JP2021194164A - 超音波診断装置、医用画像処理装置、及び医用画像処理プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】心機能評価の精度を向上させることである。【解決手段】実施形態に係る超音波診断装置１は、取得機能１７１と、追跡機能１７２とを備える。取得機能は、被検体の拍動対象を含む領域が撮像された少なくとも１心周期にわたる時系列に並ぶ複数の医用画像データを取得する。追跡機能は、同一位置に関して互いに異なるフレーム間隔での画像相関を用いた複数の動き推定処理を前記複数の医用画像データに対して実行し、前記複数の動き推定処理により推定される複数の第１動き情報の中から尤もらしい第２動き情報を決定する。【選択図】図１

Description

本明細書及び図面に開示の実施形態は、超音波診断装置、医用画像処理装置、及び医用画像処理プログラムに関する。

超音波診断装置による心エコー検査では、撮像された２次元又は３次元の画像データから心筋の形状を計測・推定し、各種の心機能指標を算出する心機能評価が行われている。心機能評価では、例えば、２つの異なる断面における心筋の輪郭形状から心筋の立体形状を推定するｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法が利用されている。ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法では、２つの断面として、例えば、心尖部四腔像（apical four-chamber view：Ａ４Ｃ）及び心尖部二腔像（apical two-chamber view：Ａ２Ｃ）が用いられる。そして、２つの断面に描出された心筋の輪郭形状から心筋の立体形状を推定することで、左心室（left ventricle：ＬＶ）の拡張末期容積（end diastolic volume：ＥＤＶ）、収縮末期容積（end systolic volume：ＥＳＶ）、及び駆出率（ejection fraction：ＥＦ）等の容積情報や、global longitudinal strain（ＧＬＳ）情報がグローバルな心機能指標として算出される。これらＥＦやＧＬＳ情報の取得は、例えばspeckle-tracking echocardiography（ＳＴＥ）法を用いたアプリケーションにおいて実装されている。

また、ＳＴＥ法は、２次元の画像データだけでなく３次元の画像データにも適用可能である。３次元の画像データにＳＴＥ法を適用して心機能を解析することで、心筋の立体形状を３次元的に計測し、その計測結果に基づいてＥＦやＧＬＳ情報を算出することが可能である。

特開２００３−０４４８６１号公報

Voigt JU et al, "Definitions for a common standard for 2D speckle tracking echocardiography: consensus document of the EACVI/ASE/Industry Task Force to standardize deformation imaging." J Am Soc Echocardiography 28:183-93,2015

本明細書及び図面に開示の実施形態が解決しようとする課題の一つは、心機能評価の精度を向上させることである。ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決しようとする課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を他の課題として位置づけることもできる。

実施形態に係る超音波診断装置は、取得部と、追跡部とを備える。取得部は、被検体の拍動対象を含む領域が撮像された少なくとも１心周期にわたる時系列に並ぶ複数の医用画像データを取得する。追跡部は、同一位置に関して互いに異なるフレーム間隔での画像相関を用いた複数の動き推定処理を前記複数の医用画像データに対して実行し、前記複数の動き推定処理により推定される複数の第１動き情報の中から尤もらしい第２動き情報を決定する。

図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。 図２は、第１の実施形態に係る動き推定の基本方針を説明するための図である。 図３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の実施形態に係る追跡機能の処理を説明するための図である。 図６は、第１の実施形態の変形例１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７は、第１の実施形態の変形例２に係る追跡機能の処理を説明するための図である。 図８は、第２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９は、第２の実施形態に係る追跡機能の処理を説明するための図である。 図１０は、その他の実施形態に係る医用画像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、実施形態に係る超音波診断装置、医用画像処理装置、及び医用画像処理プログラムを説明する。なお、実施形態は、以下の実施形態に限られるものではない。また、一つの実施形態に記載した内容は、原則として他の実施形態にも同様に適用可能である。

（第１の実施形態）
まず、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成について説明する。図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置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、超音波プローブ１０１、入力インタフェース１０２、ディスプレイ１０３、及び心電計１０４を有する。超音波プローブ１０１、入力インタフェース１０２、ディスプレイ１０３、及び心電計１０４は、装置本体１００と通信可能に接続される。

超音波プローブ１０１は、複数の振動子を有し、これら複数の振動子は、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。なお、超音波プローブ１０１は、装置本体１００と着脱自在に接続される。

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。

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を有し、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、装置本体１００に対して受け付けた各種設定要求を転送する。

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。また、ディスプレイ１０３は、装置本体１００の処理状況を操作者に通知するために、各種のメッセージを表示する。また、ディスプレイ１０３は、スピーカーを有し、音声を出力することもできる。例えば、ディスプレイ１０３のスピーカーは、装置本体１００の処理状況を操作者に通知するために、ビープ音などの所定の音声を出力する。

心電計１０４は、被検体Ｐの生体信号として、被検体Ｐの心電波形（Electrocardiogram：ＥＣＧ）を取得する。心電計１０４は、取得した心電波形を装置本体１００に送信する。なお、本実施形態では、被検体Ｐの心臓の心時相に関する情報を取得する手段の一つとして、心電計１０４を用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、超音波診断装置１は、心音図の第ＩＩ音（第二音）の時間若しくはスペクトラムドプラによる心臓の駆出血流の計測により求まる大動脈弁閉鎖（Aortic Valve Close：ＡＶＣ）時間を取得することで、被検体Ｐの心臓の心時相に関する情報を取得してもよい。

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る。図１に示す装置本体１００は、超音波プローブ１０１が受信した２次元の反射波データに基づいて２次元の超音波画像データを生成可能な装置である。また、装置本体１００は、超音波プローブ１０１が受信した３次元の反射波データに基づいて３次元の超音波画像データを生成可能な装置である。

装置本体１００は、図１に示すように、送受信回路１１０と、Ｂモード処理回路１２０と、ドプラ処理回路１３０と、画像生成回路１４０と、画像メモリ１５０と、内部記憶回路１６０と、処理回路１７０とを有する。送受信回路１１０、Ｂモード処理回路１２０、ドプラ処理回路１３０、画像生成回路１４０、画像メモリ１５０、内部記憶回路１６０、及び処理回路１７０は、互い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、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１７０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なって反射波データを生成する。加算器の加算処理により、反射波信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的なビームが形成される。

ここで、送受信回路１１０からの出力信号の形態は、ＲＦ（Radio Frequency）信号と呼ばれる位相情報が含まれる信号である場合や、包絡線検波処理後の振幅情報である場合等、種々の形態が選択可能である。

Ｂモード処理回路１２０は、送受信回路１１０から反射波データを受信し、対数増幅、包絡線検波処理等を行なって、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータ（Ｂモードデータ）を生成する。

ドプラ処理回路１３０は、送受信回路１１０から受信した反射波データから速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、速度、分散、パワー等の移動体情報を多点について抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。

なお、図１に例示するＢモード処理回路１２０及びドプラ処理回路１３０は、２次元の反射波データ及び３次元の反射波データの両方について処理可能である。すなわち、Ｂモード処理回路１２０は、２次元の反射波データから２次元のＢモードデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のＢモードデータを生成する。また、ドプラ処理回路１３０は、２次元の反射波データから２次元のドプラデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のドプラデータを生成する。

画像生成回路１４０は、Ｂモード処理回路１２０及びドプラ処理回路１３０が生成したデータから超音波画像データを生成する。すなわち、画像生成回路１４０は、Ｂモード処理回路１２０が生成した２次元のＢモードデータから反射波の強度を輝度で表した２次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成回路１４０は、ドプラ処理回路１３０が生成した２次元のドプラデータから移動体情報を表す２次元ドプラ画像データを生成する。２次元ドプラ画像データは、速度画像、分散画像、パワー画像、又は、これらを組み合わせた画像である。また、画像生成回路１４０は、Ｂモード処理回路１２０が生成した１走査線上のＢモードデータの時系列データから、Ｍモード画像データを生成することも可能である。また、画像生成回路１４０は、ドプラ処理回路１３０が生成したドプラデータから、血流や組織の速度情報を時系列に沿ってプロットしたドプラ波形を生成することも可能である。

ここで、画像生成回路１４０は、一般的には、超音波走査の走査線信号列を、テレビ等に代表されるビデオフォーマットの走査線信号列に変換（スキャンコンバート）し、表示用の超音波画像データを生成する。具体的には、画像生成回路１４０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なうことで、表示用の超音波画像データを生成する。また、画像生成回路１４０は、スキャンコンバート以外に種々の画像処理として、例えば、スキャンコンバート後の複数の画像フレームを用いて、輝度の平均値画像を再生成する画像処理（平滑化処理）や、画像内で微分フィルタを用いる画像処理（エッジ強調処理）等を行なう。また、画像生成回路１４０は、超音波画像データに、種々のパラメータの文字情報、目盛り、ボディーマーク等を合成する。

すなわち、Ｂモードデータ及びドプラデータは、スキャンコンバート処理前の超音波画像データであり、画像生成回路１４０が生成するデータは、スキャンコンバート処理後の表示用の超音波画像データである。なお、Ｂモードデータ及びドプラデータは、生データ（Raw Data）とも呼ばれる。画像生成回路１４０は、スキャンコンバート処理前の２次元超音波画像データである「２次元Ｂモードデータや２次元ドプラデータ」から、表示用の２次元超音波画像データである「２次元のＢモード画像データや２次元ドプラ画像データ」を生成する。

画像メモリ１５０は、画像生成回路１４０が生成した表示用の画像データを記憶するメモリである。また、画像メモリ１５０は、Ｂモード処理回路１２０やドプラ処理回路１３０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１５０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、画像生成回路１４０を経由して表示用の超音波画像データとなる。

なお、画像生成回路１４０は、超音波画像データと、当該超音波画像データを生成するために行なわれた超音波走査の時間とを、心電計１０４から送信された心電波形に対応付けて画像メモリ１５０に格納する。後述する処理回路１７０は、画像メモリ１５０に格納されたデータを参照することで、超音波画像データを生成するために行なわれた超音波走査時の心時相を取得することができる。

内部記憶回路１６０は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行なうための制御プログラムや、診断情報（例えば、患者ＩＤ、医師の所見等）や、診断プロトコルや各種ボディーマーク等の各種データを記憶する。また、内部記憶回路１６０は、必要に応じて、画像メモリ１５０が記憶する画像データの保管等にも使用される。また、内部記憶回路１６０が記憶するデータは、図示しないインタフェースを経由して、外部装置へ転送することができる。なお、外部装置は、例えば、画像診断を行なう医師が使用するＰＣ（Personal Computer）や、ＣＤやＤＶＤ等の記憶媒体、プリンター等である。

処理回路１７０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１７０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、内部記憶回路１６０から読み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、Ｂモード処理回路１２０、ドプラ処理回路１３０、及び画像生成回路１４０の処理を制御する。また、処理回路１７０は、画像メモリ１５０や内部記憶回路１６０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１７０は、取得機能１７１、追跡機能１７２、算出機能１７３、及び出力制御機能１７４を実行する。ここで、取得機能１７１は、取得部の一例である。追跡機能１７２は、追跡部の一例である。算出機能１７３は、算出部の一例である。出力制御機能１７４は、出力制御部の一例である。なお、処理回路１７０が実行する取得機能１７１、追跡機能１７２、算出機能１７３、及び出力制御機能１７４の処理内容については、後述する。

ここで、例えば、図１に示す処理回路１７０の構成要素である取得機能１７１、追跡機能１７２、算出機能１７３、及び出力制御機能１７４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内部記憶回路１６０に記録されている。処理回路１７０は、各プログラムを内部記憶回路１６０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１７０は、図１の処理回路１７０内に示された各機能を有することとなる。

なお、本実施形態においては、単一の処理回路１７０にて、以下に説明する各処理機能が実現されるものとして説明するが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することにより機能を実現するものとしても構わない。

上記説明において用いた「プロセッサ」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。プロセッサは内部記憶回路１６０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、内部記憶回路１６０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。

ここで、speckle-tracking echocardiography（ＳＴＥ）法では、フレーム間のパターンマッチング技術により各位置（各点）の動き（移動ベクトル）を推定して心筋の追跡を行う。画像間で類似する部位を照合して探索するパターンマッチング処理では、原理的に１画素（２次元画像では「ピクセル」、３次元画像では「ボクセル」と呼ばれるが、以下簡単のためにいずれも「ピクセル」と称する）単位でしか動きが推定できない。例えば、１ピクセルが０．３ｍｍである場合には、それ以下の精度の動きは推定できない。

そこで、サブピクセル推定と呼ばれる技術を併用して１画素未満の動き成分を得ることが行われている。具体的には、対象の輝度勾配が動きにより変化するのを用いたオプティカルフロー法や、動き推定指標値の空間分布に関する応答局面法を用いたサブピクセル推定が知られている。ＳＴＥ法では超音波のスペックルパターンが存在する画像を用いて動き推定を行うため、ＳＳＤ（差の２乗和）やＳＡＤ（差分の絶対値の総和）を動き推定指標値として、ピクセル単位の移動ベクトルが得られた位置（「Ｐｃ」とする）の近傍での指標値分布のピーク位置を空間的に補間する応答局面法により動き成分のサブピクセル推定を行うのが一般的である。

この補間によるピーク位置は、指標値分布がＰｃに対して空間的に対称であれば丁度ピクセル上にあるが、非対称に分布していればピクセル上から外れることを利用して、この外れ具合を演算する。ただし、超音波ビームの空間分解能には限界がある（鈍った指標値分布上では上手くピーク検出ができない）ので、サブピクセル推定の精度には限界がある。

ここで、変形する心筋に対して高精度な動き推定を行うには、フレームレート（frames per second：ｆｐｓ）を高くしてフレーム間で照合される信号の変化量を小さくする（信号同志の相関を高める）のが有利である。

一方で、フレームレートが高くなる程にフレーム間での心筋の動き量は小さくなるため、サブピクセル推定の制限によりフレームレートを高くし過ぎると遅い動きが検出できなくなる。これらの要請から２次元のスペックルトラッキングの場合、通常の心拍数の範囲での至適なフレームレートとして４０〜８０［Ｈｚ］が広く用いられている（非特許文献１）。

このことは、約１５０［ｂｐｍ］と成人の２倍以上の心拍数を有する胎児心臓へのＳＴＥ適用のように、１００［Ｈｚ］を超えるような高フレームレートの動画像取得が望まれる状況においては、遅い動きの推定精度が低下し、追跡不能となる可能性がある。

また、成人心臓へのＳＴＥ適用であっても、収縮末期や拡張中期のように、心臓には動きを静止する時相が存在するために、これら遅い速度を有する心時相や心筋の部位においては、１フレーム間隔では動きを高精度に検出できないことがある。結果として、ＥＦやＧＬＳ情報の出力値が過小評価されるという問題がある。更に、この影響は、取得される画像のフレームレートが高くなるほどに大きくなっていく。

そこで、本実施形態に係る超音波診断装置１は、心機能評価の精度を向上させるために、以下に説明する各処理機能を実行する。つまり、超音波診断装置１は、ＳＴＥ法を用いた心機能評価において、フレームレートが高い場合にも遅い動き成分を高精度に推定することで、高精度な心機能評価を可能とする。

図２は、第１の実施形態に係る動き推定の基本方針を説明するための図である。なお、図２にて説明する基本方針はあくまで一例であり、本実施形態は図示の内容に限定されるものではない。

図２上段の縦軸は位置（変位）に対応し、横軸は時間（frame）に対応する。図２上段において、縦軸の１メモリは１画素に対応する。また、図２下段の縦軸は速度（動き）に対応し、横軸は時間（frame）に対応する。なお、図２上段及び図２下段の横軸（時間軸）は対応している。

図２に示すように、フレーム間隔に対して変位が大きい（速度が大きい）場合には間引かずに動きを推定し、変位が小さい（速度が小さい）場合にはフレーム間隔を間引いて動きを推定するのが基本方針である。例えば、速度が大きい領域ｒ１の動きは、画像（フレーム）を間引かずに、１フレーム間隔（時刻ｔ１と時刻ｔ２の画像データ）でのパターンマッチング処理により推定する。また、速度が中程度の領域ｒ２の動きは、１フレーム間引いて、２フレーム間隔（時刻ｔ２と時刻ｔ４の画像データ）でのパターンマッチング処理により推定する。また、速度が小さい領域ｒ３の動きは、２フレーム間引いて、３フレーム間隔（時刻ｔ３と時刻ｔ６の画像データ）でのパターンマッチング処理により推定する。なお、図２上段と図２下段との間に示した黒いバーは、パターンマッチング処理に用いるフレーム間隔を表す。

すなわち、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、以下に説明する各処理機能を実行することで、拍動対象の速度に応じて適切なフレーム間隔（間引き間隔）を自動的に与えることにより、心機能評価の精度を向上させるものである。以下、各処理機能について説明する。

なお、以下の実施形態では、２次元の画像データ（Ａ４Ｃ像及びＡ２Ｃ像）に対するＳＴＥ法が適用される場合を説明するが、本実施形態はこれに限定されるものではない。つまり、本実施形態は、３次元の画像データに対するＳＴＥ法にも適用可能である。

図３及び図４を用いて、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の処理手順について説明する。図３及び図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３及び図４に示す処理手順は、例えば、ＳＴＥ法による心機能評価を開始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。また、図４に示す処理手順は、図３のステップＳ１０５の処理に対応する。なお、図３及び図４に示す処理手順はあくまで一例であり、実施形態は図示の内容に限定されるものではない。

ステップＳ１０１において、処理回路１７０は、処理タイミングであるか否かを判定する。例えば、処理回路１７０は、ＳＴＥ法による心機能評価を開始する旨の指示を操作者から受け付けると、処理タイミングであると判定し（ステップＳ１０１肯定）、ステップＳ１０２以降の処理を開始する。なお、処理タイミングでない場合には（ステップＳ１０１否定）、ステップＳ１０２以降の処理は開始されず、処理回路１７０の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、送受信回路１１０は、超音波走査を実行する。例えば、送受信回路１１０は、被検体Ｐの心臓（左心室）を含む２次元のスキャン領域（Ａ４Ｃ断面及びＡ２Ｃ断面）に対して超音波プローブ１０１から超音波を送信させるとともに、超音波プローブ１０１が受信した反射波信号から反射波データを生成する。送受信回路１１０は、フレームレートに従って超音波の送受信を繰り返すことにより、各フレームの反射波データを順次生成する。そして、Ｂモード処理回路１２０は、Ａ４Ｃ断面及びＡ２Ｃ断面それぞれについて、送受信回路１１０によって生成された各フレームの反射波データから、各フレームのＢモードデータを順次生成する。

ステップＳ１０３において、画像生成回路１４０は、時系列の超音波画像データを生成する。例えば、画像生成回路１４０は、Ａ４Ｃ断面及びＡ２Ｃ断面それぞれについて、Ｂモード処理回路１２０によって生成された各フレームのＢモードデータから、各フレームのＢモード画像データを順次生成する。

すなわち、取得機能１７１は、送受信回路１１０、Ｂモード処理回路１２０、及び画像生成回路１４０の処理を制御することで、被検体Ｐの心臓を含む領域が撮像された少なくとも１心周期にわたる時系列に並ぶ複数の医用画像データを取得する。なお、心臓は、拍動対象の一例である。

ステップＳ１０４において、追跡機能１７２は、初期時相において関心領域を設定する。例えば、追跡機能１７２は、最初のフレームのＡ４Ｃ断面及びＡ２Ｃ断面の超音波画像データそれぞれに対して、左心室の内膜及び外膜それぞれに対応する位置に関心領域を設定する。

ステップＳ１０５において、追跡機能１７２は、追跡処理を実行する。例えば、追跡機能１７２は、同一位置に関して互いに異なるフレーム間隔での画像相関を用いた複数の動き推定処理を複数の医用画像データに対して実行し、複数の動き推定処理により推定される複数の第１動き情報の中から尤もらしい第２動き情報を決定する。

ここで、図４を用いて、ステップＳ１０５の追跡処理について説明する。なお、以下では、フレーム間隔「Ｎ」での画像相間（パターンマッチング処理）を用いた動き推定処理により推定される移動ベクトルを「Ｖ（Ｎ）」と表す。なお、移動ベクトルは、「動き情報」の一例である。

ステップＳ２０１において、追跡機能１７２は、１フレーム間隔での画像相間を用いた第１動き推定処理を実行する。つまり、追跡機能１７２は、フレームを間引かずに、ＳＴＥ法による動き推定処理を実行することで、移動ベクトル「Ｖ（１）」を推定する。なお、ＳＴＥ法による動き推定処理については、公知の技術を任意に適用可能である。

ステップＳ２０２において、追跡機能１７２は、２フレーム間隔での画像相間を用いた第２動き推定処理を実行する。つまり、追跡機能１７２は、１フレーム間引いて、ＳＴＥ法による動き推定処理を実行することで、移動ベクトル「Ｖ（２）」を推定する。なお、ＳＴＥ法による動き推定処理については、公知の技術を任意に適用可能である。

ステップＳ２０３において、追跡機能１７２は、３フレーム間隔での画像相間を用いた第２動き推定処理を実行する。つまり、追跡機能１７２は、２フレーム間引いて、ＳＴＥ法による動き推定処理を実行することで、移動ベクトル「Ｖ（３）」を推定する。なお、ＳＴＥ法による動き推定処理については、公知の技術を任意に適用可能である。

ステップＳ２０４において、追跡機能１７２は、各位置の複数の移動ベクトルのうち、最大の速度成分を有する移動ベクトルを選択する。具体的には、追跡機能１７２は、フレーム間隔「Ｎ」で推定された候補となる複数の移動ベクトル「Ｖ（Ｎ）」について、「｜Ｖ（Ｎ）／Ｎ｜」が最大となる「Ｖ（Ｎ）／Ｎ」（フレーム当たりの移動ベクトル）を、実際の移動ベクトルとして選択（決定）する。なお、「｜ｘ｜」は、ｘの絶対値を表す。

図５を用いて、第１の実施形態に係る追跡機能１７２の処理を説明する。図５は、第１の実施形態に係る追跡機能１７２の処理を説明するための図である。図５に示す例では、同一位置（図中の黒丸印）について推定された３つの移動ベクトル「Ｖ（１）」，「Ｖ（２）」，「Ｖ（３）」の中から選択する場合を説明する。

図５に示すように、追跡機能１７２は、３つの移動ベクトル「Ｖ（１）」，「Ｖ（２）」，「Ｖ（３）」から、「｜Ｖ（１）／１｜」，「｜Ｖ（２）／２｜」，「｜Ｖ（３）／３｜」をそれぞれ算出する。そして、追跡機能１７２は、算出した値を比較し、最大の速度成分を有する移動ベクトル「Ｖ（３）／３」を選択する。なお、フレーム間隔を間引いて算出した移動ベクトルが存在するため、フレーム当たりの移動ベクトル「Ｖ（Ｎ）／Ｎ」を算出するのが好適である。

このように、追跡機能１７２は、「最も高精度な場合には、ベクトルの絶対値が最大となる」という仮定に基づいて、尤もらしい移動ベクトルを実際の移動ベクトルとして選択する。

ステップＳ２０３において、追跡機能１７２は、各位置について、選択された移動ベクトルを出力する。図５の例では、追跡機能１７２は、フレーム当たりの移動ベクトル「Ｖ（Ｎ）／Ｎ」を出力する。なお、候補となる移動ベクトルは「第１動き情報」とも呼ばれる。また、追跡機能１７２により出力される移動ベクトルは、実際に追跡結果として利用される移動ベクトルであり、「第２動き情報」とも呼ばれる。

図３の説明に戻る。ステップＳ１０６において、算出機能１７３は、指標値を算出する。例えば、算出機能１７３は、ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法により、Ａ４Ｃ断面及びＡ２Ｃ断面の超音波画像データそれぞれで算出された第２動き情報から各種の心機能指標を算出する。心機能指標としては、例えば、左心室（left ventricle：ＬＶ）の拡張末期容積（end diastolic volume：ＥＤＶ）、収縮末期容積（end systolic volume：ＥＳＶ）、及び駆出率（ejection fraction：ＥＦ）等の容積情報や、global longitudinal strain（ＧＬＳ）情報が算出される。

なお、算出機能１７３により算出される心機能指標及びその算出方法については、公知の技術を任意に適用可能である。また、算出機能１７３は、２次元のＳＴＥ法に限らず、３次元のＳＴＥ法が適用された場合にも各種の心機能指標を算出可能である。例えば、３次元のＳＴＥ法が適用される場合には、算出機能１７３は、内膜や中層の境界面に関する面積変化率ＡＣ（Area Change ratio）を定義することもできる。

ステップＳ１０７において、出力制御機能１７４は、指標値を出力する。例えば、出力制御機能１７４は、算出機能１７３により算出された各種の心機能指標をディスプレイ１０３に表示させる。なお、出力制御機能１７４が情報を出力する出力先は、ディスプレイ１０３に限らず、例えば、記憶媒体や他の情報処理装置等であっても良い。また、出力制御機能１７４は、指標値に限らず、任意の画像データを出力することもできる。

なお、図３及び図４に示す処理手順はあくまで一例であり、実施形態は図示の内容に限定されるものではない。例えば、図４に示したステップＳ２０１〜ステップＳ２０３の各処理は、図示の順序に限らず、任意の順序に入れ替えて実行されても良いし、同時に実行されても良い。

また、図４では、フレーム間隔「Ｎ」が「１，２，３」であ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。フレーム間隔「Ｎ」は、互いに異なるフレーム間隔が含まれていれば、「１，２」や「２，４」など、任意のフレーム間隔の組み合わせによって実現可能である。ただし、高精度な追跡処理を行うためには、「１」が含まれるとともに、最大のフレーム間隔が広すぎないのが好ましい。

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１７１は、被検体の拍動対象を含む領域が撮像された少なくとも１心周期にわたる時系列に並ぶ複数の医用画像データを取得する。そして、追跡機能１７２は、同一位置に関して互いに異なるフレーム間隔での画像相関を用いた複数の動き推定処理を前記複数の医用画像データに対して実行し、前記複数の動き推定処理により推定される複数の第１動き情報の中から尤もらしい第２動き情報を決定する。これによれば、超音波診断装置１は、心機能評価の精度を向上させることができる。

例えば、第１の実施形態に係る超音波診断装置１が上述した処理を実行することで、変形や動き量が大きく高フレームレートが有利な時相や位置では短いフレーム間隔で推定された移動ベクトルが選択され、動き量が少なく低フレームレートが有利な時相や位置では長い（間引かれた）フレーム間隔で推定された移動ベクトルが選択されることとなる。したがって、高フレームレートにおいても低速の移動ベクトルが検出可能となり、あらゆる時相で追跡精度が向上する。この結果、高フレームレートにＥＦやＧＬＳ情報の出力値が過小評価される可能性が低減する。

なお、第１の実施形態では、「最も高精度な場合には、ベクトルの絶対値が最大となる」という仮定に基づいて、尤もらしい移動ベクトルを実際の移動ベクトルとして選択する場合を説明したが、別の選択基準も考えられる。例えば、相関係数などを移動ベクトルの信頼度として用い、信頼度が高い場合の移動ベクトル「Ｖ（Ｎ）」を選択することが考えられる。しかしながら、このような場合には、フレーム間隔が近いほど相関係数が高くなり、大抵の場合にフレーム間隔が最小の移動ベクトルが選択されることとなるため、選択基準としては好ましくない。また、フレーム間隔の異なる複数の移動ベクトルを統合（平均や重み付け平均）処理して移動ベクトルを得る場合には、精度が低い値が混在する結果、精度が下がる傾向がある。また、ベクトル絶対値が中央（median処理）の移動ベクトルを選択する場合にも、平均処理と似た作用があるために、最大を選択する方法と比較して精度が下がる傾向がある。したがって、第１の実施形態では、上記の仮定に基づいて尤もらしい移動ベクトルを選択するのが好適である。

（第１の実施形態の変形例１）
「最も高精度な場合には、ベクトルの絶対値が最大となる」という仮定に基づいて移動ベクトルを選択するだけでは、必ずしも高精度な移動ベクトルを選択できていない場合が考えられる。

例えば、追跡対象が変形する場合には、間引きフレーム間隔が増加するにつれて信号同士の相関が減少するため、推定される動きの品質（精度）は一般的には低下すると考えられる。このため、追跡対象の動き量が十分に大きいにもかかわらず、間引きフレーム間隔で推定された動き情報（移動ベクトル）が選択されるのは必ずしも好ましくない。本実施形態において、間引きフレーム間隔で推定された動き情報が選択されるのが好ましいのは、「高フレームレートの状況下で対象の動き量が十分に小さい場合」である。そこで、第１の実施形態の変形例１では、「動き量が十分に小さい場合」という判断基準を用いることで、間引きフレーム間隔で推定された動き情報が不当に選択されないように制限をかける処理を説明する。

図６を用いて、第１の実施形態の変形例１に係る超音波診断装置１の処理手順について説明する。図６は、第１の実施形態の変形例１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６に示す処理手順は、図３のステップＳ１０５の処理に対応する。なお、図６に示すステップＳ３０１，Ｓ３０２，Ｓ３０３，Ｓ３０６の処理は、図４に示したステップＳ２０１，Ｓ２０２，Ｓ２０３，Ｓ２０５の処理と同様であるので、説明を省略する。

ステップＳ３０４において、追跡機能１７２は、１フレーム間隔で推定された移動ベクトルの絶対値が閾値未満である位置を特定する。ここで、追跡機能１７２は、閾値として、画素サイズに基づく値を用いる。

例えば、追跡機能１７２は、各位置において１フレーム間隔で推定された動きの絶対値「｜Ｖ（１）／１｜」の大きさと、閾値「αピクセル」とを比較し、閾値未満である位置を特定する。ここで、閾値を「αピクセル」としたのは、動き推定の限界がピクセル単位であるという背景を考慮したからである。なお、「α」としては、２次元の場合にはｓｑｒｔ（２）程度が好ましい。これは、画素グリッドに水平（又は垂直）な動き成分の検出のみを考慮すれば「α＝１」が最小の動き推定単位となるが、斜めの動き成分を考慮すると最小の推定単位がｓｑｒｔ（２）となるためである。同様の理由から、３次元の場合には「α」はｓｑｒｔ（３）程度が好ましい。なお、ｓｑｒｔ（２）「程度」及びｓｑｒｔ（３）「程度」と記載したのは、ｓｑｒｔ（２）及びｓｑｒｔ（３）に完全に一致する値に限定されるものではなく、処理内容に影響を与えない範囲内でずれた値も許容されることを意図したものである。

ステップＳ３０５において、追跡機能１７２は、特定した各位置について、最大の速度成分を有する第１動き情報を、第２動き情報として選択する。つまり、追跡機能１７２は、１フレーム間隔で推定された動きの絶対値「｜Ｖ（１）／１｜」の大きさが閾値「αピクセル」未満の場合に、フレーム間隔を間引いて推定した第１動き情報（Ｎ＝２以上）の選択を許可する。なお、「｜Ｖ（１）／１｜」の大きさが閾値以上である位置については、移動ベクトル「Ｖ（１）」がそのまま第２動き情報として決定される。

このように、第１の実施形態の変形例１に係る追跡機能１７２は、１フレーム間隔での画像相関を用いた動き推定処理により推定された第１動き情報の絶対値が閾値未満である位置を特定する。そして、追跡機能１７２は、特定した各位置について、最大の速度成分を有する第１動き情報を、第２動き情報として選択する。これにより、第１の実施形態の変形例１に係る超音波診断装置１は、追跡対象の動き量が十分に大きい場合には、間引きフレーム間隔で推定された動き情報を不当に選択するのを防ぐので、心機能評価の精度を向上させることができる。

（第１の実施形態の変形例２）
また、例えば、間引きフレーム間隔で推定された動き情報が選択されるのが好ましいのは、「高フレームレートの状況下で対象の動き量が十分に小さい場合」であることから、間引きによるフレーム間隔「Ｎ」の最大値は、フレームレートに応じて決定するのが好適である。

図７を用いて、第１の実施形態の変形例２に係る追跡機能１７２の処理を説明する。図７は、第１の実施形態の変形例２に係る追跡機能１７２の処理を説明するための図である。図７には、フレームレートと最大フレーム間隔との対応関係を示すテーブルを例示する。なお、図７に示すテーブルは、例えば、内部記憶回路１６０等、追跡機能１７２が参照可能な記憶装置に予め記憶されている。

図７に示す例では、テーブルの１行目のレコードには、フレームレート「〜６０」と、最大フレーム間隔「１」とが対応付けて記憶されている。これは、フレームレートが６０ｆｐｓ未満である場合には、間引きは行わず、１フレーム間隔での画像相間を用いた動き推定処理を実行することを示す。また、テーブルの２行目のレコードには、フレームレート「６０〜９０」と、最大フレーム間隔「２」とが対応付けて記憶されている。これは、フレームレートが６０ｆｐｓ以上９０ｆｐｓ未満である場合には、１フレーム間隔での画像相間を用いた動き推定処理と、２フレーム間隔での画像相間を用いた動き推定処理とを実行することを示す。また、テーブルの３行目のレコードには、フレームレート「９０〜１２０」と、最大フレーム間隔「３」とが対応付けて記憶されている。これは、フレームレートが９０ｆｐｓ以上１２０ｆｐｓ未満である場合には、１フレーム間隔での画像相間を用いた動き推定処理と、２フレーム間隔での画像相間を用いた動き推定処理と、３フレーム間隔での画像相間を用いた動き推定処理とを実行することを示す。また、テーブルの４行目のレコードには、フレームレート「１２０〜」と、最大フレーム間隔「４」とが対応付けて記憶されている。これは、フレームレートが１２０ｆｐｓ以上である場合には、１フレーム間隔での画像相間を用いた動き推定処理と、２フレーム間隔での画像相間を用いた動き推定処理と、３フレーム間隔での画像相間を用いた動き推定処理と、４フレーム間隔での画像相間を用いた動き推定処理とを実行することを示す。

具体例を挙げると、追跡機能１７２は、取得機能１７１によって取得された医用画像データのフレームレートが「１２０」である場合には、図７に示したテーブルを参照し、最大フレーム間隔「４」を決定する。そして、追跡機能１７２は、決定した最大フレーム間隔までの各々のフレーム間隔で、動き推定処理を実行する。具体的には、追跡機能１７２は、１フレーム間隔での画像相間を用いた動き推定処理と、２フレーム間隔での画像相間を用いた動き推定処理と、３フレーム間隔での画像相間を用いた動き推定処理と、４フレーム間隔での画像相間を用いた動き推定処理とを、順次又は平行して実行する。この場合、追跡機能１７２は、各位置の第１動き情報として、４つの移動ベクトル「Ｖ（１）」、「Ｖ（２）」、「Ｖ（３）」、「Ｖ（４）」を算出する。そして、追跡機能１７２は、各位置について推定された４つの移動ベクトル「Ｖ（１）」、「Ｖ（２）」、「Ｖ（３）」、「Ｖ（４）」の中から、最大の速度成分を有する移動ベクトルを選択する。

このように、第１の実施形態の変形例２に係る追跡機能１７２は、複数の医用画像データのフレームレートに基づいて、フレーム間隔の最大値を決定する。そして、追跡機能１７２は、決定した最大値までの各々のフレーム間隔で、動き推定処理を実行する。そして、追跡機能１７２は、各位置について推定された複数の第１動き情報の中から、最大の速度成分を有するものを第２動き情報として選択する。これにより、第１の実施形態の変形例２に係る超音波診断装置１は、フレームレートに応じて適切なフレーム間隔を決定するので、不必要なフレーム間引きでの動き推定処理を実行させないので、効率良く心機能評価の精度を向上させることができる。

（第２の実施形態）
第１の実施形態では、異なるフレーム間隔での画像相関を用いた複数の動き推定処理を実行した後に、推定された複数の第１動き情報の中から尤もらしい第２動き情報を選択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、まず、１フレーム間隔で仮追跡（動き推定処理）を実行して動き量を分析し、動き量の大きさに応じたフレーム間隔で本追跡を実行することも可能である。

図８を用いて、第２の実施形態に係る超音波診断装置１の処理手順について説明する。図８は、第２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８に示す処理手順は、図３のステップＳ１０５の処理に対応する。なお、図８に示す処理手順はあくまで一例であり、実施形態は図示の内容に限定されるものではない。

ステップＳ４０１において、追跡機能１７２は、仮追跡として、１フレーム間隔での画像相間を用いた第１動き推定処理を実行する。つまり、追跡機能１７２は、フレームを間引かずに、ＳＴＥ法による動き推定処理を実行することで、移動ベクトル「Ｖ（１）」を推定する。なお、ＳＴＥ法による動き推定処理については、公知の技術を任意に適用可能である。

ステップＳ４０２において、追跡機能１７２は、１フレーム間隔で推定された移動ベクトルの絶対値に応じて、各時相の動きのレベルを分類する。例えば、追跡機能１７２は、仮追跡により推定された各位置の移動ベクトルの絶対値を用いて、左心室のグローバルな動きを表す平均的な動き量を算出する。

図９を用いて、第２の実施形態に係る追跡機能１７２の処理を説明する。図９は、第２の実施形態に係る追跡機能１７２の処理を説明するための図である。図９上段の縦軸は、左心室壁のグローバルな変位［ｍｍ］に対応し、横軸は、時間（frame）に対応する。また、図９下段の縦軸は、左心室壁のグローバルな動き［ｃｍ／ｓｅｃ］に対応し、横軸は、時間（frame）に対応する。なお、図９上段及び図９下段の横軸（時間軸）は対応している。

図９に示すように、追跡機能１７２は、図９下段に示す動きの絶対値に応じて、レベル「１」〜「３」の３段階に時相を分類する。ここで、レベル「１」は、１．５［ｃｍ／ｓｅｃ］以上の動きに対応し、レベル「２」は、０．５［ｃｍ／ｓｅｃ］以上１．５［ｃｍ／ｓｅｃ］未満の動きに対応し、レベル「２」は、０．５［ｃｍ／ｓｅｃ］未満の動きに対応する。図９に示す例では、収縮期ピーク時相であるｓ’、拡張早期ピーク時相であるｅ’、及び心房収縮期であるａ’の各心時相は、速い動きを表すレベル「１」に分類され、動きが無くほぼ静止している心時相は、レベル「３」に分類される。このように、追跡機能１７２は、各フレームの画像データ単位でレベルを分類する。

ステップＳ４０３において、追跡機能１７２は、本追跡として、各時相の動きのレベルに応じたフレーム間隔（フレームピッチ）で、画像相間を用いた動き推定処理を実行する。図９に示す例では、追跡機能１７２は、レベル「１」の時相では１フレーム間隔、レベル「２」の時相では２フレーム間隔、レベル「３」の時相では３フレーム間隔でそれぞれ動き推定処理を実行する。なお、レベル「１」の時相は１フレーム間隔であるので、仮追跡での追跡結果（移動ベクトル）を適用可能である。

ステップＳ４０４において、追跡機能１７２は、各位置について、本追跡により推定された移動ベクトルを出力する。なお、２フレーム以上の間隔で実行された動き推定処理により推定された移動ベクトル「Ｖ（Ｎ）」は、フレーム当たりの移動ベクトル「Ｖ（Ｎ）／Ｎ」に換算して出力される。

なお、図８及び図９にて説明した内容はあくまで一例であり、実施形態は図示の内容に限定されるものではない。例えば、図８では、仮追跡となる第１動き推定処理を１フレーム間隔で実行する場合を説明したが、任意数のフレーム間隔で実行可能である。

また、図９では、レベルを３段階に分類する場合を説明する場合を説明したが、レベルは任意の段階数に分類可能である。また、各レベルを規定する動き量についても、図示の値に限らず、任意の値に設定可能である。

また、図９では、処理の簡略化のために、各フレームの画像データ単位で動きのレベルを分類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、追跡機能１７２は、各フレームの画像データの局所領域単位、又は、ピクセル単位でレベルを分類することも可能である。局所領域単位で分類する場合には、追跡機能１７２は、左心室の局所領域の動きを表す平均的な動き量を算出し、局所領域ごとに動きの絶対値に応じてレベルを分類する。また、ピクセル単位で分類する場合には、追跡機能１７２は、各ピクセルの動き量を算出し、ピクセルごとに動きの絶対値に応じてレベルを分類する。

上述してきたように、第２の実施形態に係る超音波診断装置１において、追跡機能１７２は、第１のフレーム間隔での画像相間を用いた動き推定処理を実行することで、第１動き情報を推定する。続いて、追跡機能１７２は、第１のフレーム間隔で推定された第１動き情報の大きさに応じて、各時相の動きの程度を分類する。そして、追跡機能１７２は、各時相の動きの程度に応じた第２のフレーム間隔で動き推定処理を実行することで、第２動き情報を推定する。これによれば、第２の実施形態に係る超音波診断装置１は、動き推定処理による処理負荷の増大を抑えつつ、心機能評価の精度を向上させることができる。

また、第２の実施形態に係る追跡機能１７２の処理は、第１の実施形態の変形例１及び変形例２にて説明した各処理と組み合わせることができる。例えば、第１の実施形態の変形例１と組み合わせる場合には、追跡機能１７２は、１フレーム間隔で推定された動きの絶対値「｜Ｖ（１）／１｜」の大きさが閾値「αピクセル」未満の場合に、フレーム間隔を間引いて推定した第１動き情報（Ｎ＝２以上）の選択を許可するのが好適である。

また、第１の実施形態の変形例２と組み合わせる場合には、追跡機能１７２は、複数の医用画像データのフレームレートに基づいて、フレーム間隔の最大値、つまり動きのレベルの最大値を決定するのが好適である。例えば、追跡機能１７２は、フレーム間隔の最大値が「３」である場合には、動きのレベルにより規定される最大フレーム間隔を「３」に設定する。また、追跡機能１７２は、フレーム間隔の最大値が「４」である場合には、動きのレベルにより規定される最大フレーム間隔を「４」に設定する。

（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。

（超音波画像データ以外の医用画像データへの適用）
例えば、上述した実施形態では、医用画像データとして、超音波診断装置１によって撮像された超音波画像データが利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、本実施形態は、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置によって撮像されたＣＴ画像データや、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置によって撮像されたＭＲ画像データなど、他の医用画像診断装置によって撮像された医用画像データも処理対象として利用可能である。

（医用画像処理装置）
また、例えば、上述した実施形態では、実施形態に係る各処理機能が、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、３次元座標系の設定処理を行う各種の処理機能は、医用画像処理装置にも適用可能である。

図１０を用いて、その他の実施形態に係る医用画像処理装置２００の構成について説明する。図１０は、その他の実施形態に係る医用画像処理装置２００の構成例を示すブロック図である。

図１０に示すように、医用画像処理装置２００は、入力インタフェース２０１と、ディスプレイ２０２と、記憶回路２１０と、処理回路２２０とを備える。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、互いに通信可能に接続される。記憶回路２１０は、任意の医用画像診断装置によって撮像された複数の医用画像データが予め記憶されている。

処理回路２２０は、取得機能２２１、追跡機能２２２、算出機能２２３、及び出力制御機能２２４を実行する。ここで、取得機能２２１、追跡機能２２２、算出機能２２３、及び出力制御機能２２４の各処理機能は、図１に示した取得機能１７１、追跡機能１７２、算出機能１７３、及び出力制御機能１７４の各処理機能と同様の処理を実行可能である。

すなわち、医用画像処理装置２００において、取得機能２２１は、被検体の拍動対象を含む領域が撮像された少なくとも１心周期にわたる時系列に並ぶ複数の医用画像データを取得する。例えば、取得機能２２１は、記憶回路２１０から複数の医用画像データを読み出すことにより、複数の医用画像データを取得する。そして、追跡機能２２２は、同一位置に関して互いに異なるフレーム間隔での画像相関を用いた複数の動き推定処理を前記複数の医用画像データに対して実行し、前記複数の動き推定処理により推定される複数の第１動き情報の中から尤もらしい第２動き情報を決定する。これによれば、医用画像処理装置２００は、心機能評価の精度を向上させることができる。

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。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、上述した実施形態及び変形例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、上述した実施形態及び変形例で説明した医用画像処理方法は、予め用意された医用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。この医用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、この医用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非一過性の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１つの実施形態によれば、心機能評価の精度を向上させることができる。

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、実施形態同士の組み合わせ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
１７０ 処理回路
１７１ 取得機能
１７２ 追跡機能
１７３ 算出機能
１７４ 出力制御機能

Claims (8)

1. 被検体の拍動対象を含む領域が撮像された少なくとも１心周期にわたる時系列に並ぶ複数の医用画像データを取得する取得部と、
   同一位置に関して互いに異なるフレーム間隔での画像相関を用いた複数の動き推定処理を前記複数の医用画像データに対して実行し、前記複数の動き推定処理により推定される複数の第１動き情報の中から尤もらしい第２動き情報を決定する追跡部と
   を備える、超音波診断装置。
2. 前記追跡部は、前記複数の第１動き情報のうち最大の速度成分を有する第１動き情報を、前記第２動き情報として選択する、
   請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記追跡部は、
   第１のフレーム間隔での画像相間を用いた動き推定処理を実行することで、前記第１動き情報を推定し、
   前記第１のフレーム間隔で推定された第１動き情報の大きさに応じて、各時相の動きの程度を分類し、
   各時相の動きの程度に応じたフレーム間隔で動き推定処理を実行することで、前記第２動き情報を推定する、
   請求項１に記載の超音波診断装置。
4. 前記追跡部は、前記複数の医用画像データのフレームレートに基づいて、前記フレーム間隔の最大値を決定する、
   請求項１〜３のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
5. 前記追跡部は、
   １フレーム間隔での画像相関を用いた動き推定処理により推定された第１動き情報の絶対値が閾値未満である位置を特定し、
   特定した各位置について、最大の速度成分を有する第１動き情報を、前記第２動き情報として選択する、
   請求項１〜４のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
6. 前記追跡部は、前記閾値として、画素サイズに基づく値を用いる、
   請求項５に記載の超音波診断装置。
7. 被検体の拍動対象を含む領域が撮像された少なくとも１心周期にわたる時系列に並ぶ複数の医用画像データを取得する取得部と、
   同一位置に関して互いに異なるフレーム間隔での画像相関を用いた複数の動き推定処理を前記複数の医用画像データに対して実行し、前記複数の動き推定処理により推定される複数の第１動き情報の中から尤もらしい第２動き情報を決定する追跡部と
   を備える、医用画像処理装置。
8. 被検体の拍動対象を含む領域が撮像された少なくとも１心周期にわたる時系列に並ぶ複数の医用画像データを取得し、
   同一位置に関して互いに異なるフレーム間隔での画像相関を用いた複数の動き推定処理を前記複数の医用画像データに対して実行し、前記複数の動き推定処理により推定される複数の第１動き情報の中から尤もらしい第２動き情報を決定する
   各処理をコンピュータに実行させる、医用画像処理プログラム。

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