JP3035491B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は超音波診断装置、特
に、心腔面積を演算する際に利用される関心領域（ＲＯ
Ｉ）の自動設定に関する。

【０００２】

【従来の技術】超音波診断装置は生体に対し超音波を送
受波して超音波画像（断層画像、ドプラ画像など）を表
示する装置である。例えば心臓疾病の診断の際には、心
腔（例えば左心室）の断面の超音波画像が形成され、そ
の超音波画像を基礎として心臓の機能が評価される。そ
のため、従来の超音波診断装置には、心腔の面積を計測
する機能が備えられている。

【０００３】ところで、超音波画像において、心壁（心
筋）の中で超音波ビームが通過する経路が長い部位があ
ったり、最適なゲイン調整がなされなかった場合には、
心壁の一部にいわゆる抜けが生じる。これは超音波画像
上で、心壁が実際には存在するにもかかわらず、エコー
データが小さい結果、画像上で黒抜けとなる現象であ
る。

【０００４】このような超音波画像上において、心腔面
積演算のために、心腔輪郭（境界）の自動抽出（トレー
ス）を行うと、抜けの部分ではトレースが適正に行え
ず、心腔の外側にトレースが突出してしまうという問題
がある。すなわち、心腔としての閉領域が不連続とな
り、心腔面積が過大評価されてしまう。

【０００５】従来においては、その抜けによる閉領域の
不完全さを補うため、心腔の外側に関心領域（ＲＯＩ）
を設定することが行われている。すなわち、抜けがあっ
てトレース点が心腔の外側へ移動しても関心領域の枠で
制限して自動トレースの過大評価を防止するものであ
る。

【０００６】従来、そのような関心領域の設定は、超音
波画像を見ながら、操作者がキーボードやトラックボー
ルなどのデバイスを操作することによって行われてい
た。なお、面積演算精度を向上するためには、心腔を包
含させつつできる限り心腔近傍に関心領域を設定するの
が望ましい。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】以上のように従来にお
いては、人為的に関心領域の設定を行っていたため、比
較的精度良くその設定を行うことができる反面、きわめ
て煩雑であるという問題があった。また、それを慎重に
行えば行う程、関心領域の設定に時間がかかり、その結
果、検査時間が長くなるという問題があった。

【０００８】本発明は、上記従来の課題に鑑みなされた
ものであり、その目的は、超音波画像上で心腔に対して
的確に関心領域を自動的に設定できる超音波診断装置を
提供することにある。

【０００９】また、本発明の目的は、複雑な演算を要す
ることなく、迅速に関心領域の自動設定を行える超音波
診断装置を提供することにある。

【００１０】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明は、超音波画像上で心腔の輪郭に沿って関心
領域を設定し、その関心領域を処理範囲として心腔面積
の演算を行う超音波診断装置であって、前記心腔の輪郭
の抽出を行う輪郭抽出手段と、前記心腔内部に設定され
る基準点から前記輪郭までの距離を各方位について演算
する距離演算手段と、前記各方位の距離に基づいて、基
本図形で近似される関心領域の傾きを推定する傾き推定
手段と、前記傾きの方位における一心拍中での距離の最
大値に基づき、前記関心領域の長軸方向の長さを推定す
る長軸推定手段と、前記長軸方向に直交する短軸方向の
一心拍中での距離の最大値に基づき、前記関心領域の短
軸方向の長さを推定する短軸推定手段と、前記傾き、前
記長軸方向の長さ、及び前記短軸方向の長さを利用し
て、前記超音波画像上に設定する関心領域を発生する関
心領域発生手段と、を含むことを特徴とする。

【００１１】本発明は、関心領域の外形に相当する基本
図形を利用して、関心領域の設定を行うもので、心腔の
傾斜や心腔の形態（縦・横の大きさ）が自動認識され、
心腔に対して基本図形が自動的に適合される。

【００１２】すなわち、上記構成によれば、まず心腔の
輪郭が抽出される。この場合、例えば心腔内の基準点
（例えば、中心点、重心点）から放射状に複数の参照ラ
インが設定され、各参照ライン上で境界判定が行われ
る。輪郭抽出後、各方位ごとに基準点から輪郭までの距
離が演算される。これは例えば一心拍中の各フレームに
おいて行われる。そして、各方位の距離に基づいて、基
本図形（関心領域）の傾き（傾き角度）が判定される。
その一方、その傾きの方位における一心拍中での距離の
最大値が読み取られ、それが基本図形の長軸方向の長さ
とされる。また、その長軸方向に直交する短軸方向の一
心拍中での距離の最大値が読み取られ、基本図形の短軸
方向の長さが決定される。以上のように決定された基本
図形の傾き、長軸方向の長さ、短軸方向の長さをパラメ
ータとして関心領域としての基本図形が自動生成され
る。この関心領域は超音波画像上に設定され、心腔面積
の演算に利用される。すなわち、上記の抜けがあっても
関心領域が心腔輪郭にフィッティングされているため、
そのような抜けをカバーして閉領域を構成でき、面積演
算を確実に行うことができる。

【００１３】本発明の好適な態様では、前記傾き推定手
段は、前記各方位の距離の時間的な変動に基づいて運動
量が最大となる方位を傾きとして推定する。望ましく
は、前記傾き推定手段は、フレーム間で各方位ごとに距
離の差分を演算する差分演算手段と、前記差分の絶対値
を所定期間にわたって積算して積算値を求める積算値演
算手段と、各方位の前記積算値の中で最大となる方位を
前記傾きとして判定する傾き判定手段と、を含む。

【００１４】すなわち、最大の運動量を有する方位の求
め方としては各種の手法が考えられるが、上記構成はフ
レーム間の距離の差分の絶対値を積算して運動量を求め
るものである。そして、その運動量が最も大きい方位が
傾きとして判定される。

【００１５】本発明の好適な態様では、前記関心領域発
生手段は、前記基本図形を記憶する基本図形記憶手段を
有し、前記基本図形記憶手段に対し、前記傾きに対応し
たアドレスから基本図形の読み出しを行うことにより、
前記基本図形の回転が行われる。すなわち、リングバッ
ファのような記憶装置に基本図形の図形データを格納し
ておき、前記傾きに応じて読み出しの開始アドレスを適
応的に可変すれば、所望の角度回転した基本図形を読み
出すことができる。なお、前記基本図形は、望ましくは
楕円である。

【００１６】

【発明の実施の形態】以下、本発明の好適な実施形態を
図面に基づいて説明する。

【００１７】まず、図１〜図５を用いて本実施形態の原
理について説明する。図１には、超音波画像１０が模式
的に示されている。この超音波画像１０において、心腔
１２内の面積演算及びそのための関心領域の設定を行う
場合には、まず心腔１２内に基準点Ｐが人為的に設定さ
れる。一旦設定した後はこの基準点Ｐは例えば中心点や
重心点として自動設定させることも可能である。次に、
心壁の内膜すなわち心腔輪郭１４を自動抽出するため
に、基準点Ｐから放射状に等角度で複数の参照ライン１
６が設定される。そして、各参照ライン１６ごとに基準
点Ｐからしきい値法に基づく境界抽出が実行され、心腔
輪郭１４上に境界点１８が判定される。これによって、
各参照ライン１６すなわち各方位ごとに基準点Ｐから境
界点１８までの距離が判定されることになる。但し、上
述したように、エコーデータが弱い部位などにおいては
いわゆる黒抜けすなわち欠落２０が生じており、そのよ
うな欠落部位においては正しい境界点１８を見出だすこ
とはできず心腔輪郭１４の閉曲線がエリアの端まで突出
してしまう。すなわち不連続なトレースラインが構成さ
れてしまう。

【００１８】図２には、各方位の距離を一次元に展開し
たグラフが示されている。すなわち図２に示されるグラ
フの横軸は角度であり、縦軸は距離である。したがっ
て、このような一次元展開によれば距離情報から心腔１
２の面積を近似することが可能である。しかしながら、
上記のように、トレースライン１４には欠落２０が生じ
ており、突出部２１の距離情報が使われる結果として心
腔面積は過大評価されてしまう。そこで、従来から関心
領域の設定が行われている。

【００１９】図３には、本実施形態の手法により設定さ
れた関心領域（ＲＯＩ）２２が示されている。この関心
領域２２は、基本的に最も膨らんだ心腔輪郭を包み込む
ように設定され、本実施形態では関心領域２２に相当す
る基本図形として楕円が利用されている。そして、本実
施形態ではその楕円の傾き、長軸方向の長さＡ及び短軸
方向の長さＢが自動的に推定され、関心領域の設定が自
動化されている。以下にこれを詳述する。

【００２０】図１に示した各方位ごとの距離データを計
算式で示すと、ｊフレーム目、角度ｉの距離ＤＡＴＡ
［ｊ］［ｉ］は次の式１で表わされる。

【００２１】

【数１】 距離データ＝ＤＡＴＡ［ｊ］［ｉ］ ・・・（式１） 但し、ｉ；３６０度を等角でサンプリングした配列中の
任意の角度 ｊ；フレーム番号 ここで、心電波形の一周期（例えばＲ波からＲ波までの
間隔）の間にＮフレームあるとすると、角度ｉにおける
一心拍内での運動量は次のように求められる。すなわち
フレーム間での距離の差分の絶対値を一心拍中で積算
し、これを各方位ごとに求めると、各方位ごとに一心拍
内における運動量が推定される。その計算が以下の式２
で示されている。

【００２２】

【数２】 但し、Ｎ；Ｒ波とＲ波の間のフレーム数 そして、以上のように各方位ごとに一心拍中における運
動量が求まったので、その運動量が最大になる角度（方
位）を推定すれば、図３に示した楕円の傾きθが推定さ
れる。すなわち、左心室の長軸方向では心腔輪郭の偏位
が最も大きいと考えられるため、そのような長軸方向を
基本図形である楕円の傾きと推定するものであり、角度
θは以下の式３によって定義される。

【００２３】

【数３】 θ＝ＬｉｎｅＭａｘ（ΔＤＡＴＡ［ｉ］） ・・・（式３） 但し、θはΔＤＡＴＡ［ｉ］が最大となるｉとする。

【００２４】一方、長軸方向の長さＡ及び短軸方向の長
さＢを推定するために、次のような計算が行われる。す
なわち、各方位ｉにおける一心拍内での距離ＤＡＴＡの
最大値ＭａｘＤＡＴＡ［ｉ］が各方位について算出され
る。これを以下の式４に示す。

【００２５】

【数４】 ＭａｘＤＡＴＡ［ｉ］＝ Ｍａｘ｛ＤＡＴＡ［０］［ｉ］〜ＤＡＴＡ［Ｎ−１］［ｉ］｝ ・・・（式４） 但し、Ｎ；Ｒ波とＲ波の間のフレーム数 また、Ｍａｘ｛ＤＡＴＡ［０］［ｉ］〜ＤＡＴＡ［Ｎ−
１］［ｉ］｝は、角度ｉにおいて０〜Ｎ−１フレーム間
の最大距離を表す。

【００２６】このように一心拍中における距離データの
最大値が求められると、前記傾きθの方位での距離デー
タの最大値が特定されることになり、その最大値として
長軸方向の長さＡが特定される。また、その長軸に直交
する方位を短軸方向として、その短軸方向の長さＢも当
該方位における最大値として求められることになる。な
お、欠落が生じている部位においては一心拍中における
上記の積算値は０に近くなるため、本実施形態では、長
軸方向の特定の際、除外される。後にその長軸方向に直
交する方向として短軸方向を特定する際も、短軸方向で
の境界２つのうち、どちらかの境界が欠落していた場
合、欠落していない境界を有効とする。両方の境界が共
に欠落するケースは極めて稀である。このような手法に
よれば欠落に影響をされずに長軸・短軸を正確に特定で
きるという利点がある。

【００２７】ちなみに、上記の計算例では各方位ごとに
一心拍中における距離の最大値を演算したが、もちろん
傾きが既に求まっているならば、当該傾きの方位におけ
る距離の最大値とその傾きの方位と直交する方位におけ
る距離の最大値とを求め、その他の方位における一心拍
中の距離の最大値の算出は省略してもよい。

【００２８】また、長軸方向の長さＡの特定や短軸方向
の長さＢの特定に当たっては、基準点Ｐの両側で長さを
求め、その一方又は平均値を利用することも可能であ
る。

【００２９】以上のように、基本図形の傾きθと長軸方
向の長さＡと短軸方向の長さＢとが求まると、このよう
な３つのパラメータによって楕円の形状が特定されるこ
とになる。本実施形態では、角度ｉを変数とした一次元
データとして基本図形である楕円を発生させており、そ
れを表す計算式が以下の式５に示されている。

【００３０】

【数５】 なお、式５においてＭは参照ライン１６の本数に関わる
角度分解能である。

【００３１】図４には、以上のようにして発生した一次
元データとしての基本図形が示されている。この図４に
おいても横軸は角度であり縦軸は距離を示している。但
し、この図４に示す基本図形は、傾きθが０の場合を示
しており、実際の装置においてはこの基本図形をリング
バッファなどのメモリに記憶しておき、その読出し開始
アドレスを適宜可変することによって基本図形を結果と
して回転させている。

【００３２】図５には、図２に示したトレースライン１
４に対して関心領域２２を設定した状態が示されてい
る。本実施形態では、関心領域の設定や面積演算は二次
元データで行わず、図２や図５などに示した一次元座標
上で行われている。図５において、この関心領域２２
は、図４に示した傾きθ＝０の場合の基本図形を角度θ
だけシフトさせたものである。これを超音波画像上のイ
メージで示すと図３に示したものになる。

【００３３】図５において、トレースライン１４には欠
落２０が生じているが、その欠落部位は完全に関心領域
２２で包み込まれており、面積演算を行った場合にその
心腔面積が過大に推定されることを防止する。

【００３４】本実施形態において、心腔の面積演算を行
う場合には、トレースライン１４と関心領域２２とを比
較し、原点に近いほうのポイント点を有効として面積演
算を行っている。すなわちトレースライン１４と関心領
域２２との内で内側にくるラインを心腔輪郭とみなして
面積演算を行っている。従来においては、心腔輪郭の外
側に関心領域２２を設定して心腔輪郭を関心領域２２で
包み込むという発想であったが、本実施形態では心腔輪
郭に関心領域２２を重ね合わせて設定するものである。
もちろん、長軸方向長さＡ及び短軸方向Ｂなどに所定の
係数を乗算することによって、関心領域２２を図５にお
いて上方に若干シフトさせて心腔輪郭を包み込むように
関心領域２２を拡大することなどもできる。

【００３５】以上のように、本実施形態の手法によれ
ば、心臓特有の動きに着目し、一心拍中での運動量が最
大となる方位を基本図形の傾きと推定し、その傾きの方
位において長軸方向の長さＡを推定すると共に、その長
軸方向を利用して短軸方向を決定し短軸方向の長さＢを
推定できるので、ポインティングデバイスなどを利用し
た人為的な関心領域の設定は不要となり、しかも欠落に
影響されずに確実かつ精度良く関心領域を設定できると
いう利点がある。なお、長軸方向長さＡ及び短軸方向長
さＢは一心拍中における距離の最大値を基礎としている
ため、例えば疾病によって収縮期であるにもかかわらず
部分的に突出するような部位がある場合にも正確に関心
領域の設定を行うことができる。なお、上記の実施形態
では、基本図形として楕円を利用したが、例えばその基
本図形としては矩形や砲弾型を利用してもよい。なお、
楕円の概念には円も含まれる。

【００３６】次に、図６及び図７を用い本発明に係る超
音波診断装置の全体構成を説明する。

【００３７】図６において、タイミング信号発生器４０
から出力されたタイミング信号は走査制御器４２に入力
され、走査制御器４２から送受信器４４に対して走査制
御信号が出力される。これによって送受信器４４から所
定のタイミングで駆動パルスがプローブ４６に出力さ
れ、プローブ４６から生体内へ超音波が放射される。生
体内からの反射波は、プローブ４６にて受波され、プロ
ーブ４６から出力された受信信号が送受信器４４に入力
される。その受信信号は、送受信器４４において増幅・
整相加算などの処理がなされた後、増幅器４５及び直交
検波器４７に出力される。

【００３８】増幅器４５にて増幅された受信信号は、検
波器４８において検波され、さらにＡ／Ｄ変換器５０に
おいてデジタル信号に変換される。そのデジタル信号
は、白黒の二次元断層画像を構成する画像データとして
ＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）５２に入力され
る。

【００３９】一方、直交検波器４７では、タイミング信
号発生器４０から出力された参照信号を利用して受信信
号に対する直交検波が行われ、いわゆる複素信号に変換
される。そして、その複素信号はＡ／Ｄ変換器５４にお
いてデジタルの複素信号に変換され、その変換後の複素
信号はクラッタ除去フィルタ５６に入力される。このク
ラッタ除去フィルタ５６は心臓壁などの低速運動体の受
信信号成分を除去するものであり、そのクラッタ除去フ
ィルタ５６を通過した複素信号が自己相関器５８に送ら
れ、いわゆる自己相関演算がなされ、その自己相関結果
が血流速度演算器６０に送られ血流速度Ｖが演算され
る。その速度データは二次元ドプラ画像データとしてＤ
ＳＣ５２に送られている。

【００４０】ＤＳＣ５２は、いわゆる画像合成機能や画
像補間機能などを有するもので、本実施例においてはさ
らに面積演算機能を有している。ＤＳＣ５２から出力さ
れた超音波画像データはＤ／Ａ変換器においてアナログ
信号に戻された後、超音波画像として表示器６４に表示
される。この場合、ＤＳＣ５２によって演算された面積
演算結果及び心拍量演算結果なども表示器６４に表示さ
れる。

【００４１】次に、本実施形態における特徴的構成であ
る心腔内膜検出器６６及び自動ＲＯＩ演算器６８につい
て詳述する。

【００４２】図６に示すように、Ａ／Ｄ変換器５４から
出力された複素信号は心腔内膜検出器６６に入力されて
いる。この心腔内膜検出器６６は、強大なエコー値を有
する心壁のドプラ情報を利用して心壁部分を抽出し、さ
らに図１に示した手法を利用して心腔内膜すなわち心腔
輪郭１４を自動トレースするものである。その検出結果
は、各方位の距離データとして自動ＲＯＩ演算器６８に
入力される。なお、心腔内膜検出器６６には、その演算
を行うためにタイミング信号発生器４０から制御信号が
入力されている。

【００４３】図７には、自動ＲＯＩ演算器６８の具体的
な構成が示されている。

【００４４】心腔内膜検出器６６から出力された距離デ
ータは、比較判定器７０に入力されると共に、傾き推定
部７２及び長短軸推定部７４に入力されている。

【００４５】傾き推定部７２において、フレームメモリ
７６には、１フレーム前の各方位の距離データが記憶さ
れており、差分演算器７８において各方位ごとにフレー
ム間における距離データの差分が演算されている。そし
て、その演算結果は、差分積算器８０に入力されてお
り、その差分積算器８０では、各方位ごとに差分値の絶
対値を一心拍内において積算することによって積算値を
演算している。この場合、その積算間隔は生体信号によ
って決定されており、例えばＲ波とＲ波との間隔が積算
間隔として設定される。これらの差分演算器７８及び差
分積算器８０は、上記した式２の演算を行うものであ
る。なお、この差分積算器８０は例えば差分値を積算す
るメモリなどで構成することもできる。

【００４６】傾き推定器８２は、上記の式３の演算を行
うものであり、積算値が最大となる方位を傾きθとして
推定するものである。その傾きθはＲＯＩメモリ８４に
出力されると共に、長短軸推定部７４内に設けられた長
軸・短軸推定器８６にも入力されている。

【００４７】一方、長短軸推定部７４においては、まず
最大距離推定器８８において、各方位ごとに一心拍中に
おける距離データの最大値が推定されている。これは例
えば生体信号に基づいて行われ、例えばＲ波とＲ波の間
における各方位ごとの距離の最大値が判定されている。
その最大値は各方位ごとに最大距離メモリ９０に記憶さ
れる。なお、最大距離推定器８８は上述した式４の計算
式を実行するものである。

【００４８】長軸・短軸推定器８６は、傾きθの方位を
長軸方向として、その長軸方向における最大距離を長軸
方向の長さＡとして推定するものである。また、この長
軸・短軸推定器８６は、その長軸方向に直交する方位の
短軸方向の長さＢを推定している。そのような推定は最
大距離メモリ９０に記憶された距離の最大値を選択する
ことにより行われる。

【００４９】ＲＯＩ発生部９２は、ＲＯＩ発生器９４及
び上記のＲＯＩメモリ８４とで構成されるものであり、
ＲＯＩ発生器９４は例えばＲＯＭなどで構成され、ＲＯ
Ｉメモリ８４はリングバッファなどで構成される。ＲＯ
Ｉ発生器９４には長軸方向の長さＡと短軸方向の長さＢ
とが入力されており、その係数Ａ及びＢで特定される楕
円図形を発生させている。すなわちＲＯＩ発生器９４内
にはＡ及びＢの組み合わせごとに基本図形である楕円が
格納されている。このように発生された楕円の図形デー
タはＲＯＩメモリ８４内にいったん格納される。図４に
はＲＯＩメモリ８４内に格納された楕円のイメージが示
されている。

【００５０】そして、傾き推定器８２から出力された傾
きθに相当するアドレスからその基本図形の図形データ
を読み出すことによって角度θだけ回転した基本図形が
得られることが可能である。すなわち、ＲＯＩメモリ８
４には角度０〜角度２πの図形データが格納されるた
め、その読出し開始アドレスを可変することによって任
意の角度から２π分だけ図形データを読み出すことが可
能である。このように発生された角度θだけ回転した基
本図形は関心領域の画像データとしてＤＳＣ５２に出力
されると共に、比較判定器７０に入力されている。比較
判定器７０では、図５に示したように、距離データに基
づくトレースライン１４とＲＯＩ発生部９２によって発
生された傾き修正後の基本図形とを各方位ごとに比較
し、小さいほうを出力する回路である。その比較判定器
７０の出力を利用してＤＳＣ５２内に設けられた面積演
算器が心腔面積の演算を行う。

【００５１】なお、ＲＯＩ発生器９４内には上述した式
５に示した計算式の結果が格納されている。

【００５２】上記の実施形態では、全方位についてサー
チを行って傾きを推定したが、もちろん傾きの方位があ
る程度特定されているならば所定の角度範囲に限定して
もよい。すなわち、傾きを推定する場合に、全方位につ
いて運動量が最大となる方位をサーチしていたが、所定
の角度範囲内においてそのようなサーチを行ってもよ
い。また、上記実施形態では、距離の差分の絶対値を積
算することによって傾きを推定していたが、距離データ
そのものを直接積算することによって傾きの推定を行っ
てもよい。さらに、楕円における長軸の長さや短軸の長
さを全軸長と、その半分の長さを半軸長と呼ぶとすれ
ば、上記の実施形態では半軸長を利用して各演算を行っ
たが、全軸長あるいは同じ軸上の２つの半軸長の平均値
などを利用して演算を行ってもよい。

【００５３】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
超音波画像上で心腔に対して的確に関心領域を自動設定
することができるという利点がある。また本発明によれ
ば、複雑な演算を要することなく迅速に関心領域の自動
設定を行うことができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】 超音波画像上での心腔輪郭の抽出原理を示す
図である。

【図２】 心腔輪郭の抽出によって得られたトレースラ
インを距離情報として一次元的に示す図である。

【図３】 心腔輪郭に対する関心領域（ＲＯＩ）の設定
を示す図である。

【図４】 関心領域の基本図形を一次元に展開したグラ
フを示す図である。

【図５】 基本図形を回転させた関心領域とトレースラ
インとの関係を示す図である。

【図６】 本発明に係る超音波診断装置の全体構成を示
すブロック図である。

【図７】 図６に示した自動ＲＯＩ演算器の具体的な構
成を示す図である。

【符号の説明】

１０ 超音波画像、１２ 心腔、１４ 心腔輪郭、１８
境界点、２０ 欠落、２１ 突出部、２２ 関心領
域、６６ 心腔内膜検出器、６８ 自動ＲＯＩ演算器、
７０ 比較判定器、７２ 傾き推定部、７４ 長短軸推
定部、９２ ＲＯＩ発生部。

フロントページの続き (56)参考文献 特開 平８−131436（ＪＰ，Ａ) 特開 平７−289545（ＪＰ，Ａ) 特開 平８−89503（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−122359（ＪＰ，Ａ) 特開 平８−206117（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 8/00 - 8/14

Claims (5)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 超音波画像上で心腔の輪郭に沿って関心
   領域を設定し、その関心領域を処理範囲として心腔面積
   の演算を行う超音波診断装置であって、 前記心腔の輪郭の抽出を行う輪郭抽出手段と、 前記心腔内部に設定される基準点から前記輪郭までの距
   離を各方位について演算する距離演算手段と、 前記各方位の距離に基づいて、基本図形で近似される関
   心領域の傾きを推定する傾き推定手段と、 前記傾きの方位における一心拍中での距離の最大値に基
   づき、前記関心領域の長軸方向の長さを推定する長軸推
   定手段と、 前記長軸方向に直交する短軸方向の一心拍中での距離の
   最大値に基づき、前記関心領域の短軸方向の長さを推定
   する短軸推定手段と、 前記傾き、前記長軸方向の長さ、及び前記短軸方向の長
   さを利用して、前記超音波画像上に設定する関心領域を
   発生する関心領域発生手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。
2. 【請求項２】 請求項１記載の装置において、 前記傾き推定手段は、前記各方位の距離の時間的な変動
   に基づいて運動量が最大となる方位を傾きとして推定す
   ることを特徴とする超音波診断装置。
3. 【請求項３】 請求項２記載の装置において、 前記傾き推定手段は、 フレーム間で各方位ごとに距離の差分を演算する差分演
   算手段と、 前記差分の絶対値を所定期間にわたって積算して積算値
   を求める積算値演算手段と、 各方位の前記積算値の中で最大となる方位を前記傾きと
   して判定する傾き判定手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。
4. 【請求項４】 請求項１記載の装置において、 前記関心領域発生手段は、前記基本図形を記憶する基本
   図形記憶手段を有し、 前記基本図形記憶手段に対し、前記傾きに対応したアド
   レスから基本図形の読み出しを行うことにより、前記基
   本図形の回転が行われることを特徴とする超音波診断装
   置。
5. 【請求項５】 請求項１記載の装置において、 前記基本図形は、楕円であることを特徴とする超音波診
   断装置。