JP2003250804A - 画像処理装置及び超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 本発明は、マニュアル操作により追跡（トラ
ッキング）すべき初期位置あるいは領域を指定すること
を要せずに、特徴点を簡便に抽出でき、安価に心臓等の
収縮、拡張能等の解析を簡便にかつ精度良く行い得る画
像処理装置及び超音波診断装置を提供する。 【解決手段】 被検体内の情報を表した画像データを処
理する画像処理装置である。画像処理手段が被検体内の
情報を表した画像データを求める。抽出手段が前記画像
データに基づいて、位置の移動が追跡可能な複数の特徴
点を抽出する。さらに、追跡手段が前記特徴点の移動を
追跡する。そして、物理パラメータ算出手段が前記追跡
手段による追跡結果に基づいて、特定の物理パラメータ
（変位・速度・加速度・歪など）を算出する。これによ
り、特徴点を簡便に抽出して安価で精度の良い解析を行
うことができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、画像処理装置及び
超音波診断装置に関し、特に、生体画像上で得られる特
徴点（Ｔａｇ）についての動きを追跡し、これを元に組
織の種々の局所機能情報を推定し出力することで臨床上
有用な情報を提供することが可能な超音波診断装置に関
する。

【０００２】

【従来の技術】心臓などの局所の動き（収縮・拡張能）
を定量的に評価することは、その機能を知る上で非常に
重要である。例えば虚血性心疾患などにおいては冠動脈
から供給される血流の不足に応じて、局所の壁運動変化
が生じることがよく知られている。

【０００３】これら局所壁運動の定量評価方法について
は、従来から数多くの方法が提案されており、例えば、
特開平７―１８４８７７号に開示された「ＭＲＩタギン
グ（磁気標識）法」、「Ｂモード画像による２次元移動
ベクトル検出」、「組織ドプラ法」等が挙げられる。

【０００４】「ＭＲＩタギング（磁気標識）法」は、Ｍ
ＲＩ（核磁気共鳴断層法）特有の方法であり、ＭＲＩ画
像上に電磁波による磁気標識＜目印（Ｔａｇ）＞を格子
状に付加し、これの経時的な変化を定量化することによ
り、生体の動きを画像化したり、歪みを可視化する手法
である。この「ＭＲＩタギング法」は、例えば、心筋上
にタグ（Ｔａｇ）とよばれる磁気的な目印である格子点
に着目して運動を検出し、その格子が歪んでいく様子を
表示する手法であり、物理学（連続体力学）的にはラグ
ランジュ法とよばれる解析法に相当する。すなわち、ラ
グランジュ法によれば、着目した点を時間的に追跡（ト
ラッキング）することで、心筋などの伸び縮みなどをテ
ンソル量として直接計算可能である。

【０００５】「Ｂモード画像による２次元移動ベクトル
検出」によるものとしては、超音波ビームと直交する方
向の動きを検出する方法としては従来から２Ｄ相互相関
係数のピーク位置から移動ベクトルを推定する方法や、
画像の濃度勾配を利用したオプティカルフローなどの方
法がある。推定表示する情報量としては移動ベクトル、
軌跡、相互相関値などがある。

【０００６】「組織ドプラ法」は、超音波パルスドプラ
法あるいはカラードプラ法を用いて組織の動きを検出す
る方法で、基本的には超音波ビーム方向の成分のみを検
出する。動きの方向を仮定することで、２次元的な運動
成分を求める方法なども提案されている。推定表示する
情報量としては、２点間の速度差や、これを積分した歪
みなどがある。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】ところで、「ＭＲＩタ
ギング法」では、従来検出が難しかった心筋のねじれや
歪の解析が可能であるが、ＭＲＩ装置は、装置そのもの
が高価であるばかりでなく、タギングによる画像収集も
実時間で行うことはできないという問題点があった。

【０００８】従って、得られたＭＲＩ画像は通常複数の
心拍の平均的な画像となり、心拍毎の壁運動評価は不可
能であった。特に、拡張能評価には非常に時間分解能が
要求されることが知られており、ＭＲＩの時間分解能
（５０ｍｓ〜１００ｍｓ）では、十分な解析を行うこと
が難しかった。

【０００９】また、「超音波Ｂモードによる２Ｄ移動ベ
クトル検出」は、心内膜や弁輪など輪郭のはっきりした
比較的大きな構造物を対象とするか、あるいはスペック
ルパターンとよばれるランダムな超音波散乱による干渉
パターンについてトラッキングすることはできたが、追
跡可能な特徴点を判別することが難しかった。

【００１０】そのため、ＭＲＩにおけるタギング法のよ
うに、心筋内の任意の格子点について時間的にトラッキ
ングすることはできなかった。

【００１１】仮にやるとすれば、トラッキング可能な特
徴点について、これらの時間的な変化（軌跡など）を表
示するのみであった。さらに、追跡のアルゴリズム自体
についても種々の改善法、例えば、単純な相互相関演算
に複合処理を加える手法等が提案されているが、精度が
悪く、臨床には普及していない。精度良くトラッキング
するためには、トラッキングに適した点を指定する必要
があった。

【００１２】一方、「組織ドプラ法」を用いる場合に
は、ドプラ用の相関演算回路を持つ必要があるために装
置が高価となるという問題がある。

【００１３】また、「組織ドプラ法」によって検出され
る位相変化（半波長以内の距離変化）は、心筋局所の移
動量（１〜１０ｍｍ程度）に比べて小さいために、巨視
的に心筋がどれだけ動作したのかを知るためには、検出
された瞬時の位相（速度）を時間積分することにより心
筋の変位を求める必要が生じる。

【００１４】このため、速度情報を時間積分することに
よる蓄積誤差が問題となり、ある一点に目印（Ｔａｇ）
を付加して、その移動を直接的に追従する必要があるラ
グランジェ解析を行う場合の問題となる。（特に時間空
間分解能が不充分な場合には、移動量を算出するために
データの内挿処理が必要となり、その精度がまた最終的
な計測精度にも影響を与える。）また、前記いずれの手
法であっても、現状では心筋内の任意の部位についてト
ラッキングが行えるわけではなく、マニュアルでトラッ
キングすべき初期位置あるいは領域を指定することが必
要であり、煩雑である。つまり、ある点上にポインタ等
を置けば、当該点をトラッキングすることはできるが、
何もない所に点をおいてトラッキングを行なおうとする
と、上手く追従できないので、場所を変えて置きなおさ
なければならず、マニュアル操作で１つ１つトラッキン
グ可能な点を選んで見つけ出す作業が大変であり、装置
使用者に負担となっていた。

【００１５】さらに、解析方法で問題となるのは、角度
依存性の問題である。例えば同じ心筋であっても繊維方
向とそれに直交する方向では伸縮が混在しており、解析
方向によって異なる結果が得られるために誤診にもつな
がる問題である。つまり、「組織ドプラ法」では、基本
的に組織を１次元で解析し、ビーム方向の速度を計測す
るが、１次元情報になっているので、法線方向の射影成
分等により他の動きの方向を仮定（推定）しなければな
らないという問題点があった。また、前記他の方向では
トラッキングは採りずらい。

【００１６】本発明は、上記事情に鑑みてなされたもの
であり、その目的とするところは、マニュアル操作によ
り追跡（トラッキング）すべき初期位置あるいは領域を
指定することを要せずに、特徴点を簡便に抽出でき、安
価に心臓等の収縮、拡張能等の解析を簡便にかつ精度良
く行い得る画像処理装置及び超音波診断装置を提供する
ことにある。

【００１７】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、請求項１に記載の発明は、被検体内の情報を表した
画像データを求める画像処理手段と、前記画像データに
基づいて、位置の移動が追跡可能な複数の特徴点を抽出
する抽出手段と、前記特徴点の移動を追跡する追跡手段
と、前記追跡手段による追跡結果に基づいて、特定の物
理パラメータを算出する物理パラメータ算出手段と、を
含むことを特徴としている。

【００１８】また、請求項１１に記載の発明は、被検体
内の情報を表した画像データを求める画像処理手段と、
前記画像データに含まれる複数の特徴点の位置の移動を
追跡する追跡手段と、前記画像データに複数の関心領域
を設定するものであって、複数の前記特徴点の情報に基
づいて関心領域の位置を順次変更する関心領域設定手段
と、を含むことを特徴としている。

【００１９】

【発明の実施の形態】以下、本発明の好適な実施の形態
の一例について、図面を参照して具体的に説明する。

【００２０】［第１の実施の形態］先ず、本実施の形態
の特徴は、超音波画像上で多数の追跡（トラッキング）
可能な特徴点を全て同時に自動的に抽出して表示させる
ことで、簡便に特徴点の選択を行えるようにするもので
ある。

【００２１】また、当該特徴点について追跡（トラッキ
ング）を行った複数のトラッキング点での移動量の代表
値から、任意の場所（格子点）での移動量を推定するこ
とで、複数の特徴点を使うことによる精度向上を図り、
加えて、格子点に対応させることで歪みなどの演算が簡
便、直感的把握が可能であり、タギングによる心機能情
報を得ることが出来るシステムを、安価で時間分解能の
良い超音波診断装置により構築したものである。

【００２２】このような特徴の説明に先立って、前提と
なる超音波診断装置の全体のハードウエアの概略構成に
ついて、図１を参照して説明する。図１は、本実施の形
態の超音波診断装置の構成の一例を示すブロック図であ
る。

【００２３】本実施形態における超音波診断装置１のハ
ードウエア構成は、図１に示すように、被検体との間で
超音波信号の送受信を担う超音波プローブ２と、この超
音波プローブ１２を駆動し且つ超音波プローブ１２の受
信信号を処理する装置本体１０と、この装置本体１０に
接続され且つ操作者からの指示情報を装置本体１０に入
力可能な操作入力部３と、画像及び関心領域（ＲＯＩ）
並びに抽出された特徴点及び追跡（トラッキング）結果
等を表示する表示部４と、を具備する。

【００２４】超音波プローブ２は、装置本体１０から与
えられるパルス駆動電圧を超音波パルス信号に変換して
被検体のスキャン領域内の所望方向に送信する一方で、
被検体から反射してきた超音波エコー信号をこれに対応
する電圧のエコー信号に変換する。

【００２５】操作入力部３には、関心領域（ＲＯＩ）や
関心時相を設定することの可能な、マウス、ボタン、キ
ーボード、トラックボール等が含まれる。これらの操作
デバイスは、操作者が患者情報、装置条件、関心領域
（ＲＯＩ）、関心時相、トラッキング開始の有無などを
入力又は設定するために使用される他、必要な送受信条
件、表示態様の選択情報、などを入力するために使用さ
れる。

【００２６】装置本体１０は、コントローラ３４を装置
全体の制御中枢として、超音波プローブ２に接続された
送信系１１及び受信系１２、被検体のＢモード断層像を
得るためのＢモード処理部１３、ドプラ処理部１４、出
力側に置かれたＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）
部２１、イメージメモリ２２、抽出された特徴点の追跡
（トラッキング）を行うためのトラッキング演算部２
４、イメージメモリ２２の画像情報に対して特徴点、格
子状の関心領域などのグラフィックデータ等の画像合成
などの処理を行うメモリ制御部２５、前記特徴点や格子
状の関心領域の表示態様（色や形状）などのグラフィッ
クデータをコントローラ３４の指示に応答して生成する
データ発生部２６（カラーコーディング回路等を搭載す
る）、操作インターフェース３１、装置制御プログラム
・（本発明で主要な）特徴点を抽出するための演算プロ
グラム、物理パラメータを算出するためのプログラム等
の各種プログラムを記憶した記憶媒体３２、その他のイ
ンターフェース３３、操作入力部３からの操作信号を操
作インターフェース３１を介して受けるコントローラ３
４、を具備している。これらは集積回路などのハードウ
ェアで構成されることもあるが、ソフトウェア的にモジ
ュール化されたソフトウェアプログラムである場合もあ
る。

【００２７】送信系１１は、図示省略の、遅延回路及び
パルサ回路といった送信回路から構成されており、ま
た、受信系１２は、Ａ／Ｄ変換器、加算器といった受信
回路からなり、パルス状の超音波を生成してプローブ２
の振動素子に送り、被検体内の組織で散乱したエコー信
号を再びプローブ２で受信することで受信信号を得る。

【００２８】受信系１２からの出力は、Ｂモード処理部
１３に送られる。ここで、エコー信号は、種々のフィル
タリング処理、対数増幅、包絡線検波処理などが施さ
れ、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータとな
る。ドプラ処理部１４は、エコー信号から速度情報を周
波数解析し、解析結果をＤＳＣ部２１に送る。

【００２９】ＤＳＣ部２１では、超音波スキャンの走査
線信号列から、テレビなどに代表される一般的なビデオ
フォーマットの走査線信号列に変換される。また、デー
タ発生部２６などにて生成された種々の設定パラメータ
の文字情報や目盛、あるいは、関心領域を示すグラフィ
ックデータ、トラッキング等を行う場合には、自動的に
抽出された特徴点を示す種々のグラフィックデータ並び
にトラッキング結果に基づいて算出された物理パラメー
タの計算結果を示すグラフ等のデータなどと共にイメー
ジメモリ２２及びメモリ制御部２５を利用して画像合成
され、当該合成画像が表示部４に出力する。かくして被
検体組織形状を表す断層像が表示部４に表示される。

【００３０】また、イメージメモリ２２に格納された画
像データは、例えば診断の後に操作者が呼び出すことが
可能となっている。

【００３１】コントローラ３４は、ＣＰＵ及びメモリを
備えた情報処理装置（計算機）の機能を持ち、予めプロ
グラムされている手順に従って本超音波診断装置本体の
動作を制御する制御手段である。

【００３２】この制御動作には、操作者が操作入力部３
を介して指令した診断モード、送受信条件、関心領域等
の表示態様などに対する処理が含まれ、送信系に対する
送信制御（送信タイミング、送信遅延など）、受信系に
対する受信制御（受信遅延など）、データ発生部に対す
る表示データ生成の指令の他、本発明の特徴点抽出、ト
ラッキング等において必要なプログラムやデータを記憶
媒体３２から呼び出して実行し、トラッキング演算部２
４にトラッキング処理を行うよう指示したり、トラッキ
ング結果に基づいて歪み等の物理パラメータを算出する
プログラム等を実行するように促したり、ソフトウエア
モジュールを統合的に制御する処理も含まれる。

【００３３】記憶媒体３２は、前記診断画像の保存を行
う他、前述の種々の特徴点抽出ソフトウェアプログラ
ム、物理パラメータ算出プログラム等の各種プログラム
を保管している。

【００３４】さらに、コントローラ３４は、受信系１２
直後の出力信号、もしくはＢモード処理部１３通過後の
画像輝度信号を読み込み、後述する本発明の特徴点抽出
処理や追跡（トラッキング）処理、物理パラメータ算出
処理等を行い、その結果をＤＳＣ部２１を経由して表示
部４に表示する、或いは画像ファイルとして記憶媒体３
２に保存する、若しくはその他のインターフェース３３
を経由して外部の情報処理装置（ＰＣ）、プリンタ、装
置外部の記憶媒体、診断データベース、電子カルテシス
テム等に転送する。

【００３５】上述のようなハードウエア構成を有する超
音波診断装置１において、概略以下のように作用する。

【００３６】いま、Ｂモードの診断が指令されていると
すると、超音波プローブ２２を介して受信系１２で受信
されたエコー信号は、Ｂモード処理部１３によりビデオ
信号に変換され、画像データとしてＤＳＣ部２１に入力
される。ＤＳＣ部２１に送られた画像データは、スムー
ジングなどのポスト処理に付された後、ビデオフォーマ
ットのＢモードの画像データにスキャン変換される。こ
のＢモードの画像データは更に表示部４にリアルタイム
に送られる。この際、必要なグラフィックデータが重畳
された状態でＢモード像として表示部４に表示される。

【００３７】一方、ＤＳＣ部２１により、スキャン中に
発生する、スキャン変換前の超音波スキャンに係る画像
データ及びスキャン変換後のビデオフォーマットの画像
データのうち、少なくとも一方が、例えば複数フレーム
分、イメージメモリ２２に記憶される。

【００３８】このイメージメモリ２２に記憶された画像
データは、スキャン後（つまり、リアルタイムな診断
後）に操作者が読み出して表示などに再利用可能であ
り、例えば、複数フレーム分の読み出し画像データを動
画再生することができる。

【００３９】このとき、イメージメモリ２２から読み出
される画像は、フレームレートを変更できるようになっ
ており、スロー再生、コマ送り再生、静止像表示等が可
能となっている。通常は、エンドレス再生となってお
り、例えば１０心拍分の画像が表示されると、再度、１
心拍目の画像から再生されるようになっている。

【００４０】操作者は、計測を行うための「関心時相
（関心期間範囲）」を操作入力部３内の関心時相設定手
段により設定する。これにより、イメージメモリ２２の
うち所定の部分が関心時相範囲として指定される。関心
時相の設定が終了し、操作者により再生開始が指示され
ることにより、関心時相範囲のみの画像がループ再生さ
れる。例えば、関心時相をある心拍の収縮期に設定すれ
ば、この収縮期についてのみの表示が行えることにな
る。

【００４１】このような、関心時相範囲を設定したの
ち、この関心時相範囲内の画像上において特徴点抽出用
の関心領域（ＲＯＩ）を操作入力部３によって設定す
る。特徴点抽出用の関心領域（ＲＯＩ）は、メモリ制御
部２５及びＤＳＣ部２１からの制御により、生体画像上
に重畳表示されるものとする。

【００４２】ここで、操作者が、トラッキング可能な特
徴点を自動表示させるためのモードに移行することによ
り、イメージメモリ２２に記憶された画像データに基づ
いて、特徴点抽出プログラムによる特徴点抽出処理が行
われ、前記関心時相の関心領域についての前記特徴点の
表示が行われる。そして、当該特徴点に基づいてトラッ
キング演算部２４により時間的に追跡（トラッキング）
演算が行われ、この結果に基づいて、物理パラメータ算
出プログラムは、歪み等の種々の物理パラメータを算出
する。演算結果は表示部４上に表示される。

【００４３】本実施形態では、画像情報をイメージメモ
リ２２において一旦記憶し、その画像上において抽出さ
れた特徴点を重畳表示できるようになっており、必要な
特徴点に対して時間的にトラッキングを行い、トラッキ
ング結果に基づいて歪み等の物理パラメータを算出が行
われるものとなっている。ここで言う物理パラメータと
は、組織の歪み、距離、速度、加速度等である。

【００４４】データ発生部２６は、コントローラ３４の
指令に応答して特徴点や関心領域、物理パラメータ算出
結果を示すグラフ等のグラフィックスデータを発生し、
メモリ制御部２５によりイメージメモリ２２の画像デー
タに対して画像合成等の各種処理が施される。

【００４５】上述の如く、メモリ制御部２５では、送ら
れてくるＢモード像の画像データ、更には画像を補佐す
るデータとしてのグラフィックデータ、計算結果を表わ
すグラフ及び又は数値などのデータを受け、コントロー
ラ３４から指令される、画像と重なる又は並べるなどの
適宜な表示態様の画像データに合成する。

【００４６】このようにして合成された最終の画像デー
タは、表示部４に送られる。表示部４では、被検体の組
織性状の像及び又は抽出された特徴点を含む画像として
表示される。この画像においては、必要に応じて所望部
位及び又はデータにカラーが付与される。

【００４７】以上のような構成の特徴点抽出等を行うた
めのさらに詳細なソフトウエア構成について以下に詳述
する。

【００４８】（ソフトウエアモジュール構成）本実施の
形態では、設定した任意の関心領域内に含まれる特徴点
について、簡便に精度良くトラッキングを行うため、下
記のようなソフトウエア構成を有する。

【００４９】尚、本実施の形態では、格子状の関心領域
を設定し、そこに含まれる多数の特徴点を追跡すること
で比較的局所(例えば５ｍｍ程度)の領域についての物理
パラメータを演算・表示する場合について詳述する。

【００５０】本実施の形態の超音波診断装置におけるソ
フトウエアモジュール構成４０は、図２に示すように、
超音波画像取得手段４１ａ、関心時相設定手段４２ａ、
第１の関心領域設定部４２ｂ、第２の関心領域設定部４
２ｃ、画像処理手段４１ｂ、前処理手段４３、特徴点抽
出手段４４、特徴点追跡手段４５、代表値算出手段４６
ａ、その他各種演算処理４６ｂ、物理パラメータ算出手
段４７、各種処理４８、表示処理手段４９を含む。

【００５１】なお、本実施の形態の「特徴点抽出手段」
は本発明にいう「抽出手段」に該当し、また、本実施の
形態の「特徴点追跡手段」は本発明にいう「追跡手段」
に該当する。加えて、本実施の形態の「第１の関心領域
設定部」と「第２の関心領域設定部」とで、本発明にい
う「関心領域設定手段」を構成し得、また、本実施の形
態の「第２の関心領域設定部」には、本発明にいう「補
正手段」が含まれる。すなわち、本発明の「関心領域設
定手段」には、「補正手段」が含まれる。

【００５２】超音波画像（Ｂモード）取得手段４１ａ
は、超音波のＢモード画像取得を実施するものであり、
概略次のような機能を有する。乃ち、超音波プローブか
ら送信された超音波は、生体からの反射信号として再び
超音波プローブにて受信される。受信回路に整相加算さ
れたエコー信号はＢモード演算部において対数増幅、包
絡線検波を受けて振幅情報が輝度情報として出力され、
画像としてＤＳＣ部にて再構成表示される。ここでは、
通常の２次元断層像を得る超音波診断装置について詳述
するが、３次元画像再構成手段を用いることで、３次元
的な心機能解析に拡張可能である。

【００５３】関心時相設定手段４２ａは、心臓など動き
のある動画像に対して、解析のための時相（解析範囲）
を設定する機能を有する。関心時相の設定は、心電図な
どにより自動的にＮ心拍あるいは収縮期又は拡張期のみ
など特定の時間範囲をとりだしても良いし、あるいは、
操作者がマニュアルにて指定しても良い。（ストレスエ
コーなどでは、心拍数に応じて収縮期の長さを指定する
テーブルが用意されている）なお、解析範囲の指定など
はイメージメモリ上に一旦保存された画像上にて指定さ
れることが好ましい。

【００５４】第１の関心領域設定部４２ｂは、被検体内
の情報を表した画像データ上に、追跡用の関心領域を設
定するものであり、例えば、図６に示すように、点線に
より略格子状に表示形成された追跡用の関心領域ＲＯＩ
１を設定するものである。

【００５５】第２の関心領域設定部４２ｃは、被検体内
の情報を表した画像データに、例えば、図６に示すよう
に、実線により周期的な格子状に表示形成された関心領
域ＲＯＩ２を設定するためのものである。そして、第２
の関心領域設定分４２ｃは、前記追跡用の関心領域ＲＯ
Ｉ１内または空間的近傍における複数の特徴点ＴＰの移
動情報に基づいて、格子点ＫＰを移動させるようにして
関心領域ＲＯＩ２の位置を順次変更移動させる。

【００５６】このため、追跡用の関心領域ＲＯＩ１内の
複数の特徴点ＴＰがトラッキングにより移動するのに伴
い、関心領域ＲＯＩ２の形状も形状変化し、この格子状
の関心領域ＲＯＩ２の移動量から、後述する物理パラメ
ータ（歪み量、回転量、ズレ量等）の算出を行うことが
できる。

【００５７】より具体的には、例えば、図４に示すよう
に、Ｂモード組織画像に対して２次元的な格子状の関心
領域（ＲＯＩ）を設定する。本関心領域は、操作者がマ
ニュアルにて設定するか、あるいはあらかじめＢモード
画像に重畳表示されるように設定してもよい。格子の間
隔は数ｍｍ程度が好適である。後述するように、格子の
大きさ（空間分解能）と測定精度（安定性）は相反する
関係にあるので、測定対象の特性に応じて自動的に大き
さを決めることも可能である。

【００５８】なお、格子状の関心領域を、例えば心臓で
は心筋部分に対応した領域についてのみ設定することが
好ましい。これにより、必要な領域を制限することで後
述する特徴点の追跡演算のための演算時間を短縮するだ
けでなく、心腔内などの不要な結果を表示しないで済む
という利点がある。

【００５９】また、心臓又は心筋部分の輪郭を取り出す
手法としては、例えば特開平７―３２００６８号公報等
に代表されるような自動輪郭抽出処理を行うことが好ま
しい。この自動輪郭抽出処理は、心内膜を画像の統計的
性質を利用して抽出するものである。心筋の領域を抽出
するためには、さらに外膜側を知ることが必要である
が、外膜は通常非常に不明瞭であり、抽出が難しい場合
も多い。このような場合には、自動輪郭抽出で求められ
た内膜から所定の距離、例えば１５ｍｍ等の外側に外膜
側を設定し、これらに挟まれる領域を簡易的に心筋領域
とすることで、比較的精度良く簡便に演算領域を制限可
能である。

【００６０】さらに、心筋部分を取り出す他の手法とし
ては、画像輝度値による領域分割による手法を用いても
良い。超音波画像においては、心筋部分は心腔部分より
も輝度値が高く映像化されるのが一般的であるので、適
切に設定されたしきい値よりも高い輝度値をもつ領域を
抽出することで心筋部分を取り出すことができる。

【００６１】画像処理手段４１ｂは、関心時相設定手段
４２ａにて設定された超音波画像上に、関心領域設定手
段４２ｂにて設定された関心領域を形成できるように画
像処理する。

【００６２】前処理手段４３は、特徴点追跡手段４５で
の追跡処理の前に、（ダイナミックレンジを狭める処
理、２値化処理等）の各種前処理を行なうものであり、
これにより、後段の追跡（トラッキング）を行なうこと
を容易にして精度を向上させることができる。つまり、
患者に応じて多様な状態で収集された画像が取得される
ことが予想されるが、如何なる入力画像であったとして
も、精度良く後工程のトラッキングアルゴリズムが上手
く働きやすいように、種々の処理を行うことにより、追
跡処理における再現性を高めることができる。

【００６３】例えば、患者によって違う結果にならない
ように、入力画像に対して例えば２値化処理を行って、
トラッキングし易い状態を作るのである。あるいは、ダ
イナミックレンジを狭める処理を行う場合も同様の効果
がある。さらに、高周波の送信を設定する等、画像処理
だけでなく送受信条件までも含めて制御し、トラッキン
グアルゴリズムが働き易いような最適な条件を設定する
ようにしてもよい。

【００６４】特徴点抽出手段４４は、(追跡可能な)特徴
点（タグ：Ｔａｇ）を抽出するものである。ここに、Ｍ
ＲＩにおいては、生体に高周波電磁場を印加すること
で、画像上で追跡（トラッキング）可能な格子状の標識
(タグ)が付加され、時間とともにこの正方格子が歪んで
いく様子が観察可能である。しかし、従来超音波におい
てはこのような標識を付加することが不可能であった。

【００６５】そこで、以下のような特徴点（超音波Ｔａ
ｇ）を定義する。乃ち、特徴点は、時間的にその位置を
追跡するために用いるため、後述する所定のアルゴリズ
ムにより追跡可能な点である必要がある。本実施の形態
においては、構造物を抽出するための手法として、例え
ばコーナー点を検出するコーナー検出等を用いるものと
する。

【００６６】コーナー（角点）は、画像のｘ方向、ｙ方
向それぞれについて輝度値が大きく変化する点と言え
る。このため、コーナーを検出して特徴点とすることに
より、向かう方向の判別ができる。このコーナー検出に
は種々の方法があるが、例えば次式に示すヘッセ行列の
行列式を用いる手法を用いることができる。

【００６７】

【式１】

【００６８】ここで、Ｉ_ｘｘとＩ_ｙｙはそれぞれ輝度値
Ｉ（ｘ，ｙ）のｘ方向、ｙ方向の２次微分であり、Ｉ
_ｘｙは輝度値Ｉ（ｘ，ｙ）のｘ方向とｙ方向の２次微分
である。

【００６９】超音波画像の場合には、ノイズの影響を減
少させるために平滑化後に各点の｜Ｈ｜を計算し、その
極大点をコーナー点として検出する。

【００７０】コーナー検出の他の手法としては、例えば
ＳＵＳＡＮオペレータ等を用いることが好ましい。ＳＵ
ＳＡＮオペレータは、円形のマスク領域を考え、円形マ
スクの中心点における輝度値に近い輝度値をもつ画素の
画素数を円形マスク領域内でカウントする。マスクの中
心がコーナーにある場合にカウント値は極小となる性質
がある。従って、各点におけるＳＵＳＡＮオペレータの
カウント値を算出し、その極小点をコーナー点として検
出する。

【００７１】このように、ヘッセの行列式では、Ｘ方
向、Ｙ方向にも輝度の変化があるものに適用できる反
面、ノイズの影響を受けてしまうが、ＳＵＳＡＮオペレ
ータでは、ノイズの影響を受けずにコーナー点の検出を
行うことができるのでより好ましい。

【００７２】また、特徴点を検出するための手法には、
コーナー検出以外にも種々の手法が考えられ、どれを用
いても良い。例えば、最も単純にはコーナー検出の例と
しては、画像のｘ方向、ｙ方向それぞれについての１次
微分、Δｘ(ｉ,ｊ)＝ｆ（ｉ,ｊ）―ｆ（ｉ―１,ｊ）、
Δｙ(ｉ,ｊ)＝ｆ（ｉ,ｊ）―ｆ（ｉ,ｊ―１）の値が所
定の値以上を持つ点として定義できる。ここで、ｆ
（ｉ,ｊ）は、デジタル画像上の（ｉ,ｊ）座標上におけ
る画素（輝度）値である。

【００７３】コーナー検出により定義された特徴点は、
図３に示すように、通常、不等間隔であるが、後述する
ように追跡結果を格子点と対応付けすることが可能であ
る。

【００７４】特徴点追跡手段４５は、関心領域内につい
ての特徴点（Ｔａｇ）を時間的に追跡するものである。
Ｂモード画像上の特徴点を追跡する手法（パターンマッ
チング）としては、例えば相互相関法や濃度勾配法（Ｏ
ｐｔｉｃａｌ Ｆｌｏｗ法）等を基本として種々の手法
を用いてよい。抽出された個々の特徴点は、通常のパタ
ーンマッチング法によりフレーム毎に追跡可能である
が、一般に１点のみによる追跡では精度が不充分であり
安定した計測家結果が得られにくい。例えば心臓領域に
おいては従来から輪郭や弁輪など大きな構造物のトラッ
キングは成功しているが、心筋内部の多数の特徴点をト
ラッキングすることは難しい。

【００７５】しかしながら、例えば以下に示すように、
近接する心筋部位は同様の運動をするという物理的制約
に基づき、近接する複数の特徴点の追跡（トラッキン
グ）結果から関心領域における代表点の移動量を推定す
ることで、トラッキング精度と安定性の向上が図れる。

【００７６】代表値算出手段４６ａは、関心領域内局所
（格子内）に含まれる複数の特徴点の追跡結果からそれ
らの代表値を算出する機能を有する。図３に示したよう
に、検出された特徴点は、一般に不等間隔に分布してお
り、前述の格子状の関心領域との対応が難しい。最も単
純には、格子点に最も近い１点のトラッキング結果を、
格子点の追跡結果として出力することが可能であるが、
望ましくは、複数点の特徴点を追跡（トラッキング）し
てその代表値を出力することで、安定性の向上が可能で
ある。例えば、所定の格子間隔（例えば５ｍｍ）につい
て複数個の特徴点（例えば５個）が含まれるような領域
について、各々のトラッキング結果の平均値をその格子
点の代表値として出力する。

【００７７】あるいは、前記代表値算出手段４６ａによ
る算出に代えて、その他各種演算処理４６ｂを行うこと
も可能である。例えば、図５に示すように、互いに近接
した複数個の特徴点で検出された移動量の分布（統計的
分布）を用い、当該分布から大きく外れた特徴点を除外
するような除外処理を行うことが好ましい。これによ
り、信頼度を向上させることができる。

【００７８】統計的分布は、例えば図５に示すように、
１個だけノイズ等の理由で、違ったトラッキング結果を
示してしまうような場合、通常の処理では、当該１個の
トラッキング結果の特徴点を加味した平均値を算出して
しまうが、除外処理なる除外専用のプログラムを利用す
ることにより、当該１個の特徴点を除外して平均値等の
算出を行うようにする。これにより、精度の低い特徴点
を除外して、より高精度の算出結果を得ることができ
る。

【００７９】なお、ここに、統計的分布としては、例え
ば、分散、標準偏差等に基づく分布であることが好まし
く、このような分布において、例えば１個の点のみが信
頼区間の外にあるような場合、当該点を除外するような
処理を行うことを意味する。

【００８０】このように、ある領域内に隣接するトラッ
キング点に関して、統計的分布にて信頼区間外に生じた
トラッキング点を除外する処理を行うことにより、上述
の各トラッキング点の代表値、平均値等を算出する際の
精度を向上させることができる。

【００８１】また、その他各種演算処理４６ｂとして
は、少なくともＮ個の特徴点が含まれるように、(仮想
的な)格子間隔を自動的に調整する格子間隔調整処理
（手段）を行ってもよい。なお、格子間隔が大きいほど
含まれる特徴点も多くなり安定性が向上するが、計測の
空間分解能は犠牲になる。そこで、Ｘ方向Ｙ方向につい
て要求される空間分解能が異なる場合にはＸＹ方向で異
なる大きさの（仮想的な）格子を作成し、格子に含まれ
る特徴点の数を増大させることにより、必要な分解能を
損なわずに安定性良く特徴点を追跡可能である。

【００８２】ここで、超音波診断装置の空間分解能が既
知であれば、格子状の関心領域の間隔の程度を定量化で
きる。つまり、格子間隔の過大あるいは過小の程度の範
囲を規定できる。例えば、心筋の厚さは、略１０ｍｍか
ら略１５ｍｍ程度である場合に、当該心筋の領域内に格
子が複数個含まれる必要があり、また、空間分解能を高
くして各格子間隔を小さくすると、格子の中に数多くの
複数点を含めることができない。一方、各格子間隔を大
きくすると、空間分解能が低下する。従って、格子間隔
は、空間分解能が低下せず、かつ、複数点を含めること
ができる例えば、略５ｍｍ程度とするのが好ましい。な
お、各格子間隔内に特徴点がない場合には、特徴点がな
い旨を表示すればよいので問題ない。

【００８３】その際、例えば、１つの格子に含まれる特
徴点の数が多いほど、当該各特徴点の追跡結果による代
表値の精度が高くなることから、格子に含まれる特徴点
の数に応じて精度の信頼性示す指標を、例えば異なる色
で表示したりすることも可能である。

【００８４】なお、本発明は、ここで例示した追跡（ト
ラッキング）手法に限るものではなく他の追跡（トラッ
キング）手法を用いても良い。

【００８５】そして、追跡（トラッキング）された複数
の特徴点の移動情報に基づいて、第２の関心領域設定部
４２ｃは、関心領域の各格子点を移動させる。これによ
り、画像上の関心領域は変形する。この際、前記特徴点
のトラッキング結果に対して、その他各種演算処理４６
ｂにより、特徴点を統計的分布などを用いて補正等の処
理がなされた場合には、関心領域の（各格子点の）位置
は、補正処理された前記特徴点の移動情報に基づいて変
更処理されることとなる。

【００８６】なお、第２の関心領域設定部４２ｃが、関
心領域内の複数の特徴点の統計的分布に基づいて、関心
領域の位置を補正する補正手段を含むように構成するこ
とが好ましい。これにより、前記統計的分布に基づく関
心領域の位置の補正処理を行うことができる。

【００８７】物理パラメータ算出手段４７は、前記関心
領域それぞれに含まれている複数の前記特徴点の情報、
あるいは追跡結果の代表値に基づいて特定の物理パラメ
ータ（変位・速度・加速度・歪など）を算出する機能を
有する。また、前記物理パラメータ算出手段４７は、前
記関心領域の変形、関心領域の移動情報に基づいて物理
パラメータを算出するものである。上述の追跡法によ
り、各特徴点（図６に示すＴＰ）あるいは格子点（図６
に示すＫＰ）の時間的な位置変化を計測可能となる。

【００８８】そして、これら格子点の追跡結果から臨床
的に重要な物理パラメータを算出する。本実施の形態に
おいては、例えば変位・速度・加速度・歪・収縮開始時
相について、心臓での解析を例に詳述する。

【００８９】「変位」は、解析開始時相を拡張末期とし
て、その時相での格子点の位置からの格子点の位置変化
の(２次元的あるいは３次元的な)距離を算出することで
求められる。一般に、変位が大きいほど、収縮能は保た
れているとされる。

【００９０】「速度」は、上記変位の１次微分値を格子
点に対応した組織の運動速度として算出する。この速度
は、ベクトル量（大きさおよび方向）として計算しても
良いし、スカラー量（変位の大きさについての微分値）
として定義しても良い。一般に、収縮速度・拡張速度の
大きさや血流速度との比などが心機能を反映するとされ
る。

【００９１】「加速度」は、上記変位の２次微分値を格
子点に対応した組織の運動加速度として算出する。各格
子点での加速度を表示することで、収縮や拡張開始のタ
イミングなどを知る手がかりとなる。

【００９２】「歪み」では、最も簡単な例である１次元
歪みを考えると、格子間隔(あるいは特徴点間隔)の初期
値をＬ_０として、ある時間（ｔ）での格子間隔がＬ
（ｔ）になったとしたとき、１次元歪みは（Ｌ（ｔ）−
Ｌ_０）／Ｌ_０（無次元）で定義され、収縮・伸張に応じ
て異なる値を持ち、パーセントで表示される。

【００９３】また、２次元歪みあるいは３次元歪みにつ
いては、変形テンソルＤｉｊを、対称部分Ｅｉｊと反対
称部分Ｆｉｊとに分けることで、伸縮歪みとずれ歪みと
からなる歪み成分と、回転成分とを分離して得ることが
可能である。

【００９４】特に、心内膜と沿う方向、およびそれと直
交する方向に座標軸をとることで、臨床的に重要とされ
る壁厚変化と心筋の長軸方向の伸縮と同時に評価可能と
なる。これにより、従来大きな問題であった解析の方向
依存性を取り除くことが可能である。

【００９５】心臓の内膜に沿う座標形を簡便に設定する
ためには、自動輪郭抽出技術と組み合わせて使用するの
が望ましい。これによれば、各時相での心内膜を自動的
に抽出することが可能であり、その方向に沿ったあるい
は直交した歪み成分を、格子点により求めた変形テンソ
ルから算出可能となる。簡易的には各方向についての１
次元歪みを求めても良いが、この場合には回転成分を分
離することはできない。

【００９６】超音波診断では、医師は、組織の歪みや歪
み速度など、組織変形の諸性質を測定に使用することが
多いが、例えば筋肉組織に関連した歪みは、規定時間間
隔中の筋肉組織の長さの変化と、筋肉組織の最初の長さ
との比に対応している。なお、歪みの変化率（歪み率や
歪み速度など）を、変化が様々な歪み速度に対応してい
る着色画像として視覚的に表示してもよい。

【００９７】歪み速度は、心筋が収縮および弛緩する能
力についての直接的かつ量的な尺度を与え、心筋に沿っ
て撮像することにより、心臓の長軸に沿った局所的な歪
み速度成分を測定することができ、さらには、局所的な
歪み速度成分を測定することにより、心臓壁の局所的な
収縮および伸びについての情報を得ることができ、傍胸
骨撮影で撮像することにより、心臓壁に対して垂直な歪
み速度成分を求めることもできる。心臓壁に対して垂直
な歪み速度成分を求めることにより、局所的な筋肉の肥
厚についての情報を得ることができ、歪み速度画像は、
潜在的にいくつかの心臓の診断の助けとなる。

【００９８】また、心筋内の速度変化は、心臓移植後の
拒絶反応の診断や、例えば心腔中の機械的運動の活性化
状態やなどに利用でき、他の物理パラメータも心臓壁の
肥厚の測定、心房から心室への異常伝導経路の位置決定
（患者をカテーテル法で処置すべきか外科手術で処置す
べきかを決定するため経路の心筋内の深さ等）などに利
用することができる。

【００９９】各種処理４８では、前記物理パラメータ算
出手段４７により計算された種々の物理パラメータに対
して、時空間でのフィッティングあるいは補間処理又は
フィルタリング処理を行うことが好ましい。これによ
り、物理パラメータに関してノイズ等の影響を除去する
ことが可能である。

【０１００】特に、心筋などの周期的な運動であれば、
時間方向にフーリエフィッティングなどを利用してある
上限の周波数までの成分のみを取り出すことでノイズに
影響されないデータを得ることが可能である。なお、こ
の他、時間情報を利用した移動平均、ローパスフィルタ
によるフィルタリング、平滑化処理等種々のノイズを減
らす処理であってもよい。このように、時間情報を使っ
て精度を上げることができる。

【０１０１】表示処理手段４９は、前記物理パラメータ
算出手段４７により算出された種々の物理パラメータを
表示部に表示するように表示処理（表示制御）する。

【０１０２】この際、ＡＳＥの壁運動評価に対応した１
６分画についての平均値などを表示してもよい。あるい
は、臨床的に重要とされる内外膜での物理パラメータの
違い（一般に内膜側の方が収縮拡張運動は大きいが、虚
血などにより内膜側の運動が低下し、代償的に外膜側が
増大することが知られている）を知るために、内膜側と
外膜側とに分けて結果を演算してもよい。また、これら
物理パラメータの値をカラーコーディングして画像に重
畳して表示することで、より直感的に心機能の状態が把
握可能である。

【０１０３】図７（Ａ）は、追跡（トラッキング）後の
物理パラメータの算出結果を表示した一例を示す説明図
である。操作者が操作入力部を操作することで、所定の
画面が起動され、表示部上に当該算出結果が表示され
る。

【０１０４】図７（Ａ）の例では、内膜Ｑ及び外膜Ｒに
囲まれた心筋領域が表示された超音波画像上に、複数の
特徴点Ｐが表示されている。この際、例えば、予め関心
領域は、心筋領域に設定されているので、心筋領域外の
特徴点は算出表示されない。

【０１０５】物理パラメータの種類としては、変位・速
度・加速度・歪等が一例として挙げられるが、例えば、
参照すべき物理パラメータ、すなわち時間変化に伴う歪
みの変化等がグラフＧｈに示すような形式で表示され
る。つまり、時間的に連続した動画像に対して物理パラ
メータの算出を行ったような場合は、当該算出結果をグ
ラフ表示することで、物理パラメータの変化を知ること
ができ、物理パラメータの経時変化を知るための指標と
して有用である。このような物理パラメータの算出結果
は、例えば記憶媒体に記憶される。

【０１０６】なお、表示される種々の項目（パラメータ
を含む）の追加又は取り消しは、操作者が自由に行える
ようにすることが望ましい。また、指定された物理パラ
メータの項目のみを表示することで、画面上の情報量を
適当に調節することができ、操作者にとって見やすい画
面構成にすることができる。

【０１０７】（処理手順について）本実施の形態の超音
波診断装置のソフトウエア構成は、上記のようであり、
以下のように作用する。

【０１０８】超音波画像取得手段４１ａにて取得された
超音波画像上において、関心時相設定手段４２ａにより
関心時相が設定され、また、第１の関心領域設定部４２
ｂ、第２の関心領域設定部４２ｃにより関心領域が設定
されると（自動輪郭抽出処理にて設定してもよい）、画
像処理手段４１ｂでは、前記超音波画像上に当該関心領
域に対応する部分が明確となる処理を行う。

【０１０９】なお、関心時相設定手段４２ａ、第１の関
心領域設定部４２ｂ、第２の関心領域設定部４２ｃにお
いて設定を行わない処理としてもよく、当該設定が行わ
れない場合には、超音波画像が画像処理手段４１ｂから
出力される。

【０１１０】そして、いかなる種類の前記超音波画像が
入力されたとしても、後段の追跡（トラッキング）処理
が精度良く上手く行われるように、前記超音波画像に対
して、前処理手段４３は、（ダイナミックレンジを狭め
る、２値化など）等前処理を行なう。

【０１１１】しかる後、特徴点抽出手段４４は、コーナ
ー検出等により前記超音波画像の中から時間的に追跡
（トラッキング）することの可能な（言い換えればトラ
ッキング失敗のない）特定の複数の特徴点を抽出する。
もちろん、前記第１の関心領域設定手段４２ｂにおいて
追跡用の関心領域ＲＯＩ１が設定されている場合には、
当該設定された追跡用の関心領域ＲＯＩ１の範囲内につ
いてのみ複数の特徴点の抽出処理を行うこととなる。

【０１１２】このようにして抽出された特徴点は、表示
処理手段４９により前記超音波画像上に視覚的に視認可
能な表示態様、例えば、カラーの点等により合成表示さ
れるように表示処理される（図３）。なお、格子状の関
心領域が設定されている場合には、図４のようになる。
また、特徴点の表示はなく、格子状の関心領域のみを表
示するようにしてもよく、このようにする方がより見や
すくなる。

【０１１３】次に、トラッキング可能な特徴点が表示さ
れた場合において、追跡（トラッキング）指示がなされ
ると、特徴点追跡手段４５は、当該抽出された特徴点に
対して時間的に追跡（トラッキング）処理を行うことと
なる。

【０１１４】続いて、例えば、複数の特徴点について代
表値を算出する場合には、代表値算出手段４６ａは、代
表値を算出する。

【０１１５】一方、トラッキング結果の点に対して統計
的分布の信頼区間外の特定の特徴点を除外する補正処
理、格子間隔を自動的に調整する等の各種処理を行う場
合には、各種演算処理４６ｂにより各々の処理がなされ
る。

【０１１６】そして、第２の関心領域設定部４２ｃは、
予め特徴点を格子点に対応させておき、トラッキングさ
れた前記特徴点の移動情報に基づいて、関心領域ＲＯＩ
２の各格子点ＫＰを変更移動させ、この結果、関心領域
ＲＯＩ２の形状が変形することとなる。

【０１１７】さらに、このような処理がなされた追跡結
果、すなわち、関心領域の変形量や格子点の移動量など
に基づいて、物理パラメータ算出手段４７は、各種物理
パラメータ、例えば、歪み等の算出を行うこととなる。

【０１１８】これらの算出結果に対しては、例えばフィ
ルタリング等を各種処理４８を行った後に、表示処理手
段４９により必要に応じてカラーコーディング等を施さ
れ、表示部に表示されるように表示処理される（図７
（Ａ））。

【０１１９】以上のように、超音波画像上で時間的に追
跡（トラッキング）可能な特徴点を自動的に特徴点抽出
手段により抽出する。これにより、簡便にトラッキング
可能な特徴点を抽出可能である。その抽出された特徴点
についてトラッキングを行い、種々の物理パラメータを
計算することで、計算時間の短縮がなされる。

【０１２０】つまり、超音波画像上の全ての点において
追跡できるわけではないので、追跡でき易い箇所を、例
えば心筋を含む周辺領域の追跡（トラッキング）可能な
特徴点を画面上に全て同時に自動的に表示させる。この
ため、従来のように、ある心筋内のいくつかの点を、１
点、２点とマニュアル操作により操作して確認する必要
はなく、心筋全体の領域について、トラッキング可能な
複数の点を一度に抽出でき、操作者の負担を低減でき
る。

【０１２１】また、複数の特徴点の追跡（トラッキン
グ）結果から、任意の場所（例えば格子点）での移動量
を推定する。つまり、特徴点は、不等間隔でランダムに
出てきて表示されるが、それに対して等間隔の格子を対
応させることで、精度を向上させることができる。

【０１２２】さらに、格子点に対応させる際に、複数の
点のトラッキングした結果の代表値を格子の点に対応さ
せるようにする。これにより、不等間隔であった所を等
間隔のデータに補間するのに加えて、代表値として局所
での歪み、速度等に対応させて、精度を向上させること
ができる。

【０１２３】ここで、従来、歪みを算出するには組織ド
プラ法を用いており、一方の点と他方の点の２点間の速
度差を出し（（Ｖ２―Ｖ１）／Ｌ０）、それを時間積分
することで距離を算出していた。つまり、ドプラ法によ
り検出できる速度は、非常に小さい位相差、乃ち超音波
の波長より小さい位相差（例えば１ｍｍ、０．数ｍｍ
等）であり、知りたい心臓の動きよりもはるかに小さい
値であるため、巨視的にどれだけ動作したかを知るため
には、速度を時間積分することが必要となり、蓄積誤差
が発生していた。さらに、ドプラ法では、超音波ビーム
方向の速度に基づいて、法線方向の射影成分等で、他の
方向（ビーム方向と交差する方向）の動きを仮定し角度
補正をして本来の動きを計算するが、前記動きの方向の
仮定が必要であった。さらに、ドプラ法では、２次元の
相互相関による種々の手法が提案されているが、前記他
の方向（特にビーム方向と速度の補正方向とのなす角が
９０度に近い所定角度以上になる部分）では、トラッキ
ングが採りにくいという難点があった。

【０１２４】これに対し本実施の形態では、位相差を見
ているのではなく画像ベースなので、前記他の方向（９
０度の方向）に動いたとしても、トラッキングを行い
得、トラッキングする際に有利となり、精度も向上し、
大きな誤差を含む可能性のある部分から誤診する危険性
を回避できる。

【０１２５】このように、設定した任意の関心領域内に
含まれる特徴点について、簡便に精度良くトラッキング
を行うことが可能であり、ＭＲＩに対しては時間分解能
よく安価に、またドプラ法に対しては、大規模な回路や
積分処理等を必要としないで安価にかつ精度よくラグラ
ンジュ歪などの物理パラメータを算出・表示することが
できる。

【０１２６】特に、心臓領域においては、心臓の形状に
応じた特定の方向の情報（収縮・進展など）を解析可能
であり、心機能を簡便に精度良く、客観的に評価するこ
とが可能となる。また、心筋内の特徴点のトラッキング
を可能とし、歪などの物理量を定量化することで診断に
貢献できる。

【０１２７】また、設定された関心領域内についてのみ
を追跡（トラッキング）することで、計算時間を短縮で
きる。

【０１２８】さらに、前記生体画像上格子状の関心領域
を設定し、前記特徴点のトラッキング結果から任意の場
所（格子点上）での移動量を推定することで、不等間隔
の特徴点データを格子点に対応させることができ、歪み
などの演算が簡便、直感的把握が可能である。加えて、
前記関心領域は、周期的な格子点から構成されることが
好ましい。(不等間隔の特徴点について得られた情報か
ら、補間して等間隔の情報に直す)。これにより、格子
点に周期性をもたせることで演算が簡便、直感的把握が
可能となる。

【０１２９】また、複数の特徴点のトラッキング結果か
らそれらの代表値（平均値あるいは信頼度の高いものだ
けを取り出す）を算出することで、安定性が向上する。
さらに、関心領域内または空間的近傍における複数特徴
点の移動情報の統計的分布からトラッキング結果を算出
することで精度を高めることができる。加えて、時間軸
方向にフィッティングあるいは補間、フィルタリングし
た結果を算出することにより、精度が向上し、特定の成
分の抽出を行うことができる。

【０１３０】さらに、前記トラッキング結果あるいは物
理パラメータを、所定の領域についての代表値（平均値
など）を計算して表示することが好ましい。これによ
り、結果の安定性を向上させることができる。

【０１３１】さらに、前記変形テンソルを、対称部分と
非対称分とにわけて回転成分と歪み成分とを分離して構
成することにより、１次元歪みのみならず、２次元、３
次元歪みについても把握でき、収縮拡張能を正確に評価
することができる。

【０１３２】また、物理パラメータは、その主軸の方向
を抽出された内膜(面)あるいは外膜面の法泉方向、接線
方向にとることが好ましい。これにより、心筋のＳｈｏ
ｒｔｅｎｉｎｇとｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇの影響を分離可
能である。

【０１３３】［第２の実施の形態］次に、本発明にかか
る第２の実施の形態について、図７（Ｂ）に基づいて説
明する。上述の第１の実施の形態では、設定される関心
領域を図４に示すような格子状のものにて形成したが、
これ限らず、本実施の形態にように、例えば、ＡＳＥ
（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｓｏｃｉｅｔｙ Ｅｃｈｏ）等の
学会で規定する壁運動評価を行う場合の６個のセグメン
トに分割した領域構成としてもよい。

【０１３４】具体的には、図７（Ｂ）に示すように、各
分割領域（セグメント）Ｓ１〜Ｓ６のように、ある一つ
のセグメントの変位、他の一つのセグメントの変位等各
々６ヶ所の変位が解るように構成される。この際、操作
者は、壁運動の動きの大きさを目視で判定し、「正
常」、「動きが低下している」等の壁運動のスコアリン
グ（１、２、３、４、５）を各セグメント等をクリック
することで行う。そして、各セグメントの領域に対し
て、自動的にどれだけ歪んだのか、あるいは動いたのか
に関する情報が、色等で識別して表示可能に構成する
と、利便性が向上する。もちろん、関心領域が格子状に
設定されている場合にも、このような手法を適用しても
よい。

【０１３５】なお、輪郭情報の表示方法としては、例え
ば、図７（Ｂ）に示すように、輪郭線Ｔを他の線に比し
て、太線により線幅を変えたり、色を変えたりするよう
にして良い。このような表示を行うことにより、輪郭部
分を操作者が視覚的に、容易に理解できる。

【０１３６】分割点の対応付けの表示は、図７（Ｂ）に
示すように例えば、心壁を表示し、この心壁の内側にお
いて、右弁輪部から心尖部までの分割点と心尖部から左
弁輪部までの分割点をさらにそれぞれ３つに分類し、各
分類の区間毎にＳ１，Ｓ２，Ｓ３，Ｓ４，Ｓ５，Ｓ６に
対応する色に輪郭線（心壁輪郭）を色分けして心臓断面
画像上に重ねて表示する。

【０１３７】前記３つの分類は、例えば、基部、中部、
心尖部の３つといった具合に、診断時に有用な分類とす
ると良い。このように心壁を分類し、各分類の区間毎に
輪郭線を色分けして表示することで、心壁領域を適切に
分割し、画像上での心壁領域の位置を容易にかつ明確に
把握することができるようになる。

【０１３８】表示内容の詳細は次の如きである。一例と
して、左弁輪部から心尖部、心尖部から右弁輪部をそれ
ぞれ３つの領域に分類する場合について説明する。

【０１３９】まず、心壁輪郭に複数の分割点を配した
が、これら複数の分割点を、心壁輪郭の所要の区間単位
で領域分類する。例えば、心壁輪郭の左弁輪部から心尖
部、心尖部から右弁輪部をそれぞれ、基部、中部、心尖
部の３つの領域に分類する。

【０１４０】また、心臓左室の長軸断層像上で、操作者
がトラックボール等の操作入力部を使って所望の操作を
行うと、心筋の輪郭、例えば内膜Ｑに相当する部分を自
動抽出し、輪郭線Ｔとして強調表示してトレースする。
この心筋の輪郭トレースは、種々の手法を用いて輝度勾
配に基づいて心腔と心筋の境界を自動的に抽出するよう
にする。このトレースにより限定された領域は、関心領
域として扱われる。

【０１４１】この際、内膜Ｔの移動を追跡するような場
合には、関心領域は、前記内膜Ｔの移動に伴って移動変
形する。そして、その移動変形した関心領域内の特徴点
の情報に基づいて、物理パラメータを算出し、その物理
パラメータの値に応じて関心領域の色付けを行う。

【０１４２】なお、図７（Ｂ）に示したように、関心領
域を分割した場合に、ある分割領域にトラッキング不能
領域が存在した場合には、その部分を除いた範囲の特徴
点からその分割領域の物理パラメータを計算すれば良
い。

【０１４３】このように、例えば、超音波診断装置によ
り時系列的に被検者の心臓断層像を得、これを元に心臓
の輪郭抽出を行い、この抽出した輪郭像を心壁輪郭情報
としてイメージメモリに記憶され、心壁輪郭情報をもと
に、例えば、心壁輪郭から心尖部や弁輪部といった輪郭
上の点を心壁輪郭の形状から輪郭の曲率等の情報を用い
て自動的に検出する検出部（不図示）により検出し、点
位置を基準にして心壁輪郭を輪郭分割部により分割し、
分割された心壁輪郭を診断に有用な領域毎に分類し、数
値表示、グラフ表示、心壁のカラー表示の少なくとも１
つで表示する。なお、輪郭情報や分割点情報はイメージ
メモリに記憶することもできる。

【０１４４】また、形状に明確な特徴を有する心臓の心
尖部と弁輪部を特徴点として用いるようすることで、心
尖部、弁輪部の位置を正確に対応付けることができる。
さらには、心尖部、弁輪部を基準にして心壁輪郭の分割
を行なうようにしたので、壁の対応付けが適切に行え
る。

【０１４５】なお、物理パラメータを算出する際には、
関心領域を格子状に設定したものとみなして、計算して
おき、ユーザーインターフェースとして最終的に表示さ
せる際には、図７（Ｂ）のような操作者にとって見やす
い表示態様とするように構成してもよい。

【０１４６】さらには、各点で歪み等を補間して、各ピ
クセル毎に物理パラメータ（歪み等）の変位を示す指標
（色）を付け、滑らかに色が変化するような表示させる
ように構成してもよい。このように、種々のパラメータ
をカラーコーディングして表示することができる。

【０１４７】因みに、前記関心領域の設定は、(心臓ま
たは心筋領域の)自動輪郭抽出の結果を利用して自動的
に設定される。この際、前記輪郭抽出は心臓の内膜をト
レースし、内膜から所定の距離（例えば１ｃｍ）外膜側
までの間を心筋領域として抽出することが好ましい。こ
れにより、簡便に領域の設定を行うことができる。な
お、外膜のトレースは特になくてもよいが、前記関心領
域が、心筋の内膜または外膜上に設定されると、内外膜
の差（心筋に相当）に関する情報を得ることが可能であ
る。

【０１４８】また、内膜Ｔの線を自動輪郭抽出処理によ
り抽出することで関心領域を設定する構成とすること
で、関心領域を設定する際に、組織に関する必要な輪郭
が自動的にトレースされ、組織の大きさ等を直感的に理
解し、この情報を元にトラッキングを所望する領域のみ
の指定を感覚的に行うことができ、壁評価を効率良く行
うことができる。

【０１４９】もちろん、自動輪郭抽出処理においては、
内膜のみならず、外膜に相当する領域の線をも自動表示
されるように構成しても構わない。この場合には、内膜
と外膜との間の心筋の領域についてのみ、特徴点を探し
出して抽出する処理を行い、前記領域内についてトラッ
キングを行い、不要な部分での特徴点抽出処理にかかる
処理を行わずに済む。

【０１５０】これにより、心臓全体の領域において、全
てのトラッキング可能な特徴点を抽出せずとも、関心領
域を設定する際に必要な箇所、領域のみを設定すること
により、不要な部分の演算をせずに済み、効率の良く計
算を行うことができる、処理負担の低減、処理速度の向
上を図ることができる。

【０１５１】なお、関心領域の設定時における自動輪郭
抽出処理は、例えば、画像情報に基づいて輪郭を抽出す
る輪郭抽出部（不図示）により対象物の輪郭を抽出する
ことが好ましい。この輪郭抽出部は、幾つかの輪郭抽出
手法を適用可能である。例えば、画像エネルギーや弾性
エネルギーを定義した輪郭モデルに基づく手法、画像を
２値化したのちに閉輪郭を抽出する手法、オペレータが
入力した中心点から放射状にのびる走査線上の輪郭候補
点を繋いで輪郭を抽出する手法等である。このようにし
て抽出された輪郭の座標情報は、記憶媒体に格納され
る。

【０１５２】［第３の実施の形態］次に、本発明にかか
る第３の実施の形態について、図８〜図１０に基づいて
説明する。なお、以下には、前記第１の実施の形態の実
質的に同様の構成に関しては説明を省略し、異なる部分
についてのみ述べる。図８は、本実施の形態の超音波診
断装置の構成の一例を示す機能ブロック図である。

【０１５３】本実施の形態では、例えば乳頭筋や弁輪あ
るいは心筋内任意の代表的な部位についての追跡（トラ
ッキング）を実施し、これをもとに例えば心臓のマクロ
な構造に関する臨床的に重要な情報を提供できるように
している。

【０１５４】具体的には、本実施の形態の超音波診断装
置におけるソフトウエアモジュール構成１００は、前記
第１の実施の形態とほぼ同様の構成である超音波画像取
得手段１０１ａ、関心時相設定手段１０２ａ、画像処理
手段１０１ｂ、前処理手段１０３、特徴点追跡手段１０
５、各種処理１０８、表示処理手段１０９を含み、複数
の関心領域を設定する関心領域設定手段１０２ｂ、関心
領域内の複数の特徴点のトラッキング結果の代表値を算
出する代表値算出手段１０６、物理パラメータ算出手段
１０７を有する。

【０１５５】関心領域設定手段１０２ｂは、複数の関心
領域を設定可能に形成される。図８は、乳頭筋と僧房弁
輪部とに関心領域を設定した様子を示す。ここでは、あ
る所定の大きさの関心領域を操作者が任意の点に設定可
能とする。

【０１５６】代表値算出手段１０６は、関心領域内に含
まれる複数の特徴点の追跡結果からそれらの代表値を算
出するものである。前述したように、通常のパターンマ
ッチング技術により、特徴的な構造物以外のものを時間
的にトラッキングすることは困難である。

【０１５７】そこで、第１の実施の形態同様、ここでは
所定の大きなの関心領域に含まれる複数の特徴点を追跡
（トラッキング）することにより、その代表値を演算す
ることで精度よくその関心領域内の構造物を追跡（トラ
ッキング）可能とする。

【０１５８】物理パラメータ算出手段１０７は、追跡結
果の代表値に基づいて、特定の物理パラメータ（変位・
速度・加速度・歪など）を算出するものである。虚血性
の僧房弁逆流疾患では、乳頭筋の収縮不全により、弁輪
との相対的位置関係に変化が生じて逆流を引き起こすこ
とが知られている。

【０１５９】本実施の形態では、これらの点の相対的な
位置関係、すなわち、乳頭筋-弁輪間距離、乳頭筋と弁
輪部との角度など、種々の情報についての時間変化を簡
便に得ることが可能である。従来このような情報を得よ
うとすれば、マニュアルで時相毎に計測する必要があ
り、煩雑であった。

【０１６０】表示処理手段１０９は、算出結果を表示す
るものである。上記複数の関心領域から得られる情報グ
ラフとしても良いし、幾何的な変化として表示してもよ
い。

【０１６１】上記のような構成において、先ず、関心領
域設定手段１０２ｂにより複数の関心領域を設定する。
そして、特徴点追跡手段１０５は、各関心領域内の各特
徴点について各々追跡（トラッキング）する。

【０１６２】また、物理パラメータ算出手段１０７によ
り、各関心領域間の距離、角度などを算出し、当該算出
結果は表示処理手段１０９を介して表示する。

【０１６３】ここで、上記第１の実施の形態では、局所
の歪んだ様子を表示するためのものであったが、本実施
の形態では、タギングなどの心臓の筋肉の収縮等の情報
を持つのではなく、心臓の構造を、左室の弁輪、乳頭
筋、心尖というランドマーク（目印になるような領域）
等の大きい領域がどれだけ構造変化したかを見ることが
できるように表示される。

【０１６４】例えば、弁の大きさの変化を見る場合、心
臓の動作により、１周期、１周期で弁がどのように広が
るのか、あるいは、狭くなるのかを見るには、従来はマ
ニュアル操作により、１枚１枚見ていく必要があり、非
常に大変であるという問題があった。

【０１６５】これに対して本実施の形態においては、複
数の関心領域を設定することで、当該関心領域間の距
離、例えば弁輪の動きの間隔、２点の移動した距離、を
トラッキングできる。

【０１６６】例えば、関心領域を設定する際の具体例と
しては、図１０（Ａ）に示すように、心尖ＴＰ１、左弁
輪ＴＰ２、右弁輪ＴＰ３の３点を中心に複数の関心領域
Ｕ１、Ｕ２、Ｕ３が設定されているものとする。ここ
で、心臓の伸縮、拡張に伴い、心尖ＴＰ１、左弁輪ＴＰ
２、右弁輪ＴＰ２、及び各関心領域Ｕ１、Ｕ２、Ｕ３も
連動して伸縮・拡張を行うこととなる。

【０１６７】具体的には、心臓が収縮する際には、図１
０（Ｂ）に示すように、各関心領域Ｕ１、Ｕ２、Ｕ３間
の距離が狭まり、各関心領域Ｕ１、Ｕ２、Ｕ３を結ぶ線
からなる略三角形の幾何学形状Ｗ１が形成される。

【０１６８】一方、心臓が拡張する際には、図１０
（Ｃ）に示すように、各関心領域Ｕ１、Ｕ２、Ｕ３間の
距離が拡大し、各関心領域Ｕ１、Ｕ２、Ｕ３を結ぶ線か
らなる略三角形の（前記Ｗ２と異なる）幾何学形状Ｗ２
が形成される。

【０１６９】このような状況の下、３点の幾何学的な構
造の中で、各関心領域間の距離の間隔あるいは角度がト
ラッキングされる。例えば、最初所定の三角形であった
のが、トラッキング処理に応じて徐々に歪んで違う形に
なることで、視覚的に心臓の伸縮、拡張度合いを認識で
きる。なお、複数の関心領域を設定し追跡する際には、
上述のような例の３点に限らず、２点であってもよい
し、それ以上（４点、５点）であっても勿論よい。

【０１７０】以上のように本実施の形態によれば、上記
実施の形態と同様の作用効果を奏しながらも、弁や乳頭
筋、心尖等のマクロな構造のパラメータの変化を出す場
合に有用であり、心筋梗塞などによる心臓形状の特徴的
変化などを精度良く計測可能となる。

【０１７１】［第４の実施の形態］次に、本発明にかか
る第４の実施の形態について、図１１に基づいて説明す
る。図１１は、本発明に係る第４の実施の形態を示す機
能ブロック図である。

【０１７２】上述の各々の実施の形態では、通常の２次
元画像を表示する超音波診断装置について詳述したが、
近年ではリアルタイムで３次元画像が収集可能な超音波
診断装置が提案されている。この場合、任意の断面を切
り出して２次元像を構成し、これに前記各実施の形態を
適用してもよいし、あるいは３次元のボクセルデータに
対して３次元的な格子状関心領域を作成し、３次元のト
ラッキングを行うことで種々の３次元的物理パラメータ
を演算表示可能である。

【０１７３】具体的には、図１１に示すように、本実施
の形態の３次元表示可能な超音波診断装置のソフトウエ
アモジュール構成１１０は、超音波画像取得手段１１１
ａ、３次元画像再構成手段１１１ｂ、関心時相設定手段
１１２ａ、関心領域設定手段１１２ｂ、画像処理手段
（３Ｄ）１１１ｃ、前処理手段（３Ｄ）１１３、特徴点
抽出手段（３Ｄ）１１４、特徴点追跡手段（３Ｄ）１１
５、代表値算出手段（３Ｄ）１１６ａ、その他各種演算
処理１１６ｂ、物理パラメータ算出手段１１７、各種処
理１１８、表示処理手段１１９を含んで構成される。

【０１７４】上記のような構成の超音波診断装置におい
て、基本的な処理は前記第１の実施の形態と同様である
が、超音波画像取得手段１１１ａにおいて取得された超
音波画像は、３次元画像再構成手段１１１ｂにより３次
元表示可能な３次元画像に構成される。

【０１７５】そして、関心領域設定手段１１２ｂによ
り、関心領域は、３次元的に例えば立方体の格子状に設
定されることとなる。次に、画像処理手段１１１ｃは、
前記３次元画像上に３次元的に設定された関心領域を構
成するように所定の処理を行い、前処理手段１１３によ
る前処理を行った後、特徴点抽出手段１１４により特徴
点の抽出を行う。この特徴点についても前記３次元画像
上に３次元的な位置関係が把握できるように表示され
る。

【０１７６】また、特徴点追跡手段１１５、代表値算出
手段１１６ａも３次元画像に対応するように各々処理さ
れ、前記第１の実施の形態同様に、その他各種演算１１
６ｂによる演算処理、物理パラメータ算出手段１１７に
よる算出、各種処理１１８、表示処理手段１１９による
表示処理がなされる。

【０１７７】以上のように本実施の形態によれば、上記
実施の形態と同様の作用効果を奏しながらも、２次元で
は、ある面内での伸縮しか把握できないが、３次元で
は、ｘｙｚの立方体の格子がどのように歪んだのかとい
うのを、３次元的な情報で把握できる。この際、リアル
タイムで得られた３次元の情報に対して、上述の第１の
実施の形態と同じ処理を１次元拡張して行うことによ
り、３次元的な歪みを算出して把握することができる。

【０１７８】なお、本発明にかかる装置と方法は、その
いくつかの特定の実施の形態に従って説明してきたが、
本発明の主旨および範囲から逸脱することなく本発明の
本文に記述した実施の形態に対して種々の変形が可能で
ある。

【０１７９】また、上述の各実施の形態の超音波診断装
置において処理される処理プログラム、例えば、特徴点
抽出処理、や特徴点追跡処理、物理パラメータ算出処理
などの図２、図８、図１１で説明された処理は、当該処
理の機能を装備したＰＣやワークステーシヨンなどコン
ピュータ（画像処理装置）により、超音波診断装置とは
切り離して行っても良い。

【０１８０】また、この画像処理装置は、画像撮像手段
（モダリティ）は超音波診断装置等の画像撮像手段（モ
ダリティ）と一体であっても良いし、両者が分離された
構成としても良い。この際、モダリティとしては超音波
診断装置に限定されず、例えば画像取得部が画像のビデ
オ信号を入力する手段であっても良い。

【０１８１】さらに、上記各実施の形態には種々の段階
が含まれており、開示される複数の構成要件における適
宜な組み合わせにより種々の発明が抽出され得る。つま
り、上述の各実施の形態同士、あるいはそれらのいずれ
かと各変形例のいずれかとの組み合わせによる例をも含
むことは言うまでもない。また、実施形態に示される全
構成要件から幾つかの構成要件が削除された構成であっ
てもよい。

【０１８２】そして、これまでの記述は、本発明の実施
の形態の一例のみを開示しており、所定の範囲内で適宜
変形及び／又は変更が可能であるが、各実施の形態は例
証するものであり、制限するものではない。

【０１８３】

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、超
音波画像上の全ての点の中から時間的に追跡（トラッキ
ング）可能な複数の特徴点（追跡できやすい箇所）を全
て同時に簡便に抽出できる。このため、従来のように、
いくつかの点をマニュアル操作により操作して確認する
必要はなく、組織全体の領域について、トラッキング可
能な複数の点を一度に抽出でき、操作者の負担を低減で
きる。

【０１８４】また、設定した任意の関心領域内に含まれ
る特徴点について、簡便に精度良く追跡（トラッキン
グ）を行うことが可能であり、ＭＲＩに対しては時間分
解能よく安価に、またドプラ法に対しては、大規模な回
路や積分処理等を必要としないで安価にかつ精度よく物
理パラメータを得ることができる。この際、関心領域内
についてのみ抽出された特徴点について追跡を行い、種
々の物理パラメータを計算することで、計算時間の短縮
がなされる。

【０１８５】特に、心臓領域においては、２次元あるい
は３次元的に、心臓の形状に応じた特定の方向の情報
（収縮・進展など）を解析可能であり、心機能を簡便に
精度良く、客観的に評価することが可能となる。

【０１８６】また、複数の特徴点の追跡（トラッキン
グ）結果から、任意の場所（例えば格子点）での移動量
を推定することで、精度を向上させることができる。

【０１８７】さらに、複数の関心領域を設定し、これら
各関心領域間の距離などを追跡（トラッキング）するこ
とにより、マクロな構造についての定量情報が得られ、
弁や乳頭筋、心尖等のマクロな構造のパラメータの変化
を出す場合に有用であり、心筋梗塞などによる心臓形状
の特徴的変化などを精度良く計測可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施の形態の超音波診断装置の構成の
一例を示すブロック図である。

【図２】図１の超音波診断装置のソフトウエアモジュー
ル構成の一例を示す機能ブロック図である。

【図３】超音波診断装置において抽出された追跡可能な
特徴点を画像上に表示した例を示す説明図である。

【図４】超音波診断装置において画像上に設定された格
子状の関心領域の例を示す説明図である。

【図５】超音波診断装置において複数の特徴点からデー
タ抽出を行う場合の処理を概念的に説明するための説明
図である。

【図６】本発明の超音波診断装置の関心領域の動きの一
例を説明するための説明図である。

【図７】同図（Ａ）（Ｂ）は、超音波診断装置の表示部
に表示される表示態様の一例を説明するための説明図で
ある。

【図８】本発明の他の実施の形態の超音波診断装置のソ
フトウエアモジュール構成の一例を示す機能ブロック図
である。

【図９】図８の超音波診断装置において、複数の関心領
域を設定した場合の例を示す説明図である。

【図１０】同図（Ａ）〜（Ｃ）は、複数の各関心領域の
動きを説明するための説明図である。

【図１１】本発明の他の実施の形態の超音波診断装置の
ソフトウエアモジュール構成の一例を示す機能ブロック
図である。

【符号の説明】

１ 超音波診断装置 ４１ａ 超音波画像取得手段 ４１ｂ 画像処理手段 ４２ａ 関心時相設定手段 ４２ｂ 第１の関心領域設定部 ４２ｃ 第２の関心領域設定部 ４３ 前処理手段 ４４ 特徴点抽出手段 ４５ 特徴点追跡手段 ４６ａ 代表値算出手段 ４７ 物理パラメータ算出手段 ４９ 表示処理手段

フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C301 AA02 BB13 CC02 DD02 DD07 EE11 EE13 EE17 FF28 HH31 HH52 JB03 JB11 JB29 JB35 JC08 JC16 JC20 KK01 KK02 KK17 KK18 KK30 KK36 KK37 KK40 LL02 LL04 LL11 LL20 4C601 BB03 DD15 DD26 DD27 DE01 EE09 EE11 EE14 FF08 JB01 JB11 JB19 JB21 JB22 JB28 JB34 JB45 JB55 JC09 JC15 JC20 JC25 JC26 JC37 JC40 KK01 KK02 KK12 KK21 KK22 KK31 KK37 KK50 LL01 LL02 LL09 LL40 5B057 AA07 BA05 CA08 CA12 CA13 CA16 CB08 CB12 CB13 CB16 CD11 CD12 DA08 DB02 DB09 DC05 5L096 AA06 AA09 BA06 BA13 CA04 FA06 FA09 FA12 FA67 FA69 FA70 HA02

Claims (15)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体内の情報を表した画像データを求
   める画像処理手段と、 前記画像データに基づいて、位置の移動が追跡可能な複
   数の特徴点を抽出する抽出手段と、 前記特徴点の移動を追跡する追跡手段と、 前記追跡手段による追跡結果に基づいて、特定の物理パ
   ラメータを算出する物理パラメータ算出手段と、 を含むことを特徴とする画像処理装置。
2. 【請求項２】 前記画像データに複数の関心領域を設定
   する関心領域設定手段を有し、 前記物理パラメータ算出手段は、前記関心領域それぞれ
   に含まれている複数の前記特徴点の情報に基づいて前記
   物理パラメータを求めるものであることを特徴とする請
   求項１に記載の画像処理装置。
3. 【請求項３】 前記関心領域設定手段は、心臓又は心筋
   領域の輪郭を抽出し、この抽出結果に基づいて前記関心
   領域を前記画像上に設定するものであることを特徴とす
   る請求項２に記載の画像処理装置。
4. 【請求項４】 前記抽出手段及び前記追跡手段は、前記
   関心領域として設定された領域についてのみ特徴点の抽
   出及び追跡を行うように構成されたことを特徴とする請
   求項３に記載の画像処理装置。
5. 【請求項５】 前記関心領域設定手段は、前記関心領域
   内または空間的近傍における複数の前記特徴点の移動情
   報に基づいて、前記関心領域の位置を移動するように構
   成されたことを特徴とする請求項２に記載の画像処理装
   置。
6. 【請求項６】 複数の関心領域を周期的な格子状に設定
   し、この格子状の関心領域を前記追跡結果に基づいて変
   形する関心領域設定手段を有し、 前記物理パラメータ算出手段は、前記関心領域の変形に
   係る物理パラメータを算出するものであることを特徴と
   する請求項１に記載の画像処理装置。
7. 【請求項７】 前記物理パラメータ算出手段は、前記関
   心領域の変形から求めた変形テンソルを、対称部分と非
   対称分とにわけて回転成分と歪み成分とを分離するよう
   にして演算処理することを特徴とする請求項２に記載の
   画像処理装置。
8. 【請求項８】 前記物理パラメータは、その主軸の方向
   を、抽出された心筋の内膜面あるいは外膜面の法線方
   向、接線方向にとることを特徴とする請求項７に記載の
   画像処理装置。
9. 【請求項９】 前記物理パラメータは、格子状の関心領
   域の変形より算出される変位、歪あるいは歪速度である
   ことを特徴とする請求項７に記載の画像処理装置。
10. 【請求項１０】 前記抽出手段は、前記画像に対してコ
    ーナー検出により前記特徴点を抽出することを特徴とす
    る請求項１に記載の画像処理装置。
11. 【請求項１１】 被検体内の情報を表した画像データを
    求める画像処理手段と、 前記画像データに含まれる複数の特徴点の位置の移動を
    追跡する追跡手段と、 前記画像データに複数の関心領域を設定するものであっ
    て、複数の前記特徴点の情報に基づいて関心領域の位置
    を順次変更する関心領域設定手段と、 を含むことを特徴とする画像処理装置。
12. 【請求項１２】 前記関心領域の移動情報に基づいて、
    物理パラメータを求めることを特徴とする請求項１１に
    記載の画像処理装置。
13. 【請求項１３】 前記関心領域設定手段は、前記関心領
    域内の複数の前記特徴点の統計的分布に基づいて、前記
    関心領域の位置を補正する補正手段を含むことを特徴と
    する請求項１２に記載の画像処理装置。
14. 【請求項１４】 前記画像データは、３次元画像データ
    であることを特徴とする請求項１乃至請求項１４のいず
    れか１項に記載の画像処理装置。
15. 【請求項１５】 前記画像処理装置を装置本体内に備え
    たことを特徴とする請求項１乃至請求項１５のいずれか
    １項記載の超音波診断装置。