超声波图像生成装置、程序存储介质以及超声波诊断装置的制作方法

1.本发明涉及超声波图像生成装置、程序存储介质以及超声波诊断装置，特别涉及生成与血流相关的图像的技术。


背景技术：

2.测量被检测体的血流速度的超声波诊断装置正被广泛使用。在这样的超声波诊断装置中，执行通过箭头等将血流速度向量重叠显示于断层图像的vfm(vector flow mapping，血流向量成像)，进行血管、心脏等循环器官的诊断。在执行vfm的超声波诊断装置中，使用多普勒法来测量血流速度向量。
3.在以下的专利文献1以及2中，示出通过描绘在图像上的粒子来表征利用vfm求取到的血流速度向量的技术。在该技术中，生成对前一定时下生成的图像帧和下一定时下生成的图像帧之间进行插补的插补帧。在图像帧或插补帧所表示的各图像中，描绘随着时间经过而在图像上移动的粒子。在专利文献3中，有与测量血流速度的基本的技术相关的记载。
4.现有技术文献
5.专利文献
6.专利文献1：jp特开2016
‑
214438号公报
7.专利文献2：jp特开2016
‑
202621号公报
8.专利文献3：jp特开2015
‑
198777号公报
9.在记载于专利文献1以及2的技术中，将心脏内的各点处的血流速度向量表现在图像上。但是，在该技术中，存在以下问题：无法表现每给定时间流过不是点而是具有广度的区域的血液的体积，即，无法表现具有广度的区域中的血液的流量。


技术实现要素：

10.本发明的目的在于，在血流速度向量的解析对象的区域中合适地示出具有广度的区域中的血液的流量。
11.本发明的特征在于，具备执行如下处理的处理器：取得设定在解析对象区域上的流入口处的血流速度向量；基于所述血流速度向量来求取在从第1解析定时到第2解析定时的期间从所述流入口流入的流入血流量；和通过基于所述流入血流量以及所述血流速度向量进行缓冲注入运算，从而生成所述第2解析定时下的超声波图像，所述缓冲注入运算是如下运算：基于所述流入血流量、预先确定的缓冲容量以及所述血流速度向量来决定出现在所述超声波图像中的粒子的数量以及位置，并生成使粒子呈现在该粒子的位置的所述超声波图像，所述缓冲容量是在多个粒子呈现于所述超声波图像的情况下基于所述流入血流量来确定粒子间的距离的值。
12.发明效果
13.根据本发明，可在血流速度向量的解析对象的区域中合适地示出具有广度的区域
中的血液的流量。
附图说明
14.图1是表示超声波诊断装置的结构的图。
15.图2是表示为了设定vfm中的条件而显示于显示部的图像的图。
16.图3是概念性地表示对血流开口虚拟地设定流入口的处理的图。
17.图4是表示缓冲注入运算的解析模型的图。
18.图5是示意性地表示将各粒子描绘在断层图像上的超声波图像的图。
19.图6是示意性地表示将各粒子描绘在断层图像上的超声波图像的图。
20.附图标记说明：
21.10
ꢀꢀ
超声波探头
22.12
ꢀꢀ
收发电路
23.14
ꢀꢀ
发送电路
24.16
ꢀꢀ
接收电路
25.18
ꢀꢀ
运算设备
26.20
ꢀꢀ
显示部
27.22
ꢀꢀ
控制部
28.24
ꢀꢀ
操作部
29.26
ꢀꢀ
存储设备
30.28
ꢀꢀ
断层图像生成部
31.30
ꢀꢀ
血流速度运算部
32.32
ꢀꢀ
粒子位置运算部
33.34
ꢀꢀ
条件设定部
34.38
ꢀꢀ
显示处理部
35.40、41
ꢀꢀ
超声波波束
36.50
ꢀꢀ
心脏
37.52
ꢀꢀ
左心房
38.54
ꢀꢀ
左心室
39.56
ꢀꢀ
二尖瓣
40.58
ꢀꢀ
基准线
41.60
ꢀꢀ
开口线
42.61
ꢀꢀ
血流开口
43.62
ꢀꢀ
二尖瓣环壁
44.64
ꢀꢀ
流入口
45.68
ꢀꢀ
缓冲容器
46.72
ꢀꢀ
初始量的液体
47.74
ꢀꢀ
残留量的液体
48.80、80
‑
1～80
‑3ꢀꢀ
粒子
具体实施方式
49.参考各图来说明本发明的实施方式。对多个附图所示的相同事项标注相同附图标记并简化说明。
50.在图1示出本发明的实施方式所涉及的超声波诊断装置的结构。超声波诊断装置具备超声波探头10、收发电路12、运算设备18、显示部20、控制部22、操作部24以及存储设备26。操作部24包含键盘、鼠标、旋钮、操作杆等，将基于用户的操作的操作信息输出到控制部22。控制部22基于操作信息来进行超声波诊断装置的整体的控制。显示部20可以是液晶显示器、有机el显示器等。另外，显示部20可以同操作部24一起构成触控面板。
51.对作为存储介质的存储设备26例如使用硬盘、usb存储器、sd卡等存储装置。存储设备26也可以是处于因特网等通信线路上的贮存器。
52.运算设备18具备断层图像生成部28、血流速度运算部30、粒子位置运算部32、条件设定部34以及显示处理部38。运算设备18可以是通过执行存储于外部的存储介质、存储设备26等程序存储介质的程序来在内部构成这些构成要素(断层图像生成部28、血流速度运算部30、粒子位置运算部32、条件设定部34以及显示处理部38)的处理器。各构成要素在运算中使用的信息、在运算的过程中要临时存储的信息、运算的结果所得到的信息等可以存储在存储设备26中。
53.运算设备18所具备的1个构成要素可以由执行分散处理的多个处理器构成。另外，运算设备18所具备的多个构成要素当中的一部分或全部可以由外部的计算机构成。外部的计算机可以与运算设备18直接连接，也可以与因特网等通信线路连接。运算设备18所具备的1个构成要素可以由执行分散处理的外部的多个计算机构成。进而，运算设备18所具备的多个构成要素当中的一部分或全部可以由作为硬件的电子电路单独构成。
54.超声波诊断装置构成为在求取被检测体的断层图像的b模式下动作。在b模式下，通过控制部22的控制，收发电路12、超声波探头10、运算设备18以及显示部20如以下说明的那样动作。
55.收发电路12具备发送电路14以及接收电路16。超声波探头10具备多个振动元件。发送电路14对各振动元件输出发送信号。各振动元件将发送信号变换成超声波，并对被检测体发送。发送电路14按照使得从各振动元件发出的超声波在特定的方向上相互增强的方式，来调整对各振动元件输出的发送信号的延迟时间，在该特定的方向上形成基于超声波的发送超声波波束，并且将发送超声波波束对被检测体进行扫描。
56.多个振动元件分别接收由被检测体反射的超声波，将其变换成电信号后对接收电路16输出。接收电路16按照使得基于从发送超声波波束方向接收到的超声波的电信号相互增强的方式，对从各振动元件输出的电信号进行调相加法运算来生成接收信号，并将该接收信号输出到运算设备18。由此，在超声波探头10中形成接收超声波波束，将与该接收超声波波束相应的接收信号作为生成断层图像的接收信号从收发电路12输出到运算设备18。另外，在以下的说明中，作为发送超声波波束以及接收超声波波束的总称而使用“超声波波束”这一用语。
57.构成于运算设备18的内部的断层图像生成部28基于针对与扫描方向相应的各超声波波束方向得到的接收信号来生成断层图像帧，并将其输出到显示处理部38。显示处理部38使基于断层图像帧的断层图像显示于显示部20。另外，断层图像生成部28将断层图像
帧存储到存储设备26。
58.在b模式下，通过控制部22的控制，收发电路12、超声波探头10以及运算设备18重复执行超声波波束40针对被检测体的扫描。断层图像生成部28以给定的帧率随着时间经过依次求取断层图像帧，并将其存储到存储设备26。
59.超声波诊断装置构成为除b模式以外还在求取血流速度向量的多普勒测量模式下动作。在多普勒测量模式下，通过控制部22的控制，收发电路12、超声波探头10以及运算设备18如以下说明的那样动作。可以通过以时分方式进行b模式的动作中的超声波收发和多普勒测量模式的动作中的超声波收发，来以时分方式执行b模式的动作和多普勒测量模式的动作。
60.控制部22控制收发电路12来扫描在超声波探头10中形成的发送超声波波束，在各发送超声波波束方向上发送多普勒测量模式用的超声波。扫描多普勒测量模式用的发送超声波波束的解析对象区域可以是包含在b模式下扫描超声波波束40的区域中的区域。多个振动元件分别接收由被检测体反射的超声波，将其变换成电信号后输出到接收电路16。
61.接收电路16按照控制部22的控制对从超声波探头10的各超声波振子输出的电信号进行调相加法运算，来生成多普勒测量模式用的接收信号，并将其输出到运算设备18。由此，在超声波探头10中形成接收超声波波束，将与该接收超声波波束相应的接收信号作为多普勒测量模式用的接收信号从收发电路12输出到运算设备18。
62.构成于运算设备18的内部的血流速度运算部30对针对与扫描方向相应的各超声波波束方向得到的接收信号的多普勒移位频率进行解析，求取在解析对象区域中被扫描的各超声波波束41上的各位置处的血流速度的超声波波束方向分量。血流速度运算部30例如使用记载于专利文献3的运算，基于各超声波波束41上的各位置处的血流速度的超声波波束方向分量，来针对各超声波波束41上的各位置求取与超声波波束方向分量正交的正交分量。另外，在专利文献3中，超声波波束方向分量以及正交分量分别被称作多普勒测量分量以及交叉路径方向分量。
63.专利文献3记载的运算是基于遵循质量守恒定律的微分方程式来求取与超声波波束方向分量对应的正交分量的运算。在此，质量守恒定律不是血液在某封闭空间中仅流入或仅流出的定律，而是从该封闭空间流出与流入的血液的体积相同体积的血液的定律。
64.通过这样的处理，血流速度运算部30针对解析对象区域中的各位置求取包含超声波波束方向分量以及正交分量的血流速度向量。血流速度运算部30可以对血流速度向量实施坐标变换处理。血流速度运算部30例如可以将包含超声波波束方向分量以及正交分量的血流速度向量变换成以正交坐标系表征的血流速度向量。血流速度运算部30将针对解析对象区域中的各位置求取到的血流速度向量按以下所示的血流速度数据集的形态存储到存储设备26。
65.在多普勒测量模式中，通过控制部22的控制，收发电路12、超声波探头10以及运算设备18重复执行超声波波束41针对被检测体的扫描。血流速度运算部30以给定的帧率随着时间经过依次求取表征对解析对象区域求取到的血流速度向量群的血流速度数据集，并将其存储到存储设备26。
66.如此地，超声波探头10、收发电路12以及断层图像生成部28构成通过超声波的收发来生成断层图像的断层图像生成装置。另外，超声波探头10、收发电路12以及血流速度运
算部30构成通过超声波的收发来求取血流速度向量的血流速度运算装置。
67.超声波诊断装置作为生成超声波图像的超声波图像生成装置来动作。即，超声波诊断装置基于存储于存储设备26的断层图像帧以及血流速度数据集来执行vfm。vfm是如下处理：基于断层图像帧以及血流速度数据集来生成表示将表示血液的流量的图形重叠于断层图像而得到的超声波图像的数据，并使该超声波图像显示于显示部20。
68.血液的流量表征每给定的时间流过给定的区域的血液的体积。如后述那样，血液的流量由描绘在断层图像上的粒子的位置以及数量来表征。另外，本说明书中的“粒子”这一用语的意思是表征血流量的图形。“粒子”可以是圆形、多边形的标志，也可以用箭头等图形来表征。
69.在图2示出为了设定vfm中的条件而由显示处理部38显示于显示部20的图像。在该图中示出心脏50的左心房52、左心室54以及二尖瓣56。控制部22对应于操作部24中的操作来控制条件设定部34，条件设定部34对应于控制部22的控制来设定基准线58。在图2中，为了区分出左心房52与左心室54的边界而示出设定在二尖瓣56d的位置的基准线58。基准线58是具有从右侧的二尖瓣环壁到左侧的二尖瓣环壁的长度的直线。
70.条件设定部34将使基准线58向左心室54侧平行移动预先确定的距离而得到的直线设定为开口线60。条件设定部34在开口线60上设定血流开口61。在vfm中，执行基于血流开口61处的流量的运算。
71.如此地，为了区分出左心房52与左心室54的边界而在二尖瓣56的位置设定基准线58。并且，在左心室54侧距预先确定的距离地与基准线58平行地设定开口线60，在开口线60上设定血流开口61。由此，在左心室54中的血液的流量比较大的位置求取血液的流量。
72.在图3中概念性地示出对血流开口61设定流入口64的处理。条件设定部34将开口线60上被二尖瓣环壁62相夹的区间设定为血流开口61。条件设定部34进一步将血流开口61等分割，将通过等分割而得到的各区间设定为流入口64。在图3示出分别将通过将血流开口61分割成10个区间而得到的10个分割开口设定为流入口64的示例。条件设定部34生成表示开口线60所延伸的方向和10个流入口64各自所占的范围的流入口信息。
73.粒子位置运算部32基于由条件设定部34求取到的流入口信息、和预先存储于存储设备26的各血流速度数据集来执行粒子位置运算，求取描绘在断层图像上的粒子的位置以及数量。
74.以下说明粒子位置运算。粒子位置运算是基于随着时间经过依次求取到的血流速度数据集当中在时间序列上(时间轴上)相邻的在前的血流速度数据集和在后的血流速度数据集来求取与在后的血流速度数据集对应的粒子的位置以及数量的运算。另外，在粒子位置运算中，针对多个流入口分别执行同一处理。在此说明对1个流入口执行的处理。
75.另外，粒子位置运算部32针对存储于存储设备26的血流速度数据集重复执行粒子位置运算。即，在存储设备26中存储有按时间序列顺序生成的第1血流速度数据集、第2血流速度数据集、
·····
第n血流速度数据集的情况下，执行针对第1以及第2血流速度数据集的粒子位置运算、针对第2以及第3血流速度数据集的粒子位置运算、针对第3以及第4血流速度数据集的粒子位置运算、
·····
针对第n
‑
1以及第n血流数据集的粒子位置运算。
76.粒子位置运算部32求取流入口处的流入血流量。流入血流量是在从生成在前的血
流速度数据集起到生成在后的血流速度数据集为止的期间流入流入口的血液的体积(由于以二维平面考虑，因此为面积)，通过在将血流的速度[m/s]和流入口的宽度[m]相乘而得的值上乘以帧时间间隔[s]来求取。帧时间间隔是生成断层图像帧以及血流速度数据集的帧率的倒数。血流的速度是针对流入口处的血流速度向量的、与流入口垂直的方向的分量。该血流速度向量是基于在后的血流速度数据集的血流速度向量。另外，在以下的说明中，将生成在前的血流速度数据集的定时称作第1解析定时，将生成在后的血流速度数据集的定时称作第2解析定时。
[0077]
粒子位置运算部32对流入血流量执行如下那样的缓冲注入运算。在图4中概念性地示出缓冲注入运算的解析模型。在缓冲注入运算中，虚拟地使用收容有流入血流量的液体的液体源70和具有给定的缓冲容量的缓冲容器68。并且，将在从第1解析定时到第2解析定时的期间执行如下动作的解析模型作为运算对象：从液体源70对缓冲容器68以固定流量注入液体，每当充满缓冲容器68时，就将缓冲容器68清空，并继续从液体源70对缓冲容器68以固定流量注入液体。
[0078]
在图4的(a1)～(a4)示出缓冲容器68和收容于缓冲容器68的液体。在图4的(b1)～(b4)示出描绘在断层图像上的粒子的位置。
[0079]
在第1解析定时、即开始1个缓冲注入运算的定时，如图4的(a1)所示那样，在缓冲容器68中收容有初始量的液体72。初始量是与在前执行的缓冲注入运算中残留于缓冲容器68的液体的量(残留量)相同的值。在液体源70中收容有流入血流量的液体。如图4的(b1)所示那样，在断层图像上未配置有粒子。
[0080]
在解析模型中，收容于液体源70的液体以固定的流量注入到缓冲容器68。如图4的(a2)所示那样，在缓冲容器68中充满液体时，在断层图像上的流入64的中心配置粒子。在图4的(b2)示出配置于断层图像上的流入64的中心的粒子80
‑
1。该粒子80
‑
1随着时间经过向由基于在后的血流速度数据集的血流速度向量表示的方向移动。
[0081]
在图4的(a3)示出在缓冲容器68被暂时清空后，将收容于液体源70的液体以固定的流量注入到缓冲容器68而在缓冲容器68中再次充满液体的状态。在缓冲容器68中再次充满液体时，在断层图像上的流入口64的中心配置粒子。在图4的(b3)示出配置于断层图像上的流入口64的中心的粒子80
‑
2。如图4的(b3)所示那样，在解析模型的状态从图4的(a2)的状态向图4的(a3)的状态过渡的期间，粒子80
‑
1向由基于在后的血流速度数据集的血流速度向量表示的方向移动。
[0082]
在解析模型中，从液体源70对缓冲容器68以固定流量注入液体，每当缓冲容器68充满时，就将缓冲容器68清空并继续将液体从液体源70以固定流量注入，这样的动作直至收容于液体源70的液体成为空为止都重复进行。每当缓冲容器68被充满的定时，就在流入64配置粒子，该粒子向基于在后的血流速度数据集的血流速度向量所表示的方向移动。
[0083]
在图4的(a4)示出在收容于液体源70的液体成为空后的第2解析定时即在1个缓冲注入运算结束的定时收容于缓冲容器68的液体(残留量的液体74)。将该液体的残留量用作下一次执行的缓冲注入运算中的初始值。在图4的(b4)示出从断层图像上的流入64的中心移动的粒子80
‑
1～80
‑
3。
[0084]
如此地，在缓冲注入运算中，每当缓冲容器68充满的定时，就在流入64产生粒子，在直至到达第2解析定时时为止使该粒子沿着血流速度向量所表示的流入方向移动了时，
求取在第2解析定时下出现的粒子的位置。上述的缓冲容量是在多个粒子呈现于断层图像上的情况下基于流入血流量来确定粒子间的距离的值。
[0085]
在缓冲注入运算中，虚拟地执行如下动作：在第1解析定时下缓冲容器68中收容有初始量的液体的状态下，在第1解析定时之后，将液体注入到缓冲容器68。在缓冲注入运算中，第2解析定时下液体源70中剩余的液体的量成为下一次执行的粒子位置运算中的缓冲注入运算的初始量。
[0086]
在执行了针对在前的血流速度数据集以及在后的血流速度数据集的粒子位置运算后，显示处理部38使用与在后的血流速度数据集对应的断层图像帧使在断层图像上描绘出各粒子的超声波图像显示于显示部20。即，显示处理部38生成在由断层图像帧表示的断层图像上描绘出各粒子的超声波图像数据，并使基于该超声波图像数据的超声波图像显示于显示部20。
[0087]
在存储设备26中存储有按时间序列顺序生成的第1血流速度数据集以及第1断层图像帧、第2血流速度数据集以及第2断层图像帧、
·····
第n血流速度数据集以及第n断层图像帧的情况下，显示处理部38如下那样依次生成超声波图像数据，并使基于超声波图像数据的超声波图像显示于显示部20。其中，n是1以上的整数。
[0088]
即，显示处理部38最初生成基于第1血流速度数据集以及第1断层图像帧、和第2血流速度数据集以及第2断层图像帧的超声波图像数据。显示处理部38接下来生成基于第2血流速度数据集以及第2断层图像帧、和第3血流速度数据集以及第3断层图像帧的超声波图像数据。
········
显示处理部38最后生成基于第n
‑
1血流速度数据集以及第n
‑
1断层图像帧、和第n血流速度数据集以及第n断层图像帧的超声波图像数据。显示处理部38使基于各断层图像数据的图像依次显示于显示部20。
[0089]
另外，在上述中，将使各粒子移动的方向设为由基于在后的血流速度数据集的血流速度向量表示的方向。使各粒子移动的方向也可以是由基于在前的血流速度数据集的血流速度向量表示的方向。
[0090]
以下说明在上述的缓冲注入运算中执行的实际的计算。将最初在流入口64的中心产生的粒子的第2解析定时下的位置求取为从流入口64的中心移动在该粒子移动的移动时间move_time(1)上乘以速度向量而得到的向量的位置。将最初的粒子的移动时间move_time(1)求取为在粒子生成时的剩余流入量flow_rem(1)相对于流入血流量flow_rate的比上乘以帧时间间隔flm_intvl而得到的值。在此，剩余流入量flow_rem(1)是在对缓冲容器68注入液体而用液体将缓冲容器68最初充满时在液体源70中剩余的液体的体积。
[0091]
第1解析定时下收容于液体源70的体积是流入血流量flow_rate。若将缓冲容量设为flow_th，将第1解析定时下的初始量设为flow_buf，则剩余流入量flow_rem(1)用(数学式1)计算。
[0092]
(数学式1)
[0093]
flow_rem(1)＝flow_rate
‑
(flow_th
‑
flow_buf)
[0094]
最初的粒子的移动时间move_time(1)通过(数学式2)计算。
[0095]
(数学式2)
[0096]
move_time(1)＝flow_rem(1)/flow_rate
×
flm_intvl
[0097]
最初在流入口64的中心产生的粒子的第2解析定时下的位置是液体源70成为空时
的最初的粒子的位置(x(1)，y(1))。该位置(x(1)，y(1))按照(数学式3)来计算。在此，(xnk，ynk)是流入口64的中心的位置坐标，(vxnk，vynk)是流入口64的中心处的血流速度向量。该血流速度向量是基于在后的血流速度数据集的向量。
[0098]
(数学式3)
[0099]
x(1)＝xnk vxnk
·
move_time
ꢀꢀ
(1)
[0100]
y(1)＝ynk vynk
·
move_time
ꢀꢀ
(1)
[0101]
因此，针对第2解析定时，在由(数学式3)求取的断层图像上的位置描绘最初的粒子。
[0102]
将j设为2以上的整数，第j个粒子产生时收容于液体源70的体积frow_rem(j)通过(数学式4)来计算。
[0103]
(数学式4)
[0104]
flow_rem(j)＝flow_rem(j
‑
1)
‑
flow_th
[0105]
另外，在flow_rem(j
‑
1)＜flow_th成立的条件下，不产生第j个粒子。
[0106]
将第j个在流入口64的中心产生的粒子的第2解析定时下的位置求取为从流入口64的中心移动在该粒子移动的移动时间move_time(j)上乘以速度向量而得到的向量的位置。第j个粒子的移动时间move_time(j)通过(数学式5)来计算。
[0107]
(数学式5)
[0108]
move_time(j)＝flow_rem(j)/flow_rate
×
flm_intvl
[0109]
第j个在流入口64的中心产生的粒子的第2解析定时下的位置(x(j)，y(j))是液体源70成为空时的第j个粒子的位置(x(j)，y(j))。该位置按照(数学式6)来计算。
[0110]
(数学式6)
[0111]
x(j)＝xnk vxnk
·
move_time
ꢀꢀ
(j)
[0112]
y(j)＝ynk vynk
·
move_time
ꢀꢀ
(j)
[0113]
因此，针对第2解析定时，在由(数学式6)求取的断层图像上的位置描绘第j个粒子。
[0114]
在存储设备26中存储有执行按照上述(数学式1)～(数学式6)的计算的缓冲注入运算程序。运算设备18通过执行缓冲注入运算程序来虚拟地构成粒子位置运算部32，求取断层图像上的各粒子的位置。
[0115]
在存储设备26中存储有包含这样的缓冲注入运算程序的超声波图像生成程序。运算设备18通过执行超声波图像生成程序来使超声波图像显示于显示部20。该程序使运算设备18执行如下的(i)以及(ii)的处理。
[0116]
(i)取得设定在解析对象区域上的流入口处的血流速度向量的处理；和基于血流速度向量来求取在从第1解析定时到第2解析定时的期间从流入口流入的流入血流量的处理。
[0117]
(ii)通过基于流入血流量以及血流速度向量进行缓冲注入运算来生成第2解析定时下的超声波图像的处理。在此，缓冲注入运算是如下运算：基于流入血流量、预先确定的缓冲容量以及血流速度向量来决定在超声波图像中出现的粒子的位置，并生成使粒子呈现在该决定的位置的超声波图像。缓冲容量是在多个粒子呈现于超声波图像的情况下基于流入血流量来确定粒子间的距离的值。
[0118]
在图5以及图6示意性示出在断层图像上描绘了表示在该瞬间流入的血液的流量的各粒子80的超声波图像。在图5所示的超声波图像中，描绘了左心室54扩张的初期的心脏50。在图6所示的超声波图像中，描绘了左心室54扩张的末期刚刚之前的心脏50。
[0119]
在图5以及图6中，从二尖瓣56往左心室54去的血液的流量由在从二尖瓣56往左心室54去的方向上排列的多个粒子80表示。在这些图中，在从二尖瓣56往左心室54去的方向上排列的粒子80的数量越多，则血液的流量越大。在这些图中示出：越往二尖瓣56的前端去，血液的流量越大，越往瓣环部去，血液的流量越小。另外，示出：与在左心室54扩张的初期流入的血液的流量相比，在扩张末期刚刚之前流入的血液的流量小。
[0120]
如此地，根据本发明的实施方式所涉及的超声波诊断装置，以用户易于掌握的方式合适地示出作为具有广度的区域的流入口处的血液的流量。另外，将由用户设定的血流开口分割成多个流入口，对多个流入口分别求取血液的流量。由此，以用户易于掌握的方式合适地示出解析对象区域中的血液的流量的分布。进而，在重复执行的粒子位置运算各自的缓冲注入运算中，将通过在前的缓冲注入运算求取到的残留量设为下一次缓冲注入运算中的初始量。由此，可提高依次生成的超声波图像的连续性，容易使用户掌握流入口处的血液的流量。
[0121]
另外，粒子位置运算部32可以求取在从生成第1断层图像帧起到生成显示对象的第j断层图像帧为止的期间在血流开口61产生的粒子的数量(总粒子数)。其中，j是2以上且n以下的整数。显示处理部38可以使总粒子数同断层图像一起显示于显示部20。另外，显示处理部38可以同总粒子数一起求取总流入量，并使总流入量同断层图像一起显示于显示部20。总流入量是在从生成第1断层图像帧起到生成显示对象的第j断层图像帧为止的期间流入血流开口61的血液的体积。
[0122]
另外，粒子位置运算部32可以求取在从生成第j
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1断层图像帧起到生成第j断层图像帧为止的期间在血流开口61产生的粒子的数量(帧间粒子数)。显示处理部38可以使帧间粒子数同断层图像一起显示于显示部20。另外，显示处理部38可以同帧间粒子数一起求取帧间流入量，并使帧间流入量同断层图像一起显示于显示部20。帧间流入量是在从生成第j
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1断层图像帧起到生成第j断层图像帧为止的期间从血流开口61流入的血液的体积。
[0123]
在上述中，说明了对以帧时间间隔依次生成的血流速度数据集以及断层图像帧执行基于粒子位置运算的vfm的实施方式。在对以帧时间间隔依次生成的血流速度数据集以及断层图像帧实施插补处理而对血流速度数据集以及断层图像帧生成插补数据集以及插补帧的情况下，可以将插补数据集以及插补帧也包含在内地执行vfm。即，也可以对在时间轴上插入插补数据集的血流速度数据集的序列以及在时间轴上插入插补帧的断层图像帧执行基于粒子位置运算的vfm。