JP4939199B2 - 画像補間方法、画像補間装置、および超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、第１の種類の複数の画像（例えば超音波によるカラードプラ画像）それぞれから導出される第２の種類の複数の画像（例えば血流の流線を表わす画像）の中間的な画像を求める画像補間方法、画像補間装置、および被検体内への超音波パルスの送波と被検体内で反射して戻ってきた反射超音波の受信とを繰り返して被検体内の血流分布を表わす血流分布画像を生成する超音波診断装置に関する。

超音波ドプラ法を使用して生体内の血流速度分布を測定し、この血流速度分布を、パルス反射法により得られたモノクロ断層像上に重ねてカラー表示するようにした超音波診断装置が知られている。この血流速度分布の測定原理は、振動子アレイにより超音波ビームを一定周期で生体内にパルス放射し、生体内部の反射体による反射波を受信し、その受信信号に含まれる、ドプラ効果による周波数変化成分を検出することにより、血流内の反射体の、超音波進行方向の運動速度を測定し、さらに反射波が返ってくるまでの時間からその位置を求め、これをリアルタイムで２次元の血流情報としてカラー表示するものである。

図１は従来の超音波診断装置の構成図である。

この図１に示す超音波診断装置１００Ａには、探触子１が備えられており、この探触子１には圧電セラミック等の振動子がその先端に配列されている。探触子１には送信回路２と受信回路４が接続される。パルス発生回路３は送信の繰り返し周期（例えば４ＫＨｚ）を与えるタイミング信号Ｓ１１（レートパルス）を発生し、それを送信回路２に供給する。送信回路２は例えば６４チャンネルの、パルスドライバ及び遅延回路から構成される。パルスドライバはレートパルスのタイミングで送信周波数（例えば２．５ＭＨｚ）に等しい周期の駆動パルスを発生し、探触子１の振動子に印加する。遅延回路は超音波ビームを収束し、かつ指向性を与えるために各チャンネル毎のパルス発生タイミングに所定の遅延を与える。その結果、超音波ビームが指向性に応じた方向にパルス放射される。このようにして、レートパルス周期で、生体（図示せず）の内部に向けて、同一方向（例えば図１のａ方向）への送受信を例えば６回繰り返して行い、さらに断層像取得のための１回の送受信を行い、計７回の送受信で一つの周期（ライン周期）を完了し、順次ｂ、ｃ、ｄと走査方向を切り替えながら、例えば６４本の走査線について同様の処理を行い１フレーム分の走査を完了する。

一方、生体内の音響インピーダンスの不連続面での反射超音波（エコー）は、探触子１を介して受信回路４でチャンネル毎に受信される。受信回路４はプリアンプ、遅延回路、加算回路から構成される。受信信号はプリアンプで増幅され、遅延回路により各チャンネル毎に所定の遅延を与えられ、加算回路により加算される。これにより指向性に応じた方向からのエコーが受信される。

受信回路４から出力される受信信号はミキサ回路５に入力される。ミキサ回路５は図示しない発振器により生成された、送信周波数と同一の周期を持ち互いに位相が９０°異なる一対の参照信号と、この受信信号とを混合することにより、直交検波を行い、ドプラ信号の同相信号Ｓ１２ａ及び直交信号Ｓ１２ｂを出力する。２つのローパスフィルタ６ａ，６ｂは、それぞれ、混合の結果生じたドプラ信号の同相信号Ｓ１２ａおよび直交信号Ｓ１２ｂの高調波成分を除去する。

各ローパスフィルタ６ａ，６ｂの出力信号は、各Ａ／Ｄ変換器７ａ，７ｂにより、深さ方向に対して一定のサンプリング周期で例えば各２５６点のサンプリングが行なわれてディジタル値に変換される。ＭＴＩフィルタ８ａ，８ｂは、ドプラ信号に含まれる臓器の壁運動等による低周波成分を除去し血流成分のみを抽出するものであり、例えば図２に示す１次のエコーキャンセラから構成される。

自己相関回路９にはＭＴＩフィルタ８ａ，８ｂの出力信号が入力され、この自己相関回路９では、繰り返し周期を隔てて得られるドプラ信号の同相信号を実部、直交信号を虚部とする複素自己相関（Ｒ（１））を、６回の繰返し周期のデータについて計算する。特定の深さにおけるＭＴＩフィルタ８ａ，８ｂの出力信号をｘ（ｋ）、ｙ（ｋ）とした場合、この計算は実部、虚部ごとに式（１ａ）及び式（１ｂ）で示される。

その演算結果は、実部、虚部ごとに各走査線の５回目のレートパルスのタイミングに同期して深さ毎に順次取り出される。

速度検出回路１０は自己相関回路９の演算結果である自己相関値（Ｒ（１））を入力し、その偏角値（ａｒｃｔａｎ｛Ｉｍ［Ｒ（１）］／Ｒｅ［Ｒ（１）］｝）を計算する。この偏角値はドプラ偏移周波数に比例した量を与える。この偏角値はその点の超音波ビームの方向の血流速度を出力している。このようにして求めた観察面上の各点の、超音波ビームの方向の血流速度成分の集合からなる血流分布を表わす血流分布画像データが画像処理回路１２に送られる。

一方、受信回路４の出力信号は断層像処理部１１にも送られる。断層像処理部１１は、受信信号の包絡線を検波した後、Ａ／Ｄ変換し、モノクロ輝度データとして出力し、そのモノクロ輝度データも画像処理回路１２に送られる。

画像処理回路１２は順次入力される平均速度データに対して方向（探触子１に近づく方向、あるいは遠ざかる方向）及びその絶対値に基づき所定の配色を施し、断層像のモノクロ輝度データと共に、その走査方向及び深さに応じて２次元状にマッピングし、これを画像データとして、図示しない画像メモリに格納する。さらにその画像データは一定の周期で画像メモリから読み出され、ＴＶモニタ１３上に、断層像を示すモノクロ画像と血流分布を示すカラー画像が合成された診断像が表示される。以上が、超音波診断装置の基本構成である。

近年、上記の基本構成を有する超音波診断装置において、血流速度が求められるのは直接的には超音波ビームの方向成分のみであるが、この超音波ビームの方向の血流速度分布から、超音波ビームに対し直角な方向の血流速度を含む観測面内の全方向の血流速度や血流量を求める技術が提示されている（非特許文献１，特許文献１，２参照）。

また、上記の技術を基にして、湧き出しや吸い込みを考慮した流線分布を求める技術も提案されている（特許文献３参照）。

例えば心臓内部における流線分布の表示などは、心臓疾患の診断に大きな貢献をなす可能性がある。
Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｖｉｓｕａｌｉｚａｔｉｏｎ Ｖｏｌ９ Ｎｏ．１ ２００６，Ｏｈｍｓｈａ，Ｌｉｄ．，ＩＯＳ Ｐｒｅｓｓ 特開平１１−８３５６４号公報 特開２００５−１１０９３９号公報 特開平１１−１０８９４７号公報

ところが、超音波診断装置を用いて観察面内の血流分布を表わす画像を求めるには、画像１枚あたりかなりの長時間を要し、フレームレートが低いという問題がある。このため血流の流線分布を求めて流線を表わす画像（以下、単に流線画像と称する）を表示しても、かなり時間の開いた飛び飛びの時間間隔の流線画像となってしまい、その飛び飛びの時間の途中での流線の変化を観察できず、分かりにくい。これを解決するために、２つのフレームの流線画像を補間してそれら２つのフレームの中間の時刻の流線画像を求めて表示することが考えられるが、流線画像は、上述したような、湧き出しや吸い込み等の非線形成分を含む画像であり、２つのフレームの画像はかなり異なるので対応点を定めることができないためモーフォリズムによる補間も適用できず直接に補間することは不可能である、という問題がある。

このような問題は、血流の流線分布を表わす画像に限らず、非線形成成分を含む場合など、直接の補間演算が適用できない場合においてもなお２つの画像の中間の時刻等に位置する補間画像を必要とする場合に同様に生じる問題である。

本発明は、上記事情に鑑み、間接補間により精度の高い画像を得ることのできる画像補間方法および画像補間装置、並びに、フレームとフレームとの途中の画像を高精度に求める機能を有する超音波診断装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成する本発明の画像補間方法のうちの第１の画像補間方法は、超音波による複数のカラードプラ画像それぞれから導出される、血流の流線を表わす複数の流線画像の中間的な画像を求める画像補間方法であって、
上記複数のカラードプラ画像を用いて、補間演算により、そのカラードプラの補間画像を求める補間ステップと、
補間ステップで求められた補間画像から上記中間的な画像を導出する導出ステップとを有することを特徴とする。
また、上記目的を達成する本発明の画像補間方法のうちの第２の画像補間方法は、超音波による複数のカラードプラ画像それぞれから導出される、血流速さを地理上の標高に擬えたときの尾根上の点の集合からなる尾根線を表わす複数の尾根線画像の中間的な画像を求める画像補間方法であって、
上記複数のカラードプラ画像を用いて、補間演算により、そのカラードプラの補間画像を求める補間ステップと、
補間ステップで求められた補間画像から上記中間的な画像を導出する導出ステップとを有することを特徴とする。

ここで、本発明の第１および第２の画像補間方法のいずれにおいても、上記複数のカラードプラ画像が、時間的に変化する観察対象の、離散的な時間間隔からなる各時刻の状態を表わす複数のカラードプラ画像であって、上記補間ステップが、上記複数のカラードプラ画像から、補間演算により、そのカラードプラ画像が存在しない時刻に対応する補間画像を求めるステップであってもよい。

本発明の第１および第２の画像補間方法は、流線画像や尾根線画像を求める基礎となるカラードプラ画像の段階で補間してカラードプラの補間画像を求め、そのカラードプラの補間画像から流線画像や尾根線画像を導出するものであるため、流線画像や尾根線画像の補間画像を高精度に求めことができる。

また、上記目的を達成する本発明の画像補間装置のうちの第１の画像補間装置は、超音波による複数のカラードプラ画像それぞれから導出される、血流の流線を表わす複数の流線画像の中間的な画像を求める画像補間装置であって、
上記複数のカラードプラ画像を用いて、補間演算により、そのカラードプラの補間画像を求める補間演算部と、
補間演算部で求められた補間画像から上記第中間的な画像を導出する導出部とを有することを特徴とする。
また、上記目的を達成する本発明の画像補間装置のうちの第２の画像補間装置は、超音波による複数のカラードプラ画像それぞれから導出される、血流速さを地理上の標高に擬えたときの尾根上の点の集合からなる尾根線を表わす複数の尾根線画像の中間的な画像を求める画像補間装置であって、
上記複数のカラードプラ画像を用いて、補間演算により、そのカラードプラの補間画像を求める補間演算部と、
補間演算部で求められた補間画像から上記第中間的な画像を導出する導出部とを有することを特徴とする。

本発明の第１および第２の画像補間装置は、それぞれ、上記の第１および第２の画像補間方法を実施する装置であり、流線画像や尾根線画像の補間画像を高精度に求めることができる。

また、上記目的を達成する本発明の超音波診断装置のうちの第１の超音波診断装置は、被検体内への超音波パルスの送波と被検体内で反射して戻ってきた反射超音波の受信とを繰り返して、被検体内の血流分布を表わす血流分布画像を生成する超音波診断装置において、
血流分布画像から血流の流線を表わす流線画像を算出する流線算出部と、
複数の画像を補間して補間画像を求める補間演算部と、
血流分布画像が存在しない時刻の流線画像を求めるにあたり、上記補間演算部に、被検体内の異なる時刻の血流分布を表わす複数の血流分布画像を補間させて血流分布画像が存在しない時刻の血流分布を表わす補間画像を求めさせ、流線算出部に、その補間画像からその時刻の流線画像を算出させる演算制御部とを備えたことを特徴とする。

本発明の第１の超音波診断装置は、本発明の補間演算方法を血流の流線を表わす流線画像を求める態様にして超音波診断装置に組み込んだものであり、フレームとフレームとの間における高精度な流線画像を求めることができる。

また、上記目的を達成する本発明の超音波診断装置のうちの第２の超音波診断装置は、被検体内への超音波パルスの送波とその被検体内で反射して戻ってきた反射超音波の受信とを繰り返して、被検体内の血流分布を表わす血流分布画像を生成する超音波診断装置において、
上記血流分布画像から血流速さを地理上の標高に擬えたときの尾根上の点の集合からなる尾根線画像を算出する尾根線算出部と、
複数の画像を補間して補間画像を求める補間演算部と、
血流分布画像が存在しない時刻の尾根線画像を求めるにあたり、上記補間演算部に、被検体内の異なる時刻の血流分布を表わす複数の血流分布画像を補間させて血流分布画像が存在しない時刻の血流分布を表わす補間画像を求めさせ、上記尾根線算出部に、その補間画像からその時刻の尾根線画像を算出させる演算制御部とを備えたことを特徴とする。

本発明の第２の超音波診断装置は、本発明の補間演算方法を血流速さを地理上の標高に擬えたときの尾根上の点の集合からなる尾根線画像を求める態様にして超音波診断装置に組み込んだものであり、フレームとフレームとの間における高精度な尾根線画像を求めることができる。

尚、本発明は、流線画像および尾根線画像にのみ適用されるものではなく、非線形成成分を含む場合など、直接の補間演算が適用できない場合においてもなお２つの画像の中間の時刻等に位置する補間画像を必要とする場合に同様に適用することができるものである。

以上説明したとおり、本発明によれば、高精度な補間が実現する。

以下、本発明の実施形態について説明する。

図３は、本発明の一実施形態としての超音波診断装置の構成図である。

ここでは、この図３に代表される本発明の一実施形態としての超音波診断装置について説明することで、本発明の画像補間方法および本発明の画像補間装置の各実施形態についての説明を兼ねるものとする。

尚、図３の超音波診断装置の説明にあたり、図１を参照して説明した従来の超音波診断装置の構成要素と同一の構成要素についての説明は省略し、図１に示す従来の超音波診断装置とは異なる構成要素についてのみ説明する。

この図３に示す超音波診断装置は、流線分布を表わす流線画像を求めて表示するモードや尾根線分布を表わす尾根線画像を求めて表示するモードを備えている。

図３の超音波診断装置１００Ｂには、図１の超音波診断装置１００Ａと比べ、画像データ生成回路２０が追加されている。

速度検出回路１０で求められた観察面上の各点の超音波ビーム方向の血流速度を表わす血流分布画像データは、そのまま表示に用いる場合は画像データ生成回路２０をバイパスして画像処理回路１２に送られる。その後の画像処理回路１２での処理は、図１を参照して説明したとおりである。

流線分布を表わす流線画像を求めて表示するモードでは、速度検出回路１０で求められた血流分布画像データは、画像データ生成回路２０に入力され血流の流線を表わす流線画像データが生成されて画像処理回路１２に送られる。画像処理回路１２では、断層像のモノクロ輝度画像上に血流の流線が描かれた画像を表わす画像データが生成され、ＴＶモニタ上にその画像データに基づく画像が表示される。

一方、尾根線分布を表わす尾根線画像を求めて表示するモードでは、速度検出回路１０で求められた血流分布画像データは、流線画像を求めて表示するモードの場合と同様に画像データ生成回路２０に入力されるが、この画像データ生成回路２０では、血流速さを地理上の標高に擬えたときの尾根上の点の集合からなる尾根線を表わす尾根線画像データが生成されて画像処理回路１２に送られる。画像処理回路１２では、断層像のモノクロ輝度画像上に尾根線が描かれた画像を表わす画像データが生成され、ＴＶモニタ上にその画像データに基づく画像が表示される。

図４は、図３に１つのブロックで示す画像データ生成回路２０の構成図である。

この画像データ生成回路２０は、本発明にいう画像補間装置の一例に相当する。

画像データ生成回路２０は、２つのフレームメモリ２１ａ、２１ｂと、補間演算部２２と、画像データ算出部２３と、演算制御部２４とから構成されている。

画像データ算出部２３は、本発明にいう導出部の一例に相当する。また、画像データ算出部２３は、本発明にいう流線算出部および尾根線算出部を兼ねている。

２つのフレームメモリ２１ａ，２１ｂは、演算制御部２４の制御の下で、所定のフレームレートで順次入力されて来る血流分布画像データを交互に一時記憶しておくメモリである。

また、補間演算部２２は、複数の画像（ここでは２つのフレームメモリ２１ａ、２１ｂに一時記憶されたデータ上の２つの画像）を補間して補間画像（データ上の画像）を求める役割りを担っている。

また、画像データ算出部２３は、血流分布画像（データ上の画像）から流線画像（データ上の画像）や尾根線画像（データ上の画像）を算出する役割りを担っている。

さらに、演算制御部２４は、血流分布画像が存在しない時刻の流線画像や尾根線画像を求めるにあたり、補間演算部２２に、被検体内の異なる時刻の血流分布を表わす複数の血流分布画像（ここでは２つのフレームメモリ２１ａ、２１ｂに一時記憶された２つのデータ上の画像）を入力させてその補間演算部２２にそれら複数の血流分布画像を補間させて血流分布画像が存在しない時刻の血流分布を表わす補間画像を求めさせ、画像データ算出部２３に、その補間画像からその時刻の流線画像や尾根線画像を算出させる、という演算の制御を担っている。

２つのフレームメモリ２１ａ、２１ｂに一時記憶された、引き続く２つのフレームの血流分布画像は、補間演算部２２に入力されるとともに、演算制御部２４によりタイミングが調整されて画像データ算出部２３にも直接に入力される。

画像データ算出部２３に入力される順序は、２つのフレームメモリ２１ａ、２１ｂに格納されている２つの血流分布画像のうちの時間的に先に格納された血流分布画像が先ず画像データ算出部２３に入力され、次いで、これら２つのフレームメモリ２１ａ、２１ｂに格納されている２つの血流分布画像から補間演算部２２において求められた補間画像が画像データ算出部２３に入力され、その後、２つのフレームメモリ２１ａ、２１ｂに格納されている２つの血流分布画像のうちの時間的に後に格納された血流分布画像が画像データ算出部２３に入力される順序である。これを繰り返すことにより、画像データ算出部２３には、２つのフレームメモリ２１ａ、２１ｂのいずれかに格納され補間演算部２２をバイパスした血流分布画像と補間演算部２２により求められた補間画像が交互に入力されることになる。

ここでは、まず、流線算出の流れを説明する。

図５は、図４に示す画像データ生成回路２０で行われる流線算出の流れを示す模式図である。

図５（Ａ）は、ある時刻（時刻ｔ_１と称する）に生成された１フレーム分の血流分布画像であり、図５（Ｂ）は、時刻ｔ_１から所定のフレーム間隔を置いた次の時刻（時刻ｔ_２と称する）に生成された１フレーム分の血流分布画像である。

図５（Ａ）に示す、時刻ｔ_１の血流分布画像から、その時刻ｔ_１の、流線分布を表わす流線画像（図５（Ｄ））を求めるにあたっては、図４に示す演算制御部２４による制御の下で、図５（Ａ）に示す時刻ｔ_１の血流分布画像が図４に示す補間演算部２２をバイパスして画像データ算出部２３に入力され、時刻ｔ_１の血流分布画像（図５（Ａ））から、時刻ｔ_１の流線画像（図５（Ｄ））が求められる。

また、これと同様に、図５（Ｂ）に示す時刻ｔ_２の血流分布画像からその時刻ｔ_２の流線画像（図５（Ｅ）を求めるにあたっては、演算制御部２４による制御の下で、図５（Ｂ）に示す時刻ｔ_２の血流分布画像が図４に示す補間演算部２２をバイパスして画像データ算出部２３に入力され、時刻ｔ_２の血流分布画像（図５（Ｂ））から時刻ｔ_２の流線画像（図５（Ｅ））が求められる。

ここで、血流分布画像のフレームレートはかなり低く、かなり広く開いた時間間隔の画像であるため、ここでは、時刻ｔ_１と時刻ｔ_２の中間の時刻ｔ_１２の流線画像（図５（Ｆ））も求められる。この中間の時刻ｔ_２の流線画像を求めるにあたっては、時刻ｔ_１の流線画像（図５（Ｄ））と時刻ｔ_２の流線画像（図５（Ｅ））とを直接に補間しても極めて不正確な流線画像が求められるだけであり、ここでは、時刻ｔ_１２に対応する高精度の流線画像を求めるために以下の演算処理を採用している。

すなわち、図４に示す２つのフレームメモリ２１ａ，２１ｂに格納された、引き続く２つのフレームの血流分布画像が補間演算部２２に入力されて２つの血流分布画像の補間画像（図５（Ｃ））が求められる。この補間画像（図５（Ｃ））を求めるにあたっては、一例として、２つの血流分布画像のうちの第１の血流分布画像の各画素（ｉ，ｊ）（ｉ，ｊはそれぞれ画像上のｘ方向、ｙ方向の位置を表わす）の画素値をＰ１_ｉ，ｊ、もう１つの第２の血流分布画像の各画素（ｉ，ｊ）の画素値をＰ２_ｉ，ｊとしたとき、本実施形態では、
Ｐ１２_ｉｊ＝（Ｐ１_ｉ，ｊ＋Ｐ２_ｉ，ｊ）／２
の演算式により、補間画像の各画素の画素値Ｐ１２_ｉ，ｊが求められる。

尚、図５では、時刻ｔ_１と時刻ｔ_２の中央の時刻ｔ_１２に対応する補間画像を求めるものとして説明しているが、例えば時刻ｔ_１と時刻ｔ_２との間を３等分したときの２つの時刻ｔ_１２１，ｔ_１２２の補間画像を求めてもよく、その場合には、時刻ｔ_１２１に対応する補間画像の各画素の画素値Ｐ１２１_ｉ，ｊは、
Ｐ１２１_ｉ，ｊ＝（２・Ｐ１_ｉ，ｊ＋Ｐ２_ｉ，ｊ）／３
時刻ｔ_１２２に対応する補間画像の各画素の画素値Ｐ１２２_ｉ，ｊは、
Ｐ１２２_ｉ，ｊ＝（Ｐ１_ｉ，ｊ＋２・Ｐ２１_ｉ，ｊ）／３
の演算式により求められる。またこの場合、図４に示す画像データ算出部２３に入力される順序は、補間演算部２２をバイパスして入力された時刻ｔ_１の血流分布画像、補間演算部２２で求められる時刻ｔ_１２１に対応する補間画像、同じく補間演算部２２で求められた時刻ｔ_１２２に対応する補間画像、補間演算部２２をバイパスして入力される時刻ｔ_２の血流分布画像の順序となる。時刻ｔ_１と時刻ｔ_２との間をさらに細かく分割した各時刻ごとの補間画像を求める場合も同様である。

尚、上記の画像補間方法は一例であり、上記の画像補間方法のほか、補間画像を求める前の血流分布画像内の各観測点の時刻による変化を考慮した補間画像を求めることがさらに好ましい。

また、ここでは、２つの画像を用いた直線補間について説明したが、さらに多数の画像を用いてさらに高次の補間処理を行なってもよい。

補間演算部２２で求められた、血流分布画像の補間画像は、図４に示す画像データ算出部２３に入力され、画像データ算出部２３では、今度はその補間画像に基く流線画像（図５（Ｆ））が算出される。

画像データ算出部２３では一例として以下に説明するようにして、流線が求められる。ここでは前掲の非特許文献１および特許文献３に記載された方法を採用するものとし、公知の内容なので以下ではその概要を説明するにとどめる。

図６は、血流分布画像の一例を示す図である。

この血流分布画像は通常はカラーで表示するためカラードプラ画像とも称される画像である。この画像上の各点には、探触子が置かれた中心点Ｃに向かう方向あるいは中心点Ｃから遠ざかる方向の血流速度データが対応づけられており、中心点Ｃに向かう方向の血流は赤色、中心点Ｃから遠ざかる方向の血流は青色で表示され、さらにその血流速度が、赤色もしくは青色の輝度で表示される。ここでは、各点の血流速度データに基づいて、以下に概要を示す演算により流線が求められる。

図７は図６に代表的に示す、中心点Ｃから等距離にある一本のラインＬ上の血流速度分布を示した図である。

そのラインＬに沿う領域（Ａ）では、中心点Ｃに向かう方向の血流（ここでは「プラスの血流」と称する）が観測され、領域（Ｂ）では中心点Ｃから遠ざかる血流（ここでは「マイナスの血流」と称する）が観測され、領域（Ｃ）では中心点Ｃに向かうプラスの血流が観測されている。

ここで、プラスの血流量とマイナスの血流量が同一となる渦流成分と、それ以外の成分とに二分する。

図７に示す例では、全体としてはプラスの成分が多くマイナスの成分が少ないため、プラスの血流が観察された２つの領域（Ａ）（Ｃ）のうちの、領域（Ｂ）と同一面積分だけを第１の成分とする。この第１の成分は、ラインＬを横切って循環していて、全体としてはラインＬから出入りのない渦流成分である。一方、その渦流成分を除いた第２の成分は、全体としてラインＬを横切って流れる成分である。図６には、一本のラインＬが示されているが、中心点Ｃからの等距離を結ぶ各ラインについて上記のようにして渦流成分とそれ以外の成分とに二分する。

渦流成分は、全体として観測面内で循回している成分であるから、この拘束条件の下に演算すると、各点における、超音波ビームと直角な方向の、渦流成分についての血流速度を求めることができ、図７に示す超音波ビームの方向の血流速度と合わせて各点での渦流成分に関する二次元的な速度ベクトルが求められる。

図８はこのようにして求めた各点の、渦流成分の血流を表した図である。

渦流成分を除く成分については、以下のようにして速度ベクトルが求められる。

図７の、渦流成分を除いた成分を、ラインＬに沿って、図７の左右の一端（ここでは図７の右側とする）から左右のもう一端（図７の左側）に向かって積分し、そのラインＬの最終まで積分して得た値を１００％とし、ラインＬ上の、積分値が、例えば１０％，２０％，…，１００％の各ポイントを求める。

この演算を図６に示す中心点Ｃからの等距離の点を結んだ各ラインについて行ない、１０％のポイントどうし、２０％のポイントどうし、…，１００％のポイントどうしを結ぶ線を求める。

図９は、このようにして求めた、各ライン上の渦流成分を除く成分の積分の％が同一のポイントを結んだ線を示した図である。

この図９上の各線上の各点の接線は、血流の方向を示しており、各点の超音波ビームの方向の血流速度（渦流成分を除いた成分の血流速度；図７参照）は超音波ドプラ法による元々の血流速度から渦流成分の超音波ビーム方向の血流速度を引き算することにより求められることから、各点の血流の方向が分かることにより、各点の、超音波ビームに直角な方向の血流速度が求められ、結局、各点の、方向と大きさとの双方を示す血流速度ベクトルが求められる。この血流速度ベクトルは、上述したとおり、渦流成分を除いた成分の血流速度ベクトルであり、この血流速度ベクトルと、図８に示す渦流の血流速度ベクトルとを合成することにより、観測面上の各点の、渦流成分とそれ以外の成分とを合算したときの全体としての血流速度ベクトルが求められる。

尚、ここでは、渦流についての２次元的な血流速度と、渦流を除く血流成分についての二次元的な血流速度をそれぞれ求めて合成する演算方法を採用したが、渦流についての、超音波ビームに直交する方向の血流速度成分と、渦流を除く血流成分についての、超音波ビームに直交する方向の血流速度成分との双方を先に求め、この２つを合算したときの超音波ビームに直交する方向の血流速度成分と、超音波ビームの方向の血流速度成分（図７に示す渦流成分と渦流成分を除いた成分との合算）とに基づいて、二次元的な血流速度を求めてもよい。

図１０は、観測面上の各点の、渦流成分とそれ以外の成分とを合算したときの血流を示す図である。

図１０に示すような、超音波ビームに対し直角方向の成分も含んだ血流速度分布から流線が求められる。

流線を求めるにあたっては、例えば図６に示す中心点Ｃ近傍の、その中心点Ｃから等距離にある点を結ぶ１本のラインを考え、そのライン上での流量が同一の値となるように複数のポイントを定める。すなわち、隣接する２つのポイントどうしの間の流量が同一となるように複数のポイントを定める。

次に各ポイントから血流速度ベクトルを辿っていき、各ポイントを出発点とした流線を求める。着目している観察面上への血流の湧き出しや吸い込みがなければ、その場合に限っては、上記のようにして血流速度ベクトルを辿って結んだ線がそのままその観察面上の流線となり、流線の作成は終了することになるが、一般的には、この観測面上への血流の湧き出しや吸い込みが存在し、このままでは流線は完成しない。そこで、以下に説明するやり方で観測面上への血流の湧き出しや吸い込みを考慮した流線を求める。

図１１は、観測面上への血流の湧き出しや吸い込みを考慮した流線の求め方を説明する図である。

はじめに、観測面上への血流の湧き出しを考慮した流線の求め方を説明する。

まず、上述したやり方にしたがって、血流速度ベクトルを辿って結んだ流線を求める。

図１１（Ａ）には、血流速度ベクトルを辿って結んだ第１の流線１および第２の流線２が描かれている。

ここでは、隣接する第１の流線１および第２の流線２に挟まれた帯状の領域の血流量をその帯の長手方向に順に求めていき、その帯内の流量が２倍になったら、そこに血流の湧き出し点があると見なして、その帯の両側の流線の中心点を出発点とした流線を追加する。

例えば、図１１（Ａ）に示すように、ポイントＡＢ間からその帯の長手方向（矢印Ｘ方向）に順に血流量を求めていき、その流量がポイントＣＤ間で２倍になったら、そこに血流に湧き出し点があると見なす。そして、図１１（Ｂ）に示すように、その帯の両側の流線（ここでは第１の流線１と第２の流線２）の中心点Ｅを出発点とした第３の流線３を追加する。

次に、観測面上への血流の吸い込みを考慮した流線の求め方を説明する。

血流の吸い込みを考慮した流線を求める場合は、１本の流線を挟む両隣りの２本の流線を用いる。

図１１（Ｃ）には、血流速度ベクトルを辿って結んだ第１の流線４、第２の流線５、および第３の流線６が描かれている。

ここで、第１の流線４と第３の流線６とに挟まれた帯状の領域の血流量をその帯の長手方向に順に求めていき、その流量が１／２になったら、そこに血流の吸い込み点があると見なしてその点で流線を一本終端させる処理を行なう。

例えば、図１１（Ｃ）に示すように、ポイントＦＧＨで結ばれた領域からその帯の長手方向（矢印Ｘ方向）に順に血流量を求めていき、その流量がポイントＩＪＫで結ばれた領域で１／２になったら、そこに血流の吸い込み点があると見なす。そして、図１１（Ｄ）に示すように、その点Ｊに血流の吸い込み点があると見なしてその点Ｊで流線５を終端させる処理を行なう。

図１２は、図１１で説明した流線の求め方で得られた流線画像を示す模式図である。

この流線画像には、連続した流線のほか、途中から始ったり途中で終端した流線もあらわれている。すなわち、血流の湧き出しや吸い込みが起きていることがわかる。

上記の流線を求める演算により、図４に示す画像データ算出部２３では、流線画像が求められる。

このようにして順次求められた流線画像（図５（Ｄ）、（Ｆ）、（Ｅ））は、順次、図３に示す画像処理回路１２に入力され、画像処理回路１２では断層像に流線画像を重畳した画像（データ上の画像）が作成され、その画像データがＴＶモニタ１３に送られてＴＶモニタ１３上に、その画像データに基づき、断層線上に流線画像が重畳した画像が表示される。ここでは、断層像上に流体画像が重畳した画像は動画像として表示されるが、いずれかの一時点の画像に固定して静止画として表示することもでき、また、コマ送りすることもできる。

次に尾根線算出の流れについて説明する。

なお、流線算出の流れと同様の処理については説明を簡略化する。

図１３は、図４に示す画像データ生成回路２０で行われる尾根線算出の流れを示す模式図である。

図１３（Ａ）は、ある時刻ｔ_１に生成された１フレーム分の血流分布画像であり、図５（Ｂ）は、時刻ｔ_１から所定のフレーム間隔を置いた次の時刻ｔ_２に生成された１フレーム分の血流分布画像である。

図１３（Ａ）に示す、時刻ｔ_１の血流分布画像から、その時刻ｔ_１の、尾根線分布を表わす尾根線画像（図１３（Ｄ））が得られる。

また、これと同様に、図１３（Ｂ）に示す時刻ｔ_２の血流分布画像から、その時刻ｔ_２の尾根線画像（図１３（Ｅ））が得られる。

また、時刻ｔ_１２に対応する高精度の尾根線画像を求めるために、上述した、流線画像を求めるための演算処理と同様の演算処理がなされ、時刻ｔ_１と時刻ｔ_２の中間の時刻ｔ_１２の尾根線画像（図１３（Ｆ））も求められる。

ここで、図４に示す、画像データ算出部２３では、一例として以下に説明するようにして、尾根線が求められる。

画像データ算出部２３では、血流分布画像に基づいて、観測面上の各点の、超音波ビーム方向の血流速度成分と超音波ビームに対し直角方向の血流速度成分の合成からなる血流速度が求められる。

この二次元的な血流速度の求め方については、血流の流線を求める途中段階で求めた血流速度の求め方（図６〜図１０、およびそれらの図の説明）と同一であり、ここでは重複説明は省略する。

次に、画像データ算出部２３では、血流速度を構成する血流速さと血流方向とのうちの血流速さの、観察面上の各点の集合からなる血流速さ分布に基づいて、以下のようにして、その各点の血流速さを地理上の標高に擬えたときの尾根上の点が抽出される。

図１４は、観察面上の血流速さ分布を表わす画像上の各画素を示す模式図である。

尾根線を求めるにあたっては、血流速さ分布画像の各画素が１つずつ関心点として選択され、その関心点の周囲の８つの画素を含めて、以下に示す演算により、その関心点の画素が尾根線上の画素であるか否かが判定される。

ここでは、一例として、図１４において（Ｘ，Ｙ）＝（５，４）の座標点を関心点として選択したものとする。この関心点の画素値はＰ５である。

次に、その関心点（画素値Ｐ５）に隣接する画素として、太枠で囲った３×３のマス目の画素（画素値Ｐ１〜Ｐ４，Ｐ６〜Ｐ９）を抽出する。

尚、図１４において、空白の画素にも画素値が存在するが、ここでの説明には不要であるため、空白にしている。

図１５は、尾根上の点の抽出処理の説明図である。

ここでは、以下に示すようにして、血流速さの比較がなされる。

図１５（ａ）は、Ｐ５がＰ２，Ｐ８の双方と比較され、Ｐ５がＰ２，Ｐ８の双方よりも大きい値であるかを判定することを示している。図１５（ｂ）は、図１５（ａ）と同様、Ｐ５がＰ４，Ｐ６の双方よりも大きい値であるかを判定することを示している。図１５（ｃ）は、Ｐ５がＰ１，Ｐ９の双方よりも大きい値であるかが判定することを示している。さらに、図１５（ｄ）は、Ｐ５がＰ３，Ｐ７の双方よりも大きい値であるかが判定することを示している。

このようにして、図１５（ａ）〜図１５（ｄ）に示すように、Ｐ５が、そのＰ５の関心点を挟む両隣よりも大きい値であったとき（Ｐ５＞Ｐ２，Ｐ８、又は、Ｐ５＞Ｐ４，Ｐ６、又は、Ｐ５＞Ｐ１，Ｐ９、又は、Ｐ５＞Ｐ３，Ｐ７）に、その関心点が尾根上の点として抽出される。

画像データ算出部２３では、以上のようにして、尾根上の点の集合が抽出される。

このようにして順次求められた尾根線（図１３（Ｄ）、（Ｆ）、（Ｅ））は、流線画像同様、順次、図３に示す画像処理回路１２に入力され、画像処理回路１２では断層像に尾根線を重畳した尾根線画像（データ上の画像）が作成され、その画像データがＴＶモニタ１３に送られてＴＶモニタ１３上に、その画像データに基づき、断層像上に尾根線が重畳された尾根線画像が表示される。

図１６は、断層像に尾根線が重畳された尾根線画像を示す模式図である。

図に示す線で囲まれた領域ａ’は、心臓内の領域を示す。

黒丸の点（図中ｂ’）は、尾根上の点を表わす。

図１７は、尾根線上の各点を血流速さに応じた表示態様で表示した尾根線画像を示す模式図である。

白丸（図中ｂ’）の大きさが血流速さに対応している。

この尾根線画像には、血流が枝分かれする様子が表わされている。また、血流の流れが、強い所から弱い所に変わる箇所の様子も表わされている。

この尾根線画像は、心臓内部の尾根線を表示しているので、心臓疾患の診断に大きな貢献をなす可能性がある。

尚、上記の実施形態では、超音波診断装置において、血流速度分布を表わすカラードプラ画像から流線分布を表わす流線画像や尾根線分布を表わす尾根線画像を求める際の補間演算について説明したが、本発明はこれに限られるものではなく、第１の種類の複数の画像それぞれから求められる第２の種類の複数の画像の中間的な画像を求める際に広く採用され得るものである。

従来の超音波診断装置の構成図である。 ＭＴＩフィルタとして使用される１次のエコーキャンセラの回路ブロック図である。 本発明の一実施形態としての超音波診断装置の構成図である。 図３に１つのブロックで示す画像データ生成回路の構成図である。 図４に示す画像データ生成回路で行われる流線算出の流れを示す模式図である。 血流分布画像の一例を示す図である。 中心点Ｃから等距離にあるラインＬ上の各点の血流速度分布を示した図である。 渦流成分の血流の流れを表した図である。 各ライン上の渦流成分を除く成分の積分の％が同一のポイントを結んだ線を示した図である。 観測面上の各点の、渦流成分とそれ以外の成分とを合算したときの血流の流れを示す図である。 観測面上への血流の湧き出しや吸い込みを考慮した流線の求め方の説明図である。 図１１で説明した流線の求め方で得られた流線画像を示す模式図である。 図４に示す画像データ生成回路で行われる尾根線算出の流れを示す模式図である。 観察面上の血流速さ分布を表わす画像上の各画素を示す模式図である。 尾根上の点の抽出処理の説明図である。 断層像に尾根線が重畳された尾根線画像を示す模式図である。 尾根線上の各点を血流速さに応じた表示態様で表示した尾根線画像を示す模式図である。

符号の説明

１ 探触子
２ 送信回路
３ パルス発生回路
４ 受信回路
５ ミキサ回路
６ａ，６ｂ ローパスフィルタ
７ａ，７ｂ 変換器
８ａ，８ｂ ＭＴＩフィルタ
９ 自己相関回路
１０ 速度検出回路
１１ 断層像処理部
１２ 画像処理回路
１３ ＴＶモニタ
２０ 画像データ生成回路
２１ａ，２１ｂ フレームメモリ
２２ 補間演算部
２３ 画像データ算出部
２４ 演算制御部
１００Ａ，１００Ｂ 超音波診断装置

Claims (8)

1. 超音波による複数のカラードプラ画像それぞれから導出される、血流の流線を表わす複数の流線画像の中間的な画像を求める画像補間方法であって、
   前記複数のカラードプラ画像を用いて、補間演算により、該カラードプラの補間画像を求める補間ステップと、
   前記補間ステップで求められた補間画像から前記中間的な画像を導出する導出ステップとを有することを特徴とする画像補間方法。
2. 超音波による複数のカラードプラ画像それぞれから導出される、血流速さを地理上の標高に擬えたときの尾根上の点の集合からなる尾根線を表わす複数の尾根線画像の中間的な画像を求める画像補間方法であって、
   前記複数のカラードプラ画像を用いて、補間演算により、該カラードプラの補間画像を求める補間ステップと、
   前記補間ステップで求められた補間画像から前記中間的な画像を導出する導出ステップとを有することを特徴とする画像補間方法。
3. 前記複数のカラードプラ画像が、時間的に変化する観察対象の、離散的な時間間隔からなる各時刻の状態を表わす複数のカラードプラ画像であって、
   前記補間ステップが、前記複数のカラードプラ画像から、補間演算により、該カラードプラ画像が存在しない時刻に対応する補間画像を求めるステップであることを特徴とする請求項１又は２記載の画像補間方法。
4. 超音波による複数のカラードプラ画像それぞれから導出される、血流の流線を表わす複数の流線画像の中間的な画像を求める画像補間装置であって、
   前記複数のカラードプラ画像を用いて、補間演算により、該カラードプラの補間画像を求める補間演算部と、
   前記補間演算部で求められた補間画像から前記中間的な画像を導出する導出部とを有することを特徴とする画像補間装置。
5. 超音波による複数のカラードプラ画像それぞれから導出される、血流速さを地理上の標高に擬えたときの尾根上の点の集合からなる尾根線を表わす複数の尾根線画像の中間的な画像を求める画像補間装置であって、
   前記複数のカラードプラ画像を用いて、補間演算により、該カラードプラの補間画像を求める補間演算部と、
   前記補間演算部で求められた補間画像から前記中間的な画像を導出する導出部とを有することを特徴とする画像補間装置。
6. 前記複数のカラードプラ画像が、時間的に変化する観察対象の、離散的な時間間隔からなる各時刻の状態を表わす複数のカラードプラ画像であって、
   前記補間演算部が、前記複数のカラードプラ画像から、補間演算により、該カラードプラ画像が存在しない時刻に対応する補間画像を求めるものであることを特徴とする請求項４又は５記載の画像補間装置。
7. 被検体内への超音波パルスの送波と該被検体内で反射して戻ってきた反射超音波の受信とを繰り返して、被検体内の血流分布を表わす血流分布画像を生成する超音波診断装置において、
   前記血流分布画像から血流の流線を表わす流線画像を算出する流線算出部と、
   複数の画像を補間して補間画像を求める補間演算部と、
   血流分布画像が存在しない時刻の流線画像を求めるにあたり、前記補間演算部に、被検体内の異なる時刻の血流分布を表わす複数の血流分布画像を補間させて血流分布画像が存在しない時刻の血流分布を表わす補間画像を求めさせ、前記流線算出部に、該補間画像から該時刻の流線画像を算出させる演算制御部とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。
8. 被検体内への超音波パルスの送波と該被検体内で反射して戻ってきた反射超音波の受信とを繰り返して、被検体内の血流分布を表わす血流分布画像を生成する超音波診断装置において、
   前記血流分布画像から血流速さを地理上の標高に擬えたときの尾根上の点の集合からなる尾根線画像を算出する尾根線算出部と、
   複数の画像を補間して補間画像を求める補間演算部と、
   血流分布画像が存在しない時刻の尾根線画像を求めるにあたり、前記補間演算部に、被検体内の異なる時刻の血流分布を表わす複数の血流分布画像を補間させて血流分布画像が存在しない時刻の血流分布を表わす補間画像を求めさせ、前記尾根線算出部に、該補間画像から該時刻の尾根線画像を算出させる演算制御部とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。

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