及び解析プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】時間ごとの信号強度の変化を評価することができる解析装置及び解析プログラムを提供する。【解決手段】解析装置は、取得部１６１と、計算部１６２とを備える。取得部は、時系列の複数の医用画像を取得する。計算部は、前記複数の医用画像に含まれる２つの医用画像で構成される各画像ペアについて、前記２つの医用画像における画像信号間の類似性を示す第１指標値を計算する。また、計算部は、複数の画像ペアそれぞれについて計算した前記第１指標値に基づいて、前記第１指標値の時間方向の統計値に対応する第２指標値を計算する。【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、解析装置及び解析プログラムに関する。

従来、血管腫の鑑別診断には超音波造影が利用されている。しかし、超音波造影は、被検体の負担や手間がかかるので、ルーチン検査などに導入することは難しい。ルーチン検査などで血管腫の鑑別診断を行うには、Ｂモード撮像やドプラモード撮像のように、造影剤を用いない撮像法により鑑別可能な技術が必要である。

血管腫の特徴的な所見として、時間ごとにエコー強度が変化する（揺らぐ）ことが知られており、糸ミミズサイン或いはｗａｘ ａｎｄ ｗａｎｅ ｓｉｇｎ等と呼ばれている。この所見を捉えることで、血管腫の鑑別の一助になり得る可能性がある。また、上記の所見は血管腫のみならず、例えば嚢胞内に溜まった膿等、他の病態においても認められるため、この所見を捉える技術は他の病態の診断にも応用出来る可能性がある。

特許第４７４４８３３号明細書

本発明が解決しようとする課題は、時間ごとの信号強度の変化を評価することができる解析装置及び解析プログラムを提供することである。

実施形態に係る解析装置は、取得部と、計算部とを備える。取得部は、時系列の複数の医用画像を取得する。計算部は、前記複数の医用画像に含まれる２つの医用画像で構成される各画像ペアについて、前記２つの医用画像における画像信号間の類似性を示す第１指標値を計算する。また、計算部は、複数の画像ペアそれぞれについて計算した前記第１指標値に基づいて、前記第１指標値の時間方向の統計値に対応する第２指標値を計算する。

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の実施形態に係る着目点について説明するための図である。 図３は、第１の実施形態に係る着目点について説明するための図である。 図４は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の処理手順を示すフローチャートである。 図５は、第１の実施形態に係る指標値計算処理の処理手順を示すフローチャートである。 図６は、第１の実施形態に係るモーションスタビライザ処理を説明するための図である。 図７は、第１の実施形態に係る第１指標値を計算する処理を説明するための図である。 図８は、第１の実施形態に係る第２指標値を計算する処理を説明するための図である。 図９は、第１の実施形態に係るパラメトリック画像の一例を示す図である。 図１０は、残存性組織運動が含まれる場合のパラメトリック画像の一例を示す図である。 図１１は、第２の実施形態に係る指標値計算処理の処理手順を示すフローチャートである。 図１２は、第２の実施形態に係る参照領域を設定する処理を説明するための図である。 図１３は、第２の実施形態に係る第３指標値の時系列変化の一例を示す図である。 図１４は、第２の実施形態に係る表示画像の一例を示す図である。 図１５は、第２の実施形態の変形例に係る計算機能の処理を説明するための図である。 図１６は、第３の実施形態に係る指標値計算処理の処理手順を示すフローチャートである。 図１７は、第３の実施形態に係る２次元相関係数分布を生成する処理を説明するための図である。 図１８は、第３の実施形態に係る２次元相関係数分布を生成する処理を説明するための図である。 図１９は、第３の実施形態に係る２次元相関係数分布の相関係数を計算する処理を説明するための図である。 図２０は、第３の実施形態に係る２次元相関係数分布の相関係数を計算する処理を説明するための図である。 図２１は、その他の実施形態に係る医用情報処理装置の構成例を示すブロック図である。

以下、図面を参照して、実施形態に係る解析装置及び解析プログラムを説明する。なお、以下の実施形態は、以下の説明に限定されるものではない。また、実施形態は、処理内容に矛盾が生じない範囲で他の実施形態や従来技術との組み合わせが可能である。

解析装置は、例えば、医用診断装置及び医用情報処理装置を含む。ここで、医用診断装置は、例えば、超音波診断装置、光超音波診断装置（光音響イメージング装置）、Ｘ線診断装置、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置、ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置、ＰＥＴ（Positron Emission computed Tomography）装置、ＳＰＥＣＴ装置とＸ線ＣＴ装置とが一体化されたＳＰＥＣＴ−ＣＴ装置、ＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置とが一体化されたＰＥＴ−ＣＴ装置、又はこれらの装置群等を含む。また、医用情報処理装置は、例えば、ワークステーションやＰＡＣＳ（Picture Archiving Communication System）ビューワ等を含む。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の構成例を示すブロック図である。図１に示すように、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、装置本体１００と、超音波プローブ１０１と、入力インタフェース１０２と、ディスプレイ１０３とを有する。超音波プローブ１０１、入力インタフェース１０２、及びディスプレイ１０３は、装置本体１００に通信可能に接続される。なお、被検体Ｐは、超音波診断装置１の構成に含まれない。また、超音波診断装置１は、解析装置の一例である。

超音波プローブ１０１は、複数の振動子（例えば、圧電振動子）を有し、これら複数の振動子は、後述する装置本体１００が有する送受信回路１１０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１０１が有する複数の振動子は、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１０１は、振動子に設けられる整合層と、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。

超音波プローブ１０１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（エコー信号）として超音波プローブ１０１が有する複数の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。

なお、第１の実施形態は、図１に示す超音波プローブ１０１が、複数の圧電振動子が一列で配置された１次元超音波プローブである場合や、一列に配置された複数の圧電振動子が機械的に揺動される１次元超音波プローブである場合、複数の圧電振動子が格子状に２次元で配置された２次元超音波プローブである場合のいずれであっても適用可能である。

入力インタフェース１０２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に対応する。例えば、入力インタフェース１０２は、超音波診断装置１の操作者からの各種設定要求を受け付け、受け付けた各種設定要求を装置本体１００に対して転送する。

ディスプレイ１０３は、超音波診断装置１の操作者が入力インタフェース１０２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１００において生成された超音波画像データ等を表示したりする。

装置本体１００は、超音波プローブ１０１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り、図１に示すように、送受信回路１１０と、信号処理回路１２０と、画像処理回路１３０と、画像メモリ１４０と、記憶回路１５０と、処理回路１６０とを有する。送受信回路１１０、信号処理回路１２０、画像処理回路１３０、画像メモリ１４０、記憶回路１５０、及び処理回路１６０は、相互に通信可能に接続される。

送受信回路１１０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１０１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１０１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１０１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、送受信回路１１０は、後述する処理回路１６０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、送受信回路１１０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１０１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毎に増幅する。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。

送受信回路１１０は、被検体Ｐの２次元領域を走査する場合、超音波プローブ１０１から２次元方向に超音波ビームを送信させる。そして、送受信回路１１０は、超音波プローブ１０１が受信した反射波信号から２次元の反射波データを生成する。また、送受信回路１１０は、被検体Ｐの３次元領域を走査する場合、超音波プローブ１０１から３次元方向に超音波ビームを送信させる。そして、送受信回路１１０は、超音波プローブ１０１が受信した反射波信号から３次元の反射波データを生成する。

信号処理回路１２０は、例えば、送受信回路１１０から受信した反射波データに対して、対数増幅、包絡線検波処理等を行って、サンプル点ごとの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。信号処理回路１２０により生成されたＢモードデータは、画像処理回路１３０に出力される。

また、信号処理回路１２０は、例えば、送受信回路１１０から受信した反射波データより、移動体のドプラ効果に基づく運動情報を、走査領域内の各サンプル点で抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。具体的には、信号処理回路１２０は、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、平均速度、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。ここで、移動体とは、例えば、血流や、心壁等の組織、造影剤である。信号処理回路１２０により得られた運動情報（血流情報）は、画像処理回路１３０に送られ、平均速度画像、分散画像、パワー画像、若しくはこれらの組み合わせ画像としてディスプレイ１０３にカラー表示される。

画像処理回路１３０は、信号処理回路１２０により生成されたデータから超音波画像データを生成する。画像処理回路１３０は、信号処理回路１２０が生成したＢモードデータから反射波の強度を輝度で表したＢモード画像データを生成する。また、画像処理回路１３０は、信号処理回路１２０が生成したドプラデータから移動体情報を表すドプラ画像データを生成する。ドプラ画像データは、速度画像データ、分散画像データ、パワー画像データ、又は、これらを組み合わせた画像データである。

ここで、画像処理回路１３０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、画像処理回路１３０は、超音波プローブ１０１による超音波の走査形態に応じて座標変換を行うことで、表示用の超音波画像データを生成する。また、画像処理回路１３０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）等を行う。また、画像処理回路１３０は、超音波画像データに、付帯情報（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、画像処理回路１３０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、画像処理回路１３０は、信号処理回路１２０が３次元のデータ（３次元Ｂモードデータ及び３次元ドプラデータ）を生成した場合、超音波プローブ１０１による超音波の走査形態に応じて座標変換を行うことで、ボリュームデータを生成する。そして、画像処理回路１３０は、ボリュームデータに対して、各種レンダリング処理を行って、表示用の２次元画像データを生成する。

画像メモリ１４０は、画像処理回路１３０が生成した表示用の画像を記憶するメモリである。また、画像メモリ１４０は、信号処理回路１２０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１４０が記憶するＢモードデータやドプラデータは、例えば、診断の後に操作者が呼び出すことが可能となっており、画像処理回路１３０を経由して表示用の超音波画像データとなる。なお、本実施形態において単に「画像」と記載する場合、各画素に対してカラーが割り当てられた表示用の画像のみならず、各画素の座標と画素値（信号値）とが対応づけられたデータ列（「画像データ」とも称する）も含むものとする。

記憶回路１５０は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行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、記憶回路１５０は、必要に応じて、画像メモリ１４０が記憶する画像データの保管等にも使用される。また、記憶回路１５０が記憶するデータは、図示しない通信用インタフェースを介して、外部装置へ転送することができる。

処理回路１６０は、超音波診断装置１の処理全体を制御する。具体的には、処理回路１６０は、入力インタフェース１０２を介して操作者から入力された各種設定要求や、記憶回路１５０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、送受信回路１１０、信号処理回路１２０、及び画像処理回路１３０の処理を制御する。また、処理回路１６０は、画像メモリ１４０が記憶する表示用の超音波画像データをディスプレイ１０３にて表示するように制御する。

また、処理回路１６０は、図１に示すように、取得機能１６１と、計算機能１６２と、生成機能１６３と、出力制御機能１６４とを実行する。ここで、計算機能１６２は、計算部の一例である。また、生成機能１６３は、生成部の一例である。また、出力制御機能１６４は、出力制御部の一例である。

ここで、例えば、図１に示す処理回路１６０の構成要素である取得機能１６１、計算機能１６２、生成機能１６３、及び出力制御機能１６４が実行する各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で超音波診断装置１の記憶装置（例えば、記憶回路１５０）に記録されている。処理回路１６０は、各プログラムを記憶装置から読み出し、実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路１６０は、図１の処理回路１６０内に示された各機能を有することとなる。なお、取得機能１６１、計算機能１６２、生成機能１６３、及び出力制御機能１６４が実行する各処理機能については、後述する。

ここで、血管腫の特徴的な所見として知られている「時間ごとの信号強度の変化（揺らぎ）」を、例えば、フレーム方向（時間方向）における信号強度のバラつき（標準偏差）として表すことが考えられる。この場合、信号強度が大きいほどバラつきも大きくなるため、信号強度自体で正規化する必要がある。しかしながら、正規化する（すなわち、変化率にする）と、低輝度の方が信号強度の変化が大きく、バラつき易くなる。つまり、標準偏差では、信号強度に依存した値となってしまう。このため、信号強度に依存せずに、時間ごとの信号強度の変化を表す指標値を定義することが重要であると考えられる。

そこで、本実施形態では、時間ごとの信号強度の変化を表す指標値を定義するにあたり、「フレーム間の相関関係の強弱」及び「相関関係のフレーム方向での関係性」の２点に着目した。

図２及び図３を用いて、第１の実施形態に係る着目点について説明する。図２及び図３は、第１の実施形態に係る着目点について説明するための図である。図２及び図３は、時系列に並ぶ複数の医用画像について、隣り合うフレーム間における画素値の分布の相関関係を示したものである。なお、図２及び図３では、各医用画像間における組織の全体的な運動（位置ずれ）は無い、若しくは補正されているものとする。

図２には、時間ごとの信号強度（画素値）の変化が有る場合の相関関係を例示する。図２に示す散布図ＳＰ１１，ＳＰ１２，ＳＰ１３は、フレーム方向の揺らぎが有る領域Ｒ１１に設定されたカーネル（解析窓）について、カーネル内の各画素位置に対応する点をプロットしたものである。具体的には、散布図ＳＰ１１の横軸はｎフレーム目の画素値に対応し、縦軸はｎ＋１フレーム目の画素値に対応する。また、散布図ＳＰ１２の横軸はｎ＋１フレーム目の画素値に対応し、縦軸はｎ＋２フレーム目の画素値に対応する。また、散布図ＳＰ１３の横軸はｎ＋２フレーム目の画素値に対応し、縦軸はｎ＋３フレーム目の画素値に対応する。

また、図３には、時間ごとの信号強度の変化が無い場合の相関関係を例示する。図３に示す散布図ＳＰ２１，ＳＰ２２，ＳＰ２３は、フレーム方向の揺らぎが無い領域Ｒ１２に設定されたカーネルについて、カーネル内の各画素位置に対応する点をプロットしたものである。具体的には、散布図ＳＰ２１の横軸はｎフレーム目の画素値に対応し、縦軸はｎ＋１フレーム目の画素値に対応する。また、散布図ＳＰ２２の横軸はｎ＋１フレーム目の画素値に対応し、縦軸はｎ＋２フレーム目の画素値に対応する。また、散布図ＳＰ２３の横軸はｎ＋２フレーム目の画素値に対応し、縦軸はｎ＋３フレーム目の画素値に対応する。

例えば、血管腫が存在する領域では、時間ごとの信号強度の変化が有るため、図２に示すような相関関係が認められる。同一の画素位置であっても隣り合うフレーム間で画素値が変化するため、図２の散布図ＳＰ１１，ＳＰ１２，ＳＰ１３は、図３の散布図ＳＰ２１，ＳＰ２２，ＳＰ２３と比較して広い領域（真円に近い形状の領域）に分散している。つまり、血管腫が存在する領域では、「フレーム間の相関関係が弱い」と言える。また、画素値の変化の度合いによっては、フレーム間の相関関係が一時的に強くなる場合がある。例えば、散布図ＳＰ１３は、散布図ＳＰ１２と比較して狭い領域（細長い楕円形の領域）に集中しているため、相関関係が強くなっている。つまり、血管腫が存在する領域では、「相関関係がフレーム方向で変化する」と言える。

一方、血管腫が存在しない領域、つまり背景肝や血管腫以外の腫瘍が存在する領域では、時間ごとの信号強度の変化が無いため、図３に示すような相関関係が認められる。同一の画素位置であれば隣り合うフレーム間での画素値の変化は少ないため、図３の散布図ＳＰ２１，ＳＰ２２，ＳＰ２３は、図２の散布図ＳＰ１１，ＳＰ１２，ＳＰ１３と比較して狭い領域（細長い楕円形の領域）に集中している。つまり、血管腫が存在しない領域では、「フレーム間の相関関係が強い」と言える。また、図３の散布図ＳＰ２１，ＳＰ２２，ＳＰ２３は、いずれも相関関係が強いままである。つまり、血管腫が存在しない領域では、「相関関係がフレーム方向で一定である」と言える。

上述した２つの着目点について纏めると、血管腫の存在の有無に応じて次の特徴が有ると言える。すなわち、血管腫が存在する領域は、「フレーム間の相関関係が弱い」かつ「相関関係がフレーム方向で変化する」という特徴を有する。また、血管腫が存在しない領域は、「フレーム間の相関関係が強い」かつ「相関関係がフレーム方向で一定である」という特徴を有する。

そこで、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、これら２つの着目点を用いて指標値を出力するために、以下の処理機能を実行する。

なお、以下の実施形態では、Ｂモード画像中に描出された血管腫の揺らぎを評価する場合を説明するが、これに限定されるものではない。例えば、開示の技術は、血管腫に限らず、画像中でフレーム方向の揺らぎを呈する組織の変化であれば定量的に評価することが可能である。また、開示の技術は、Ｂモード画像に限らず、ドプラ画像等の他の超音波画像、或いは他の医用画像診断装置により撮像された医用画像における揺らぎについても評価することが可能である。

図４及び図５を用いて、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の処理手順を説明する。図４は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の処理手順を示すフローチャートである。図５は、第１の実施形態に係る指標値計算処理の処理手順を示すフローチャートである。図４に示す処理手順は、例えば、パラメトリック画像を表示する旨の指示を操作者から受け付けた場合に開始される。なお、図５に示す処理手順は、図４に示すステップＳ１０４の処理内容に対応する。

また、以下の説明では、図６から図９を参照して説明する。図６は、第１の実施形態に係るモーションスタビライザ処理を説明するための図である。図７は、第１の実施形態に係る第１指標値を計算する処理を説明するための図である。図８は、第１の実施形態に係る第２指標値を計算する処理を説明するための図である。図９は、第１の実施形態に係るパラメトリック画像の一例を示す図である。

ステップＳ１０１において、処理回路１６０は、処理を開始するか否かを判定する。例えば、処理回路１６０は、パラメトリック画像を表示する旨の指示を操作者から受け付けた場合に、処理を開始すると判定し（ステップＳ１０１肯定）、ステップＳ１０２以降の処理を開始する。なお、処理を開始しない場合（ステップＳ１０１否定）、ステップＳ１０２以降の処理は開始されず、各処理機能は待機状態である。

ステップＳ１０１が肯定されると、ステップＳ１０２において、取得機能１６１は、時系列の複数の医用画像を取得する。例えば、取得機能１６１は、時系列に並んだ複数時相のＢモード画像データを画像メモリ１４０から読み出す。具体例を挙げると、取得機能１６１は、１フレーム目からＮフレーム目までのＮ枚のＢモード画像データを画像メモリ１４０から読み出す。そして、取得機能１６１は、読み出したＮ枚のＢモード画像データを計算機能１６２に送る。なお、Ｎは、自然数である。また、以下の処理では、超音波走査が行われた走査範囲全体に対応するＢモード画像データが処理対象となっても良いし、関心領域内の画像データのみが処理対象となっても良い。

なお、ここでは、Ｎ枚のＢモード画像データが撮像済みであり、予め画像メモリ１４０に記憶されている場合を説明するが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、取得機能１６１は、リアルタイムに生成されるＮ枚のＢモード画像データを取得してもよい。この場合、例えば、操作者は、ステップＳ１０１の後に超音波プローブ１０１を用いてＮフレーム分の超音波走査を行う。そして、画像処理回路１３０は、この超音波走査により収集されるＮフレーム分のＢモードデータに基づいて、Ｎフレーム分のＢモード画像データを生成する。取得機能１６１は、生成されたＮフレーム分のＢモード画像データを画像処理回路１３０から取得する。

ステップＳ１０３において、計算機能１６２は、複数の医用画像に対して、モーショントラッキング処理を実行する。例えば、読み出されたＮ枚のＢモード画像データは、手ぶれや体動（心臓の拍動など）に起因する画像間の動き（位置ずれ）を含む。このため、計算機能１６２は、Ｎ枚のＢモード画像データに対してモーショントラッキング処理を行い、各医用画像間の位置ずれを特定する。そして、計算機能１６２は、特定した各医用画像間の位置ずれを補正することで、フレーム方向の位置ずれを含まない一連のＢモード画像データを生成する。なお、モーショントラッキング処理としては、公知のモーショントラッキング処理を適宜適用可能である。

ステップＳ１０４において、計算機能１６２は、指標値計算処理を実行する。図５を用いて、指標値計算処理として実行されるステップＳ２０１〜ステップＳ２０８の処理を説明する。

ステップＳ２０１において、計算機能１６２は、複数の医用画像に対して、空間方向及び時間方向への平滑化処理を実行する。例えば、計算機能１６２は、Ｎ枚のＢモード画像に対して空間方向にローパスフィルタ（Low-pass filter：ＬＰＦ）処理を行う。ここで、ＬＰＦ処理は、例えば、移動平均フィルタやメディアンフィルタ等が適用可能である。これにより、計算機能１６２は、空間方向のスパイクノイズやスペックルノイズを低減することができる。

また、計算機能１６２は、Ｎ枚のＢモード画像の各画素において時間方向に並ぶＮ個の画素値に対して、ＬＰＦ処理を行う。これにより、計算機能１６２は、時間方向の画像信号強度から、時間方向のスパイクノイズ等の高周波ノイズを低減することができる。なお、計算機能１６２は、空間方向へのＬＰＦ処理及び時間方向へのＬＰＦ処理のいずれを先に実行しても良いし、いずれか一方のみを実行しても良い。

ステップＳ２０２において、計算機能１６２は、関心領域（Region Of Interest：ＲＯＩ）を設定する。例えば、計算機能１６２は、平滑化処理後のＮ枚のＢモード画像のうち１枚のＢモード画像（代表的には１フレーム目の画像）をディスプレイ１０３に表示させる。操作者は、表示されたＢモード画像上で任意の位置及び大きさの領域を指定する。計算機能１６２は、Ｂモード画像上で操作者により指定された領域をＲＯＩとして設定する。また、計算機能１６２は、残りのＢモード画像（例えば、２〜Ｎフレーム目までの画像）についても、１フレーム目のＲＯＩと同一の位置及び大きさの領域をＲＯＩとして設定する。

なお、ここでは、ＲＯＩが手動で設定される場合を説明したが、自動的に設定されても良い。例えば、計算機能１６２は、公知のセグメンテーション処理により画像内の構造物の輪郭を抽出し、抽出した輪郭の位置や形状に基づいて、画像内にＲＯＩを設定することができる。

ステップＳ２０３において、計算機能１６２は、モーションスタビライザ処理を実行する。例えば、ステップＳ１０３の処理により位置ずれが補正されたＢモード画像であっても、位置ずれが残存している場合がある。それは、ステップＳ１０３とステップＳ２０３では、モーションスタビライザ処理を行う上で、着目する領域が異なる場合に起こる。例えば、ステップＳ１０３では、全体的な動きの補正のために、背景肝および腫瘍の位置関係については任意の領域を着目する領域とする。それに対して、ステップＳ２０３では、取り除いた全体的な動きの中に残存する拍動などの動きを補正、検出するためであり、背景肝側だけに着目することを推奨している。両者の着目領域が異なった場合は、位置補正結果に差分(位置ずれ)が生じる。そこで、計算機能１６２は、平滑化処理後のＮ枚のＢモード画像に対してモーションスタビライザ処理を行い、各画像間の残存している位置ずれを補正又は検出する。なお、上述したステップＳ１０３およびステップＳ２０３で着目する領域は、あくまで一例であり、任意に選択することを可能とする。

図６を用いて、ステップＳ２０３の処理を説明する。図６には、ｎフレーム目、ｎ＋１フレーム目、及びｎ＋２フレーム目のＢモード画像からＲＯＩの位置ずれを検出する場合の処理を例示する。図６において、領域Ｒ２０は、ＲＯＩを示す。また、破線の矩形領域は、前のフレームにおける領域Ｒ２０の位置を示す。また、ｎ、ｎ＋１、及びｎ＋２は、いずれも１〜Ｎに含まれる数である。

図６に示すように、例えば、計算機能１６２は、領域Ｒ２０に対するパターンマッチングを含む追跡処理を行うことで、各Ｂモード画像における領域Ｒ２０の位置を特定する。
そして、計算機能１６２は、隣り合うフレームにおける領域Ｒ２０の位置の差分に基づいて、位置ずれを検出する。例えば、計算機能１６２は、ｎフレーム目とｎ＋１フレーム目の画像間の水平方向の位置ずれｘ_１と、鉛直方向の位置ずれｙ_１とを検出する。また、計算機能１６２は、ｎ＋１フレーム目とｎ＋２フレーム目の画像間の水平方向の位置ずれｘ_２と、鉛直方向の位置ずれｙ_２とを検出する。

このように、計算機能１６２は、Ｎ枚のＢモード画像における画像間の位置ずれを検出する。なお、モーションスタビライザ処理は、画像間の動きを補正する動き補正処理の一例であり、公知のモーションスタビライザ処理を適宜適用可能である。また、モーションスタビライザ処理は、上述したモーショントラッキング処理と同一の処理が適用されても良い。

ステップＳ２０４において、計算機能１６２は、処理対象となる画像ペアを選択する。例えば、計算機能１６２は、Ｎ枚のＢモード画像のうち処理対象となる画像ペアとして、ｎフレーム目とｎ＋１フレーム目の２枚のＢモード画像を選択する。

ステップＳ２０５において、計算機能１６２は、画像ペアの動きを補正する。例えば、計算機能１６２は、モーションスタビライザ処理により検出された位置ずれに基づいて、画像ペアに含まれる２枚の医用画像の間の動き（位置ずれ）を補正する。

ステップＳ２０６において、計算機能１６２は、各画素位置について、画像信号間の類似性を示す第１指標値を計算する。例えば、計算機能１６２は、複数の医用画像に含まれる２つの医用画像で構成される画像ペアについて、２つの医用画像における画像信号間の類似性を示す第１指標値を計算する。

ステップＳ２０７において、計算機能１６２は、処理対象となる画像ペアが残っているか否かを判定する。例えば、計算機能１６２は、Ｎ枚のＢモード画像のうち未処理のＢモード画像が存在する場合には、処理対象となる画像ペアが残っていると判定し（ステップＳ２０７肯定）、ステップＳ２０４の処理へ移行する。一方、計算機能１６２は、Ｎ枚のＢモード画像のうち未処理のＢモード画像が存在しない場合には、処理対象となる画像ペアが残っていないと判定し（ステップＳ２０７否定）、ステップＳ２０８の処理へ移行する。

つまり、計算機能１６２は、処理対象となる画像ペアを変更しながら、ステップＳ２０４〜ステップＳ２０７の処理を繰り返し実行する。そして、計算機能１６２は、複数の画像ペアを順番に選択するとともに、各画像ペアに基づく第１指標値を順番に計算する。

図７を用いて、ステップＳ２０４〜ステップＳ２０７の処理を説明する。図７には、ｎフレーム目、ｎ＋１フレーム目、及びｎ＋２フレーム目のＢモード画像から、ｎフレーム目及びｎ＋１フレーム目の第１指標値を計算する場合の処理を例示する。図７において、領域Ｒ２１、領域Ｒ２２、及び領域Ｒ２３は、ｎフレーム目、ｎ＋１フレーム目、及びｎ＋２フレーム目のＢモード画像にそれぞれ設定されたカーネル（解析窓）を示す。

まず、処理対象となる画像ペアとしてｎフレーム目とｎ＋１フレーム目のＢモード画像が選択されている場合を説明する。この場合、計算機能１６２は、ｎフレーム目及びｎ＋１フレーム目の２枚のＢモード画像それぞれに対してカーネルを設定する。例えば、計算機能１６２は、ｎフレーム目のＢモード画像において、ＲＯＩ（領域Ｒ２０）に含まれる画素位置（ｘ_ｋ，ｙ_ｋ）を中心とするカーネル（領域Ｒ２１）を設定する。ここで、ｎフレーム目及びｎ＋１フレーム目の画像間の位置ずれは（ｘ_１，ｙ_１）である。このため、計算機能１６２は、ｎ＋１フレーム目のＢモード画像の画素位置（ｘ_ｋ＋ｘ_１，ｙ_ｋ＋ｙ_１）を中心として、カーネル（領域Ｒ２２）を設定する。

そして、計算機能１６２は、ｎフレーム目のカーネル内の画像信号と、ｎ＋１フレーム目のカーネル内の画像信号と間の相関係数に基づいて、ｎフレーム目の第１指標値を計算する。例えば、カーネル内の各画素位置には、画素位置を識別するためのピクセルインデックスが割り当てられている。そこで、計算機能１６２は、領域Ｒ２１内のピクセルインデックスごとの画素値と、領域Ｒ２２内のピクセルインデックスごとの画素値とを２変数データとして、相関係数を計算する。そして、計算機能１６２は、計算した相関係数を「１」から減算することで、ｎフレーム目の第１指標値を計算する。

次に、処理対象となる画像ペアとしてｎ＋１フレーム目とｎ＋２フレーム目のＢモード画像が選択されている場合を説明する。ここで、ｎ＋１フレーム目のＢモード画像については、前回の計算処理においてカーネル（領域Ｒ２２）が設定済みである。そこで、計算機能１６２は、ｎ＋２フレーム目のＢモード画像に対して、領域Ｒ２２に対応するカーネル（領域Ｒ２３）を設定する。例えば、ｎ＋１フレーム目のカーネル（領域Ｒ２２）の中心位置は（ｘ_ｋ＋ｘ_１，ｙ_ｋ＋ｙ_１）であり、ｎ＋１フレーム目及びｎ＋２フレーム目の画像間の位置ずれは（ｘ_２，ｙ_２）である。このため、計算機能１６２は、ｎ＋２フレーム目のＢモード画像の画素位置（ｘ_ｋ＋ｘ_１＋ｘ_２，ｙ_ｋ＋ｙ_１＋ｙ_２）を中心として、カーネル（領域Ｒ２３）を設定する。

そして、計算機能１６２は、ｎ＋１フレーム目のカーネル内の画像信号と、ｎ＋２フレーム目のカーネル内の画像信号と間の相関係数に基づいて、ｎ＋１フレーム目の第１指標値を計算する。例えば、計算機能１６２は、領域Ｒ２２内のピクセルインデックスごとの画素値と、領域Ｒ２３内のピクセルインデックスごとの画素値とを２変数データとして、相関係数を計算する。そして、計算機能１６２は、計算した相関係数を「１」から減算することで、ｎ＋１フレーム目の第１指標値を計算する。

このように、計算機能１６２は、ＲＯＩ内の画素位置（ｘ_ｋ，ｙ_ｋ）について、ｎフレーム目及びｎ＋１フレーム目の第１指標値を計算する。また、計算機能１６２は、ＲＯＩ内の他の画素位置についても同様の処理を行うことにより、ＲＯＩ内の全ての画素位置について、第１指標値を計算する。そして、計算機能１６２は、Ｎ枚のＢモード画像のうち残りのＢモード画像に対しても同様の処理を行うことにより、時系列に並ぶ複数の第１指標値を計算する。計算された複数の第１指標値は、フレーム数（時相）や画素位置と関連づけられて記憶回路１５０や図示しないメモリに格納される。

なお、図７において、「１−相関係数」を第１指標値と定義したのは、揺らぎが大きいほど大きくなる指標値を定義するためである。この定義により、第１指標値の大小関係と、揺らぎの大小関係とが連動するので、後述のパラメトリック画像として出力した場合に揺らぎが大きい領域（画素）を高輝度で描出することができる。ただし、第１指標値は、必ずしも「１−相関係数」に限定されるものではない。例えば、計算機能１６２は、相関係数の値をそのまま第１指標値として出力することも可能である。この場合、第１指標値の大小関係と揺らぎの大小関係とが逆の関係になるものの、揺らぎの程度を表す指標値として利用可能である。また、計算機能１６２は、画像信号間の類似性（相違性）を示す統計値を用いて、第１指標値を定義しても良い。例えば、計算機能１６２は、第１指標値として、２つの医用画像における画像信号間の相関係数、１−相関係数、絶対係数、１−絶対係数、差分の絶対値の総和（Sum of Abusolute Difference：ＳＡＤ）、又は差分の二乗和（Sum of Squared Difference：ＳＳＤ）を計算することができる。つまり、本実施形態において、類似性を示す第１指標値は、類似しているほど高くなる値（類似度）であっても良いし、相違しているほど高くなる値（非類似度）であっても良い。ただし、血管腫と背景肝のように、信号強度が異なる領域の類似性を数値化する場合には、信号強度に依存しにくい計算手法として相関係数を利用するのが好適である。また、相関係数は、ゼロ平均正規化相互相関に基づいて計算されても良い。

また、図７では一例として、隣り合うフレーム（つまり１フレーム間隔）の２枚のＢモード画像を用いて第１指標値を計算する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、計算機能１６２は、２フレーム間隔、３フレーム間隔等、任意のフレーム間隔の２枚のＢモード画像を画像ペアとして選択し、この画像ペアを用いて第１指標値を計算しても良い。

また、図７では一例として、３×３の９画素により構成されるカーネルを用いて第１指標値を計算する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。カーネルに含まれる画素数は任意に設定可能である。例えば、計算機能１６２は、最小単位のカーネルとして１×１の１画素分のカーネルを用いて第１指標値を計算することも可能である。

ステップＳ２０８において、計算機能１６２は、各画素位置における複数の第１指標値に基づいて、第２指標値を計算する。例えば、計算機能１６２は、複数の画像ペアそれぞれについて計算した第１指標値に基づいて、第１指標値の時間方向の統計値に対応する第２指標値を計算する。具体的には、計算機能１６２は、関心領域内の複数の位置それぞれに対応する第１指標値を用いて、複数の位置それぞれの第２指標値を計算する。

図８を用いて、ステップＳ２０８の処理を説明する。図８には、ＲＯＩ（領域Ｒ２０）内の各画素位置における時系列の第１指標値に基づいて第２指標値を計算する場合の処理を例示する。図８に示す２つのグラフは、ＲＯＩ（領域Ｒ２０）内の代表点における第１指標値の時系列変化を示す。これらのグラフにおいて、横軸は時間（フレーム）に対応し、縦軸は第１指標値（１−相関係数）に対応する。

図８に示すように、背景肝の代表点では、いずれのフレームにおいても相関係数が比較的高い（１に近い）ため、第１指標値はいずれのフレームにおいても低くなる。一方、血管腫の代表点では、背景肝と比較して相関係数が低くなることが多いため、第１指標値は背景肝より概ね高くなる。そこで、計算機能１６２は、第１指標値の時間方向の統計値を第２指標値として計算する。すなわち、第２指標値は、血管腫の状態に係る指標値であると言える。

例えば、計算機能１６２は、第２指標値として、第１指標値の時間方向の標準偏差を計算する。これにより、計算機能１６２は、ＲＯＩ（領域Ｒ２０）内の各画素位置について、一つの第２指標値を計算する。計算された第２指標値は、画素位置と関連づけられて記憶回路１５０や図示しないメモリに格納される。

なお、図８では、第２指標値として標準偏差を計算する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、計算機能１６２は、第２指標値として、第１指標値の時間方向の分散、平均値、中央値、相関係数、絶対係数、又は移動平均値を計算しても良い。なお、移動平均値を計算する場合には、時間方向に複数計算される移動平均値の最大値又は最小値をホールドして出力するのが好適である。また、計算機能１６２は、必ずしも第１指標値の時間方向の統計値を第２指標値として計算しなくとも良い。例えば、計算機能１６２は、第１指標値間の差（例えば、時間方向において隣り合う第１指標値間の差）を第２指標値として計算することも可能である。

図４の説明に戻る。ステップＳ１０５において、生成機能１６３は、パラメトリック画像を生成する。例えば、生成機能１６３は、第２指標値の空間分布を示すパラメトリック画像を生成する。なお、パラメトリック画像は、指標画像の一例である。

図９を用いて、ステップＳ１０５の処理を説明する。図９には、生成機能１６３により生成されるパラメトリック画像の一例を例示する。図９では、図８のＲＯＩ（領域Ｒ２０）について計算された第２指標値に基づいて、パラメトリック画像Ｉ１０を生成する場合を説明する。

図９に示すように、生成機能１６３は、ＲＯＩ（領域Ｒ２０）に含まれる各画素位置の第２指標値の大きさに応じた画素値（カラー）を、ＲＯＩ内の各画素位置に割り当てることにより、パラメトリック画像Ｉ１０を生成する。つまり、パラメトリック画像Ｉ１０のうち高輝度の領域Ｒ２４は、血管腫の存在を示唆するものである。

なお、パラメトリック画像Ｉ１０は、背景画像としてのＢモード画像Ｉ２０上に重畳表示されるのが好適である。Ｂモード画像Ｉ２０としては、Ｎ枚のＢモード画像のうちの任意のフレームの画像を適宜選択可能である。

ステップＳ１０６において、出力制御機能１６４は、パラメトリック画像を表示する。例えば、出力制御機能１６４は、生成機能１６３により生成されたパラメトリック画像Ｉ１０を、ディスプレイ１０３に表示させる。そして、処理回路１６０は、処理を終了する。

なお、図４及び図５に示した処理手順はあくまで一例であり、図示の処理手順に限定されるものではない。例えば、ステップＳ２０１の平滑化処理は、必ずしも実行されなくてもよい。

また、例えば、図４では、出力形態の一例として、パラメトリック画像が表示される場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、出力制御機能１６４は、第２指標値の代表値を出力してもよい。この場合、計算機能１６２は、ＲＯＩ内の少なくとも一部に対応する計測領域内の各位置の第２指標値に基づいて、計測領域の代表値を算出する。例えば、操作者が図９の領域Ｒ２４を計測領域として設定すると、計算機能１６２は、領域Ｒ２４内の各画素の第２指標値を用いて、代表値を算出する。ここで、代表値とは、例えば、平均値、中央値、最大値、最小値等の統計値である。そして、出力制御機能１６４は、計算機能１６２により算出された領域Ｒ２４の代表値をディスプレイ１０３に表示させる。

また、例えば、出力制御機能１６４は、第２指標値のヒストグラムを表示してもよい。このヒストグラムは、例えば、縦軸に頻度（ピクセル数）、横軸に第２指標値の大きさをとったグラフである。

つまり、出力制御機能１６４は、パラメトリック画像、代表値、ヒストグラム等の中から適宜選択された出力形態で出力可能である。また、出力制御機能１６４により出力される出力先はディスプレイ１０３に限定されるものではない。例えば、出力制御機能１６４は、出力対象の情報を記憶回路１５０に格納しても良いし、外部装置に送信しても良い。

上述してきたように、第１の実施形態に係る超音波診断装置１において、取得機能１６１は、時系列の複数の医用画像を取得する。計算機能１６２は、複数の医用画像に含まれる２つの医用画像で構成される各画像ペアについて、２つの医用画像における画像信号間の類似性を示す第１指標値を計算する。また、計算機能１６２は、複数の画像ペアそれぞれについて計算した第１指標値に基づいて、第２指標値を計算する。これにより、超音波診断装置１は、時間ごとの信号強度の変化を評価することができる。

例えば、超音波診断装置１は、「フレーム間の相関関係（類似性）の強弱」に基づいて、第１指標値を計算する。また、超音波診断装置１は、「相関関係のフレーム方向での関係性」に基づいて、第２指標値を計算する。これにより、超音波診断装置１は、時間ごとの信号強度の変化を定量的に評価することができる。

一例として、操作者（医師）は、Ｂモード画像内に血管腫の疑いのある領域（陰影）を発見する場合がある。このような場合、操作者は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１を用いて、パラメトリック画像をディスプレイ１０３上に表示させる。ここで、図９の領域Ｒ２４に示したように、所定以上の輝度値で領域が強調された場合には、操作者は、当該領域に時間ごとの信号強度の変化が認められると判断できる。この結果、操作者は、Ｂモード画像内の陰影が血管腫であると判別可能となる。これにより、操作者は、超音波造影を用いた鑑別を行うことなく、Ｂモード画像の超音波走査により簡便に血管腫を判別することが可能となる。したがって、超音波診断装置１によれば、ルーチン検査においても血管腫の判別を行うことができる。

（第１の実施形態の変形例１）
例えば、図９では、第２指標値に基づいてパラメトリック画像Ｉ１０を生成する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、生成機能１６３は、第１指標値の空間分布を示すパラメトリック画像を複数生成することができる。ここで、このパラメトリック画像は、フレーム間の類似性（相関関係）を示す画像（類似性のパラメトリック画像）である。また、出力制御機能１６４は、生成した複数の類似性のパラメトリック画像を並べて、又は、時系列順に表示させることができる。

例えば、生成機能１６３は、第１指標値の大きさに応じた画素値を各画素位置に割り当てることにより、類似性のパラメトリック画像を生成する。ここで、第１指標値は時系列の情報であるので、類似性のパラメトリック画像は、時系列に並ぶ複数の画像（動画）となる。類似性のパラメトリック画像では、血管腫が存在する領域が比較的高輝度に描出される。また、類似性のパラメトリック画像の動画を再生すると、血管腫が存在する領域では輝度値が高くなったり低くなったりする変化が認められる。

なお、第１指標値は、類似性のパラメトリック画像に限らず、グラフとしても出力可能である。例えば、出力制御機能１６４は、操作者により指定された任意の位置における第１指標値の時系列変化を示すグラフ（図８と同様のグラフ）をディスプレイ１０３に表示させる。

また、第１指標値は、類似性のパラメトリック画像やグラフに限らず、代表値やヒストグラムといった出力形態で出力可能である。代表値やヒストグラムの出力形態は、上述した第２指標値の代表値やヒストグラムの出力形態と同様であるので、説明を省略する。

（第１の実施形態の変形例２）
また、例えば、出力制御機能１６４は、図２及び図３に示した散布図を表示させても良い。

例えば、操作者がＢモード画像上の点を指定すると、生成機能１６３は、指定された点を中心とするカーネルを設定する。そして、生成機能１６３は、隣り合うフレーム間において、カーネル内の各画素位置に対応する点をプロットすることで、時系列に並ぶ複数の散布図を生成する。Ｎ枚のＢモード画像が存在する場合、Ｎ−１個の散布図が生成される。そして、出力制御機能１６４は、生成された複数の散布図を並べて、又は、時系列順に表示させる。例えば、血管腫が存在する位置（点）では、ＳＰ１１〜ＳＰ１３のような散布図が表示される。一方、血管腫が存在しない位置では、ＳＰ２１〜ＳＰ２３のような散布図が表示される。

これにより、操作者は、散布図上で相関関係の強弱を確認することができる。また、操作者は、散布図をフレーム方向に閲覧することで、各散布図での相関関係がフレーム方向で変化するか否かを確認することができる。この結果、操作者は、指定した位置に血管腫が存在するか否かを判断することができる。

（第１の実施形態の変形例３）
また、例えば、第２指標値の計算に用いるＢモード画像のフレーム数を十分確保するために、Ｂモード画像の撮像時に最小限のスキャン時間を示すインジケータを表示することができる。

例えば、操作者が超音波プローブ１０１を被検体Ｐの体表に当接させ、超音波走査を開始すると、インジケータが表示される。このインジケータは、例えば、最小限のスキャン時間に応じたカウントダウンを行う形態であっても良いし、最小限のスキャン時間が経過した時点で通知を行う形態であっても良い。

（第２の実施形態）
上述した第１の実施形態では、第２指標値の計算対象として、全てのフレームの第１指標値を用いる場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、超音波診断装置１は、Ｎ枚のＢモード画像データのうち、計算対象として指定されたフレームの第１指標値を用いて、第２指標値を計算することができる。例えば、モーションスタビライザ処理で補正しきれない性質の運動が存在する場合には、計算対象となるフレームを指定することが好適である。

例えば、画像内に描出される組織全体が均一に並進運動をしている場合には、モーションスタビライザ処理により組織の運動を位置ずれとして検出し、補正することが可能である。しかしながら、生体組織は必ずしも均一な並進運動をするとは限らない。例えば、画像内の組織が拍動の影響を受ける場合にも、拍動の影響を受けやすい領域と受けにくい領域が存在する場合がある。このような場合には、画像内の組織が均一な並進運動を行わないため、モーションスタビライザ処理を行っても補正しきれず、残存してしまう。このように、モーションスタビライザ処理を行っても残存してしまう組織の運動（以下、「残存性組織運動」と表記する）が存在する場合には、血管腫が存在する領域の判別が難しくなる。

図１０を用いて、残存性組織運動が含まれる場合のパラメトリック画像について説明する。図１０は、残存性組織運動が含まれる場合のパラメトリック画像の一例を示す図である。パラメトリック画像Ｉ３０は、背景画像としてのＢモード画像Ｉ４０上に重畳表示される。

図１０に示すように、残存性組織運動が含まれる場合には、パラメトリック画像Ｉ３０は、血管腫が存在する領域Ｒ３０以外の領域においても高輝度の領域を含むことがある。これは、残存性組織運動により第１指標値（１−相関係数）の値が大きくなるためと考えられる。

そこで、第２の実施形態では、Ｎ枚のＢモード画像データのうち、残存性組織運動の影響が大きいフレームを除外して第２指標値を計算する場合を説明する。なお、Ｎ枚のＢモード画像データのうち除外するフレーム（リジェクトフレーム）を指定することは、計算対象とするフレームを指定することと実質的に同義である。

第２の実施形態に係る超音波診断装置１は、図１に例示した超音波診断装置１と同様の構成を備え、図４に示した指標値計算処理の一部が相違する。そこで、第２の実施形態では、第１の実施形態と相違する点を中心に説明することとし、第１の実施形態において説明した構成については説明を省略する。

図１１を用いて、第２の実施形態に係る超音波診断装置１の処理手順を説明する。図１１は、第２の実施形態に係る指標値計算処理の処理手順を示すフローチャートである。図１１に示す処理手順は、図４に示すステップＳ１０４の処理内容に対応する。

また、以下の説明では、図１２から図１４を参照して説明する。図１２は、第２の実施形態に係る参照領域を設定する処理を説明するための図である。図１３は、第２の実施形態に係る第３指標値の時系列変化の一例を示す図である。

ステップＳ３０１において、計算機能１６２は、複数の医用画像に対して、空間方向及び時間方向への平滑化処理を実行する。なお、ステップＳ３０１の処理は、図５に示したステップＳ２０１の処理と同様であるので説明を省略する。

ステップＳ３０２において、計算機能１６２は、ＲＯＩ及び参照領域を設定する。例えば、図１２に示すように、計算機能１６２は、平滑化処理後のＮ枚のＢモード画像のうち１枚のＢモード画像（代表的には１フレーム目の画像）をディスプレイ１０３に表示させる。操作者は、表示されたＢモード画像上で血管腫の疑いのある領域と疑いのない領域（背景肝）を含む領域を、ＲＯＩ（領域Ｒ４０）として指定する。また、操作者は、背景肝の領域を、参照領域（領域Ｒ５０）として指定する。計算機能１６２は、Ｂモード画像上で操作者により指定された領域を、ＲＯＩ及び参照領域として設定する。また、計算機能１６２は、１フレーム目のＲＯＩ及び参照領域に基づいて、残りのＢモード画像（例えば、２〜Ｎフレーム目までの画像）におけるＲＯＩ及び参照領域を設定する。なお、参照領域としては、スペックルの大きさに対して数倍程度の大きさの領域を設定するのが好適である。

なお、ここでは、ＲＯＩ及び参照領域が手動で設定される場合を説明したが、自動的に設定されても良い。例えば、計算機能１６２は、公知のセグメンテーション処理により画像内の構造物の輪郭を抽出し、抽出した輪郭の位置や形状に基づいて、画像内にＲＯＩ及び参照領域を設定することができる。

ステップＳ３０３において、計算機能１６２は、モーションスタビライザ処理を実行する。なお、ステップＳ３０３の処理は、図５に示したステップＳ２０３の処理と同様であるので説明を省略する。

そして、計算機能１６２は、ステップＳ３０３が終了すると、ステップＳ３０４〜ステップＳ３０７の処理と平行して、ステップＳ３０８〜ステップＳ３１１の処理を実行する。なお、ステップＳ３０８〜ステップＳ３１１の処理は、画像信号間の類似性を示す第３指標値を計算する処理である。また、ステップＳ３０４〜ステップＳ３０７の処理は、図５に示したステップＳ２０４〜ステップＳ２０７の処理と同様であるので説明を省略する。

ステップＳ３０８において、計算機能１６２は、処理対象となる画像ペアを選択する。この処理は、図５に示したステップＳ１０４の処理と同様であるので説明を省略する。

ステップＳ３０９において、計算機能１６２は、画像ペアの動きを補正する。この処理は、図５に示したステップＳ１０５の処理と同様であるので説明を省略する。

ステップＳ３１０において、計算機能１６２は、参照領域について、画像信号間の類似性を示す第３指標値を計算する。

例えば、処理対象となる画像ペアとしてｎフレーム目とｎ＋１フレーム目のＢモード画像が選択されている場合を説明する。この場合、計算機能１６２は、ｎフレーム目の参照領域内の画像信号と、ｎ＋１フレーム目の参照領域内の画像信号と間の相関係数に基づいて、ｎフレーム目の第３指標値を計算する。

例えば、参照領域内の各画素位置には、画素位置を識別するためのピクセルインデックスが割り当てられている。そこで、計算機能１６２は、ｎフレーム目の参照領域内のピクセルインデックスごとの画素値と、ｎ＋１フレーム目の参照領域内のピクセルインデックスごとの画素値とを２変数データとして、相関係数を計算する。そして、計算機能１６２は、計算した相関係数を「１」から減算することで、ｎフレーム目の第３指標値を計算する。

ステップＳ３１１において、計算機能１６２は、処理対象となる画像ペアが残っているか否かを判定する。例えば、計算機能１６２は、Ｎ枚のＢモード画像のうち未処理のＢモード画像が存在する場合には、処理対象となる画像ペアが残っていると判定し（ステップＳ３１１肯定）、ステップＳ３０８の処理へ移行する。一方、計算機能１６２は、Ｎ枚のＢモード画像のうち未処理のＢモード画像が存在しない場合には、処理対象となる画像ペアが残っていないと判定し（ステップＳ３１１否定）、ステップＳ３１２の処理へ移行する。

つまり、計算機能１６２は、処理対象となる画像ペアを変更しながら、ステップＳ３０８〜ステップＳ３１１の処理を繰り返し実行することで、各画像ペアに基づく第３指標値を順次計算する。

このように、計算機能１６２は、Ｎ枚のＢモード画像それぞれの参照領域に基づいて、時系列に並ぶ複数の第３指標値を計算する。計算された複数の第３指標値は、フレーム数（時相）と関連づけられて記憶回路１５０や図示しないメモリに格納される。

なお、図１１において、「１−相関係数」を第３指標値と定義したが、これに限定されるものではない。例えば、計算機能１６２は、第３指標値として、２つの医用画像における画像信号間の相関係数、１−相関係数、絶対係数、１−絶対係数、ＳＡＤ、又はＳＳＤを計算しても良い。ただし、第３指標値の定義は、第１指標値の定義と同様の定義を用いるのが好適である。

ステップＳ３１２において、出力制御機能１６４は、第３指標値の時系列変化を表示させる。例えば、出力制御機能１６４は、計算機能１６２により計算された時系列に並ぶ複数の第３指標値を記憶回路１５０から読み出す。そして、出力制御機能１６４は、読み出した時系列に並ぶ複数の第３指標値に基づいて、第３指標値の時系列変化を示すグラフを生成し、ディスプレイ１０３に表示させる。

ステップＳ３１３において、計算機能１６２は、計算対象とするフレームの指定を受け付ける。例えば、操作者は、ディスプレイ１０３に表示された第３指標値の時系列変化を示すグラフを閲覧し、計算対象から除外するフレーム（リジェクトフレーム）を指定する旨の入力を行う。計算機能１６２は、リジェクトフレームを指定する旨の入力を受け付ける。

図１３を用いて、第２の実施形態に係る計算対象とするフレームの選択について説明する。図１３の上段には、参照領域における第３指標値の時系列変化を示すグラフを例示する。図１３の中段には、血管腫の代表点における第１指標値の時系列変化を示すグラフを例示する。図１３の下段には、背景肝の代表点における第１指標値の時系列変化を示すグラフを例示する。図１３のグラフにおいて、横軸は時間に対応し、縦軸は第１指標値又は第３指標値（つまり「１−相関係数」の値）に対応する。

図１３の上段に示すように、参照領域における第３指標値の時系列変化は、背景肝を含む組織全体の動きを表す。つまり、第３指標値が大きいフレームでは、組織全体の動きが大きく、第３指標値が小さいフレームでは、組織全体の動きが小さいことを示す。

ここで、上記の残存性組織運動が小さい場合（モーションスタビライザ処理により組織全体の動きを概ね補正できる場合）には、参照領域の第３指標値は小さくなるはずである。しかしながら、参照領域の第３指標値が大きいフレームがある場合には、そのフレームには残存性組織運動が存在することがわかる。例えば、期間Ｔ１０、期間Ｔ１１、及び期間Ｔ１２における第３指標値が大きいので、残存性組織運動が存在すると考えられる（図１３の上段）。

また、残存性組織運動は、その付近の血管腫や背景肝の信号強度にも影響を与える可能性がある。例えば、血管腫の代表点や背景肝の代表点における第１指標値は、期間Ｔ１０、期間Ｔ１１、及び期間Ｔ１２で概ね大きくなっている（図１３の中段及び下段）。また、期間Ｔ１０、期間Ｔ１１、及び期間Ｔ１２に含まれる第１指標値の曲線は、同じ期間における第３指標値の曲線形状と類似している。このため、血管腫や背景肝が存在する領域は、残存性組織運動の影響を受けていることが示唆される。したがって、残存性組織運動を含むフレームは、計算対象として望ましくないフレームであると言える。

そこで、出力制御機能１６４は、第３指標値の時系列変化を示すグラフ（図１３の上段のグラフ）をディスプレイに表示させる。なお、出力制御機能１６４は、第３指標値の時系列変化を示すグラフのみならず、操作者に指定された位置の第１指標値の時系列変化を示すグラフを生成して表示しても良い。この場合、操作者は、血管腫が存在すると思われる位置や、存在しないと思われる位置を任意に指定することができる。

そして、操作者は、期間Ｔ１０、期間Ｔ１１、及び期間Ｔ１２に含まれるフレームをリジェクトフレームとして指定する旨の入力を行う。これにより、計算機能１６２は、期間Ｔ１０、期間Ｔ１１、及び期間Ｔ１２に含まれるフレームをリジェクトフレームとする旨の入力を受け付ける。なお、ここでは、操作者がリジェクトフレームを指定する場合を説明したが、計算対象とするフレームを指定することも可能である。

ステップＳ３１４において、計算機能１６２は、計算対象とするフレームの第１指標値を用いて、第２指標値を計算する。例えば、計算機能１６２は、Ｎ枚のＢモード画像のうち、期間Ｔ１０、期間Ｔ１１、及び期間Ｔ１２に含まれるフレームの第１指標値を「ｎｕｌｌ」とする。そして、計算機能１６２は、期間Ｔ１０、期間Ｔ１１、及び期間Ｔ１２以外のフレームの第１指標値を用いて、第２指標値を計算する。

このように、第２の実施形態に係る超音波診断装置１は、Ｎ枚のＢモード画像データのうち、残存性組織運動の影響が大きいフレームの第１指標値を計算対象から除外して、第２指標値を計算する。これにより、超音波診断装置１は、より正確に第２指標値を計算することができる。

図１４を用いて、第２の実施形態に係る表示画像の一例を説明する。図１４は、第２の実施形態に係る表示画像の一例を示す図である。図１４には、残存性組織運動が含まれる場合の表示画像を例示する。図１４において、領域Ｒ３１は、Ｂモード画像をシネ表示するための領域である。また、領域Ｒ３２は、パラメトリック画像を表示するための領域であり、パラメトリック画像の背景画像として任意の時相のＢモード画像が表示される。また、領域Ｒ３３は、シネメモリを示すバーを表示するための領域である。

図１４に示すように、出力制御機能１６４は、パラメトリック画像Ｉ３１をディスプレイ１０３に表示させる。パラメトリック画像Ｉ３１のうち領域Ｒ３４は、高輝度の画素が多いため、血管腫が存在していることが示唆される。また、領域Ｒ３４の外側は、血管腫が存在しないため低輝度に描出される。

このように、第２の実施形態に係る超音波診断装置１は、残存性組織運動が存在する場合にも、血管腫が存在する領域Ｒ３４と、血管腫が存在しない領域（領域Ｒ３４の外側）を明確に区別して表示することができる。

また、出力制御機能１６４は、リジェクトフレームを示す情報を表示させる。例えば、出力制御機能１６４は、領域Ｒ３３のシネメモリを示すバーのうち、リジェクトフレームに対応する位置を黒い領域で表示させる。この黒い領域は、図１３の期間Ｔ１０、期間Ｔ１１、及び期間Ｔ１２に対応するフレームを示す。これにより、操作者は、シネメモリを示すバー上でリジェクトフレームを把握することができる。

なお、リジェクトフレームを示す黒い領域は、必ずしも黒でなくても良い。他の領域と区別可能な色やハッチングにより表示可能である。また、リジェクトフレームを示す情報は、必ずしもシネメモリを示すバー上に示されなくても良い。例えば、撮像時間やフレーム数などを示す数値としてディスプレイ１０３に表示されても良い。

また、リジェクトフレームを表示するのではなく、計算対象としたフレームを表示しても良い。計算対象としたフレームを示す情報は、リジェクトフレームを示す情報と同様の表示形態により表示可能である。

なお、第２の実施形態では、第１指標値を計算する処理（ステップＳ３０４〜ステップＳ３０７）と、第３指標値を計算する処理（ステップＳ３０８〜ステップＳ３１１）とを平行して処理する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、超音波診断装置１は、第１指標値を計算する処理を実行した後に第３指標値を計算する処理を実行しても良いし、第３指標値を計算する処理を実行した後に第１指標値を計算する処理を実行しても良い。

また、第３指標値を計算する処理を実行した後に第１指標値を計算する処理を実行する場合には、リジェクトフレームが除外されたＢモード画像群を処理対象として第１指標値を計算することも可能である。この場合、計算機能１６２は、リジェクトフレームが除外されたＢモード画像群の中から、処理対象となる画像ペアを選択する（ステップＳ３０４の処理）。そして、計算機能１６２は、選択した画像ペアに対してステップＳ３０５及びステップＳ３０６の処理を実行し、処理対象となる画像ペアが残っているか判定する（ステップＳ３０７の処理）。ステップＳ３０７の処理において、計算機能１６２は、リジェクトフレームが除外されたＢモード画像群の中に未処理のＢモード画像が存在する場合に、処理対象となる画像ペアが残っていると判定する。一方、計算機能１６２は、リジェクトフレームが除外されたＢモード画像群の中に未処理のＢモード画像が存在しない場合には、処理対象となる画像ペアが残っていないと判定する。これにより、超音波診断装置１は、計算対象とならないフレームについては第１指標値を計算する処理を実行しないので、第１指標値を計算する処理の負荷を軽減することができる。

（第２の実施形態の変形例）
第２の実施形態では、操作者が手動でリジェクトフレームを指定する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、超音波診断装置１は、リジェクトフレームを自動的に決定することも可能である。

すなわち、第２の実施形態の変形例に係る超音波診断装置１において、計算機能１６２は、２つの医用画像それぞれに参照領域を設定する。そして、計算機能１６２は、参照領域について、２つの医用画像における画像信号間の類似性を示す第３指標値を計算する。そして、計算機能１６２は、第３指標値に基づいて、複数の医用画像のうち計算対象とするフレームを決定する。そして、計算機能１６２は、計算対象とするフレームの第１指標値を用いて、第２指標値を計算する。

例えば、第２の実施形態の変形例に係る計算機能１６２は、図１１のステップＳ３１３の処理に代えて、第３指標値に基づいて計算対象とするフレームを決定する処理を実行する。なお、計算機能１６２は、第３指標値の時系列変化を表示する処理（ステップＳ３１２の処理）を必ずしも実行しなくても良いが、操作者にリジェクトフレームの決定根拠を提示するために、第３指標値の時系列変化を表示するのが好適である。

ここで、組織全体の運動が適正に補正されていれば、第３指標値は以下の２つの特徴を有すると考えられる。

第１の特徴は、「第３指標値は一定以上に高くならない亅というものである。これは、組織全体の運動が補正されていた場合には、ある一定の違いはあり得るものの、一定以上の違いは存在しないだろうとの推論に基づく。そこで、第３指標値がその平均値以上に大きいフレームを除外する。

また、第２の特徴は、「第３指標値はバラつかない」というものである。つまり、第３指標値の標準偏差は、ある一定以内に収まるはずである。そこで、第３指標値の標準偏差が、その標準偏差の平均値以上に大きいフレームを除外する。

そこで、計算機能１６２は、第１の特徴と第２の特徴の双方を満たすフレームを、計算対象として決定する。例えば、計算機能１６２は、第１の特徴「第３指標値は一定以上に高くならない亅に基づいて、第１閾値を設定する。また、計算機能１６２は、第２の特徴「第３指標値はバラつかない」に基づいて、第２閾値を設定する。そして、計算機能１６２は、第３指標値と、第１閾値及び第２閾値それぞれとの比較に基づいて、計算対象とするフレームを決定する。

図１５を用いて、第２の実施形態の変形例に係る計算機能１６２の処理を説明する。図１５は、第２の実施形態の変形例に係る計算機能１６２の処理を説明するための図である。グラフＧ１０は、第３指標値の時系列変化を示すグラフである。このグラフを生成する処理は、上述した第２の実施形態の処理と同様であるので説明を省略する。

例えば、計算機能１６２は、第１の特徴に基づいて、全てのフレームの第３指標値の平均値を第１閾値として計算する。そして、計算機能１６２は、第３指標値と第１閾値とを比較する。例えば、計算機能１６２は、グラフＧ１０における各フレームの第３指標値から第１閾値の値をそれぞれ減算することで、グラフＧ１１を生成する。グラフＧ１１において、横軸は時間に対応し、縦軸は減算値に対応する。また、縦軸の「０（ゼロ）」の位置は、第１閾値に対応する。

そして、計算機能１６２は、第１閾値よりも大きい値を有するフレームを除外する。つまり、計算機能１６２は、グラフＧ１１の「０」より大きい値を有するフレームを除外し、期間Ｔ２０、期間Ｔ２１、及び期間Ｔ２２に含まれるフレームを残す。

また、計算機能１６２は、第２の特徴に基づいて、全てのフレームの第３指標値の標準偏差の平均値を第２閾値として計算する。そして、計算機能１６２は、第３指標値と第２閾値とを比較する。例えば、計算機能１６２は、各フレームの第３指標値の標準偏差から、第２閾値の値をそれぞれ減算することで、グラフＧ１２を生成する。ここで、各フレームの第３指標値の標準偏差は、各フレームの前後数フレーム分の第３指標値の標準偏差として計算される。グラフＧ１２において、横軸は時間に対応し、縦軸は減算値に対応する。また、縦軸の「０（ゼロ）」の位置は、第２閾値に対応する。

そして、計算機能１６２は、第２閾値よりも大きい値を有するフレームを除外する。つまり、計算機能１６２は、グラフＧ１２の「０」より大きい値を有するフレームを除外し、期間Ｔ２３に含まれるフレームを残す。

ここで、第１の特徴と第２の特徴の双方を満たすフレームは、グラフＧ１１とグラフＧ１２の双方において残ったフレームである。期間Ｔ２３は期間Ｔ２１に含まれるので、図１５において第１の特徴と第２の特徴の双方を満たすフレームは、期間Ｔ２３に含まれるフレームである。例えば、第１の特徴と第２の特徴の双方を満たすフレームを「１」で、満たさないフレームを「０」で示すと、図１５のグラフＧ１３が得られる。つまり、計算機能１６２は、期間Ｔ２３に含まれるフレームを計算対象として決定する。

このように、第２の実施形態に係る変形例に係る超音波診断装置１は、計算対象とするフレームを自動的に決定することができる。なお、上記の説明では、第１の特徴と第２の特徴の双方を満たすフレームを計算対象とする場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、計算機能１６２は、第１の特徴と第２の特徴の少なくとも一方を満たすフレームを計算対象としても良い。また、上述した第１閾値及び第２閾値はあくまで一例であり、任意の閾値を設定可能である。ただし、閾値は、第３指標値の時間方向の統計値に基づく値であることが好適である。

（第３の実施形態）
上述した第１及び第２の実施形態では、カーネル内の画像信号に基づいて１点（中心位置）の類似性（第１指標値）を計算し、類似性のフレーム方向への変動に着目する場合を説明した。しかしながら、相関係数分布の半値幅は、映像系の点広がり関数（Point Spread Function：ＰＳＦ）に依存する。例えば、ＰＳＦが広い場合には、フレーム方向の揺らぎによる変動があったとしても相関係数分布の幅が広いため、想定よりも相関係数の低下が起こらず、揺らぎの識別能が低下する可能性がある。

そこで、第３の実施形態では、１点の相関係数に着目するのではなく、探索領域を設けて２次元空間の相関係数分布（類似性の分布）のフレーム方向への変動に着目することで、フレーム方向の揺らぎの識別能を向上させる場合を説明する。

第３の実施形態に係る超音波診断装置１は、図１に例示した超音波診断装置１と同様の構成を備え、図５に示した指標値計算処理の一部が相違する。そこで、第３の実施形態では、第１の実施形態と相違する点を中心に説明することとし、第１の実施形態において説明した構成については説明を省略する。

図１６を用いて、第３の実施形態に係る超音波診断装置１の処理手順を説明する。図１６は、第３の実施形態に係る指標値計算処理の処理手順を示すフローチャートである。図１６に示す処理手順は、図４に示したステップＳ１０４の処理内容（つまり、図５の処理内容）に対応する。

また、以下の説明では、図１７から図２０を参照して説明する。図１７及び図１８は、第３の実施形態に係る２次元相関係数分布を生成する処理を説明するための図である。図１９及び図２０は、第３の実施形態に係る２次元相関係数分布の相関係数を計算する処理を説明するための図である。

ステップＳ４０１〜ステップＳ４０５において、計算機能１６２は、各処理を実行する。なお、ステップＳ４０１〜ステップＳ４０５の処理は、図５に示したステップＳ２０１〜ステップＳ２０５の処理と同様であるので説明を省略する。

ステップＳ４０６において、計算機能１６２は、各画素位置について、２次元相関係数分布を生成する。つまり、計算機能１６２は、複数の医用画像に含まれる２つの医用画像で構成される各画像ペアについて、一方の医用画像の各位置における画像信号と、他方の画像における複数の位置それぞれの画像信号との間の類似性を示す指標値群（第４指標値群）を計算する。なお、２次元相関係数分布は、指標値群の一例である。

ステップＳ４０７において、計算機能１６２は、２次元相関係数分布のうち最も相関係数が高い画素位置に、次のカーネルの中心位置を移動させる。

ステップＳ４０８において、計算機能１６２は、処理対象となる画像ペアが残っているか否かを判定する。例えば、計算機能１６２は、Ｎ枚のＢモード画像のうち未処理のＢモード画像が存在する場合には、処理対象となる画像ペアが残っていると判定し（ステップＳ４０８肯定）、ステップＳ４０４の処理へ移行する。一方、計算機能１６２は、Ｎ枚のＢモード画像のうち未処理のＢモード画像が存在しない場合には、処理対象となる画像ペアが残っていないと判定し（ステップＳ４０８否定）、ステップＳ４０９の処理へ移行する。

つまり、計算機能１６２は、処理対象となる画像ペアを変更しながら、ステップＳ４０４〜ステップＳ４０８の処理を繰り返し実行する。そして、計算機能１６２は、複数の画像ペアを順番に選択するとともに、各画像ペアに基づく第１指標値を順番に計算する。

図１７及び図１８を用いて、ステップＳ４０４〜ステップＳ４０８の処理を説明する。図１７には、ｎフレーム目及びｎ＋１フレーム目のＢモード画像から、ｎフレーム目の２次元相関係数分布を生成する場合の処理を例示する。図１７において、領域Ｒ４０は、ｎフレーム目のＢモード画像に設定されたカーネルを示す。また、領域Ｒ４１は、ｎ＋１フレーム目のＢモード画像に設定された探索領域を示す。また、領域Ｒ４２は、ｎ＋１フレーム目のＢモード画像に設定されたカーネルを示す。図１８には、ｎ＋１フレーム目及びｎ＋２フレーム目のＢモード画像から、ｎ＋１フレーム目の２次元相関係数分布を生成する場合の処理を例示する。図１８において、領域Ｒ４３は、ｎ＋１フレーム目のＢモード画像に設定されたカーネルを示す。また、領域Ｒ４４は、ｎ＋２フレーム目のＢモード画像に設定された探索領域を示す。また、領域Ｒ４５は、ｎ＋２フレーム目のＢモード画像に設定されたカーネルを示す。

まず、図１７を用いて、処理対象となる画像ペアとしてｎフレーム目とｎ＋１フレーム目のＢモード画像が選択されている場合を説明する。この場合、計算機能１６２は、ｎフレーム目のＢモード画像において、ＲＯＩに含まれる画素位置（ｘ_ｐ，ｙ_ｐ）を中心とするカーネル（領域Ｒ４０）を設定する。

そして、計算機能１６２は、ｎ＋１フレーム目のＢモード画像において、画素位置（ｘ_ｐ，ｙ_ｐ）に対応する画素位置を中心として探索領域（領域Ｒ４１）を設定する。ここで、ｎフレーム目及びｎ＋１フレーム目の画像間の位置ずれが（ｘ_１，ｙ_１）である場合には、計算機能１６２は、ｎ＋１フレーム目のＢモード画像の画素位置（ｘ_ｐ＋ｘ_１，ｙ_ｐ＋ｙ_１）を中心として、探索領域（領域Ｒ４１）を設定する。

そして、計算機能１６２は、ｎフレーム目のＢモード画像における画素位置（ｘ_ｐ，ｙ_ｐ）の画像信号と、ｎ＋１フレーム目のＢモード画像における探索領域内の各画素位置の画像信号との間の２次元相関係数分布を生成する。例えば、計算機能１６２は、探索領域（領域Ｒ４１）内の画素位置（ｘ_ｑ，ｙ_ｑ）を中心としてカーネル（領域Ｒ４２）を設定する。そして、計算機能１６２は、カーネル（領域Ｒ４０）内の画像信号と、カーネル（領域Ｒ４２）内の画像信号とに基づいて、画素位置（ｘ_ｑ，ｙ_ｑ）に対応する相関係数を計算する。例えば、計算機能１６２は、領域Ｒ４０内のピクセルインデックスごとの画素値と、領域Ｒ４２内のピクセルインデックスごとの画素値とを２変数データとして、相関係数を計算する。

そして、計算機能１６２は、探索領域（領域Ｒ４１）内の画素位置（ｘ_ｑ，ｙ_ｑ）を変更しつつ、変更した各画素位置の画像信号と、画素位置（ｘ_ｐ，ｙ_ｐ）の画像信号との相関係数を計算する。これにより、計算機能１６２は、探索領域（領域Ｒ４１）内の各画素位置の画像信号と、画素位置（ｘ_ｐ，ｙ_ｐ）の画像信号との相関係数の分布情報を、ｎフレーム目の２次元相関係数分布として生成する。なお、図１７に図示した２次元相関係数分布は、探索領域（領域Ｒ４１）内の各画素位置に、各画素位置の相関係数の大きさに応じた輝度値を割り当てて示したものである。

そして、計算機能１６２は、２次元相関係数分布のうち最も相関係数が高い画素位置に、次のフレームにおけるカーネルの中心位置を移動させる。例えば、計算機能１６２は、図１７の２次元相関係数分布のうち最も高輝度の画素位置Ｐ１１（ｘ_ｒ，ｙ_ｒ）に、次のフレームにおけるカーネルの中心位置を移動させる。ここで、２次元相関係数分布における座標系は、ｎ＋１フレーム目のＢモード画像における座標系と対応している。このため、画素位置Ｐ１１（ｘ_ｒ，ｙ_ｒ）は、ｎ＋１フレーム目のＢモード画像における画素位置（ｘ_ｒ，ｙ_ｒ）に対応する。これにより、計算機能１６２は、ｎフレーム目の画素位置（ｘ_ｐ，ｙ_ｐ）を、ｎ＋１フレーム目の探索領域内で最も類似性が高い位置に移動（追跡）させることができる。

次に、図１８を用いて、処理対象となる画像ペアとしてｎ＋１フレーム目とｎ＋２フレーム目のＢモード画像が選択されている場合を説明する。ここで、ｎ＋１フレーム目のＢモード画像については、図１７の処理においてカーネルの中心位置（ｘ_ｒ，ｙ_ｒ）が設定済みである。そこで、計算機能１６２は、ｎ＋１フレーム目のＢモード画像において、画素位置（ｘ_ｒ，ｙ_ｒ）を中心とするカーネル（領域Ｒ４３）を設定する。

そして、計算機能１６２は、ｎ＋２フレーム目のＢモード画像において、画素位置（ｘ_ｒ，ｙ_ｒ）に対応する画素位置を中心として探索領域（領域Ｒ４４）を設定する。ここで、ｎ＋１フレーム目及びｎ＋２フレーム目の画像間の位置ずれが（ｘ_２，ｙ_２）である場合には、計算機能１６２は、ｎ＋２フレーム目のＢモード画像の画素位置（ｘ_ｒ＋ｘ_２，ｙ_ｒ＋ｙ_２）を中心として、探索領域（領域Ｒ４４）を設定する。

そして、計算機能１６２は、ｎ＋１フレーム目のＢモード画像における画素位置（ｘ_ｒ，ｙ_ｒ）の画像信号と、ｎ＋２フレーム目のＢモード画像における探索領域内の各画素位置の画像信号との間の２次元相関係数分布を生成する。例えば、計算機能１６２は、探索領域（領域Ｒ４４）内の画素位置（ｘ_ｓ，ｙ_ｓ）を中心としてカーネル（領域Ｒ４５）を設定する。そして、計算機能１６２は、カーネル（領域Ｒ４３）内の画像信号と、カーネル（領域Ｒ４５）内の画像信号とに基づいて、画素位置（ｘ_ｓ，ｙ_ｓ）に対応する相関係数を計算する。例えば、計算機能１６２は、領域Ｒ４３内のピクセルインデックスごとの画素値と、領域Ｒ４５内のピクセルインデックスごとの画素値とを２変数データとして、相関係数を計算する。

そして、計算機能１６２は、探索領域（領域Ｒ４４）内の画素位置（ｘ_ｓ，ｙ_ｓ）を変更しつつ、変更した各画素位置の画像信号と、画素位置（ｘ_ｒ，ｙ_ｒ）の画像信号との相関係数を計算する。これにより、計算機能１６２は、探索領域（領域Ｒ４４）内の各画素位置の画像信号と、画素位置（ｘ_ｒ，ｙ_ｒ）の画像信号との相関係数の分布情報を、ｎ＋１フレーム目の２次元相関係数分布として生成する。なお、図１８に図示した２次元相関係数分布は、探索領域（領域Ｒ４４）内の各画素位置に、各画素位置の相関係数の大きさに応じた輝度値を割り当てて示したものである。

そして、計算機能１６２は、２次元相関係数分布のうち最も相関係数が高い画素位置に、次のフレームにおけるカーネルの中心位置を移動させる。例えば、計算機能１６２は、図１８の２次元相関係数分布のうち最も高輝度の画素位置Ｐ１２（ｘ_ｔ，ｙ_ｔ）に、次のフレームにおけるカーネルの中心位置を移動させる。ここで、２次元相関係数分布における座標系は、ｎ＋２フレーム目のＢモード画像における座標系と対応している。このため、画素位置Ｐ１２（ｘ_ｔ，ｙ_ｔ）は、ｎ＋２フレーム目のＢモード画像における画素位置（ｘ_ｔ，ｙ_ｔ）に対応する。

このように、計算機能１６２は、ＲＯＩ内の画素位置（ｘ_ｐ，ｙ_ｐ）を追跡しつつ、ｎフレーム目及びｎ＋１フレーム目の２次元相関係数分布を生成する。また、計算機能１６２は、ＲＯＩ内の他の画素位置についても同様の処理を行うことにより、ＲＯＩ内の全ての画素位置について、２次元相関係数分布を生成する。そして、計算機能１６２は、Ｎ枚のＢモード画像のうち残りのＢモード画像に対しても同様の処理を行うことにより、時系列に並ぶ複数の２次元相関係数分布を生成する。生成された複数の２次元相関係数分布は、フレーム数（時相）や画素位置と関連づけられて記憶回路１５０や図示しないメモリに格納される。

ステップＳ４０９において、計算機能１６２は、対応する各画素位置について、２次元相関係数分布の相関係数を計算する。つまり、計算機能１６２は、２つの画像ペアについて計算した２つの指標値群の間の類似性を示す値を、第１指標値として計算する。

図１９及び図２０を用いて、２次元相関係数分布の相関係数を計算する処理を説明する。図１９には、背景肝の代表点における時系列の２次元相関係数分布を用いて、相関係数を計算する場合の処理を例示する。また、図２０には、血管腫の代表点における時系列の２次元相関係数分布を用いて、相関係数を計算する場合の処理を例示する。

図１９及び図２０に示すように、各画素位置について、ｎフレーム目、ｎ＋１フレーム目、及びｎ＋２フレーム目の２次元相関係数分布が生成されている。ここで、計算機能１６２は、ｎフレーム目の２次元相関係数分布内の相関係数と、ｎ＋１フレーム目の２次元相関係数分布内の相関係数と間の相関係数を計算する。例えば、計算機能１６２は、ｎフレーム目の２次元相関係数分布内のピクセルインデックスごとの相関係数と、ｎ＋１フレーム目の２次元相関係数分布内のピクセルインデックスごとの相関係数とを２変数データとして、ｎフレーム目の相関係数を計算する。

また、計算機能１６２は、ｎ＋１フレーム目の２次元相関係数分布内の相関係数と、ｎ＋２フレーム目の２次元相関係数分布内の相関係数と間の相関係数を計算する。例えば、計算機能１６２は、ｎ＋１フレーム目の２次元相関係数分布内のピクセルインデックスごとの相関係数と、ｎ＋２フレーム目の２次元相関係数分布内のピクセルインデックスごとの相関係数とを２変数データとして、ｎ＋１フレーム目の相関係数を計算する。

このように、計算機能１６２は、処理対象とする２次元相関係数分布のペアを変更しながら、ペア間の相関係数を計算する。これにより、計算機能１６２は、各画素位置について、相関係数の時系列情報を生成する。

例えば、図１９には、背景肝の代表点について相関係数の時系列情報を生成した場合を例示する。この場合、背景肝の代表点を含んだ周辺の領域では揺らぎが小さいため、ｎフレーム目、ｎ＋１フレーム目、及びｎ＋２フレーム目の２次元相関係数分布は、互いに類似している。このため、グラフＧ２０に示すように、背景肝の代表点における相関係数は、比較的高い値で一定となる。

一方、図２０には、血管腫の代表点について相関係数の時系列情報を生成した場合を例示する。この場合、血管腫の代表点を含んだ周辺の領域では揺らぎが大きいため、ｎフレーム目、ｎ＋１フレーム目、及びｎ＋２フレーム目の２次元相関係数分布は、互いに異なる場合が多い。このため、グラフＧ２１に示すように、血管腫の代表点における相関係数は、背景肝と比較して低い値になりやすく、フレーム方向で変化する。

このように、計算機能１６２は、ＲＯＩ内の全ての画素位置について、時系列に並ぶ複数の相関係数を計算する。なお、図１９では、説明の明瞭化のため、ｎフレーム目、ｎ＋１フレーム目、及びｎ＋２フレーム目の２次元相関係数分布として同一の分布（画像）を例示しているが、同一の分布が並ぶことは実際には稀である。

また、図１９及び図２０では、相関係数を計算する場合を説明したが、これに限定されるものではない。ステップＳ４０９の処理で計算される相関係数は、第１の実施形態において説明した「２つの医用画像における画像信号間の類似性を示す第１指標値」に相当する。このため、計算機能１６２は、相関係数に代えて、１−相関係数、絶対係数、１−絶対係数、ＳＡＤ、又はＳＳＤを計算することができる。

ステップＳ４１０において、計算機能１６２は、フレーム方向の標準偏差を計算する。例えば、計算機能１６２は、ＲＯＩ内の各画素位置について計算された時系列に並ぶ複数の相関係数を用いて、フレーム方向の標準偏差を計算する。

なお、ステップＳ４１０の処理で計算される標準偏差は、第１の実施形態において説明した「第１指標値（類似性）の時間方向の統計値に対応する第２指標値」に相当する。このため、計算機能１６２は、標準偏差に代えて、分散、平均値、中央値、相関係数、絶対係数、又は移動平均値を計算することができる。

このように、第３の実施形態に係る超音波診断装置１において、計算機能１６２は、ＲＯＩ内の各画素位置について、２次元相関係数分布を生成する。そして、計算機能１６２は、２次元相関係数分布の間の類似性を示す第１指標値を計算する。そして、計算機能１６２は、時系列に並ぶ複数の第１指標値を用いて、フレーム方向の第２指標値を計算する。これにより、超音波診断装置１は、フレーム方向の揺らぎの識別能を向上させることができる。

（第３の実施形態の変形例）
例えば、出力制御機能１６４は、更に、２次元相関係数分布を表示させても良い。

例えば、操作者がＢモード画像上の点を指定すると、計算機能１６２は、指定された点について、時系列に並ぶ複数の２次元相関係数分布を生成する。そして、出力制御機能１６４は、生成された複数の２次元相関係数分布を並べて、又は、時系列順に表示させる。例えば、血管腫が存在する位置（点）では、図２０に示した２次元相関係数分布が表示される。一方、血管腫が存在しない位置では、図１９に示した２次元相関係数分布が表示される。

これにより、操作者は、２次元相関係数分布をフレーム方向に閲覧することで、各２次元相関係数分布での相関関係がフレーム方向で変化するか否かを確認することができる。この結果、操作者は、指定した位置に血管腫が存在するか否かを判断することができる。

（その他の実施形態）
上述した実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてもよい。

（Ｂモード画像以外の信号の利用）
例えば、上述した実施形態では、時系列の複数の医用画像を用いて第１指標値及び第２指標値を計算する場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、医用画像として生成される前の信号群を用いて第１指標値及び第２指標値を計算することも可能である。

すなわち、取得機能１６１は、時系列の複数の信号群を取得する。また、計算機能１６２は、複数の信号群に含まれる２つの信号群で構成される各信号群ペアについて、２つの信号群における信号間の類似性を示す第１指標値を計算する。また、計算機能１６２は、複数の信号群ペアそれぞれについて計算した第１指標値に基づいて、第１指標値の時間方向の統計値に対応する第２指標値を計算する。

例えば、取得機能１６１は、医用画像として、Ｂモード画像に変換される前のＢモードデータを取得しても良い。つまり、医用画像は、医用画像に対応するスキャン可能領域に含まれる各位置の信号値が、スキャン可能領域ごとに収集された情報であっても良い。

また、例えば、Ｂモードのような、開口中心を１回の超音波送受信ごとにラテラル方向にスライドさせながら行う超音波走査に限定されるものではない。例えば、開口中心を、あるパケット間は固定させ、同一の領域を複数回送受信した後に、ラテラル方向にスライドさせる超音波走査であっても良い。なお、この超音波走査は、カラードプラにおける超音波走査と同様であるが、利用する信号情報は周波数ではなく振幅である。つまり、医用画像は、スキャン可能領域に含まれる各位置の信号値が、スキャン可能領域のスキャンラインごとに収集された情報であっても良い。この場合、分割領域ごとに信号値が取得されるため、第１指標値を計算する際のフレーム間隔をＰＲＦ（Pulse Repetition Frequency）間隔まで狭めることができる。このため、第１指標値の計算処理が非常に高時間分解能になるため、高流速における信号強度の変化の相関関係を解析する際に有用である。

また、例えば、上述した超音波走査の前に、プッシュパルス（音響放射力）や外部加振を行い、その外力自体による組織の応答を解析しても良い。また、その外力によって発生したせん断波によって発生した応答を解析しても良い。つまり、医用画像は、スキャン可能領域に含まれる各位置の信号値が、プッシュパルス又は外部加振の後にスキャンラインごとに収集された情報であっても良い。

（グラフ表示）
また、例えば、超音波診断装置１は、上述した実施形態にて説明したグラフのうち任意のグラフをディスプレイ１０３に表示可能である。例えば、生成機能１６３は、所定の位置又は領域における第１指標値又は第２指標値に基づくグラフを生成する。ここで、位置又は領域は、操作者により指定される。そして、出力制御機能１６４は、生成されたグラフを表示させる。

（医用情報処理装置）
例えば、上述した実施形態では、開示の技術が超音波診断装置１に適用される場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、開示の技術は、医用情報処理装置２００に適用されても良い。医用情報処理装置２００は、例えば、ワークステーションやＰＡＣＳ（Picture Archiving Communication System）ビューワ等に対応する。

図２１は、その他の実施形態に係る医用情報処理装置２００の構成例を示すブロック図である。図２１に示すように、医用情報処理装置２００は、入力インタフェース２０１、ディスプレイ２０２、記憶回路２１０、及び処理回路２２０を備える。入力インタフェース２０１、ディスプレイ２０２、記憶回路２１０、及び処理回路２２０は、相互に通信可能に接続される。

入力インタフェース２０１は、マウス、キーボード、タッチパネル等、操作者からの各種の指示や設定要求を受け付けるための入力装置である。ディスプレイ２０２は、医用画像を表示したり、操作者が入力インタフェース２０１を用いて各種設定要求を入力するためのＧＵＩを表示したりする表示装置である。

記憶回路２１０は、例えば、ＮＡＮＤ（Not AND）型フラッシュメモリやＨＤＤ（Hard Disk Drive）であり、医用画像データやＧＵＩを表示するための各種のプログラムや、当該プログラムによって用いられる情報を記憶する。

処理回路２２０は、医用情報処理装置２００における処理全体を制御する電子機器（プロセッサ）である。処理回路２２０は、取得機能２２１、計算機能２２２、生成機能２２３、及び出力制御機能２２４を実行する。取得機能２２１、計算機能２２２、生成機能２２３、及び出力制御機能２２４は、例えば、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路２１０内に記録されている。処理回路２２０は、各プログラムを読み出し、実行することで読み出した各プログラムに対応する機能（取得機能２２１、計算機能２２２、生成機能２２３、及び出力制御機能２２４）を実現する。

取得機能２２１は、図１に示した取得機能１６１と基本的に同様の処理を実行可能である。また、計算機能２２２は、図１に示した計算機能１６２と基本的に同様の処理を実行可能である。また、生成機能２２３は、図１に示した生成機能１６３と基本的に同様の処理を実行可能である。また、出力制御機能２２４は、図１に示した出力制御機能１６４と基本的に同様の処理を実行可能である。

これにより、例えば、医用情報処理装置２００において、取得機能２２１は、時系列の複数の医用画像を取得する。計算機能２２２は、複数の医用画像に含まれる２つの医用画像で構成される各画像ペアについて、２つの医用画像における画像信号間の類似性を示す第１指標値を計算する。また、計算機能２２２は、複数の画像ペアそれぞれについて計算した第１指標値に基づいて、第２指標値を計算する。これにより、医用情報処理装置２００は、時間ごとの信号強度の変化を評価することができる。

（３次元画像への適用）
また、例えば、上述した実施形態では、２次元画像を用いた場合の処理を説明したが、これに限らず、３次元画像（ボリュームデータ）を用いた場合にも適用可能である。

（正規化したＳＡＤ又は正規化したＳＳＤの利用）
また、第１指標値としては、上述した相関係数、１−相関係数、絶対係数、１−絶対係数、ＳＡＤ、又はＳＳＤが適用可能である旨を述べてが、これに限定されるものではない。例えば、第１指標値としては、更に、正規化したＳＡＤ、又は正規化したＳＳＤが適用可能である。

例えば、計算機能１６２は、下記の式（１）を用いて、正規化したＳＡＤ「Ｓ１」を計算する。式（１）において、「Ａｍｐ_（ｎ）（ｘ_ｉ，ｙ_ｊ）」は、ｎフレーム目のカーネル内の各画素位置における画像信号の振幅（画素値に相当）を表す。また、「Ａｍｐ_{（ｎ＋１）}（ｘ_ｉ，ｙ_ｊ）」は、ｎ＋１フレーム目のカーネル内の各画素位置における画像信号の振幅を表す。また、「ｉ」は、１〜ｋまでの整数を表す。また、「ｊ」は、１〜ｌまでの整数を表す。例えば、図７の例では、「ｋ」及び「ｌ」は、いずれも「３」である。

また、計算機能１６２は、下記の式（２）を用いて、正規化したＳＳＤ「Ｓ２」を計算する。式（２）における「Ａｍｐ_（ｎ）（ｘ_ｉ，ｙ_ｊ）」、「Ａｍｐ_{（ｎ＋１）}（ｘ_ｉ，ｙ_ｊ）」、「ｉ」「ｊ」、「ｋ」、及び「ｌ」は、式（１）と同様であるので説明を省略する。

このように、計算機能１６２は、第１指標値として、２つの医用画像における画像信号間の差分の絶対値の総和を正規化した値、又は、２つの医用画像における画像信号間の差分の二乗和を正規化した値、を計算することができる。なお、第１指標値を計算した後の処理は、上述した実施形態と同様である。また、上記の「Ｓ１」及び「Ｓ２」は、相対誤差とも呼ばれる。

また、上記の「Ｓ１」及び「Ｓ２」は、第２の実施形態で説明した第３指標値としても適用可能である。つまり、計算機能１６２は、第３指標値として、２つの医用画像における画像信号間の差分の絶対値の総和を正規化した値、又は、２つの医用画像における画像信号間の差分の二乗和を正規化した値、を計算することができる。

なお、上記説明において用いた「プロセッサ（回路）」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit)、或いは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサは記憶回路１５０に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、記憶回路１５０にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。更に、各図における複数の構成要素を１つのプロセッサへ統合してその機能を実現するようにしてもよい。

また、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。例えば、画像処理回路１３０の機能は、処理回路１６０に統合されても良い。更に、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部又は任意の一部が、ＣＰＵ及び当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。

また、上述した実施形態において説明した各処理のうち、自動的に行なわれるものとして説明した処理の全部又は一部を手動的に行なうこともでき、或いは、手動的に行なわれるものとして説明した処理の全部又は一部を公知の方法で自動的に行なうこともできる。この他、上記文書中や図面中で示した処理手順、制御手順、具体的名称、各種のデータやパラメータを含む情報については、特記する場合を除いて任意に変更することができる。

また、上述した実施形態で説明した画像処理方法は、予め用意された画像処理プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって実現することができる。この画像処理プログラムは、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、この画像処理プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。

以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、時間ごとの信号強度の変化を評価することができる。

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。

１ 超音波診断装置
１６０ 処理回路
１６１ 取得機能
１６２ 計算機能
１６３ 生成機能
１６４ 出力制御機能

Claims (24)

1. 時系列の複数の医用画像を取得する取得部と、
   前記複数の医用画像に含まれる２つの医用画像で構成される各画像ペアについて、前記２つの医用画像における画像信号間の類似性を示す第１指標値を計算し、複数の画像ペアそれぞれについて計算した前記第１指標値に基づいて、前記第１指標値の時間方向の統計値に対応する第２指標値を計算する計算部と、
   を備えた解析装置。
2. 前記第２指標値は、血管腫の状態に係る指標値である、
   請求項１に記載の解析装置。
3. 前記計算部は、
   前記２つの医用画像それぞれに関心領域を設定し、
   前記関心領域内の複数の位置それぞれに対応する前記第１指標値を用いて、前記複数の位置それぞれの前記第２指標値を計算する、
   請求項１又は２に記載の解析装置。
4. 前記第２指標値の空間分布を示す第１指標画像を生成する生成部を更に備えた、
   請求項１〜３のいずれか一つに記載の解析装置。
5. 前記第１指標画像を表示させる出力制御部を更に備えた、
   請求項４に記載の解析装置。
6. 前記生成部は、更に、前記第１指標値の空間分布を示す第２指標画像を複数生成し、
   前記出力制御部は、更に、複数の前記第２指標画像を並べて、又は、時系列順に表示させる、
   請求項５に記載の解析装置。
7. 前記計算部は、前記第１指標値として、前記２つの医用画像における画像信号間の相関係数、１−相関係数、絶対係数、１−絶対係数、差分の絶対値の総和、差分の二乗和、差分の絶対値の総和を正規化した値、又は差分の二乗和を正規化した値、を計算する、
   請求項１〜６のいずれか一つに記載の解析装置。
8. 前記計算部は、前記第２指標値として、前記第１指標値の時間方向の標準偏差、分散、平均値、中央値、相関係数、又は絶対係数を計算する、
   請求項１〜７のいずれか一つに記載の解析装置。
9. 前記計算部は、
   前記２つの医用画像それぞれに参照領域を設定し、
   前記参照領域について、前記２つの医用画像における画像信号間の類似性を示す第３指標値を計算し、
   前記第３指標値に基づいて、前記複数の医用画像のうち計算対象とするフレームを決定し、
   前記計算対象とするフレームの前記第１指標値を用いて、前記第２指標値を計算する、
   請求項１〜８のいずれか一つに記載の解析装置。
10. 前記計算部は、前記第３指標値として、前記２つの医用画像における画像信号間の相関係数、１−相関係数、絶対係数、１−絶対係数、差分の絶対値の総和、差分の二乗和、差分の絶対値の総和を正規化した値、又は差分の二乗和を正規化した値、を計算する、
    請求項９に記載の解析装置。
11. 前記計算部は、前記第３指標値と閾値との比較に基づいて、前記計算対象とするフレームを決定する、
    請求項１０に記載の解析装置。
12. 前記計算部は、前記閾値として、前記第３指標値の時間方向の統計値を計算する、
    請求項１１に記載の解析装置。
13. 前記計算部は、
    前記複数の医用画像のうち計算対象とするフレームを指定する旨の入力を受け付け、
    前記計算対象とするフレームの前記第１指標値を用いて、前記第２指標値を計算する、
    請求項１〜８のいずれか一つに記載の解析装置。
14. 前記計算部は、
    前記複数の医用画像に含まれる２つの医用画像で構成される各画像ペアについて、一方の医用画像の各位置における画像信号と、他方の画像における複数の位置それぞれの画像信号との間の類似性を示す第４指標値群を計算し、
    ２つの画像ペアについて計算した２つの前記第４指標値群の間の類似性を示す値を、前記第１指標値として計算する、
    請求項１〜１３のいずれか一つに記載の解析装置。
15. 前記取得部は、前記複数の医用画像として、
    前記医用画像に対応するスキャン可能領域に含まれる各位置の信号値が、前記スキャン可能領域ごとに収集された情報、
    前記スキャン可能領域に含まれる各位置の信号値が、前記スキャン可能領域のスキャンラインごとに収集された情報、又は、
    前記スキャン可能領域に含まれる各位置の信号値が、プッシュパルス又は外部加振の後に前記スキャンラインごとに収集された情報を取得する、
    請求項１〜１４のいずれか一つに記載の解析装置。
16. 前記計算部は、
    前記複数の医用画像に対して、画像間の動きを補正する動き補正処理を行い、
    前記動き補正処理後の複数の医用画像を用いて、前記第１指標値を計算する、
    請求項１〜１５のいずれか一つに記載の解析装置。
17. 前記生成部は、所定の位置又は領域における前記第１指標値又は前記第２指標値に基づくグラフを生成し、
    前記出力制御部は、前記グラフを表示させる、
    請求項５に記載の解析装置。
18. 前記第１指標値は、類似しているほど高くなる値である、
    請求項１〜１７のいずれか一つに記載の解析装置。
19. 前記第１指標値は、相違しているほど高くなる値である、
    請求項１〜１７のいずれか一つに記載の解析装置。
20. 時系列の複数の医用画像を取得し、
    前記複数の医用画像に含まれる２つの医用画像で構成される各画像ペアについて、前記２つの医用画像における画像信号間の類似性を示す第１指標値を計算し、
    複数の画像ペアそれぞれについて計算した前記第１指標値に基づいて、前記第１指標値の時間方向の統計値に対応する第２指標値を計算する、
    各処理をコンピュータに実行させる解析プログラム。
21. 時系列の複数の医用画像を取得する取得部と、
    前記複数の医用画像に含まれる２つの医用画像で構成される各画像ペアについて、一方の医用画像の各位置における画像信号と、他方の画像における複数の位置それぞれの画像信号との間の類似性を示す第１指標値群を計算し、２つの画像ペアについて計算した２つの前記第１指標値群の間の類似性を示す第２指標値を計算する計算部と、
    を備えた解析装置。
22. 前記計算部は、更に、複数の画像ペアそれぞれについて計算した前記第２指標値に基づいて、前記第２指標値の時間方向の統計値に対応する第３指標値を計算する、
    請求項２１に記載の解析装置。
23. 時系列の複数の医用画像を取得し、
    前記複数の医用画像に含まれる２つの医用画像で構成される各画像ペアについて、一方の医用画像の各位置における画像信号と、他方の画像における複数の位置それぞれの画像信号との間の類似性を示す第１指標値群を計算し、
    ２つの画像ペアについて計算した２つの前記第１指標値群の間の類似性を示す第２指標値を計算する、
    各処理をコンピュータに実行させる解析プログラム。
24. 時系列の複数の信号群を取得する取得部と、
    前記複数の信号群に含まれる２つの信号群で構成される各信号群ペアについて、前記２つの信号群における信号間の類似性を示す第１指標値を計算し、複数の信号群ペアそれぞれについて計算した前記第１指標値に基づいて、第２指標値を計算する計算部と、
    を備えた解析装置。

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