JP6866080B2 - 医用画像処理装置及び医用画像処理プログラム - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、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。

従来、超音波診断装置では、コントラストハーモニックイメージング（ＣＨＩ：Contrast Harmonic Imaging）と呼ばれる造影エコー法が行われている。造影エコー法は、例えば、心臓や肝臓等の検査において、静脈から造影剤を注入して画像化を行う。造影エコー法で用いられる造影剤の多くは、微小気泡（マイクロバブル）を反射源として用いるものである。造影エコー法により、例えば、被検体内の血管を明瞭に描出することができる。

また、造影エコー法の一つとして、再灌流法と最大値保持法とを組み合わせることによって、微細な血管を可視化するＭＦＩ（Micro Flow Imaging）が知られている。また、造影剤が血管に流入する時間（到達時間）に応じて血管を色分けして描出するパラメトリックＭＦＩ（Parametric MFI）も知られている。

特開２０１４−１３８９０９号公報 特許第４４５７００２号明細書

本発明が解決しようとする課題は、造影剤の流れを描出することができる医用画像処理装置及び医用画像処理プログラムを提供することである。

実施形態の医用画像処理装置は、特定部と、演算部と、表示制御部とを備える。特定部は、第１時相に対応する第１医用画像及び第２時相に対応する第２医用画像それぞれにおける造影剤の位置を特定する。演算部は、前記第１医用画像及び前記第２医用画像それぞれにおける前記造影剤の位置に基づいて、前記造影剤の移動を表すベクトルを算出する。表示制御部は、前記ベクトルを示す形状を有するインジケータを、所定の医用画像上に表示させる。

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の実施形態に係る特定機能の処理を説明するための図である。 図３は、第１の実施形態に係る設定機能の処理を説明するための図である。 図４は、第１の実施形態に係る演算機能の処理を説明するための図である。 図５Ａは、第１の実施形態に係る表示制御機能によるベクトルの表示例を説明するための図である。 図５Ｂは、第１の実施形態に係る表示制御機能によるベクトルの表示例を説明するための図である。 図５Ｃは、第１の実施形態に係る表示制御機能によるベクトルの表示例を説明するための図である。 図６Ａは、第１の実施形態に係る表示制御機能により表示される表示画像の一例を説明するための図である。 図６Ｂは、第１の実施形態に係る表示制御機能により表示される表示画像の一例を説明するための図である。 図６Ｃは、第１の実施形態に係る表示制御機能により表示される表示画像の一例を説明するための図である。 図７Ａは、第１の実施形態に係る表示制御機能により表示される表示画像の一例を説明するための図である。 図７Ｂは、第１の実施形態に係る表示制御機能により表示される表示画像の一例を説明するための図である。 図７Ｃは、第１の実施形態に係る表示制御機能により表示される表示画像の一例を説明するための図である。 図８は、第１の実施形態に係る超音波診断装置における処理手順を説明するためのフローチャートである。 図９は、第２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１０は、第２の実施形態に係る条件設定機能の処理を説明するための図である。 図１１は、第３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１２は、第３の実施形態に係る超音波診断装置における処理手順を説明するためのフローチャートである。 図１３は、第４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１４Ａは、第４の実施形態に係る移動方向決定機能の処理を説明するための図である。 図１４Ｂは、第４の実施形態に係る移動方向決定機能の処理を説明するための図である。 図１５Ａは、第４の実施形態に係る表示制御機能により表示される表示画像の一例を説明するための図である。 図１５Ｂは、第４の実施形態に係る表示制御機能により表示される表示画像の一例を説明するための図である。 図１６は、第４の実施形態に係る超音波診断装置における処理手順を説明するためのフローチャートである。

以下、図面を参照して、実施形態に係る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、以下の実施形態では、医用画像処理装置の一例として超音波診断装置について説明するが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、医用画像処理装置としては、超音波診断装置以外にも、Ｘ線診断装置、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置、ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置、ＰＥＴ（Positron Emission computed Tomography）装置、ＳＰＥＣＴ装置とＸ線ＣＴ装置とが一体化されたＳＰＥＣＴ−ＣＴ装置、ＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置とが一体化されたＰＥＴ−ＣＴ装置、又はこれらの装置群等の医用画像診断装置が適用可能である。また、医用画像処理装置としては、医用画像診断装置に限らず、任意の情報処理装置が適用可能である。また、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）
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と、超音波プローブ１０１と、入力装置１０２と、ディスプレイ１０３とを有する。超音波プローブ１０１、入力装置１０２、及びディスプレイ１０３は、装置本体１００に接続される。なお、被検体Ｐは、超音波診断装置１の構成に含まれない。

超音波プローブ１０１は、複数の振動子（例えば、圧電振動子）を有し、これら複数の振動子は、後述する装置本体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が有する複数の振動子は、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。

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（エコー信号）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。

なお、第１の実施形態は、図１に示す超音波プローブ１０１が、複数の圧電振動子が一列で配置された１次元超音波プローブである場合や、一列に配置された複数の圧電振動子が機械的に揺動される１次元超音波プローブである場合、複数の圧電振動子が格子状に２次元で配置された２次元超音波プローブである場合のいずれであっても適用可能である。

入力装置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の操作者が入力装置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。

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り、図１に示すように、送受信回路１１０と、信号処理回路１２０と、画像生成回路１３０と、画像メモリ１４０と、記憶回路１５０と、処理回路１６０とを有する。送受信回路１１０、信号処理回路１２０、画像生成回路１３０、画像メモリ１４０、記憶回路１５０、及び処理回路１６０は、相互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圧電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、圧電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１６０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。

送受信回路１１０は、被検体Ｐの２次元領域を走査する場合、超音波プローブ１０１から２次元方向に超音波ビームを送信させる。そして、送受信回路１１０は、超音波プローブ１０１が受信した反射波信号から２次元の反射波データを生成する。また、送受信回路１１０は、被検体Ｐの３次元領域を走査する場合、超音波プローブ１０１から３次元方向に超音波ビームを送信させる。そして、送受信回路１１０は、超音波プローブ１０１が受信した反射波信号から３次元の反射波データを生成する。

信号処理回路１２０は、例えば、送受信回路１１０から受信した反射波データに対して、対数増幅、包絡線検波処理等を行って、サンプル点ごとの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。信号処理回路１２０により生成されたＢモードデータは、画像生成回路１３０に出力される。

また、信号処理回路１２０は、フィルタ処理により、検波周波数を変化させることで、映像化する周波数帯域を変えることができる。この信号処理回路１２０の機能を用いることにより、造影エコー法、例えば、コントラストハーモニックイメージング（ＣＨＩ：Contrast Harmonic Imaging）を実行可能である。すなわち、信号処理回路１２０は、造影剤が注入された被検体Ｐの反射波データから、造影剤である微小気泡（マイクロバブル）を反射源とする反射波データ（高調波成分又は分周波成分）と、被検体Ｐ内の組織を反射源とする反射波データ（基本波成分）とを分離することができる。これにより、信号処理回路１２０は、被検体Ｐの反射波データから高調波成分又は分周波成分を抽出して、造影画像データを生成するためのＢモードデータを生成することができる。造影画像データを生成するためのＢモードデータは、造影剤を反射源とする反射波の信号強度を輝度で表わしたデータとなる。また、信号処理回路１２０は、被検体Ｐの反射波データから基本波成分を抽出して、組織画像データを生成するためのＢモードデータを生成することができる。

なお、ＣＨＩを行う際、信号処理回路１２０は、上述したフィルタ処理を用いた方法とは異なる方法により、ハーモニック成分（高調波成分）を抽出することができる。ハーモニックイメージングでは、振幅変調（ＡＭ：Amplitude Modulation）法や位相変調（ＰＭ：Phase Modulation）法、ＡＭ法及びＰＭ法を組み合わせたＡＭＰＭ法と呼ばれる映像法が行なわれる。ＡＭ法、ＰＭ法及びＡＭＰＭ法では、同一の走査線に対して振幅や位相が異なる超音波送信を複数回（複数レート）行う。これにより、送受信回路１１０は、各走査線で複数の反射波データを生成し出力する。そして、信号処理回路１２０は、各走査線の複数の反射波データを、変調法に応じた加減算処理することで、高調波成分を抽出する。そして、信号処理回路１２０は、高調波成分の反射波データに対して包絡線検波処理等を行なって、Ｂモードデータを生成する。

例えば、ＰＭ法が行われる場合、送受信回路１１０は、処理回路１６０が設定したスキャンシーケンスにより、例えば（−１，１）のように、位相極性を反転させた同一振幅の超音波を、各走査線で２回送信させる。そして、送受信回路１１０は、「−１」の送信による反射波データと、「１」の送信による反射波データとを生成し、信号処理回路１２０は、これら２つの反射波データを加算する。これにより、基本波成分が除去され、２次高調波成分が主に残存した信号が生成される。そして、信号処理回路１２０は、この信号に対して包絡線検波処理等を行って、ＣＨＩのＢモードデータ（造影画像データを生成するためのＢモードデータ）を生成する。ＣＨＩのＢモードデータは、造影剤を反射源とする反射波の信号強度を輝度で表わしたデータとなる。また、ＣＨＩでＰＭ法が行われる場合、信号処理回路１２０は、例えば、「１」の送信による反射波データをフィルタ処理することで、組織画像データを生成するためのＢモードデータを生成することができる。

また、信号処理回路１２０は、例えば、送受信回路１１０から受信した反射波データより、移動体のドプラ効果に基づく運動情報を、走査領域内の各サンプル点で抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。具体的には、信号処理回路１２０は、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、平均速度、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。ここで、移動体とは、例えば、血流や、心壁等の組織、造影剤である。信号処理回路１２０により得られた運動情報（血流情報）は、画像生成回路１３０に送られ、平均速度画像、分散画像、パワー画像、若しくはこれらの組み合わせ画像としてディスプレイ１０３にカラー表示される。

画像生成回路１３０は、信号処理回路１２０により生成されたデータから超音波画像データを生成する。画像生成回路１３０は、信号処理回路１２０が生成したＢモードデータから反射波の強度を輝度で表したＢモード画像データを生成する。また、画像生成回路１３０は、信号処理回路１２０が生成したドプラデータから移動体情報を表すドプラ画像データを生成する。ドプラ画像データは、速度画像データ、分散画像データ、パワー画像データ、又は、これらを組み合わせた画像データである。

ここで、画像生成回路１３０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１３０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１３０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）等を行う。また、画像生成回路１３０は、超音波画像データに、付帯情報（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１３０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、画像生成回路１３０は、信号処理回路１２０が３次元のデータ（３次元Ｂモードデータ及び３次元ドプラデータ）を生成した場合、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うことで、ボリュームデータを生成する。そして、画像生成回路１３０は、ボリュームデータに対して、各種レンダリング処理を行って、表示用の２次元画像データを生成する。

画像メモリ１４０は、画像生成回路１３０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１４０は、信号処理回路１２０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１４０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１３０を経由して表示用の超音波画像データとなる。

記憶回路１５０は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行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、記憶回路１５０は、必要に応じて、画像メモリ１４０が記憶する画像データの保管等にも使用される。また、記憶回路１５０が記憶するデータは、図示しないインタフェースを介して、外部装置へ転送することができる。

処理回路１６０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１６０は、入力装置１０２を介して操作者から入力された各種設定要求や、記憶回路１５０から読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、信号処理回路１２０、及び画像生成回路１３０の処理を制御する。また、処理回路１６０は、画像メモリ１４０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１６０は、図１に示すように、特定機能１６１と、設定機能１６２と、演算機能１６３と、表示制御機能１６４とを実行する。ここで、例えば、図１に示す処理回路１６０の構成要素である特定機能１６１、設定機能１６２、演算機能１６３、及び表示制御機能１６４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超音波診断装置１の記憶装置（例えば、記憶回路１５０）に記録されている。処理回路１６０は、各プログラムを記憶装置から読み出し、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１６０は、図１の処理回路１６０内に示された各機能を有することとなる。なお、特定機能１６１、設定機能１６２、演算機能１６３、及び表示制御機能１６４が実行する各処理機能については、後述する。

なお、図１においては、単一の処理回路１６０にて、特定機能１６１、設定機能１６２、演算機能１６３、及び表示制御機能１６４にて行われる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各機能を実現するものとしても構わない。

以上、第１の実施形態に係る超音波診断装置１の基本的な構成について説明した。このような構成のもと、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、以下に説明する処理により、造影剤の流れを描出することを可能にする。例えば、超音波診断装置１は、造影エコー法にて造影剤として用いられる微小気泡（マイクロバブル）の一つ一つをトラッキング（追跡）することで、造影剤が流れる向き及び移動速度を定量的に表示することができる。

なお、以下の実施形態では、被検体Ｐに造影剤を注入して撮像された超音波画像データに対して略リアルタイムの処理を行って造影剤の流れを描出する場合を説明する。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、例えば、撮影済みの超音波画像データ（若しくは反射波データなど）に対して事後的に処理を行うことも可能である。なお、以下では、造影剤を、単に「バブル」とも表記する。

特定機能１６１は、第１時相に対応する第１医用画像及び第２時相に対応する第２医用画像それぞれにおける造影剤の位置を特定する。例えば、特定機能１６１は、第１医用画像及び第２医用画像それぞれにおける組織の動きを補正し、補正後の第１医用画像及び第２医用画像それぞれにおける造影剤の位置を特定する。そして、特定機能１６１は、第１医用画像及び第２医用画像それぞれにおける固定位置に基づく高調波成分を除去し、除去後の第１医用画像及び第２医用画像それぞれにおける造影剤に基づく高調波成分を用いて造影剤の位置を特定する。なお、特定機能１６１は、特定部の一例である。

まず、特定機能１６１は、略リアルタイムで撮像される造影画像データにおいて、組織の動きを補正する処理を実行する。ここで、補正対象となる組織の動きは、例えば、被検体Ｐの実質組織の動き（体動）や超音波プローブ１０１のずれ（揺れ）に基づく画像の全体的な位置ずれである。つまり、このような位置ずれがある場合には、造影画像データによって描出されるバブルの位置は、被検体の動きや超音波プローブ１０１のずれを含んだものとなってしまうため、造影画像データにおける組織の動きを補正する。

例えば、特定機能１６１は、現在のフレーム（「Ｎフレーム」とも表記する）の組織画像データと、Ｎ−１フレーム目の組織画像データとを、画像メモリ１４０から読み出す。ここで、組織画像データは、反射波データからフィルタ処理により分離された基本波成分に基づいて生成された超音波画像データ（Ｂモード画像データ）である。そして、特定機能１６１は、Ｎフレーム目の組織画像データと、Ｎ−１フレーム目の組織画像データとの相互相関法によるパターンマッチングを行って、Ｎフレーム目の組織画像データと、Ｎ−１フレーム目の組織画像データとの間におけるずれ量を求める。そして、特定機能１６１は、求めたずれ量を用いて、Ｎフレーム目の組織画像データの座標系をＮ−１フレーム目の組織画像データの座標系に一致させるための補正量を算出する。そして、特定機能１６１は、算出した補正量を用いて、Ｎフレーム目の造影画像データの座標系を補正する。

このように、特定機能１６１は、Ｎ−１フレーム目とＮフレーム目との間における組織の動き（位置ずれ）を、Ｎフレーム目の造影画像データから除く補正を行う。これにより、特定機能１６１は、略リアルタイムで連続的に撮像される各フレームの造影画像データの組織の動きを、１フレーム目の組織の位置を基準として補正する。

なお、上記の説明では、フィルタ処理によって得られた基本波成分に基づく組織画像データを用いて処理を行う場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、ＰＭ法により造影画像データが生成される場合には、ＰＭ法で得られる反射波データから生成された組織画像データであってもよい。例えば、ＰＭ法において、（−１，１）の２回の送信により反射波データが得られる場合には、「１」の送信による反射波データから得られるＢモード画像データを、上記の組織画像データとして利用しても良い。若しくは、「１」の送信による反射波データから「−１」の送信による反射波データを減算した減算信号から得られるＢモード画像データを、上記の組織画像データとして利用しても良い。

また、上記の例では、１フレーム目の組織の位置を基準として補正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、Ｎフレーム目の組織の位置を基準として他のフレームの組織の位置を補正する場合であっても良い。

次に、特定機能１６１は、固定位置に基づく高調波成分を除去する。ここで、固定位置に基づく高調波成分とは、例えば、被検体Ｐの組織（固定組織）に由来する高調波成分や、体内で停滞してしまったバブル（停滞バブル）に由来する高調波成分を指す。例えば、肝臓組織では、バブルがクッパー細胞に取り込まれて固定化し、停滞バブルとなることが知られている。このため、特定機能１６１は、固定位置に基づく高調波成分を造影画像データから除去する。

例えば、特定機能１６１は、組織の動きを補正後の造影画像データについて、フレーム方向の信号の統計的な処理に基づいて、固定位置に基づく高調波成分を除去する。一例としては、特定機能１６１は、Ｎフレーム目からＮ−１０フレーム目までの造影画像データにおける各画素の値（信号値）の分散を算出する。ここで、算出された分散値が高い場合には、その画素における信号値が経時的に変化していることを表しているため、その画素の高調波成分は移動体（つまりバブル）に基づいていると判断される。一方、算出された分散値が低い場合には、その画素における信号値が経時的に変化していないことを表しているため、その画素の高調波成分は固定位置に基づくと判断される。そこで、特定機能１６１は、算出された分散値と閾値とを比較し、閾値より低い分散値が算出された画素の高調波成分を固定位置に基づく高調波成分として除去する。

このように、特定機能１６１は、組織の動きを補正後の造影画像データから、固定位置に基づく高調波成分を除去する。なお、上記の説明では、Ｎフレーム目からＮ−１０フレーム目までの信号値を用いて分散値を算出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、特定機能１６１は、任意のフレーム数の信号値を用いて分散値を算出してもよい。また、例えば、特定機能１６１は、任意の２つのフレームの信号値を用いて分散値を算出しても良い。例えば、特定機能１６１は、Ｎフレーム目とＮ−１０フレーム目の２つのフレームにおける信号値を用いて分散値を算出しても良い。なお、２つのフレームを用いて分散値を算出する場合には、連続する２つのフレームではなく、数フレーム程度離れた２つのフレームのデータが用いられるのが好ましい。

また、上記の説明では、フレーム方向の信号の統計的な処理として、複数フレームにおける信号値の分散値を算出して比較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、特定機能１６１は、分散値に代えて、標準偏差や標準誤差などのばらつきを表す統計値を算出し、閾値との比較に用いても良い。

そして、特定機能１６１は、バブルの位置を特定する。例えば、特定機能１６１は、固定位置に基づく高調波成分を除去した造影画像データを生成することで、バブルの位置（バブル位置）を特定する。

図２は、第１の実施形態に係る特定機能１６１の処理を説明するための図である。図２には、組織の動きが補正され、固定位置に基づく高調波成分が除去された造影画像データを例示する。図２において、黒丸印は、バブル位置を示す。

図２に示すように、特定機能１６１は、造影画像データが生成されるごとに、組織の動きが補正され、固定位置に基づく高調波成分が除去された造影画像データを生成する。例えば、特定機能１６１は、Ｎフレーム目の造影画像データが生成されると、Ｎフレーム目の造影画像データから組織の動きを補正し、固定位置に基づく高調波成分を除去することで、図２に示す造影画像データを生成する。そして、特定機能１６１は、生成した造影画像データにおいて、閾値以上の輝度を有する画素の位置（座標）を、バブル位置として特定する。図２に示す例では、特定機能１６１は、黒丸印で示される位置をバブル位置として特定する。なお、造影画像データにおいて、バブルの位置を強調するフィルタ処理によって得られた画素値や信号強度に閾値判定を行なっても良い。

このように、特定機能１６１は、バブル位置を特定する。なお、上記の説明では、特定機能１６１により生成される造影画像データを例示したが、例示の造影画像データをディスプレイ１０３に表示することに限定されるものではない。つまり、特定機能１６１の処理は、造影画像データをディスプレイ１０３に表示しなくとも、処理回路１６０の内部処理として実行可能である。

設定機能１６２は、第１医用画像における造影剤の位置を参照することにより、第２医用画像に探索範囲を設定する。例えば、設定機能１６２は、前のフレームのバブル位置に基づいて、現在のフレームに探索範囲を設定する。なお、設定機能１６２は、設定部の一例である。

図３は、第１の実施形態に係る設定機能１６２の処理を説明するための図である。なお、図３に示すＮ−１フレーム目及びＮフレーム目の造影画像データには、それぞれ３つのバブルが描出されている。また、Ｎ−１フレーム目の造影画像データに描出されたバブルには、バブルＩＤ「１」、「２」、及び「３」が付与されている。なお、バブルＩＤは、バブルを識別するための識別番号である。

図３に示すように、設定機能１６２は、Ｎフレーム目の造影画像データにおいて、Ｎ−１フレーム目の各バブル位置に対応する位置をそれぞれ特定する。そして、設定機能１６２は、特定した各位置を中心とする所定の大きさ及び形状を有する範囲を、探索範囲として設定する。

具体的には、設定機能１６２は、Ｎ−１フレーム目のバブルＩＤ「１」の座標を取得する。そして、設定機能１６２は、Ｎフレーム目の造影画像データにおいて、取得したバブルＩＤ「１」の座標に対応する位置を、位置Ｐ１として特定する。そして、設定機能１６２は、位置Ｐ１を中心とする所定の大きさの矩形範囲を、探索範囲Ｒ１として設定する。また、設定機能１６２は、Ｎ−１フレーム目のバブルＩＤ「２」の座標を取得する。そして、設定機能１６２は、Ｎフレーム目の造影画像データにおいて、取得したバブルＩＤ「２」の座標に対応する位置を、位置Ｐ２として特定する。そして、設定機能１６２は、位置Ｐ２を中心とする所定の大きさの矩形範囲を、探索範囲Ｒ２として設定する。また、設定機能１６２は、Ｎ−１フレーム目のバブルＩＤ「３」の座標を取得する。そして、設定機能１６２は、Ｎフレーム目の造影画像データにおいて、取得したバブルＩＤ「３」の座標に対応する位置を、位置Ｐ３として特定する。そして、設定機能１６２は、位置Ｐ３を中心とする所定の大きさの矩形範囲を、探索範囲Ｒ３として設定する。

このように、設定機能１６２は、Ｎ−１フレーム目のバブル位置に基づいて、Ｎフレーム目の造影画像データに探索範囲を設定する。なお、上記の説明はあくまで一例であり、これに限定されるものではない。例えば、探索範囲の中心位置は、必ずしもＮ−１フレーム目のバブル位置に一致していなくても良い。また、例えば、探索範囲の大きさ及び形状は、任意に設定されても良い。また、上記の説明では、造影画像データ上に探索範囲を設定する場合を例示したが、造影画像データをディスプレイ１０３に表示することに限定されるものではない。つまり、設定機能１６２の処理は、造影画像データをディスプレイ１０３に表示しなくとも、処理回路１６０の内部処理として実行可能である。

演算機能１６３は、第１医用画像及び第２医用画像それぞれにおける造影剤の位置に基づいて、造影剤の移動を表すベクトルを算出する。演算機能１６３は、探索範囲内における造影剤の位置と、探索範囲を設定するために参照した造影剤の位置に基づいてベクトルを算出する。なお、演算機能１６３は、演算部の一例である。

まず、演算機能１６３は、バブルの追跡処理（トラッキング）を行う。この追跡処理は、Ｎ−１フレーム目のバブル位置と、Ｎフレーム目のバブル位置との間の対応関係を推定することで、各バブルが移動したのか、消滅したのか、若しくは新規に出現したのかを識別する処理である。

図４は、第１の実施形態に係る演算機能１６３の処理を説明するための図である。図４の左図には、設定機能１６２によって探索範囲Ｒ１〜Ｒ３が設定されたＮフレーム目の造影画像データを例示する。

図４の左図に示すように、探索範囲Ｒ１の中にはバブルが存在しない。ここで、探索範囲Ｒ１は、Ｎ−１フレーム目のバブルＩＤ「１」の位置に対応する位置Ｐ１を中心として設定された範囲である。この場合、演算機能１６３は、Ｎ−１フレーム目のバブルＩＤ「１」に対応するバブルがＮフレーム目に存在しないと識別する。言い換えると、演算機能１６３は、Ｎ−１フレーム目のバブルＩＤ「１」のバブルが、Ｎフレーム目において消滅したものと識別する。この結果、演算機能１６３は、Ｎ−１フレーム目のバブルＩＤ「１」を消滅させる。

また、探索範囲Ｒ２の中にはバブルが一つ存在する。ここで、探索範囲Ｒ２は、Ｎ−１フレーム目のバブルＩＤ「２」の位置に対応する位置Ｐ２を中心として設定された範囲である。この場合、演算機能１６３は、探索範囲Ｒ２の中のバブルが、Ｎ−１フレーム目のバブルＩＤ「２」に対応するバブルであると識別する。言い換えると、演算機能１６３は、探索範囲Ｒ２の中のバブルが、位置Ｐ２から移動したバブルであると識別する。この結果、演算機能１６３は、Ｎ−１フレーム目のバブルＩＤ「２」を、探索範囲Ｒ２の中のバブルに割り当てる（図４の右図参照）。

また、探索範囲Ｒ３の中にはバブルが一つ存在する。ここで、探索範囲Ｒ３は、Ｎ−１フレーム目のバブルＩＤ「３」の位置に対応する位置Ｐ３を中心として設定された範囲である。この場合、演算機能１６３は、探索範囲Ｒ３の中のバブルが、Ｎ−１フレーム目のバブルＩＤ「３」に対応するバブルであると識別する。言い換えると、演算機能１６３は、探索範囲Ｒ３の中のバブルが、位置Ｐ３から移動したバブルであると識別する。この結果、演算機能１６３は、Ｎ−１フレーム目のバブルＩＤ「３」を、探索範囲Ｒ３の中のバブルに割り当てる（図４の右図参照）。

また、探索範囲Ｒ１〜Ｒ３のいずれにも含まれないバブルが存在する場合、演算機能１６３は、このバブルは、Ｎフレーム目において新規に出現したバブルであると識別する。図４の例では、Ｎフレーム目の右下のバブルがいずれの探索範囲にも含まれないバブルである。この場合、演算機能１６３は、Ｎフレーム目の右下のバブルが新規に出現したバブルであると識別する。この結果、演算機能１６３は、新規のバブルＩＤ「４」を発番し、新規に出現したバブルに割り当てる。

なお、探索範囲の中にバブルが二つ以上存在する場合もある。この場合、演算機能１６３は、探索範囲を設定するために参照したＮ−１フレーム目のバブル位置との距離が最も近い位置のバブル、若しくは形状が最も類似するバブルを、Ｎ−１フレーム目から移動したバブル（移動後のバブル）と識別すればよい。或いは、演算機能１６３は、距離と形状に基づくスコアが最も優れたバブルを、Ｎ−１フレーム目から移動したバブルと識別してもよい。

また、探索範囲の中にバブルが一つしか存在しない場合においても、Ｎ−１フレーム目とＮフレーム目のバブルの形状を比較する処理を行っても良い。この場合、類似度が低い（所定の閾値未満）の場合には、両者を異なるバブルであると識別する。この場合、演算機能１６３は、Ｎ−１フレーム目のバブルは消滅したものと識別し、Ｎフレーム目のバブルは新規に出現したバブルであると識別する。

次に、演算機能１６３は、現在のフレームにおける造影剤の位置と、前のフレームにおける造影剤の位置とに基づいて、造影剤の移動を表すベクトルを算出する。例えば、演算機能１６３は、Ｎ−１フレームからＮフレームにかけて継続してバブルＩＤが割り当てられたバブルについて、ベクトルを算出する。

図４に示す例では、バブルＩＤ「２」及び「３」のバブルは、Ｎ−１フレームからＮフレームにかけて継続してバブルＩＤが割り当てられたバブルである。この場合、演算機能１６３は、図４の右図において、位置Ｐ２を始点とし、Ｎフレーム目のバブルＩＤ「２」の位置を終点とするベクトルＶ１を算出する。ここで、ベクトルＶ１は、バブルが移動した向きと、バブルが移動した移動速度とを示す。ここで、バブルの移動速度は、始点と終点との間の距離を実空間における長さ（ピッチサイズ）に変換し、フレーム間隔で除算することで算出される。バブルＩＤ「３」についても同様に、演算機能１６３は、位置Ｐ３を始点とし、Ｎフレーム目のバブルＩＤ「３」の位置を終点とするベクトルＶ２を算出する。すなわち、演算機能１６３は、第１時相と第２時相の間の時相差及びベクトルの実空間における長さから造影剤の移動速度を算出する。

このように、演算機能１６３は、バブルの移動を表すベクトルを算出する。なお、上記の説明はあくまで一例であり、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、上記の説明では、造影画像データ上でベクトルを算出する場合を例示したが、造影画像データをディスプレイ１０３に表示することに限定されるものではない。つまり、演算機能１６３の処理は、造影画像データをディスプレイ１０３に表示しなくとも、処理回路１６０の内部処理として実行可能である。

また、演算機能１６３は、第１時相又は第２時相と基準時相の間の時相差を算出する。例えば、演算機能１６３は、撮像開始時点から各バブルが検出された時点までの時間を、バブルの到達時間として算出する。この場合、各フレームの撮影時刻が到達時間に対応する。演算機能１６３は、各フレームにおいて各バブルが検出されるごとに、各バブルの到達時間を算出する。

なお、上記の説明では、撮像開始時点から各バブルの検出時点までを到達時間として算出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、所定の時相を基準時相として指定し、指定された基準時相と現在のフレーム（時相）との間の経過時間を算出してもよい。例えば、演算機能１６３は、造影剤を注入後、バブルが最初に造影画像データ上に検出された時刻を基準時相とし、この基準時相からの経過時間を各バブルの到達時間として算出してもよい。

表示制御機能１６４は、ベクトルを示す形状を有するインジケータを、所定の医用画像上に表示させる。例えば、表示制御機能１６４は、演算機能１６３によって算出されたベクトルの向きを示す矢印形状を有するインジケータを、現在のフレームの組織画像データ上に重畳表示させる。なお、表示制御機能１６４は、表示制御部の一例である。

図５Ａ、図５Ｂ、及び図５Ｃは、第１の実施形態に係る表示制御機能１６４によるベクトルの表示例を説明するための図である。図５Ａ〜図５Ｃには、矢印形状を有するインジケータでベクトルを表示する場合の例を例示する。なお、図５Ａ〜図５Ｃでは、前のフレームのバブル位置を破線丸印で示し、現在のフレームのバブル位置を黒丸印で示す。

図５Ａに示す例では、表示制御機能１６４は、算出したベクトルを表す矢印（Arrow）を、対応する位置に表示させる。つまり、表示制御機能１６４は、前のフレームのバブル位置を始点とし、現在のフレームのバブル位置を終点とする矢印で、算出したベクトルを表示する。この場合、矢印が示す方向は、ベクトルの方向に対応する。また、矢印の長さは、前のフレームから現在のフレームまでの間にバブルが移動した距離、つまりバブルが移動した移動速度に対応する。なお、ベクトルを表す矢印は、インジケータの一例である。

図５Ｂに示す例では、表示制御機能１６４は、前のフレームのバブル位置と現在のフレームのバブル位置との間の長さを有する矢印を、矢印の中心が現在のフレームのバブル位置に対応するように表示させる。この場合、矢印が示す方向は、ベクトルの方向に対応する。また、矢印の長さは、前のフレームから現在のフレームまでの間にバブルが移動した距離、つまりバブルが移動した移動速度に対応する。

図５Ｃに示す例では、表示制御機能１６４は、バブルの移動速度を表す色を有する所定の長さの矢印を、矢印の中心が現在のフレームのバブル位置に対応するように表示させる。この場合、矢印が示す方向は、ベクトルの方向に対応する。また、バブルの移動速度は、０°〜３６０°に応じた色が割り当てられたカラースケールによって表される。

このように、表示制御機能１６４は、図５Ａ〜図５Ｃに示したベクトルの表示パターンのうち、任意の表示パターンを用いてベクトルを表示することができる。なお、上記の説明はあくまで一例であり、図５Ａ〜図５Ｃの内容に限定されるものではない。例えば、ベクトルから得られる情報は、矢印（Arrow）に限らず、例えば、点や線（線分）によって表示されてもよい。具体的には、表示制御機能１６４は、ベクトルから得られる向き又は移動速度に応じた色を点や線に割り当てて表示してもよいし、移動速度に応じた長さの線で表示してもよい。なお、点で表示する場合には、表示制御機能１６４は、現在のフレームにおけるバブル位置に点を表示するのが好ましい。また、線で表示する場合には、表示制御機能１６４は、現在のフレームにおけるバブルの位置に線の中心点を表示してもよいし、前のフレームのバブルの位置と現在のフレームのバブルの位置とを結ぶ線として表示してもよい。

図６Ａ、図６Ｂ、及び図６Ｃは、第１の実施形態に係る表示制御機能１６４により表示される表示画像の一例を説明するための図である。図６Ａ〜図６Ｃには、３つの血管が描出される背景画像（例えば組織画像データ）上で、図５Ａの矢印形状で表示する場合を例示する。また、図６Ａ〜図６Ｃには、連続する３フレーム分の表示画面の遷移を例示する。また、図６Ａ〜図６Ｃでは、前のフレームで算出されたベクトルを現在のフレームにも保持して表示させる機能（ホールド機能）について説明する。

図６Ａに示す例では、ホールド機能を適用しない場合（Ｈｏｌｄ Ｏｆｆ）の表示画像の遷移を例示する。この場合、各フレームの表示画像では、各フレームにおいて算出されたベクトルが表示される。

図６Ａに示すように、表示制御機能１６４は、「Ｆｒａｍｅ １」の表示画像、「Ｆｒａｍｅ ２」の表示画像、及び「Ｆｒａｍｅ ３」の表示画像を順に表示させる。「Ｆｒａｍｅ １」の表示画像には、矢印１０、矢印２０、及び矢印３０が表示される。矢印１０、矢印２０、及び矢印３０は、「Ｆｒａｍｅ １」の表示画像と、前のフレーム（図示しない「Ｆｒａｍｅ ０」）の表示画像とを用いて算出されたベクトルを表す。

また、「Ｆｒａｍｅ ２」の表示画像には、矢印１１、矢印３１、及び矢印４０が表示される。矢印１１、矢印３１、及び矢印４０は、「Ｆｒａｍｅ ２」の表示画像と、「Ｆｒａｍｅ １」の表示画像とを用いて算出されたベクトルを表す。

また、「Ｆｒａｍｅ ３」の表示画像には、矢印１２及び矢印４１が表示される。矢印１２及び矢印４１は、「Ｆｒａｍｅ ３」の表示画像と、「Ｆｒａｍｅ ２」の表示画像とを用いて算出されたベクトルを表す。

図６Ｂに示す例では、ホールド機能「Ａｌｌ Ｈｏｌｄ」が適用される場合の表示画像の遷移を例示する。この場合、各フレームの表示画像では、各フレームにおいて算出されたベクトルと、過去の全てのフレームにおいて算出されたベクトルとが表示される。

図６Ｂに示すように、表示制御機能１６４は、「Ｆｒａｍｅ １」の表示画像、「Ｆｒａｍｅ ２」の表示画像、及び「Ｆｒａｍｅ ３」の表示画像を順に表示させる。「Ｆｒａｍｅ １」の表示画像には、矢印１０、矢印２０、及び矢印３０が表示される。矢印１０、矢印２０、及び矢印３０は、「Ｆｒａｍｅ １」の表示画像と、前のフレーム（図示しない「Ｆｒａｍｅ ０」）の表示画像とを用いて算出されたベクトルを表す。

また、「Ｆｒａｍｅ ２」の表示画像には、矢印１０、矢印１１、矢印２０、矢印３０、矢印３１、及び矢印４０が表示される。このうち、矢印１１、矢印３１、及び矢印４０は、「Ｆｒａｍｅ ２」の表示画像と、「Ｆｒａｍｅ １」の表示画像とを用いて算出されたベクトルを表す。また、破線で囲まれる矢印１０、矢印２０、及び矢印３０は、「Ｆｒａｍｅ １」の表示画像から保持されたベクトルである。

ここで、矢印１０の終点の位置と、矢印１１の始点の位置とが一致しており、矢印１０及び矢印１１が繋がった状態で表示される。これは、繋がって表示される矢印１０及び矢印１１が、一つのバブルの移動を表すことを示す。言い換えると、繋がって表示される矢印１０及び矢印１１は、前のフレームで矢印１０の向き及び移動速度で移動したバブルが、現在のフレームでは矢印１１の向き及び移動速度で移動したことを表す。同様に、繋がって表示される矢印３０及び矢印３１は、前のフレームで矢印３０の向き及び移動速度で移動したバブルが、現在のフレームでは矢印３１の向き及び移動速度で移動したことを表す。すなわち、表示制御機能１６４は、前のフレームの矢印１０及び矢印３０を保持して現在のフレームに表示（累積表示）させることで、時系列に沿ったバブルの軌跡を表示させることができる。

なお、「Ｆｒａｍｅ ２」において算出されたベクトルに対応する矢印４０は、前のフレームから保持されたいずれの矢印にも繋がっていない。これは、矢印４０に対応するバブルが「Ｆｒａｍｅ １」において新規に出現したバブルであり、「Ｆｒａｍｅ ２」において１回目の移動をしたバブルであることを示す。

また、「Ｆｒａｍｅ ３」の表示画像には、矢印１０、矢印１１、矢印１２、矢印２０、矢印３０、矢印３１、矢印４０、及び矢印４１が表示される。このうち、矢印１２及び矢印４１は、「Ｆｒａｍｅ ３」の表示画像と、「Ｆｒａｍｅ ２」の表示画像とを用いて算出されたベクトルを表す。また、破線で囲まれる矢印１０、矢印１１、矢印２０、矢印３０、矢印３１、及び矢印４０は、「Ｆｒａｍｅ ２」の表示画像から保持されたベクトルである。

ここで、繋がって表示される矢印１０、矢印１１、及び矢印１２は、矢印１０及び矢印１１に沿って移動してきたバブルが、現在のフレームにおいて矢印１２の向き及び移動速度で移動したことを表す。同様に、繋がって表示される矢印４０及び矢印４１は、前のフレームで矢印４０の向き及び移動速度で移動したバブルが、現在のフレームでは矢印４１の向き及び移動速度で移動したことを表す。すなわち、表示制御機能１６４は、前のフレームの矢印１０、矢印１１、及び矢印４０を保持して現在のフレームに表示させることで、時系列に沿ったバブルの軌跡を表示させることができる。

図６Ｃに示す例では、ホールド機能「Ｂｕｂｂｌｅ Ｈｏｌｄ」が適用される場合の表示画像の遷移を例示する。この場合、各フレームの表示画像では、現在のフレームにおいて算出された矢印（ベクトル）と、現在のフレームの矢印に繋がる矢印とが表示される。

図６Ｃに示すように、表示制御機能１６４は、「Ｆｒａｍｅ １」の表示画像、「Ｆｒａｍｅ ２」の表示画像、及び「Ｆｒａｍｅ ３」の表示画像を順に表示する。ここで、「Ｆｒａｍｅ １」の表示画像には、矢印１０、矢印２０、及び矢印３０が表示される。矢印１０、矢印２０、及び矢印３０は、「Ｆｒａｍｅ １」の表示画像と、前のフレーム（図示しない「Ｆｒａｍｅ ０」）の表示画像とを用いて算出されたベクトルを表す。

また、「Ｆｒａｍｅ ２」の表示画像には、矢印１０、矢印１１、矢印３０、矢印３１、及び矢印４０が表示される。矢印１１、矢印３１、及び矢印４０は、「Ｆｒａｍｅ ２」の表示画像と、「Ｆｒａｍｅ １」の表示画像とを用いて算出されたベクトルを表す。また、矢印１０及び矢印３０は、「Ｆｒａｍｅ １」の表示画像から保持されたベクトルである。

ここで、「Ｂｕｂｂｌｅ Ｈｏｌｄ」では、「Ａｌｌ Ｈｏｌｄ」（図６Ｂ）の場合と比較して、矢印２０が表示されない点が異なる。これは、矢印２０に対応するバブルが現在のフレームにおいて消失したことを示す。言い換えると、表示制御機能１６４は、現在のフレームにおいて算出されたベクトルに対応する矢印１１、矢印３１、及び矢印４０にそれぞれ繋がる矢印を表示させ、矢印１１、矢印３１、及び矢印４０のいずれにも繋がらない矢印を削除する（非表示とする）。具体的には、表示制御機能１６４は、矢印１１に繋がる矢印１０を表示させるとともに、矢印３１に繋がる矢印３０を表示させる。また、「Ｆｒａｍｅ １」の矢印２０は、矢印１１、矢印３１、及び矢印４０のいずれにも繋がらない矢印である。このため、表示制御機能１６４は、「Ｆｒａｍｅ １」の矢印２０を保持せずに削除する。これにより、表示制御機能１６４は、現在のフレームで消失したバブルを、矢印の削除により表すことができる。すなわち、表示制御機能１６４は、バブルの軌跡を表示させるとともに、バブルの消失を表現することができる。

また、「Ｆｒａｍｅ ３」の表示画像には、矢印１０、矢印１１、矢印１２、矢印４０、及び矢印４１が表示される。矢印１２及び矢印４１は、「Ｆｒａｍｅ ３」の表示画像と、「Ｆｒａｍｅ ２」の表示画像とを用いて算出されたベクトルを表す。ここで、矢印１０、矢印１１、及び矢印４０は、「Ｆｒａｍｅ ２」の表示画像から保持されたベクトルである。

すなわち、表示制御機能１６４は、現在のフレームにおいて算出されたベクトルに対応する矢印１２及び矢印４１にそれぞれ繋がる矢印を表示させ、矢印１２及び矢印４１のいずれにも繋がらない矢印を削除する。具体的には、表示制御機能１６４は、矢印１２に繋がる矢印１０及び１１を表示させるとともに、矢印４１に繋がる矢印４０を表示させる。また、「Ｆｒａｍｅ ２」の矢印３０及び３１は、矢印１２及び矢印４１のいずれにも繋がらない矢印である。このため、表示制御機能１６４は、「Ｆｒａｍｅ ２」の矢印３０及び３１を保持せずに削除する。これにより、表示制御機能１６４は、矢印１２及び矢印４１に対応するバブルの軌跡を表示させるとともに、消失したバブル（矢印３０及び３１に対応するバブル）を削除（非表示）により表すことができる。

このように、表示制御機能１６４は、各ベクトルを表すインジケータを、現在の医用画像データ（組織画像データ）上に表示させる。なお、上記の説明はあくまで一例であり、これに限定されるものではない。例えば、図６Ａ〜図６Ｃでは、各インジケータが、背景画像である組織画像データ上に表示される場合を示したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、表示制御機能１６４は、組織画像データに限らず、ＴＨＩ（Tissue Harmonic Imaging）法による画像データなど、任意の医用画像データを背景画像として用いることができる。また、表示制御機能１６４は、必ずしも背景画像を表示しなくてもよい。この場合、表示制御機能１６４は、走査範囲を示す枠線内にインジケータを表示してもよい。なお、背景画像を表示する場合には、特定機能１６１によって算出される組織の動きの補正量を用いて、背景画像の座標系を補正するのが好適である。

次に、表示制御機能１６４が、矢印形状とは異なる形状のインジケータを用いてベクトルを表示する場合の表示例について説明する。ここでは、表示制御機能１６４が、矢印形状とは異なる形状として、点で表されるインジケータを用いてベクトルを表示する場合を説明する。

図７Ａ、図７Ｂ、及び図７Ｃは、第１の実施形態に係る表示制御機能１６４により表示される表示画像の一例を説明するための図である。図７Ａには、バブルの移動速度を表す色が割り当てられた点をインジケータとして表示する場合を例示する。図７Ｂには、バブルの基準時相からの時相差（到達時間）を表す色が割り当てられた点をインジケータとして表示する場合を例示する。図７Ｃには、バブルが移動した向きを表す色が割り当てられた点をインジケータとして表示する場合を例示する。なお、図７Ａ〜図７Ｃには、３つの血管が描出される背景画像上で、図６Ｂの「Ａｌｌ Ｈｏｌｄ」によって各インジケータが表示される場合を例示する。

図７Ａに示すように、表示制御機能１６４は、バブルの移動速度を表す色が割り当てられた点５１、点５２、点５３、点５４、点５５、点５６、点５７、点５８、及び点５９を表示させる。また、表示制御機能１６４は、バブルの移動速度に対応するカラースケール（Ｖｅｌｏｃｉｔｙ）を表示させる。ここで、点５１、点５２、点５３、及び点５４に対応する各バブルは、他のバブル（点５５、点５６、点５７、点５８、及び点５９に対応する各バブル）よりも移動速度が速い。このため、点５１、点５２、点５３、及び点５４に対応する各バブルは、他のバブルよりも速い移動速度に対応する色が割り当てられる。また、点５５及び点５６に対応する各バブルは、他のバブル（点５１、点５２、点５３、点５４、点５７、点５８、及び点５９に対応する各バブル）よりも移動速度が遅い。このため、点５５及び点５６に対応する各バブルは、他のバブルよりも遅い移動速度に対応する色が割り当てられる。また、点５７、点５８、及び点５９に対応する各バブルは、点５１〜点５４に対応する各バブルよりも移動速度が遅く、点５５及び点５６に対応する各バブルよりも移動速度が速い。このため、点５７、点５８、及び点５９に対応する各バブルは、点５１〜点５４に対応する各バブルよりも遅い移動速度に対応する色であって、点５５及び点５６に対応する各バブルよりも速い移動速度に対応する色が割り当てられる。

図７Ｂに示すように、表示制御機能１６４は、バブルの到達時間を表す色が割り当てられた点６１、点６２、点６３、点６４、点６５、点６６、点６７、点６８、及び点６９を表示させる。また、表示制御機能１６４は、バブルの到達時間に対応するカラースケール（Ａｒｒｉｖａｌ Ｔｉｍｅ）を表示させる。図７に示す例では、点６１、点６５、及び点６７は、１番目のフレームにおいて検出されたバブルである。また、点６２、点６６、及び点６８は、２番目のフレームにおいて検出されたバブルである。また、点６３及び点６９は、３番目のフレームにおいて検出されたバブルである。また、点６４は、４番目のフレームにおいて検出されたバブルである。この場合、表示制御機能１６４は、１番目、２番目、３番目、４番目の各フレームにおいて各バブルが検出された時間に対応する色を、各バブルに割り当てて表示させる。

図７Ｃに示すように、表示制御機能１６４は、バブルが移動した向きを表す色が割り当てられた点７１、点７２、点７３、点７４、点７５、点７６、点７７、点７８、及び点７９を表示させる。また、表示制御機能１６４は、バブルが移動した向きに対応するカラースケール（Ｄｉｒｅｃｔｉｏｎ）を表示させる。ここで、点７１、点７２、点７３、及び点７４に対応する各バブルは、図中の上の方へ移動するバブルである。このため、点７１、点７２、点７３、及び点７４に対応する各バブルは、図中の上の方に対応する色が割り当てられる。また、点７５及び点７６に対応する各バブルは、図中の左上の方へ移動するバブルである。このため、点７５及び点７６に対応する各バブルは、図中の左上の方に対応する色が割り当てられる。また、点７７、点７８、及び点７９に対応する各バブルは、図中の下の方へ移動するバブルである。このため、点７７、点７８、及び点７９に対応する各バブルは、図中の下の方に対応する色が割り当てられる。

このように、表示制御機能１６４は、演算機能１６３によって算出されたベクトルを、矢印、点などの各種の形状を有するインジケータ、若しくは移動速度、向き、及び到達時間などの各種のパラメータに応じた色を有するインジケータを表示させる。なお、上記の説明では、各種の表示例を説明したが、表示制御機能１６４は、上述した表示例のうち少なくともいずれか一つの表示形態にてベクトルに関する情報を表示すればよい。

図８は、第１の実施形態に係る超音波診断装置１における処理手順を説明するためのフローチャートである。図８に示す処理手順は、例えば、表示要求を操作者から受け付けた場合に、開始される。

図８に示すように、例えば、入力装置１０２が表示要求を操作者から受け付けると（ステップＳ１０１肯定）、処理回路１６０は、ステップＳ１０２以降の処理を開始する。なお、表示要求を受け付けるまで（ステップＳ１０１否定）、処理回路１６０は、以下の処理を開始せず、待機状態である。

表示要求を受け付けると、送受信回路１１０は、医用画像を撮像する（ステップＳ１０２）。例えば、送受信回路１１０は、処理回路１６０の制御により、超音波画像データを撮像するための超音波走査を超音波プローブ１０１に実行させる。そして、信号処理回路１２０及び画像生成回路１３０は、送受信回路１１０によって収集された反射波データを用いて、造影画像データ及び組織画像データを略リアルタイムに撮像する。

続いて、特定機能１６１は、組織の動きを補正する（ステップＳ１０３）。例えば、特定機能１６１は、Ｎフレーム目の組織画像データの座標系をＮ−１フレーム目の組織画像データの座標系に一致させるための補正量を算出する。そして、特定機能１６１は、算出した補正量を用いて、Ｎフレーム目の造影画像データの座標系を補正する。

そして、特定機能１６１は、固定位置に基づく高調波成分を除去する（ステップＳ１０４）。例えば、特定機能１６１は、組織の動きを補正後の造影画像データについて、フレーム方向の信号の統計的な処理に基づいて、固定位置に基づく高調波成分を除去する。

そして、特定機能１６１は、造影剤（バブル）の位置を特定する（ステップＳ１０５）。例えば、特定機能１６１は、固定位置に基づく高調波成分を除去した造影画像データを生成することで、バブル位置を特定する。

そして、設定機能１６２は、前のフレームの造影剤の位置に基づいて、現在のフレームに探索範囲を設定する（ステップＳ１０６）。例えば、設定機能１６２は、Ｎ−１フレーム目のバブル位置に基づいて、Ｎフレーム目の造影画像データに探索範囲を設定する。

そして、演算機能１６３は、探索範囲内の造影剤の位置と、前のフレームの造影剤の位置とに基づいて、造影剤の移動を表すベクトルを算出する（ステップＳ１０７）。例えば、演算機能１６３は、Ｎ−１フレームからＮフレームにかけて継続してバブルＩＤが割り当てられたバブルについて、ベクトルを算出する。

そして、表示制御機能１６４は、ベクトルを示すインジケータを、医用画像上に表示させる（ステップＳ１０８）。例えば、表示制御機能１６４は、演算機能１６３によって算出されたベクトルを、矢印、点などの各種の形状を有するインジケータ、若しくは移動速度、向き、及び到達時間などの各種のパラメータに応じた色を有するインジケータを表示させる。また、例えば、表示制御機能１６４は、ベクトルを示すインジケータを、組織画像データなどの背景画像上に表示させる。

そして、処理回路１６０は、撮像が終了されたか否かを判定する（ステップＳ１０９）。処理回路１６０は、撮像が終了されるまで（ステップＳ１０９否定）、ステップＳ１０２の処理へ移行して、ステップＳ１０２〜ステップＳ１０８の処理を繰り返し実行する。そして、撮像が終了された場合には（ステップＳ１０９肯定）、処理回路１６０は、図８の処理手順を終了する。

なお、上記の説明はあくまで一例であり、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、ステップＳ１０３及びステップＳ１０４の処理は、必ずしも実行されなくてもよい。また、略リアルタイムの処理ではなく、撮影済みの超音波画像データを用いて事後的に処理を行う場合には、ステップＳ１０２の医用画像を撮像する処理は実行されない。

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、特定機能１６１は、各フレームの超音波画像データにおける造影剤の位置を特定する。そして、演算機能１６３は、特定された各フレームにおける造影剤の位置に基づいて、造影剤の移動を表すベクトルを算出する。そして、表示制御機能１６４は、算出されたベクトルを示す形状を有するインジケータを、所定の背景画像上に表示させる。これによれば、超音波診断装置１は、造影剤の流れを描出することができる。例えば、超音波診断装置１は、造影エコー法にて造影剤として用いられるバブルの一つ一つをトラッキングすることで、造影剤が流れる向き及び移動速度を定量的に表示することができる。

例えば、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、血管を全体的に描出する従来の造影エコー法やＭＦＩ（Micro Flow Imaging）とは異なり、造影剤として用いられるバブルの一つ一つをトラッキングする。これにより、超音波診断装置１は、造影剤であるバブルが流れる向き及び移動速度をベクトルとして定量的に表示することができる。

また、例えば、第１の実施形態に係る超音波診断装置１は、ベクトルを表す矢印を繋げて表示することで、複数フレームにわたって移動する造影剤の流れの軌跡を表示することができる。これにより、例えば、超音波診断装置１は、腫瘍組織への血流の流入や流出を描出することができる。腫瘍組織への血流の流入や流出を明確にすることで、例えば、肝動脈塞栓術における治療箇所の特定や、腫瘍の種類の特定での活用が期待される。

（第２の実施形態）
第２の実施形態では、更に、速度、時間、若しくは方向に関する条件を設定することで、設定された条件を満たすバブルを選択的に表示させる場合を説明する。

図９は、第２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。第２の実施形態に係る超音波診断装置１は、図１に例示した超音波診断装置１と同様の構成を備え、処理回路１６０が条件設定機能１６５を更に備える点と、表示制御機能１６４の処理の一部が相違する。そこで、第２の実施形態では、第１の実施形態と相違する点を中心に説明することとし、第１の実施形態において説明した構成と同様の機能を有する点については、図１と同一の符号を付し、説明を省略する。

条件設定機能１６５は、例えば、速度、時間、若しくは方向に関する条件を設定する。例えば、条件設定機能１６５は、表示画像に表示されるバブルの移動速度の範囲（下限値及び上限値）を指定する旨の操作を操作者から受け付けて、受け付けた操作にて指定された移動速度の範囲を設定する。

そして、表示制御機能１６４は、バブルの移動速度、到達時間、若しくは移動した向きが、条件設定機能１６５によって設定された条件を満たす場合に、バブルに関するインジケータを表示させる。例えば、表示制御機能１６４は、条件設定機能１６５によって設定された移動速度の範囲内に含まれる移動速度のバブルについて、インジケータを表示させる。

図１０は、第２の実施形態に係る条件設定機能１６５の処理を説明するための図である。図１０の上図には、バブルの移動速度を表す色が割り当てられた点をインジケータとして表示する場合を例示する（図７Ａと同様）。なお、図１０の上図では、速度に関する条件として、移動速度の下限値「０．０」及び上限値「１０．０」が設定されている場合を例示する。

図１０に示すように、操作者が速度条件を変更する指示を入力すると、条件設定機能１６５は、入力された指示に応じて速度条件を変更する。ここで、例えば、移動速度の範囲の下限値が「０．０」から「３．０」に上昇させる変更が行われると、条件設定機能１６５は、移動速度の範囲の下限値を「０．０」から「３．０」に上昇させる変更を行う。

そして、表示制御機能１６４は、速度条件の変更に応じて、バブルの移動速度に対応するカラースケールを変更する。図１０に示す例では、表示制御機能１６４は、カラースケールの下限値を「０．０」から「３．０」に上昇させる変更を行う。また、表示制御機能１６４は、変更後のカラースケールを用いて、各点に割り当てられる色を変更する。例えば、点５５及び点５６の移動速度が「３．０」より低い値であって場合には、図１０の下図に示すように、表示制御機能１６４は、点５５及び点５６を非表示とする。また、表示制御機能１６４は、点５１、点５２、点５３、点５４、点５７、点５８、及び点５９に割り当てられる色を変更する。

このように、条件設定機能１６５は、速度に関する条件を設定する。そして、表示制御機能１６４は、バブルの移動速度が設定された条件を満たす場合に、バブルに関するインジケータを表示させる。なお、上記の説明では、一例として、速度に関する条件が設定される場合を説明したが、これに限らず、例えば、時間、若しくは方向に関する条件が設定される場合にも同様である。また、図１０では、下限値及び上限値が設定される場合を説明したが、これに限らず、下限値及び上限値のうちいずれか一方のみが設定される場合であっても良い。

すなわち、第２の実施形態に係る超音波診断装置１において、条件設定機能１６５は、速度に関する条件を設定する。そして、特定機能１６１は、第１時相に対応する第１医用画像及び第２時相に対応する第２医用画像それぞれにおける造影剤の位置を特定する。そして、演算機能１６３は、第１医用画像及び第２医用画像それぞれにおける造影剤の位置に基づいて、造影剤の移動を表すベクトルを算出し、第１時相と第２時相の間の時相差及びベクトルの実空間における長さから造影剤の移動速度を算出する。そして、表示制御機能１６４は、移動速度が条件を満たす場合に、第１医用画像又は第２医用画像における造影剤の位置を示すインジケータを、所定の医用画像上に表示させる。これによれば、超音波診断装置１は、所望の条件を満たす移動速度のバブルを表示させることができる。

（第３の実施形態）
第３の実施形態では、ベクトルを算出することなく到達時間を表すインジケータを表示する場合を説明する。

図１１は、第３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。第３の実施形態に係る超音波診断装置１は、図１に例示した超音波診断装置１と同様の構成を備え、処理回路１６０が設定機能１６２及び演算機能１６３を備えない点と、表示制御機能１６４における処理の一部が相違する。そこで、第３の実施形態では、第１の実施形態と相違する点を中心に説明することとし、第１の実施形態において説明した構成と同様の機能を有する点については、図１と同一の符号を付し、説明を省略する。

表示制御機能１６４は、第１時相と基準時相の間の時相差を表す第１の色を有し、第１医用画像における造影剤の位置を示す第１インジケータと、第２時相と基準時相の間の時相差を表す第２の色を有し、第２医用画像における前記造影剤の位置を示す第２インジケータを、所定の医用画像上に表示させる。なお、以下では、バブルの到達時間（時相差）として、撮像開始時点から各バブルが検出された時点までの時間が用いられる場合を説明するが、これに限らず、任意の基準時相と各バブルが検出された時点との間の時間を到達時間として算出してもよい。

例えば、表示制御機能１６４は、特定機能１６１によってバブル位置が特定されるごとに、バブル位置が特定されたフレームの撮像時刻に応じた色を、各バブル位置を示すインジケータ（例えば、点の画像）に割り当てる。具体的には、表示制御機能１６４は、図７Ｂで示したように、１番目のフレームにおいて検出されたバブル（点６１、点６５、及び点６７）に対して、１番目のフレームの撮影時刻に応じた色を割り当てる。また、表示制御機能１６４は、２番目のフレームにおいて検出されたバブル（点６２、点６６、及び点６８）に対して、２番目のフレームの撮影時刻に応じた色を割り当てる。また、表示制御機能１６４は、３番目のフレームにおいて検出されたバブル（点６３及び点６９）に対して、３番目のフレームの撮影時刻に応じた色を割り当てる。また、表示制御機能１６４は、４番目のフレームにおいて検出されたバブル（点６４）に対して、４番目のフレームの撮影時刻に応じた色を割り当てる。

このように、表示制御機能１６４は、各バブルの到達時間に応じた色を割り当てたバブル位置を、複数フレームにわたって累積表示させる。

図１２は、第３の実施形態に係る超音波診断装置１における処理手順を説明するためのフローチャートである。図１２に示す処理手順は、例えば、表示要求を操作者から受け付けた場合に、開始される。なお、図１２に示す処理手順において、ステップＳ２０１〜ステップＳ２０５の処理は、図８に示したステップＳ１０１〜ステップＳ１０５の処理と同様であるので、説明を省略する。

図１２に示すように、例えば、表示制御機能１６４は、特定機能１６１によって造影剤の位置が特定されると、造影剤の到達時間を示すインジケータを、医用画像上に表示させる（ステップＳ２０６）。例えば、表示制御機能１６４は、各バブルの到達時間に応じた色を割り当てたバブル位置を、複数フレームにわたって累積表示させる。

そして、処理回路１６０は、撮像が終了されたか否かを判定する（ステップＳ２０７）。処理回路１６０は、撮像が終了されるまで（ステップＳ２０７否定）、ステップＳ２０２の処理へ移行して、ステップＳ２０２〜ステップＳ２０６の処理を繰り返し実行する。そして、撮像が終了された場合には（ステップＳ２０７肯定）、処理回路１６０は、図１２の処理手順を終了する。

このように、第３の実施形態に係る超音波診断装置１は、ベクトルを算出することなく、到達時間を表すインジケータを複数フレームにわたって累積表示することができる。

なお、第３の実施形態に係る超音波診断装置１は、第２の実施形態において説明した条件設定機能１６５を更に備えることにより、設定された条件を満たすインジケータのみを表示させてもよい。すなわち、表示制御機能１６４は、第１時相と基準時相の間の時相差が条件を満たす場合に、第１のインジケータを表示させ、第２時相と基準時相の間の時相差が条件を満たす場合に、第２のインジケータを表示させる。図７Ｂの例において、３番目のフレームと４番目のフレームの撮像時刻に対応する時間を表示対象とする旨の条件が設定された場合には、表示制御機能１６４は、点６３、点６４、及び点６９を表示させ、点６１、点６２、点６５、点６６、点６７、及び点６８を非表示とする。

（第４の実施形態）
第１の実施形態では、バブルが移動する向きが、画像平面上の０°〜３６０°の角度により表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、基準位置を設定し、基準位置に対する方向（角度）で表すことも可能である。

図１３は、第４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。第４の実施形態に係る超音波診断装置１は、図１に例示した超音波診断装置１と同様の構成を備え、処理回路１６０が移動方向決定機能１６６を更に備える点と、表示制御機能１６４の処理の一部が相違する。そこで、第４の実施形態では、第１の実施形態と相違する点を中心に説明することとし、第１の実施形態において説明した構成と同様の機能を有する点については、図１と同一の符号を付し、説明を省略する。

移動方向決定機能１６６は、第１医用画像及び第２医用画像それぞれにおける造影剤の位置と、第１医用画像又は第２医用画像における基準位置とに基づいて、基準位置に対する造影剤の移動方向を決定する。

図１４Ａ及び図１４Ｂは、第４の実施形態に係る移動方向決定機能１６６の処理を説明するための図である。図１４Ａ及び図１４Ｂでは、前のフレームのバブル位置及び現在のフレームのバブル位置を白丸印で示し、基準位置を黒丸印で示す。なお、基準位置としては、例えば、腫瘍の中心などが指定されるのが好ましいが、如何なる点であっても指定可能である。また、基準位置は、操作者によって用手的に設定されても良いし、画像（例えば、組織画像データ）上における画像処理により自動的に設定されても良い。

図１４Ａに示す例では、基準位置に対するバブルの移動方向を、角度θで表す場合を説明する。ここで、角度θは、前のフレームのバブル位置と基準位置とを結ぶ直線と、バブルの移動を表すベクトルとがなす角で表される。角度θは、バブルが基準位置に近づくほど０°に近い値となり、バブルが基準位置から遠ざかるほど１８０°に近い値となる。この場合、表示制御機能１６４は、前のフレームのバブル位置と基準位置とを結ぶ直線と、バブルの移動を表すベクトルとがなす角を算出することで、基準位置に対するバブルの移動方向を表す角度θを算出する。なお、バブルの移動を表すベクトルは、第１の実施形態において説明した処理により算出される。

図１４Ｂに示す例では、基準位置に対するバブルの移動方向を、近づいたか遠ざかったかに応じて２値化して表す場合を説明する。この場合、表示制御機能１６４は、前のフレームのバブル位置と基準位置との間の距離Ｌ_Ｎ−１と、現在のフレームのバブル位置と基準位置との間の距離Ｌ_Ｎとを比較する。そして、表示制御機能１６４は、距離Ｌ_Ｎ−１＞距離Ｌ_Ｎを満たす場合には、バブルが基準位置に近づいたと判定し、距離Ｌ_Ｎ−１≦距離Ｌ_Ｎを満たす場合には、バブルが基準位置から遠ざかったと判定する。図１４Ｂの例では、距離Ｌ_Ｎ−１＞距離Ｌ_Ｎを満たすので、表示制御機能１６４は、Ｎフレーム目においてバブルが基準位置に近づいたと判定する。

このように、移動方向決定機能１６６は、基準位置に対するバブルの移動方向を決定する。なお、上記の説明はあくまで一例であり、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、移動方向決定機能１６６は、図１４Ａの例において、角度θを算出した後に、角度θが９０°より小さいか大きいかに応じて２値化して表しても良い。また、移動方向決定機能１６６は、図１４Ｂの例では、距離Ｌ_Ｎ−１＝距離Ｌ_Ｎとなる場合には、バブルが基準位置から遠ざかったと判定される場合を説明したが、「基準位置に対して移動方向を有しない」と判定してもよい。

表示制御機能１６４は、移動方向を表す色を有し、第１医用画像又は第２医用画像における造影剤の位置を示すインジケータ、或いは、移動方向を表す色を有し、第１医用画像及び第２医用画像それぞれにおける造影剤の位置に基づいて算出されたベクトルを示す形状を有するインジケータを、所定の医用画像上に表示させる。

図１５Ａ及び図１５Ｂは、第４の実施形態に係る表示制御機能１６４により表示される表示画像の一例を説明するための図である。図１５Ａには、基準位置に対するバブルの移動方向に応じた色が割り当てられた点をインジケータとして表示する場合を例示する。図１５Ｂには、基準位置に対するバブルの移動方向に応じた色が割り当てられ、バブルが移動した向きを示す矢印をインジケータとして表示する場合を例示する。図１５Ａ及び図１５Ｂには、腫瘍組織の輪郭８０と腫瘍組織の中心位置８１が描出される背景画像（例えば、組織画像データ）上で、「Ａｌｌ Ｈｏｌｄ」によって各インジケータが表示される場合を例示する。なお、図１５Ａ及び図１５Ｂでは、腫瘍組織の中心位置８１が基準位置として設定される場合を説明する。

図１５Ａに示すように、表示制御機能１６４は、時系列に沿って、点８２、点８３、点８４、点８５、及び点８６の位置を順に移動するバブルの各位置を表示する。ここで、点８２、点８３、点８４、点８５、及び点８６には、腫瘍組織の中心位置８１（基準位置）に対するバブルの移動方向に応じた色が割り当てられる。例えば、点８２及び点８３は、中心位置８１に近づく方向へ移動するバブルである。このため、点８２及び点８３には、０°に近い色（例えば、青）が割り当てられている。また、例えば、点８５及び点８６は、中心位置８１から遠ざかる方向へ移動するバブルである。このため、点８５及び点８６には、１８０°に近い色（例えば、赤）が割り当てられている。また、例えば、点８４は、中心位置８１に対して訳９０°の方向へ移動するバブルである。このため、点８４には、９０°に近い色（例えば、緑）が割り当てられている。

図１５Ｂに示すように、表示制御機能１６４は、時系列に沿って、矢印９０、矢印９１、矢印９２、矢印９３、及び矢印９４の中心位置を順に移動するバブルの移動を表示する。ここで、矢印９０、矢印９１、矢印９２、矢印９３、及び矢印９４には、腫瘍組織の中心位置８１（基準位置）に対するバブルの移動方向に応じた色が割り当てられる。例えば、矢印９０及び矢印９１は、中心位置８１に近づく方向へ移動するバブルである。このため、矢印９０及び矢印９１には、０°に近い色（例えば、青）が割り当てられている。また、例えば、矢印９３及び矢印９４は、中心位置８１から遠ざかる方向へ移動するバブルである。このため、矢印９３及び矢印９４には、１８０°に近い色（例えば、赤）が割り当てられている。また、例えば、矢印９２は、中心位置８１に対して訳９０°の方向へ移動するバブルである。このため、矢印９２には、９０°に近い色（例えば、緑）が割り当てられている。これにより、表示制御機能１６４は、基準位置に対する移動方向と、バブルが移動する向きとを、一つのインジケータで表示することができる。

図１６は、第４の実施形態に係る超音波診断装置１における処理手順を説明するためのフローチャートである。図１６に示す処理手順は、例えば、表示要求を操作者から受け付けた場合に、開始される。なお、図１６に示す処理手順において、ステップＳ３０１〜ステップＳ３０５の処理は、図８に示したステップＳ１０１〜ステップＳ１０５の処理と同様であるので、説明を省略する。

図１６に示すように、例えば、移動方向決定機能１６６は、特定機能１６１によって造影剤の位置が特定されると、基準位置に対する造影剤の移動方向を決定する（ステップＳ３０６）。例えば、移動方向決定機能１６６は、前のフレームのバブル位置と基準位置とを結ぶ直線と、バブルの移動を表すベクトルとがなす角を算出することで、基準位置に対するバブルの移動方向を表す角度θを算出する。

そして、表示制御機能１６４は、造影剤の移動方向を表すインジケータを、医用画像上に表示させる（ステップＳ３０７）。例えば、表示制御機能１６４は、基準位置に対するバブルの移動方向に応じた色が割り当てられた点、若しくは矢印を、インジケータとして累積表示させる。

そして、処理回路１６０は、撮像が終了されたか否かを判定する（ステップＳ３０８）。処理回路１６０は、撮像が終了されるまで（ステップＳ３０８否定）、ステップＳ３０２の処理へ移行して、ステップＳ３０２〜ステップＳ３０７の処理を繰り返し実行する。そして、撮像が終了された場合には（ステップＳ３０８肯定）、処理回路１６０は、図１６の処理手順を終了する。

このように、第４の実施形態に係る超音波診断装置１は、基準位置に対する方向（角度）で表すことができる。なお、第４の実施形態に係る超音波診断装置１は、第２の実施形態において説明した条件設定機能１６５を更に備えることにより、設定された条件を満たすインジケータのみを表示させてもよい。すなわち、表示制御機能１６４は、基準位置に対する方向が条件を満たすバブルのインジケータを表示させ、基準位置に対する方向が条件を満たさないバブルのインジケータを非表示とする。

（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。

（プロトコル）
例えば、上記の実施形態に係る処理（バブルをトラッキングする処理）は、造影剤の流入量が比較的少ない初回の注入（first Injection）における最初の数秒間で適用するか、フラッシュ（Flash）により走査範囲内に存在する造影剤を一旦破壊した直後に適用するのが好適である。或いは、通常の造影エコー法で用いられる造影剤よりも少ない量の造影剤を用いて造影する場合に適用するのが好適である。これは、造影剤の量が多い場合には、注入された造影剤が造影画像データ上で点として検出されず、造影剤が繋がって検出されてしまう可能性があるからである。

また、フラッシュしてからバブルをトラッキングする処理を繰り返し行って、繰り返し得られたベクトルを示すインジケータを重畳表示させてもよい。これにより、超音波診断装置１は、サンプル数を増やすことができるので、より正確なバブルの軌跡を表示することができる。また、この場合、呼吸などの体動によって位置ずれが生じる可能性があるため、上述した組織の動きを補正する処理を適用するか、超音波プローブ１０１に磁気センサなどの位置センサを取り付けることで組織の動きを補正するのが好適である。

（表示パターンの組み合わせ）
また、例えば、上記の実施形態にて説明した表示パターンのうち任意の２つの表示パターンを、左右のツインビュー（Twin View）により表示してもよし、重畳表示しても良い。例えば、バブルの移動速度、バブルが移動した方向、バブルの到達時間、及び基準位置に対する移動方向のうち任意のパラメータに応じた色を有する点又は矢印による各種の表示パターンを適宜組み合わせて同時に表示してもよいし、重畳表示しても良い。

（ＭＦＩとの併用）
また、上記の実施形態では、背景画像として、組織画像データやＴＨＩ法による画像データが表示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、ＭＦＩやパラメトリックＭＦＩによる画像データを背景画像として表示させ、この背景画像上にインジケータを表示させてもよい。

（ボリュームデータへの適用）
また、上記の実施形態では、２次元の超音波画像データにおける処理を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではなく、３次元の超音波画像データ（ボリュームデータ）に対しても同一の処理を適用可能である。

例えば、２次元アレイプローブやメカニカルプローブによって収集されても良いし、２次元の超音波画像データから磁気センサーによる位置情報や手動により再構成されてもよい。そして、超音波診断装置１は、得られた３次元の超音波画像データに対して、特定機能１６１、設定機能１６２、演算機能１６３、及び表示制御機能１６４の各処理を実行する。これにより、超音波診断装置１は、ベクトルを表す矢印を立体的に表示することが可能となる。なお、この場合、背景画像は表示されなくてもよいし、３次元の組織画像データを所定の透過率でボリュームレンダリングした画像を背景として表示してもよい。また、バブルが移動した向きに応じた色を割り当てて表示する場合には、図７ＣのＤｉｒｅｃｔｉｏｎのカラーコードも３次元的に表示される。

上記説明において用いた「プロセッサ（回路）」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。プロセッサは記憶回路１５０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、記憶回路１５０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。

また、上記の実施形態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、上記の実施形態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。この医用画像処理方法は、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、この医用画像処理方法は、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。

また、上記の実施形態において、略リアルタイムとは、処理対象となる各データが発生するたびに、即時に各処理を行うことを指す。つまり、リアルタイムとは、被検体が撮像される時刻と画像が表示される時刻とが完全に一致する場合に限らず、画像生成処理に要する時間によって画像がやや遅れて表示される場合を含む。

以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、造影剤の流れを描出することができる。

本発明の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
１００ 装置本体
１６０ 処理回路
１６１ 特定機能
１６２ 設定機能
１６３ 演算機能
１６４ 表示制御機能

Claims (16)

1. 第１時相に対応する第１医用画像及び第２時相に対応する第２医用画像それぞれにおける造影剤の位置を特定する特定部と、
   前記第１医用画像及び前記第２医用画像それぞれにおける前記造影剤の位置に基づいて、前記造影剤の移動を表すベクトルを算出する演算部と、
   前記ベクトルを示す形状を有するインジケータを、所定の医用画像上に表示させる表示制御部と、
   を備え、
   前記表示制御部は、
   前記インジケータとして、前記第１時相の前記造影剤の位置を始点とし、前記第２時相の前記造影剤の位置を終点とする矢印を表示させ、
   前の時相における前記矢印のうち、現在の時相における前記矢印に繋がる矢印を累積表示させ、現在の時相における前記矢印に繋がらない矢印を非表示にする、
   医用画像処理装置。
2. 前記第１医用画像における前記造影剤の位置を参照することにより、前記第２医用画像に探索範囲を設定する設定部を備え、
   前記演算部は、前記探索範囲内における前記造影剤の位置と、前記探索範囲を設定するために参照した前記造影剤の位置に基づいて前記ベクトルを算出する、
   請求項１に記載の医用画像処理装置。
3. 前記演算部は、前記第１時相と前記第２時相の間の時相差及び前記ベクトルの実空間における長さから前記造影剤の移動速度を算出し、
   前記表示制御部は、前記移動速度を表す色を有する前記インジケータを表示させる、
   請求項１又は２に記載の医用画像処理装置。
4. 速度に関する条件を設定する条件設定部を備え、
   前記演算部は、前記第１時相と前記第２時相の間の時相差及び前記ベクトルの実空間における長さから前記造影剤の移動速度を算出し、
   前記表示制御部は、前記移動速度が前記条件を満たす場合に、前記インジケータを表示させる、
   請求項１乃至３のうちいずれか１つに記載の医用画像処理装置。
5. 前記演算部は、前記第１時相又は前記第２時相と基準時相の間の時相差を算出し、
   前記表示制御部は、前記時相差を表す色を有する前記インジケータを表示させる、
   請求項１乃至４のうちいずれか１つに記載の医用画像処理装置。
6. 時間に関する条件を設定する条件設定部を備え、
   前記演算部は、前記第１時相又は前記第２時相と基準時相の間の時相差を算出し、
   前記表示制御部は、前記時相差が前記条件を満たす場合に、前記インジケータを表示させる、
   請求項１乃至３のうちいずれか１つに記載の医用画像処理装置。
7. 前記表示制御部は、前記ベクトルの向きを表す色を有する前記インジケータを表示させる、
   請求項１乃至６のうちいずれか１つに記載の医用画像処理装置。
8. 方向に関する条件を設定する条件設定部を備え、
   前記表示制御部は、前記ベクトルの向きが前記条件を満たす場合に、前記インジケータを表示させる、
   請求項１乃至３のうちいずれか１つに記載の医用画像処理装置。
9. 前記表示制御部は、前記ベクトルの向きを示す矢印形状を有する前記インジケータを表示させる、
   請求項１乃至８のうちいずれか１つに記載の医用画像処理装置。
10. 前記表示制御部は、前記所定の医用画像として前記第２医用画像を表示させる、
    請求項１乃至９のうちいずれか１つに記載の医用画像処理装置。
11. 前記特定部は、更に、前記第１医用画像及び前記第２医用画像それぞれにおける組織の動きを補正し、補正後の前記第１医用画像及び前記第２医用画像それぞれにおける造影剤の位置を特定する、
    請求項１又は２に記載の医用画像処理装置。
12. 前記特定部は、更に、前記第１医用画像及び前記第２医用画像それぞれにおける固定位置に基づく高調波成分を除去し、除去後の前記第１医用画像及び前記第２医用画像それぞれにおける造影剤に基づく高調波成分を用いて前記造影剤の位置を特定する、
    請求項１乃至３のうちいずれか１つに記載の医用画像処理装置。
13. 前記表示制御部は、時相が異なる少なくとも２つの前記インジケータを前記所定の医用画像上に表示させることで、前記造影剤の軌跡を表示させる、
    請求項１〜１２のうちいずれか１つに記載の医用画像処理装置。
14. 前記表示制御部は、前の時相における前記矢印を保持して現在の時相における前記矢印を累積表示させる、
    請求項１乃至１３のうちいずれか１つに記載の医用画像処理装置。
15. 超音波診断装置である、
    請求項１乃至１４のうちいずれか１つに記載の医用画像処理装置。
16. 第１時相に対応する第１医用画像及び第２時相に対応する第２医用画像それぞれにおける造影剤の位置を特定し、
    前記第１医用画像及び前記第２医用画像それぞれにおける前記造影剤の位置に基づいて、前記造影剤の移動を表すベクトルを算出し、
    前記ベクトルを示す形状を有するインジケータを、所定の医用画像上に表示させ、
    前記インジケータとして、前記第１時相の前記造影剤の位置を始点とし、前記第２時相の前記造影剤の位置を終点とする矢印を表示させ、
    前の時相における前記矢印のうち、現在の時相における前記矢印に繋がる矢印を累積表示させ、現在の時相における前記矢印に繋がらない矢印を非表示にする、
    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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