JP2017121520A - 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法 - Google Patents

Abstract

【課題】容積情報の高精度な計測結果を簡易に取得すること。
【解決手段】画像取得部は、所定の複数断面それぞれを少なくとも１心拍以上の所定区間で超音波走査することで生成された複数の２次元超音波画像データ群を取得する。輪郭位置取得部は、前記所定区間に渡って２次元のパターンマッチングを含む追跡処理を行なって、前記複数の２次元超音波画像データ群それぞれに含まれる所定部位の内腔及び外腔の少なくとも１つの輪郭位置の時系列データを取得する。容積情報算出部は、前記複数の２次元超音波画像データ群それぞれから取得された複数の輪郭位置の時系列データに基づいて、前記所定部位の容積情報を算出する。壁運動情報算出部は、前記複数の輪郭位置の時系列データに基づいて、前記所定部位の壁運動情報を算出する。制御部は、前記容積情報及び前記壁運動情報を出力するように制御する。
【選択図】図１９

Description

本発明の実施形態は、超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法に関する。

心臓の容積情報は、心不全予後の重要な規程因子であり、治療方針の選択に欠かせない情報として知られている。心臓の容積情報としては、左心室内腔の容積、左心房内腔の容積、左心室の心筋重量等がある。これらの容積情報の計測は、心エコー検査では、主に、Ｍモード法を用いて行なわれている。

Ｍモード法による容積計測は、１心拍以上のＭモード画像上で、２つの時相での距離計測という簡便な処理により行なうことができ、臨床現場で広く普及している。かかるＭモード画像は、例えば、長軸（long axis）断面を走査するＬＡＸアプローチにより収集される。しかし、Ｍモード法では、１次元のＭモード画像から容積を推定することから、推定した情報に大きな誤差が含まれる場合がある。かかる場合、治療が不要な非必要群を治療が必要な必要群として検出する誤検出が発生するだけでなく、治療必要群を見逃すことがある。

これに対して、「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」を用いた容積情報の計測精度は、局所壁運動異常のある症例の場合（例えば、内腔形状が複雑な症例の場合）であっても、実用上充分な精度であることが知られている。「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」は、２つの異なる断面それぞれの２次元画像データに描出された心筋の輪郭情報を用いた容積推定法であり、「Ｃａｒｄｉａｃ−ＭＲＩ」と同程度の精度が得られることが知られている。

例えば、「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」による容積推定では、心尖部四腔像（apical four-chamber view、以下、Ａ４Ｃ）及び心尖部二腔像（apical two-chamber view、以下、Ａ２Ｃ）の２つの断面の超音波画像データ（２次元のＢモード画像データ）が用いられる。しかし、「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」は、操作者が手動で行なう処理が煩雑で手間が増すため、実際の臨床現場では浸透していない。

特開２０１１−８３６４５号公報

本発明が解決しようとする課題は、容積情報の高精度な計測結果を簡易に取得することができる超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法を提供することである。

実施形態の超音波診断装置は、画像取得部と、輪郭位置取得部と、容積情報算出部と、壁運動情報算出部と、制御部とを備える。画像取得部は、所定の複数断面それぞれを少なくとも１心拍以上の所定区間で超音波走査することで生成された複数の２次元超音波画像データ群を取得する。輪郭位置取得部は、前記所定区間に渡って２次元のパターンマッチングを含む追跡処理を行なって、前記複数の２次元超音波画像データ群それぞれに含まれる所定部位の内腔及び外腔の少なくとも１つの輪郭位置の時系列データを取得する。容積情報算出部は、前記複数の２次元超音波画像データ群それぞれから取得された複数の輪郭位置の時系列データに基づいて、前記所定部位の容積情報を算出する。壁運動情報算出部は、前記複数の輪郭位置の時系列データに基づいて、前記所定部位の壁運動情報を算出する。制御部は、前記容積情報及び前記壁運動情報を出力するように制御する。

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、ディスク総和法（Ｓｉｍｐｓｏｎ法）を説明するための図である。 図３は、ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法を説明するための図である。 図４は、第１の実施形態に係る画像処理部の構成例を示すブロック図である。 図５は、第１の実施形態に係る画像取得部を説明するための図である。 図６は、２次元スペックルトラッキングの一例を説明するための図である。 図７は、第１の実施形態に係る容積情報算出部が算出する容積情報の一例を示す図である。 図８は、第１の実施形態に係る検出部を説明するための図である。 図９は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。 図１０は、第１の実施形態に係る第１の変形例を説明するための図である。 図１１Ａは、第１の実施形態に係る第２の変形例を説明するための図（１）である。 図１１Ｂは、第１の実施形態に係る第２の変形例を説明するための図（２）である。 図１２は、第２の実施形態に係る検出部を説明するための図である。 図１３は、第２の実施形態に係る超音波診断装置の容積情報算出処理の一例を説明するためのフローチャートである。 図１４は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の容積情報再算出処理の一例を説明するためのフローチャートである。 図１５は、第２の実施形態に係る変形例を説明するための図である。 図１６は、第３の実施形態に係る輪郭位置取得部を説明するための図（１）である。 図１７は、第３の実施形態に係る輪郭位置取得部を説明するための図（２）である。 図１８は、第３の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。 図１９は、第４の実施形態に係る画像処理部の構成例を示すブロック図である。 図２０は、第４の実施形態で出力される情報の一例を示す図である。 図２１は、第４の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。

以下、添付図面を参照して、超音波診断装置の実施形態を詳細に説明する。

（第１の実施形態）
まず、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成について説明する。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１に例示するように、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブ１と、モニタ２と、入力装置３と、心電計４と、装置本体１０とを有する。

超音波プローブ１は、複数の圧電振動子を有し、これら複数の圧電振動子は、後述する装置本体１０が有する送受信部１１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１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１は、圧電振動子に設けられる整合層と、圧電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。なお、超音波プローブ１は、装置本体１０と着脱自在に接続される。

超音波プローブ１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、反射波信号として超音波プローブ１が有する複数の圧電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。

第１の実施形態では、超音波により被検体Ｐを２次元で走査する超音波プローブ１が用いられる。例えば、超音波プローブ１は、複数の圧電振動子が一列に配列された１Ｄアレイプローブである。ただし、第１の実施形態において、超音波プローブ１は、例えば、超音波により被検体Ｐを２次元で走査するとともに、被検体Ｐを３次元で走査することが可能なメカニカル４Ｄプローブや２Ｄアレイプローブであっても良い。メカニカル４Ｄプローブは、一列に配列された複数の圧電振動子により２次元走査が可能であるとともに、一列に配列された複数の圧電振動子を所定の角度（揺動角度）で揺動させることで３次元走査が可能である。また、２Ｄアレイプローブは、マトリックス状に配置された複数の圧電振動子により３次元走査が可能であるとともに、超音波を集束して送信することで２次元走査が可能である。なお、２Ｄアレイプローブは、複数断面の２次元走査を同時に行なうことも可能である。

入力装置３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、超音波診断装置の操作者からの各種設定要求を受け付け、装置本体１０に対して受け付けた各種設定要求を転送する。なお、第１の実施形態に係る入力装置３が操作者から受け付ける設定情報については、後に詳述する。

モニタ２は、超音波診断装置の操作者が入力装置３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１０において生成された超音波画像等を表示したりする。また、モニタ２は、装置本体１０の処理状況を操作者に通知するために、各種のメッセージを表示する。また、モニタ２は、スピーカーを有し、音声を出力することもできる。例えば、モニタ２のスピーカーは、装置本体１０の処理状況を操作者に通知するために、ビープ音などの所定の音声を出力する。

心電計４は、２次元走査される被検体Ｐの生体信号として、被検体Ｐの心電波形（ＥＣＧ： Electrocardiogram）を取得する。心電計４は、取得した心電波形を装置本体１０に送信する。

装置本体１０は、超音波プローブ１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る。図１に示す装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した２次元の反射波データに基づいて２次元の超音波画像データを生成可能な装置である。

装置本体１０は、図１に示すように、送受信部１１と、Ｂモード処理部１２と、ドプラ処理部１３と、画像生成部１４と、画像メモリ１５と、内部記憶部１６と、画像処理部１７と、制御部１８とを有する。

送受信部１１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１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１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１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、送受信部１１は、後述する制御部１８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、送受信部１１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１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な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。

送受信部１１は、被検体Ｐを２次元走査する場合、超音波プローブ１から２次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部１１は、超音波プローブ１が受信した２次元の反射波信号から２次元の反射波データを生成する。

ここで、送受信部１１からの出力信号の形態は、ＲＦ（Radio Frequency）信号と呼ばれる位相情報が含まれる信号である場合や、包絡線検波処理後の振幅情報である場合等、種々の形態が選択可能である。

Ｂモード処理部１２は、送受信部１１から反射波データを受信し、対数増幅、包絡線検波処理等を行なって、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。

ドプラ処理部１３は、送受信部１１から受信した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、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。

なお、図１に例示するＢモード処理部１２及びドプラ処理部１３は、２次元の反射波データ及び３次元の反射波データの両方について処理可能である。すなわち、Ｂモード処理部１２は、２次元の反射波データから２次元のＢモードデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のＢモードデータを生成する。また、ドプラ処理部１３は、２次元の反射波データから２次元のドプラデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のドプラデータを生成する。

画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２及びドプラ処理部１３が生成したデータから超音波画像データを生成する。すなわち、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成した２次元のＢモードデータから反射波の強度を輝度で表した２次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成した２次元のドプラデータから移動体情報を表す２次元ドプラ画像データを生成する。２次元ドプラ画像データは、速度画像、分散画像、パワー画像、又は、これらを組み合わせた画像である。また、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成した１走査線上のＢモードデータの時系列データから、Ｍモード画像データを生成することも可能である。また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成したドプラデータから、血流や組織の速度情報を時系列に沿ってプロットしたドプラ波形を生成することも可能である。

ここで、画像生成部１４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、画像生成部１４は、超音波プローブ１による超音波の走査形態に応じて座標変換を行なうことで、表示用の超音波画像データを生成する。また、画像生成部１４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）等を行なう。また、画像生成部１４は、超音波画像データに、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、画像生成部１４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、Ｂモードデータ及びドプラデータは、生データ（Raw Data）とも呼ばれる。画像生成部１４は、スキャンコンバート処理前の２次元超音波画像データである「２次元Ｂモードデータや２次元ドプラデータ」から、表示用の２次元超音波画像データである「２次元のＢモード画像データや２次元ドプラ画像データ」を生成する。

画像メモリ１５は、画像生成部１４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１５は、Ｂモード処理部１２やドプラ処理部１３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１５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、画像生成部１４を経由して表示用の超音波画像データとなる。

なお、画像生成部１４は、超音波画像データと当該超音波画像データを生成するために行なわれた超音波走査の時間とを、心電計４から送信された心電波形に対応付けて画像メモリ１５に格納する。後述する画像処理部１７や制御部１８は、画像メモリ１５に格納されたデータを参照することで、超音波画像データを生成するために行なわれた超音波走査時の心時相を取得することができる。

内部記憶部１６は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行な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、内部記憶部１６は、必要に応じて、画像メモリ１５が記憶する画像データの保管等にも使用される。また、内部記憶部１６が記憶するデータは、図示しないインターフェースを経由して、外部装置へ転送することができる。なお、外部装置は、例えば、画像診断を行なう医師が使用するＰＣ（Personal Computer）や、ＣＤやＤＶＤ等の記憶媒体、プリンター等である。

画像処理部１７は、コンピュータ支援診断（Computer-Aided Diagnosis：ＣＡＤ）を行なうために、装置本体１０に設置される。画像処理部１７は、画像メモリ１５に格納された超音波画像データを取得して、診断支援のための画像処理を行なう。そして、画像処理部１７は、画像処理結果を、画像メモリ１５や内部記憶部１６に格納する。なお、画像処理部１７が行なう処理については、後に詳述する。

制御部１８は、超音波診断装置の処理全体を制御する。具体的には、制御部１８は、入力装置３を介して操作者から入力された各種設定要求や、内部記憶部１６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、送受信部１１、Ｂモード処理部１２、ドプラ処理部１３、画像生成部１４及び画像処理部１７の処理を制御する。また、制御部１８は、画像メモリ１５や内部記憶部１６が記憶する表示用の超音波画像データをモニタ２にて表示するように制御する。また、制御部１８は、画像処理部１７の処理結果をモニタ２に表示するように制御したり、外部装置に出力したりするように制御する。また、制御部１８は、画像処理部１７の処理結果に基づいて、所定の音声をモニタ２のスピーカーから出力するように制御する。

以上、第１の実施形態に係る超音波診断装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、２次元超音波画像データを用いて容積情報の計測を行なう。例えば、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、被検体Ｐの心臓を含む断面を超音波走査することで生成された２次元超音波画像データを用いて、心臓の容積情報の計測を行なう。

従来、心エコー検査では、心臓の容積情報の推定は、簡便性の理由から、主に、Ｍモード法を用いて行なわれていたが、Ｍモード法により推定された容積情報には、誤差が含まれる場合があった。そこで、精度良く容積情報を推定できる方法として、２次元超音波画像データ（２次元Ｂモード画像データ）を用いた方法が知られている。以下、２次元超音波画像データを用いた容積情報の推定方法について説明する。

「Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」や「ディスク総和法（Ｓｉｍｐｓｏｎ法）」は、１断面の２次元超音波画像データに描出された２次元の輪郭から、３次元的な内腔形状を推定して、容積情報を精度良く推定する方法として知られている。図２は、ディスク総和法（Ｓｉｍｐｓｏｎ法）を説明するための図である。

ディスク総和法（Ｓｉｍｐｓｏｎ法）を行なう場合、従来の超音波診断装置は、例えば、操作者がＡ４Ｃ像に描出された左心室内腔の輪郭をトレースした情報から、内腔領域（内腔の輪郭位置）の設定を受け付け、設定された内腔領域の長軸を検出する。或いは、操作者は、長軸を指定するための２点を設定する。そして、従来の超音波診断装置は、例えば、図２に示すように、Ａ４Ｃ像で設定された左心室の内腔領域を左心室の長軸（図中のＬを参照）に垂直な２０個のディスクに等分する。そして、従来の超音波診断装置は、ｉ番目のディスクが内膜面と交差する２点の距離（図中のａ_ｉを参照）を算出する。そして、従来の超音波診断装置は、図２に示すように、ｉ番目のディスクにおける内腔の３次元形状を直径「ａ_ｉ」の円柱のスライスとして近似する。そして、従来の超音波診断装置は、以下の式（１）により、２０個の円柱の体積の総和を、内腔容積を近似した容積情報として算出する。なお、式（１）では、長軸長を「Ｌ」として示している。

また、「Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」は、例えば、左心室を回転楕円体として仮定し、左室長軸（Ｌ）を含む左室内腔面積と左室内腔長軸長との計測結果から、左室内腔短軸長を算出して、内腔容積の近似値を算出する方法である。「Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」を行なう場合、従来の超音波装置は、例えば、操作者のトレース結果から、左室内腔面積と左室内腔長軸長「Ｌ」とを用いて、「８×（内腔面積）^２／（３×π×Ｌ）」として内腔容積を近似した容積情報を算出する。

また、「Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」や「ディスク総和法（Ｓｉｍｐｓｏｎ法）」より更に、精度良く容積情報を推定する方法として、「ディスク総和法（Ｓｉｍｐｓｏｎ法）」の修飾法である「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」が知られている。図３は、ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法を説明するための図である。

「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」では、例えば、Ａ４Ｃ面及びＡ２Ｃ面の２断面それぞれの２次元走査を行なうことで収集されたＡ４Ｃ像及びＡ２Ｃ像が用いられる。「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」を行なう場合、従来の超音波診断装置は、例えば、操作者がＡ４Ｃ像に描出された左心室内腔の輪郭をトレースした情報から、内腔領域（内腔の輪郭位置）の設定を受け付け、設定された内腔領域の長軸を検出する。また、従来の超音波診断装置は、例えば、操作者がＡ２Ｃ像に描出された左心室内腔の輪郭をトレースすることで、内腔領域（内腔の輪郭位置）の設定を受け付け、設定された内腔領域の長軸を検出する。或いは、操作者は、各断面で、長軸を指定するための２点を設定する。そして、従来の超音波診断装置は、例えば、Ａ４Ｃ像及びＡ２Ｃ像それぞれを長軸に垂直な２０個のディスクに等分する。そして、従来の超音波診断装置は、例えば、図３に示すように、Ａ４Ｃ面のｉ番目のディスクが内膜面と交差する２点の距離（図中のａ_ｉを参照）と、Ａ２Ｃ面のｉ番目のディスクが内膜面と交差する２点の距離（図中のｂ_ｉを参照）とを算出する。そして、従来の超音波診断装置は、ｉ番目のディスクの内腔の３次元形状を、「ａ_ｉ」及び「ｂ_ｉ」から推定される長径及び短径を有する楕円体のスライスとして近似する。そして、従来の超音波診断装置は、以下の式（２）により、２０個の円柱の体積の総和を、内腔容積を近似した容積情報として算出する。なお、式（２）では、Ａ４Ｃ像の長軸長とＡ２Ｃ像の長軸長とから算出した代表値（例えば、最大値、又は、平均値）を「Ｌ」として示している。

また、「Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」についても、異なる２断面（例えばＡ４Ｃ像とＡ２Ｃ像）の計測結果を用いて、内腔容積の推定精度を高める方法（ｂｉｐｌａｎｅ Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法）が報告されている。「ｂｉｐｌａｎｅ Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」では、「８×（断面１の内腔面積）×（断面２の内腔面積）／（３×π×Ｌ）、ただしＬは、断面１と断面２とで長い方の長軸長」として内腔容積を近似した容積情報を算出する。以下では、２断面を用いる例として、「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」を代表して説明する。

「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」では、２断面の長軸長の誤差が２０％以上の場合、再測定する必要がある。しかし、２断面の長軸長の誤差が１０％以内であれば、「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」を用いた容積情報の計測精度は、局所壁運動異常のある症例の場合（例えば、内腔形状が複雑な症例の場合）であっても、実用上充分な精度であることが知られている。

ここで、心室や心房の容積情報としては、内腔容積や、外腔容積及び内腔容積から求められる心筋容積、心筋容積から求められる心筋重量等がある。また、特に、心疾患の診断を行なう際に重要となる容積情報としては、例えば、心室や心房のポンプとしての機能を示す指標値である駆出率（左室の場合は、「Ejection Fraction」、左房の場合は、「Empty Fraction」：共にＥＦ）がある。ＥＦは、拡張末期（End Diastole：ＥＤ）の内腔容積と、収縮末期（End Systole：ＥＳ）の内腔容積とにより定義される値である。

上記の容積情報を「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」により計測する場合、操作者が手動で行なう処理は、以下の５つのステップとなる。

まず、操作者は、例えば、Ａ４Ｃ像の２次元超音波画像データを時系列に沿って収集し、その後、Ａ２Ｃ像の２次元超音波画像データを時系列に沿って収集する。これにより、操作者は、Ａ４Ｃ像の動画データ（以下、Ａ４Ｃ像群）とＡ２Ｃ像の動画データ（以下、Ａ２Ｃ像群）とを取得する（第１ステップ）。

そして、操作者は、Ａ４Ｃ像群から、ＥＤのＡ４Ｃ像を選択し、選択したＥＤのＡ４Ｃ像に描出された内腔（心筋内膜）をトレースする（第２ステップ）。なお、操作者は、外腔容積も容積情報として取得したい場合は、ＥＤのＡ４Ｃ像に描出された外腔（心筋外膜）もトレースする。

そして、操作者は、Ａ４Ｃ像群から、ＥＳ時相のＡ４Ｃ像を選択し、選択したＥＳ時相のＡ４Ｃ像に描出された内腔をトレースする（第３ステップ）。なお、操作者は、外腔容積も容積情報として取得したい場合は、ＥＳ時相のＡ４Ｃ像に描出された外腔もトレースする。

そして、操作者は、Ａ２Ｃ像群から、ＥＤのＡ２Ｃ像を選択し、選択したＥＤのＡ２Ｃ像に描出された内腔をトレースする（第４ステップ）。なお、操作者は、外腔容積も容積情報として取得したい場合は、ＥＤのＡ２Ｃ像に描出された外腔もトレースする。

そして、操作者は、Ａ２Ｃ像群から、ＥＳのＡ２Ｃ像を選択し、選択したＥＳのＡ２Ｃ像に描出された内腔をトレースする（第５ステップ）。なお、操作者は、外腔容積も容積情報として取得したい場合は、ＥＳのＡ２Ｃ像に描出された外腔もトレースする。

上述した５つのステップを受け付けた後、従来の超音波診断装置は、「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」を行なって、容積情報の計測結果（推定結果）を出力する。しかし、上述した５つのステップを操作者が手動で行なうことは、煩雑な処理であり、操作者の手間が増す。このため、「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」は、実際の臨床現場では浸透していない。また、「ｂｉｐｌａｎｅ Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」においても上述した５つのステップが操作者により手動で行なわれることから、「ｂｉｐｌａｎｅ Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」も、操作者にとって簡易に容積情報を取得できる方法ではなかった。

そこで、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、容積情報の高精度な計測結果を簡易に取得するために、以下に説明する画像処理部１７の処理を行なう。

図４は、第１の実施形態に係る画像処理部の構成例を示すブロック図である。図４に例示するように、第１の実施形態に係る画像処理部１７は、画像取得部１７ａと、輪郭位置取得部１７ｂと、容積情報算出部１７ｃと、検出部１７ｄとを有する。

第１の実施形態では、まず、操作者は、超音波プローブ１を用いて、所定の複数断面それぞれを少なくとも１心拍以上の所定区間で超音波走査する。例えば、操作者は、心臓の長軸像であるＡ４Ｃ像を時系列に沿って収集するために、心尖部アプローチにより、Ａ４Ｃ面を１心拍以上の所定区間で超音波走査する。これにより、画像生成部１４は、所定区間の時系列に沿った複数のＡ４Ｃ面の２次元超音波画像データを生成し、画像メモリ１５に格納する。また、操作者は、心臓の長軸像であるＡ２Ｃ像を時系列に沿って収集するために、心尖部アプローチにより、Ａ２Ｃ面を１心拍以上の所定区間で超音波走査する。これにより、画像生成部１４は、所定区間の時系列に沿った複数のＡ２Ｃ面の２次元超音波画像データ（Ａ２Ｃ像）を生成し、画像メモリ１５に格納する。なお、第１の実施形態に係る２次元超音波画像データは、２次元Ｂモード画像データである。

そして、画像取得部１７ａは、所定の複数断面それぞれを少なくとも１心拍以上の所定区間で超音波走査することで生成された複数の２次元超音波画像データ群を取得する。図５は、第１の実施形態に係る画像取得部を説明するための図である。画像取得部１７ａは、例えば、図３に示すように、１心拍区間の時系列に沿った複数のＡ４Ｃ面の２次元超音波画像データ（Ａ４Ｃ像群）と、１心拍区間の時系列に沿った複数のＡ２Ｃ面の２次元超音波画像データ（Ａ２Ｃ像群）とを取得する。ここで、画像取得部１７ａは、心電計４により得られた心電波形から、特徴波（例えば、Ｒ波やＰ波）となる時相を検出して、１心拍区間のＡ４Ｃ像群と、１心拍区間のＡ２Ｃ像群とを取得する。

そして、図４に示す輪郭位置取得部１７ｂは、所定区間に渡って２次元のパターンマッチングを含む追跡処理を行なって、複数の２次元超音波画像データ群それぞれに含まれる所定部位の内腔及び外腔の少なくとも１つの輪郭位置の時系列データを取得する。すなわち、輪郭位置取得部１７ｂは、２次元の動画データに対して、２次元スペックルトラッキング（2D Speckle Tracking:２ＤＴ）処理を行なう。スペックルトラッキング法は、パターンマッチング処理と共に、例えば、オプティカルフロー法や種々の時空間補間処理を併用することで、正確な動きを推定する方法である。また、スペックルトラッキング法には、パターンマッチング処理を行なわずに、動きを推定する方法もある。

ここで、輪郭位置取得部１７ｂは、所定部位として心臓の心室及び心房の少なくとも１つの輪郭位置を取得する。すなわち、２ＤＴ処理の対象となる部位は、右心房の内腔、右心房の外腔、右心室の内腔、右心室の外腔、左心房の内腔、左心房の外腔、左心室の内腔及び左心室の外腔から、操作者が選択した１つ又は複数の部位となる。以下では、２ＤＴ処理の対象となる部位として、左心室の内腔及び左心室の外腔が選択された場合について説明する。

例えば、入力装置３は、操作者から、追跡点の設定要求を受け付ける。追跡点の設定要求が転送された制御部１８は、初期時相の２次元超音波画像データを画像メモリ１５から読み出して、モニタ２に表示させる。

具体的には、制御部１８は、初期時相としてＥＤを用い、ＥＤのＡ４Ｃ像及びＥＤのＡ２Ｃ像を画像メモリ１５から読み出して、モニタ２に表示させる。例えば、制御部１８は、Ａ４Ｃ像の動画データの中で、Ｒ波時相のＡ４Ｃ像をＥＤのＡ４Ｃ像として選択する。また、例えば、制御部１８は、Ａ２Ｃ像の動画データの中で、Ｒ波時相のＡ２Ｃ像をＥＤのＡ２Ｃ像として選択する。

或いは、制御部１８は、初期時相としてＥＳを用い、ＥＳのＡ４Ｃ像及びＥＳのＡ２Ｃ像を画像メモリ１５から読み出して、モニタ２に表示させても良い。初期時相としてＥＳを用いる場合、制御部１８は、予め格納されたテーブルを参照して、Ａ４Ｃ像の動画データからＥＳのＡ４Ｃ像を選択し、Ａ２Ｃ像の動画データからＥＳのＡ２Ｃ像を選択する。例えば、内部記憶部１６は、ＥＳ時相の２次元超音波画像データを推定するためのテーブルとして、基準時相（例えば、Ｒ波時相）からＥＳとなるまでの経過時間が、心拍数に応じて対応付けられたテーブルを記憶する。制御部１８は、被検体Ｐの心電波形から心拍数を算出し、算出した心拍数に対応する経過時間を取得する。そして、制御部１８は、取得した経過時間に該当する２次元超音波画像データを動画データから選択し、選択した２次元超音波画像データをＥＳの２次元超音波画像データとしてモニタ２に表示させる。

なお、初期時相のデータ選択処理は、制御部１８以外に、例えば、画像取得部１７ａや輪郭位置取得部１７ｂが行なう場合であっても良い。また、初期時相として、動画データの第１フレームを用いる場合であっても良い。

図６は、２次元スペックルトラッキングの一例を説明するための図である。操作者は、図６に例示する初期時相の２次元超音波画像データを参照して、２ＤＴを行なう追跡点を設定する。例えば、操作者は、初期時相の２次元超音波画像データにおいて、左心室の内膜及び左心室の外膜を、入力装置３のマウスを用いてトレースする。輪郭位置取得部１７ｂは、トレースされた内膜面及び外膜面から２次元的な２つの境界面を、初期時相の２つの輪郭（初期輪郭）として再構成する。そして、輪郭位置取得部１７ｂは、図６に例示するように、初期時相の内膜面及び外膜面それぞれにおいて、ペアとなる複数の追跡点を設定する。輪郭位置取得部１７ｂは、初期時相のフレームで設定された複数の追跡点それぞれに対して、テンプレートデータを設定する。テンプレートデータは、追跡点を中心とする複数のピクセルから構成される。

そして、輪郭位置取得部１７ｂは、２つのフレーム間でテンプレートデータのスペックルパターンと最も一致する領域を探索することで、テンプレートデータが次のフレームでどの位置に移動したかを追跡する。かかる追跡処理により、輪郭位置取得部１７ｂは、初期時相の２次元超音波画像データ以外の２次元超音波画像データ群での各追跡点の位置を取得する。

これにより、輪郭位置取得部１７ｂは、例えば、Ａ４Ｃ像に含まれる左心室内腔の輪郭位置の時系列データと、Ａ４Ｃ像に含まれる左心室外腔の輪郭位置の時系列データとを取得する。また、輪郭位置取得部１７ｂは、例えば、Ａ２Ｃ像に含まれる左心室内腔の輪郭位置の時系列データと、Ａ２Ｃ像に含まれる左心室外腔の輪郭位置の時系列データとを取得する。輪郭位置取得部１７ｂが上記の２ＤＴ処理を行なうことで、上述した従来の第３ステップ及び第５ステップ、又は、上述した従来の第２ステップ及び第４ステップが自動化される。

なお、初期輪郭の設定は、上述したように、操作者が用手的に行なう場合に限定されるものではない。例えば、初期輪郭の設定は、以下に説明するように自動的に行なわれる場合であっても良い。例えば、輪郭位置取得部１７ｂは、操作者が初期時相の画像データにおいて指定した弁輪部位の位置と心尖部位の位置とから、初期輪郭の位置を推定する。或いは、例えば、輪郭位置取得部１７ｂは、操作者からの情報を受け付けることなく、初期時相の画像データから初期輪郭の位置を推定する。これらの自動推定では、画像の輝度情報を用いた境界推定技術や、予め「心臓の形状情報」として登録された形状辞書と画像の特徴とを識別器で比較照合して境界を推定する境界推定技術が用いられる。初期輪郭の自動設定が行われる場合、上述した従来の第２ステップ〜第５ステップが自動化される。

図４に示す容積情報算出部１７ｃは、複数の２次元超音波画像データ群それぞれから取得された複数の輪郭位置の時系列データに基づいて、所定部位の容積情報を算出する。具体的には、容積情報算出部１７ｃは、複数断面の２次元画像データから容積を推定するディスク総和法の修飾法である「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」を用いて容積情報を算出する。図７は、第１の実施形態に係る容積情報算出部が算出する容積情報の一例を示す図である。

第１の実施形態に係る容積情報算出部１７ｃは、図７に示すように、容積情報として、拡張末期容積「ＥＤＶ（ｍＬ）」の数値情報、収縮末期容積「ＥＳＶ（ｍＬ）」の数値情報、駆出率「ＥＦ（％）」の数値情報、心筋容積（ｍＬ）の数値情報、心筋重量（ｇ）の数値情報及びＭａｓｓ−Ｉｎｄｅｘ（ｇ／ｍ²）の数値情報の少なくとも１つを算出する。

例えば、容積情報算出部１７ｃは、Ａ４Ｃ像における左心室内腔の輪郭位置の時系列データにおけるＥＤの輪郭位置と、Ａ２Ｃ像における左心室内腔の輪郭位置の時系列データにおけるＥＤの輪郭位置とから、上述した「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」により、左心室のＥＤＶを算出する。また、容積情報算出部１７ｃは、Ａ４Ｃ像における左心室内腔の輪郭位置の時系列データにおけるＥＳの輪郭位置と、Ａ２Ｃ像における左心室内腔の輪郭位置の時系列データにおけるＥＳの輪郭位置とから、上述した「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」により、左心室のＥＳＶを算出する。そして、容積情報算出部１７ｃは、左心室のＥＤＶと左心室のＥＳＶとから、左室駆出率を算出する。

また、容積情報算出部１７ｃは、Ａ４Ｃ像における左心室外腔の輪郭位置の時系列データにおけるＥＤの輪郭位置と、Ａ２Ｃ像における左心室外腔の輪郭位置の時系列データにおけるＥＤの輪郭位置とから、上述した「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」により、左心室のＥＤの外腔容積を算出する。そして、容積情報算出部１７ｃは、左心室のＥＤの外腔容積からＥＤＶを差し引くことで、心筋容積を算出する。ここで、心筋容積は、心拍にともない変化するが、心筋容積の時間にともなう変化の度合いは少ないことから、外腔容積の算出用の時相として、例えば、ＥＤ等の特定の心時相を用いることができる。なお、外腔容積の算出用の時相は、ＥＤ以外の時相（例えば、ＥＳ）を用いても良い。

また、容積情報算出部１７ｃは、「心筋容積（ｍＬ）」に平均的な心筋密度値（例えば、１．０５ｇ／ｍＬ）を乗算することで「心筋重量（ｇ）」を算出する。また、容積情報算出部１７ｃは、「心筋重量（ｇ）」を「体表面積（ＢＳＡ）（ｍ²）」で規格化することで「Ｍａｓｓ−Ｉｎｄｅｘ（ｇ／ｍ²）」を算出する。なお、第１の実施形態に係る容積情報算出部１７ｃは、「Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」の修飾法である「ｂｉｐｌａｎｅ Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」により上記の容積情報を算出しても良い。

ここで、容積情報算出部１７ｃは、ＥＤ時相の輪郭位置を、上述したように、Ｒ波時相の輪郭位置を選択することで、取得することができる。一方、容積情報算出部１７ｃは、ＥＳ時相の輪郭位置の選択を、上述したテーブルから取得した経過時間を用いて行なっても良いが、容積情報の算出精度を向上させるために、以下で説明する２つの選択方法を行なうことが好適である。

第１の選択方法は、操作者が収縮末期の時相の設定を行なう方法である。すなわち、入力装置３は、収縮末期の時相の設定を受け付ける。そして、容積情報算出部１７ｃは、入力装置３が受け付けた設定情報に基づいて、複数の輪郭位置の時系列データそれぞれから収縮末期時相の輪郭位置を選択する。

具体的には、第１の選択方法では、操作者は、被検体Ｐの大動脈弁が閉鎖する時間（ＡＶＣ時間）を設定する。ＡＶＣ時間は、Ｒ波を基準とし、Ｒ波から第ＩＩ音となるまでの経過時間を心音図から計測することで取得できる。或いは、ＡＶＣ時間は、ドプラ波形から、駆出の終了時間を計測することで取得できる。容積情報算出部１７ｃは、ＡＶＣ時間の最寄りの時相（例えば、ＡＶＣ時間の直前の時相）の輪郭位置を、ＥＳ時相の輪郭位置として選択する。第１の実施形態は、第１の選択方法を用いる場合であっても良いが、第１の選択方法は、ＡＶＣ時間を取得するために、別途計測が必要となる。

これに対して、第２の選択方法は、図４に示す検出部１７ｄを用いてＥＳ時相を自動的に検出することで、ＥＳ時相の輪郭位置を自動的に選択する方法である。図４に示す検出部１７ｄは、複数の輪郭位置の時系列データそれぞれから、容積情報が最小又は最大となる時相を収縮末期時相として検出する。例えば、心房が所定部位である場合、検出部１７ｄは、複数の輪郭位置の時系列データそれぞれから、容積情報が最大となる時相を収縮末期時相として検出する。また、心室が所定部位である場合、検出部１７ｄは、複数の輪郭位置の時系列データそれぞれから、容積情報が最小となる時相を収縮末期時相として検出する。図８は、第１の実施形態に係る検出部を説明するための図である。

一例として、検出部１７ｄは、上述した「Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」や「ディスク総和法」を用いて、１断面の輪郭位置の時系列データから、容積の時系列データを算出する。例えば、検出部１７ｄは、Ａ４Ｃ像の動画データから輪郭位置取得部１７ｂが取得した輪郭位置の時系列データを用いて、左心室内腔容積の時系列データを算出する。また、検出部１７ｄは、Ａ２Ｃ像の動画データから輪郭位置取得部１７ｂが取得した輪郭位置の時系列データを用いて、左心室内腔容積の時系列データを算出する。そして、検出部１７ｄは、図８に例示するように、左心室内腔容積の時系列データ（図中の破線の時間変化曲線を参照）において左心室内腔容積が最小となる時相を、ＥＳ時相として検出する。なお、検出部１７ｄは、容積情報として、輪郭位置の時系列データから内腔面積の時系列データを算出し、内腔面積の時系列データを用いて、収縮末期時相を検出しても良い。また、１断面の輪郭位置の時系列データを用いた容積情報算出処理は、容積情報算出部１７ｃが行なっても良い。

そして、第２の選択方法では、容積情報算出部１７ｃは、検出部１７ｄが収縮末期時相として検出した時相に基づいて、複数の輪郭位置の時系列データそれぞれから収縮末期時相の輪郭位置を選択する。

第１の実施形態では、容積情報算出部１７ｃは、第１の選択方法、又は、第２の選択方法により収縮末期時相として特定された時相の輪郭位置を選択する。そして、容積情報算出部１７ｃは、収縮末期時相の輪郭位置として選択した輪郭位置を用いて、収縮末期時相に基づく容積情報（例えば、収縮末期容積や、収縮末期容積及び拡張末期容積に基づく駆出率等）を算出する。

そして、制御部１８は、容積情報算出部１７ｃが算出した容積情報を出力するように制御する。例えば、制御部１８は、容積情報をモニタ２に表示するように制御する。或いは、制御部１８は、容積情報を外部装置に出力するように制御する。

次に、図９を用いて、第１の実施形態に係る超音波診断装置の処理について説明する。図９は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。なお、図９では、初期輪郭が操作者により設定され、検出部１７ｄを用いた第２の選択方法が実行される場合のフローチャートを示している。

図９に示すように、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、処理対象となる複数断面それぞれの２次元超音波画像データ群が指定され、容積情報の算出要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、容積情報の算出要求を受け付けない場合（ステップＳ１０１否定）、超音波診断装置は、容積情報の算出要求を受け付けるまで待機する。

一方、容積情報の算出要求を受け付けた場合（ステップＳ１０１肯定）、画像取得部１７ａは、指定された複数断面（断面数＝Ｎ）の２次元超音波画像データ群を取得する（ステップＳ１０２）。そして、制御部１８は、「ｓ＝１」と設定し（ステップＳ１０３）、輪郭位置取得部１７ｂは、断面ｓの２次元超音波画像データ群を選択する（ステップＳ１０４）。そして、輪郭位置取得部１７ｂは、断面ｓの初期輪郭が設定されたか否かを判定する（ステップＳ１０５）。ここで、断面ｓの初期輪郭が設定されない場合（ステップＳ１０５否定）、輪郭位置取得部１７ｂは、初期輪郭が設定されるまで待機する。

一方、初期輪郭が設定された場合（ステップＳ１０５肯定）、輪郭位置取得部１７ｂは、解析区間（ｔｓ≦ｔ≦ｔｅ）を設定し、２ＤＴ処理を行なう（ステップＳ１０６）。例えば、輪郭位置取得部１７ｂは、１心拍区間の断面ｓの２次元超音波画像データ群を対象として、２ＤＴ処理を行なう。これにより、輪郭位置取得部１７ｂは、断面ｓの輪郭位置の時系列データＰ（ｓ,ｔ）を取得し、内部記憶部１６に格納する（ステップＳ１０７）。

そして、輪郭位置取得部１７ｂは、「ｓ＝Ｎ」であるか否かを判定する（ステップＳ１０８）。ここで、「ｓ」が「Ｎ」でない場合（ステップＳ１０８否定）、輪郭位置取得部１７ｂは、「ｓ＝ｓ＋１」と設定し（ステップＳ１０９）、ステップＳ１０４に戻って、断面ｓの２次元超音波画像データ群を選択する。

一方、「ｓ＝Ｎ」である場合（ステップＳ１０８肯定）、検出部１７ｄは、Ｐ（１,ｔ）〜Ｐ（Ｎ,ｔ）それぞれのＥＳ時相を検出する（ステップＳ１１０）。そして、容積情報算出部１７ｃは、Ｐ（１,ｔ）〜Ｐ（Ｎ,ｔ）から、「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」又は「ｂｉｐｌａｎｅ Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」により、容積情報を算出し（ステップＳ１１１）、制御部１８は、容積情報を出力するように制御して（ステップＳ１１２）、処理を終了する。

上述したように、第１の実施形態では、２ＤＴ処理を用いて、少なくとも１心拍区間に渡る複数断面の動画像データそれぞれから、例えば、内膜及び外膜それぞれの輪郭位置の時系列データを自動的に取得する。そして、第１の実施形態では、自動的に取得された輪郭位置の時系列データを用いて、「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」又は「ｂｉｐｌａｎｅ Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」により、高精度な容積情報（例えば、ＥＦや心筋重量等）を算出することができる。従って、第１の実施形態によれば、容積情報の高精度な計測結果を簡易に取得することができる。

また、第１の実施形態では、第２の選択方法により、ＥＳ時相を自動検出することで、容積情報の算出処理における簡便性をより向上させるとともに、計測時の検者依存性を自動検出により軽減することで、容積情報の算出の再現性を向上させることができる。

なお、第１の実施形態は、以下に説明する２つの変形例を行なっても良い。以下、図１０、図１１Ａ及び図１１Ｂを用いて第１の実施形態に係る変形例について説明する。図１０は、第１の実施形態に係る第１の変形例を説明するための図であり、図１１Ａ及び図１１Ｂは、第１の実施形態に係る第２の変形例を説明するための図である。

第１の変形例では、輪郭位置情報取得部１７ｂは、複数の２次元超音波画像データ群それぞれに対して連続する複数心拍区間に渡って追跡処理を行なうことで、当該複数の２次元超音波画像データ群それぞれの複数心拍の輪郭位置の時系列データを取得する。

そして、第１の変形例では、容積情報算出部１７ｃは、複数の２次元超音波画像データ群それぞれの複数心拍の輪郭位置の時系列データから複数心拍の容積情報を算出し、更に、当該算出した複数心拍の容積情報を平均した平均容積情報を算出する。そして、第１の変形例では、制御部１８は、平均容積情報を出力するように制御する。

例えば、容積情報算出部１７ｃは、図１０に例示するように、３心拍分のＥＦとして、ＥＦ（心拍１）、ＥＦ（心拍２）及びＥＦ（心拍３）を算出する。更に、容積情報算出部１７ｃは、図１０に例示するように、ＥＦ（心拍１）、ＥＦ（心拍２）及びＥＦ（心拍３）を平均することで平均ＥＦを算出する。

すなわち、上記の２ＤＴ処理は、連続する複数心拍の区間でも行なうことができる。本変形例では、複数心拍の２ＤＴ処理結果から、複数心拍の容積情報を算出し、更に、複数心拍の容積情報を平均することで、安定した容積情報を簡易に取得することができる。

第２の変形例は、Ａ４Ｃ像とＡ２Ｃ像の２断面の輪郭情報を用いる「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」を応用して、更に、心尖部長軸像（apical long-axis view、以下、Ａ３Ｃ像）の輪郭情報を加えた３断面の輪郭情報から容積を推定するものである。

第２の変形例では、操作者は、Ａ４Ｃ面、Ａ２Ｃ面及びＡ３Ｃ面それぞれを１心拍以上の所定区間で超音波走査する。そして、画像取得部１７ａは、図１１Ａに示すように、１心拍以上の時系列に沿った複数のＡ４Ｃ像の動画データと、１心拍以上の時系列に沿った複数のＡ３Ｃ像の動画データと、１心拍以上の時系列に沿った複数のＡ２Ｃ像の動画データとを取得する。

そして、輪郭位置取得部１７ｂは、Ａ４Ｃ像の輪郭位置の時系列データ、Ａ２Ｃ像の輪郭位置の時系列データ及びＡ３Ｃ像の輪郭位置の時系列データを取得する。そして、容積情報算出部１７ｃは、Ａ４Ｃ像の輪郭位置と、Ａ２Ｃ像の輪郭位置と、Ａ３Ｃ像の輪郭位置とに基づいて、Ａ４Ｃ像、Ａ３Ｃ像、及びＡ２Ｃ像それぞれを長軸に垂直な２０個のディスクに等分する。そして、容積情報算出部１７ｃは、Ａ４Ｃ像のｉ番目のディスクが内膜面と交差する２点の位置と、Ａ３Ｃ像のｉ番目のディスクが内膜面と交差する２点の位置と、Ａ２Ｃ像のｉ番目のディスクが内膜面と交差する２点の位置とを取得する。

そして、容積情報算出部１７ｃは、取得した６つの点の位置から、ｉ番目のディスクの内腔形状を、例えば、「Ｓｐｌｉｎｅ補間」により決定する（図１１Ｂに示す破線の閉曲線を参照）。そして、容積情報算出部１７ｃは、ｉ番目のディスクにおける内腔の３次元形状を、Ｓｐｌｉｎｅ閉曲線を上面及び下面とする柱体のスライスとして近似する。容積情報算出部１７ｃは、以下の式（３）により、２０個の柱体の体積の総和を、内腔容積を近似した容積情報として算出する。なお、式（３）では、ｉ番目のディスクにおけるＳｐｌｉｎｅ閉曲線の面積を「Ａ_ｉ」として示している。また、式（３）では、Ａ４Ｃ像の長軸長とＡ２Ｃ像の長軸長とＡ３Ｃ像の長軸長から算出した代表値（例えば、最大値、又は、平均値）を「Ｌ」として示している。

本変形例では、３断面の輪郭位置を用いた容積情報が容積情報算出部１７ｃにより算出され、出力される。本変形例では、処理対象となる断面が１つ増すことで、画像処理部１７の処理数が増える。しかし、本変形例では、走査断面を１つ加えるといった比較的簡便な処理を追加するだけで、複雑な心臓の形状を伴う症例における容積計測の精度を向上させることができる。

（第２の実施形態）
第２の実施形態では、第１の実施形態で説明した自動的な処理で生じ得る容積情報の算出精度が低下する要因となる情報を、操作者に報知する場合について、図１２を用いて説明する。図１２は、第２の実施形態に係る検出部を説明するための図である。

なお、第２の実施形態に係る画像処理部１７は、図４に例示した第１の実施形態に係る画像処理部１７と同様の構成を有する。すなわち、第４の実施形態に係る画像処理部１７は、第１の実施形態及び変形例それぞれで説明した処理を行なう画像取得部１７ａ、輪郭位置取得部１７ｂ、容積情報算出部１７ｃ及び検出部１７ｄを有する。しかし、第２の実施形態では、検出部１７ｄは、ＥＳ時相の検出とともに、更に、以下の３つの検出処理を行なう。

第１の実施形態では、検出部１７ｄは、第２の選択方法として、２ＤＴ処理から取得された輪郭位置の時系列データから、ＥＳ時相の自動検出処理を行なった。しかし、２ＤＴ処理における追跡ミスにより、検出部１７ｄにより行なわれる時相検出処理には、誤りが生じる場合がある。そこで、第２の実施形態に係る検出部１７ｄは、図１２に示すように、更に、複数の輪郭位置の時系列データそれぞれで検出した収縮末期時相の差異である時相差異（ＥＳ時相の差異）を検出する。

そして、制御部１８は、時相差異を表示させる表示制御処理、及び、時相差異が所定の値を超えた場合に通知を行なわせる通知制御処理の少なくとも１つを行なう。例えば、制御部１８は、検出部１７ｄが検出した時相差異をモニタ２に表示させ、更に、時相差異が所定の上限値を超える場合は、再追跡処理や、ＥＳ時相の修正を促すために、モニタ２のスピーカーからビープ音を出力させる。或いは、制御部１８は、時相差異が所定の上限値を超える場合は、再追跡処理や、ＥＳ時相の修正を促すためメッセージをモニタ２に表示させる。例えば、制御部１８は、「Ａ４Ｃ像のＥＳ時相とＡ２Ｃ像のＥＳ時相との差異（誤差）を、Ａ４Ｃ像のＥＳ時相及びＡ２Ｃ像のＥＳ時相の最大値で除算した値」が所定の設定値（例えば、１０％）を超える場合、通知制御処理を行なう。

また、第２の実施形態に係る検出部１７ｄは、第１の選択方法を行なう場合であっても、第２の選択方法を行なう場合であっても、複数の２次元超音波画像データ群の間で、１心拍区間の差異である区間差異を検出する。例えば、第２の実施形態に係る検出部１７ｄは、図１２に示すように、Ａ４Ｃ像の動画データのＲＲ間隔と、Ａ２Ｃ像の動画データのＲＲ間隔との差異を検出する。そして、時相差異が検出された場合と同様に、制御部１８は、区間差異を表示させる表示制御処理、及び、区間差異が所定の値を超えた場合に通知を行なわせる通知制御処理の少なくとも１つを行なう。例えば、制御部１８は、「Ａ４Ｃ像のＲＲ間隔とＡ２Ｃ像のＲＲ間隔との差異（誤差）を、Ａ４Ｃ像のＲＲ間隔及びＡ２Ｃ像のＲＲ間隔の最大値で除算した値」が所定の設定値（例えば、５％）を超える場合、通知制御処理を行なう。

また、第２の実施形態に係る検出部１７ｄは、第１の選択方法を行なう場合であっても、第２の選択方法を行なう場合であっても、複数の２次元超音波画像データ群の間で、ディスク総和法の修飾法（ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法）で用いられる長軸長の差異である長軸差異を、複数の輪郭位置の時系列データを用いて検出する。例えば、検出部１７ｄは、ＥＤ時相のＡ４Ｃ像の長軸長とＥＤ時相のＡ２Ｃ像の長軸長との差異を検出する。そして、時相差異及び区間差異が検出された場合と同様に、制御部１８は、長軸差異を表示させる表示制御処理、及び、長軸差異が所定の値を超えた場合に通知を行なわせる通知制御処理の少なくとも１つを行なう。例えば、制御部１８は、「Ａ４Ｃ像の長軸長とＡ２Ｃ像の長軸長との差異（誤差）を、Ａ４Ｃ像の長軸長及びＡ２Ｃ像の長軸長の最大値で除算した値」が所定の設定値（例えば、１０％）を超える場合、通知制御処理を行なう。

更に、第２の実施形態では、検出部１７ｄにより検出されたＥＳ時相を操作者が修正可能とするために、以下の処理が行なわれる。すなわち、入力装置３は、検出部１７ｄが各輪郭位置の時系列データで検出した収縮末期時相を参照した操作者から当該収縮末期時相の変更を受け付ける。そして、容積情報算出部１７ｃは、入力装置３が受け付けた変更後の収縮末期時相に基づいて、容積情報を再算出する。

例えば、制御部１８は、ＥＳ時相の修正を促すためメッセージを参照した操作者から修正を行なうためのデータ表示要求を受け付けた場合、各断面でＥＳ時相として検出された時相及び当該時相の前後の複数フレームの２次元超音波画像データをモニタ２に表示させる。操作者は、表示された各断面の複数フレームを参照して、自身がＥＳ時相として適切であると判断したフレームを、入力装置３を用いて選択することで、修正指示を入力する。なお、操作者は、表示された各断面の複数フレームを参照して、ＥＳ時相として検出された時相がＥＳ時相として適切であると判断した場合、修正を行なわない旨の指示を入力する。

次に、図１３及び図１４を用いて、第２の実施形態に係る超音波診断装置の処理について説明する。図１３は、第２の実施形態に係る超音波診断装置の容積情報算出処理の一例を説明するためのフローチャートである。また、図１４は、第２の実施形態に係る超音波診断装置の容積情報再算出処理の一例を説明するためのフローチャートである。なお、図１３では、初期輪郭が操作者により設定され、検出部１７ｄを用いた第２の選択方法が実行される場合のフローチャートを示している。

図１３に示すように、第２の実施形態に係る超音波診断装置は、処理対象となる複数断面それぞれの２次元超音波画像データ群が指定され、容積情報の算出要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ２０１）。ここで、容積情報の算出要求を受け付けない場合（ステップＳ２０１否定）、超音波診断装置は、容積情報の算出要求を受け付けるまで待機する。

一方、容積情報の算出要求を受け付けた場合（ステップＳ２０１肯定）、画像取得部１７ａは、指定された複数断面（断面数＝Ｎ）の２次元超音波画像データ群を取得する（ステップＳ２０２）。そして、制御部１８は、「ｓ＝１」と設定し（ステップＳ２０３）、輪郭位置取得部１７ｂは、断面ｓの２次元超音波画像データ群を選択する（ステップＳ１０４）。そして、輪郭位置取得部１７ｂは、断面ｓの初期輪郭が設定されたか否かを判定する（ステップＳ２０５）。ここで、断面ｓの初期輪郭が設定されない場合（ステップＳ２０５否定）、輪郭位置取得部１７ｂは、初期輪郭が設定されるまで待機する。

一方、初期輪郭が設定された場合（ステップＳ２０５肯定）、輪郭位置取得部１７ｂは、解析区間（ｔｓ≦ｔ≦ｔｅ）を設定する（ステップＳ２０６）。そして、検出部１７ｄは、ｓ＞１の場合、解析区間の差異（区間差異）を検出し、モニタ２は、制御部１８の制御により、複数断面間の解析区間の差異を表示する（ステップＳ２０７）。なお、解析区間の差異が所定の上限値を越える場合、制御部１８の制御により、モニタ２は、別の動画データを用いた解析を促すメッセージ等を表示する。なお、操作者は、上限値を越えたことを示すメッセージ等の通知が出力された場合、容積情報の算出処理を中断しても良い。

そして、輪郭位置取得部１７ｂは、２ＤＴ処理を行ない、断面ｓの輪郭位置の時系列データＰ（ｓ,ｔ）を取得する（ステップＳ２０８）。そして、検出部１７ｄは、Ｐ（ｓ,ｔ）を用いて、ＥＳ時相の検出及び長軸長の検出を行なう。そして、検出部１７ｄは、ｓ＞１の場合、ＥＳ時相の差異及び長軸長の差異を検出し、モニタ２は、制御部１８の制御により、ＥＳ時相の差異及び長軸長の差異を表示する（ステップＳ２０９）。なお、ＥＳ時相の差異、又は、長軸長の差異が所定の上限値を越える場合、制御部１８の制御により、モニタ２は、ＥＳ時相の修正や、再解析を促すメッセージ等を表示する。なお、操作者は、上限値を越えたことを示すメッセージ等の通知が出力された場合、容積情報の算出処理を中断しても良い。

そして、輪郭位置取得部１７ｂは、Ｐ（ｓ,ｔ）を内部記憶部１６に格納する（ステップＳ２１０）。そして、輪郭位置取得部１７ｂは、「ｓ＝Ｎ」であるか否かを判定する（ステップＳ２１１）。ここで、「ｓ」が「Ｎ」でない場合（ステップＳ２１１否定）、輪郭位置取得部１７ｂは、「ｓ＝ｓ＋１」と設定し（ステップＳ２１２）、ステップＳ２０４に戻って、断面ｓの２次元超音波画像データ群を選択する。

一方、「ｓ＝Ｎ」である場合（ステップＳ２１１肯定）、検出部１７ｄが検出したＰ（１,ｔ）〜Ｐ（Ｎ,ｔ）それぞれのＥＳ時相を用いて、容積情報算出部１７ｃは、Ｐ（１,ｔ）〜Ｐ（Ｎ,ｔ）から、容積情報を算出し（ステップＳ２１３）、制御部１８は、容積情報を出力するように制御して（ステップＳ２１４）、処理を終了する。

そして、図１４に示すように、第２の実施形態に係る超音波診断装置は、ＥＳ時相の修正を促すためメッセージを参照した操作者からＥＳ時相修正のためのデータ表示要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ３０１）。ここで、データ表示要求を受け付けない場合（ステップＳ３０１否定）、第２の実施形態に係る超音波診断装置は、処理を終了する。

一方、データ表示要求を受け付けた場合（ステップＳ３０１肯定）、制御部１８の制御により、モニタ２は、各断面でＥＳ時相として検出された時相及び当該時相の前後の複数フレームの２次元超音波画像データを表示する（ステップＳ３０２）。そして、制御部１８は、ＥＳ時相の修正指示を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ３０３）。ここで、ＥＳ時相の修正指示を受け付けない場合（ステップＳ３０３否定）、制御部１８は、操作者から修正を行なわない旨の指示を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ３０４）。ここで、修正を行なわない旨の指示を受け付けた場合（ステップＳ３０４肯定）、制御部１８は、処理を終了する。

一方、修正を行なわない旨の指示を受け付けない場合（ステップＳ３０４否定）、制御部１８は、ステップＳ３０３に戻って、ＥＳ時相の修正指示を受け付けたか否かを判定する。

そして、ＥＳ時相の修正指示を受け付けた場合（ステップＳ３０３肯定）、容積情報算出部１７ｃは、修正されたＥＳ時相に基づいて、容積情報を再算出する（ステップＳ３０５）。そして、制御部１８は、再算出された容積情報を出力し（ステップＳ３０６）、処理を終了する。

上述したように、第２の実施形態では、追跡ミスにより自動的なＥＳ時相選択に誤りが生じ得ることから、ＥＳ時相の自動検出に伴う複数断面間での誤差を操作者にフィードバックする。すなわち、第２の実施形態では、ＥＳ時相の差異を表示して追跡結果（すなわち、容積情報の算出結果）の信頼度を担保すると共に、時相差異が所定の上限値を超える場合には、例えば、ＥＳ時相の修正を促すメッセージ（又は、再追跡を促すメッセージ）を通知することができる。

また、第２の実施形態では、動画データ間の１心拍区間の差異の程度を表示して、解析対象となる画像データの妥当性を担保すると共に、区間差異が所定の上限値を超える場合には、例えば、別の動画データを用いた解析を促すメッセージを通知することができる。

区間差異に関する通知を行なうことで、解析に用いる動画像データの選択時に、操作者がビューワーで表示された同一患者の複数の動画像のデータ候補から所望のデータを指定する作業時の誤りを軽減することができる。具体的には、ストレスエコーで得られた一連の動画像データでは、負荷状態が異なることで、心拍数が異なるデータが多数混在する。或いは、心房細動症例では、ＲＲ区間の変動が大きいために、断面の異なる複数の動画像データの心拍区間が、ばらついた状態で多数ビューワーに表示される。このようなケースにおいて、本実施形態で説明した区間差異の通知により、データ指定における作業の誤りを軽減することができる。

また、上述したように、「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」では左室長軸長の誤差の程度が、容積情報の信頼性を担保するうえで、重要である。そこで、第２の実施形態では、動画データ間の長軸長の差異の程度を表示して、解析対象となる画像データの妥当性を担保すると共に、長軸差異が所定の上限値を超える場合には、例えば、再解析や別の動画データを用いた解析を促すメッセージを通知することができる。

このように、第２の実施形態では、容積情報の算出精度が低下する要因となる各種の差異情報を検出して出力することで、容積情報の算出精度を更に向上させることができる。

なお、第２の実施形態は、容積情報の算出精度が低下する要因が生じることを回避するために、以下の変形例が行なわれる場合であっても良い。図１５は、第２の実施形態に係る変形例を説明するための図である。

本変形例に係る画像取得部１７ａは、複数の２次元超音波画像データ群それぞれから、１心拍区間が略一致する２次元超音波画像データ群を取得する。例えば、図１５に示すように、２ＤＴ処理を行なった１心拍区間のＡ４Ｃ像の動画データのＲＲ間隔が「Ｔ（Ａ４Ｃ）」であったとする。また、例えば、図１５に示すように、Ａ４Ｃ像の動画データが３心拍区間の動画データであったとする。かかる場合、画像取得部１７ａは、図１５に示すように、３心拍区間のＡ２Ｃ像の動画データから、１心拍区間ごとに３つのＲＲ間隔「Ｔ１（Ａ２Ｃ），Ｔ２（Ａ２Ｃ），Ｔ３（Ａ２Ｃ）」を算出する。そして、画像取得部１７ａは、図１５に示すように、例えば、「Ｔ（Ａ４Ｃ）」との差異が最小となる「Ｔ２（Ａ２Ｃ）」の１心拍区間のＡ２Ｃ像の動画データを、輪郭位置取得部１７ｂに出力する。

なお、本変形例では、画像取得部１７ａは、例えば、複数心拍期間のＡ４Ｃ像の動画データ及び複数心拍期間のＡ２Ｃ像の動画データそれぞれから、ＲＲ間隔が略一致する１心拍期間の動画データを取得して、輪郭位置取得部１７ｂに出力しても良い。或いは、画像取得部１７ａは、例えば、複数心拍期間のＡ４Ｃ像の動画データ及び複数心拍期間のＡ２Ｃ像の動画データそれぞれから、ＲＲ間隔が略一致する３心拍期間の動画データを取得して、輪郭位置取得部１７ｂに出力しても良い。かかる場合、容積情報算出部１７ｃは、第１の実施形態に係る第１の変形例で説明したように、Ａ４Ｃ像の３心拍期間の輪郭位置の時系列データと、Ａ２Ｃ像の３心拍期間の輪郭位置の時系列データとから、平均容積情報を算出する。或いは、画像取得部１７ａは、例えば、複数心拍期間のＡ４Ｃ像の動画データ及び複数心拍期間のＡ２Ｃ像の動画データそれぞれから、ＲＲ間隔が略一致する１心拍期間の動画データのペアを複数取得して、輪郭位置取得部１７ｂに出力しても良い。かかる場合、容積情報算出部１７ｃは、ペアごとに、容積情報を算出する。

本変形例を行なうことで、解析対象となる動画データの選択処理を自動化することができ、容積情報の算出に必要となる操作者の負担を更に軽減することができる。なお、上述した第２の実施形態及び変形例で説明した処理は、「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」ではなく、「ｂｉｐｌａｎｅ Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」により容積情報を算出する場合であっても適用可能である。

（第３の実施形態）
第３の実施形態では、容積情報として、容積の時間変化曲線を算出する場合について、説明する。

第３の実施形態に係る画像処理部１７は、図４に例示した第１の実施形態に係る画像処理部１７と同様の構成を有する。すなわち、第３の実施形態に係る画像処理部１７は、第１の実施形態及び変形例や、第２の実施形態及び変形例それぞれで説明した処理を行なう画像取得部１７ａ、輪郭位置取得部１７ｂ、容積情報算出部１７ｃ及び検出部１７ｄを有する。ただし、第３の実施形態では、容積情報算出部１７ｃは、複数の輪郭位置の時系列データから、ＥＤＶや、ＥＳＶ、ＥＦ、心筋重量等の他、更に、容積情報の時系列データ（容積情報の時間変化曲線）を算出する。なお、容積情報算出部１７ｃは、「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」又は「ｂｉｐｌａｎｅ Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」により容積情報の時系列データを算出する。そして、制御部１８は、容積情報の時間変化曲線を出力させる。

例えば、容積情報算出部１７ｃは、複数の輪郭位置の時系列データから、左心室内腔容積の時間変化曲線を算出する。或いは、例えば、容積情報算出部１７ｃは、複数の輪郭位置の時系列データから、心筋重量の時間変化曲線を算出する。ここで、心筋重量の値は、心筋の非圧縮性仮定が成り立つ場合には心周期内での時間的変化は小さいので、拡張末期時相での値で代表するのが好適である。しかし、第３の実施形態では、容積情報の時系列データの算出及び出力することから、詳細な心筋重量の解析の用途として心筋重量の時間変化曲線を出力しても良い。

ただし、容積情報算出部１７ｃは、上記の容積情報の時間変化曲線を算出する場合、少なくとも１心拍の全心時相で容積の値を算出する必要がある。ここで、２Ｄアレイプローブを用いて同時に複数の断面（例えば、Ａ４Ｃ像とＡ２Ｃ像）を走査することで、複数断面の動画像データを同時に収集する場合、容積情報算出部１７ｃは、各動画像データから、同一心時相での容積の値を演算することができる。しかし、１Ｄアレイプローブを用いて異なる時期に収集された複数の動画像データを用いると、各動画像データには、同一心時相の画像データが含まれない場合がある。すなわち、心拍の揺らぎにより１心拍時間は、複数の動画像データ間で変化する。また、断面を変えた動画像データでは、走査画角等の条件が変わり得るために、複数の動画像データ間でフレームレート設定が異なる場合も起こる。そこで、第３の実施形態では、これらの時間的な変動要因を考慮して、ある心時相での輪郭情報から容積の値を算出するにあたり、動画像データ群における１つの画像データの時相と同一の時相となる他の画像データの輪郭位置を、時間的に補間して与えてから容積を算出することが必要となる。

そこで、第３の実施形態では、輪郭位置取得部１７ｂは、容積情報の時間変化情報が算出される場合、時間的補間処理を行なって、複数の輪郭位置の時系列データそれぞれを、略同一時相の輪郭位置を有する同期した時系列データに補正する。補間方法としては、以下に説明する２つの補間方法がある。図１６及び図１７は、第３の実施形態に係る輪郭位置取得部を説明するための図である。

まず、第１の補間方法について、図１６を用いて説明する。なお、図１６に示す一例では、Ａ４Ｃ像の動画データのフレーム間隔が「ｄＴ１」であり、Ａ２Ｃ像の動画データのフレーム間隔が「ｄＴ２（ｄＴ２＜ｄＴ１）」であるとして示している（図１６の上図を参照）。

第１の補間方法を行なう場合、輪郭位置取得部１７ｂは、例えば、図１６の下図に示すように、基準時相であるＲ波時相に合わせて、Ａ４Ｃ像の輪郭位置の時系列データとＡ２Ｃ像の輪郭位置の時系列データとの開始点を揃える。なお、基準時相としては、心房収縮の起点となるＰ波時相が設定される場合であっても良い。

例えば、輪郭位置取得部１７ｂは、フレーム間隔が長いＡ４Ｃ像の輪郭位置の時系列データを補間対象とする。そして、輪郭位置取得部１７ｂは、「ｄＴ２」間隔で取得したＡ２Ｃ像の輪郭位置と同一時相（Ｒ波時相からの同一の経過時間）のＡ４Ｃ像の輪郭位置を、当該時相（当該経過時間）の近傍にて取得したＡ４Ｃ像の輪郭位置を用いて、補間処理により算出する（図１６の下図に示す破線の丸枠を参照）。図１６の下図に示す一例では、輪郭位置取得部１７ｂは、２つの白抜き丸の時相で取得した２つの輪郭位置から、１つの黒丸の時相における輪郭位置を、補間処理により算出している。これより、輪郭位置取得部１７ｂは、Ａ２Ｃ像の輪郭位置の時系列データと同様に時間分解能が「ｄＴ２」となるＡ４Ｃ像の輪郭位置の時系列データを生成する。これにより、輪郭位置取得部１７ｂは、Ａ４Ｃ像の輪郭位置の時系列データとＡ２Ｃ像の輪郭位置の時系列データとを同期した時系列データとする。

一方、第２の補間方法を行なう場合、輪郭位置取得部１７ｂは、Ａ４Ｃ像の輪郭位置の時系列データ及びＡ２Ｃ像の輪郭位置の時系列データそれぞれの基準時相間の間隔を相対的に合わせる。例えば、第２の補間方法では、図１７に示すように、Ａ４Ｃ像の輪郭位置の時系列データを、Ａ４Ｃ像収集時の被検体ＰのＲＲ間隔を１００％とする時系列データとする。また、例えば、第２の補間方法では、図１７に示すように、Ａ２Ｃ像の輪郭位置の時系列データを、Ａ２Ｃ像収集時の被検体ＰのＲＲ間隔を１００％とする時系列データとする。そして、輪郭位置取得部１７ｂは、１００％とした基準時相間の期間を所定の間隔で分割した複数の相対的経過時間（例えば、５％、１０％、１５％、２０％等）を設定する。

そして、輪郭位置取得部１７ｂは、Ａ４Ｃ像の輪郭位置の時系列データにおいては、各相対的経過時間の輪郭位置を、当該相対的経過時間それぞれの近傍にて取得したＡ４Ｃ像の輪郭位置を用いて補間処理により算出する。また、輪郭位置取得部１７ｂは、Ａ２Ｃ像の輪郭位置の時系列データにおいては、各相対的経過時間の輪郭位置を、当該相対的経過時間それぞれの近傍にて取得したＡ２Ｃ像の輪郭位置を用いて補間処理により算出する。

そして、輪郭位置取得部１７ｂは、相対的経過時間（％）を絶対時間（ミリ秒）に変換するために、相対的経過時間（％）に「Ａ４Ｃ像収集時のＲＲ間隔／１００」、又は、「Ａ２Ｃ像収集時のＲＲ間隔／１００」を乗算する。或いは、輪郭位置取得部１７ｂは、相対的経過時間（％）に「（Ａ４Ｃ像収集時のＲＲ間隔とＡ２Ｃ像収集時のＲＲ間隔との平均値）／１００」を乗算する。これにより、輪郭位置取得部１７ｂは、Ａ４Ｃ像の輪郭位置の時系列データとＡ２Ｃ像の輪郭位置の時系列データとを同期した時系列データとする。

これにより、容積情報算出部１７ｃは、例えば、同一時相での内腔容積や、同一時相での心筋重量を算出することができる。

次に、図１８を用いて、第３の実施形態に係る超音波診断装置の処理について説明する。図１８は、第３の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。なお、図１８では、第１の実施形態や第２の実施形態で説明した処理により、複数断面全ての輪郭位置の時系列データが取得されたことを契機に行なわれる処理を示している。

図１８に示すように、第３の実施形態に係る超音波診断装置は、Ｐ（１,ｔ）〜Ｐ（Ｎ,ｔ）が取得されたか否かを判定する（ステップＳ４０１）。ここで、Ｐ（１,ｔ）〜Ｐ（Ｎ,ｔ）が全て取得されていない場合（ステップＳ４０１否定）、超音波診断装置は、複数断面全ての輪郭位置の時系列データが取得されるまで待機する。

一方、Ｐ（１,ｔ）〜Ｐ（Ｎ,ｔ）が全て取得された場合（ステップＳ４０１肯定）、輪郭位置取得部１７ｂは、第１の補間方法又は第２の補間方法により、補間処理を行なう（ステップＳ４０２）。そして、容積情報算出部１７ｃは、検出部１７ｄが検出したＰ（１,ｔ）〜Ｐ（Ｎ,ｔ）それぞれのＥＳ時相を用いて、Ｐ（１,ｔ）〜Ｐ（Ｎ,ｔ）から、容積情報の時系列データＶ（ｔ）を算出する（ステップＳ４０３）。そして、制御部１８は、容積情報の時系列データＶ（ｔ）を出力するように制御して（ステップＳ４０４）、処理を終了する。

上述したように、第３の実施形態では、輪郭位置の補間処理を行なうことで、容積情報の時系列データを、精度良く算出することができる。

（第４の実施形態）
第４の実施形態では、複数断面の輪郭位置の時系列データを用いて、更に、壁運動情報を算出する場合について、図１９及び図２０等を用いて説明する。図１９は、第４の実施形態に係る画像処理部の構成例を示すブロック図であり、図２０は、第４の実施形態で出力される情報の一例を示す図である。

第４の実施形態に係る画像処理部１７は、図１９に例示するように、図４に例示した第１の実施形態に係る画像処理部１７と比較して、更に、壁運動情報算出部１７ｅを有する。すなわち、第４の実施形態に係る画像処理部１７は、第１〜第３の実施形態及び変形例それぞれで説明した処理を行なう画像取得部１７ａ、輪郭位置取得部１７ｂ、容積情報算出部１７ｃ及び検出部１７ｄを有し、壁運動情報算出部１７ｅを有する。

一般的に、２ＤＴ処理では、心筋の歪み（ストレイン、strain）等の情報が壁運動情報として求められる。また、かかる壁運動情報は、時間変化曲線として出力されることが好適である。第４の実施形態では、第１〜第３の実施形態で説明したように、２ＤＴ処理により輪郭位置を追跡可能な構成を用いて、容積情報とともに、壁運動情報を同時に得て、同時に出力する。

すなわち、図１９に例示する壁運動情報算出部１７ｅは、複数の輪郭位置の時系列データに基づいて、所定部位の壁運動情報を算出する。そして、制御部１８は、容積情報及び壁運動情報を出力するように制御する。

具体的には、壁運動情報算出部１７ｅは、壁運動情報として、局所的な歪み（Strain）、局所的な変位（Displacement）、局所的な歪みの時間変化率（Strain Rate）、局所的な変位の時間変化率（Velocity）、全体的な歪み、全体的な変位、全体的な歪みの時間変化率、全体的な変位の時間変化率の少なくとも１つを算出する。なお、壁運動情報算出部１７ｅは、例えば、第１の実施形態で説明した検出部１７ｄが検出したＥＳ時相の輪郭位置から、ＥＳ時相の壁運動情報を算出する。或いは、壁運動情報算出部１７ｅは、壁運動情報の時系列データを算出する。壁運動情報算出部１７ｅが壁運動情報の時系列データを算出する場合、輪郭位置取得部１７ｂは、第３の実施形態で説明した補間処理により、複数断面それぞれの輪郭位置の時系列データを同期した時系列データに補正する。

例えば、壁運動情報算出部１７ｅは、Ａ４Ｃ断面又はＡ２Ｃ断面の内膜及び外膜の２ＤＴの結果から、壁運動情報として局所的な長軸（Longitudinal）方向の歪み（ＬＳ）や、局所的な円周（Circumferential）方向の歪み（ＣＳ）、局所的な壁厚（Radial）方向の歪み（ＲＳ）を算出する。或いは、例えば、壁運動情報算出部１７ｅは、Ａ４Ｃ断面及びＡ２Ｃ断面の内膜及び外膜の２ＤＴの結果から、壁運動情報として上記のＡ４Ｃ断面及びＡ２Ｃ断面の局所的な歪みを平均することで、全体的な歪みを算出する。また、壁運動情報算出部１７ｅは、局所的な歪みの時間変化率や、全体的の歪みの時間変化率を算出する。

例えば、壁運動情報算出部１７ｅは、Ａ４Ｃ断面又はＡ２Ｃ断面の内膜及び外膜の２ＤＴの結果から、壁運動情報として局所的な長軸方向の変位（ＬＤ）や、局所的な壁厚（Radial）方向の変位（ＲＤ）を算出する。或いは、例えば、壁運動情報算出部１７ｅは、Ａ４Ｃ断面及びＡ２Ｃ断面の内膜及び外膜の２ＤＴの結果から、壁運動情報として上記のＡ４Ｃ断面及びＡ２Ｃ断面の局所的な変位を平均することで、全体的な変位を算出する。また、壁運動情報算出部１７ｅは、局所的な変位の時間変化率（局所的な心筋速度）や、全体的の変位の時間変化率（全体的な心筋速度）を算出する。なお、壁運動情報として変位を用いる場合、壁運動情報算出部１７ｅは、基準時相（例えば、Ｒ波）での追跡点の位置に対する、基準位相以外の時相での追跡点の移動距離（Absolute Displacement：ＡＤ）を算出しても良い。

なお、壁運動情報算出部１７ｅが算出する壁運動情報の種別は、操作者により指定される。或いは、壁運動情報算出部１７ｅが算出する壁運動情報の種別は、システムに保存されている状態が初期的に設定される。

ここで、制御部１８の制御により、容積情報算出部１７ｃは、例えば、図２０に示すように、内腔容積（Volume [mL]）の時間変化曲線を生成する。また、壁運動情報算出部１７ｅは、例えば、図２０に示すように、ＬＳ（Strain [%]）の時間変化曲線を生成する。更に、例えば、制御部１８の制御により、容積情報算出部１７ｃ、壁運動情報算出部１７ｅ、又は、画像生成部１４は、図２０に示すように、内腔容積の時間変化曲線とＬＳの時間変化曲線とを重畳したグラフを生成する。

そして、制御部１８は、図２０に例示するグラフを、例えば、モニタ２に表示させる。図２０に例示するグラフに示される複数断面を用いた容積の計測結果は、主に、局所的な形状変形を伴うことの多い局所壁運動異常のある症例での容積推定精度確保のために用いられる。また、図２０に例示するグラフに示される心筋ストレインの計測結果は、虚血性心疾患や非同期性を伴う疾患での壁運動異常の程度を評価するための指標として用いられる。図２０に例示するグラフにより、容積情報とストレイン情報とを同時に表示することで、操作者は、容積情報だけを出力する場合と比較して、より詳細な心機能の診断を簡便かつ正確に行なうことができる。

また、第４の実施形態は、例えば、制御部１８の制御により、容積情報算出部１７ｃ又は壁運動情報算出部１７ｅが、図２０に例示するように、同一の心時相で得られた２つの時間変化曲線のグラフから、容積のピーク（極小）時間とストレインのピーク（ＬＳの極小）時間の時間差（図２０に例示する「ｄｔ」を参照）を算出しても良い。かかる場合、制御部１８は、２つのピーク時間の時間差「ｄｔ」もグラフと合わせて出力する。図２０に例示する容積及び壁運動情報の時間変化曲線やピーク時間の時間差は、治療前や治療後、治療後の定期的な検査それぞれで算出可能である。操作者は、このような結果を治療経過の中で比較することで、治療の効果判定に役立てることができる。

次に、図２１を用いて、第４の実施形態に係る超音波診断装置の処理について説明する。図２１は、第４の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。なお、図２１では、第１の実施形態や第２の実施形態で説明した処理により、複数断面全ての輪郭位置の時系列データが取得されたことを契機に行なわれる処理を示している。また、図２１では、壁運動情報として時系列データが算出される場合について説明している。

図１８に示すように、第４の実施形態に係る超音波診断装置は、Ｐ（１,ｔ）〜Ｐ（Ｎ,ｔ）が取得されたか否かを判定する（ステップＳ５０１）。ここで、Ｐ（１,ｔ）〜Ｐ（Ｎ,ｔ）が全て取得されていない場合（ステップＳ５０１否定）、超音波診断装置は、複数断面全ての輪郭位置の時系列データが取得されるまで待機する。

一方、Ｐ（１,ｔ）〜Ｐ（Ｎ,ｔ）が全て取得された場合（ステップＳ５０１肯定）、輪郭位置取得部１７ｂは、第１の補間方法又は第２の補間方法により、補間処理を行なう（ステップＳ５０２）。そして、容積情報算出部１７ｃは、検出部１７ｄが検出したＰ（１,ｔ）〜Ｐ（Ｎ,ｔ）それぞれのＥＳ時相を用いて、Ｐ（１,ｔ）〜Ｐ（Ｎ,ｔ）から、容積情報の時系列データＶ（ｔ）を算出する（ステップＳ５０３）。

また、壁運動情報算出部１７ｅは、検出部１７ｄが検出したＰ（１,ｔ）〜Ｐ（Ｎ,ｔ）それぞれのＥＳ時相を用いて、Ｐ（１,ｔ）〜Ｐ（Ｎ,ｔ）から、壁運動情報の時系列データＳ（ｔ）を算出する（ステップＳ５０４）。そして、壁運動情報算出部１７ｅは、容積のピーク時間と壁運動情報のピーク時間の時間差を算出する（ステップＳ５０５）。

そして、制御部１８は、Ｖ（ｔ）、Ｓ（ｔ）及び時間差を出力するように制御して（ステップＳ５０６）、処理を終了する。

上述したように、第４の実施形態では、容積情報とともに、壁運動情報や、容積情報及び壁運動情報から検出可能な情報（時間差）を出力するので、操作者は、心疾患の診断における様々な重要かつ精度の高い情報を、簡易に取得することができる。

なお、第１〜第４の実施形態及び変形例で説明した画像処理方法は、容積情報を算出する対象として、心臓以外の臓器（例えば、肝臓等）や臓器に発生した腫瘍等が用いられる場合であっても適用可能である。この場合には、拍動や呼吸に伴う画像内での腫瘍の移動があっても、２ＤＴ処理により自動的に腫瘍の位置を追跡することができる。その結果、腫瘍全体や腫瘍内の特定の部位についての１心拍内や複数心拍における容積変化の状態を位置ずれの影響を受けることがなく正確に評価することができる。

また、第１〜第４の実施形態及び変形例で説明した画像処理方法は、超音波診断装置以外の医用画像診断装置（例えば、Ｘ線ＣＴ装置、ＭＲＩ装置等）において、所定の複数断面それぞれを少なくとも１心拍以上の所定区間で撮影した複数の２次元医用画像データ群を用いて行なわれる場合であっても良い。すなわち、２次元Ｘ線ＣＴ画像データや、２次元ＭＲＩ画像データにおいてもパターンマッチング処理による２ＤＴ処理が可能であることから、第１〜第４の実施形態及び変形例で説明した画像処理方法は、超音波診断装置以外の医用画像診断装置で実行される場合であっても良い。

また、第１〜第４の実施形態及び変形例で説明した画像処理方法は、医用画像診断装置とは独立に設置された画像処理装置で行なわれる場合であっても良い。かかる場合、画像処理装置は、医用画像診断装置、又は、ＰＡＣＳのデータベースや、電子カルテシステムのデータベースから受信した複数の２次元医用画像データ群を受信して上述した画像処理方法を実行する。

また、上述した第１〜第４の実施形態及び変形例で説明した画像処理方法は、あらかじめ用意された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など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。この画像処理プログラムは、インターネットなどのネットワークを介して配布することができる。また、この画像処理プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ、ＵＳＢメモリ及びＳＤカードメモリ等のＦｌａｓｈメモリ等のコンピュータで読み取り可能な非一時的な記録媒体に記録され、コンピュータによって非一時的な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。

以上、説明したとおり、第１〜第４の実施形態及び変形例によれば、容積情報の高精度な計測結果を簡易に取得することができる。

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 超音波プローブ
２ モニタ
３ 入力装置
４ 心電計
１０ 装置本体
１１ 送受信部
１２ Ｂモード処理部
１３ ドプラ処理部
１４ 画像生成部
１５ 画像メモリ
１６ 内部記憶部
１７ 画像処理部
１７ａ 画像取得部
１７ｂ 輪郭位置取得部
１７ｃ 容積情報算出部
１７ｄ 検出部
１８ 制御部

Claims (15)

1. 所定の複数断面それぞれを少なくとも１心拍以上の所定区間で超音波走査することで生成された複数の２次元超音波画像データ群を取得する画像取得部と、
   前記所定区間に渡って２次元のパターンマッチングを含む追跡処理を行なって、前記複数の２次元超音波画像データ群それぞれに含まれる所定部位の内腔及び外腔の少なくとも１つの輪郭位置の時系列データを取得する輪郭位置取得部と、
   前記複数の２次元超音波画像データ群それぞれから取得された複数の輪郭位置の時系列データに基づいて、前記所定部位の容積情報を算出する容積情報算出部と、
   前記複数の輪郭位置の時系列データに基づいて、前記所定部位の壁運動情報を算出する壁運動情報算出部と、
   前記容積情報及び前記壁運動情報を出力するように制御する制御部と、
   を備える、超音波診断装置。
2. 前記輪郭位置取得部は、前記所定部位として心臓の心室及び心房の少なくとも１つの輪郭位置を取得し、
   前記容積情報算出部は、前記容積情報として、拡張末期容積の数値情報、収縮末期容積の数値情報、駆出率の数値情報、心筋重量の数値情報及び容積の時間変化曲線の少なくとも１つを算出する、請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 収縮末期の時相の設定を受け付ける入力部、
   を更に備え、
   前記容積情報算出部は、前記入力部が受け付けた設定情報に基づいて、前記複数の輪郭位置の時系列データそれぞれから収縮末期時相の輪郭位置を選択し、当該選択した輪郭位置を用いて、収縮末期時相に基づく容積情報を算出する、請求項２に記載の超音波診断装置。
4. 前記複数の輪郭位置の時系列データそれぞれから、前記容積情報が最小又は最大となる時相を収縮末期時相として検出する検出部、
   を更に備え、
   前記容積情報算出部は、前記検出部が収縮末期時相として検出した時相に基づいて、前記複数の輪郭位置の時系列データそれぞれから収縮末期時相の輪郭位置を選択し、当該選択した輪郭位置を用いて、収縮末期時相に基づく容積情報を算出する、請求項２に記載の超音波診断装置。
5. 前記検出部は、更に、前記複数の輪郭位置の時系列データそれぞれで検出した収縮末期時相の差異である時相差異を検出し、
   前記制御部は、前記時相差異を表示させる表示制御処理、及び、前記時相差異が所定の値を超えた場合に通知を行なわせる通知制御処理の少なくとも１つを行なう、請求項４に記載の超音波診断装置。
6. 前記検出部が各輪郭位置の時系列データで検出した収縮末期時相を参照した操作者から当該収縮末期時相の変更を受け付ける入力部、
   を更に備え、
   前記容積情報算出部は、前記入力部が受け付けた変更後の収縮末期時相に基づいて、前記容積情報を再算出する、請求項４に記載の超音波診断装置。
7. 前記複数の２次元超音波画像データ群の間で、１心拍区間の差異である区間差異を検出する検出部、
   を更に備え、
   前記制御部は、前記区間差異を表示させる表示制御処理、及び、前記区間差異が所定の値を超えた場合に通知を行なわせる通知制御処理の少なくとも１つを行なう、請求項１に記載の超音波診断装置。
8. 前記輪郭位置取得部は、前記容積情報として容積に関する時間変化情報が算出される場合、時間的補間処理を行なって、前記複数の輪郭位置の時系列データそれぞれを、略同一時相の輪郭位置を有する同期した時系列データに補正する、請求項１に記載の超音波診断装置。
9. 前記輪郭位置取得部は、前記複数の２次元超音波画像データ群それぞれに対して連続する複数心拍区間に渡って追跡処理を行なうことで、当該複数の２次元超音波画像データ群それぞれの複数心拍の輪郭位置の時系列データを取得し、
   前記容積情報算出部は、前記複数の２次元超音波画像データ群それぞれの複数心拍の輪郭位置の時系列データから複数心拍の容積情報を算出し、更に、当該算出した複数心拍の容積情報を平均した平均容積情報を算出し、
   前記制御部は、前記平均容積情報を出力するように制御する、請求項１に記載の超音波診断装置。
10. 前記容積情報算出部は、複数断面の２次元画像データから容積を推定するディスク総和法、又は、Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法を用いて前記容積情報を算出する、請求項１に記載の超音波診断装置。
11. 前記複数の２次元超音波画像データ群の間で、前記ディスク総和法、又は、前記Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法で用いられる長軸長の差異である長軸差異を、前記複数の輪郭位置の時系列データを用いて検出する検出部、
    を更に備え、
    前記制御部は、前記長軸差異を表示させる表示制御処理、及び、前記長軸差異が所定の値を超えた場合に通知を行なわせる通知制御処理の少なくとも１つを行なう、請求項１０に記載の超音波診断装置。
12. 前記壁運動情報算出部は、前記壁運動情報として、局所的な歪み、局所的な変位、局所的な歪みの時間変化率、局所的な変位の時間変化率、全体的な歪み、全体的な変位、全体的な歪みの時間変化率、全体的な変位の時間変化率の少なくとも１つを算出する、請求項１に記載の超音波診断装置。
13. 前記画像取得部は、前記複数の２次元超音波画像データ群それぞれから、１心拍区間が略一致する２次元超音波画像データ群を取得する、請求項１に記載の超音波診断装置。
14. 所定の複数断面それぞれを少なくとも１心拍以上の所定区間で撮影した複数の２次元医用画像データ群を取得する画像取得部と、
    前記所定区間に渡って２次元のパターンマッチングを含む追跡処理を行なって、前記複数の２次元医用画像データ群それぞれに含まれる所定部位の内腔及び外腔の少なくとも１つの輪郭位置の時系列データを取得する輪郭位置取得部と、
    前記複数の２次元医用画像データ群それぞれから取得された複数の輪郭位置の時系列データに基づいて、前記所定部位の容積情報を算出する容積情報算出部と、
    前記複数の輪郭位置の時系列データに基づいて、前記所定部位の壁運動情報を算出する壁運動情報算出部と、
    前記容積情報及び前記壁運動情報を出力するように制御する制御部と、
    を備える、画像処理装置。
15. 画像取得部が、所定の複数断面それぞれを少なくとも１心拍以上の所定区間で撮影した複数の２次元医用画像データ群を取得し、
    輪郭位置取得部が、前記所定区間に渡って２次元のパターンマッチングを含む追跡処理を行なって、前記複数の２次元医用画像データ群それぞれに含まれる所定部位の内腔及び外腔の少なくとも１つの輪郭位置の時系列データを取得し、
    容積情報算出部が、前記複数の２次元医用画像データ群それぞれから取得された複数の輪郭位置の時系列データに基づいて、前記所定部位の容積情報を算出し、
    壁運動情報算出部が、前記複数の輪郭位置の時系列データに基づいて、前記所定部位の壁運動情報を算出し、
    制御部が、前記容積情報及び前記壁運動情報を出力するように制御する、
    ことを含む、画像処理方法。

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