JP5405509B2 - 超音波診断装置および超音波画像処理装置 - Google Patents

Description

本発明は、心筋等の生体組織の速度を超音波を利用して推定し、この推定した速度情報を処理して組織の局所的な運動情報を出力することで医学診断に有効な情報を提供する超音波診断装置および超音波画像処理装置に関する。

心筋等の生体組織に関して、その機能を客観的かつ定量的に評価することは、その組織の診断にとって非常に重要である。

様々な定量的評価法が試みられているが、近年では、超音波診断装置を用いたストレスエコー法が注目されつつある。この方法は、例えば被検体にジョギングをさせ、ジョギングする前とジョギングをした後とのそれぞれにおいて心筋の画像を撮影し、これらを比較して異常のある部位を判断しようというものである。

この種の検査においては、ストレス（負荷）の前後における比較を定量化することで、検者の主観に頼った診断を避けることが望ましく、そのための様々な方法が提案されている。

例えば、専用の左室壁運動解析装置を用いる方法が知られている。あるいは、容易かつ高精度にストレスエコー法による診断を行なうことのできる超音波診断装置が、特許文献１に開示されている。さらには、主に壁運動の部位毎の局所的な遅延の様子をイメージングすることのできる方法が、特許文献２に開示されている。

特開平6-285066号公報 特許第3187008号公報

専用の左室壁運動解析装置を用いる方法では、心内膜のトレース等が必要で、煩雑な操作が必要であるという問題があった。

特許文献１に開示された超音波診断装置であると、生体ではスペックルノイズ等の影響で不安定となりやすい速度の情報や、さらにノイズの影響を受けやすい加速度の情報を用いて比較を行っているために、安定した再現性の高い結果は得にくいという問題がある。

特許文献２に開示された方法では、特にストレスエコーにおける負荷前後の比較は行っていない。このため、負荷前には一見壁運動が正常に見えても、実は負荷を加えると虚血が誘発されて壁運動の局所的な遅延が生ずるような虚血性心疾患症例において、局所的な遅延の様子が負荷の前後にて微妙に変化するのを容易には検出し難いという背景もあった。

本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、安定性が高く有益な診断情報を得ることで、容易かつ再現性が高いストレスエコー法による診断を行なうことのできる超音波診断装置および超音波画像処理装置を提供することにある。

請求項１に記載の発明は、被検体に向けて超音波を放射するとともに前記被検体で反射された前記超音波を受信する超音波プローブを利用したＢモード撮像により、前記被検体の診断を行う超音波診断装置において、前記Ｂモード撮像によって得られた時系列的な複数のＢモード画像に基づいて、前記被検体における局所的な組織に対するパターンマッチングを行って、前記局所的な組織に関する運動運動速度を、前記組織の運動周期よりも短い測定周期で繰り返し測定する測定手段と、前記測定周期で測定される前記運動速度を用いた時間積分を行うことにより、前記組織の歪みまたは変位を示す運動情報をそれぞれ演算する演算手段と、前記運動周期内において、前記運動情報の値が基準時相からの所定の値に至るまでの所要時間を計測する計測手段と、前記被検体に与えた異なる２つの負荷状態のそれぞれにおいて、前記計測手段により計測される２つの前記所要時間に基づいて、前記負荷状態の変化に伴う前記組織の運動の変化量を表すパラメータ値を算出する算出手段と、を具備することを特徴とする超音波診断装置である。
請求項１０に記載の発明は、超音波プローブで送受信される超音波によって得られたＢモード画像により、被検体における局所的な組織に関して測定される運動速度に基づいて前記被検体の診断のための画像処理を行う超音波画像処理装置において、前記Ｂモード撮像によって得られた時系列的な複数の前記Ｂモード画像に基づいて、前記被検体における前記局所的な組織に対するパターンマッチングを行って、前記局所的な組織に関する運動速度を、前記組織の運動周期よりも短い測定周期で繰り返し測定する測定手段と、前記測定周期で測定される前記運動速度を用いた時間積分を行うことにより、前記組織の歪みまたは変位を示す運動情報をそれぞれ演算する演算手段と、前記運動周期内において、前記運動情報の値が基準時相からの所定の値に至るまでの所要時間を計測する計測手段と、前記被検体に与えた異なる２つの負荷状態のそれぞれにおいて、前記計測手段により計測される２つの前記所要時間に基づいて、前記負荷状態の変化に伴う前記組織の運動の変化量を表すパラメータ値を算出する算出手段と、を具備することを特徴とする超音波画像処理装置である。

本発明によれば、安定性が高く有益な診断情報を得ることが可能となり、容易かつ再現性が高いストレスエコー法による診断を行なうことが可能となる。

以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。

（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の構成を示す図である。
この図１に示すように第１の実施形態の超音波診断装置は、超音波プローブ１、送信ユニット２、受信ユニット３、Ｂモード処理ユニット４、速度演算ユニット５、運動情報演算ユニット６、運動情報メモリ７、変化量演算ユニット８、表示制御ユニット９および表示ユニット１０を含む。

超音波プローブ１は、電気信号を超音波に変換する複数の超音波振動子を配列した超音波振動子アレイを備え、この超音波振動子アレイにより被検体に対して超音波の送受波を行う。第１の実施形態において、超音波プローブ１は心臓を対象としたセクタプローブであるものとする。

送信ユニット２は、スキャンラインに向けて超音波ビームが形成されるよう振動子毎に所定の遅延特性を持たせた駆動信号を発生する。受信ユニット３は、超音波振動子アレイの各超音波振動子で受波された超音波エコー信号に対して遅延加算処理を行って、スキャンラインに対応した超音波エコー信号を生成する。

Ｂモード処理ユニット４は、遅延加算処理された超音波エコー信号に対して包絡線検波処理を施すことにより、超音波エコーの振幅強度に対応したＢモード信号を生成する。Ｂモード処理ユニット４は、このＢモード信号の所定断面にかかる２次元分布を表したＢモード超音波像を生成する。

速度演算ユニット５は、遅延加算処理された超音波エコー信号から組織速度の時空間分布像を得る。速度演算ユニット５が組織速度の時空間分布像を得るための手法としては、超音波のビーム方向への１次元的な組織速度の取得に好適な組織ドプラ処理手法や、特開平08-164139号公報に開示されている手法などの周知の手法を適用することができる。なお特開平08-164139号公報には、パターンマッチングの手法を例とするような処理を有する移動ベクトル処理により、２次元的な組織速度を取得する手法が開示されている。

運動情報演算ユニット６は、Ｂモード超音波像と組織速度の時空間分布像とから組織の運動情報を得る。運動情報演算ユニット６が運動情報を得る手法としては、特開2003-175041に開示された手法を適用することができる。すなわち、組織速度を用いた局所的な時間積分処理に基づいて、局所的な変位や歪みの運動情報を得る。運動情報演算ユニット６は、上述のようにして得られる運動情報を各pixel(x,y)の値とした運動情報画像を出力する。運動情報演算ユニット６は、出力する運動情報画像に、それを生成するために参照したＢモード情報を含める。運動情報メモリ７は、運動情報演算ユニット６により得られた運動情報画像を記憶する。運動情報メモリ７は、被検体の負荷状態が異なる複数の検査状態（以下、フェーズと称する）における運動情報画像をそれぞれ記憶する。

変化量演算ユニット８は、運動情報メモリ７に記憶されたフェーズの異なる２つの運動情報の変化量（以下、比較パラメータと称する）を算出する。

表示制御ユニット９は、Ｂモード超音波像、組織速度の時空間分布像、運動情報、変化量に基づいて表示画像を生成する。表示ユニット１０は、表示制御ユニット９で生成された表示画像を表示する。

図２は変化量演算ユニット８の具体的な構成を示す図である。
この図２に示すように変化量演算ユニット８は、比較演算ユニット８ａおよび出力情報演算ユニット８ｂを含む。

比較演算ユニット８ａは、運動情報メモリ７に記憶されたフェーズの異なる運動情報同士を用いて、互いの運動情報画像を比較して比較パラメータを生成する。出力情報演算ユニット８ｂは、比較演算ユニット８ａにより生成された比較パラメータの値に基づいて比較パラメータ画像を生成する。

次に以上のように構成された超音波診断装置の動作について説明する。
ここでは、心筋の組織の局所的な運動について２Ｄ画像を用いて評価する場合への本発明の適用について述べる。

［１．組織速度の取得］
先ず、速度演算ユニット５により組織速度の時空間分布像（時相毎の２次元分布像）が得られる。

［２．運動情報の取得］
次に、運動情報演算ユニット６により組織速度から局所的な組織の変位や歪みの運動情報が得られる。

［３．負荷状態の異なる運動情報の取得］
複数のフェーズを設定し、これらのフェーズのそれぞれについて上記の運動情報の取得を行う。各フェーズの運動情報画像は、運動情報メモリ７に記憶しておく。

ここで、負荷には大きく運動負荷と薬物（ドプタミン）負荷とがある。運動負荷に基づくストレス診断では一般的に、「負荷前」→「負荷中（ピーク負荷時）」→「負荷後（リカバリ）」という３段階のフェーズが設定される。またドプタミン負荷では一般的に、「負荷前」→「１０γ負荷」→「２０γ負荷」→「３０γ負荷」→「４０γ負荷（peak負荷時）」→「負荷後（リカバリ）」という６段階のフェーズが設定される。しかし、最も単純なストレス診断は、負荷前と負荷中（ピーク負荷時）とを比較する場合であり、最低限のフェーズは「負荷前」と「ピーク負荷時」といった２段階となる。

［４．比較パラメータの取得］
変化量演算ユニット８は、運動情報メモリ７に記憶された運動情報画像より比較パラメータを取得する。ストレス診断のためのフェーズがどのように設定される場合でも、組織運動の変化は異なる２つのフェーズの間での変化として観察される。従って変化量演算ユニット８は、比較パラメータの取得を、運動情報メモリ７に記憶されているうちの任意の２つのフェーズphase_i，phase_jの運動情報画像に基づいて行う。

変化量演算ユニット８の比較演算ユニット８ａはまず、運動情報画像の各pixel(x,y)に関して、図３に示したような所定の心時相区間t_intにおけるピーク値（最大値または最小値）を求めるのが好適であり、phase_iでのピーク値としてVmax(i,x,y)を得、phase_jでのピーク値としてVmax(j,x,y)を得る。なお、心時相区間t_intは例えば、区間開始時相t0と区間終了時相t_endとをユーザに指定させることにより定める。

この上で比較演算ユニット８ａは、下記の式(1)、(2)、(3)のいずれかにより変化量（以下、比較パラメータと称する）を演算する。

Vmax(j,x,y)／Vmax(i,x,y) …(1)
Vmax(j,x,y)−Vmax(i,x,y) …(2)
{Vmax(j,x,y)−Vmax(i,x,y)}／Vmax(i,x,y) …(3)
なお、超音波診断装置の設計段階において式(1)、(2)、(3)のうちの１つを選択して、その演算を固定的に実行するように比較演算ユニット８ａを構成しても良いし、式(1)、(2)、(3)のうちの任意の２つまたは３つに基づいて演算する機能を比較演算ユニット８ａに備えておき、それらの演算をユーザ指示に応じて選択的に実行するようにしても良い。

［５．比較パラメータの表示］
出力情報演算ユニット８ｂは、上述のように演算された比較パラメータの値を示した比較パラメータ画像を生成する。

表示制御ユニット９は、出力情報演算ユニット８ｂにより生成された比較パラメータ画像を、組織ドプラ画像による速度表示や、変位または歪みの運動情報画像表示と同様に、カラー変換してＢモード画像と重畳した表示画像を生成する。この表示画像は、表示ユニット１０により表示される。ただし、このような比較パラメータの画像については、速度や、変位または歪みとは異なるカラーマップを用いるのが好適である。

カラーマップとして例えば、上記(3)式の変化量の符号の「＋」を暖色系の色（例えば赤色）、「−」を寒色系の色（例えば青色）、変化量の大きさを色相（あるいは輝度であっても良い）で表現するものとする。このようなカラーマップを適用した場合、負荷前は正常な壁運動の患者に対して負荷を与えてゆくと、正常心筋では心臓のポンプ機能を増大させるため、運動情報が短軸像での歪みの場合は壁厚増加の程度が赤色で表示される。しかし、心筋虚血が誘発され壁運動の低下部位が出現すると、その領域での壁厚増加が減少するために青色で表示されるので、容易に正常心筋と区別できる。

また、負荷前に壁運動の低下部位がある患者に対して、薬物投与等による収縮能回復の検査をする場合には、収縮力が回復した領域は赤色で表示されることになるため、この部分の心筋はviabilityが残っていることがわかる。一方、収縮力が回復しなければ、その部分の運動情報の程度に応じて橙〜黄（変化量の大きさを輝度変換した場合は、赤〜暗い赤〜黒）で表示されることになるため、この部分の心筋は完全に壊死していることが容易にわかる。

このように第１の実施形態は、ジョギングや薬の投与等の負荷状態の異なる各フェーズにおいて、運動する器官の運動情報として安定した指標である変位や歪みを求め、これに基づいてその差、比、または規格化した比として比較パラメータを演算する。そして、この演算した比較パラメータに基づいたカラー表示を行う。これにより、負荷を加える前後での変化を高い再現性で表示することができる。すなわち、変位や歪みでは信号そのものが速度より安定しているので、速度よりも再現性が改善される。また変位や歪みは速度の時間積分をベースに与えられるので、所定区間内におけるピーク値を比較パラメータの演算に用いていることで更に安定性が向上する。

（第２の実施形態）
上述の第１の実施形態においては、異なるフェーズでそれぞれ得られた２つの運動情報画像を画素毎に比較して比較パラメータを算出している。しかし、負荷を与える前後での断面や呼吸や心拍数などの様々な状態の変化により、すなわち、各フェーズでのスキャン位置の変化や、呼吸および心拍などの各種条件の変化により、比較対称となる２つの運動情報画像の位置関係が同等となる保証は無い。そして２つの運動情報画像の位置関係のずれによって比較パラメータの安定性が低下することがある。
そこで以下に、上述のような不具合を回避するようにした第２の実施形態について説明する。

図４は第２の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す図である。なお、図４において図１と同一部分には同一符号を付し、その詳細な説明は省略する。
この図４に示すように第２の実施形態の超音波診断装置は、超音波プローブ１、送信ユニット２、受信ユニット３、Ｂモード処理ユニット４、速度演算ユニット５、運動情報演算ユニット６、運動情報メモリ７、表示ユニット１０、変化量演算ユニット１１および表示制御ユニット１２を含む。すなわち第２の実施形態の超音波診断装置は、第１の実施形態の超音波診断装置における変化量演算ユニット８および表示制御ユニット９に代えて変化量演算ユニット１１および表示制御ユニット１２を備える。

図５は変化量演算ユニット１１の具体的な構成を示す図である。
この図５に示すように変化量演算ユニット１１は、セグメント設定ユニット１１ａ、比較演算ユニット１１ｂおよび出力情報演算ユニット１１ｃを含む。

セグメント設定ユニット１１ａは、セグメントの設定を、例えばユーザ指示に応じて行う。セグメント設定ユニット１１ａは、ユーザが各フェーズにおけるセグメントの設定を画像上の位置と対応付けて実施できるようにするために、各フェーズにおける運動情報の表示を行うのが好適である。本画像出力は、セグメント設定ユニット１１ａから直接的に表示制御ユニット１２へ与えられ、ユーザに確認させるために表示ユニット１０にて表示される。

比較演算ユニット１１ｂは、運動情報メモリ７に記憶されたフェーズの異なる運動情報同士を用いて、互いの運動情報画像を比較して比較パラメータを生成する。出力情報演算ユニット８ｂは、比較演算ユニット８ａにより生成された比較パラメータの値のセグメント内での代表値を演算する。また出力情報演算ユニット８ｂは、演算した代表値を示した比較パラメータ画像を生成する。

表示制御ユニット１２は、セグメント設定ユニット１１ａより出力される運動情報画像に基づいてセグメントの設定状況をユーザに対して知らせる表示画像を生成する。また表示制御ユニット１２は、セグメント毎の比較パラメータを表す表示画像を生成する。

次に以上のように構成された第２の実施形態の超音波診断装置の動作について説明する。
第２の実施形態の超音波診断装置の動作で第１の実施形態の超音波診断装置と異なるのは、［５．比較パラメータの表示］に関してであるので、ここではこれらの動作のみについて説明することとする。

第２の実施形態の超音波診断装置が特徴とするところは、解剖学的に意味のある局所的なセグメントにおける比較パラメータ値の代表的な値を得て負荷の状態の異なる場合でこれら代表値同士の比較を行うようにするものである。これは、出力として空間分解能よりも安定性が重視される場合に好適なものである。

出力情報演算ユニット１１ｃは、セグメント内における比較パラメータ値の代表的な値を得る。

このような解剖学的に意味のある分割の一例としては、図６（ａ）に模式的に示すようなＡＳＥ（American Society of Echocardiography）分割がある。また、本ＡＳＥ分割を模擬した、図６（ｂ）に示すような複数ＲＯＩを設ける方法でも同等の効果が期待される。比較パラメータ値の代表的な値の実例としては、セグメント内における比較パラメータ値の平均値、中央値、あるいは中間値などが好適である。

出力情報演算ユニット１１ｃは、求めた代表的な比較パラメータ値を示した比較パラメータ画像を生成する。

図７は図６（ａ）の各セグメント毎における負荷状態を変えて比較した代表値（例えば歪みの運動情報における、式(2)によるフェーズ間の変化量の領域内平均値）の表示の一例を示す図である。図７では、各セグメント毎における負荷状態を変えた比較パラメータを数値で表示するとともに、本数値を図示したようなカラーマップにてカラー変換し、各セグメントに割り付けて表示することで直感的な理解を支援している。

図７（ａ）はドプタミン負荷時におけるphase1とphase0との比較結果について模式的に示している。また、図７（ｂ）はドプタミン負荷時におけるphase4とphase0との比較結果について模式的に示している。なお、比較するphase_iとphase_jの組み合わせは任意である。

このようにすることにより、２つの運動情報画像の位置関係のずれの影響が軽減され、同じ局所領域同士の比較を安定的に、かつ簡潔に行うことが可能となる。

更に、セグメントを解剖学的に意味のある分割や部位としているから、出力情報はそのままレポートとして診断に活用され得る。

（第３の実施形態）
２つの運動情報画像の位置関係のずれによって比較パラメータの安定性が低下することを回避するようにした第３の実施形態について説明する。

図８は第３の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す図である。なお、図８において図１と同一部分には同一符号を付し、その詳細な説明は省略する。
この図８に示すように第３の実施形態の超音波診断装置は、超音波プローブ１、送信ユニット２、受信ユニット３、Ｂモード処理ユニット４、速度演算ユニット５、運動情報演算ユニット６、運動情報メモリ７、表示ユニット１０、変化量演算ユニット１３および表示制御ユニット１４を含む。すなわち第３の実施形態の超音波診断装置は、第１の実施形態の超音波診断装置における変化量演算ユニット８および表示制御ユニット９に代えて変化量演算ユニット１３および表示制御ユニット１４を備える。

図９は変化量演算ユニット１３の具体的な構成を示す図である。なお図９において図２と同一部分には同一符号を付し、その詳細な説明は省略する。
この図９に示すように変化量演算ユニット１３は、比較演算ユニット８ａ、出力情報演算ユニット８ｂおよび位置合わせユニット１３ａを含む。すなわち変化量演算ユニット１３は、変化量演算ユニット８に位置合わせユニット１３ａを追加した構成をなす。

位置合わせユニット１３ａは、比較パラメータを算出するために使用する２つの運動情報画像の位置合わせをユーザ指示に応じて行う。また位置合わせユニット１３ａは、入力される運動情報に含まれたＢモード情報を要手的位置合わせ用のＢモード情報として表示制御ユニット１４へ出力する。

表示制御ユニット１４は、第１の実施形態における表示制御ユニット９が有する機能に加えて、位置合わせのためのユーザ指示を支援する表示画像を生成する機能を備える。表示制御ユニット１４は上記の位置合わせのための表示画像を、位置合わせユニット１３ａより出力される要手的位置合わせ用のＢモード情報に基づいて生成する。

次に以上のように構成された第３の実施形態の超音波診断装置の動作について説明する。
第３の実施形態の超音波診断装置が特徴とするところは、比較対象となる２枚の運動情報画像の位置関係を使用者が要手的に合わせることを可能とするところにある。
位置合わせユニット１３ａは、比較対象となる２枚の運動情報画像に対して、背景のＢモード画像を抽出し、一方のＢモード画像の位置を固定し、比較する他方のＢモード画像を要手的に移動可能としておく。そして位置合わせユニット１３ａは、ユーザ指示に応じて上記の移動可能としたＢモード画像を、固定しているＢモード画像に対して相対的に移動させる。この際、一方のＢモード画像と比較する他方のＢモード画像との各々に、両者が重なり合った場合に白色となるように別々の配色を施しておく（例えば一方のＢモード画像には緑色、比較する他方のＢモード画像にはマゼンダ色を割り付ける）。このようにすれば、比較の際に使用者が一番白色の領域が多くなるようにＢモード画像を要手的に移動することで、確からしい位置への合わせ込みが支援される。

そして、このようにして位置合わせが行われた後の２枚の運動情報画像に基づいて、第１の実施形態と同様にして比較パラメータの算出や表示が行われる。

このようにすることにより、２つの運動情報画像の位置関係のずれの影響が軽減され、同じ局所領域同士の比較を安定的に行うことが可能となる。

（第４の実施形態）
２つの運動情報画像の位置関係のずれによって比較パラメータの安定性が低下することを回避するようにした第４の実施形態について説明する。

図１０は第４の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す図である。なお、図１０において図１と同一部分には同一符号を付し、その詳細な説明は省略する。
この図１０に示すように第４の実施形態の超音波診断装置は、超音波プローブ１、送信ユニット２、受信ユニット３、Ｂモード処理ユニット４、速度演算ユニット５、運動情報演算ユニット６、運動情報メモリ７、表示制御ユニット９、表示ユニット１０および変化量演算ユニット１５を含む。すなわち第４の実施形態の超音波診断装置は、第１の実施形態の超音波診断装置における変化量演算ユニット８に代えて変化量演算ユニット１５を備える。

図１１は変化量演算ユニット１５の具体的な構成を示す図である。なお図１１において図２と同一部分には同一符号を付し、その詳細な説明は省略する。
この図１１に示すように変化量演算ユニット１５は、比較演算ユニット８ａ、出力情報演算ユニット８ｂおよび位置合わせユニット１５ａを含む。すなわち変化量演算ユニット１５は、変化量演算ユニット８に位置合わせユニット１５ａを追加した構成をなす。

位置合わせユニット１５ａは、比較パラメータを算出するために使用する２つの運動情報画像の位置合わせを自動で行う。

次に以上のように構成された第４の実施形態の超音波診断装置の動作について説明する。
第４の実施形態の超音波診断装置が特徴とするところは、比較対象となる２枚の運動情報画像の位置関係を自動的に合わせるところにある。
位置合わせユニット１５ａは、比較対象となる２枚の運動情報画像に対して、背景のＢモード画像を抽出し、パターンマッチング処理を行う。パターンマッチングには、例えば特開平8-164139号公報に開示されているような周知技術を適用することができる。この際、２枚のモード画像が最もマッチングする（最も似ている）位置へ、比較する他方のＢモード画像を移動させれば確からしい位置への合わせ込みが自動的に可能となる。

そして、このようにして位置合わせが行われた後の２枚の運動情報画像に基づいて、第１の実施形態と同様にして比較パラメータの算出や表示が行われる。

このようにすることにより、２つの運動情報画像の位置関係のずれの影響が軽減され、同じ局所領域同士の比較を安定的に行うことが可能となる。

（第５の実施形態）
これまでに説明した各実施形態においては、組織の変位や歪みの値に着目している。しかしながら組織の変位や歪みは、心筋梗塞などの組織の異常によりピーク時相が局所的に遅れる、いわゆる時相遅れという現象が生じることが知られている。

以下に、この時相遅れに着目する第５の実施形態について説明する。
図１２は第５の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す図である。なお、図１２において図１と同一部分には同一符号を付し、その詳細な説明は省略する。
この図１２に示すように第５の実施形態の超音波診断装置は、超音波プローブ１、送信ユニット２、受信ユニット３、Ｂモード処理ユニット４、速度演算ユニット５、運動情報演算ユニット６、運動情報メモリ７、表示制御ユニット９、表示ユニット１０および変化量演算ユニット１６を含む。すなわち第５の実施形態の超音波診断装置は、第１の実施形態の超音波診断装置における変化量演算ユニット８に代えて変化量演算ユニット１６を備える。

図１３は変化量演算ユニット１６の具体的な構成を示す図である。なお図１３において図２と同一部分には同一符号を付し、その詳細な説明は省略する。
この図１３に示すように変化量演算ユニット１６は、比較演算ユニット８ａ、出力情報演算ユニット８ｂおよびピーク時相検出ユニット１６ａを含む。すなわち変化量演算ユニット１６は、変化量演算ユニット８にピーク時相検出ユニット１６ａを追加した構成をなす。

ピーク時相検出ユニット１６ａは、運動情報メモリ７に記憶されたフェーズの異なる運動情報画像のそれぞれについて、変位または歪みが心時相区間内でピークとなるピーク時相を画素毎に検出する。またピーク時相検出ユニット１６ａは、心時相区間における所定の基準時相からピーク時相までの所要時間を測定し、この所要時間を各画素毎に表した運動情報画像を生成する。

次に以上のように構成された第５の実施形態の超音波診断装置の動作について説明する。
第５の実施形態の超音波診断装置の動作で第１の実施形態の超音波診断装置と異なるのは、［４．比較パラメータの取得］に関してであるので、ここではこれらの動作のみについて説明することとする。

ピーク時相検出ユニット１６ａは、運動情報画像の各pixel(x,y)に関して、図１４に示したような心時相区間t_intにおける区間開始時相t0からピーク値（最大値または最小値）が得られるピーク時相までの所要時間Tpを測定する。

比較演算ユニット８ａは、phase_iでのピーク時相Tp(i,x,y)とphase_jでのピーク時相Tp(j,x,y)とから、下記の式(4)、(5)、(6)のいずれかにより変化量（比較パラメータ）を演算する。

Tp(j,x,y)／Tp(i,x,y) …(4)
Tp(j,x,y)−Tp(i,x,y) …(5)
{Tp(j,x,y)−Tp(i,x,y)}／Tp(i,x,y) …(6)
以上の式(4)、(5)、(6)は第１の実施形態における式(1)、(2)、(3)とは異なっているが、演算に利用する情報が異なるだけであり、演算自体は実質的に同一であるから、出力情報演算ユニット８ｂの動作は同様である。

上記(5)式により求まる変化量を、符号の「＋」を暖色系の色（例えば赤色）、「−」を寒色系の色（例えば青色）、変化量の大きさを色相（あるいは輝度であっても良い）で表現するものとすれば、カラーマップの意味づけは例えば図１５に示すようなものとなる。そしてこのようなカラーマップを適用した場合、負荷前後にてピーク時相の変わらない正常な心筋部位は時相差の無い緑色で示されるのに対して、負荷を与えてゆくことで局所的な歪みに関するピーク時相が遅延を起こした（心筋虚血が誘発された）心筋部位が徐々に赤色系で表示されるようになり、鋭敏かつ容易に正常心筋部位と区別されるようになる。

かくして、負荷前には一見壁運動が正常に見えても、実は負荷を加えると虚血が誘発されて壁運動の局所的な遅延が生ずるような虚血性心疾患症例において、局所的な遅延の様子が負荷の前後にて微妙に変化するの様子を画像上で容易に把握することが可能となる。

なお、この第５の実施形態に関しても、第２乃至第４の実施形態における特徴的な構成を組み合わせて実施することも可能である。

この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。
受信信号が２Ｄ空間で得られている場合について述べてきたが、３Ｄ空間で得られている場合についても同様の手続きを次元の拡張により適用することが可能である。
運動情報演算ユニット６、変化量演算ユニット８，１１，１３，１５，１６および表示制御ユニット９，１２，１４の機能は、パーソナルコンピュータやワークステーションなどコンピュータにより実現した超音波画像処理装置により、超音波診断装置とは切り離して実行しても良い。

なお、本発明は上記各実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記各実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

本発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す図。 図１中の変化量演算ユニット８の具体的な構成を示す図。 運動情報のピーク値検出の対象となる心時相区間t_intの設定の様子を示す図。 本発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す図。 図４中の変化量演算ユニット１１の具体的な構成を示す図。 局所的なセグメントの設定例を示す図。 図６（ａ）の各セグメント毎における負荷状態を変えて比較した代表値の表示の一例を示す図。 本発明の第３の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す図。 図８中の変化量演算ユニット１３の具体的な構成を示す図。 本発明の第４の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す図。 図１０中の変化量演算ユニット１５の具体的な構成を示す図。 本発明の第５の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す図。 図１２中の変化量演算ユニット１６の具体的な構成を示す図。 心時相区間t_intにおける区間開始時相t0からピーク時相までの所要時間Tpを説明する図。 第５の実施形態におけるカラー表示のためのカラーマップの一例を示す図。

１…超音波プローブ、２…送信ユニット、３…受信ユニット、４…Ｂモード処理ユニット、５…速度演算ユニット、６…運動情報演算ユニット、７…運動情報メモリ、８，１１，１３，１５，１６…変化量演算ユニット、８ａ，１１ｂ…比較演算ユニット、８ｂ，１１ｃ…出力情報演算ユニット、１１ａ…セグメント設定ユニット、１３ａ，１５ａ…位置合わせユニット、１６ａ…ピーク時相検出ユニット、９，１２，１４…表示制御ユニット、１０…表示ユニット。

Claims (10)

1. 被検体に向けて超音波を放射するとともに前記被検体で反射された前記超音波を受信する超音波プローブを利用したＢモード撮像により、前記被検体の診断を行う超音波診断装置において、
   前記Ｂモード撮像によって得られた時系列的な複数のＢモード画像に基づいて、前記被検体における局所的な組織に対するパターンマッチングを行って、前記局所的な組織に関する運動速度を、前記組織の運動周期よりも短い測定周期で繰り返し測定する測定手段と、
   前記測定周期で測定される前記運動速度を用いた時間積分を行うことにより、前記組織の歪みまたは変位を示す運動情報をそれぞれ演算する演算手段と、
   前記運動周期内において、前記運動情報の値が基準時相からの所定の値に至るまでの所要時間を計測する計測手段と、
   前記被検体に与えた異なる２つの負荷状態のそれぞれにおいて、前記計測手段により計測される２つの前記所要時間に基づいて、前記負荷状態の変化に伴う前記組織の運動の変化量を表すパラメータ値を算出する算出手段と、
   を具備することを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記算出手段は、２つの前記運動情報または２つの前記所要時間の間の差、比または規格化した比を前記パラメータ値として算出することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
3. 前記パラメータ値を反映する画像を生成する生成手段をさらに備えることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
4. 前記生成手段により生成された前記画像を表示する手段をさらに備えることを特徴とする請求項３に記載の超音波診断装置。
5. 前記生成手段は、前記変化量をカラー表現するカラー画像を生成することを特徴とする請求項３に記載の超音波診断装置。
6. 前記超音波プローブにより走査される２次元平面または３次元空間に内在する複数の局所的な組織のそれぞれについて前記演算手段により演算された運動情報または所要時間を画素情報として持つ２つの画像情報の相対的な位置関係を調整する調整手段をさらに備え、
   前記算出手段は、前記調整手段により位置関係が調整されたのちの前記２つの画像情報に基づいて、２つの画像情報における同一位置の画素情報どうしの変化量を表すパラメータ値を算出することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
7. 前記算出手段は、前記超音波プローブにより走査される２次元平面または３次元空間に内在する複数の局所的な組織のそれぞれについて前記演算手段により演算された運動情報または所要時間を画素情報として持つ画像情報に基づき、２つの画像情報における同一位置の画素情報どうしの変化量を表すパラメータ値を算出するものであり、
   前記２次元平面内または前記３次元空間内に設定された解剖学的に意味のある局所定なセグメントまたは局所的な関心領域における代表的な値を前記算出手段により算出されたパラメータ値から選出する手段をさらに具備したことを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
8. 前記調整手段は、前記２つの画像情報の重なりを着色して表示した位置合わせのための表示画像に基づいて、操作者からの指示に従って前記相対的な位置関係を調整すること、を特徴とする請求項６に記載の超音波診断装置。
9. 前記調整手段は、前記２つの画像情報を用いたパターンマッチングにより、前記相対的な位置関係を調整すること、を特徴とする請求項６に記載の超音波診断装置。
10. 超音波プローブで送受信される超音波によって得られたＢモード画像により、被検体における局所的な組織に関して測定される運動速度に基づいて前記被検体の診断のための画像処理を行う超音波画像処理装置において、
    前記Ｂモード撮像によって得られた時系列的な複数の前記Ｂモード画像に基づいて、前記被検体における前記局所的な組織に対するパターンマッチングを行って、前記局所的な組織に関する運動速度を、前記組織の運動周期よりも短い測定周期で繰り返し測定する測定手段と、
    前記測定周期で測定される前記運動速度を用いた時間積分を行うことにより、前記組織の歪みまたは変位を示す運動情報をそれぞれ演算する演算手段と、
    前記運動周期内において、前記運動情報の値が基準時相からの所定の値に至るまでの所要時間を計測する計測手段と、
    前記被検体に与えた異なる２つの負荷状態のそれぞれにおいて、前記計測手段により計測される２つの前記所要時間に基づいて、前記負荷状態の変化に伴う前記組織の運動の変化量を表すパラメータ値を算出する算出手段と、
    を具備することを特徴とする超音波画像処理装置。

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