JP2021194058A - 超音波血流面積算出装置、方法及びプログラム、超音波画像診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】微小血管の血流分布を簡単にかつ定量的に評価できる装置を提供する。【解決手段】本発明の装置１１は、Ｂモードデータ生成部３２、血流マッピングデータ生成部３３、断層像に血流画像を重畳した画像表示データを生成する画像処理部３４を備える。血流マッピングデータ生成部３３は、フィルタリング部４２と血流判定部４３とを含む。フィルタリング部４２は血流増大変化時に重み係数を大きくするよう切り換える。血流判定部４３は関心領域内に血流があるか否かの閾値判定を行う。この装置１１はピクセル数カウント部４４と血流面積算出部４５とを備える。ピクセル数カウント部４４は関心領域内の血流を示すピクセル数をカウントする。血流面積算出部４５は関心領域内のピクセル総数に対する血流を示すピクセル数の比率と関心領域の面積とを乗算する。【選択図】図２

Description

本発明は、超音波を利用して血流面積を算出するための装置、方法及びプログラム、並びに超音波画像診断装置に関するものである。

従来、被検体内の様子を画像化するための簡便で安全性の高い診断装置として、超音波画像診断装置がよく知られている。超音波画像診断装置では、通常、超音波の送受信によって得た信号のＢモード処理によって断層像を生成し、その断層像を表示装置に表示している。またこの種の装置では、超音波の送受信によって得た信号のドプラ解析によって血流画像を生成し、その血流画像を断層像に重畳して表示することが従来提案されている（例えば特許文献１を参照）。

そして、このようなドプラ法による血流イメージングによれば、対象となる部位や対象となる組織の血流分布を把握することができ、ひいては対象部位や対象組織の活性や退行状態を把握することが可能となる。そのため、この手法は受傷部位や悪性新生物の状態観察や治癒の経過観察のみならず、卵胞や黄体などの組織周辺の観察（例えば妊娠検査）にも有効と考えられている。

特開２０１４−１２１５９４号公報

しかしながら、対象部位や対象組織の周辺の新生血管は、微小血管の集まり（血管網）であるため、太い血管に比べてそもそも血流量が少ない。しかも、血管網では常に一定量の血流があるわけではなく、血流は拍動によって増減を繰り返すものであるため、拍動周期の途中で殆ど血流がなくなる瞬間もある。ゆえに微小血管を対象としたときの血流の検出は難しく、血流分布を血流面積等によって定量的に評価することが困難であった。

本発明は上記の課題に鑑みてなされたものであり、その目的は、微小血管の血流分布を簡単にかつ定量的に評価することができる装置、方法及びプログラムを提供することにある。また、本発明の別の目的は、妊娠検査に用いるのに好適な超音波画像診断装置を提供することにある。

上記課題を解決するために、請求項１に記載の発明は、微小血管を有する被検体に対する超音波の送受信によって得た信号をＢモード処理することにより、Ｂモードデータを生成するＢモードデータ生成部と、前記信号をドプラ解析して得た血流情報に基づいて、血流マッピングデータを生成する血流マッピングデータ生成部と、前記Ｂモードデータに基づいて生成した断層像に、前記血流マッピングデータに基づいて生成した血流画像を重畳した画像表示データを生成する画像処理部とを備える装置であって、前記血流マッピングデータ生成部は、血流が増大方向に変化するときに重み係数を大きくし、血流が減少方向に変化するときに前記重み係数を小さくするように切り替えてフィルタリングを行うフィルタリング部と、前記フィルタリング後に関心領域内に血流があるか否かの閾値判定を行う血流判定部とを含み、前記関心領域内に血流があると判定された場合に、前記関心領域内における血流を示すピクセル数をカウントするピクセル数カウント部と、前記関心領域内のピクセル総数に対する血流を示すピクセル数の比率と、前記関心領域の面積とを乗算して、前記血流面積を算出する血流面積算出部とを備えたことを特徴とする超音波血流面積算出装置をその要旨とする。

従って、請求項１に記載の発明によると、血流マッピングデータ生成部のフィルタリング部によって血流情報をフィルタリングする際に、入力データの重み係数が切り換えられる。即ち、血流が増大方向に変化するときには、重み係数を大きくするように切り替えることで、入力データの寄与率が大きくなり、血流を素早く検出することが可能となる。また、血流が減少方向に変化するときには、重み係数を小さくするように切り替えることで、入力データの寄与率が小さくなり、血流検出状態を暫くのあいだ維持することが可能となる。上記のような血流情報の平滑化によって血流検出時間が長くなる結果、微小血管を視覚的に捉えやすくなり、血流が少ない微小血管についての血流検出が行いやすくなる。また、このような血流検出に基づいて、関心領域内に血流があるか否かの閾値判定、血流を示すピクセル数のカウント、及びそのカウント数から血流面積の算出を行うことにより、血流分布を定量的に評価することができる。

請求項２に記載の発明は、微小血管を有する被検体に対する超音波の送受信によって得た信号をＢモード処理することにより、Ｂモードデータを生成するＢモードデータ生成ステップと、前記信号をドプラ解析して得た血流情報に基づいて、血流マッピングデータを生成する血流マッピングデータ生成ステップと、前記Ｂモードデータに基づいて生成した断層像に、前記血流マッピングデータに基づいて生成した血流画像を重畳した画像表示データを生成する画像処理ステップとを含む方法であって、前記Ｂモードデータ生成ステップでは、血流が増大方向に変化するときに重み係数を大きくし、血流が減少方向に変化するときに前記重み係数を小さくするように切り替えてフィルタリングを行うとともに、前記フィルタリング後に関心領域内に血流があるか否かの閾値判定を行い、前記関心領域内に血流があると判定された場合に、前記関心領域内における血流を示すピクセル数をカウントするピクセル数カウントステップと、前記関心領域内のピクセル総数に対する血流を示すピクセル数の比率と、前記関心領域の面積とを乗算して、前記血流面積を算出する血流面積算出ステップとを含むことを特徴とする超音波血流面積算出方法をその要旨とする。

従って、請求項２に記載の発明によると、Ｂモードデータ生成ステップでは、まず血流情報のフィルタリングが行われるが、その際に入力データの重み係数が切り換えられる。即ち、血流が増大方向に変化するときには、重み係数を大きくするように切り替えることで、入力データの寄与率が大きくなり、血流を素早く検出することが可能となる。また、血流が減少方向に変化するときには、重み係数を小さくするように切り替えることで、入力データの寄与率が小さくなり、血流検出状態を暫くのあいだ維持することが可能となる。上記のような血流情報の平滑化によって血流検出時間が長くなる結果、微小血管を視覚的に捉えやすくなり、血流が少ない微小血管についての血流検出が行いやすくなる。また、上記の血流検出結果に基づいた場合、関心領域内に血流があるか否かの閾値判定を比較的容易に行うことが可能となり、かつ判定の精度を向上させることが可能となる。従って、このような判定結果に基づいてピクセル数カウントステップ及び血流面積算出ステップを行うことにより、血流分布を定量的に評価することができる。

請求項３に記載の発明は、プロセッサに、微小血管を有する被検体に対する超音波の送受信によって得た信号をＢモード処理することにより、Ｂモードデータを生成するＢモードデータ生成ステップと、前記信号をドプラ解析して得た血流情報について、血流が増大方向に変化するときに重み係数を大きくし、血流が減少方向に変化するときに前記重み係数を小さくするように切り替えてフィルタリングを行うとともに、前記フィルタリング後に関心領域内に血流があるか否かの閾値判定を行い、その判定結果に基づいて血流マッピングデータを生成する血流マッピングデータ生成ステップと、前記Ｂモードデータに基づいて生成した断層像に、前記血流マッピングデータに基づいて生成した血流画像を重畳した画像表示データを生成する画像処理ステップと 前記関心領域内に血流があると判定された場合に、前記関心領域内における血流を示すピクセル数をカウントするピクセル数カウントステップと、前記関心領域内のピクセル総数に対する血流を示すピクセル数の比率と、前記関心領域の面積とを乗算して、前記血流面積を算出する血流面積算出ステップとを実行させるための超音波血流面積算出プログラムをその要旨とする。

請求項４に記載の発明は、請求項３に記載のプログラムを格納した記憶手段を備えた超音波画像診断装置をその要旨とする。

請求項５に記載の発明は、請求項４において、妊娠検査用の超音波画像診断装置であることをその要旨とする。

以上詳述したように、請求項１〜３に記載の発明によると、微小血管の血流分布を簡単にかつ定量的に評価することができる装置、方法及びプログラムを提供することができる。また、請求項４、５に記載の発明によると、妊娠検査に用いるのに好適な超音波画像診断装置を提供することができる。

本発明を具体化した一実施形態の超音波画像診断装置を示す正面図。 同装置の電気的構成を示すブロック図。 同装置のフィルタリング部において血流量と重み係数との関係を示すグラフ。 同装置における一連の処理を説明するためのフローチャート。 （ａ）はフィルタリング処理を行わないときの血管網の一部の表示画像を経時的に示した概略拡大図、（ｂ）はフィルタリング処理を行ったときの血管網の一部の表示画像を経時的に示した概略拡大図。 別の実施形態の装置のフィルタリング部において血流量と重み係数との関係を示すグラフ。

以下、本発明の超音波血流面積算出装置を、血流面積算出機能を備えた超音波画像診断装置に具体化した一実施の形態を図面に基づき詳細に説明する。図１は、本実施形態の超音波画像診断装置１１を示す正面図であり、図２は、その超音波画像診断装置１１の電気的構成を示すブロック図である。

図１及び図２に示されるように、この超音波画像診断装置１１は、装置本体１２と、その装置本体１２に接続される超音波プローブ１３とを備えている。超音波プローブ１３は、信号ケーブル１４と、信号ケーブル１４の先端に接続されるプローブヘッド１５と、信号ケーブル１４の基端に設けられるプローブ側コネクタ１６とを備えている。装置本体１２には本体側コネクタ１７が設けられ、その本体側コネクタ１７には超音波プローブ１３のプローブ側コネクタ１６が着脱可能に接続されている。

図２に示されるように、超音波プローブ１３のプローブヘッド１５は、扇状に配置された複数の超音波振動子を有している。超音波プローブ１３の使用時には、プローブヘッド１５を被検体１９である生体組織に対して接触させ、この状態で超音波を送受信する。なお、超音波プローブ１３の形式は特に限定されないが、本実施形態のものはコンベックス式電子走査を行うためのコンベックスプローブであり、例えば５ＭＨｚの超音波を扇状に発信する。

装置本体１２は、コントローラ２１、パルス発生回路２２、送信回路２３、受信回路２４、信号処理部２５、メモリ２６、記憶装置２７、表示装置２８、入力装置２９等を備えている。

コントローラ２１は、周知の中央処理装置（ＣＰＵ）を含んで構成されており、メモリ２６を利用して所定の制御プログラムを実行し、装置全体を統括的に制御する。なお、この制御プログラムのなかには、血流面積を算出するためのプログラム等が含まれる。

表示装置２８は、例えば液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ、ＣＲＴディスプレイ、投影式ディスプレイなどのカラーディスプレイであり、生体組織の断層像や血流画像を表示したり、各種設定の入力画面を表示したりするために用いられる。

入力装置２９は、例えばキーボード、スイッチ類、各種のポインティング・デバイスなどによって構成されており、作業者からの指示の入力やパラメータの入力に用いられる。なお、ポインティング・デバイスの例としては、タッチパッド、タッチパネル、マウス、ペンタブレット、トラックボール、ジョイスティックなどを挙げることができる。

記憶装置２７は、例えば磁気ディスク装置、光ディスク装置、半導体記憶装置などであり、制御プログラム及び各種のデータを記憶している。コントローラ２１は、入力装置２９による指示に従い、プログラムやデータを記憶装置２７からメモリ２６へ転送し、それを逐次実行する。なお、コントローラ２１が実行するプログラムは、フレキシブルディスク等の磁気ディスク、ＣＤ、ＤＶＤ、ＢＤ等の光ディスク、ＵＳＢメモリ、フラッシュメモリ、ＳＤカード等の半導体メモリなどの記憶媒体に記憶されたプログラムでもよいほか、通信媒体を介してダウンロードしたプログラムでもよい。このようなプログラムは、実行される前に記憶装置２７にインストールされる。

パルス発生回路２２は、コントローラ２１からの制御信号に応答して動作し、所定周期のパルス信号を生成して出力する。

送信回路２３は、超音波プローブ１３における超音波振動子の素子数に対応した複数の遅延回路（図示略）を含んでいる。この送信回路２３は、パルス発生回路２２から出力されるパルス信号に基づき、各超音波振動子に応じて遅延させた駆動パルスを出力する。各駆動パルスの遅延時間は、超音波プローブ１３から出力される超音波が所定の照射点で焦点を結ぶように設定されている。

受信回路２４は、図示しない信号増幅回路、遅延回路、整相加算回路を含んで構成されている。この受信回路２４では、超音波プローブ１３における各超音波振動子が受信した各反射波信号（エコー信号）が増幅されるとともに、受信指向性を考慮した遅延時間が各反射波信号に付加された後、整相加算される。この加算によって、各超音波振動子の受信信号の位相差が調整される。

本実施形態の信号処理部２５は、位相合成部３１、Ｂモードデータ生成部３２、血流マッピングデータ生成部３３、画像処理部３４等を備えている。

位相合成部３１は、増幅された各反射波信号を入力し、受信指向性を考慮した遅延時間を各反射波信号に付加した後に整相加算する。この加算によって、各超音波振動子が受信した反射波信号の位相差が調整される。

Ｂモードデータ生成部３２は、図示しない対数変換回路、包絡線検波回路、Ａ／Ｄ変換回路などから構成されている。Ｂモードデータ生成部３２は、位相差が調整された前記反射波信号に基づいて信号強度を輝度に変換する処理（即ちＢモード処理）を行い、断層像を得るためのＢモードデータを生成する。対数変換回路は反射波信号を対数変換し、包絡線検波回路は対数変換回路の出力信号の包絡線を検波する。また、Ａ／Ｄ変換回路は、包絡線検波回路から出力されるアナログ信号をデジタル信号に変換する。

画像処理部３４は、Ｂモードデータ生成部３２から出力される信号に基づいて所定の画像処理を行い、断層像（Ｂモード画像）の画像データを生成する。具体的には、画像処理部３４は、反射波信号の振幅（信号強度）に応じた輝度の画像表示データを生成する。画像処理部３４で生成された画像表示データは逐次メモリ２６に記憶される。そして、そのメモリ２６に記憶された１フレーム分の画像表示データに基づいて、生体組織の断層像が白黒の濃淡で表示装置２８の表示画面に表示される。つまり、本実施形態において表示される超音波像は、単色画像（モノトーン画像）である。

血流マッピングデータ生成部３３はドプラ解析部４１を有している。このドプラ解析部４１は、位相差が調整された前記反射波信号に基づいて高速フーリエ変換等の信号処理による周波数解析（ドプラ解析）を行うことで、血流情報（ここではドプラ成分の信号量（信号のパワー）についての情報）を得る。このような血流情報に基づいて、血流マッピングデータ生成部３３は血流画像を得るための血流マッピングデータを生成する。なお、一般的にドプラ成分の信号量は血管内の反射源である血球量に比例するので、ドプラ成分の信号量が大きいということは血流量が多いことを意味する。

画像処理部３４は、血流マッピングデータ生成部３３から出力される信号に基づいて所定の画像処理を行い、血流画像の画像データを生成する。具体的にいうと画像処理部３４は、ドプラ成分の信号量に応じた輝度の画像データを、前記血流画像の画像データとして生成する。そして画像処理部３４は、Ｂモードデータに基づいて生成した断層像に、血流画像を重畳した画像表示データを生成するようになっている。断層像に血流画像を重畳した上記の画像表示データも、逐次メモリ２６に記憶される。そして、そのメモリ２６に記憶された１フレーム分の画像表示データに基づき、血流量に応じて色相が異なるカラーの血流画像を白黒の断層像上に重畳した態様の表示画像が、表示装置２８の表示画面に表示される。本実施形態では、例えば血流量が少ないときの血流画像が赤色、中程度のときの血流画像が橙色、多いときの血流画像が黄色で表示されるようになっている。なお、本実施形態の表示装置２８は、断層像に血流画像を重畳した表示画像と、血流画像を重畳していない断層像のみの表示画像とが選択的に表示できるように構成されている。

次に、本実施形態の超音波画像診断装置１１における血流面積算出のための構成について説明する。

この超音波画像診断装置１１の血流マッピングデータ生成部３３は、上記のドプラ解析部４１に加え、その後段にフィルタリング部４２及び血流判定部４３を有している。フィルタリング部４２は、血流が増大方向に変化するときに重み係数を大きくし、血流が減少方向に変化するときに前記重み係数を小さくするように切り替えてフィルタリングを行うようになっている。

これを具体的に説明すると、このフィルタリング部４２は、ドプラ解析部４１からのドプラ信号を、あらかじめ設定された所定の重み係数（α；０よりも大きく１よりも小さい数）で処理するためのデジタルフィルタである。入力されたドプラ信号のデジタルデータは、乗算器において、あらかじめ設定された所定の重み係数αでフィルタリング処理された後（ここではαを乗算した後）、加算器に出力される。遅延素子には時間的に１つ前にフィルタリング処理されたドプラ信号のデジタルデータが保持されており、このように遅延バッファされたデータは加算器に対してフィードバックされる。そして加算器では、最新のドプラ信号のデジタルデータと、その直前のドプラ信号（フィルタリング処理後のもの）のデジタルデータとが所定の割合で加算される。そして、これによる加算結果、つまりフィルタリング処理されたドプラ信号は、画像処理部３４及び血流判定部４３に出力されるようになっている。

ここで、最新のドプラ信号のデジタルデータを「Input(n)」と表し、その直前のドプラ信号（フィルタリング処理後のもの）のデジタルデータを「Output(n-1)」と表すものとする。そして、最新のドプラ信号のデジタルデータに重み係数αを乗算したものが「α・Input(n)」であり、その直前のドプラ信号のデジタルデータに１−αを乗算したものが「(1-α)・Output(n-1)」であるため、その加算結果であるフィルタリング処理後のドプラ信号のデジタルデータを「Output(n)」は、次式１のようになる。

Output(n) = α・Input(n) + (1-α)・Output(n-1) ・・・（１）

ところで本実施形態では重み係数αは常に一定というわけではなく、血流が増大方向に変化するときに大きい値α１となり、血流が減少方向に変化するときに小さい値α２となるように、係数制御部が重み係数αを切り替える。なお、これら大小２つの重み係数の間には、１＞α１＞α２＞０という関係が成り立っている。なお、図３にはこのことを説明するためのグラフを示す。同グラフにおいて曲線Ｃ１は、血流量と重み係数との関係を示すものである。

ここで、最新のドプラ信号のデジタルデータ「Input(n)」の絶対値からその直前のドプラ信号のデジタルデータ「Output(n-1)」の絶対値を減算した値を考える。この減算値がδａ以上であるとき（δａはあらかじめ定めた血流量の閾値）、つまり血流量が増大する方向に変化するときには、上記式１における重み係数として、1に近い値の重み係数α１が適用される。従ってこの場合におけるフィルタリング処理後のドプラ信号のデジタルデータ「Output(n)」では、次式２のように、血流量が多いほうのデータである最新のドプラ信号のデジタルデータ「Input(n)」の寄与率が大きくなる。

Output(n) = α1・Input(n) + (1-α1)・Output(n-1) ・・・（２）

一方、上記の減算値がδａ未満であるとき、つまり血流量が減少する方向に変化するときには、上記式１における重み係数として、０に近い値の重み係数α２が適用される。従ってこの場合におけるフィルタリング処理後のドプラ信号のデジタルデータ「Output(n)」では、次式３のように、血流量が多いほうのデータである直前のドプラ信号のデジタルデータ「Output(n-1)」の寄与率が大きくなる。

Output(n) = α2・Input(n) + (1-α2)・Output(n-1) ・・・（３）

血流判定部４３は、フィルタリング後に関心領域（ＲＯＩ）４８内に血流があるか否かの閾値判定を行うようになっている。具体的に説明すると、血流判定部４３では、血流ありと判定するときの閾値の血流量δｂが設定されており、この閾値を用いてフィルタリング処理後のドプラ信号「Input(n)」の絶対値との大小が比較される。δｂの値は、あらかじめ設定されていてもよいが、作業者自らがその都度適宜設定してもよい。そして、フィルタリング処理後のドプラ信号「Input(n)」の絶対値がδｂ以上の場合、血流判定部４３は「血流あり」と判定し、出力信号Output(n)として「１」を画像処理部３４及びピクセル数カウント部４４に出力する。一方、上記絶対値がδｂ未満の場合、血流判定部４３は「血流なし」と判定し、出力信号Output(n)として「０」を画像処理部３４及びピクセル数カウント部４４に出力する。

また、本実施形態の信号処理部２５は、さらにピクセル数カウント部４４及び血流面積算出部４７を備えている。ピクセル数カウント部４４は、関心領域４８内に血流があると判定された場合、関心領域４８内における血流を示すピクセル数をカウントする。具体的に説明すると、ピクセル数カウント部４４では、血流判定部４３から「１」の出力信号Output(n)を入力した場合に、その数を積算することにより、上記ピクセル数の総数を求める。

血流面積算出部４７は、関心領域４８内のピクセル総数に対する血流を示すピクセル数の比率と、関心領域４８の面積とを乗算することにより、血流面積を算出して定量化する。この血流面積算出データは、逐次メモリ２６に記憶されるとともに、必要に応じて例えば表示装置２８の表示画面に血流面積値として数字で表示される。なお本実施形態では、表示画面における右側下部に血流面積値表示領域５１が設けられており、そこに血流面積値が例えば「〇〇〇ｍｍ^２」と表示されるようになっている。

次に、本実施形態の超音波画像診断装置１１における診断処理を図４のフローチャートを用いて説明する。図４の処理は、作業者（例えば獣医師）が被検体１９に超音波プローブ１３を接触させ、入力装置２９に設けられている開始スイッチを操作したときに開始される。ここでは、超音波画像診断装置１１を家畜の妊娠検査用に使用することから、家畜における卵胞や黄体などといった部位を含む生体組織が被検体１９となる。ちなみに、妊娠の初期において卵胞や黄体などが発達を開始する際には、その部位の周囲に微小血管からなる血管網Ｍ１が生じる。このため、当該部位の周辺の血流面積が所定値よりも大きくなっていれば、その家畜が妊娠していると判定することが可能である。

まず、コントローラ２１は、超音波診断に関する情報として、家畜の識別番号、年齢、診断日時などの管理情報、画像表示の表示方向や表示レンジなどの設定情報等の入力を促すメッセージを表示装置２８の入力画面に表示する。ここで、作業者により入力装置２９のキーボードやトラックボール等が操作されて、各種情報が入力される（ステップＳ１００）。コントローラ２１は、その情報を取り込みメモリ２６に一旦記憶する。

各種情報の入力が完了した後、コントローラ２１は、パルス発生回路２２を動作させ、超音波プローブ１３による超音波の送受信を開始させる（ステップＳ１１０）。具体的には、コントローラ２１から出力される制御信号に応答してパルス発生回路２２が動作し、所定周期のパルス信号が送信回路２３に供給される。そして、送信回路２３では、パルス信号に基づいて各超音波振動子に対応した遅延時間を有する駆動パルスが生成され、かつ超音波プローブ１３に供給される。これにより、超音波プローブ１３の各超音波振動子が振動して超音波が生体組織に向けて照射される。生体組織内を伝搬する超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる組織境界面などで反射して超音波プローブ１３で受信される。このとき、超音波プローブ１３の各超音波振動子によって反射波が電気信号（反射波信号）に変換される。そして、その反射波信号は、受信回路２４で増幅等された後、信号処理部２５に出力される。

続くステップＳ１２０では、コントローラ２１は受信回路２４からの信号を信号処理部２５の位相合成部３１に入力する。位相合成部３１を経て位相差調整された反射波信号は、Ｂモードデータ生成部３２にてＢモード処理される。その後、画像処理部３４では、Ｂモードデータ生成部３２から出力される信号に基づいて、断層画像の画像データを生成するための画像処理が行われる。そして、コントローラ２１は、断層画像の画像データをメモリ２６に一旦記憶させる。

続くステップＳ１３０では、コントローラ２１は、位相合成部３１を経て位相差調整された反射波信号をドプラ解析部４１に入力し、そこでドプラ処理を行わせることによりドプラ成分の信号量についての情報を取得する。さらにコントローラ２１は、ドプラ解析部４１からのドプラ信号をフィルタリング部４２に入力して上記のフィルタリング処理を行わせた後、当該信号を画像処理部３４に入力して血流画像の画像データを生成させる。画像処理部３４では、Ｂモードデータに基づいて生成した断層像に、血流画像を重畳した画像表示データが生成される。そして、コントローラ２１はこの画像表示データをメモリ２６に一旦記憶させる。

続くステップＳ１４０では、コントローラ２１は、画像表示データをメモリ２６から読み出して表示装置２８に転送し、断層像に血流画像を重畳した画像を表示装置２８に表示させる。

続くステップＳ１５０では、コントローラ２１は、入力装置２９により血流面積の算出を要求する制御信号の入力の有無に基づいて、血流面積を算出するか否かの判定を行う。上記制御信号の入力あり（即ちＹＥＳ）と判定した場合、コントローラ２１は、フィルタリング処理後のドプラ信号をピクセル数カウント部４４に入力し、関心領域４８内における血流を示すピクセル数をカウントする。さらにコントローラ２１は、そのカウント結果を血流面積算出部４７に入力して血流面積を算出し、得られた血流面積算出データをメモリ２６に一旦記憶させる（ステップＳ１６０）。そしてコントローラ２１は、この血流面積算出データをメモリ２６から読み出して表示装置２８に転送し、表示装置２８に血流面積値として表示させた後（ステップＳ１７０）、一連の処理を終了する。一方、上記制御信号の入力なし（即ちＮＯ）と判定した場合、コントローラ２１は上記ステップＳ１６０、Ｓ１７０を実行することなく、一連の処理を終了する。

従って、本実施形態によれば以下の効果を得ることができる。

（１）本実施形態の超音波画像診断装置１１では、血流マッピングデータ生成部３３のフィルタリング部４２によって血流情報をフィルタリングする際に、入力データの重み係数が切り換えられる。即ち、血流が増大方向に変化するときには、重み係数を大きくするように（即ちα２→α１に）切り替えることで、入力データの寄与率が大きくなり、血流を素早く検出することが可能となる。また、血流が減少方向に変化するときには、重み係数を小さくするように（即ちα１→α２に）切り替えることで、入力データの寄与率が小さくなり、血流検出状態を暫くのあいだ維持することが可能となる。

このことを、図５を用いて具体的に説明する。図５（ａ）はフィルタリング処理を行わないときの血管網Ｍ１の一部の表示画像を経時的に示した概略拡大図であり、左から右の図に向かって時間が経過していくものとする。同図中、Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３は血管網Ｍ１を構成する微小血管を示している。これらの微小血管Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３には血液が流れるが、ここでは血流があるときの血流画像の表示態様として、密なハッチングを付すこととしている。つまり、表示装置２８上において、密なハッチングを付された箇所には、所定の色相の血流画像が重畳された状態で表示される。

図中、上部位置に描かれた微小血管Ｂ１の場合、図５（ａ）の左から１番目の時点では血流があるため、表示画面上において微小血管Ｂ１がある箇所には、比較的わかりやすい色相の血流画像が重畳される。ただし、それ以外の時点では殆ど血流がないため、極めて薄いハッチングを付して示したように、表示画面上において微小血管Ｂ１がある箇所には、血流画像が全く重畳されないか、あるいは暗くてわかりにくい色相の血流画像が重畳されるにとどまる。図中、中央位置に描かれた微小血管Ｂ２の場合、図５（ａ）の左から３番目の時点では血流があるため、表示画面上において微小血管Ｂ２がある箇所には、比較的わかりやすい色相の血流画像が重畳される。ただし、それ以外の時点では殆ど血流がないため、微小血管Ｂ２がある箇所には、血流画像が全く重畳されないか、あるいは暗くてわかりにくい色相の血流画像が重畳されるにとどまる。図中、下部位置に描かれた微小血管Ｂ３の場合、図５（ａ）の左から５番目の時点では血流があるため、表示画面上において微小血管Ｂ３がある箇所には、比較的わかりやすい色相の血流画像が重畳される。ただし、それ以外の時点では殆ど血流がないため、微小血管Ｂ３がある箇所には、血流画像が全く重畳されないか、あるいは暗くてわかりにくい色相の血流画像が重畳されるにとどまる。

従ってこれらのような場合には、個々の微小血管Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３における血流検出時間が短くなるため、微小血管Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３を視覚的に捉えにくいことがわかる。それゆえ、血流が少ない微小血管Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３についての血流検出が難しく、血流分布を血流面積によって定量的に評価することが困難である。

これに対し、図５（ｂ）はフィルタリング処理を行ったときの血管網Ｍ１の一部の表示画像を経時的に示した概略拡大図であり、左から右の図に向かって時間が経過していくものとする。図中、上部位置に描かれた微小血管Ｂ１は、図５（ｂ）の左から１番目の時点では血流があるため、表示画面上において微小血管Ｂ１がある箇所には、比較的わかりやすい色相の血流画像が重畳される。

微小血管Ｂ１では、左から１番目〜３番目の時点にかけて血流が減少方向に変化することから、この期間では０に近い値の重み係数α２を用いてフィルタリング処理が行われる。なお、微小血管Ｂ２では左から３番目〜５番目の時点にかけて血流が減少方向に変化し、また、微小血管Ｂ３では左から１番目〜２番目の時点にかけて血流が減少方向に変化することから、この期間でも重み係数α２を用いてフィルタリング処理が行われる。これらの場合、血流量が多いほうのデータである直前の出力信号の寄与率が大きくなる一方、血流量が少ないほうのデータである入力信号の寄与率が小さくなる。従って、血流検出状態を暫くのあいだ維持することが可能となり、実際には血流が減少している期間であるにもかかわらず、表示画面上において微小血管Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３がある箇所には、それぞれ、依然として所定の色相の血流画像が重畳される。

一方、微小血管Ｂ１では、左から４番目〜５番目の時点にかけて血流が増加方向に変化することから、この期間では１に近い値の重み係数α１を用いてフィルタリング処理が行われる。なお、微小血管Ｂ２では左から１番目〜３番目の時点にかけて血流が増加方向に変化し、また、微小血管Ｂ３では左から３番目〜５番目の時点にかけて血流が増加方向に変化することから、この期間でも重み係数α１を用いてフィルタリング処理が行われる。これらの場合、血流量が少ないほうのデータである直前の出力信号の寄与率が小さくなる一方、血流量が多いほうのデータである入力信号の寄与率が大きくなる。従って、血流量が少ないうちから血流を素早く検出することが可能となり、表示画面上において微小血管Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３がある箇所には、それぞれ所定の色相の血流画像が重畳される。

以上説明したように、本実施形態によると上記のような血流情報の平滑化がなされる結果、微小血管Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３を視覚的に捉えやすくなり、血流が少ない微小血管Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３についての血流検出が行いやすくなる。そしてこのような血流検出に基づいて、関心領域４８内に血流があるか否かの閾値判定、血流を示すピクセル数のカウント、及びそのカウント数から血流面積の算出を行うことにより、微小血管Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３の血流分布を簡単にかつ定量的に評価することができる。そして本実施形態の装置１１を家畜の妊娠検査に用いた場合には、家畜が妊娠しているか否かを比較的早期の段階で簡単にかつ正確に判断することが可能となる。

なお、本発明の実施の形態は以下のように変更してもよい。

・上記実施形態では図３のグラフに示すように、２段階の重み係数α１、α２を設定してフィルタリング処理を行うようにしたが、例えば３段階以上の重み係数を設定してフィルタリング処理を行ってもよい。あるいは、血流量の増加に応じて無段階的に増加するような重み定数を設定し、これに基づいてフィルタリング処理を行うようにしてもよい。例えば図６に示す別の実施形態のグラフには、重み係数が最小値であるα１から最大値であるα２まで無段階的に増加する曲線Ｃ２が示されている。

・上記実施形態では、ウシ、ウマ、ブタ等の家畜を被検体１９としたが、家畜以外の動物であってもよく、人間であってもよい。また、上記実施形態の超音波画像診断装置１１は、妊娠検査以外の用途、例えば受傷部位や悪性新生物の状態観察や治癒の経過観察などの用途に用いられても勿論構わない。

・本実施形態では、血流面積の算出結果を表示装置２８の表示画面に数値をもって直接的に表示したが、必ずしも数値でなくてもよく、例えば、血流面積の大小の程度を示す文字やアイコンなどによって間接的に表示するようにしてもよい。あるいは、血流面積を直接的または間接的に表示する態様に代えて、「妊娠している」、「妊娠していない」等の文字で表示する態様としてもよい。

・上記実施形態では、血流判定部４３が血流ありと判定するときの閾値の血流量δｂとしてあらかじめ１つの値が設定されこれを変更せずに用いていたが、例えば作業者自らが閾値の血流量δｂの値をその都度適宜変更して設定するようにしてもよい。

１１…超音波血流面積算出装置としての超音波画像診断装置
１９…被検体
２５…信号処理部
３２…Ｂモードデータ生成部
３３…血流マッピングデータ生成部
３４…画像処理部
４２…フィルタリング部
４３…血流判定部
４４…ピクセル数カウント部
４５…血流面積算出部
４８…関心領域
Ｂ１、Ｂ２、Ｂ３…微小血管
Ｍ１…血管網

Claims (5)

1. 微小血管を有する被検体に対する超音波の送受信によって得た信号をＢモード処理することにより、Ｂモードデータを生成するＢモードデータ生成部と、
   前記信号をドプラ解析して得た血流情報に基づいて、血流マッピングデータを生成する血流マッピングデータ生成部と、
   前記Ｂモードデータに基づいて生成した断層像に、前記血流マッピングデータに基づいて生成した血流画像を重畳した画像表示データを生成する画像処理部と
   を備える装置であって、
   前記血流マッピングデータ生成部は、血流が増大方向に変化するときに重み係数を大きくし、血流が減少方向に変化するときに前記重み係数を小さくするように切り替えてフィルタリングを行うフィルタリング部と、前記フィルタリング後に関心領域内に血流があるか否かの閾値判定を行う血流判定部とを含み、
   前記関心領域内に血流があると判定された場合に、前記関心領域内における血流を示すピクセル数をカウントするピクセル数カウント部と、
   前記関心領域内のピクセル総数に対する血流を示すピクセル数の比率と、前記関心領域の面積とを乗算して、前記血流面積を算出する血流面積算出部と
   を備えたことを特徴とする超音波血流面積算出装置。
2. 微小血管を有する被検体に対する超音波の送受信によって得た信号をＢモード処理することにより、Ｂモードデータを生成するＢモードデータ生成ステップと、
   前記信号をドプラ解析して得た血流情報に基づいて、血流マッピングデータを生成する血流マッピングデータ生成ステップと、
   前記Ｂモードデータに基づいて生成した断層像に、前記血流マッピングデータに基づいて生成した血流画像を重畳した画像表示データを生成する画像処理ステップと
   を含む方法であって、
   前記Ｂモードデータ生成ステップでは、血流が増大方向に変化するときに重み係数を大きくし、血流が減少方向に変化するときに前記重み係数を小さくするように切り替えてフィルタリングを行うとともに、前記フィルタリング後に関心領域内に血流があるか否かの閾値判定を行い、
   前記関心領域内に血流があると判定された場合に、前記関心領域内における血流を示すピクセル数をカウントするピクセル数カウントステップと、
   前記関心領域内のピクセル総数に対する血流を示すピクセル数の比率と、前記関心領域の面積とを乗算して、前記血流面積を算出する血流面積算出ステップと
   を含むことを特徴とする超音波血流面積算出方法。
3. プロセッサに、
   微小血管を有する被検体に対する超音波の送受信によって得た信号をＢモード処理することにより、Ｂモードデータを生成するＢモードデータ生成ステップと、
   前記信号をドプラ解析して得た血流情報について、血流が増大方向に変化するときに重み係数を大きくし、血流が減少方向に変化するときに前記重み係数を小さくするように切り替えてフィルタリングを行うとともに、前記フィルタリング後に関心領域内に血流があるか否かの閾値判定を行い、その判定結果に基づいて血流マッピングデータを生成する血流マッピングデータ生成ステップと、
   前記Ｂモードデータに基づいて生成した断層像に、前記血流マッピングデータに基づいて生成した血流画像を重畳した画像表示データを生成する画像処理ステップと
   前記関心領域内に血流があると判定された場合に、前記関心領域内における血流を示すピクセル数をカウントするピクセル数カウントステップと、
   前記関心領域内のピクセル総数に対する血流を示すピクセル数の比率と、前記関心領域の面積とを乗算して、前記血流面積を算出する血流面積算出ステップと
   を実行させるための超音波血流面積算出プログラム。
4. 請求項３に記載のプログラムを格納した記憶手段を備えた超音波画像診断装置。
5. 妊娠検査用の超音波画像診断装置であることを特徴とした請求項４に記載の超音波画像診断装置。

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