JPWO2013157553A1 - 超音波撮像装置及び超音波撮像方法 - Google Patents

Abstract

血流フローマッピング表示において推定した血流速度情報の確からしさを求める。超音波撮像装置の信号処理部は、エコー信号からドプラ効果を用いてドプラ速度を算出するドプラ速度演算部を備えると共に、エコー信号から組織断層画像を作成し、この組織断層画像をもとに組織の動きから所定の部位の血流速度を算出する第一の血流速度演算部を備える。またドプラ速度演算部が算出したドプラ速度を用いて、前記所定の部位の血流速度を算出する第二の血流速度演算部を備える。前記所定の部位について第一の速度演算部が算出した血流速度と第二の速度演算部が算出した血流速度との一致度を算出し、一致度から血流速度情報の確からしさ／信頼度を求め、表示する。

Description

本発明は、医療用の超音波撮像装置に関し、特に血流の速度情報を推定する機能を持つ超音波撮像装置に関する。

超音波撮像装置による断層画像上に血流画像を合成表示する血流フローマッピング表示法がある。主なフローマッピング表示法として、血流の流れ方向と大きさを色で識別するカラードプラ法と、流れの中の複数個所での血流方向と大きさを矢印等で表現するベクトル表示法とがある。カラードプラ法は、ドプラ効果を利用して超音波ビーム方向に対する血流方向を計測する方法で、例えば、正方向の血流に対して暖色系の色相を割り当て、負方向の血流に対して寒色系の色相を割り当てることにより、血流の流れ方向を色識別表示する。

しかし、カラードプラ法では、直接計測できるのは超音波ビーム方向の速度成分のみであり、断層面内で血流がどちらの方向に流れているか、流れ方向を表示することはできない。そこで、血流と境界をなす組織の速度と２次元流の連続の式から超音波ビーム方向と直交方向の速度成分を推定し、超音波ビーム方向と直交方向の速度成分から速度ベクトルを求めることが提案されている（非特許文献１）。しかし、実際の流れは３次元流であり、２次元流の法則で求めた速度ベクトルがどれくらい信頼できるのかは不明である。

また特許文献１には、血流の流れる方向に沿った速度の変化を表示するために、カラードプラ法により２次元速度ベクトルを計算し、算出した２次元速度ベクトルに基き血流の流れ経路を推定する手法が提案されている。その際、流れ経路の推定が適切かどうかを、近傍のデータ点との整合性から評価する手法が開示されている。

しかしこの方法では、推定の評価の基準となる近傍の複数データ自身が２次元流の法則で求めたデータであるので、その確からしさも不明なことが根底の課題として残る。即ち、近傍のデータ点との整合性が高いと評価された速度ベクトルに基いて流れ経路を推定したとしても、その流れ経路の信頼性は高いとは限らない。

特開２０１０−１２５２０３号公報

「Ｔｗｏ-Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ Ｉｎｔｒａｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｆｌｏｗ Ｍａｐｐｉｎｇ ｂｙ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｃｏｎｖｅｎｔｉｏｎａｌ Ｃｏｌｏｒ−Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｅｃｈｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ Ｉｍａｇｅｓ」 ＩＥＥＥ ＴＲＡＮＳＡＣＴＩＯＮＳ ＯＮ ＭＥＤＩＣＡＬ ＩＭＡＧＩＮＧ， Ｖｏｌ． ２９， Ｎｏ．１０， Ｏｃｔｏｂｅｒ ２０１０

本発明は、血流フローマッピング表示において推定した血流速度情報の確からしさを正確に評価することができ、それを表示することにより、超音波診断の向上に資する超音波撮像装置を提供することを課題とする。

上記課題を解決するため本発明では、血流フローマッピング表示において推定した血流速度情報に対し、推定の確からしさ／信頼度を策定する手段を提供する。

即ち、本発明の超音波撮像装置は、検査対象に超音波を送信するとともに前記検査対象から反射するエコー信号を受信する超音波探触子と、前記超音波探触子によって受信されたエコー信号を処理する信号処理部と、前記信号処理部による処理結果を表示する表示部とを備え、前記信号処理部は、前記エコー信号から血流の速度情報を推定する演算部と、前記推定された血流速度情報に基き血流情報をマッピング表示する画像形成部と、前記マッピング表示された血流速度情報の確からしさを求める推定部とを備えることを特徴とする。
推定部は、例えば２つの異なる方法で求めた血流速度情報をもとに上記確からしさを策定する。

本発明によれば、血流フローマッピング表示において推定した血流速度情報の確からしさ／信頼度を策定する手段を有することにより、血流が３次元血流であることに起因して信頼度自体に内包される不確定性を低減し、検査に有効な情報を提供することができる。それにより、より確かな診断に貢献できる。

第一実施形態の超音波撮像装置の装置構成を示すブロック図。 第一実施形態の信号処理部の動作を示すフローチャート。 （ａ）は超音波撮像装置により撮像された画像を示す図、（ｂ）は組織速度算出の説明図。 座標系の説明図。 血流ベクトル算出の説明図。 一致度情報算出の動作を示すフローチャート。 統計処理の使用データの説明図。 統計処理の確率密度関数の説明図。 表示形態の一例を示す図。 表示形態の他の例を示す図。 表示形態のさらに別の例を示す図。 第二実施形態の信号処理部の動作を示すフローチャート。 第三実施形態の超音波診断装置の構成例を示すブロック図。 第三実施形態の信号処理部の動作を示すフローチャート。 （ａ）及び（ｂ）は履歴情報の一例を示す図。

以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。
本実施形態の超音波撮像装置（１）は、検査対象（３、３０）に超音波を送信するとともに検査対象から反射するエコー信号を受信する超音波探触子（２）と、超音波探触子（２）によって受信されたエコー信号を処理する信号処理部（１５）と、信号処理部（１５）による処理結果を表示する表示部（１４）とを備える。信号処理部（１５）は、エコー信号から血流の速度情報を推定する演算部（１５２〜１５４）と、推定された血流速度情報に基き血流情報をマッピング表示する画像形成部（１５６）と、マッピング表示された血流速度情報の確からしさを求める推定部（１５５）とを備えることを特徴とする。推定部（１５５）は、例えば２つの異なる方法で求めた血流速度情報をもとに確からしさを策定する。
図１は、本発明による超音波撮像装置の装置構成例を示すブロック図である。この超音波撮像装置は、図１に示すように、装置本体１と超音波探触子２とを有している。

装置本体１は、超音波探触子２を制御して超音波画像を生成するものであり、入力部１０、制御部１１、超音波信号発生器１２、超音波受信回路１３、表示部１４及び信号処理部１５を備えている。
超音波探触子２は、超音波信号発生器１２で生成された信号に従い、生体（被検者）３に接し、照射領域３０に対し、超音波を照射すると共に、照射領域３０の反射波エコー信号を受信する。超音波探触子２は、スキャン方式に応じて連続波或いはパルス波を発生する。

装置本体１の各構成要素を説明する。入力部１０は、超音波撮像装置を操作する検者が制御部１１に対し超音波撮像装置の動作条件を設定するキーボードやポインティングデバイスを備えると共に、心電図を使用する場合、心電図信号入力部としても機能する。

制御部１１は、入力部１０によって設定された超音波撮像装置の動作条件に基づき超音波信号発生器１２、超音波受信回路１３、表示部１４及び信号処理部１５を制御するもので、例えばコンピュータシステムのＣＰＵである。

超音波信号発生器１２は、所定の周波数の信号を発生する発振器を備え、超音波探触子２に駆動信号を送る。超音波受信回路１３は、超音波探触子２によって受信された反射エコー信号に対し増幅や整相など信号処理を行う。超音波受信回路１３は、受信回路、包絡線検波手段、Ｌｏｇ圧縮を行う手段を含む。表示部１４は、信号処理部１５で得られた情報を出力する。信号処理部１５は、超音波探触子２からの反射エコー信号から超音波画像を生成する機能を有する。その詳細は後述する。

また図示していないが、装置本体１は、スキャンコンバータやＡ/Ｄコンバータを備えている。スキャンコンバータは超音波受信回路１３に含んでもよいし、信号処理部１５の後段に備えていてもよい。超音波受信回路１３がスキャンコンバータを含む場合は、信号処理部１５で取り扱うデータ量が減るというメリットがある。また、スキャンコンバータを超音波受信回路１３に含めない場合には、信号処理部１５で多くのデータを取り扱うことができ、精度のよい計測装置が実現できる。Ａ/Ｄコンバータは信号処理部１５の前段に備えられる。

次に、信号処理部１５の詳細な構成要素を説明する。信号処理部１５は、本発明に関わる主要な要素として、断層画像形成部１５１、組織速度演算部１５２、ドプラ速度演算部１５３、血流ベクトル演算部１５４、一致度推定部（推定部）１５５、表示画像形成部１５６を有する。

断層画像形成部１５１は、超音波受信回路１３から出力される反射エコー信号から、例えばＢモード像、すなわち超音波照射対象の平面的撮像法を用いた２次元的あるいは立体的撮像法を用いた３次元的な組織形状画像を形成する。また、断層画像形成部１５１は、形成した組織形状画像から組織位置情報を抽出する。組織速度演算部１５２は、取得時間が異なる複数の組織形状情報から組織の動き情報を算出する。

ドプラ速度演算部１５３は、超音波受信回路１３から出力される反射エコー信号から、例えば、カラードプラモード、すなわち平面的撮像法を用いた２次元的あるいは立体的撮像法を用いた３次元的な、超音波照射対象のドプラ血流速度情報を抽出する。血流ベクトル演算部１５４は、組織速度演算部１５２が算出した組織の動き情報と、ドプラ速度演算部１５３が抽出したドプラ血流速度情報から、物理法則を用いて血流ベクトルを推定する。一致度推定部１５５は、統計的手法を用いて、血流ベクトル演算部１５４が推定した血流ベクトルの確からしさを策定する。表示画像形成部１５６は、メモリを有し、反射エコー信号、および信号処理部１５の各部の演算に関連する情報を記憶する。

以上説明した装置の構成を踏まえ、超音波撮像装置の動作の実施形態を説明する。本実施の形態の処理フローを図２に示す。図２では、具体的な例として、左心室を含む部位を図１中の照射領域３０にする場合を説明するが、照射領域３０は検者が所望する血管や他の心腔でもよい。

＜第一実施形態＞
＜ステップＳ１＞（撮像ステップ）
まず、照射領域の形態情報（Ｂモード画像）を得るために撮像を行う。即ち、超音波信号発生器１２は所定の周波数の超音波信号を超音波探触子２に送り、超音波探触子２から照射され、被検体３から反射したエコー信号を超音波受信回路１３で受信する。

Ｂモード像の超音波周波数は、撮像が可能な１ＭＨｚから２０ＭＨｚの範囲とする。また、心拍によって変動する組織を撮像する際のフレームレートは心臓の動きを捉えることができる範囲である、１５Ｈｚ以上とする。

断層画像形成部１５１は、超音波受信回路１３から出力される反射エコーから、例えばＢモード像、すなわち超音波照射対象の平面的撮像法を用いた２次元的な超音波生体画像あるいは立体的撮像法を用いた３次元的な超音波生体画像を形成する。このとき、時系列でデータを取得し、時系列の超音波生体画像を形成する。

ステップＳ１によって得られる形状情報の一例を図３（ａ）に示す。図３は超音波探触子２にセクタスキャンを行うセクタ探触子を用い、左心室３１を撮像対象としたものである。セクタスキャンの場合は、深度方向をｒ方向、スキャン方向をθ方向と称する。

＜ステップＳ２＞（組織速度算出ステップ）
断層画像形成部１５１は、ステップＳ１で形成した超音波生体画像から所定の深度における組織位置情報を取得する。組織位置の決定は、組織内壁を画像処理によって検出してもよいし、検者が入力部１０を介して組織内壁を指定することで位置情報を取得してもよい。画像処理で検出する場合には、超音波画像では組織が高輝度値として認識されることを利用し、高輝度値部を心臓組織とし、その部分の２次元あるいは３次元的な心臓組織位置を取得する。検者が指定する場合には、例えば入力部１０に備えてあるポインティングデバイスを介し、血液と組織との境界面である組織内壁を指定し位置を与える。図３に示す例では、同一深度に位置する２つの組織内壁（血液と組織との境界面）ａ、ｂの位置が指定されている。

次に組織速度演算部１５２は、少なくとも２点の指定された位置における組織の動き情報を算出する。ここでは、図３（ｂ）に示すように、組織の動き情報として、左側組織ａの組織血流境界速度５１１と同一深度の右側組織ｂの組織血流境界速度５１２を算出する。組織血流境界速度は組織と血液の境界の速度であり、流体力学的に、この境界面では血液の速度と、組織の速度が等しくなる。

組織血流境界速度の算出方法は、二枚の時間的に連続した画像のパターンマッチングを用いてもよいし、時間的に連続した画像における組織位置の移動を追跡してもよい。パターンマッチングの演算手法として、例えば、相互相関法やＳＡＤ（Ｓｕｍ ｏｆ ａｂｓｏｌｕｔｅ ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ）法、ＳＳＤ（Ｓｕｍ ｏｆ Ｓｑｕａｒｅｄ Ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ）法、ＫＬＴ（Ｋａｎａｄｅ−Ｌｕｃａｓ−Ｔｏｍａｓｉ）法を用いることができる。組織の移動量を画像の撮像間隔で除したものが、組織血流境界速度となる。ここで算出される速度は、図３に示すスキャン平面における速度であり、ｒ方向（ビーム方向）の速度成分とθ方向（ビーム方向と直交する方向）の速度成分を持つ。

＜ステップＳ３＞（血流速度算出ステップ）
次に、ドプラ速度演算部１５３が、断層画像形成部１５１で取得した超音波生体画像のなかの血流部に注目し、血流速度分布情報を取得する。この演算は汎用的な手法であるカラードプラ法を用いて行うことができる。このステップＳ３で得られる血流速度は、ビーム方向の速度成分である。

＜ステップＳ４＞（血流ベクトル推定ステップ）
ステップＳ４では、血流ベクトル演算部１５４が、組織速度演算部１５２で算出した組織血流境界速度（左側組織ａの速度５１１及び右側組織ｂの速度５１２のいずれか一方）と、ドプラ速度演算部１５３で取得した血流速度分布情報をもちいて、血流ベクトルを推定する。

血流ベクトルの推定方法を、図４を参照して説明する。ステップＳ３におけるドプラ効果を用いた速度計測では、３次元的な血流速度Ｖの超音波ビーム方向成分の速度ｖ_ｒしか求めることができないが、物理法則を用いることで、ビーム方向と直交する方向（以下、直交方向或いはθ方向いう）の速度成分ｖ_θの推定が可能となる。超音波ビームの深度方向をｒ方向、超音波ビームのセクタ走査の方向をθ方向とする極座標系を考える。血流のｒ方向の速度成分をｖ_ｒ、θ方向の速度成分をｖ_θとすると、極座標系における連続の式は、撮像面を垂直に通過する血流の影響を無視した場合、次式（１）で表わされる。

式（１）は式（２）のようになる。

式（２）より、ｖ_θは式（３）によって求めることができる。

ここで、ｖ_θ（ｒ）は組織速度演算部１５２（ステップＳ２）で算出された、深度ｒにおける組織血流境界速度のビーム方向と直交する方向の速度成分である。この式（３）で求められた直交方向の速度成分v_θ(r,θ）と、ステップＳ３でカラードプラ法により求められたビーム方向の速度成分v_r(r,θ）とから、式（３）の積分の範囲に沿って、速度ベクトルＶ(r,θ）を求めることができる。

式（３）の演算におけるθ方向の積分を、図５に示すように、左右の心筋の左側の点ａから右側の点ｂへ行う場合、点ａから点ｂまでの各位置における直交方向の速度は以下のように表すことができる。

ここで「ｖ_θａ ^Ｔ（ｒ）」は、ステップＳ２で算出された、点a（深度ｒ）における組織血流境界速度のθ方向（ビームと直交する方向）の速度成分である。逆に、積分経路を逆の組織境界面（点ｂ）から求めた場合には、以下のように算出することができる。

ここで「ｖ_θｂ ^Ｔ（ｒ）」はステップＳ２で算出された、点ｂ（深度ｒ）における組織血流境界速度のθ方向（ビームと直交する方向）の速度成分である。

上述した式（４）又は式（５）により、同一の深度において、点ａから点ｂまでの各点のθ方向の速度成分を算出することができ、これらθ方向の速度成分とステップＳ３（カラードプラ法）で求められるビーム方向の速度成分を用いて各点の速度ベクトルを算出する。同一深度における各点の数は、ビーム数に対応する。各点の速度ベクトルは、後述する表示画像形成部１５６により画像として形態画像とともに表示される。

また式（４）の積分を点ａから点ｂまで行うことにより推定された右側組織ｂの速度或いは式（５）の積分を点ｂから点ａまで行うことにより推定された左側組織ａの速度は、次のステップＳ５において、一致度の算出に用いられる。

＜ステップＳ５＞一致度算出ステップ
ステップＳ４で算出された速度ベクトルの確からしさを推定するために、ステップＳ２で算出した組織血流境界速度、例えば右側組織ｂの速度５１２と、式（４）の積分を点ａから点ｂまで行うことにより算出された右側組織ｂの速度との一致度を評価する。以下、一致度の算出について、図６を参照して説明する。

一致度の算出は、図６に示すように、異なる深度についてそれぞれ一致度を算出するステップＳ５１と、Ｓ５１で算出した複数の一致度を統計処理するステップＳ５２との二つのステップからなる。

＜ステップＳ５１＞
本ステップにおける一致度の算出は、同じ位置について、ステップＳ２（組織トラッキング）で求めた速度（直交方向の速度成分）と、ステップＳ４の式（４）又は式（５）から求めた速度とを比較することにより行う。
ここでは図５に示す点ｂ（右側の組織）における速度の一致度を算出する場合を説明する。ステップＳ２で算出した速度の、ビームと直交する方向の成分をｖ_θｂ ^Ｔ（ｒ）とし、ステップＳ４で求めたビームと直交方向の速度をｖ_θｂ ^ｍ（ｒ）とする。仮に、計測対象が図３に示すセクタスキャンの面に平行な２次元流であるとすると式（６）が成り立つ。

しかし、心臓の左室のような流れは３次元流であり、式（６）が成り立たない場合が生じる。そこで、両者の一致の度合いを示す指標即ちステップＳ４で算出したベクトル精度の確からしさの指標として、両者の差分を一致度Ａ_ｂ（ｒ）として式（７）により算出する。

なお、ステップＳ４で速度を算出する際に、式（４）ではなく式（５）を用いて左から積分した場合には、点ａにおける速度を比較し、一致度を算出する。その場合の一致度Ａ_ａ（ｒ）は、式（５）により得られる点aのθ方向の速度成分ｖ_θａ ^ｍ（ｒ）と、ステップＳ２で算出した速度の、ビームと直交する方向の成分をｖ_θａ ^Ｔ（ｒ）との差分として式（８）で与えられる。

また組織血液境界における血流速度（速度成分）の一致度を計算するのではなく、式（４）と式（５）の両方を用いて、積分経路上の任意の点で一致度を算出することも可能である。

＜ステップＳ５２＞
ステップＳ５１で算出した一致度は、血流速度ベクトル推定の確からしさの情報を含むが、統計処理によって、さらに検者が解釈しやすい情報を提供することができる。そこで本ステップＳ５２では、ステップＳ５１で算出した一致度に対し統計処理を行う。本ステップで行う統計処理を、図７を参照して説明する。

ステップＳ４で説明した血流速度ベクトルの算出は、一つの積分経路についての算出であったが、実際は、深さｒを変えることで、多数の積分経路ができる。積分経路の数をＭとし、積分経路上の血流速度ベクトルの数をＮ個とすると、ステップＳ４ではＭ×Ｎ点の血流速度ベクトルが算出される。なお、血流速度ベクトルの数Ｎは、超音波ビームの数に依存する諸量である。

ステップＳ４（式（３））で求めた、各点の直交方向の速度ベクトルをｖ_ｉ，ｊ ^ｍ、速度ベクトルの真値をｖ_ｉ，ｊ ^ｒとした場合、個々のベクトルの誤差は以下のように表すことができる。

ここで、i,jはｒ方向及びθ方向の位置を示している（i=1,2,…M,j=1,2,…N）。

ステップＳ５１で算出した一致度Ａ_ｂ（ｒ）は、ｉ番目の積分経路の一致度Ａ_ｂ，ｊとして表現した場合、積分の性質から、式（１０）で表わすことができる。

Ｍ個の積分経路について、それぞれ、一致度Ａ_ｂ，ｊを算出し、得られたＭ個の一致度Ａ_ｂ，ｊの平均Ｅ_Ａを式（１１）により求める。

ここで、図８に示すように、個々のベクトルの誤差Δｖ_ｉ，ｊの分散をσ_ｖとした場合、Δｖ_ｉ，ｊがガウシアンの確率密度関数を持つとすると、誤差の平均であるＡ_ｂ，ｊ／Ｎの分散σ_Ａ／Ｎとσ_ｖとの関係は中心極限定理により、以下のように記述できる。

式（１２）において、血流速度ベクトルの数Ｎの値は，前記積分経路の各経路によって異なるが、血流速度ベクトルの数Ｎの値として前記Ｍ個の積分経路中血流速度ベクトル数の平均値、最大値、最小値のいずれかあるいはその組み合わせを用いて決定してもよい。すなわち

式（１１）及び式（１３）より、ステップＳ４で算出した個々のベクトルの確からしさＥは、式（１４）で表わされる。

式（１４）中、ｔはスチューデント値であり、Ｎの値によって決定され、Ｎの値が一般的な２０〜３０であるとき、現実的な値として１から５までの値をとる。ｔが２の時、包括度は９５％となる。

式（１４）で算出した確からしさＥから、推定した速度ベクトルの信頼度Ｂを式（１５）により算出する。

式中、Ｕは速度の代表値であり、ｖ_ｉ，ｊの最大値、最小値、平均、分散或いはその組み合わせ、あるいは計測速度レンジを使ってもよい。

＜ステップＳ６＞（表示ステップ）
上述のように求めた信頼度Ｂを表示画像形成部１５６が画面上に表示する。表示の態様は、数値の表示、色による表示、コメントによる表示など種々の態様を取ることができる。

図９〜図１１に、画面９００の表示例を示す。図９に示す例では、ステップＳ１で形成した白黒の断層像９０１に、ステップＳ４で算出した血流の速度ベクトル９０２を重ねて表示し、さらに上記式（１５）で算出した信頼度９０３を数値として表示している。

図１０に示す例では、白黒の断層像９０１と血流速度ベクトル９０２とともに、信頼度をランプ９０４で表示している。信頼度のカラーの表示例として、信頼度が高い場合は緑色のランプ、注意が必要な場合は黄色のランプ、信頼度が低い場合は赤色のランプを点灯する。これによって術者が、一致度の高い撮像をとるように誘導することができる。信頼度の高低は、臨床的な差異を表現するのに十分な精度が得られるか否かによって決められ、例えば、各色の閾値となる信頼度をデフォルトで設定しておき、ユーザーが適宜それを変更できるようにしてもよい。

図１１に示す例では、白黒の断層像９０１と血流速度ベクトル９０２とともに、具体的なコメント９０５を表示する。例えば、一致度が低い場合は、「一致度が低いです。プローベをあおってください。」といった一致度改良を促すコメントを出し、一致度が高い場合は、「高一致度です」というコメントを出す。この場合の、信頼度の高低の判断基準もランプ表示の場合と同様である。

図９〜図１１に示す表示例は、適宜組み合わせることも可能である。例えば信頼度の数値とともに或いはレッドランプの点灯とともに再スキャンを促すメッセージを表示したり、それらを全て表示したりすることも可能である。

以上、第一実施形態の超音波診断装置の動作を、図２のステップを参照して説明したが、上述した各ステップで行った推定や算定で用いた方法や指標は一例であり、種々の変更が可能である。

例えば、本実施形態のように、一致度として２つの方法で求めた速度の差分を用いるのではなく、式（１６−１）で表わされるような速度の比、（１６−２）で表わされるような誤差の割合、或いはその組み合わせを用いることも可能である。

また本実施形態では一致度を求めるために、ビーム方向と直交する方向（θ方向）の速度成分を比較したが、速度ベクトルの大きさを比較することも可能である。即ち、ステップＳ４では、最終的にθ方向の速度成分とビーム方向の速度成分から各点の速度ベクトルが求められるので、そうして求めた点ｂの速度（絶対値）と、ステップＳ２で算出した点ｂの組織血流境界速度（絶対値）とを比較し、両者の一致度を計算してもよい。この場合にも、一致度は差分、比、誤差の割合、その組み合わせのいずれでもよい。

さらに本実施形態では、ステップＳ５２の統計処理において、深度方向に複数の積分経路を用いることを説明したが、この場合の深度方向の領域は心臓全体としてもよいし、診断の対象である疾患等を考慮し、例えば心尖部等の局所的な領域に限定してもよい。
また本実施形態では、推定ベクトルの確からしさＥから、さらに信頼度Ｂを算出し表示するようにしているが、確からしさＥ自体が有用な情報であり、信頼度の算出を省略することも可能である。

以上説明した本実施形態の主な特徴は、次のとおりである。
超音波撮像装置の信号処理部が、エコー信号から組織断層画像を作成する組織断層画像作成部（１５１）と、組織断層画像作成部が作成した組織断層画像をもとに第一の部位（例えば点ａ）及び第二の部位（例えば点ｂ）について第一の血流速度を算出する第一の速度演算部（組織速度演算部１５２）と、エコー信号からドプラ効果を用いてドプラ速度（ｖ_ｒ）を算出するドプラ速度演算部（１５３）と、第一の速度演算部が算出した第一の部位（点ａ）の第一の血流速度とドプラ速度（ｖ_ｒ）とを用いて、第二の部位（点ｂ）の第二の血流速度を算出する第二の速度演算部（血流ベクトル演算部１５４）と、第二の部位について算出された第一の血流速度と第二の血流速度との一致度を推定する一致度推定部（１５５）と、を備えること。

第一の血流速度は、断層画像における組織位置の時間的変動をもとに算出された組織血流境界速度であり、第二の血流速度は、組織血流境界速度とエコー信号からドプラ効果を用いて算出したドプラ速度とを用いて推定した血流速度であること。

一致度推定部（１５５）は、複数の一致度を統計処理して、前記推定した血流ベクトルの確からしさ／信頼度を算出すること。特に、一致度推定部は、中心極限定理を用いて、複数の一致度の平均Ｅ_Ａと分散σを算出し、これら値からベクトルの確からしさＥや信頼度Ｂを算出すること。

本実施形態によれば、形態の移動を追跡した形態トラッキング法で算出した速度と、カラードプラ法によって推定した速度との一致度を統計処理することにより、血流フローマッピング表示において推定した血流速度情報の確からしさ／信頼度を算出し、表示する。これにより、正確な検査結果を得るための適切な指標を検者に提供することができる。

次に、第一実施形態を基本とし、機能が追加された実施形態を説明する。

＜第二実施形態＞
本実施形態の動作を図１２に示す。図１２において、第一実施形態の動作を示す図２と同じステップは同じ符号で示し、その説明を省略する。

図１２に示すように、本実施形態においても、図２に示す各ステップＳ１〜Ｓ６を行うこと、また一致度を算出するステップＳ５が図６に示す一致度算出のステップＳ５１及び統計処理のステップＳ５２を含むことは第一実施形態或いはその変更例と同様である。但し、本実施形態では、ステップＳ５において、さらに、ステップＳ５１で算出した一致度Ａ及びステップＳ５２で算出した一致度の平均Ｅ_Ａを用いて、速度ベクトルを補正するステップＳ７を含むことが特徴である。速度ベクトルの補正は、図１に示す信号処理部１５に追加される補正部或いは一致度推定部１５５によって、実行することができる。

＜ステップＳ７＞
速度ベクトルの補正は、速度ベクトルを補正するステップＳ７１と、補正後の速度ベクトルを用いて一致度を再計算するステップＳ７２とを含む。
＜ステップＳ７１＞
ステップＳ５１で算出したＭ個の一致度Ａ_ｂ，ｊの平均Ｅ_Ａは、カラードプラ法（ステップＳ３）で算出した速度ベクトルの全体としてのバイアス誤差であり、個々のベクトルの誤差に分配することが可能である。補正は速度ベクトル推定ステップＳ４で算出した各速度ベクトル（直交方向の速度成分）を次式（１７）により補正する。

式中、左辺の速度ベクトルの上添え字「ｍｏｄ」は補正後の値であることを示す（以下、同様）。

補正は、バイアス誤差が顕著な場合のみ行ってもよいし、より精度を確保するため、すべての場合で補正を行ってもよい。バイアス誤差Ｅ_Ａが顕著か否かの判断は、例えば、速度成分に対する誤差の割合が所定の範囲を超えたときに顕著であると判断することができる。顕著であると判断されたときのみにステップＳ７を実施するようにしてもよいし（ステップＳ７０）、すべてのケースで補正を行ってもよい。
次いで、補正後の速度ベクトル（直交成分）とビーム方向の速度成分とを用いて、速度ベクトルを補正する。補正後の速度ベクトルは、ステップＳ６で画面上に表示される。

＜ステップＳ７２＞
補正後の速度ベクトル（直交成分）を用いて、ステップＳ５と同様にして、再度、式（７）または（８）により一致度Ａ_ｂ ^ｍｏｄ（ｒ）又はＡ_ａ ^ｍｏｄ（ｒ）を算出し、その平均Ｅ_Ａと分散σとから、確からしさＥを計算する。

式（18）により再計算された確からしさＥから、補正後の速度ベクトルの信頼度Ｂを算出する。信頼度Ｂの算出は、前述の式（１５）によるが、式（１５）におけるＵ（速度の代表値）として、ｖ_ｉ，ｊ ^ｍｏｄの最大値、最小値、平均、分散或いはその組み合わせ、あるいは計測速度レンジを使うことができる。信頼度Ｂは、補正後の速度ベクトルとともに画面上に表示される。表示の態様は、第一の実施形態と同様であり、図９〜図１１に示したように数値表示、ランプ表示、コメント表示等の種々の態様が可能である。

本実施形態によれば、二つの方法で求めた速度ベクトルの一致度をもとに、速度ベクトルを補正することにより、速度ベクトル推定の精度を高めることができ、バイアス誤差が低減されることが期待される。

なお本実施形態では、速度ベクトルを、一致度の平均Ｅ_Ａ（バイアス誤差）を用いて補正する場合を説明したが、一致度そのものを用いて、式（１９）により速度ベクトルを補正することも可能である。

但し、この場合には、補正後の速度ベクトルを用いて再計算しても一致度は変わらないので、ステップＳ７２は行わない。

補正後の速度ベクトル（直交成分）を用いて、ステップＳ５と同様にして、以下のように，確からしさＥを計算する。

式（２０）中、σ_ｖ ^ｍｏｄは補正後の個々のベクトルの誤差Δｖ_ｉ，ｊ ^ｍｏｄの分散で、以下のように求めることができる。

式（２１）において、Ｃ^ｍｏｄは２から３の間の定数で、Δｖ_ｉ，ｊの誤差要因がガウシアンの確率密度関数を持つとすると，Ｃ^ｍｏｄは√（６）の値を持つ。この際、誤差は、以下のように記述される。

また本実施形態において、ステップＳ７１とＳ７２を行う場合、ステップＳ７２の結果を反映して、再度、速度ベクトルの補正ステップＳ７１、確からしさの再計算ステップＳ７２を繰り返すことも可能である。この様子を図１２に点線で示している。これにより速度ベクトルの推定精度を上げることができる。
なお本実施形態についても、第一実施形態と同様の変更が可能である。

＜第三実施形態＞
本実施形態は、第一又は第二実施形態で算出した一致度及び確からしさの履歴を保存し、時間的な変動の結果を表示する機能を備えていることが特徴である。本実施形態の超音波診断装置の構成例を図１３に示す。この構成例では、信号処理部１５が速度一致度推定部１５５で算出した一致度、確からしさ、信頼度等の情報（以下、まとめて一致度情報という）を記憶する記憶部１５７と、記憶部１５７に記憶された、異なる時間に取得された一致度情報を用いて履歴情報を作成する履歴作成部１５８とを備えていることが特徴である。

その他の構成は、図１の超音波診断装置と同じであり、説明を省略する。
本実施形態の動作を、図１４を参照して説明する。本実施形態では、まずステップＳ１１で心電同期信号を入力した後、例えば図１に示すステップＳ１からＳ５までの動作を、時間を変えて繰り返す。なお第一実施形態で説明したように、ステップＳ２では組織速度算出のために異なる時間でスキャンを行う。これら異なる時間のスキャンで得た情報をステップＳ３の繰り返しに用いることができる。
繰り返しの時間間隔は、一心拍あるいは複数心拍としてもよいし、心臓の収縮期や拡張期といった特徴的な時相を選択的に抽出して行ってもよい。心拍或いは時相の情報は、入力部１０から取り込んだ心電図信号を用いる（ステップＳ１１）。

１回の計測毎に、２つの方法でそれぞれ算出、推定した速度の一致度のビーム方向の平均Ｅ_Ａと偏差σを計算し、記憶部１５７に保存する（ステップＳ１２）。一連の処理Ｓ１１、Ｓ１〜Ｓ５、Ｓ１２は統計処理が可能な回数（ｎが所定数になるまで）繰り返される。

履歴作成部１５８は、記憶部１５７に蓄積された一致度情報を用いて、一致度と偏差のそれぞれについて、図１５に示すような、時間変化を示すグラフを作成するとともに、最大一致度Ｅ_Ａ ^ｍａｘ、最小一致度Ｅ_Ａ ^ｍｉｎ、平均一致度Ｅ_Ａ ^ａｖｅを算出する（ステップＳ１３）。これらの値は、グラフとともに画面に表示される（ステップＳ１４）。

一致度の時間情報は、プローブのあおり角度を変化させずに操作を繰り返した場合には、心時相との相関の有無により、どの心時相において信頼度の高い速度ベクトルが得られているかを示す情報となる。またプローブの角度を変化させながら操作を繰り返した場合には、どの角度で信頼度の高い速度ベクトルが得られているかを示す情報となる。またプローブの角度を変化させても一致度が低い場合には、心機能に問題がある可能性を示唆する情報となる。

本実施形態によれば、一致度情報に対して時間的な統計処理を追加することにより、検査の指針となる有効な情報を提供することができる。

以上、本発明の各実施形態を説明したが、本発明の主な特徴は血流フローマッピング表示において推定した血流速度情報（２次元血流速度情報）の確からしさ／信頼度を策定することであり、血流速度を求める方法は上述した実施形態に限定されない。例えば、上記実施形態では、血流速度を求める方法の一つとして、２つの位置のうち一方の組織血流境界速度と２次元流の連続の式とを用いて他方の位置の速度を推定する手法を説明したが、ドプラビーム方向の速度情報に対する角度補正により速度を推定する手法など公知の血流速度算出手法を採用することができる。

また信頼度の表示は、画面の表示に代えて或いはそれと併用して音声等の公知の報知手段を利用することも可能である。また本発明における確からしさの策定の一つの態様は、２つの異なる方法で算出或いは推定した血流速度の一致度をもとに確からしさの策定を行うことであるが、この一致度をもとにした確からしさの指標についても実施形態に限定されるものではない。

さらに図１や図１３に示した装置構成は単なる構成例であり、本発明の特徴である機能を達成できるものであれば、種々の構成が可能であり、また図１や図１３に示した構成から、機能の達成に関与しない一部の要素を取り除き、或いは、他のモジュールとして構成することも可能である。

血流フローマッピング表示において血流速度情報が推定できる超音波診断装置において、推定結果の信頼度を画面上に表示することにより、より確かな診断に貢献できる。

１・・・装置本体、２・・・超音波探触子、１０・・・入力部、１１・・・制御部、１２・・・超音波信号発生器、１３・・・超音波受信回路、１４・・・表示部、１５・・・信号処理部、１５１・・・断層画像形成部、１５２・・・組織速度演算部、１５３・・・ドプラ速度演算部、１５４・・・血流ベクトル演算部、１５５・・・一致度推定部（推定部）、１５６・・・表示画像形成部、１５７・・・記憶部、１５８・・・履歴作成部。

なお、ステップＳ４で速度を算出する際に、式（４）ではなく式（５）を用いて右から積分した場合には、点ａにおける速度を比較し、一致度を算出する。その場合の一致度Ａ_ａ（ｒ）は、式（５）により得られる点aのθ方向の速度成分ｖ_θａ ^ｍ（ｒ）と、ステップＳ２で算出した速度の、ビームと直交する方向の成分をｖ_θａ ^Ｔ（ｒ）との差分として式（８）で与えられる。

その他の構成は、図１の超音波診断装置と同じであり、説明を省略する。
本実施形態の動作を、図１４を参照して説明する。本実施形態では、まずステップＳ１１で心電同期信号を入力した後、例えば図２に示すステップＳ１からＳ５までの動作を、時間を変えて繰り返す。なお第一実施形態で説明したように、ステップＳ２では組織速度算出のために異なる時間でスキャンを行う。これら異なる時間のスキャンで得た情報をステップＳ１１〜Ｓ１２の繰り返しに用いることができる。
繰り返しの時間間隔は、一心拍あるいは複数心拍としてもよいし、心臓の収縮期や拡張期といった特徴的な時相を選択的に抽出して行ってもよい。心拍或いは時相の情報は、入力部１０から取り込んだ心電図信号を用いる（ステップＳ１１）。

Claims (20)

1. 検査対象に超音波を送信するとともに前記検査対象から反射するエコー信号を受信する超音波探触子と、前記超音波探触子によって受信されたエコー信号を処理する信号処理部と、前記信号処理部による処理結果を表示する表示部とを備えた超音波撮像装置であって、
   前記信号処理部は、前記エコー信号から血流の速度情報を推定する演算部と、前記推定された血流速度情報に基き血流情報をマッピング表示する画像形成部と、前記マッピング表示された血流速度情報の確からしさを求める推定部とを備えることを特徴とする超音波撮像装置。
2. 請求項１に記載の超音波撮像装置において、
   前記推定部は、前記エコー信号から第一の方法により算出した第一の血流速度と前記エコー信号から第二の方法により算出した第二の血流速度との一致度に基き、前記血流速度情報の確からしさを求めることを特徴とする超音波撮像装置。
3. 請求項１に記載の超音波撮像装置において、
   前記演算部は、前記エコー信号から血流の流れを表すベクトルを推定する血流ベクトル演算部を備え、
   前記推定部は、前記エコー信号から第一の方法により算出した第一の血流速度と前記エコー信号から第二の方法により算出した第二の血流速度との一致度に基き、前記推定された血流ベクトルの確からしさを求めることを特徴とする超音波撮像装置。
4. 請求項１に記載の超音波撮像装置において、前記信号処理部は、
   前記エコー信号から組織断層画像を作成する組織断層画像作成部と、
   前記組織断層画像作成部が作成した組織断層画像をもとに所定の部位について前記第一の血流速度を算出する第一の速度演算部と、
   前記エコー信号からドプラ効果を用いてドプラ速度を算出するドプラ速度演算部と、
   前記ドプラ速度を用いて、前記所定の部位の第二の血流速度を算出する第二の速度演算部と、を備え、
   前記推定部は、前記所定の部位について算出された第一の血流速度と第二の血流速度との一致度を推定する一致度推定部を備えたことを特徴とする超音波撮像装置。
5. 請求項２に記載の超音波撮像装置において、
   前記第一の血流速度は、組織断層画像における組織位置の時間的変動をもとに算出した組織血流境界速度であり、
   前記第二の血流速度は、前記エコー信号からドプラ効果を用いて算出したドプラ速度を用いて算出した血流速度であることを特徴とする超音波撮像装置。
6. 請求項２に記載の超音波撮像装置において、
   前記第一の血流速度及び前記第二の血流速度は、それぞれ、前記超音波探触子が発する超音波ビームのビーム方向と直交する方向の血流速度ベクトル、またはビーム方向と直交する方向の速度成分を合成した血流速度ベクトルであることを特徴とする超音波撮像装置。
7. 請求項２に記載の超音波撮像装置において、
   前記推定部は、前記一致度として、同一部位における前記血流速度ベクトルの差、同一部位における前記血流速度ベクトルの比、同一部位における前記血流速度ベクトルの差分の割合、あるいはそれらの統計処理した諸量を算出することを特徴とする超音波撮像装置。
8. 請求項２に記載の超音波撮像装置において、
   前記推定部は、複数の一致度を統計処理して、前記血流速度情報の確からしさを算出することを特徴とする超音波撮像装置。
9. 請求項８に記載の超音波撮像装置において、
   前記推定部は、中心極限定理を用いて、前記複数の一致度の平均と分散を算出し、前記一致度の平均及び分散から前記確からしさを算出することを特徴とする超音波撮像装置。
10. 請求項８に記載の超音波撮像装置において、
    前記推定部が処理する複数の一致度は、空間的及び／又は時間的に異なる複数の一致度からなることを特徴とする超音波撮像装置。
11. 請求項１０に記載の超音波撮像装置において、
    前記時間的に異なる複数の一致度は、それぞれ、心臓の心周期或いは心時相が異なることを特徴とする超音波撮像装置。
12. 請求項８に記載の超音波撮像装置において、
    前記推定部は、前記複数の一致度の履歴を記憶する記憶部を備え、前記複数の一致度の平均値、分散、最大値、最小値を算出することを特徴とする超音波撮像装置。
13. 請求項８に記載の超音波撮像装置において、
    前記推定部は、前記統計処理の結果を用いて、前記演算部が推定した血流速度情報を補正することを特徴とする超音波撮像装置。
14. 請求項１３に記載の超音波撮像装置において、
    前記信号処理部は、前記補正された血流速度情報を用いて、前記第二の血流速度を再計算し、前記補正された血流速度情報の確からしさを求めることを特徴とする超音波撮像装置。
15. 請求項１に記載の超音波撮像装置において、
    前記表示部は、前記血流速度情報の確からしさを表示することを特徴とする超音波撮像装置。
16. 請求項１５に記載の超音波撮像装置において、
    前記表示部は、前記確からしさを数値で表示、複数の段階ごとに色別に表示、又は検者が取るべき措置をコメントとして表示することを特徴とする超音波撮像装置。
17. 請求項１５に記載の超音波撮像装置において、
    前記表示部は、前記血流速度情報の確からしさを、断層画像及び／又は血流ベクトルとともに表示することを特徴とする超音波撮像装置。
18. 検査対象から反射した超音波のエコー信号を用いて断層画像を形成するとともに血流フローマッピングを表示する超音波撮像方法であって、
    前記エコー信号から血流速度情報を算出するとともに血流速度情報をマッピング表示するステップ、
    前記エコー信号を用いて第一の方法により、所定の位置における血流速度を算出するステップ、
    前記エコー信号を用いて第二の方法により、前記所定の位置における血流速度を算出するステップ、及び
    前記第一の方法で算出した血流速度と前記第二の方法で算出した血流速度との一致度を算出し、前記一致度をもとに前記マッピングした血流速度情報の確からしさを求めるステップ、
    を含む超音波撮像方法。
19. 請求項１８に記載の超音波撮像方法であって、
    前記血流速度情報の確からしさを求めるステップは、複数の位置について前記一致度を算出し、統計処理により前記確からしさを求めることを特徴とする超音波撮像方法。
20. 請求項１８に記載の超音波撮像方法であって、さらに
    前記血流速度情報の確からしさを表示及び／又は報知するステップを含むことを特徴とする超音波撮像方法。

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