CN105025806B - 医用图像诊断装置、医用图像处理装置以及医用图像处理方法 - Google Patents

Abstract

医用图像诊断装置具备识别信息变更部和比较结果计算部。识别信息变更部变更对分别包含时相不同的多个医用图像数据的第1医用图像数据组所包含的第1医用图像数据中的与组织的轮廓对应的多个点赋予的识别信息。比较结果计算部使上述第1医用图像数据中的上述多个点变更后的识别信息、和对分别包含时相不同的多个医用图像数据的第2医用图像数据组中的与上述第1医用图像数据的时相对应的第2医用图像数据中与组织的轮廓对应的多个点赋予的识别信息建立对应，根据该对应将上述第1医用图像数据组以及上述第2医用图像数据组所包含的各医用图像数据中的表示上述组织的运动的运动信息在对应的时相间进行比较，并计算比较结果。

Description

医用图像诊断装置、医用图像处理装置以及医用图像处理 方法

技术领域

本发明的实施方式涉及医用图像诊断装置、医用图像处理装置以及医用图像处理方法。

背景技术

以往，作为使用超声波诊断装置来诊断心脏功能的方法之一，进行被称为负荷超声法的诊断方法。该负荷超声法是对被检体赋予运动负荷、药物负荷等压力负荷，使用在压力负荷的前后收集到的超声波图像数据来评估心肌的运动功能的诊断方法。

另外，为了客观且定量地评估心脏功能，存在一种取得心脏中的组织的位移、应变等运动信息的技术。该技术按照时间序列收集心脏的超声波图像数据，在超声波图像上进行局部区域的图案匹配，追踪(跟踪)局部区域，从而推定心脏的活动。另外，还在压力负荷的前后收集心脏的运动信息，对这些信息进行比较，从而评估心脏的运动功能。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2006-026151号公报

专利文献2：日本特开2009-106548号公报

发明内容

本发明要解决的问题在于，提供一种能够更准确地计算比较结果的医用图像诊断装置、医用图像处理装置以及控制方法。

实施方式所涉及的医用图像诊断装置具备识别信息变更部和比较 结果计算部。识别信息变更部变更对分别包含时相不同的多个医用图像数据的第1医用图像数据组所包含的第1医用图像数据中的与组织的轮廓对应的多个点赋予的识别信息。比较结果计算部使上述第1医用图像数据中的上述多个点变更后的识别信息、和对分别包含时相不同的多个医用图像数据的第2医用图像数据组之中与上述第1医用图像数据的时相对应的第2医用图像数据中的与组织的轮廓对应的多个点赋予的识别信息建立对应，根据该对应将上述第1医用图像数据组以及上述第2医用图像数据组所包含的各医用图像数据中的表示上述组织的运动的运动信息在对应的时相间进行比较，并计算比较结果。由此，能够更准确地计算比较结果。

附图说明

图1是表示第1实施方式所涉及的超声波诊断装置的结构例的框图。

图2是表示由操作者设定的初始轮廓的一个例子的图。

图3A是表示压力负荷前的体数据组的极坐标靶心图的一个例子的图。

图3B是表示压力负荷后的体数据组的极坐标靶心图的一个例子的图。

图4是用于说明第1实施方式所涉及的位置校准部181的处理的图。

图5是用于说明第1实施方式所涉及的位置校准部181的处理的图。

图6是用于说明第1实施方式所涉及的超声波诊断装置的处理的流程图。

图7是表示第2实施方式所涉及的超声波诊断装置的结构例的框图。

图8是用于说明第2实施方式所涉及的同步部184的处理的图。

图9是用于说明第2实施方式所涉及的同步部184的处理的图。

图10是用于说明第2实施方式所涉及的同步部184的处理的图。

图11是用于说明第2实施方式所涉及的同步部184的处理的图。

具体实施方式

以下，参照附图，说明实施方式所涉及的医用图像诊断装置、医用图像处理装置以及控制方法。

(第1实施方式)

图1是表示第1实施方式所涉及的超声波诊断装置的结构例的框图。如图1所示，第1实施方式所涉及的超声波诊断装置1具有超声波探头11、输入装置12、显示器13、心电图扫描仪14、以及装置主体100。

超声波探头11具有多个压电振子，这些多个压电振子根据从后述的装置主体100所具有的发送接收部110供给的驱动信号产生超声波。另外，超声波探头11接收来自被检体P的反射波并转换成电信号。另外，超声波探头11具有设置于压电振子的匹配层和防止超声波从压电振子向后方传播的背衬材料等。另外，超声波探头11自由拆卸地与装置主体100连接。

如果从超声波探头11向被检体P发送超声波，则所发送的超声波被被检体P的体内组织中的声阻抗的不连续面依次反射，反射波信号由超声波探头11所具有的多个压电振子来接收。所接收的反射波信号的振幅取决于反射超声波的不连续面中的声阻抗的差。另外，所发送的超声波脉冲被正在移动的血流、心脏壁等表面反射时的反射波信号利用多普勒效应而取决于相对于移动体的超声波发送方向的速度分量，并接受频移。

例如，在本实施方式中，为了被检体P的二维扫描用，将多个压电振子以一列配置的1D阵列探头作为超声波探头11与装置主体100连接。例如，作为超声波探头11的1D阵列探头是进行扇形扫描的扇形探头、进行偏移扇形扫描的凸型探头、以及进行线型扫描的线型探头等。或者，例如，在本实施方式中，为了被检体P的三维扫描用， 也可以将机械4D探头或2D阵列探头作为超声波探头11与装置主体100连接。机械4D探头如1D阵列探头那样能够使用以一列排列的多个压电振子进行二维扫描，并且能使多个压电振子以规定的角度(摆动角度)摆动来进行三维扫描。另外，2D阵列探头能够通过矩阵状地配置的多个压电振子进行三维扫描，并且能够通过会聚超声波并发送来进行二维扫描。

输入装置12具有鼠标、键盘、按钮、面板开关、触摸指令屏、脚踏开关、轨迹球、操纵杆等，接受来自超声波诊断装置的操作者的各种设定请求，并对装置主体100转送所接受的各种设定请求。

显示器13显示用于超声波诊断装置的操作者使用输入装置12输入各种设定请求的GUI(Graphical User Interface)，或者显示在装置主体100中生成的超声波图像数据等。

作为被进行超声波扫描的被检体P的生物体信号，心电图扫描仪14取得被检体P的心电波形(ECG：Electrocardiogram)。心电图扫描仪14将所取得的心电波形向装置主体100发送。

装置主体100是根据超声波探头11接收到的反射波信号生成超声波图像数据的装置。图1所示的装置主体100是能够根据超声波探头11接收到的二维的反射波数据生成二维的超声波图像数据的装置。另外，图1所示的装置主体100是能够根据超声波探头11接收到的三维的反射波数据来生成三维的超声波图像数据的装置。以下，有时将三维的超声波图像数据记作“体数据”。

如图1所述，装置主体100具有发送接收部110、B模式处理部120、多普勒处理部130、图像生成部140、图像存储器150、内部存储部160、图像处理部170、以及控制部180。

发送接收部110具有脉冲发生器、发送延迟部、以及触发发生器等，向超声波探头11供给驱动信号。脉冲发生器以规定的速率频率，重复产生用于形成发送超声波的速率脉冲。另外，发送延迟部对脉冲发生器所产生的各速率脉冲赋予将从超声波探头11产生的超声波会聚成束状，并决定发送指向性所需的每个压电振子的延迟时间。另外， 触发发生器以基于速率脉冲的定时向超声波探头11施加驱动信号(驱动脉冲)。即，发送延迟部通过使对各速率脉冲赋予的延迟时间变化，来任意调整从压电振子面发送的超声波的发送方向。

另外，发送接收部110为了根据后述的控制部180的指示，执行规定的扫描序列，具有能够瞬间变更发送频率、发送驱动电压等的功能。尤其，发送驱动电压的变更通过能够瞬间切换其值的线性放大器型的发送电路、或电气地切换多个电源单元的机构来实现。

另外，发送接收部110具有前置放大器、A/D(Analog/Digital)转换器、接收延迟部、以及加法器等，对超声波探头1接收到的反射波信号进行各种处理来生成反射波数据。前置放大器将反射波信号按每个通道进行放大。A/D转换器对放大后的反射波信号进行A/D转换。接收延迟部赋予决定接收指向性所需的延迟时间。加法器对由接收延迟部处理后的反射波信号进行加法处理来生成反射波数据。通过加法器的加法处理，增强来自与反射波信号的接收指向性对应的方向的反射分量，根据接收指向性和发送指向性而形成超声波发送接收的综合的束。

当对被检体P进行二维扫描时，发送接收部110使二维的超声波束从超声波探头11发送。并且，发送接收部110根据超声波探头11接收到的二维的反射波信号来生成二维的反射波数据。另外，当对被检体P进行三维扫描时，发送接收部110使三维的超声波束从超声波探头11发送。并且，发送接收部110根据超声波探头11接收到的三维的反射波信号来生成三维的反射波数据。

另外，来自发送接收部110的输出信号的形态能够选择包含被称为RF(RadioFrequency)信号的相位信息的信号、包络线检波处理后的振幅信息等各种形态。

B模式处理部120从发送接收部110接收反射波数据，进行对数放大、包络线检波处理等，生成信号强度由亮度的明暗表现的数据(B模式数据)。

多普勒处理部130根据从发送接收部110接收到的反射波数据对 速度信息进行频析，提取出基于多普勒效应的血流、组织、造影剂回波分量，生成针对多点提取出速度、方差、能量等移动体信息的数据(多普勒数据)。

另外，第1实施方式所涉及的B模式处理部120以及多普勒处理部130能够针对二维的反射波数据以及三维的反射波数据这双方进行处理。即，B模式处理部120根据二维的反射波数据生成二维的B模式数据，根据三维的反射波数据生成三维的B模式数据。另外，多普勒处理部130根据二维的反射波数据生成二维的多普勒数据，根据三维的反射波数据生成三维的多普勒数据。

图像生成部140根据B模式处理部120以及多普勒处理部130生成的数据生成超声波图像数据。即，图像生成部140根据B模式处理部120所生成的二维的B模式数据，生成由亮度表示反射波的强度的二维B模式图像数据。另外，图像生成部140根据多普勒处理部130所生成的二维的多普勒数据，生成表示移动体信息的二维多普勒图像数据。二维多普勒图像数据是速度图像数据、方差图像数据、能量图像数据、或者组合这些的图像数据。另外，图像生成部140根据多普勒处理部130所生成的多普勒数据，还能够生成沿着时间序列绘制出血流或组织的速度信息的多普勒波形。

在此，图像生成部140一般将超声波扫描的扫描线信号列转换(扫描转换)成电视等所代表的视频格式的扫描线信号列，生成显示用的超声波图像数据。具体而言，图像生成部140通过根据基于超声波探头11的超声波的扫描形态进行坐标转换，来生成显示用的超声波图像数据。另外，除了扫描转换以外，作为各种图像处理，例如，图像生成部140使用扫描转换后的多个图像帧，进行重新生成亮度的平均值图像的图像处理(平滑化处理)、在图像内使用微分滤波器的图像处理(边缘强调处理)等。另外，图像生成部140对超声波图像数据合成各种参数的文字信息、刻度、体位标记等。

即，B模式数据以及多普勒数据是扫描转换处理前的超声波图像数据，图像生成部140所生成数据是扫描转换处理后的显示用的超声 波图像数据。另外，B模式数据以及多普勒数据还被称为原始数据(Raw Data)。

另外，图像生成部140通过对B模式处理部120所生成的三维的B模式数据进行坐标转换，从而生成三维B模式图像数据。另外，图像生成部140通过对多普勒处理部130所生成的三维的多普勒数据进行坐标转换，来生成三维多普勒图像数据。即，图像生成部140将“三维的B模式图像数据、三维多普勒图像数据”作为“三维超声波图像数据(体数据)”来生成。

另外，图像生成部140为了生成用于使体数据显示于显示器13的各种二维图像数据，对体数据进行绘制处理。作为图像生成部140进行的绘制处理，例如，存在进行剖面重建法(MPR：Multi Planer Reconstruction)根据体数据生成MPR图像数据的处理。另外，作为图像生成部140进行的绘制处理，例如，存在对体数据进行“Curved MPR”的处理、对体数据进行“Maximum Intensity Projection”的处理。另外，作为图像生成部140进行的绘制处理，存在体绘制(VR：Volume Rendering)处理。

图像存储器150是存储图像生成部140所生成的显示用的图像数据的存储器。另外，图像存储器150还能够存储B模式处理部120、多普勒处理部130所生成的数据。图像存储器150所存储的B模式数据、多普勒数据例如能够在诊断之后由操作者调出，经由图像生成部140成为显示用的超声波图像数据。

另外，图像生成部140将超声波图像数据和为了生成该超声波图像数据而进行的超声波扫描的时间与从心电图扫描仪14发送来的心电波形建立对应，并保存在图像存储器150中。后述的图像处理部170以及控制部180通过参照保存在图像存储器150中的数据，能够取得为了生成超声波图像数据而进行的超声波扫描时的心动时相。

内部存储部160存储用于进行超声波发送接收、图像处理以及显示处理的控制程序、诊断信息(例如，患者ID、医师的意见等)、诊断协议、各种体位标记等各种数据。另外，内部存储部160根据需要， 还用于图像存储器150所存储的图像数据的保管等。另外，内部存储部160所存储的数据能够经由未图示的接口部向外部装置转送。另外，外部装置例如是图像处理用的高性能的工作站、进行图像诊断的医师所使用的PC(Personal Computer)、CD或DVD等存储介质、打印机等。

为了提供周期性地运动的组织的运动信息，图像处理部170被设置在装置主体100上。例如，图像处理部170取得保存在图像存储器150中的心脏的超声波图像数据，进行基于图像处理的心脏的壁运动分析(Wall Motion Tracking，WMT)来计算心脏壁的运动信息。并且，图像处理部170将所生成的运动信息保存在图像存储器150、内部存储部160中。另外，针对图像处理部170计算运动信息的处理后述。

控制部180控制超声波诊断装置的全体处理。具体而言，控制部180根据经由输入装置12由操作者输入的各种设定请求、从内部存储部160读入的各种控制程序以及各种数据，控制发送接收部110、B模式处理部120、多普勒处理部130、图像生成部140以及图像处理部170的处理。另外，控制部180进行控制，以使得将图像存储器150、内部存储部160所存储的显示用的超声波图像数据显示在显示器13上。另外，控制部180进行控制，以便将图像处理部170的处理结果显示在显示器13上，或者控制为向外部装置输出。

在此，针对第1实施方式所涉及的图像处理部170计算运动信息的处理进行说明。另外，以下，针对图像处理部170进行心脏的壁运动分析来计算心脏壁的运动信息的情况进行说明，但实施方式并不限定于此。例如，图像处理部170能够生成周期性地运动的组织的运动信息。另外，成为图像处理部170的处理对象的图像数据可以是二维超声波图像数据组，也可以是三维超声波图像数据组。另外，作为进行心脏的壁运动分析的技术，例如，能够应用在日本特开2010-194298号公报中公开的技术等公知的技术。

具体而言，如图1所述，第1实施方式所涉及的图像处理部170 具有取得部171、设定部172、追踪部173、以及运动信息计算部174。

取得部171取得至少包含一次心跳量相应的多个超声波图像数据的超声波图像数据组。例如，操作者通过扇形探头对包含被检体P的心脏的区域进行二维扫描或三维扫描，进行描绘出心肌的二维或三维的超声波图像数据的动态图像数据的摄影。该动态图像数据例如是以B模式收集到的超声波图像数据组。由此，图像生成部140生成心肌的动态图像数据，并将所生成的动态图像数据保存在图像存储器150中。并且，作为处理对象的区间，操作者例如设定从心电图中的R波到下一R波的一次心跳量相应的区间。另外，本实施方式还能够应用于将处理对象的区间设定为两次心跳量相应的区间或三次心跳量相应的区间的情况。

例如，取得部171从图像存储器150取得体数据组。该体数据组包含操作者所设的一次心跳量相应的区间所包含的多个帧的超声波体数据。

设定部172在超声波图像数据组所包含的至少一个超声波图像数据中的与组织的轮廓对应的位置设定多个构成点。另外，当提供周期性地运动的心脏壁的运动信息时，组织的轮廓例如是心脏的内膜的轮廓和心脏的外膜的轮廓。在本实施方式中，设定部172根据操作者用手设定的信息，在与心脏的初始轮廓对应的位置设定多个构成轮廓的构成点。

首先，操作者针对由取得部171取得的体数据组，指定任意的心动时相。在此指定的任意的心动时相是一次心跳量相应的区间所包含的帧中的任意的帧，例如，是舒张末期时相(最初的R波时相)。并且，若由操作者指定任意的心动时相，则设定部172使图像生成部140执行被指定的心动时相中的心脏的体数据的MPR处理，并将在初始轮廓的设定中成为基准的MPR剖面(基准MPR剖面)显示在显示器13上。另外，在此，说明了作为任意的心动时相指定舒张末期时相的情况，但并不限定于此，例如，也可以是收缩末期时相等。

例如，操作者指定分别作为第一基准MPR剖面(MPR1)显示长 轴心尖切面(心尖四腔观、apical four-chamber view、A4C)，作为第二基准MPR剖面(MPR2)显示长轴二腔观(apical two-chamber view、A2C)的意思。并且，操作者分别对所显示的长轴心尖切面和长轴二腔观输入初始轮廓。另外，在MPR剖面上，除了心脏的内膜、外膜之外，还显示乳头肌或腱索等，因此，操作者在舒张末期时相中，一边观察所显示的基准MPR剖面，一边以不包含被描绘出的乳头肌、腱索等的方式来指定初始轮廓。

若对多个基准MPR剖面输入初始轮廓，则设定部172利用已知的方法，根据所输入的二维的初始轮廓来生成三维的初始轮廓。具体而言，设定部172根据在MPR1以及MPR2上指定的心脏的内膜的初始轮廓来生成三维的初始轮廓P_endo。另外，设定部172根据在MPR1以及MPR2上指定的心脏的外膜的初始轮廓来生成三维的初始轮廓P_epi。

并且，设定部172对构成心脏的内膜以及外膜的三维中的初始轮廓的多个构成点分别赋予地址。该地址是为了识别各构成点而赋予的编号，例如，根据心脏的内膜中的各构成点的位置来定义。另外，地址并不限定于编号，例如也可以是文字、记号等、能够识别各构成点的位置的识别信息。

例如，设定部172将心脏的内膜的各构成点的位置定义为P_endo(t、h、d)，将心脏的外膜的各构成点的位置定义为P_epi(t、h、d)。在此，t表示一次心跳量相应的区间所包含的帧(心动时相)，h表示长轴方向的地址编号，d表示圆周方向的地址编号。另外，在此，使用最初的R波时相来设定初始剖面，因此t＝0。

图2是表示由操作者设定的初始轮廓的一个例子的图。在图2所示的例子中，示例出对心脏的内膜的轮廓21设定初始轮廓的情况。图2所示的各构成点被配置于心脏的内膜的轮廓21、在长轴方向22上通过的各剖面、以及与长轴方向22正交的各剖面(短轴剖面)的交点。另外，平面23是MPR1(A4C)，平面24是MPR2(A2C)。

如图2所示，设定部172以MPR1与初始轮廓交差的位置中的一 方为圆周方向的基准位置，设该位置的构成点的d为0。即，位于该基准位置的构成点的位置表示为P_endo(0、h、0)。并且，设定部172从基准位置的构成点开始将位于圆周方向的构成点依次将地址编号设定为d＝1，2，3…。另外，设定部172以三维的初始轮廓之中距离心尖部25最远的环状轮廓的位置为长轴方向的基准位置，设该位置的构成点的h为0。即，位于该基准位置的构成点的位置表示为P_endo(0、0、d)。并且，设定部172从基准位置的构成点开始将位于心尖方向的构成点依次将地址编号设定为h＝1，2，3…。另外，设定部172针对心脏的外膜的轮廓也同样地，设定圆周方向的基准位置与长轴方向的基准位置，并赋予地址。

另外，在此，说明了使用两个基准MPR剖面来指定初始轮廓的情况，但实施方式并不限定于此。例如，在设定部172中也可以使用两个以上的基准MPR剖面来指定初始轮廓。另外，在此说明了作基准MPR剖面，使用长轴心尖切面和长轴二腔观的情况，但并不限定于此。例如，作为通过心内腔中心轴的其他的长轴剖面，可以使用长轴三腔剖面(A3C)，还可以使用与长轴剖面正交的短轴剖面(SAXA、SAXM、SAXB等)，另外，还可以使用由这些剖面和规定的位置关系来定义的剖面。另外，显示多个基准MPR剖面的处理并不限定于上述那样的手动操作，例如，也可以通过根据体数据自动地检测任意的剖面并显示的自动剖面检测来自动地显示。另外，初始轮廓的指定并不限定于上述的手动操作，也可以使用内膜轮廓形状以及外膜轮廓形状的词库数据(例如，过去设定的轮廓的统计数据)，由设定部172自动或半自动地指定。另外，初始轮廓的指定也可以使用检测图像中的边界的边界检测方法等来自动或半自动地进行。

追踪部173通过使用设定了多个构成点的超声波图像数据和其他的超声波图像数据进行包含模式匹配的处理，来追踪超声波图像数据组所包含的多个超声波图像数据中的多个构成点的位置。

例如，如果对体数据组所包含的帧t＝0的体数据，在与初始轮廓对应的位置设定多个构成点，则追踪部173通过包含模式匹配的处理， 来追踪其他的帧t中的各构成点的位置。具体而言，追踪部173在多个构成点设定完成的帧的体数据与和该帧毗邻的帧的体数据之间，重复进行模式匹配。即，追踪部173以t＝0的体数据中的心脏的内膜的各构成点P_endo(0、h、d)为起点，追踪t＝1，2，3…的各帧的体数据中的各构成点P_endo(t、h、d)的位置。另外，追踪部173针对心脏的外膜的各构成点P_epi(t、h、d)的位置，也与心脏的内膜的各构成点的位置相同地进行追踪。其结果，追踪部173针对一次心跳相应的区间所包含的各帧，取得构成心脏的内膜以及外膜的各构成点的坐标信息。

运动信息计算部174使用各超声波图像数据组所包含的多个超声波图像数据中的多个构成点的位置，计算按多个超声波图像数据的每一个表示组织的运动的运动信息。

在此，作为由追踪部173计算的运动信息，例如，能够列举各构成点的每帧的移动距离(Displacement)、由移动距离的时间微分定义的速度(Velocity)等参数。然而，运动信息并不限定于这些参数，是能够使用一次心跳量相应的区间所包含的各帧中的多个构成点的坐标信息进行计算的参数即可。具体而言，能够列举作为2点间的距离的变化率的应变、由应变的时间微分来定义的应变速度(Strain Rate)、心脏内膜面的局部的面积、来自t＝0的面积的变化率、由心脏的内膜的构成点与外膜的构成点来定义的体积、体积的变化率等、各种参数。另外，“直到某一运动信息成为峰值的时间”等还能够由操作者设定任意的参数。

以下，作为一个例子，说明运动信息计算部174将“内膜面的局部面积变化率的时间微分值”作为运动信息来计算的情况。另外，计算出的运动信息被提供给计算所使用的各构成点。具体而言，例如，只由心脏的内膜的各构成点计算的运动信息被定为V_endo(t、h、d)，只由心脏的外膜的各构成点计算的运动信息被定义为V_epi(t、h、d)。另外，由内膜以及外膜的各构成点计算的运动信息被定为V(t、h、d)。并且，运动信息计算部174将计算出的运动信息按照每个体数据组保 存在图像存储器150中。

这样，图像处理部170通过取得部171、设定部172、追踪部173、以及运动信息计算部174的处理，针对超声波图像数据组，计算心脏的内膜以及外膜的运动信息。

以上，针对第1实施方式所涉及的超声波诊断装置的整体构成进行了说明。在该构成下，第1实施方式所涉及的超声波诊断装置1构成为通过以下说明的处理，当比较针对不同的两个超声波图像数据组计算出的运动信息时，能够准确地计算比较结果。

例如，在第1实施方式所涉及的超声波诊断装置1中，当进行使用在压力负荷的前后收集到的超声波图像数据组来评估组织的运动功能的负荷超声法时，图像处理部170至少针对不同的两个超声波图像数据组执行上述的处理。

具体而言，图像处理部170针对被检体P的压力负荷前的体数据组、以及压力负荷后的体数据组的每一个，在任意的心动时相的体数据中在与组织的轮廓对应的位置设定多个构成点。并且，图像处理部170通过针对各体数据组，通过使用设定了多个构成点的体数据和其他的体数据进行包含模式匹配的处理，来追踪各体数据组所包含的多个超声波图像数据中的多个点的位置。并且，图像处理部170针对各体数据组，使用各超声波图像数据组所包含的多个超声波图像数据中的多个构成点的位置，按多个超声波图像数据的每一个计算组织的运动信息。

另外，当比较针对不同的两个超声波图像数据组计算出的运动信息时，针对成为比较对象的两个超声波图像数据组设定的各构成点的地址和解剖学位置不一定一致。例如，当设定多个构成点时，如果接受初始轮廓的设定的基准MPR剖面的解剖学位置在两个超声波图像数据组中不一致，则对两个超声波图像数据组的各构成点赋予的地址和解剖学位置发生偏移。

图3A是表示压力负荷前的体数据组的极坐标靶心图的一个例子的图，图3B是表示压力负荷后的体数据组的极坐标靶心图的一个例 子的图。在此，所谓极坐标靶心图(polarmap、极坐标显示)是指使心脏的内膜的轮廓21中的从h＝0到心尖部25的短轴剖面以心尖部25为中心重合的显示方式。即，图3A以及图3B所示例的极坐标靶心图与从长轴方向22的心尖侧来观察图2所示的心脏的内膜的轮廓21得到的图对应。另外，在图3A以及图3B中，示出MPR1(A4C)的位置26(长轴心尖切面的位置)和MPR2(A2C)的位置27(长轴二腔观的位置)。

另外，在极坐标靶心图中，如图3A以及图3B所示，使用美国超声心动图协会、美国心脏协会所推荐的分割区域，将短轴剖面的左心室心肌分为“ant-sept(前壁中隔)、ant(前壁)、lat(侧壁)、post(后壁)、inf(下壁)、sept(中隔)”这6个段来显示。

如图3A以及图3B所示，在压力负荷前的体数据组中设定的MPR1位置26和在压力负荷后的体数据组中设定的MPR1位置26中，有时解剖学剖面的位置不同。此时，将MPR1设定为基准的圆周方向的位置d的值和解剖学位置发生偏移。

因此，当比较针对不同的两个超声波图像数据组计算出的运动信息时，为了准确地计算比较结果，第1实施方式所涉及的超声波诊断装置1执行以下说明的控制部180的处理。

以下，在第1实施方式中，作为比较针对不同的两个超声波图像数据组计算出的运动信息的情况，设说明了进行负荷超声法的情况，如以下那样来定义说明所使用的各种参数。

压力负荷前的心脏的内膜的构成点P_endo_1(t、h、d)

压力负荷后的心脏的内膜的构成点P_endo_2(t、h、d)

压力负荷前的心脏的外膜的构成点P_epi_1(t、h、d)

压力负荷后的心脏的外膜的构成点P_epi_2(t、h、d)

压力负荷前的心脏的内膜的运动信息V_endo_1(t、h、d)

压力负荷后的心脏的内膜的运动信息V_endo_2(t、h、d)

压力负荷前的心脏的外膜的运动信息V_epi_1(t、h、d)

压力负荷后的心脏的外膜的运动信息V_epi_2(t、h、d)

另外，除了进行负荷超声法时之外，例如实施方式还广泛地应用于治疗前和治疗后、治疗紧接之后和治疗数月后、或者前次健康诊断时与这次的健康诊断时等、比较根据两个超声波图像数据组计算出的运动信息时。另外，例如，也可以应用于比较分别根据被检体的超声波图像数据组和其他的超声波图像数据组(例如，成为基准的健康者的代表性的超声波图像数据组等)计算出的运动信息时。

如图1所示，第1实施方式所涉及的控制部180具有位置校准部181、比较结果计算部182、以及输出控制部183。

位置校准部181(识别信息变更部)根据第1超声波图像数据组所包含的第1超声波图像数据中的多个构成点的地址、和第2超声波图像数据组所包含的多个超声波图像数据中的与第1超声波图像数据同一时相的第2超声波图像数据中的多个构成点的地址，进行第1超声波图像数据组所包含的各超声波图像数据与第2超声波图像数据组所包含的各超声波图像数据的位置校准。

换而言之，位置校准部181变更对分别包含时相不同的多个超声波图像数据的第1超声波图像数据组所包含的第1超声波图像数据中与组织的轮廓对应的多个点赋予的识别信息。

例如，位置校准部181从存储器150取得成为比较对象的两个体数据组。并且，位置校准部181变更定义在所取得的各体数据组中设定的各构成点的地址的基准位置。

具体而言，位置校准部181分别针对不同的两个体数据组所分别包含的体数据，将表示多个构成点的位置中的成为基准的基准位置的信息显示在显示器13上。并且，位置校准部181从操作者接受变更各基准位置的指示，根据按照指示变更后的基准位置来变更各体数据中的多个构成点的地址，从而进行各体数据的位置校准。另外，按每一按照指示而变更基准位置时，位置校准部181将表示包含变更后的基准位置的剖面的超声波图像数据显示在显示器13上。

图4是用于说明第1实施方式所涉及的位置校准部181的处理的图。在图4中，示出通过位置校准部181的处理显示在显示器13上的 显示图像的一个例子。在图4所示的例子中，在显示器13上显示的显示图像包含压力负荷后的极坐标靶心图28、显示压力负荷前的断层像的显示区域29、以及显示压力负荷后的断层像的显示区域30。另外，极坐标靶心图28也可以是压力负荷前的图像。另外，也可以使压力负荷前的极坐标靶心图和压力负荷后的极坐标靶心图分别显示在显示器13上。

如图4所示，位置校准部181在极坐标靶心图28上，显示表示基准MPR剖面(d＝0)的位置的标记。具体而言，位置校准部181使图像生成部140生成表示压力负荷前的构成点P_endo_1(t1、h、0)的位置的标记31和表示压力负荷后的构成点P_endo_2(t2、h、0)的位置的标记32，并显示在显示器13上。并且，位置校准部181使图像生成部140生成包含标记31的位置的长轴剖面的断层像，并显示在显示区域29。另外，位置校准部181使图像生成部140生成包含标记32的位置的长轴剖面的断层像，并显示在显示区域30。此时，显示区域29的断层像与压力负荷前的MPR1的断层像对应，显示区域30的断层像与压力负荷后的MPR1的断层像对应。在此，在显示区域30中描绘出的左心室(图中LV)与在显示区域29中描绘出的左心室相比，被描绘得较狭窄，因此，操作者能够判断为显示区域30的断层像是与显示区域29的断层像在解剖学上不同的位置。

在此，位置校准部181从操作者接受变更标记31以及标记32的位置的指示。例如，接受操作者通过拖放鼠标的操作来使标记32的位置向箭头的方向移动的指示。

图5是用于说明第1实施方式所涉及的位置校准部181的处理的图。在图5中，示出接受对图4所示例的显示图像变更标记32的位置的指示时的显示图像的一个例子。另外，在图5中，如果显示出移动后的标记33，则也可以不显示移动前的标记32，在此，为了便于说明，示例出显示两者的情况。

如图5所示，位置校准部181根据由操作者接受的指示，使标记32的位置移动到标记33的位置，将基准位置变更为移动后的标记33 的位置。即，位置校准部181根据标记33的位置移动的地址数，使基准位置在短轴剖面的圆周方向旋转。随之，位置校准部181使图像生成部140生成包含移动后的标记33的位置的长轴剖面的断层像，并显示在显示区域30。由此，操作者参照显示区域29以及显示区域30，直到判断为显示区域29的断层像与显示区域30的断层像一致，重复变更标记33的位置。并且，如图5所示，操作者使用判断为显示区域29的断层像与显示区域30的断层像一致时的标记33的位置，进行确定基准位置的变更的指示。另外，在此，示例出移动表示压力负荷后的基准位置的标记32的位置的情况，但也可以移动表示压力负荷前的基准位置的标记31的位置。

如果接受确定基准位置的变更的指示，则位置校准部181根据变更后的地址数来变更构成点的地址。例如，当移动后的标记33相对于移动前的标记32向增加α地址部分的方向移动时，位置校准部181通过将各构成点的d变更为d+α，从而使位于圆周方向的各构成点的地址移动α地址部分。

例如，d是从第0到第99的100个地址，当向减少5个地址部分的方向移动时，位置校准部181将d＝50的地址求得为d’＝50-5＝45。另外，位置校准部181如果使d＝0的地址减少5个地址部分，则成为d’＝0-5＝-5，第0的相邻为第99，因此成为第95。另外，作为计算式，位置校准部181设求得通过将(d-α+100)除以100时的余数。

另外，在此，示例出在某一短轴剖面中，变更(旋转)位于圆周方向的各构成点的地址的情况，通过该操作，针对其他的短轴剖面也能够变更地址。即，这是由于位置校准部181通过取得在该短轴剖面中变更后的基准位置在其他的短轴剖面中的位置，从而取得在其他的短轴剖面中变更的地址。

另外，在此，说明了操作者在变更了标记的位置之后，进行确定基准位置的变更的指示，从而使位置校准部181变更构成点的地址的情况，但实施方式并不限定于此。例如，变更标记的位置的操作本身也可以包含确定的指示。即，每当由操作者变更标记的位置时，位置 校准部181也可以根据变更后的标记的位置来变更构成点的地址。

比较结果计算部182比较第1以及第2超声波图像数据组所包含的同一时相的超声波图像数据的运动信息，计算比较参数。另外，比较参数是比较结果的一个例子。

例如，比较结果计算部182针对具有由位置校准部181进行了位置校准后的同一地址的运动信息，计算比较参数。具体而言，比较结果计算部182使用以至少一个以上的规定的心动时相得到的运动信息来计算比较参数。在此所谓的规定的心动时相例如是指在舒张早期中运动信息成为峰的时相，但并不限定于此，还能够列举在收缩期中运动信息成为峰的时相、收缩末期时相、在舒张后期中运动信息成为峰的时相、在1个心周期中运动信息成为峰的时相等。

在此，说明比较结果计算部182在舒张早期中运动信息成为峰的时相中，使用心脏内膜面的局部面积变化率的时间微分值在舒张早期中的峰值来计算比较参数的情况。该舒张早期中的峰值是表示心肌的舒张能力的指标，该值变小意味着心肌舒张的速度变慢。具体而言，如果在压力负荷前对进行正常的舒张运动的被检体赋予负荷，则在正常心肌部位中心脏的泵功能增大，因此峰值的绝对值与压力负荷前相比较变大。对此，在通过赋予压力负荷从而诱发心肌缺血等，舒张能力降低的部位中，该部位中的舒张速度降低，因此，峰值的绝对值与压力负荷前相比较变小。即，通过将舒张早期中的峰值在压力负荷的前后进行比较，从而能够区别心脏的正常部位和舒张能力降低部位。

在此，针对检测舒张早期中的运动信息的峰值的处理进行说明。例如，比较结果计算部182根据由追踪部173求出的心脏内膜的各构成点的时间变化，将内膜内的体积变得最小的时相确定为收缩末期时相。并且，比较结果计算部182将从确定的收缩末期时相到下一R波之间确定为舒张期。并且，比较结果计算部182检测舒张期中的峰值，将检测到的最大值和第二大的值中，时相早的值作为舒张早期的峰值来检测。另外，将最大值和第二大的值中时相早的值作为舒张早期的峰值是由于可能会检测到表示由于舒张后期的左心房收缩而造成的左 室壁的活动的峰值。另外，收缩末期时相也可以将根据ECG信号检测到的T波结束的时相作为收缩末期。另外，该处理也可以由运动信息计算部174来执行。

例如，比较结果计算部182通过使用下述的式(1)至式(3)中的至少一个，来计算比较参数。在此，式(1)表示压力负荷后相对于压力负荷前的比率，式(2)表示压力负荷前以及压力负荷后的差分，式(3)表示压力负荷后相对于压力负荷前的变化率。

V_endo_2_max(h、d)/V_endo_1_max(h、d)…(1)

V_endo_2_max(h、d)-V_endo_1_max(h、d)…(2)

{V_endo_2_max(h、d)-V_endo_1_max(h、d)}/V_endo_1_max(h、d)…(3)

在式(1)至(3)中，V_endo_1_max(h、d)表示压力负荷前的舒张早期的峰值，V_endo_2_max(h、d)表示压力负荷后的舒张早期的峰值。

例如，比较结果计算部182针对式(1)至式(3)之中预先指定的任意的式子来自动地计算比较参数。或者，例如，每当计算比较参数时，比较结果计算部182接受操作者进行的指定式(1)至式(3)的至少一个的指示，只计算基于所指定的式子的比较参数。

另外，例如，比较结果计算部182也可以在针对运动信息V_endo_1_max以及V_endo_2_max(h、d)这双方在空间方向进行平均之后，进行上述的比较参数的计算。例如，比较结果计算部182在针对圆周方向的各运动信息进行平均化处理之后，进行比较参数的计算。这是由于通过在可能发生解剖学的位置偏移的方向进行平均化处理，从而能够减轻比较参数中的位置偏移的影响。

另外，舒张早期中的运动信息的峰值除了通过上述的方法之外，还能够通过手动方法来检测。例如，作为操作者想要检测峰值的区间，例如，在显示于画面上的ECG上，指定区间的开始和结束的时相。从R波的顶点到T波的结束是心室的收缩期，从T波的结束到下一R波的顶点相当于舒张期。另外，在P波中发生左心房收缩。由此，想 要检测峰值的区间的开始时相指定T波的结束附近，结束时相指定从T波的结束附近到P波之间的任意的时相。由此，能够检测舒张早期的峰值。

输出控制部183输出比较参数。例如，输出控制部183确定与比较参数的大小对应的颜色，使用各构成点的坐标信息和表示对该构成点分配的颜色的信息，使图像生成部140生成用于将比较参数进行彩色显示的彩色图像。并且，输出控制部183例如使所生成的彩色图像重叠于容积图像(塑料袋、绘制图像)、MPR图像、极坐标靶心图等并显示在显示器13上。

例如，当使用上述的式子(3)计算比较参数时，输出控制部183由暖色系的颜色(例如，红色)来表示变化率的符号的“+”，由冷色系的颜色(例如，蓝色)来表现“-”，由色调(或者也可以是亮度)来表示变化率的大小。因此，如果在压力负荷前对进行正常的壁运动的患者赋予压力负荷，则在正常的心肌中心脏的泵功能增加，因此比较参数成为0以上，由暖色系显示。对此，如果诱发心肌缺血，出现壁运动的降低部位，则该区域中的比较参数成为负的值，因此由冷色系来显示。由此，能够容易地区别正常的心肌和壁运动的降低部位。

另外，输出控制部183输出比较参数的输出方式并不限定于上述的彩色图像。例如，输出控制部183可以将比较参数作为数值在显示器13上进行显示输出，也可以生成表示比较参数的时间变化的曲线图作为曲线图来进行显示输出。另外，例如，输出控制部183可以将比较参数保存在各种记录介质中，也可以向外部装置发送。

图6是用于说明第1实施方式所涉及的超声波诊断装置的处理的流程图。图6所示的处理例如通过指定成为处理对象的超声波图像数据组来开始。

如图6所示，在第1实施方式所涉及的超声波诊断装置1中，取得部171取得成为处理对象的超声波图像数据组(步骤S101)。并且，设定部172在超声波图像数据组所包含的至少一个超声波图像数据中与组织的轮廓对应的位置设定多个构成点(步骤S102)。

接着，追踪部173通过使用设定了多个构成点的超声波图像数据和其他的超声波图像数据进行包含模式匹配的处理，来追踪超声波图像数据组所包含的多个超声波图像数据中的多个构成点的位置(步骤S103)。并且，运动信息计算部174使用各超声波图像数据组所包含的多个超声波图像数据中的多个构成点的位置，计算在多个超声波图像数据的每一个中表示组织的运动的运动信息(步骤S104)。

接着，位置校准部181对不同的两个超声波图像数据组分别包含的各超声波图像数据进行位置校准(步骤S105)。例如，位置校准部181分别针对不同的两个体数据组所分别包含的体数据，将表示多个构成点的位置中成为基准的基准位置的信息显示在显示器13上。并且，位置校准部181由操作者接受变更各基准位置的指示，根据按照指示变更后的基准位置来变更各体数据中的多个构成点的地址，从而进行各体数据的位置校准。另外，每当按照指示变更基准位置时，位置校准部181使表示包含变更后的基准位置的剖面的超声波图像数据显示在显示器13上。

比较结果计算部182比较两个超声波图像数据组所包含的同一时相的超声波图像数据的运动信息，计算比较参数(步骤S106)。并且，输出控制部183输出计算出的比较参数(步骤S107)，结束处理。

另外，上述的处理是一个例子，也可以不一定按照上述的顺序来执行。例如，图6所示的步骤S101到步骤S107的各处理也可以不是如图示那样作为一系列的处理来执行。具体而言，作为图像处理部170针对超声波图像数据组计算运动信息的处理的步骤S101到步骤S104的各处理和作为控制部180针对不同的两个超声波图像数据组进行位置校准并进行比较的处理的步骤S105至步骤S106的各处理也可以分别以不同的定时来进行。

另外，例如，作为比较结果计算部182计算比较参数的处理的步骤S106的处理也可以不一定在步骤S105的处理之后执行。具体而言，也可以在由位置校准部181进行位置校准之前，针对不同的两个超声波图像数据组比较同一时相的超声波图像数据的运动信息，计算比较 参数。之后，若位置校准部181进行位置校准，则比较结果计算部182也可以针对进行了位置校准后的两个超声波图像数据组，再次计算比较参数。即，可以按每一次由位置校准部181进行位置校准，比较结果计算部182针对进行了位置校准后的两个超声波图像数据组来计算比较参数。

即，在超声波诊断装置1中，位置校准部181变更对分别包含时相不同的多个超声波图像数据的第1超声波图像数据组所包含的第1超声波图像数据中的与组织的轮廓对应的多个点赋予的识别信息。并且，比较结果计算部182使第1超声波图像数据中的多个点变更后的识别信息、和对包含时相不同的多个超声波图像数据的第2超声波图像数据组中与第1超声波图像数据的时相对应的第2超声波图像数据中的与组织的轮廓对应的多个点赋予的识别信息建立对应，根据该对应将第1超声波图像数据组以及第2超声波图像数据组所包含的各超声波图像数据中的表示上述组织的运动的运动信息在对应的时相间进行比较，并计算比较结果。并且，输出控制部183输出比较结果。由此，操作者针对某一超声波图像数据组，能够以任意的断层像成为基准位置的方式来变更地址。

如上述那样，第1实施方式所涉及的超声波诊断装置1针对分别包含至少一次心跳量相应的多个超声波图像数据的第1以及第2超声波图像数据组，根据第1超声波图像数据组所包含的第1超声波图像数据中的与组织的轮廓对应的位置设定的多个点的地址、和第2超声波图像数据组所包含的多个超声波图像数据中与第1超声波图像数据相同的时相的第2超声波图像数据中的多个点的地址，来进行第1超声波图像数据组所包含的各超声波图像数据与第2超声波图像数据组所包含的各超声波图像数据的位置校准。并且，超声波诊断装置1在进行了位置校准之后，比较第1以及第2超声波图像数据组所包含的同一时相的超声波图像数据中的表示上述组织的运动的运动信息，并计算比较结果。因此，第1实施方式所涉及的超声波诊断装置1能够更准确地计算比较结果。

例如，当比较针对不同的两个超声波图像数据组计算出的运动信息时，针对成为比较对象的两个超声波图像数据组设定的各构成点的地址不一定一致。因此，即使按照原样使用这两个超声波图像数据组来计算比较参数，也难以准确地计算比较参数。

对此，第1实施方式所涉及的超声波诊断装置1进行第1超声波图像数据组所包含的第1超声波图像数据中的多个构成点的地址、和第2超声波图像数据组所包含的多个超声波图像数据中与第1超声波图像数据相同的时相的第2超声波图像数据中的多个构成点的地址的位置校准。并且，超声波诊断装置1针对进行了位置校准的两个超声波图像数据组，计算比较参数。因此，当比较针对不同的两个超声波图像数据组计算出的运动信息时，超声波诊断装置1能够更准确地计算比较结果。

另外，例如，第1实施方式所涉及的超声波诊断装置1分别针对不同的两个超声波图像数据组所分别包含的超声波图像数据，将表示多个构成点的位置中成为基准的基准位置的标记显示在显示器13上。并且，超声波诊断装置1按照所显示的标记接受操作者进行的变更各基准位置的指示，根据按照指示变更后的基准位置来变更各超声波图像数据中的多个构成点的地址，从而进行各超声波图像数据的位置校准。因此，操作者能够通过简单的操作进行各超声波图像数据组的位置校准。

另外，例如，每当按照来自操作者的指示变更基准位置时，第1实施方式所涉及的超声波诊断装置1使表示包含变更后的基准位置的剖面的超声波图像数据显示在显示器13上。因此，操作者针对成为处理对象的两个超声波图像数据组，能够一边确认基准位置的断层像一边变更基准位置，因此，能够容易地指定基准位置的断层像彼此一致的位置。

(第2实施方式)

在第1实施方式中，说明了超声波诊断装置1根据不同的两个超声波图像数据组所包含的同一时相的帧的运动信息来计算比较参数的 情况。因此，在第2实施方式中，说明超声波诊断装置1计算涵盖多个帧的时间序列的比较参数的情况。

图7是表示第2实施方式所涉及的超声波诊断装置的构成例的框图。如图7所示，第2实施方式所涉及的超声波诊断装置1与图1所示的超声波诊断装置1相比较，具有同步部184的点和比较结果计算部182中的处理的一部分不同。因此，在第2实施方式中，设针对与第1实施方式不同的点进行说明，针对相同的点省略说明。

第2实施方式所涉及的同步部184使不同的两个超声波图像数据组中，一超声波图像数据组所包含的规定期间和在另一超声波图像数据组中与规定期间对应的期间同步。

例如，同步部184在进行了基于位置校准部181的位置校准之后，针对不同的两个体数据组中，至少一个以上的规定的心动时相进行同步。在此所谓的规定的心动时相是指规定的区间，与收缩期、舒张期、1个心周期等期间对应。另外，即使不一定存在完全一致的心动时相的帧的运动信息，同步部184也能够在对应的心动时相间比较运动信息。例如，当比较舒张期30％的心动时相的帧的运动信息时，不一定存在该帧的超声波图像数据组。此时，同步部184通过由以下说明的同步处理补充舒张期30％的帧，从而能够比较舒张期30％的心动时相。

图8至图11是用于说明第2实施方式所涉及的同步部184的处理的图。在图8中，示例出压力负荷前的体数据组的帧频和压力负荷后的体数据组的帧频。另外，在图9中，示例出使图8所示的两个体数据组在R-ES区间同步的情况。另外，在图10中，示例出使图8所示的两个体数据组在R-R区间同步的情况。另外，在图11中，示例出使图8所示的两个体数据组在R-ES区间以及ES-R区间中分别同步的情况。另外，所谓R-ES区间表示从心电图中的R波到下一收缩末期(ES：End Systole)的区间。另外，所谓R-R区间表示从R波到下一R波的区间。另外，所谓ES-R区间表示从收缩末期到下一R波的区间。

如图8所示，在不同的两个超声波图像数据组中，涵盖多个帧在同一时间不一定存在同一时相的帧。例如，当在压力负荷前和压力负荷后被检体P的心拍数变化时、或收集超声波图像数据组的帧频不同时等，涵盖多个帧在同一时间不一定存在同一时相的帧。具体而言，在图8所示的例子中，针对两个体数据组，即便使1个心周期的最初的R波的时间一致，之后，涵盖多个帧在同一时间也不存在一致的帧。因此，如图9至图11所示，第2实施方式所涉及的同步部184使不同的两个超声波图像数据组针对1个心周期中的规定区间同步。

如图9所示，例如，同步部184针对1个心周期中的R-ES区间，使压力负荷后的帧频与压力负荷前的帧频同步。由此，相对于压力负荷前的各帧，如果在同一时间在压力负荷后的体数据组中存在同一时相的帧，则能够由比较结果计算部182进行比较。另外，如果在同一时间在压力负荷后的体数据组中不存在同一时相的帧，则同步部184上最近的帧与压力负荷前的帧建立对应，或者对与压力负荷前的帧对应的帧进行插补。当对帧进行插补时，例如，同步部184计算插补的时间的前后的帧的运动信息的平均值或加权平均值，将该值作为插补帧来利用。

另外，例如，如图10所示，同步部184针对1个心周期中的R-R区间，也可以使压力负荷后的帧频与压力负荷前的帧频同步。另外，例如，如图11所示，同步部184分别针对1个心周期中的R-ES区间以及ES-R区间，使压力负荷后的帧频与压力负荷前的帧频同步。另外，同步部184在图10以及图11所示的情况下，也如在图9中说明的那样，如果在压力负荷后的体数据组中不存在相同的时间的帧，则同步部184将最近的帧与压力负荷前的帧建立对应，或者对与压力负荷前的帧对应的帧进行插补。

这样，同步部184针对不同的两个体数据组中，R-ES区间、R-R区间、ES-R区间等规定的心动时相进行同步。并且，同步部184将进行了同步的两个体数据组向比较结果计算部182输出。

第2实施方式所涉及的比较结果计算部182在进行了基于同步部 184的同步之后，比较不同的两个超声波图像数据组所包含的同一期间的超声波图像数据的运动信息，计算比较参数。

例如，比较结果计算部182涵盖由同步部184同步后的规定的心动时相所包含的多个帧来计算时间序列的比较参数。具体而言，比较结果计算部182通过使用下述的式(4)至式(6)中的至少一个，来计算比较参数。

V_endo_2(t2、h、d)/V_endo_1(t1、h、d)…(4)

V_endo_2(t2、h、d)-V_endo_1(t1、h、d)…(5)

{V_endo_2(t2、h、d)-V_endo_1(t1、h、d)}/V_endo_1(t1、h、d)…(6)

另外，t2与V_endo_2所具有的时相中，通过同步部184同步为t1的时相对应。比较结果计算部182选择上述的式(4)至式(6)的至少一个，涵盖由同步部184同步后的规定的心动时相所包含的各帧来计算比较参数。

这样，第2实施方式所涉及的超声波诊断装置1在进行了位置校准之后，针对规定的心动时相进行同步，涵盖同步后的规定的心动时相所包含的各帧计算比较参数，从而能够计算时间序列的比较参数。

(第3实施方式)

另外，以上针对第1以及第2实施方式进行了说明，除了上述的实施方式以外，也可以以各种不同的方式来实施。

(地址)

例如，在上述的实施方式中，将对各构成点赋予的编号作为地址来进行说明，但并不限定于此，例如，也可以是文字、记号等、能够识别各构成点的位置的识别信息。即，地址是对与组织的轮廓对应的多个点赋予的识别信息。另外，在上述的实施方式中，地址如在图2中说明的那样，按照规定的规定(规则)被赋予各构成点。

(识别信息的变更)

例如，在上述的实施方式中，说明了超声波诊断装置1进行不同的两个超声波图像数据组的位置校准的情况，但实施方式并不限定于 此。例如，超声波诊断装置1也可以变更对一个超声波图像数据组赋予完成的地址(识别信息)。

具体而言，在图4所示的例子中，针对操作者通过一边目视确认(比较)显示区域29以及显示区域30的各断层像，一边将标记32向箭头的方向移动，从而使压力负荷后的地址与压力负荷前的地址相匹配的位置校准进行了说明。然而，操作者不一定比较显示区域29以及显示区域30的各断层像，就能够变更地址。

作为一个例子，说明当在图4的显示器13的显示区域中显示极坐标靶心图28以及显示区域30时，变更地址的情况。此时，例如，位置校准部181由操作者接受使标记32的位置向箭头的方向移动的指示。位置校准部181根据由操作者接受的指示，使标记32的位置向标记33的位置移动，将基准位置变更为移动后的标记33的位置(参照图5)。随之，位置校准部181使图像生成部140生成包含移动后的标记33的位置的长轴剖面的断层像，并显示于显示区域30。由此，直到判断为在显示区域30显示任意的断层像，操作者能够重复变更标记33的位置。并且，如果由操作者接受确定基准位置的变更的指示，则位置校准部181根据变更后的地址数来变更构成点的地址。另外，地址的变更所使用的计算式与上述的计算式相同，因此，省略说明。

(二维图像的位置校准)

另外，例如，在上述的实施方式中，说明了针对由超声波探头11收集到的三维的体数据进行位置校准的情况，但也可以不一定是三维的体数据。例如，当取得不同的两个二维的短轴图像时，也可以在各短轴图像上显示表示基准位置的标记，进行位置校准。

(对应的时相间的比较)

另外，例如，在上述的实施方式中，说明了比较同一时相中的超声波图像数据的运动信息的情况，但这并不是指只比较完全一致的时相的帧。即，在作为比较对象的不同的两个超声波图像数据组中，即使不存在完全一致的时相的帧，也能够在对应的时相间比较运动信息。例如，也可以比较时相接近的帧彼此，或者使用通过基于同步部184 的同步处理补充后的帧进行比较。

(对心脏以外的脏器的应用)

另外，应用上述的图像处理方法的脏器并不限定于心脏，也可以是与心周期同步地重复舒张和收缩的颈动脉等动脉血管。

(对医用图像诊断装置的应用)

另外，上述的图像处理方法也可以应用于X射线诊断装置、X射线CT装置、MRI装置等、能够通过模板匹配处理来追踪关心区域的医用图像数据的二维或三维的动态图像数据。即，在上述的第1以及第2实施方式中说明的图像处理方法也可以由超声波诊断装置以外的医用图像诊断装置来进行。另外，上述的图像处理方法也可以由独立于医用图像诊断装置而设置的图像处理装置来执行。

(此外)

另外，在上述的实施方式中，图示的各装置的各构成要素是功能概念性的，不一定需要物理性地如图示那样构成。即，各装置的分散·综合的具体方式并不限定于图示，还能够根据各种负荷或使用状况等以任意的单位功能性或物理性地分散·综合其全部或一部分来构成。另外，由各装置进行的各处理功能的全部或任意的一部分通过CPU以及由该CPU分析执行的程序来实现，或者能够实现为基于布线逻辑的硬件。

另外，在上述的实施方式以及变形例中说明的图像处理方法能够通过由个人计算机或工作站等计算机执行预先准备的图像处理程序来实现。该图像处理程序能够经由因特网等网络来发布。另外，该图像处理程序还能够通过记录在硬盘、软盘(FD)、CD-ROM、MO、DVD等计算机可读的记录介质中，由计算机从记录介质中读出来执行。

以上，根据所说明的至少一实施方式，能够更准确地计算比较结果。

虽然说明了本发明的几个实施方式,但这些实施方式是作为例子而提示的,并不意图限定本发明的范围。这些实施方式能够以其他的各种方式进行实施，在不脱离发明的要旨的范围内，能够进行各种的省 略、置换、变更。这些实施方式或其变形与包含于发明的范围或要旨中一样，包含于权利要求书记载的发明及其均等的范围中。

Claims (8)

1.一种医用图像诊断装置，其中，具备：

识别信息变更部，变更对分别包含时相不同的多个医用图像数据的第1医用图像数据组所包含的第1医用图像数据中的与组织的轮廓对应的多个点赋予的识别信息；

比较结果计算部，使上述第1医用图像数据中的上述多个点变更后的识别信息、和对分别包含时相不同的多个医用图像数据的第2医用图像数据组之中与上述第1医用图像数据的时相对应的第2医用图像数据中的与组织的轮廓对应的多个点赋予的识别信息建立对应，根据该对应使上述第1医用图像数据组以及上述第2医用图像数据组所包含的各医用图像数据中的表示上述组织的运动的运动信息在对应的时相间进行比较，并计算比较结果；以及

输出控制部，输出上述比较结果。

2.根据权利要求1所述的医用图像诊断装置，其中，

上述比较结果计算部比较上述第1医用图像数据组以及上述第2医用图像数据组所分别包含的上述运动信息之中与相同的识别信息对应的运动信息。

3.根据权利要求1所述的医用图像诊断装置，其中，

上述识别信息变更部分别针对上述第1以及第2医用图像数据，使表示上述多个点的位置之中成为基准的基准位置的信息显示于显示部，并且由操作者接受变更各基准位置的指示，通过根据按照该指示变更后的上述基准位置来变更各医用图像数据中的上述多个点的识别信息，从而进行各医用图像数据的位置校准。

4.根据权利要求3所述的医用图像诊断装置，其中，

上述识别信息变更部还在上述医用图像数据是体数据的情况下，按每一次按照上述指示变更上述基准位置，使表示包含变更后的基准位置的剖面的医用图像数据显示于上述显示部。

5.根据权利要求1所述的医用图像诊断装置，其中，

还具备同步部，上述同步部使上述第1医用图像数据组所包含的规定期间和在上述第2医用图像数据组中与该规定期间对应的期间同步，

上述比较结果计算部在基于上述同步部的同步被进行后，比较上述第1以及第2医用图像数据组所包含的相同期间的医用图像数据的运动信息，并计算比较结果。

6.根据权利要求1～5中任一项所述的医用图像诊断装置，其中，

上述医用图像诊断装置是超声波图像诊断装置。

7.一种医用图像处理装置，其中，具备：

识别信息变更部，变更对包含时相不同的多个医用图像数据的第1医用图像数据组所包含的第1医用图像数据中的与组织的轮廓对应的多个点赋予的识别信息；

比较结果计算部，使上述第1医用图像数据中的上述多个点变更后的识别信息、和对分别包含时相不同的多个医用图像数据的第2医用图像数据组之中与上述第1医用图像数据的时相对应的第2医用图像数据中的与组织的轮廓对应的多个点赋予的识别信息建立对应，根据该对应使上述第1医用图像数据组以及上述第2医用图像数据组所包含的各医用图像数据中的表示上述组织的运动的运动信息在对应的时相间进行比较，并计算比较结果；以及

输出控制部，输出上述比较结果。

8.一种医用图像处理方法，其中，包括：

识别信息变更步骤，变更对包含时相不同的多个超声波图像数据的第1超声波图像数据组所包含的第1超声波图像数据中的与组织的轮廓对应的多个点赋予的识别信息；

比较结果计算步骤，使上述第1超声波图像数据中的上述多个点变更后的识别信息、和对分别包含时相不同的多个超声波图像数据的第2超声波图像数据组之中与上述第1超声波图像数据的时相对应的第2超声波图像数据中的与组织的轮廓对应的多个点赋予的识别信息建立对应，根据该对应使上述第1超声波图像数据组以及上述第2超声波图像数据组所包含的各超声波图像数据中的表示上述组织的运动的运动信息在对应的时相间进行比较，并计算比较结果；以及

输出控制步骤，输出上述比较结果。