JP4443863B2 - Medical image apparatus, ultrasonic diagnostic apparatus, medical image data processing method, and software recording medium - Google Patents

Medical image apparatus, ultrasonic diagnostic apparatus, medical image data processing method, and software recording medium Download PDF

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Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、それぞれ異なる条件で収集された複数の連続画像間において時相合せを行う医用画像装置、超音波診断装置、医用画像データ処理方法、及び複数の連続画像間において時相合せを行うソフトウェアを記録してなるソフトウェア記録媒体に関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波診断装置は超音波プローブに内蔵された超音波振動子から発生する超音波を患者その他検査対象（以下、被検体と称する）内に放射し、被検体組織の音響インピーダンスの差異によって生ずる反射信号を超音波振動子によって受信してモニタ上に表示するものである。
【０００３】
この診断方法は、医師等の操作者により超音波プローブを体表に接触させるだけの簡単な操作でリアルタイムの２次元画像が容易に観察できるため、心臓などの臓器の機能診断や形態診断に広く用いられている。とくに心臓領域における超音波診断では、心機能を客観的かつ定量的に評価することが極めて重要とされており、その計測項目には心臓組織の運動速度、血流の速度や乱れ、心腔内の面積や容積などがある。
【０００４】
心臓の運動機能を診断する場合には動画像表示を行い、しかも３次元的な情報から診断することが望まれている。この臨床サイドの要求を満たす技術として将来的にはリアルタイム３次元走査法の実用化が期待されているが、現状では、心臓に対して異なる方向から２次元的な動画像を収集し、この方法によって得られる複数の画像を同一モニタ上に時相（心臓の拍動の繰り返し周期に対する観測時刻）を合わせて表示する方法が行われている。例えば、心臓の長軸断層像と短軸断層像の同時表示や、心臓のほぼ同じ部位に対して通常の状態にて得る動画像と運動負荷を与えた直後に得る動画像とを時相を揃えて表示する方法（いわゆるストレスエコー法）がある。
【０００５】
一方、互いに直交する２枚の断層像から心腔内の容積を計測する方法がある。例えば、同じ心臓に対する４腔像（２心房と２心室が同時表示される断層像）と２腔像（１心房と１心室が同時表示される断層像）の画像データをそれぞれ動画像データとして収集し、これらの画像データを用いて心腔内の容積を計算する方法が採られている。心腔内の容積を計算する場合は例えば心腔内壁等についてその輪郭を抽出し、抽出された輪郭に基づいて各種方法によりその容積を求める方法等が知られている（例えば、特許文献１参照）。
【０００６】
このような心臓の機能検査を目的とした超音波診断法では、撮影条件を変えて得られる２種類の動画像を表示する場合や、これら２種類の動画像から容積などの計算を行う場合には、心拍動の時相を一致させた状態で行うことが重要となる。なお、以下では動画像として収集した一連の画像データを連続画像あるいは連続画像データと呼ぶ。
【０００７】
上記の診断法では一般に心拍同期法が用いられ、心電波形情報を超音波画像と同時に収集するか、あるいは、心電波形のＲ波に同期して超音波画像を順次収集する方法が採られてきた。前者の方法によれば、異なる撮影条件（例えば、４腔像の撮影断面と２腔像の撮影断面）において、心電波形情報を有した超音波画像データを収集する。そして、これらの画像データを再生して表示する際には、Ｒ波から所定の時間後に得られるそれぞれの画像を同一モニタ上に順次表示し、さらにこの画像データに基づいて心腔内の容積計算等の各種計測を行う。なお、所定の時相の画像を選択する場合に、上記Ｒ波からの時間を設定する代わりに、Ｒ波の時刻を基準に付加される超音波画像のフレーム番号によって設定される場合が多い。
【０００８】
このように、２種類の連続画像に対して心拍同期法を適用することにより、同一時相の複数の心臓画像をモニタ上に表示することが出来るようになり、超音波による心機能計測は大きな発展をみた。
【０００９】
【特許文献１】
特開平１０−９９３２８号公報 （例えば、第６頁）
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来のように心電波形を基準に超音波画像の時相を設定する場合、心電波形のＲ波間隔は必ずしも一定とは限らない。とくに心臓検査の対象となる被検者では不整脈を呈する症例も多く、また負荷試験の場合では、例え健常人の場合であっても負荷後のＲ波間隔は著しく短縮される。さらに、心臓疾患の症例によってはＲ波間隔が一様に増減するのではなく、例えば収縮期と拡張期でその割合が異なることが知られている。
【００１１】
以下、図１７を用いて、同一被検者について心電波形の拡張期が時間的に変化する場合における従来法の問題点を模式的に示す。図１７は従来の技術における心拍同期法による画像データ収集法を示す図である。特に、図１７（ａ）は心電波形であり、Ｒ１乃至Ｒ４はＲ波を示す。また図１７（ｂ）はＲ波を基準とした超音波画像番号（フレーム番号）を示すものであり、図１７（ｃ）はこれらの各々の超音波画像から得られる心腔内容積の変化曲線を示す。例えば、R波Ｒ１とR波Ｒ２の間（以下、Ｒ１−Ｒ２区間と称す）ではＮｏ＋１枚の４腔像画像（第１の連続画像）が、またR波Ｒ３とR波Ｒ４の間（以下、Ｒ３−Ｒ４区間と称す）ではＮｏ枚の２腔像画像（第２の連続画像）がそれぞれ連続して収集される。
【００１２】
なお、Ｒ１−Ｒ２区間では、R波Ｒ１の発生後時間ｔ１後に最初の画像（画像１）が収集され、R波Ｒ１の発生後時間ｔ２後に２番目の画像（画像２）が、時間ｔＮ０後にはＮ０番目の画像（画像Ｎ０）が収集されるものとする。さらに、Ｒ１−Ｒ２区間、Ｒ３−Ｒ４区間のそれぞれにおいて、図１７（ｃ）に示すピーク時から谷時までを収縮期と称し、谷時からピーク時までを拡張期と称するものとする。また、このピーク時を拡張末期、また、この谷時を収縮末期と称するものとする。
【００１３】
これらの画像収集が負荷試験（運動負荷、薬物負荷等）による場合には、Ｒ１−Ｒ２区間で通常状態における断層像（第１の連続画像）が、Ｒ３−Ｒ４区間では負荷後の断層像（第２の連続画像）がそれぞれ収集される。
【００１４】
通常、１枚の超音波画像の収集に要する時間はほぼ一定である。従って、Ｒ３−Ｒ４区間の拡張期がＲ１−Ｒ２区間の拡張期より短い場合、Ｒ１−Ｒ２区間における拡張末期Ｑ１の時相に対応する画像はＲ１−Ｒ２区間のＮｏ＋１番目の画像として収集されるのに対して、Ｒ３−Ｒ４区間における拡張末期Ｑ２の時相に対応する画像はＲ３−Ｒ４間のＮｏ番目の画像として収集される。このように、同一被検者における拡張期や収縮期の長さが時間的に変化する場合には、従来のように心電波形のＲ波から所定時間後に得られる画像、あるいは所定フレーム番号に基づいて行う時相設定方法では、既に拡張末期Ｑ１およびＱ２を例に述べたように、第１の連続画像と第２の連続画像の時相を的確に捉えることが難しい。従ってこれら連続画像データの時相を一致させた状態での表示や各種計測を正確に実施することは困難であった。
【００１５】
本発明は上記問題に鑑みてなされたものであり、それぞれ異なる条件下で収集される複数の連続画像データの時相合せを行うことによって、各時相における画像の表示、これらの画像データに基づく各種計測、等の制度を改善することを可能とする医用画像装置、超音波診断装置、医用画像データ処理方法、及び複数の連続画像間において時相合せを行うソフトウェアを記録してなるソフトウェア記録媒体を提供することを目的とする。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、本発明では、被検体の心臓に対して第１の撮影条件下で収集した第１の連続画像データと、前記第１の撮影条件とは異なる第２の撮影条件下で収集した第２の連続画像データを保存する画像メモリと、前記第１の連続画像データから前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測して、その時間的変化に基づいて前記心臓の第１の拡張期と第１の収縮期を設定し、前記第２の連続画像データから前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測して、その時間的変化に基づいて前記心臓の第２の拡張期と第２の収縮期を設定し、前記第１の拡張期及び収縮期の期間内に得られる前記第１の連続画像データの画像データ数と前記第２の拡張期及び収縮期の期間内に得られる前記第２の連続画像データの画像データ数に基づいて前記第１の連続画像データと前記第２の連続画像データの時相合せを行うプロセッサとを具備することを特徴とする医用画像装置を提供する。
【００１７】
また、上記目的を達成するために、本発明では、被検体に超音波を放射する放射手段と、前記超音波を放射した結果生じる前記被検体からの反射信号を受信する受信手段と、前記反射信号を処理することにより得られる、前記被検体の心臓に対して第１の撮影条件下で収集した第１の連続画像データと、前記第１の撮影条件とは異なる第２の撮影条件下で収集した第２の連続画像データを保存する画像メモリと、前記第１の連続画像データから前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測して、その時間的変化に基づいて前記心臓の第１の拡張期と第１の収縮期を設定し、前記第２の連続画像データから前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測して、その時間的変化に基づいて前記心臓の第２の拡張期と第２の収縮期を設定し、前記第１の拡張期及び収縮期の期間内に得られる前記第１の連続画像データの画像データ数と前記第２の拡張期及び収縮期の期間内に得られる前記第２の連続画像データの画像データ数に基づいて前記第１の連続画像データと前記第２の連続画像データの時相合せを行うプロセッサとを具備することを特徴とする超音波診断装置を提供する。
【００１８】
また、上記目的を達成するために、本発明では、被検体の心臓に対して第１の撮影条件下で収集した第１の連続画像データから前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測して、その時間的変化に基づいて前記心臓の第１の拡張期と第１の収縮期を設定し、前記第１の撮影条件とは異なる第２の撮影条件下で収集した第２の連続画像データから前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測して、その時間的変化に基づいて前記心臓の第２の拡張期と第２の収縮期を設定し、前記第１の拡張期及び収縮期の期間内に得られる前記第１の連続画像データの画像データ数と前記第２の拡張期及び収縮期の期間内に得られる前記第２の連続画像データの画像データ数に基づいて前記第１の連続画像データと前記第２の連続画像データの時相合せを行うことを特徴とする医用画像データ処理方法を提供する。
【００１９】
また、上記目的を達成するために、本発明では、医用画像装置に搭載可能で、被検体の心臓に対して第１の撮影条件下で収集した第１の連続画像データと、前記第１の撮影条件とは異なる第２の撮影条件下で収集した第２の連続画像データを処理する際に前記医用画像装置を制御するソフトウェアを記録してなるソフトウェア記録媒体において、前記第１の連続画像データから前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測して、その時間的変化に基づいて前記心臓の第１の拡張期と第１の収縮期を設定し、前記第２の連続画像データから前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測して、その時間的変化に基づいて前記心臓の第２の拡張期と第２の収縮期を設定し、前記第１の拡張期及び収縮期の期間内に得られる前記第１の連続画像データの画像データ数と前記第２の拡張期及び収縮期の期間内に得られる前記第２の連続画像データの画像データ数に基づいて前記第１の連続画像データと前記第２の連続画像データの時相合せを行うソフトウェアを記録してなることを特徴とするソフトウェア記録媒体を提供する。
【００２４】
このような本発明によれば、それぞれ異なる条件下で収集される複数の連続画像データの時相合せ、時相合せにおける画像の表示、時相合せ後の画像データに基づく各種計測、等の精度を向上させることが可能となる。
【００２５】
【発明の実施の形態】
本発明の実施の形態について以下、図面を用いて説明する。
（第１の実施の形態）
本発明の第１の実施の形態に係る超音波診断装置について図１乃至図９を用いて説明する。
【００２６】
まず、本実施の形態の概要を記す。本実施の形態では、まず同一被検体に対して撮影条件を変えた超音波走査により得られる２つの（２種類の）連続画像（例えば、心臓の超音波走査断面が互いに直交する４腔像と２腔像のそれぞれ時系列的な様子を表す連続的に収集された（動）画像）の各々からその心腔内容積を計測する。以下、４腔像についての連続画像データを第１の連続画像データ、２腔像についての連続画像データを第２の連続画像データと称するものとする。上記計測により、第１の連続画像データに含まれる各画像の容積の時間的変化に基づいて心臓の第１の収縮期と第１の拡張期を設定する。同様に、第２の連続画像データに含まれる各画像の容積の時間的変化に基づいて心臓の第２の収縮期と第２の拡張期を設定する。これらの各期間内に得られる画像データ数に基づいて第１の連続画像データ及び第２の連続画像データの間の時相の再設定（時相合せ）を行う。さらに、時相合せに基づく同一時相の画像データを用いて、時相合せ後の（仮想的な第３の連続画像データについて）最終的な心腔内容積を計測する。
【００２７】
図１は本発明の第１の実施の形態における超音波診断装置の構成の一例を示すブロック図である。この超音波診断装置は、超音波プローブ１と、超音波送信部２と、超音波受信部３と、Ｂモード処理部４と、ドプラモード処理部５と、画像計測部６と、入力部７と、表示部８と、システム制御部９とを含んでいる。
【００２８】
超音波プローブ１は被検体の体表面に対してその前面を接触させ超音波の送受信（超音波の送信、及び送信した超音波の結果として被検体から反射（エコー）して来た信号の受信）を行うものであり、１次元に配列された複数個の微小超音波振動子をその先端部分に有している。この超音波振動子は電気音響変換素子であり、送信時には電気パルスを超音波パルスに変換し、また受信時には超音波信号を電気信号に変換する機能を有している。この超音波プローブ１は小型、軽量に構成されており、ケーブルによって後述する超音波送信部２及び超音波受信部３に接続されている。一般に、超音波プローブにはセクタ走査対応、リニア走査対応、コンベックス走査対応等があり、これらの中から診断部位に応じて任意に選択されるが、以下ではセクタ走査用の超音波プローブを超音波プローブ１として用いた場合について述べる。
【００２９】
超音波送信部２は超音波を発生するための駆動信号を生成する。この超音波送信部２は、レートパルス発生器１１と、送信遅延回路１２と、パルサ１３とを含んでいる。レートパルス発生器１１は被検体の内部に放射される超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを発生する。発生されたレートパルスは送信遅延回路１２に供給される。送信遅延回路１２は送信時における超音波ビームの収束距離や偏向角度を決定するための遅延回路であり、複数の超音波振動子を駆動するタイミングを決定する。また、この送信遅延回路１２は送信に使用される超音波振動子と同数の複数の独立な遅延回路から構成されている。さらにこの送信遅延回路は、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を収束するための遅延時間と所定の方向に超音波を送信するための遅延時間とをレートパルスに与え、これをパルサ１３に供給する。パルサ１３は超音波振動子を駆動するための高圧パルスを生成する駆動回路である。パルサ１３は送信遅延回路１２同様、送信に使用される超音波振動子と同数の複数の独立な駆動回路を有しており、超音波プローブ１に内蔵された超音波振動子を駆動し、超音波を放射するための駆動パルスを形成する。
【００３０】
超音波受信部３は被検体内への超音波放射の結果として生じる超音波反射信号を被検体から受信する。また、超音波受信部３は、プリアンプ１４と、受信遅延回路１５と、加算器１６とを含んでいる。プリアンプ１４は超音波振動子によって電気信号に変換された微小信号を増幅し十分なＳ／Ｎを確保する。受信遅延回路１５は、細い受信ビーム幅を得るために所定の深さからの超音波を収束するための収束用遅延時間と超音波ビームを所定の方向に順次偏向し被検体内を走査するための遅延時間とをプリアンプ１４の出力に与える。この後、遅延時間を与えられたプリアンプ１４の出力は加算器１６に送られる。加算器１６は受信した複数の信号を加算し、超音波振動子からの複数の受信信号を１つに纏める。
【００３１】
Ｂモード処理部４はこの１つに纏められた受信信号に対してＢモード画像用の信号処理を行う。このＢモード処理部４は、対数変換器１７と、包絡線検波器１８と、Ａ／Ｄ変換器１９とを含んでいる。対数変換機１７は加算器１６から入力される信号（受信信号）の振幅を対数変換し、弱い信号を相対的に強調する働きをする。一般に被検体内からの受信信号は８０ｄＢ以上の広いダイナミックレンジをもった振幅を有しており、これを狭いダイナミックレンジを持つ通常のテレビモニタに表示するためには弱い信号を強調する振幅圧縮が必要となる。包絡線検波器１８は対数変換された受信信号に対して包絡線検波を行い、超音波周波数成分を除去し、その振幅のみを検出する。Ａ／Ｄ変換器１９はこの包絡線検波器１８の出力信号をＡ／Ｄ変換しＢモード信号を形成する。
【００３２】
ドプラモード処理部５はカラードプラ画像あるいは組織ドップラ画像用の信号処理を行う。また、ドプラモード処理部５は、基準信号発生器２０と、π／２移相器２１と、ミキサ２２−１、２２−２と、ローパスフィルタ２３−１、２３−２と、Ａ／Ｄ変換器２４−１、２４−２と、ドプラ信号記憶回路２５と、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍａｔｉｏｎ）分析器２６と、演算器２７とを含んでいる。このドプラモード処理部５では主に直交位相検波とＦＦＴ分析が行われる。
【００３３】
前記加算器１６から入力される信号（受信信号）はミキサ２２−１、２２−２の第１の入力端子に入力される。一方、この入力信号の周波数とほぼ等しい周波数をもった基準信号発生器２０の出力はミキサ２２−１の第２の入力端子に直接与えられる。また、この基準信号発生器２０の出力はπ／２移相器２１を介して９０度位相がシフトされた後、ミキサ２２−２の第２の入力端子に与えられる。ミキサ２２−１、２２−２の出力はローパスフィルタ２３−１、２３−２に送られる。ローパスフィルタ２３−１は、前記加算器１６から入力される信号の周波数と基準信号発生器２０の周波数の和の成分が除去され、差の成分のみが抽出される。同様に、ローパスフィルタ２３−２は、前記加算器１６から入力される信号の周波数とπ／２移相器２１の出力信号の周波数の和の成分が除去され、差の成分のみが抽出される。
【００３４】
Ａ／Ｄ変換器２４−１、２４−２はそれぞれローパスフィルタ２３−１、２３−２の出力、すなわち直交位相検波出力をデジタル信号に変換する。デジタル信号に変換された直交位相検波出力は、一旦、ドプラ信号記憶回路２５に保存された後、ＦＦＴ分析器２６に供給される。ＦＦＴ分析器２６はデジタル化された直交位相検波出力についてＦＦＴ分析を行う。演算器２７はＦＦＴ分析器２６によって得られるスペクトルの中心や広がりなどの計算を行う。
【００３５】
画像計測部６は異なる撮影条件にて収集される２種類の連続画像の時相合せを行う。なお、以下の本実施の形態においては２種類の連続画像を例に取って説明するが、本発明においては連続画像の数（或いは連続画像の種類の数）は２つのみに限られるものではない。
【００３６】
画像計測部６は、記憶回路２８と、プロセッサ２９と、表示用メモリ３０とを含んでいる。記憶回路２８は画像データを保存する画像メモリと、心腔内の容積や直径などの計測データを記憶する付随メモリとを含んでいる。画像メモリには時相合せ前後の連続画像データが保存され、付随メモリには時相合せ前の連続画像データから得られる心腔内容積データ及び時相合せ後の連続画像データから得られる最終的な心腔内容積データが保存される。なお、画像メモリには心臓の連続画像データとしてＢモード画像データ、ドプラモード画像データおよびこれらの合成画像データが保存されるようにしてもよいが、心腔内容積の計測にはＢモード画像データが一般的に使用される。
【００３７】
プロセッサ２９は記憶回路２８に保存される２種類の連続画像データの各々を順次読み出して、画像に表示される心腔内の容積を計測する。さらに、この一連の容積データから生成される各連続画像データの容積変化曲線のそれぞれにおいて、１以上の最大値及び１以上の最小値を検出して拡張期と収縮期の区間を設定する。次に、プロセッサ２９は一方の連続画像データにおける収縮期に含まれる画像データ数ともう一方の連続画像データの収縮期に含まれる画像データ数とを比較する。同様に、プロセッサ２９は一方の連続画像データにおける拡張期に含まれる画像データ数ともう一方の連続画像データの拡張期に含まれる画像データ数とを比較する。これらの比較に基づいて、プロセッサ２９は２種類の連続画像間における画像データの時相を再設定（時相合せ）する。なお、心腔内容積の計測においては、心腔の輪郭抽出手段としてＡＣＴ（Ａｕｔｏｍａｔｅｄ−Ｃｏｎｔｏｕｒ−Ｔｒａｃｋｉｎｇ）法を、また容積計算手段としてＭｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法を用いることができる。
【００３８】
このプロセッサ２９によって計測される容積データや、その過程で算出される心腔内の直径などの計測データは記憶回路２８の付随メモリに保存される。さらにプロセッサ２９は時相合せの終了した２種類の連続画像データを用いて最終的な（診断のための最終測定結果としての）心腔内容積を計測する。
【００３９】
表示用メモリ３０は表示部８に表示される画像や容積変化曲線などのデータを一旦記憶する。なお、リアルタイムで得られるＢモード画像やドプラモード画像は記憶回路２８を介して表示用メモリ３０に一旦保存され、さらに表示部８において表示される。
【００４０】
入力部７は操作パネル上にキーボード、トラックボール、マウス等を備える。操作者は入力部７により被検体情報や装置の撮影条件を入力する。とくに連続画像の画像枚数や連続画像の収集区間、さらには撮影条件などが入力される。
【００４１】
表示部８は表示回路３１とモニタ３２とを含んでいる。表示用メモリ３０に保存されている時相合せ前後の心臓の連続画像データや心腔内の容積変化曲線のデータ等はシステム制御部９により読み出される。読み出された各データは表示回路３１においてＤ／Ａ変換とテレビフォーマット変換がなされた後モニタ３２に表示される。
【００４２】
システム制御部９はＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）と記憶回路を含んでいる。また、システム制御部９は入力部７からのコマンド信号に従って超音波送信部２、超音波受信部３、Ｂモード処理部４、ドプラモード処理部５、画像計測部６、等の各ユニットの制御やシステム全体の制御を統括して行う。特に、ＣＰＵに対して入力部７は操作者の入力したコマンド信号を供給する。また記憶回路２８には装置出荷時に設定される各種制御データや、操作者が入力部７から入力した撮影条件などが保存される。
【００４３】
次に、図１および図２を用いて本発明の第１の実施の形態における連続画像データの収集手順を説明する。なお、図２は１つの撮影条件における連続画像データの収集手順を示すフローチャートである。もう１つの撮影条件における連続画像データの収集については図２に示す手順と同様にして実現可能である。
【００４４】
図２は本発明の第１の実施の形態における連続画像データの収集手順の一例を示すフローチャートである。画像データの収集に先立ち、操作者は入力部７を用いて、使用する超音波プローブ１を選択する。さらに操作者は入力部７を用いて装置の撮影条件や動画像データの収集区間あるいは収集枚数等を設定する。これらの設定値はシステム制御部９の図示しない記憶回路に送られ保存される（ステップＳ１）。本実施の形態では心臓用のセクタプローブを超音波プローブ１として選択して４腔像と２腔像についての連続画像データを収集する。各々の画像データ収集区間は数心拍区間とする。操作者によるこれらの設定が終了すると、この設定条件に従った撮影モードが自動的に設定される。
【００４５】
操作者は、心臓の４腔像の撮影に最適な位置に超音波プローブ１の先端を固定し、最初（画像番号：ｍ＝１）の４腔像の画像データ（Ｉｘ１）収集のための走査を開始する。なお、最初の４腔像の画像データ（Ｉｘ１）は所定の時刻（タイミング）（ｔ＝ｔ１）に得られるものとする（ステップＳ２）。なお、実際には操作者は以下と同様な手順により２次元画像データをモニタ上で観察しながら上記の最適位置を決定する場合が多いかもしれない。
【００４６】
超音波の送信において、レートパルス発生器１１はシステム制御部９からの制御信号に同期し、被検体内に放射される超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを送信遅延回路１２に供給する。送信遅延回路１２は送信に使用される超音波振動子とほぼ同数の独立な遅延回路から構成されている。また、送信遅延回路１２は、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を収束するための遅延時間と、所定の方向（θ：θ＝θ１）に超音波を送信するための遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスをパルサ１３に供給する。なお、最初の４腔像の画像データ（Ｉｘ１）の収集にあたり、当該送信はＮ方向において行われる。従って、上記方向（θ１）は単に第１（ｎ＝１）の方向に過ぎない。
【００４７】
パルサ１３は送信遅延回路１２同様、送信に使用される超音波振動子とほぼ同数の独立な駆動回路を有しており、レートパルスの駆動によって発生する超音波振動子駆動パルスによって、超音波プローブ１に内蔵されている超音波振動子を駆動し、被検体に超音波パルスを放射する。
【００４８】
被検体内に放射された超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる被検体内の臓器間の境界面あるいは組織にて反射する。またこの超音波が心臓壁や血球などの動きのある反射体で反射する場合は、その超音波周波数はドプラ偏移を受ける。
【００４９】
被検体組織内にて反射した超音波は送信時と同じ超音波振動子によって受信されて電気信号に変換される。この受信信号は受信に使用される超音波振動子とほぼ同数の独立な増幅要素からなるプリアンプ１４にて増幅され、受信に使用される超音波振動子と同数の遅延回路からなる受信遅延回路１５に送られる。
【００５０】
受信遅延回路１５は、受信において細いビーム幅を得るために所定の深さからの超音波を収束するための遅延時間と、超音波ビームに対して所定の方向（θ１）に強い受信指向性をもたせて受信するための遅延時間とを受信信号に与える。遅延時間が与えられた受信信号は加算器１６に送られる。加算器１６はプリアンプ１４及び受信遅延回路１５を介して入力される複数の受信信号を加算合成し、１つの受信信号に纏めた後、Ｂモード処理部４とドプラモード処理部５に送る（ステップＳ３）。
【００５１】
次に、Ｂモード画像を収集する場合には、Ｂモード処理部４に送られた加算器１６の出力に対し、対数変換器１７により対数変換が行われる。対数変換が行われた信号は包絡線検波器１８にて包絡線検波が行われる。検波された信号は続いてＡ／Ｄ変換器１９によりＡ／Ｄ変換が行われる。変換されたデジタル信号は画像計測部６の記憶回路２８を介して第１の方向のＢモード画像データとして表示用メモリ３０に保存される（ステップＳ４−１）。
【００５２】
一方、ドプラモード処理部５において超音波受信信号のドプラ偏移を求めるために、システム制御部８は同一方向（θ１）に連続的に複数回超音波の送受信を行い、このとき得られる受信信号に対してＦＦＴ分析を行う。
【００５３】
ドプラモード処理部５は加算器１６の出力に対してミキサ２２−１、２２−２およびローパスフィルタ２３−１、２３−２を用いて直交位相検波して複素信号に変換しＡ／Ｄ変換器２４−１、２４−２にてデジタル信号に変換した後、ドプラ信号記憶回路２５に保存する。同一送受信方向（θ１）にて複数回の走査によって得られる受信信号について同様な処理を行い、ドプラ信号記憶回路２５には複数個の検波デジタルデータが保存される。ＦＦＴ分析器２６はドプラ信号記憶回路２５に保存された複数個の検波デジタルデータに対して周波数スペクトルを求める。さらに演算器２７はＦＦＴ分析器２６から収束される周波数スペクトルに対して、その中心（組織や血流の平均速度）を算出し、その演算結果は第１の方向のドプラモード画像データとして表示用メモリ３０に保存される（ステップＳ４−２）。
【００５４】
ステップＳ４−１及びＳ４−２における保存の後、前記所定の方向（θ１）は式：θ＝θ＋Δθに従う方法で第２の所定の方向に変更される。すなわち、変更前の所定の方向（θ＝θ１）に対して変更後の所定の方向はθ１＋Δθとなる。走査方向の数をｎで表すとき、ｎ＝ｎ＋１とすると、前記変更後の所定の方向（θ１＋Δθ）は第２（ｎ＝２）の方向となる（ステップＳ５）。
【００５５】
ステップＳ４−１、Ｓ４−２、及びＳ５において説明した処理はｎ＝Ｎとなるまで、すなわちＮ方向（前記所定の方向：θ１からＮ番目の方向：θ１＋（Ｎ−１）Δθ）について同様の処理が行われるまで繰り返されることになる。このように超音波の送受信方向をΔθずつ順次更新させながらθ１＋（Ｎ−１）ΔθまでＮ方向の走査によって上記と同様な手順で超音波の送受信を行い、被検体内をリアルタイム走査する。このとき、システム制御部９はその制御信号によって送信遅延回路１２および受信遅延回路１５の遅延時間を上記Ｎ個の超音波送受信方向に対応させて順次切り替えながら、Ｎ方向のＢモード画像データ、Ｎ方向のドプラモード画像データの各々をステップＳ４−１、Ｓ４−２において収集する。
【００５６】
システム制御部９は、ステップＳ４−１、Ｓ４−２において得られるＢモード画像データとドプラモード画像データを表示用メモリ３０に順次保存する。Ｎ方向の走査が終了した時点でＮ方向のＢモード画像データに基づいて１枚の（１フレーム分の）Ｂモード画像データが生成される。この生成されるＢモード画像（フレーム）データは第１のＢモード画像（Ｉｘｍ＝Ｉｘ１）となる。同様に、Ｎ方向のドプラモード画像データに基づいて１枚の（１フレーム分の）ドプラモード画像データが生成される。この生成されるドプラモード画像（フレーム）データは第１のドプラモード画像となる。さらに、第１のＢモード画像Ｉｘ１及び第１のドプラモード画像に基づいてこれらを合成して得られる第１の合成画像データが生成される。この第１の合成画像データは表示回路３１を介してモニタ３２に表示される。また、上記第１のＢモード画像データと第１のドプラモード画像データ、さらには第１の合成画像データは記憶回路２８において保存される（ステップＳ７）。なお、第１のＢモード画像データＩｘ１及び／又は第１のドプラモード画像データもモニタ３２に表示されるようにしてもよい。
【００５７】
第１の合成画像データの表示及び保存の後、画像番号ｍをｍ＝ｍ＋１により更新すると、第２の合成画像データのための手順が準備される。これにより、上記と全く同様な手順によって、４腔像についての第２のＢモード画像データ（Ｉｘｍ＝Ｉｘ２）、第２のドプラモード画像データ、及び第２の合成画像データが所定の時刻（タイミング）（ｔ＝ｔｍ＝ｔ２）において収集されることになる（ステップＳ８）。
【００５８】
上記ステップＳ３乃至Ｓ８による手順はさらなるＢモード画像データ、ドプラモード画像データ、及び合成画像データの収集のために繰り返されることになる。その収集において、Ｍ番目の合成画像データが収集されると、ステップＳ８において画像番号ｍが１つ増えてｍ＝Ｍ＋１となる。このｍの値はステップＳ９において判断される。
【００５９】
このようにして、Ｍ個のＢモード画像データ（以下、第１の連続Ｂモード画像データと称す）（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）、Ｍ個のドプラモード画像データ（以下、第１の連続ドプラモード画像データと称す）、及びＭ個の合成画像データ（以下、第１の連続画像データと称す）が所定の時刻ｔ１及びｔＭの間の期間に収集される。この収集期間は複数の心拍（少なくとも２つのＲ波に対応する２つの心拍）を含むものである。２つのＲ波間に収集される画像枚数は通常３０乃至１００枚である。第１の連続画像データは表示用メモリ３０及び表示回路３１を介してモニタ３２に送られ、モニタ３２では第１の連続画像データが第１の連続画像としてリアルタイムに連続的に表示される。第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）、第１の連続ドプラモード画像データ、及び第１の連続画像データは記憶回路２８に保存される。なお、第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）及び／又は第１の連続ドプラモード画像データもモニタ３２に表示されるようにしてもよい。前記保存等が完了すると、４腔像の超音波画像撮影は終了する（ステップＳ１０）。
【００６０】
心臓の２腔像の撮影においても図２のフローチャートとほぼ同様な手順に従って画像データを収集する。２腔像の撮影に対し、操作者は超音波プローブ１を４腔像の撮影をした位置から同プローブの軸の周りに約９０度回転させる必要があるかもしれない。さらに、必要に応じて被検体の体表に当てている位置や角度、方向等についても若干調整してもよい。このようにして、２腔像の撮影のための位置が決まると、システム制御部９は、２腔像についての複数のＢモード画像データ、複数のドプラモード画像データ、及び複数の合成画像データを得るために、超音波診断装置の各部を制御する。
【００６１】
例えば、Ｂモード画像データの画像枚数が第１の連続Ｂモード画像データの枚数（Ｍ）と同じ場合、Ｍ個のＢモード画像データは、第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｙＭ）と同様に、第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）と定義付けることができる。なお、場合によって、第２の連続Ｂモード画像データの数は第１の連続Ｂモード画像データの数（Ｍ）と異なるようであってもよいのは言うまでも無い。２腔像についてのドプラモード画像データの枚数は第２の連続Ｂモード画像データの枚数（Ｍ）と同じであってもよく、この場合、Ｍ個のドプラモード画像データは第２の連続ドプラモード画像データと称することができる。さらに、２腔像における合成画像データの数についても第２の連続Ｂモード画像データの枚数（Ｍ）と同じであってもよく、この場合、Ｍ個の合成画像データは第２の連続画像データと称することができる。
【００６２】
第２の連続画像データは表示用メモリ３０及び表示回路３１を介してモニタ３２に送られる。モニタ３２では第２の連続画像データが第２の連続画像としてリアルタイムに連続的に表示される。第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）、第２の連続ドプラモード画像データ、及び第２の連続画像データは記憶回路２８に保存される。なお、第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）及び／又は第２の連続ドプラモード画像データもモニタ３２に表示されるようにしてもよい。前記保存等が完了すると、２腔像の超音波画像撮影は終了する。
【００６３】
以上のようにして２種類の連続画像データ（第１及び第２の連続画像データ）が得られると、次に、プロセッサ２９は心腔容積の計測に基づいて第１の連続画像データの時相（以下、第１の時相と称す）及び第２の連続画像データの時相（以下、第２の時相と称す）とを合せる。このような時相合せは図１及び図３乃至６を参照しながら説明する。図３は本発明の第１の実施の形態における時相合せの手順の一例を示すフローチャートである。また、図４は本発明の第１の実施の形態における心腔内容積の算出方法の一例を示す図である。詳しくは、図４（Ａ）は本発明の第１の実施の形態に係る心腔内容積の計測を説明するための第１の連続Ｂモード画像データのうちの１画像の例を示す図であり、４腔像に示される左室についての容積計測方法を示すものである。また、図４（Ｂ）は本発明の第１の実施の形態に係る心腔内容積の計測に係る円柱モデルの例を示す図である。
【００６４】
画像計測部６のプロセッサ２９は記憶回路２８に保存された第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）の中から最初（第１）の４腔像のＢモード画像データ（Ｉｘ１）を読み出す（ステップＳ１１）。プロセッサ２９は輪郭抽出法を用いて第１のＢモード画像データ（Ｉｘ１）における心腔内壁を抽出する。この輪郭抽出法として、例えば既に公知となっているＡｕｔｏｍａｔｅｄ−Ｃｏｎｔｏｕｒ−Ｔｒａｃｋｉｎｇ（ＡＣＴ）法（西浦正英 他、“ＡＣＴ法を用いた超音波心壁輪郭の自動抽出”、メディカルレビュー７１号、ＰＰ．５０−５４、（１９９８））を用いる。
【００６５】
図４（Ａ）において、プロセッサ２９はこの輪郭抽出法によって得られる内壁の輪郭線から弁輪部を検出し、この弁輪部の位置を基準に心腔の長軸方向に長軸５２を設定する。さらに、長軸５２に沿った心腔内壁の高さが例えばｈである場合、前記長軸５２の長さをｈと見ることができる。ここで、この長軸５２を所定の分割点ｈｊ（ｊ＝１〜Ｊ）にて均等間隔ΔｈでＪ分割（Δｈ＝ｈ／Ｊ、例えば、Ｊ＝２０）すると、心腔内は長軸５２に沿った高さΔｈのＪ個のブロックの集合体として扱うことができる。各分割点ｈｊにおいて長軸５２に対して垂直に垂線を引き、例えばある分割点ｈｊにおいて引いた垂線が心腔内壁と交わる点を交点Ｃ１、Ｃ２とするとプロセッサ２９は交点Ｃ１及び交点Ｃ２の長さＡjを計算する。なお、これら長さｈ、Ａj、その他関連するデータは必要に応じて記憶回路２８の付随メモリに保存される。
【００６６】
上記条件の下、Ｊ個のブロックのうちのあるブロックｊは高さΔｈ、直径Ａjの底面からなる円柱と仮定することができる。この場合、ブロックｊの容積ＶAjは次の式により近似することができる。
【００６７】
ＶAj＝Δｈ×π（Ａj／２）2
Ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法による上記仮定においては、第１のＢモード画像データ（Ｉｘ１）における心腔内容積Ｖｘ１は図４（Ｂ）に示されるようにＪ個のブロック全てについての容積ＶAjの和の結果（Ｖｘ１＝ＶA1＋ＶA2＋・・・＋ＶAj）として近似することができる。これは次の式で表される。
【００６８】
Ｖｘ１＝ΣＶAj（ｊ＝１〜Ｊ）
＝ΣΔｈ×π（Ａj／２）2（ｊ＝１〜Ｊ） ・・・（１）
Ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法を用いた心腔容積の計測（算出）については（竹内陽史郎他、“心腔の大きさの正確な撮り方２）両心房”、心エコーＶｏｌ．２、Ｎｏ．３ Ｐ．１９２−１９７、（２００１））に詳しく記載されているので、ここでは前記計測（算出）に係る詳細な説明は省略する。
【００６９】
図５は本発明の第１の実施の形態における心腔内容積の算出方法の一例を詳細に示す図である。図５から分かるように、より正確な心腔内容積を得るためには上記直径Ａjは以下のようにして算出することができる。
【００７０】
Ｊ個のブロックのうち或るブロックｊは通常、完全な円柱ではない。すなわち、ブロックｊは直径ａj（ｊ＝１〜Ｊ）を有する円と仮定できる底面と直径ａj-1を有する円と仮定できる上面を有するものとなる。ｊが奇数であるとき、直径ａjは奇数番目の面の直径となり、直径ａj-1は偶数番目の面の直径となる。同様に、ｊが偶数であるとき、直径ａjは偶数番目の面の直径となり、直径ａj-1は奇数番目の面の直径となる。上述したように、ブロックｊの高さはΔｈ（Δｈ＝ｈ／ｊ）と定義できる。従って、ブロックｊの高さΔｈ／２の位置での直径（Ａj）を前記上面と前記底面のそれぞれについての近似した直径とみなすと仮定すると、直径Ａjは（ａj-1＋ａj）／２と表すことができる。これはブロックｊが高さΔｈ、直径Ａj（Ａj＝（ａj-1＋ａj）／２）の底面からなら円柱とみなすことができることを意味する。従って、前記式（１）は次の式（２）で置き換えることが可能となる。
【００７１】
Ｖｘ１＝ΣΔｈ×π（（（ａj-1＋ａj）／２）／２）2（ｊ＝１〜Ｊ） ・・・（２）
高さΔｈはΔｈ＝ｈ／Ｊと定義されているので、式（２）の容積Ｖｘ１はさらに次の式（３）のように書き換えることができる。
【００７２】
Ｖｘ１＝（πｈ／１６）Σ（ａj-1＋ａj）2（ｊ＝１〜Ｊ） ・・・（３）
プロセッサ２９は上記計算において算出された心腔内容積Ｖｘ１を記憶回路２８に送る。記憶回路２８では心腔内容積Ｖｘ１が付随メモリに保存される（ステップＳ１２）。
【００７３】
第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）に含まれる４腔像の第１のＢモード画像データ（Ｉｘ１）に対する心腔内容積の計測（計算）が終了すると、次に第２のＢモード画像データ（Ｉｘ２）がプロセッサ２９により記憶回路２８から読み出される。再び、プロセッサ２９は輪郭抽出法を用いて第２のＢモード画像データＩｘ２について心腔内壁を抽出する。第２のＢモード画像データＩｘ２における心腔内壁抽出の対象となる心腔は第１のＢモード画像データＩｘ１における心腔と同じとなる。以下、同様の手順を繰り返すことで、プロセッサ２９は第３のＢモード画像データ乃至第Ｍ番目のＢモード画像データに対する心腔内容積Ｖｘ３乃至ＶｘＭも得る。前記心腔内容積Ｖｘ２も含め、心腔内容積Ｖｘ２乃至ＶｘＭは各々の収集に応じて順次、記憶回路２８の付随メモリに保存される（ステップＳ１１乃至Ｓ１２）。
【００７４】
プロセッサ２９は引き続いて記憶回路２８に保存された第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）の中から最初（第１）の２腔像のＢモード画像データ（Ｉｙ１）を読み出す（ステップＳ１３）。プロセッサ２９は輪郭抽出法を用いて第１のＢモード画像データ（Ｉｙ１）における心腔内壁を抽出する。第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）において輪郭抽出の対象となる心腔は第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）における対象と同じとなる。心腔内壁は、例えば、プロセッサ２９によりＡＣＴ法を用いて抽出することができる。第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）に対して記載したように、プロセッサ２９はこの輪郭抽出法によって得られる内壁の輪郭線から弁輪部を検出し、この弁輪部の位置を基準に心腔の長軸方向に長軸を設定する。さらに、長軸に沿った心腔内壁の高さが例えばｈである場合、前記長軸の長さをｈと見ることができる。ここで、この長軸を所定の分割点ｈｊ（ｊ＝１〜Ｊ）にて均等間隔ΔｈでＪ分割（Δｈ＝ｈ／Ｊ、例えば、Ｊ＝２０）すると、心腔内は長軸に沿った高さΔｈのＪ個のブロックの集合体として扱うことができる。各分割点ｈｊにおいて長軸に対して垂直に垂線を引き、例えばある分割点ｈｊにおいて引いた垂線が心腔内壁と交わる点を交点とするとプロセッサ２９はこの交点間の長さＢｊを計算する。なお、これら長さｈ、Ｂｊ、その他関連するデータは必要に応じて記憶回路２８の付随メモリに保存される。
【００７５】
上記条件の下、Ｊ個のブロックのうちのあるブロックｊは高さΔｈ、直径Ｂｊの底面からなる円柱と仮定することができる。この場合、ブロックｊの容積ＶBjは次の式により近似することができる。
【００７６】
ＶBj＝Δｈ×π（Ｂｊ／２）2
Ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法による上記仮定においては、第１のＢモード画像データ（Ｉｙ１）における心腔内容積Ｖｙ１はＪ個のブロック全てについての容積ＶBjの和の結果（Ｖｙ１＝ＶB1＋ＶB2＋・・・＋ＶBj）として近似することができる。これは次の式で表される。
【００７７】
Ｖｙ１＝ΣＶBj（ｊ＝１〜Ｊ）
＝ΣΔｈ×π（Ｂｊ／２）2（ｊ＝１〜Ｊ） ・・・（４）
図６は本発明の第１の実施の形態における心腔内容積の算出方法に係る４腔像および２腔像の画像の一例を示す図である。図６（ａ）は第１の連続Ｂモード画像の１つを示している。また、図６（ｂ）は第２の連続Ｂモード画像の１つを示している。第１の連続Ｂモード画像の場合と同様に、より正確な心腔内容積を得るためには上記直径Ｂｊは以下のようにして算出することができる。
【００７８】
Ｊ個のブロックのうち或るブロックｊは通常、完全な円柱ではない。すなわち、ブロックｊは直径ｂj（ｊ＝１〜Ｊ）を有する円と仮定できる底面と直径ｂj-1を有する円と仮定できる上面を有するものとなる。ｊが奇数であるとき、直径ｂjは奇数番目の面の直径となり、直径ｂj-1は偶数番目の面の直径となる。同様に、ｊが偶数であるとき、直径ｂjは偶数番目の面の直径となり、直径ｂj-1は奇数番目の面の直径となる。上述したように、ブロックｊの高さはΔｈ（Δｈ＝ｈ／ｊ）と定義できる。従って、ブロックｊの高さΔｈ／２の位置での直径（Ｂｊ）を前記上面と前記底面のそれぞれについての近似した直径とみなすと仮定すると、直径Ｂｊは（ｂj-1＋ｂj）／２と表すことができる。これはブロックｊが高さΔｈ、直径Ｂｊ（Ｂｊ＝（ｂj-1＋ｂj）／２）の底面からなら円柱とみなすことができることを意味する。従って、前記式（４）は次の式（５）で置き換えることが可能となる。
【００７９】
Ｖｙ１＝ΣΔｈ×π（（（ｂj-1＋ｂj）／２）／２）2（ｊ＝１〜Ｊ） ・・・（５）
高さΔｈはΔｈ＝ｈ／Ｊと定義されているので、式（５）の容積Ｖｙ１はさらに次の式（６）のように書き換えることができる。
【００８０】
Ｖｙ１＝（πｈ／１６）Σ（ｂj-1＋ｂj）2（ｊ＝１〜Ｊ） ・・・（６）
プロセッサ２９は上記計算において算出された心腔内容積Ｖｙ１を記憶回路２８に送る。記憶回路２８では心腔内容積Ｖｙ１が付随メモリに保存される（ステップＳ１４）。
【００８１】
第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）に含まれる２腔像の第１のＢモード画像データ（Ｉｙ１）に対する心腔内容積の計測（計算）が終了すると、次に第２のＢモード画像データ（Ｉｙ２）がプロセッサ２９により記憶回路２８から読み出される。再び、プロセッサ２９は輪郭抽出法を用いて第２のＢモード画像データＩｙ２について心腔内壁を抽出する。第２のＢモード画像データＩｙ２における心腔内壁抽出の対象となる心腔は第１のＢモード画像データＩｙ１における心腔と同じとなる。以下、同様の手順を繰り返すことで、プロセッサ２９は第３のＢモード画像データ乃至第Ｍ番目のＢモード画像データに対する心腔内容積Ｖｙ３乃至ＶｙＭも得る。前記心腔内容積Ｖｙ２も含め、心腔内容積Ｖｙ２乃至ＶｙＭは各々の収集に応じて順次、記憶回路２８の付随メモリに保存される（ステップＳ１３乃至Ｓ１４）。
【００８２】
４腔像における心腔内容積Ｖｘ１乃至ＶｘＭ及び２腔像における心腔内容積Ｖｙ１乃至ＶｙＭの双方が得られると、システム制御部９はこれら心腔内容積Ｖｘ１乃至ＶｘＭ及びＶｙ１乃至ＶｙＭを一旦、表示用メモリ３０に保存するよう制御する。保存された心腔内容積Ｖｘ１乃至ＶｘＭ及びＶｙ１乃至ＶｙＭは表示回路３１を介してモニタ３２に容積変化曲線として表示される（ステップＳ１５）。
【００８３】
図７は本発明の第１の実施の形態における４腔像と２腔像、及びこれらから得られる容積変化曲線の一例を示す図である。図７（ａ）は４腔像に係る第１の連続Ｂモード画像データを示す。図７（ａ）は更に第１の連続Ｂモード画像データ容積変化曲線を示すものである。図７（ｂ）は２腔像に係る第２の連続Ｂモード画像データを示す。図７（ｂ）は更に第２の連続Ｂモード画像データ容積変化曲線を示すものである。図７（ａ）の容積変化曲線では、式（３）を第１の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データに適用することによって算出された容積が第１の連続Ｂモード画像データの各画像データの収集に沿って時系列に描かれている。同様に、図７（ｂ）の容積変化曲線では、式（６）を第２の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データに適用することによって算出された容積が第２の連続Ｂモード画像データの各画像データの収集に沿って時系列に描かれている。
【００８４】
第１の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データは間隔Ｔｘ置きに収集されるものとする。また、第２の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データは間隔Ｔｙ置きに収集されるものとする。図７（ａ）に示される容積変化曲線では、時刻（時相）ｔｘ１１における第１のピークが第１の４腔像拡張末期と判断される。この第１のピークは例えば第１の連続Ｂモード画像データのうち時間的に最初に算出容積Ｖｘが最大となる時である。また、時相ｔｘ１２における第２のピークが第２の４腔像拡張末期と判断される。この第２のピークは例えば第１の連続Ｂモード画像データのうち時間的に２番目に算出容積Ｖｘが最大となる時である。一方、時相ｔｘ２１における第１の谷が第１の４腔像収縮末期と判断される。この第１の谷は例えば第１の連続Ｂモード画像データのうち時間的に最初に算出容積Ｖｘが最小となる時である。また、時相ｔｘ２２における第２の谷が第２の４腔像収縮末期と判断される。この第２の谷は例えば第１の連続Ｂモード画像データのうち時間的に２番目に算出容積Ｖｘが最小となる時である。
【００８５】
第１の４腔像拡張末期ｔｘ１１と第１の４腔像収縮末期ｔｘ２１との間の期間は第１の４腔像収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］と判断される。また、第２の４腔像拡張末期ｔｘ１２と第２の４腔像収縮末期ｔｘ２２との間の期間は第２の４腔像収縮期［ｔｘ１２−ｔｘ２２］と判断される。さらに、第１の４腔像収縮末期ｔｘ２１と第２の４腔像拡張末期ｔｘ１２との間の期間は４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］と判断される。
【００８６】
図７（ａ）と同様に、図７（ｂ）に示される容積変化曲線では、時刻（時相）ｔｘ１１’における第１のピークが第１の２腔像拡張末期と判断される。この第１のピークは例えば第２の連続Ｂモード画像データのうち時間的に最初に算出容積Ｖｘが最大となる時である。また、時相ｔｘ１２’における第２のピークが第２の２腔像拡張末期と判断される。この第２のピークは例えば第２の連続Ｂモード画像データのうち時間的に２番目に算出容積Ｖｘが最大となる時である。一方、時相ｔｘ２１’における第１の谷が第１の２腔像収縮末期と判断される。この第１の谷は例えば第２の連続Ｂモード画像データのうち時間的に最初に算出容積Ｖｘが最小となる時である。また、時相ｔｘ２２’における第２の谷が第２の２腔像収縮末期と判断される。この第２の谷は例えば第２の連続Ｂモード画像データのうち時間的に２番目に算出容積Ｖｘが最小となる時である。
【００８７】
第１の２腔像拡張末期ｔｘ１１’と第１の２腔像収縮末期ｔｘ２１’との間の期間は第１の２腔像収縮期［ｔｘ１１’−ｔｘ２１’］と判断される。また、第２の２腔像拡張末期ｔｘ１２’と第２の２腔像収縮末期ｔｘ２２’との間の期間は第２の２腔像収縮期［ｔｘ１２’−ｔｘ２２’］と判断される。さらに、第１の２腔像収縮末期ｔｘ２１’と第２の２腔像拡張末期ｔｘ１２’との間の期間は２腔像拡張期［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］と判断される。
【００８８】
前記第１の連続Ｂモード画像データの前記時刻（時相）や期間を判断するために、プロセッサ２９は第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）を読み出す。プロセッサ２９は心腔内容積Ｖｘ１乃至ＶｘＭのうち１以上のピーク（最大）値及び１以上の谷（最小）値を検出する。１以上のピーク（最大）値Ｖｍａｘが検出されると、プロセッサ２９は当該ピーク値Ｖｍａｘを有するＢモード画像データを認識することができる。これにより、プロセッサ２９は第１の４腔像拡張末期ｔｘ１１及び第２の４腔像拡張末期ｔｘ１２のような拡張末期を判断することができる。同様に、１以上の谷（最小）値Ｖｍｉｎが検出されると、プロセッサ２９は当該谷値Ｖｍｉｎを有するＢモード画像データを認識することができる。これにより、プロセッサ２９は第１の４腔像収縮末期ｔｘ２１及び第２の４腔像収縮末期ｔｘ２２のような収縮末期を判断することができる。
【００８９】
前記第１及び第２の４腔像拡張末期ｔｘ１１、ｔｘ１２及び第１及び第２の４腔像収縮末期ｔｘ２１、ｔｘ２２の判断は第１及び第２の４腔像収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］、［ｔｘ１２−ｔｘ２２］並びに４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］の判断につながるものとなる。これらの期間の判断に応じて、すなわち、これら拡張期や収縮期が決定されると、プロセッサ２９は各期間に含まれる心腔内容積データの数（すなわち、Ｂモード画像データの数）を判断する。この画像数の判断は期間の判断に応じて、実質的に自動的に達成されるようにしてもよい。
【００９０】
４腔像の場合と同様、前記第２の連続Ｂモード画像データの前記時刻（時相）や期間を判断するために、プロセッサ２９は第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）を読み出す。プロセッサ２９は心腔内容積Ｖｙ１乃至ＶｙＭのうち１以上のピーク（最大）値及び１以上の谷（最小）値を検出する。１以上のピーク（最大）値Ｖｍａｘが検出されると、プロセッサ２９は当該ピーク値Ｖｍａｘを有するＢモード画像データを認識することができる。これにより、プロセッサ２９は第１の２腔像拡張末期ｔｘ１１’及び第２の２腔像拡張末期ｔｘ１２’のような拡張末期を判断することができる。同様に、１以上の谷（最小）値Ｖｍｉｎが検出されると、プロセッサ２９は当該谷値Ｖｍｉｎを有するＢモード画像データを認識することができる。これにより、プロセッサ２９は第１の２腔像収縮末期ｔｘ２１’及び第２の２腔像収縮末期ｔｘ２２’のような収縮末期を判断することができる。
【００９１】
前記第１及び第２の２腔像拡張末期ｔｘ１１’、ｔｘ１２’及び第１及び第２の２腔像収縮末期ｔｘ２１’、ｔｘ２２’の判断は第１及び第２の２腔像収縮期［ｔｘ１１’−ｔｘ２１’］、［ｔｘ１２’−ｔｘ２２’］並びに２腔像拡張期［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］の判断につながるものとなる。これらの期間の判断に応じて、すなわち、これら拡張期や収縮期が決定されると、プロセッサ２９は各期間に含まれる心腔内容積データの数（すなわち、Ｂモード画像データの数）を判断する。この画像数の判断は期間の判断に応じて、実質的に自動的に達成されるようにしてもよい（ステップＳ１６）。
【００９２】
プロセッサ２９はＢモード画像データの数の判断に基づいて時相合せを開始する。時相合せは第１及び第２の連続Ｂモード画像データ間における収縮期において実施するものとする。さらに、時相合せは第１及び第２の連続Ｂモード画像データ間における拡張期において実施するものとする。本実施の形態においては第２の連続Ｂモード画像データの時相が第１の連続Ｂモード画像データの時相に合わせられるものとする。すなわち、第２の連続Ｂモード画像データの時相は第１の連続Ｂモード画像データの時相に基づいて調整されることになる。
【００９３】
図８は本発明の第１の実施の形態における時相合せ方法の一例を示す図である。図８（ａ）は４腔像拡張期に属する第１の連続Ｂモード画像データの数と第１の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線との間の関係を示している。図８（ｂ）は２腔像拡張期に属する第２の連続Ｂモード画像データの数と第２の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線との間の関係を示している。また、図８（ｃ）は４腔像拡張期に属する第１の連続Ｂモード画像データの時相と２腔像拡張期に属する第２の連続Ｂモード画像データの時相との間の調整（時相合せ）を示している。
【００９４】
一般的に、拡張期に属する（Ｂモード）画像データの数はおよそ２０乃至６５枚程度と言われており、その枚数は１つのＲ波区間に収集される画像枚数によって異なる。また、この拡張期に属する（Ｂモード）画像データの数は通常１つのＲ波区間に収集される画像枚数の約２／３に相当するが、収縮期に属する（Ｂモード）画像データの数よりも心拍数に左右されやすいものである。
【００９５】
４腔像拡張期に属するＢモード画像データの数（以下、４腔像拡張期画像データの数と称する）をここではＭｘｄと定義する。さらに、第１の４腔像収縮期に属するＢモード画像データの数（以下、４腔像収縮期画像データの数と称する）をここではＭｘｓと定義する。また、第１の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データ間の収集間隔（以下、第１の収集間隔と称する）をここではＴｘと定義する。
【００９６】
同様に、第２の連続Ｂモード画像データに関しても、２腔像拡張期に属するＢモード画像データの数（以下、２腔像拡張期画像データの数と称する）をここではＭｙｄと定義する。さらに、第１の２腔像収縮期に属するＢモード画像データの数（以下、２腔像収縮期画像データの数と称する）をここではＭｙｓと定義する。また、第２の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データ間の収集間隔（以下、第２の収集間隔と称する）をここではＴｙと定義する。
【００９７】
上記条件の下、４腔像拡張期及び２腔像拡張期の間の補正係数Ｋｄは次の式で表される。
【００９８】
Ｋｄ＝（Ｍｙｄ×Ｔｙ）／（Ｍｘｄ×Ｔｘ） ・・・（７）
同様に、第１の４腔像拡張期及び第１の２腔像拡張期の間の補正係数Ｋｓは次の式で表される。
【００９９】
Ｋｓ＝（Ｍｙｓ×Ｔｙ）／（Ｍｘｓ×Ｔｘ） ・・・（８）
しかしながら、第１の収集間隔Ｔｘは通常、第２の収集間隔Ｔｙと等しい。従って、上記式（７）は次の式（９）のように書き換えられる。
【０１００】
Ｋｄ＝Ｍｙｄ／Ｍｘｄ ・・・（９）
同様に、上記式（８）は次の式（１０）のように書き換えられる。
【０１０１】
Ｋｓ＝Ｍｙｓ／Ｍｘｓ ・・・（１０）
前述のように、４腔像拡張期画像データＭｘｄの数及び４腔像収縮期画像データＭｘｓの数は第１の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線に基いて容易に（自動的に）得ることができる。また、２腔像拡張期画像データＭｙｄの数及び２腔像収縮期画像データＭｙｓの数は第２の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線に基いて容易に（自動的に）得ることができる。一方、第１の収集間隔Ｔｘ及び第２の収集間隔Ｔｙは超音波診断装置のレート周波数や走査線数などに依存し、これらは通常、超音波診断装置の初期設定によって決定される。
【０１０２】
例えば、２腔像拡張期［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］におけるβｄ番目のＢモード画像データ（すなわち、第１の２腔像収縮末期ｔｘ２１’からβｄ番目のＢモード画像データ）が、時相合せの結果、４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］におけるαｄ番目のＢモード画像データ（すなわち、第１の４腔像収縮末期ｔｘ２１からαｄ番目のＢモード画像データ）に対応するものであるとき、βｄ番目のＢモード画像データは次の式（１１）で算出することができる。
【０１０３】
βｄ＝Ｋｄ×αｄ ・・・（１１）
なお、α、βは４腔像、２腔像の区別を表し、ｄは拡張期（ＤｉａｓｔｏｌｉｃＰｅｒｉｏｄ）を示すものとする。
【０１０４】
同様に、例えば、２腔像収縮期［ｔｘ１１’−ｔｘ２１’］におけるβｓ番目のＢモード画像データ（すなわち、第１の２腔像拡張末期ｔｘ１１’からβｄ番目のＢモード画像データ）が、時相合せの結果、４腔像収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］におけるαｓ番目のＢモード画像データ（すなわち、第１の４腔像拡張末期ｔｘ１１からαｓ番目のＢモード画像データ）に対応するものであるとき、βｓ番目のＢモード画像データは次の式（１２）で算出することができる。
【０１０５】
βｓ＝Ｋｓ×αｓ ・・・（１２）
なお、ｓは収縮期（Ｓｙｓｔｏｌｉｃ Ｐｅｒｉｏｄ）を示すものとする。
【０１０６】
なお、このような式（１１）、（１２）を用いた時相合せ計算は４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］及び第１の４腔像収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］に属する第１の連続Ｂモード画像データの全てのＢモード画像データに適用され得るものである（ステップＳ１７）。
【０１０７】
時相合せ計算による場合、式（１１）に基づいて得られるβｄや式（１２）に基づいて得られるβｓが整数値となることは比較的稀なことかもしれない。このような場合、実際には、拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］及び［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］に関しては、式（１１）に基づいて得られるβｄに最も近い番号の２腔像Ｂモード画像データがαｄ番目の４腔像Ｂモード画像データに対応するβｄ番目の２腔像Ｂモード画像データとして用いられることになる。なお、１の４腔像Ｂモード画像データに複数の２腔像Ｂモードデータ（或いは複数の４腔像Ｂモード画像データに１の２腔像Ｂモード画像データ）が対応してしまう場合は、因果律等に係る所定の規則（例えば、βｄが小数の場合に四捨五入を行う、複数の画像に対して小数結果が得られた場合にはより整数値に近い方を選択する、収集時間的により近い方を選択する、等）を予め設けておき、この規則に従って対応画像を定めるようにすればよい。同様に、第１の収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］及び［ｔｘ１１’−ｔｘ２１’］に関しては、式（１２）に基づいて得られるβｓに最も近い番号の２腔像Ｂモード画像データがαｓ番目の４腔像Ｂモード画像データに対応するβｓ番目の２腔像Ｂモード画像データとして用いられることになる。なお、上記同様、１の４腔像Ｂモード画像データに複数の２腔像Ｂモードデータ（或いは複数の４腔像Ｂモード画像データに１の２腔像Ｂモード画像データ）が対応してしまう場合は、因果律等に係る所定の規則（例えば、βｓが小数の場合に四捨五入を行う、複数の画像に対して小数結果が得られた場合にはより整数値に近い方を選択する、収集時間的により近い方を選択する、等）を予め設けておき、この規則に従って対応画像を定めるようにすればよい。
【０１０８】
図８（ｃ）は４腔像拡張期が２腔像拡張期よりも約２Ｔｘ（２枚の画像収集時間相当分）長い場合を示す例である。すなわち、４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］は２腔像拡張期［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］よりも２つのＢモード画像データを多く含んでいる。従って、４腔像拡張期画像データの数Ｍｘｄと２腔像拡張期画像データの数Ｍｙｄとの間の関係は式：Ｍｘｄ＝Ｍｙｄ＋２で表される。これにより、Ｍｙｄ番目の２腔像拡張期画像データは時相合せの結果として（Ｍｙｄ＋２）番目の４腔像拡張期画像データに対応するものとすることができる。２腔像拡張期［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］の端における（第２の２腔像拡張末期ＴＸ１２’における）Ｂモード画像データの時相は４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］の端における（第２の４腔像拡張末期ＴＸ１２における）Ｂモード画像データの時相と上述の方法により容易に合わせることができる。
【０１０９】
しかしながら、各期間の端（末期）におけるＢモード画像データ以外のＢモード画像データについては上述の方法（図８（ｃ）に示す方法）では正確に時相合せを行うことができない場合がある。正確な時相合せのためには、拡張期及び／又は収縮期が第１及び第２の連続Ｂモード画像データの間で異なる場合に第２の連続Ｂモード画像データの時相を第１の連続Ｂモード画像データの時相に合せることができる前述の式（１１）及び／又は（１２）の利用が有効である。
【０１１０】
ステップＳ１７における時相合せの後、プロセッサ２９は時相合せされた連続Ｂモード画像データ（すなわち、仮想の連続Ｂモード画像データ）を用いて心腔内容積を算出する。この容積計算は第１及び第２の連続Ｂモード画像データに関して既に計測された（算出された）データに基づいて行われる。４腔像拡張期におけるαｄ番目のＢモード画像データの心腔の直径ＡjをＡ（αｄ）ｊと定義するものとする。また、第１の４腔像収縮期に関しては、第１の４腔像収縮期におけるαｓ番目のＢモード画像データの心腔の直径ＡjをＡ（αｓ）ｊと定義する。同様に、２腔像拡張期におけるβｄ番目のＢモード画像データの心腔の直径ＢｊをＢ（βｄ）ｊと定義するものとする。また、第１の２腔像収縮期に関しては、第１の２腔像収縮期におけるβｓ番目のＢモード画像データの心腔の直径ＢｊをＢ（βｓ）ｊと定義する。
【０１１１】
前述において、４腔像（２腔像）のＢモード画像データにおける心腔内容積は式（１）（又は（４））を用いて算出したが、このような計算が時相合せされたＢモード画像データにおける心腔内容積の計算に適用される場合、式（１）（又は（４））は以下に示す式（１３）（又は（１５））に変更・置き換えをすることができる。
【０１１２】
４腔像拡張期におけるαｄ番目の４腔像Ｂモード画像データに対応する時相合せされたＢモード画像データの心腔内容積Ｖ（αｄ）は、次の式（１３）を用いて算出することができる。
【０１１３】
Ｖ（αｄ）＝ΣΔｈ×π（Ａ（αｄ）ｊ／２）（Ｂ（βｄ）ｊ／２）
（ｊ＝１〜Ｊ） ・・・（１３）
式（１１）より、βｄ＝Ｋｄ×αｄなので、式（１３）は次のように書き換えられる。
【０１１４】
Ｖ（αｄ）＝（πｈ／４）Σ（Ａ（αｄ）ｊ）（Ｂ（Ｋｄ・αｄ）ｊ）
（ｊ＝１〜Ｊ） ・・・（１４）
前述したように、補正係数Ｋｄは式（７）又は（９）により得られる。上記の場合、直径Ａ（αｄ）ｊ及びＢ（Ｋｄ・αｄ）ｊは以下のように表される。
【０１１５】
Ａ（αｄ）ｊ＝（ａ（αｄ）j-1＋ａ（αｄ）j）／２
Ｂ（Ｋｄ・αｄ）ｊ＝（ｂ（Ｋｄ・αｄ）j-1＋ｂ（Ｋｄ・αｄ）j）／２
また、第１の収縮期については、第１の４腔像収縮期におけるαｓ番目の４腔像Ｂモード画像データに対応する時相合せされたＢモード画像データの心腔内容積Ｖ（αｓ）は、次の式（１５）を用いて算出することができる。
【０１１６】
Ｖ（αｓ）＝ΣΔｈ×π（Ａ（αｓ）ｊ／２）（Ｂ（βｓ）ｊ／２）
（ｊ＝１〜Ｊ） ・・・（１５）
式（１２）より、βｓ＝Ｋｓ×αｓなので、式（１５）は次のように書き換えられる。
【０１１７】
Ｖ（αｓ）＝（πｈ／４）Σ（Ａ（αｓ）ｊ）（Ｂ（Ｋｓ・αｓ）ｊ）
（ｊ＝１〜Ｊ） ・・・（１６）
前述したように、補正係数Ｋｓは式（８）又は（１０）により得られる。上記の場合、直径Ａ（αｓ）ｊ及びＢ（Ｋｓ・αｓ）ｊは以下のように表される。
【０１１８】
Ａ（αｓ）ｊ＝（ａ（αｓ）j-1＋ａ（αｓ）j）／２
Ｂ（Ｋｓ・αｓ）ｊ＝（ｂ（Ｋｓ・αｓ）j-1＋ｂ（Ｋｓ・αｓ）j）／２
以上、説明したように、式（１４）及び（１６）に従うことで、各期間について、時相合せされたＢモード画像データにおける心腔内容積を得ることが可能となる。
【０１１９】
次に、本実施の形態に係る時相合せによる効果の参考例として、時相合せ前後の第１及び第２の連続Ｂモード画像データのそれぞれの容積変化曲線を図９を用いて説明する。図９は本発明の第１の実施の形態における時相合せ結果とその結果に基づく容積の変化曲線の一例を示す図である。より詳細には、図９（ａ−１）は時相合せ前の第１の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線の一例を示している。また、図９（ａ−２）は時相合せ後の第１の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線の一例を示している。同様に、図９（ｂ−１）は時相合せ前の第２の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線の一例を示している。また、図９（ｂ−２）は時相合せ後の第２の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線の一例を示している。さらに、図９（ｃ）は式（１４）及び（１６）に基づいて得られた連続Ｂモード画像データの容積変化曲線の一例を示している。
【０１２０】
２腔像拡張期の第２の連続Ｂモード画像データは、時相ずれにより４腔像拡張期の第１の連続Ｂモード画像データに比べて画像数が少なくなっている。図９に示すように、図９（ａ−１）の第２の４腔像拡張末期ｔｘ１２は図９（ｂ−１）の第２の２腔像拡張末期ｔｘ１２’と時相が一致していない。上述の時相時相合せの結果、第１及び第２の連続Ｂモード画像データ間の時相は、図９（ａ−２）（ｂ−２）に示すように、第２の２腔像拡張末期ｔｘ１２’が第２の４腔像拡張末期ｔｘ１２と一致するように修正される。これにより、式（１４）及び（１６）を用いた心腔内容積の計算が仮想的な連続Ｂモード画像データについて実施される。仮想的な連続Ｂモード画像データの容積変化曲線は図９（ｃ）に示されるグラフのように表される。
【０１２１】
以上、本発明の第１の実施の形態によれば、プロセッサ２９がＭｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法を第１及び第２の連続Ｂモード画像データに適用して心腔内容積の変化を計算する場合、プロセッサ２９は第１及び第２の連続Ｂモード画像データに基づいて得られた容積変化曲線からそれぞれの時相を検出する。さらに、プロセッサ２９はその検出結果に従って第１及び第２の連続Ｂモード画像データ間の時相を合わせる。従って、Ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法を適用する前に、第１及び第２の連続Ｂモード画像データはそれらの時相が実質的に一致するよう調整される。これにより、従来の計測と比較して正確な容積計測を行うことが可能となる。
（第２の実施の形態）
次に、本発明の第２の実施の形態について図２、及び１０乃至１４を用いて説明する。本発明の第１の実施の形態では、２つの異なる条件の下に得られた２種類の連続Ｂモード画像データについてそれぞれ様々な計測を実施する場合に当該２種類の連続Ｂモード画像データ間の時相を合わせることで測定の精度を向上させることについて説明した。本発明の第２の実施の形態においては、２つの異なる条件の下に得られた２種類の連続Ｂモード画像データ間の時相を合わせ、２種類の連続画像を時相を合わせた態様で並べて（並列に）表示する場合について説明する。
【０１２２】
なお、表示される２種類の連続画像は、２種類の連続Ｂモード画像データとこの２種類の連続Ｂモード画像データに対応する２種類の連続ドプラモード画像データとの合成の結果得られる２種類の連続画像であってもよい。また、その代わりとして、表示される２種類の連続画像は２種類の連続Ｂモード画像データに基づく２種類の連続Ｂモード画像であってもよい。さらにまた、表示される２種類の連続画像は２種類の連続Ｂモード画像データに対応する２種類の連続ドプラモード画像であってもよい。
【０１２３】
以下の記載においては、４腔像を示す第１の連続画像と２腔像を示す第２の連続画像が同時に表示される場合を例にとって本発明の第２の実施の形態を説明する。本発明の第２の実施の形態に係る画像データの収集手順は本発明の第１の実施の形態について述べた図３に係るものと同様である。従って、画像データの収集手順についてはその説明を以下省略する。
【０１２４】
図１０は本発明の第２の実施の形態における時相合せに基づく表示手順の一例を示すフローチャートである。
【０１２５】
画像計測部６のプロセッサ２９は記憶回路２８に保存された第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）の中から最初（第１）の４腔像のＢモード画像データ（Ｉｘ１）を読み出す（ステップＳ２１）。プロセッサ２９は輪郭抽出法を用いて第１のＢモード画像データ（Ｉｘ１）における心腔内壁を抽出する。この輪郭抽出法として、例えばＡＣＴ法を用いる。
【０１２６】
プロセッサ２９はこの輪郭抽出法によって得られる内壁の輪郭線から弁輪部を検出し、この弁輪部の位置を基準に心腔の長軸方向に長軸を設定する。さらに、長軸に沿った心腔内壁の高さが例えばｈである場合、前記長軸の長さをｈと見ることができる。ここで、この長軸を所定の分割点ｈｊ（ｊ＝１〜Ｊ）にて均等間隔ΔｈでＪ分割（Δｈ＝ｈ／Ｊ、例えば、Ｊ＝２０）すると、心腔内は長軸に沿った高さΔｈのＪ個のブロックの集合体として扱うことができる。各分割点ｈｊにおいて長軸に対して垂直に垂線を引き、例えばある分割点ｈｊにおいて引いた垂線が心腔内壁と交わる点を交点とするとプロセッサ２９は交点間の長さＡjを計算する。なお、これら長さｈ、Ａj、その他関連するデータは必要に応じて記憶回路２８の付随メモリに保存される。
【０１２７】
上記条件の下、Ｊ個のブロックのうちのあるブロックｊは高さΔｈ、直径Ａjの底面からなる円柱と仮定することができる。この場合、ブロックｊの容積ＶAjは次の式により近似することができる。
【０１２８】
ＶAj＝Δｈ×π（Ａj／２）2
Ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法による上記仮定においては、第１のＢモード画像データ（Ｉｘ１）における心腔内容積Ｖｘ１はＪ個のブロック全てについての容積ＶAjの和の結果（Ｖｘ１＝ＶA1＋ＶA2＋・・・＋ＶAj）として近似することができる。これは次の式で表される。
【０１２９】
Ｖｘ１＝ΣＶAj（ｊ＝１〜Ｊ）
＝ΣΔｈ×π（Ａj／２）2（ｊ＝１〜Ｊ）
より正確な心腔内容積を得るためには上記直径Ａjは以下のようにして算出することができる。
【０１３０】
Ｊ個のブロックのうち或るブロックｊは通常、完全な円柱ではない。すなわち、ブロックｊは直径ａj（ｊ＝１〜Ｊ）を有する円と仮定できる底面と直径ａj-1を有する円と仮定できる上面を有するものとなる。ｊが奇数であるとき、直径ａjは奇数番目の面の直径となり、直径ａj-1は偶数番目の面の直径となる。同様に、ｊが偶数であるとき、直径ａjは偶数番目の面の直径となり、直径ａj-1は奇数番目の面の直径となる。上述したように、ブロックｊの高さはΔｈ（Δｈ＝ｈ／ｊ）と定義できる。従って、ブロックｊの高さΔｈ／２の位置での直径（Ａj）を前記上面と前記底面のそれぞれについての近似した直径とみなすと仮定すると、直径Ａjは（ａj-1＋ａj）／２と表すことができる。これはブロックｊが高さΔｈ、直径Ａj（Ａj＝（ａj-1＋ａj）／２）の底面からなら円柱とみなすことができることを意味する。従って、前記心腔内容積Ｖｘ１の式は次の式で置き換えることが可能となる。
【０１３１】
Ｖｘ１＝ΣΔｈ×π（（（ａj-1＋ａj）／２）／２）2（ｊ＝１〜Ｊ）
高さΔｈはΔｈ＝ｈ／Ｊと定義されているので、上記式の容積Ｖｘ１はさらに次の式のように書き換えることができる。
【０１３２】
Ｖｘ１＝（πｈ／１６）Σ（ａj-1＋ａj）2（ｊ＝１〜Ｊ） ・・・（１７）
プロセッサ２９は上記計算において算出された心腔内容積Ｖｘ１を記憶回路２８に送る。記憶回路２８では心腔内容積Ｖｘ１が付随メモリに保存される（ステップＳ２２）。
【０１３３】
第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）に含まれる４腔像の第１のＢモード画像データ（Ｉｘ１）に対する心腔内容積の計測（計算）が終了すると、次に第２のＢモード画像データ（Ｉｘ２）がプロセッサ２９により記憶回路２８から読み出される。再び、プロセッサ２９は輪郭抽出法を用いて第２のＢモード画像データＩｘ２について心腔内壁を抽出する。第２のＢモード画像データＩｘ２における心腔内壁抽出の対象となる心腔は第１のＢモード画像データＩｘ１における心腔と同じとなる。以下、同様の手順を繰り返すことで、プロセッサ２９は第３のＢモード画像データ乃至第Ｍ番目のＢモード画像データに対する心腔内容積Ｖｘ３乃至ＶｘＭも得る。前記心腔内容積Ｖｘ２も含め、心腔内容積Ｖｘ２乃至ＶｘＭは各々の収集に応じて順次、記憶回路２８の付随メモリに保存される（ステップＳ２１乃至Ｓ２２）。
【０１３４】
プロセッサ２９は引き続いて記憶回路２８に保存された第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）の中から最初（第１）の２腔像のＢモード画像データ（Ｉｙ１）を読み出す（ステップＳ２３）。プロセッサ２９は輪郭抽出法を用いて第１のＢモード画像データ（Ｉｙ１）における心腔内壁を抽出する。第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）において輪郭抽出の対象となる心腔は第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）における対象と同じとなる。心腔内壁は、例えば、プロセッサ２９によりＡＣＴ法を用いて抽出することができる。第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）に対して記載したように、プロセッサ２９はこの輪郭抽出法によって得られる内壁の輪郭線から弁輪部を検出し、この弁輪部の位置を基準に心腔の長軸方向に長軸を設定する。さらに、長軸に沿った心腔内壁の高さが例えばｈである場合、前記長軸の長さをｈと見ることができる。ここで、この長軸を所定の分割点ｈｊ（ｊ＝１〜Ｊ）にて均等間隔ΔｈでＪ分割（Δｈ＝ｈ／Ｊ、例えば、Ｊ＝２０）すると、心腔内は長軸に沿った高さΔｈのＪ個のブロックの集合体として扱うことができる。各分割点ｈｊにおいて長軸に対して垂直に垂線を引き、例えばある分割点ｈｊにおいて引いた垂線が心腔内壁と交わる点を交点とするとプロセッサ２９はこの交点間の長さＢｊを計算する。なお、これら長さｈ、Ｂｊ、その他関連するデータは必要に応じて記憶回路２８の付随メモリに保存される。
【０１３５】
上記条件の下、Ｊ個のブロックのうちのあるブロックｊは高さΔｈ、直径Ｂｊの底面からなる円柱と仮定することができる。この場合、ブロックｊの容積ＶBjは次の式により近似することができる。
【０１３６】
ＶBj＝Δｈ×π（Ｂｊ／２）2
Ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法による上記仮定においては、第１のＢモード画像データ（Ｉｙ１）における心腔内容積Ｖｙ１はＪ個のブロック全てについての容積ＶBjの和の結果（Ｖｙ１＝ＶB1＋ＶB2＋・・・＋ＶBj）として近似することができる。これは次の式で表される。
【０１３７】
Ｖｙ１＝ΣＶBj（ｊ＝１〜Ｊ）
＝ΣΔｈ×π（Ｂｊ／２）2（ｊ＝１〜Ｊ）
第１の連続Ｂモード画像の場合と同様に、より正確な心腔内容積を得るためには上記直径Ｂｊは以下のようにして算出することができる。
【０１３８】
Ｊ個のブロックのうち或るブロックｊは通常、完全な円柱ではない。すなわち、ブロックｊは直径ｂj（ｊ＝１〜Ｊ）を有する円と仮定できる底面と直径ｂj-1を有する円と仮定できる上面を有するものとなる。ｊが奇数であるとき、直径ｂjは奇数番目の面の直径となり、直径ｂj-1は偶数番目の面の直径となる。同様に、ｊが偶数であるとき、直径ｂjは偶数番目の面の直径となり、直径ｂj-1は奇数番目の面の直径となる。上述したように、ブロックｊの高さはΔｈ（Δｈ＝ｈ／ｊ）と定義できる。従って、ブロックｊの高さΔｈ／２の位置での直径（Ｂｊ）を前記上面と前記底面のそれぞれについての近似した直径とみなすと仮定すると、直径Ｂｊは（ｂj-1＋ｂj）／２と表すことができる。これはブロックｊが高さΔｈ、直径Ｂｊ（Ｂｊ＝（ｂj-1＋ｂj）／２）の底面からなら円柱とみなすことができることを意味する。従って、前記心腔内容積Ｖｙ１の式は次の式で置き換えることが可能となる。
【０１３９】
Ｖｙ１＝ΣΔｈ×π（（（ｂj-1＋ｂj）／２）／２）2（ｊ＝１〜Ｊ）
高さΔｈはΔｈ＝ｈ／Ｊと定義されているので、上記式の容積Ｖｙ１はさらに次の式のように書き換えることができる。
【０１４０】
Ｖｙ１＝（πｈ／１６）Σ（ｂj-1＋ｂj）2（ｊ＝１〜Ｊ） ・・・（１８）
プロセッサ２９は上記計算において算出された心腔内容積Ｖｙ１を記憶回路２８に送る。記憶回路２８では心腔内容積Ｖｙ１が付随メモリに保存される（ステップＳ２４）。
【０１４１】
第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）に含まれる２腔像の第１のＢモード画像データ（Ｉｙ１）に対する心腔内容積の計測（計算）が終了すると、次に第２のＢモード画像データ（Ｉｙ２）がプロセッサ２９により記憶回路２８から読み出される。再び、プロセッサ２９は輪郭抽出法を用いて第２のＢモード画像データＩｙ２について心腔内壁を抽出する。第２のＢモード画像データＩｙ２における心腔内壁抽出の対象となる心腔は第１のＢモード画像データＩｙ１における心腔と同じとなる。以下、同様の手順を繰り返すことで、プロセッサ２９は第３のＢモード画像データ乃至第Ｍ番目のＢモード画像データに対する心腔内容積Ｖｙ３乃至ＶｙＭも得る。前記心腔内容積Ｖｙ２も含め、心腔内容積Ｖｙ２乃至ＶｙＭは各々の収集に応じて順次、記憶回路２８の付随メモリに保存される（ステップＳ２３乃至Ｓ２４）。
【０１４２】
４腔像における心腔内容積Ｖｘ１乃至ＶｘＭ及び２腔像における心腔内容積Ｖｙ１乃至ＶｙＭの双方が得られると、システム制御部９はこれら心腔内容積Ｖｘ１乃至ＶｘＭ及びＶｙ１乃至ＶｙＭを一旦、表示用メモリ３０に保存するよう制御する。保存された心腔内容積Ｖｘ１乃至ＶｘＭ及びＶｙ１乃至ＶｙＭは表示回路３１を介してモニタ３２に容積変化曲線として表示される（ステップＳ２５）。
【０１４３】
容積変化曲線では、式（１７）を第１の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データに適用することによって算出された容積が第１の連続Ｂモード画像データの各画像データの収集に沿って時系列に描かれる。同様に、容積変化曲線では、式（１８）を第２の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データに適用することによって算出された容積が第２の連続Ｂモード画像データの各画像データの収集に沿って時系列に描かれる。
【０１４４】
第１の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データは間隔Ｔｘ置きに収集されるものとする。また、第２の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データは間隔Ｔｙ置きに収集されるものとする。４腔像画像データの容積変化曲線では、時刻（時相）ｔｘ１１における第１のピークが第１の４腔像拡張末期と判断される。この第１のピークは例えば第１の連続Ｂモード画像データのうち時間的に最初に算出容積Ｖｘが最大となる時である。また、時相ｔｘ１２における第２のピークが第２の４腔像拡張末期と判断される。この第２のピークは例えば第１の連続Ｂモード画像データのうち時間的に２番目に算出容積Ｖｘが最大となる時である。一方、時相ｔｘ２１における第１の谷が第１の４腔像収縮末期と判断される。この第１の谷は例えば第１の連続Ｂモード画像データのうち時間的に最初に算出容積Ｖｘが最小となる時である。また、時相ｔｘ２２における第２の谷が第２の４腔像収縮末期と判断される。この第２の谷は例えば第１の連続Ｂモード画像データのうち時間的に２番目に算出容積Ｖｘが最小となる時である。
【０１４５】
第１の４腔像拡張末期ｔｘ１１と第１の４腔像収縮末期ｔｘ２１との間の期間は第１の４腔像収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］と判断される。また、第２の４腔像拡張末期ｔｘ１２と第２の４腔像収縮末期ｔｘ２２との間の期間は第２の４腔像収縮期［ｔｘ１２−ｔｘ２２］と判断される。さらに、第１の４腔像収縮末期ｔｘ２１と第２の４腔像拡張末期ｔｘ１２との間の期間は４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］と判断される。
【０１４６】
２腔像画像データの容積変化曲線では、時刻（時相）ｔｘ１１’における第１のピークが第１の２腔像拡張末期と判断される。この第１のピークは例えば第２の連続Ｂモード画像データのうち時間的に最初に算出容積Ｖｘが最大となる時である。また、時相ｔｘ１２’における第２のピークが第２の２腔像拡張末期と判断される。この第２のピークは例えば第２の連続Ｂモード画像データのうち時間的に２番目に算出容積Ｖｘが最大となる時である。一方、時相ｔｘ２１’における第１の谷が第１の２腔像収縮末期と判断される。この第１の谷は例えば第２の連続Ｂモード画像データのうち時間的に最初に算出容積Ｖｘが最小となる時である。また、時相ｔｘ２２’における第２の谷が第２の２腔像収縮末期と判断される。この第２の谷は例えば第２の連続Ｂモード画像データのうち時間的に２番目に算出容積Ｖｘが最小となる時である。
【０１４７】
第１の２腔像拡張末期ｔｘ１１’と第１の２腔像収縮末期ｔｘ２１’との間の期間は第１の２腔像収縮期［ｔｘ１１’−ｔｘ２１’］と判断される。また、第２の２腔像拡張末期ｔｘ１２’と第２の２腔像収縮末期ｔｘ２２’との間の期間は第２の２腔像収縮期［ｔｘ１２’−ｔｘ２２’］と判断される。さらに、第１の２腔像収縮末期ｔｘ２１’と第２の２腔像拡張末期ｔｘ１２’との間の期間は２腔像拡張期［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］と判断される。
【０１４８】
前記第１の連続Ｂモード画像データの前記時刻（時相）や期間を判断するために、プロセッサ２９は第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）を読み出す。プロセッサ２９は心腔内容積Ｖｘ１乃至ＶｘＭのうち１以上のピーク（最大）値及び１以上の谷（最小）値を検出する。１以上のピーク（最大）値Ｖｍａｘが検出されると、プロセッサ２９は当該ピーク値Ｖｍａｘを有するＢモード画像データを認識することができる。これにより、プロセッサ２９は第１の４腔像拡張末期ｔｘ１１及び第２の４腔像拡張末期ｔｘ１２のような拡張末期を判断することができる。同様に、１以上の谷（最小）値Ｖｍｉｎが検出されると、プロセッサ２９は当該谷値Ｖｍｉｎを有するＢモード画像データを認識することができる。これにより、プロセッサ２９は第１の４腔像収縮末期ｔｘ２１及び第２の４腔像収縮末期ｔｘ２２のような収縮末期を判断することができる。
【０１４９】
前記第１及び第２の４腔像拡張末期ｔｘ１１、ｔｘ１２及び第１及び第２の４腔像収縮末期ｔｘ２１、ｔｘ２２の判断は第１及び第２の４腔像収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］、［ｔｘ１２−ｔｘ２２］並びに４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］の判断につながるものとなる。これらの期間の判断に応じて、すなわち、これら拡張期や収縮期が決定されると、プロセッサ２９は各期間に含まれる心腔内容積データの数（すなわち、Ｂモード画像データの数）を判断する。この画像数の判断は期間の判断に応じて、実質的に自動的に達成されるようにしてもよい。
【０１５０】
４腔像の場合と同様、前記第２の連続Ｂモード画像データの前記時刻（時相）や期間を判断するために、プロセッサ２９は第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）を読み出す。プロセッサ２９は心腔内容積Ｖｙ１乃至ＶｙＭのうち１以上のピーク（最大）値及び１以上の谷（最小）値を検出する。１以上のピーク（最大）値Ｖｍａｘが検出されると、プロセッサ２９は当該ピーク値Ｖｍａｘを有するＢモード画像データを認識することができる。これにより、プロセッサ２９は第１の２腔像拡張末期ｔｘ１１’及び第２の２腔像拡張末期ｔｘ１２’のような拡張末期を判断することができる。同様に、１以上の谷（最小）値Ｖｍｉｎが検出されると、プロセッサ２９は当該谷値Ｖｍｉｎを有するＢモード画像データを認識することができる。これにより、プロセッサ２９は第１の２腔像収縮末期ｔｘ２１’及び第２の２腔像収縮末期ｔｘ２２’のような収縮末期を判断することができる。
【０１５１】
前記第１及び第２の２腔像拡張末期ｔｘ１１’、ｔｘ１２’及び第１及び第２の２腔像収縮末期ｔｘ２１’、ｔｘ２２’の判断は第１及び第２の２腔像収縮期［ｔｘ１１’−ｔｘ２１’］、［ｔｘ１２’−ｔｘ２２’］並びに２腔像拡張期［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］の判断につながるものとなる。これらの期間の判断に応じて、すなわち、これら拡張期や収縮期が決定されると、プロセッサ２９は各期間に含まれる心腔内容積データの数（すなわち、Ｂモード画像データの数）を判断する。この画像数の判断は期間の判断に応じて、実質的に自動的に達成されるようにしてもよい（ステップＳ２６）。
【０１５２】
プロセッサ２９はＢモード画像データの数の判断に基づいて時相合せを開始する。時相合せは第１及び第２の連続Ｂモード画像データ間における収縮期において実施するものとする。さらに、時相合せは第１及び第２の連続Ｂモード画像データ間における拡張期において実施するものとする。本実施の形態においては第２の連続Ｂモード画像データの時相が第１の連続Ｂモード画像データの時相に合わせられるものとする。すなわち、第２の連続Ｂモード画像データの時相は第１の連続Ｂモード画像データの時相に基づいて調整されることになる。
【０１５３】
４腔像拡張期画像データの数をここではＭｘｄと定義する。さらに、４腔像収縮期画像データの数をここではＭｘｓと定義する。また、第１の収集間隔をここではＴｘと定義する。
【０１５４】
同様に、第２の連続Ｂモード画像データに関しても、２腔像拡張期画像データの数をここではＭｙｄと定義する。さらに、２腔像収縮期画像データの数をここではＭｙｓと定義する。また、第２の収集間隔をここではＴｙと定義する。
【０１５５】
上記条件の下、４腔像拡張期及び２腔像拡張期の間の補正係数Ｋｄは次の式で表される。
【０１５６】
Ｋｄ＝（Ｍｙｄ×Ｔｙ）／（Ｍｘｄ×Ｔｘ）
同様に、第１の４腔像拡張期及び第１の２腔像拡張期の間の補正係数Ｋｓは次の式で表される。
【０１５７】
Ｋｓ＝（Ｍｙｓ×Ｔｙ）／（Ｍｘｓ×Ｔｘ）
しかしながら、第１の収集間隔Ｔｘは通常、第２の収集間隔Ｔｙと等しい。従って、上記補正係数Ｋｄの式は次の式のように書き換えられる。
【０１５８】
Ｋｄ＝Ｍｙｄ／Ｍｘｄ
同様に、上記補正係数Ｋｓの式は次の式のように書き換えられる。
【０１５９】
Ｋｓ＝Ｍｙｓ／Ｍｘｓ
前述のように、４腔像拡張期画像データＭｘｄの数及び４腔像収縮期画像データＭｘｓの数は第１の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線に基づいて容易に（自動的に）得ることができる。また、２腔像拡張期画像データＭｙｄの数及び２腔像収縮期画像データＭｙｓの数は第２の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線に基づいて容易に（自動的に）得ることができる。一方、第１の収集間隔Ｔｘ及び第２の収集間隔Ｔｙは超音波診断装置のレート周波数や走査線数などに依存し、これらは通常、超音波診断装置の初期設定によって決定される。
【０１６０】
例えば、２腔像拡張期［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］におけるβｄ番目のＢモード画像データ（すなわち、第１の２腔像収縮末期ｔｘ２１’からβｄ番目のＢモード画像データ）が、時相合せの結果、４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］におけるαｄ番目のＢモード画像データ（すなわち、第１の４腔像収縮末期ｔｘ２１からαｄ番目のＢモード画像データ）に対応するものであるとき、βｄ番目のＢモード画像データは次の式で算出することができる。
【０１６１】
βｄ＝Ｋｄ×αｄ
同様に、例えば、２腔像収縮期［ｔｘ１１’−ｔｘ２１’］におけるβｓ番目のＢモード画像データ（すなわち、第１の２腔像拡張末期ｔｘ１１’からβｄ番目のＢモード画像データ）が、時相合せの結果、４腔像収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］におけるαｓ番目のＢモード画像データ（すなわち、第１の４腔像拡張末期ｔｘ１１からαｓ番目のＢモード画像データ）に対応するものであるとき、βｓ番目のＢモード画像データは次の式で算出することができる。
【０１６２】
βｓ＝Ｋｓ×αｓ
なお、このような時相合せ計算は４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］及び第１の４腔像収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］に属する第１の連続Ｂモード画像データの全てのＢモード画像データに適用され得るものである（ステップＳ２７）。
【０１６３】
時相合せ計算による場合、前記βｄや前記βｓが整数値となることは比較的稀なことかもしれない。このような場合、実際には、拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］及び［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］に関しては、前記βｄに最も近い番号の２腔像Ｂモード画像データがαｄ番目の４腔像Ｂモード画像データに対応するβｄ番目の２腔像Ｂモード画像データとして用いられることになる。なお、１の４腔像Ｂモード画像データに複数の２腔像Ｂモードデータ（或いは複数の４腔像Ｂモード画像データに１の２腔像Ｂモード画像データ）が対応してしまう場合は、因果律等に係る所定の規則（例えば、βｄが小数の場合に四捨五入を行う、複数の画像に対して小数結果が得られた場合にはより整数値に近い方を選択する、収集時間的により近い方を選択する、等）を予め設けておき、この規則に従って対応画像を定めるようにすればよい。同様に、第１の収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］及び［ｔｘ１１’−ｔｘ２１’］に関しては、前記βｓに最も近い番号の２腔像Ｂモード画像データがαｓ番目の４腔像Ｂモード画像データに対応するβｓ番目の２腔像Ｂモード画像データとして用いられることになる。なお、上記同様、１の４腔像Ｂモード画像データに複数の２腔像Ｂモードデータ（或いは複数の４腔像Ｂモード画像データに１の２腔像Ｂモード画像データ）が対応してしまう場合は、因果律等に係る所定の規則（例えば、βｓが小数の場合に四捨五入を行う、複数の画像に対して小数結果が得られた場合にはより整数値に近い方を選択する、収集時間的により近い方を選択する、等）を予め設けておき、この規則に従って対応画像を定めるようにすればよい。
【０１６４】
上記の手順によれば、それぞれの拡張期及び／又はそれぞれの収縮期が第１及び第２の連続画像データ間で長さが異なる場合、プロセッサ２９は時相のずれを修正するための補正係数Ｋｄ及びＫｓを用いて第１及び第２の連続画像データについて計算をし、第１及び第２の連続画像データ間の時相を合わせる。これにより、第２（又は第１）の連続画像データに含まれる所定の画像データに対応する第１（又は第２）の連続画像データに含まれる所定の画像データを得ることが可能となる。つまり、第１（又は第２）の連続画像データに含まれる所定の画像データの時相は第２（又は第１）の連続画像データに含まれる所定の画像データの時相と実質的に等しくなる。
【０１６５】
このような時相合せの後、システム制御部９は記憶回路２８から第１及び第２の連続画像データを読み出す。読み出された第１及び第２の連続画像データは表示用メモリ３０において並列表示のためのフォーマットにフォーマット変換される。表示用メモリ３０はフォーマット変換された第１及び第２の連続画像データを一旦保存する。保存された第１及び第２の連続画像データは表示回路３１を介してモニタ３２に送られる。モニタ３２では図１１に示されるように第１及び第２の連続画像が時相合せされた態様で並列に表示される（ステップＳ２８）。
【０１６６】
並列表示は第１及び第２の連続画像を隣同士に表示するようにしてもよいが、これに限られるものではない。並列表示はまた第１及び第２の連続画像の同時表示として解釈されてもよい。図１１において、４腔像を表す第１の連続画像はモニタ３２の左側に表示されるようにしてもよい。この場合、モニタ３２の右側には２腔像を表す第２の連続画像が表示される。上記表示位置は左右逆であってもよい。また、並列表示又は同時表示の別の例として、第１及び第２の連続画像は上下に表示されてもよい。さらに、モニタ３２として１つ（又は共通）のＣＰＵの下で動作する２台のモニタが設けられているとき、第１の連続画像は２台のうちの一方のモニタに表示され、第２の連続画像はもう一方のモニタに表示されるようにしてもよい。この場合、一方のモニタに表示される第１の連続画像と他方のモニタに表示される第２の連続画像は時相合せの態様で表示される。つまり、第１及び第２の連続画像は１つのＣＰＵによる制御の下、時相合せの態様で連動表示されることになる。このような２モニタ表示も前記並列表示の一態様に含まれる。
【０１６７】
図１２は本発明の第２の実施の形態における時相合せ後の第１及び第２の種類の連続画像に係る縮小画像の表示の一例を示す図である。図１２では、第１の連続画像の代わりに４腔像画像が縮小画像（サムネイル）４１０乃至４９０で表示されている。また２腔像画像についても第２の連続画像の代わりに縮小画像２１０乃至２７０にて表示される。第１及び第２の連続画像間の時相合せに基づいて、縮小画像４１０乃至４９０はモニタ３２において例えば縮小画像２１０乃至２７０の上側に表示される。縮小画像２１０乃至２７０は時相合せの結果に従いそれぞれ対応する縮小画像４１０乃至４９０の下に配置・表示される。従って、例えば、縮小画像２１０乃至２５０は縮小画像４１０乃至４５０に対応する一方で縮小画像２６０は縮小画像４７０の下に配置・表示される。また、縮小画像２７０は縮小画像４９０の下に配置・表示される。なお、時相合せによれば、縮小画像４６０及び４８０に対応する２腔像画像の縮小画像は存在しないことになる。
【０１６８】
図１２に示すように、操作者がカーソルにより例えば４腔像画像の縮小画像４７０を指示し選択すると、選択された縮小画像４７０に対応する拡大画像（図１３のＯＧ４７０）が表示されるようにしてもよい。拡大された画像は第１の連続画像に含まれ縮小画像４７０に対応する原画像であってもよい。
【０１６９】
図１３は本発明の第２の実施の形態における縮小画像表示後の拡大画像表示の一例を示す図である。選択された縮小画像４７０に対応する拡大画像ＯＧ４７０が表示される際、縮小画像２６０に対応する別の拡大画像ＯＧ２６０も表示されるようにしてもよい。この拡大画像ＯＧ２６０も第２の連続画像に含まれ縮小画像２６０に対応する原画像であってもよい。縮小画像４７０の選択に応じて、拡大画像ＯＧ４７０及びＯＧ２６０が図１３に示すように並列表示される。また、操作者が縮小画像２６０を選択する場合も、拡大画像ＯＧ４７０及びＯＧ２６０がその選択に応じて同様に並列表示される。しかしながら、もし操作者が縮小画像４６０を選択すると、縮小画像４６０に対応する２腔像画像の縮小画像が存在しないため、縮小画像４６０に対応する拡大画像のみが表示されることになる。すなわち、時相合せに従った場合、縮小画像４６０の基となる４腔像画像に対応する２腔像画像が存在しないということである。
【０１７０】
本発明の第１及び第２の実施の形態は２種類の連続画像データ間の時相合せに限定されるものではなく、３種類以上の連続画像データ間の時相合せにおいても適用できるものである。３種類以上の連続画像データの場合、２種類の連続画像データの場合同様、３種類以上の連続画像データのうちの１つの連続画像データを基本連続画像データとして選択する。一旦この１つの基本連続画像データが選択、決定されると、本発明の実施の形態で説明したように、基本連続画像データ以外の全ての連続画像データの各々についてその時相が基本連続画像データの時相と一致するよう時相調整が行われる。
【０１７１】
このような３種類以上の連続画像データ間の時相合せの後、３種類以上の連続画像データに含まれる画像がその種類毎に並列に表示される。また、操作者が事前に或いは表示の際に１又は２以上の特定の種類の連続画像データを選択するようにしてもよい。操作者が１種類のみの連続画像データを選択した場合は当該選択された連続画像データが時相合せに関係なくモニタ３２に表示される。一方、もし操作者が２種類以上の連続画像データを選択した場合は当該選択された２種類以上の連続画像データが時相合せに従ってモニタ３２に並列表示される。このような選択は、操作者が全ての種類の連続画像データではなく特定の種類の連続画像データに集中して観察したい場合などに効果的である。
【０１７２】
図１４は本発明の第２の実施の形態における時相合せ後の第１乃至第３の種類の連続画像に係る縮小画像の表示の一例を示す図である。図１５において、縮小画像４１０乃至４９０は第１の断面画像についての連続画像データ（以下、第１の断面画像データと称す）に対応するものである。この縮小画像４１０乃至４９０は第２の断面画像についての連続画像データ（以下、第２の断面画像データと称す）に対応する縮小画像２１０乃至２７０及び第３の断面画像についての連続画像データ（以下、第３の断面画像データと称す）に対応する縮小画像３１０乃至３７０の双方に対する時相合せの基礎となる。第１の断面画像データに基づく第１、第２、及び第３の断面画像データ間の時相合せに従い、例えば、縮小画像４１０乃至４９０はモニタ３２において縮小画像２１０乃至２７０の上側に表示される。また、縮小画像３１０乃至３７０はモニタ３２において例えば縮小画像２１０乃至２７０の下側に表示される。縮小画像２１０乃至２７０は時相合せに従い、それぞれ対応する縮小画像４１０乃至４９０の下になるよう表示される。さらに、縮小画像３１０乃至３７０は時相合せに従い、縮小画像４１０乃至４９０に対応する態様で配置されて表示される。従って、例えば、縮小画像２１０乃至２５０は縮小画像４１０乃至４５０に対応する一方で縮小画像２６０は縮小画像４７０の下に配置・表示される。また、縮小画像２７０は縮小画像４９０の下に配置・表示される。なお、時相合せによれば、縮小画像４６０及び４８０に対応する第２の断面画像データの縮小画像は存在しないことになる。同様に、例えば、縮小画像３１０乃至３４０は縮小画像４１０乃至４４０に対応する一方で縮小画像３５０は縮小画像４６０の下に配置・表示される。また、縮小画像３６０及び３７０は縮小画像４８０及び４９０の下に配置・表示される。なお、時相合せによれば、縮小画像４５０及び４７０に対応する第３の断面画像データの縮小画像は存在しないことになる。
【０１７３】
例えば第１、第２、及び第３の断面画像データのような３種類以上の連続画像データが得られる場合、操作者はこの３種類以上の連続画像データのうちの如何なる２種類以上の連続画像データを選択するようにしてもよい。すなわち、例えば図１４の場合、縮小画像２１０乃至２７０は表示されずに縮小画像４１０乃至４９０並びに縮小画像３１０乃至３７０が一緒に表示されるようにしてもよい。また、例えば縮小画像４１０乃至４９０は表示されずに縮小画像２１０乃至２７０並びに縮小画像３１０乃至３７０が一緒に表示されるようにしてもよい。このような選択は縮小画像の表示の場合に限定されるものではなく、連続表示態様による原画像（２種類以上の連続画像データ）の表示の場合にも適用可能である。
【０１７４】
上述のように、本発明の第２の実施の形態によれば、異なる撮影方法によって得られる複数の画像の時相を合わせて、同時表示することにより、心臓の運動機能の３次元観察をより正確に行うことができ、また運動負荷などの影響についても容易に捉えることが可能となる。
【０１７５】
本発明の実施の形態においては、４腔像及び２腔像を表す連続画像データの例について述べてきたが、本発明の実施の形態はこれに限定されることはなく、例えば、長軸像／短軸像を表す連続画像データ間について、運動負荷前後の様子を表す連続画像データ間について、適用するようにしてもよい。また、負荷に関しては運動の場合以外に薬物による負荷の場合に適用してもよい。
【０１７６】
さらに、これらの画像データに対応する画像がモニタ３２に表示されるとき、当該表示画像はＢモード画像に限られることはなく、組織の運動あるいは血流の流れの状態を反映したドプラモード画像であってもよい。この表示画像はまたＢモード画像とドプラモード画像を合成した画像であってもよい。
【０１７７】
本発明の実施の形態によれば、連続画像を動画として表示するのが好ましいが、少なくとも２種類の連続画像が並列表示される際に時相合せに基づく態様で順次表示される限り、それぞれの連続画像を静止画として表示するようにしてもよい。
【０１７８】
本発明の上記実施の形態において、拡張末期及び収縮末期は共に心腔内容積等に基づいて判断された。しかしながら、これら拡張末期及び収縮末期については別の方法に基づいて判断されるようにしてもよい。図１５は本発明の実施の形態における容積データ、心電図、及び心音図の間の関係の一例を示す図である。
【０１７９】
図１５において、心腔内容積による第１の拡張末期Ｖ１は前述したように心電図データの第１のＲ波ＥＣＧ１に対応するものとすることができる。一方、心音図データのI音ＰＣＧ１は第１の拡張末期Ｖ１を判断できるほど十分にはっきりしたものとはなっていない。従って、第１のＲ波ＥＣＧ１の時をもって第１の拡張末期Ｖ１に対応する第１の拡張末期とみなすことができる。また、収縮末期に関しては、心腔内容積による収縮末期Ｖ２は心電図データのII音ＰＣＧ２に対応するものとすることができる。この時、心電図データの波ＥＣＧ２は収縮末期Ｖ２を特定できるほど十分にはっきりしたものとはなっていない。従って、II音ＰＣＧ２が収縮末期Ｖ２に対応する収縮末期とみなすことができる。なお、第１の拡張末期と同様に、心腔内容積による第２の拡張末期Ｖ３は心電図データの第２のＲ波ＥＣＧ３に対応するものとすることができる。一方、心音図データの新たなI音ＰＣＧ３は第２の拡張末期Ｖ３を判断できるほど十分にはっきりしたものとはなっていない。従って、第２のＲ波ＥＣＧ３の時をもって第２の拡張末期Ｖ３に対応する第２の拡張末期とみなすことができる。従って、それぞれの種類の連続画像データにおいて、心腔内容積等を計算せずともその第１及び第２の拡張末期並びに収縮末期を判断することが可能となる。
【０１８０】
以上、超音波診断装置について本発明の実施の形態を述べてきた。しかしながら、時相合せの特徴に関しては必ずしも超音波診断装置に搭載されている必要はない。本発明の実施の形態によれば、本時相合せ機能を超音波診断装置に搭載する代わりに、超音波診断装置とは独立したデータ処理装置に時相合せ機能が設けられるようにしてもよい。このデータ処理装置は超音波診断装置とは異なる場所（離れた場所）に設けられ、超音波診断装置に接続されて超音波画像が提供されるようにしてもよい。これにより、たとえ超音波診断装置が従来からある装置であっても本発明の実施の形態による時相合せ機能の利益を享受することが可能となる。
【０１８１】
図１６は本発明の実施の形態におけるデータ処理装置の構成の一例を示すブロック図である。データ処理装置１７００は画像計測部１７６と、入力部１７７と、表示部１７８とを含んでいる。
【０１８２】
画像計測部１７６は記憶回路１７２８と、プロセッサ１７２９と、表示用メモリ１７３０とを含んでいる。また、表示部１７８は表示回路１７３１と、モニタ１７３２とを含んでいる。
【０１８３】
データ処理装置１７００において処理される画像データは超音波診断装置から収集された画像データを保存する着脱可能な記憶媒体を介して得られるようにしてもよいし、超音波診断装置に接続された通信ケーブルを介して得られるようにしてもよい。データ処理装置１７００に含まれる各構成要素の詳細及びその構成による手順は本発明の実施の形態おいて述べたものと同様であり、ここでは省略する。連続画像データがデータ処理装置１７００に提供される限り（連続画像データをデータ処理装置１７００に提供することができる限り）、従来からある如何なるタイプの超音波診断装置であっても本発明の実施の形態による時相合せの機能の利益を享受することが可能となる。
【０１８４】
以上説明したように、本発明によれば、異なる撮影条件によって得られる複数の連続画像データの時相が検出でき、さらに画像データ間の時相合せ込みができる。従って、生体組織の機能検査において精度のよい生体情報の表示を可能とする。
【０１８５】
なお、例えば、上記の実施の形態では超音波診断装置によって得られた画像に対しての画像計測方法あるいは画像計測装置について述べたが、対象となる画像は超音波画像のみならず、Ｘ線装置やＸ線ＣＴ装置、さらにはＭＲＩ装置など他の医用画像装置によって得られる画像に対しても同様に有効である。さらに、上記の実施の形態では心腔内容積の変化曲線に基づいて２つの連続画像の時相合せを行ったが、この方法に限定されない。例えば心腔内の自動輪郭検出法によって得られた閉曲線から心腔内の面積を求め、その変化曲線から時相を求めてよい。また心腔内に設定した長軸などの長さの変化から時相を求めることも可能である。さらにまた、本発明の実施の形態では心室（特に左室）を対象とした場合の容積計測方法を示したが、計測対象は心室に限定されず、心房であってもよい。
【０１８６】
なお４腔像および２腔像の画像収集において、本発明の実施の形態では入力部７において入力される画像データ収集開始のコマンド信号に従って所定枚数の連続画像を撮影し、順次記憶回路２８に保存する方法について述べたが、他の収集方法を用いてもよい。例えば４腔像および２腔像につき、記憶回路２８を介してモニタ３２にリアルタイム表示を行い、画像表示中に操作者が画像データ収集コマンドを入力部７から入力することによって、このコマンドパルスの入力タイミングから遡って所定枚数分（Ｍ）だけ記憶回路２８に保存する方法を採用してもよい。
【０１８７】
上記の本発明の実施の形態においては、４腔像を表す連続画像データが２腔像を表す連続画像データに先立って収集される場合について述べたが、特に制約等が無い限り、２種類（或いはそれ以上の）連続画像データの収集順序は本発明の実施の形態に記載されたものに限られることはない。
【０１８８】
本発明の超音波診断装置、医用画像装置、或いはデータ処理装置は、上記実施の形態において、コンピュータプログラムやアプリケーションを一時的或いは不揮発な態様にてコンピュータ読み取り可能のインストラクションとして受信及び保存可能な記録媒体（例えば、ＲＡＭ：ＲＡＮＤＯＭ ＡＣＣＥＳＳ ＭＥＭＯＲＹ）を有するようにしてもよい。超音波診断装置、医用画像装置、或いはデータ処理装置はさらに、ハードディスクとの書き込みや読み出しのための（制御部の一部としての）ハードディスクドライブ、磁気ディスクとの書き込みや読み出しのための磁気ディスクドライブ、及び／又は光ディスク（ＣＤ、ＣＤ−Ｒ、ＣＤ−ＲＷ、ＤＶＤ、その他の光デバイス）との書き込みや読み出しのための光ディスクドライブ、を有してもよい。これらメモリやドライブ、またこれらそれぞれの媒体の１以上については、実行により本発明の実施の形態の少なくとも１つを実施可能とするコンピュータ読み取り可能なインストラクションを保持するコンピュータプログラム製品の例でしかないことは当業者であれば理解し得るところである。
【０１８９】
これにより、本発明の実施の形態に係る機能や特徴を有していない超音波診断装置、医用画像装置、或いはデータ処理装置の場合であっても、上記コンピュータ読み取り可能なプログラムを読み取り実施できると共に、本発明の実施の形態に示した例のような機能を必要とする場合にはその必要とする機能を有する装置である限り、本発明の実施の形態に係る特徴を享受できるようになる。
【０１９０】
以上述べた本発明の実施の形態は本発明の理解を容易にするためにのみ記載された例に過ぎず、本発明を限定するための記載ではない。従って、以上の本発明の実施の形態において開示された各構成要素やその他要素は本発明の主旨を逸脱しない範囲においてその等価物等に設計変更や修正を可能とするものである。さらに、同構成要素やその他要素についての可能とする如何なる組み合わせも、以上述べた本発明の実施の形態において得られる効果と同様の効果が得られる限り、本発明の範囲に含まれる。
【０１９１】
【発明の効果】
本発明によれば、それぞれ異なる条件下で収集される複数の連続画像データの時相合せを行うことによって、各時相における画像の表示、これらの画像データに基づく各種計測、等の精度を改善することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の第１の実施の形態および第２の実施の形態における超音波診断装置の構成の一例を示すブロック図。
【図２】 本発明の第１の実施の形態および第２の実施の形態における連続画像データの収集手順の一例を示すフローチャート。
【図３】 本発明の第１の実施の形態における時相合せの手順の一例を示すフローチャート。
【図４】 本発明の第１の実施の形態および第２の実施の形態における心腔内容積の算出方法の一例を示す図。
【図５】 本発明の第１の実施の形態および第２の実施の形態における心腔内容積の算出方法の一例をより詳細に示す図。
【図６】 本発明の第１の実施の形態および第２の実施の形態における心腔内容積の算出方法に係る４腔像および２腔像の画像の一例を示す図。
【図７】 本発明の第１の実施の形態および第２の実施の形態における４腔像と２腔像、及びこれらから得られる容積変化曲線の一例を示す図。
【図８】 本発明の第１の実施の形態および第２の実施の形態における時相合せ方法の一例を示す図。
【図９】 本発明の第１の実施の形態における時相合せ結果とその結果に基づく容積の変化曲線の一例を示す図。
【図１０】 本発明の第２の実施の形態における時相合せに基づく表示手順の一例を示すフローチャート。
【図１１】 本発明の第２の実施の形態における第１及び第２の種類の画像の並列表示の一例を示す図。
【図１２】 本発明の第２の実施の形態における時相合せ後の第１及び第２の種類の連続画像に係る縮小画像の表示の一例を示す図。
【図１３】 本発明の第２の実施の形態における縮小画像表示後の拡大画像表示の一例を示す図。
【図１４】 本発明の第２の実施の形態における時相合せ後の第１乃至第３の種類の連続画像に係る縮小画像の表示の一例を示す図。
【図１５】 本発明の実施の形態における容積データ、心電図、及び心音図の間の関係の一例を示す図。
【図１６】 本発明の実施の形態におけるデータ処理装置の構成の一例を示すブロック図。
【図１７】 従来の技術における心拍同期法による画像データ収集法を示す図。
【符号の説明】
１・・・超音波プローブ
２・・・超音波送信部
３・・・超音波受信部
４・・・Ｂモード処理部
５・・・ドプラモード処理部
６・・・画像計測部
７・・・入力部
８・・・表示部
９・・・システム制御部
２８・・・記憶回路
２９・・・プロセッサ
３０・・・表示用メモリ
３１・・・表示回路
３２・・・モニタ[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
  The present invention,Perform time alignment between multiple consecutive images collected under different conditionsMedical imageapparatus,Ultrasound diagnosisapparatus,Medical imageData processing method, andPerform time alignment between multiple consecutive imagesSoftware recordingBecomeThe present invention relates to a software recording medium.
[0002]
[Prior art]
The ultrasonic diagnostic apparatus radiates an ultrasonic wave generated from an ultrasonic transducer incorporated in an ultrasonic probe into a patient or other examination target (hereinafter referred to as a subject), and a reflection caused by a difference in acoustic impedance of the subject tissue. The signal is received by an ultrasonic transducer and displayed on a monitor.
[0003]
This diagnosis method is widely used for functional diagnosis and morphological diagnosis of organs such as the heart because an operator such as a doctor can easily observe a real-time two-dimensional image with a simple operation by simply bringing an ultrasonic probe into contact with the body surface. It is used. Especially in the ultrasound diagnosis in the heart region, it is very important to evaluate the cardiac function objectively and quantitatively. The measurement items include heart tissue motion speed, blood flow speed and disturbance, and intracardiac cavity. There are areas and volumes.
[0004]
When diagnosing the motor function of the heart, it is desired to display a moving image and make a diagnosis from three-dimensional information. In the future, the real-time three-dimensional scanning method is expected to be put to practical use as a technique that satisfies this clinical requirement, but at present, two-dimensional moving images are collected from different directions with respect to the heart. A method of displaying a plurality of images obtained by the above in accordance with the time phase (observation time with respect to the repetition period of heartbeat) on the same monitor is performed. For example, the simultaneous display of the long-axis tomogram and short-axis tomogram of the heart, the moving image obtained in the normal state and the moving image obtained immediately after the exercise load is applied to almost the same part of the heart There is a method (so-called stress echo method) in which the images are displayed together.
[0005]
On the other hand, there is a method for measuring the volume in the heart chamber from two tomographic images orthogonal to each other. For example, image data of a four-chamber image (a tomographic image in which two atriums and two ventricles are displayed simultaneously) and a two-chamber image (a tomographic image in which one atrium and one ventricle are simultaneously displayed) are collected as moving image data, respectively. A method of calculating the volume in the heart chamber using these image data is employed. When calculating the volume in the heart chamber, for example, a method is known in which the contour of the inner wall of the heart chamber is extracted, and the volume is obtained by various methods based on the extracted contour (see, for example, Patent Document 1). ).
[0006]
In such an ultrasonic diagnostic method for the purpose of examining the function of the heart, when displaying two types of moving images obtained by changing the imaging conditions, or when calculating the volume or the like from these two types of moving images. It is important to perform in a state where the time phases of the heartbeat are matched. Hereinafter, a series of image data collected as a moving image is referred to as continuous image or continuous image data.
[0007]
In the above diagnosis method, a heartbeat synchronization method is generally used, and a method of collecting electrocardiographic waveform information simultaneously with an ultrasonic image or sequentially collecting ultrasonic images in synchronization with an R wave of the electrocardiographic waveform is adopted. I came. According to the former method, ultrasound image data having electrocardiographic waveform information is collected under different imaging conditions (for example, an imaging section of a four-chamber image and an imaging section of a two-chamber image). When these image data are reproduced and displayed, the respective images obtained after a predetermined time from the R wave are sequentially displayed on the same monitor, and the volume of the heart chamber is calculated based on the image data. Various measurements are performed. Note that, when an image having a predetermined time phase is selected, instead of setting the time from the R wave, it is often set by the frame number of the ultrasonic image added based on the time of the R wave.
[0008]
As described above, by applying the heartbeat synchronization method to two types of continuous images, a plurality of heart images of the same time phase can be displayed on a monitor, and cardiac function measurement using ultrasonic waves is significant. I saw development.
[0009]
[Patent Document 1]
JP-A-10-99328 (for example, page 6)
[0010]
[Problems to be solved by the invention]
However, when the time phase of an ultrasound image is set based on an electrocardiogram waveform as in the past, the R wave interval of the electrocardiogram waveform is not necessarily constant. In particular, there are many cases of arrhythmia in subjects to be subjected to cardiac examinations, and in the case of a stress test, the R wave interval after the load is significantly shortened even in the case of a healthy person. Furthermore, it is known that the R-wave interval does not increase or decrease uniformly depending on the case of heart disease, but, for example, the ratio differs between the systole and the diastole.
[0011]
Hereinafter, the problems of the conventional method when the diastole of the electrocardiographic waveform changes with time for the same subject will be schematically shown using FIG. FIG. 17 is a diagram showing a conventional image data collection method using a heartbeat synchronization method. In particular, FIG. 17A shows an electrocardiogram waveform, and R1 to R4 indicate R waves. FIG. 17B shows ultrasonic image numbers (frame numbers) based on R waves, and FIG. 17C shows a change curve of intracardiac volume obtained from each of these ultrasonic images. Indicates. For example, between R wave R1 and R wave R2 (hereinafter referred to as R1-R2 section), No + 1 four-chamber image (first continuous image) and between R wave R3 and R wave R4 (hereinafter referred to as R1). , R3-R4 section), No sheets of two-chamber image images (second continuous images) are continuously collected.
[0012]
In the R1-R2 section, the first image (image 1) is collected after time t1 after the generation of the R wave R1, and the second image (image 2) is acquired after time tN0 after the time t2 after the generation of the R wave R1. Assume that the N0th image (image N0) is collected. Further, in each of the R1-R2 section and the R3-R4 section, the peak time to valley time shown in FIG. 17C is referred to as the systole, and the valley time to peak time is referred to as the diastole. Further, this peak time is called end diastole, and this trough time is called end systole.
[0013]
When these image collections are based on a load test (exercise load, drug load, etc.), a tomographic image (first continuous image) in the normal state in the R1-R2 section, and a tomographic image after loading in the R3-R4 section (first continuous image) A second continuous image) is collected.
[0014]
Usually, the time required for collecting one ultrasonic image is substantially constant. Therefore, when the expansion period of the R3-R4 section is shorter than the expansion period of the R1-R2 section, the image corresponding to the time phase of the end expansion period Q1 in the R1-R2 section is collected as the No + 1th image of the R1-R2 section. On the other hand, the image corresponding to the time phase of the end diastole Q2 in the R3-R4 section is collected as the No-th image between R3-R4. Thus, when the length of the diastole or systole in the same subject changes with time, the image obtained after a predetermined time from the R wave of the electrocardiogram waveform or the predetermined frame number as in the prior art. In the time phase setting method performed based on this, it is difficult to accurately grasp the time phases of the first continuous image and the second continuous image, as already described with reference to the end diastole Q1 and Q2. Therefore, it has been difficult to accurately perform display and various measurements in a state where the time phases of these continuous image data are matched.
[0015]
  The present invention has been made in view of the above problems, and by performing time alignment of a plurality of continuous image data collected under different conditions, the display of an image in each time phase is based on these image data. It is possible to improve various measurement systems.Medical imageapparatus,Ultrasound diagnosisapparatus,Medical imageData processing method, andPerform time alignment between multiple consecutive imagesSoftware recordingBecomeAn object is to provide a software recording medium.
[0016]
[Means for Solving the Problems]
  In order to achieve the above object, in the present invention, the first of the subject's heart is the first.photographFirst continuous image data collected under conditions; andphotographSecond different from the conditionsphotographAn image memory for storing second continuous image data collected under conditions, and the heart from the first continuous image dataVolume or area of the heart chamberMeasureSoA first diastolic phase and a first systolic phase of the heart are set based on a temporal change of the heart, and the heart is determined from the second sequential image data.Volume or area of the heart chamberMeasureSoImage data of the first continuous image data obtained by setting a second diastole and a second systole of the heart based on a temporal change in the first diastole and a second systole. Time alignment of the first continuous image data and the second continuous image data based on the number and the number of image data of the second continuous image data obtained within the second diastole and systole periods And a processor for performing medical processing.
[0017]
  In order to achieve the above object, according to the present invention, a radiating unit that radiates ultrasonic waves to a subject, a receiving unit that receives a reflected signal from the subject generated as a result of radiating the ultrasonic waves, and the reflection A first to the subject's heart obtained by processing the signal;photographFirst continuous image data collected under conditions; andphotographSecond different from the conditionsphotographAn image memory for storing second continuous image data collected under conditions, and the heart from the first continuous image dataVolume or area of the heart chamberMeasureSoA first diastolic phase and a first systolic phase of the heart are set based on a temporal change of the heart, and the heart is determined from the second sequential image data.Volume or area of the heart chamberMeasureSoImage data of the first continuous image data obtained by setting a second diastole and a second systole of the heart based on a temporal change in the first diastole and a second systole. Time alignment of the first continuous image data and the second continuous image data based on the number and the number of image data of the second continuous image data obtained within the second diastole and systole periods And an ultrasonic diagnostic apparatus.
[0018]
  In order to achieve the above object, according to the present invention, a first heartphotographFrom the first sequential image data collected under conditionsVolume or area of the heart chamberMeasureSoSetting a first diastole and a first systole of the heart based on a temporal change in the heart,photographSecond different from the conditionsphotographFrom the second sequential image data collected under conditionsVolume or area of the heart chamberMeasureSoImage data of the first continuous image data obtained by setting a second diastole and a second systole of the heart based on a temporal change in the first diastole and a second systole. Time alignment of the first continuous image data and the second continuous image data based on the number and the number of image data of the second continuous image data obtained within the second diastole and systole periods A medical image data processing method is provided.
[0019]
  In order to achieve the above object, the present invention can be mounted on a medical imaging apparatus and has a first structure with respect to the heart of a subject.photographFirst continuous image data collected under conditions; andphotographSecond different from the conditionsphotographIn a software recording medium that records software for controlling the medical image device when processing second continuous image data collected under conditions, the heart is converted from the first continuous image data.Volume or area of the heart chamberMeasureSoA first diastolic phase and a first systolic phase of the heart are set based on a temporal change of the heart, and the heart is determined from the second sequential image data.Volume or area of the heart chamberMeasureSoImage data of the first continuous image data obtained by setting a second diastole and a second systole of the heart based on a temporal change in the first diastole and a second systole. Time alignment of the first continuous image data and the second continuous image data based on the number and the number of image data of the second continuous image data obtained within the second diastole and systole periods There is provided a software recording medium characterized by recording software for performing.
[0024]
According to the present invention as described above, the accuracy of time alignment of a plurality of continuous image data collected under different conditions, display of an image in time alignment, various measurements based on the image data after time alignment, etc. Can be improved.
[0025]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
(First embodiment)
An ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
[0026]
First, an outline of the present embodiment will be described. In this embodiment, first, two (two types) continuous images (for example, a four-chamber image in which the ultrasonic scanning sections of the heart are orthogonal to each other) obtained by ultrasonic scanning with different imaging conditions applied to the same subject are used. The volume in the heart chamber is measured from each of the continuously collected (moving images) representing the time-series appearance of the two-chamber images. Hereinafter, the continuous image data for the four-chamber image is referred to as first continuous image data, and the continuous image data for the two-chamber image is referred to as second continuous image data. By the above measurement, the first systole and the first diastole of the heart are set based on the temporal change of the volume of each image included in the first continuous image data. Similarly, the second systole and the second diastole of the heart are set based on the temporal change of the volume of each image included in the second continuous image data. Based on the number of image data obtained in each of these periods, the time phase between the first continuous image data and the second continuous image data is reset (time phase alignment). Further, using the image data of the same time phase based on the time phase alignment, the final intracardiac volume after the time phase alignment (for the virtual third continuous image data) is measured.
[0027]
FIG. 1 is a block diagram showing an example of the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment of the present invention. This ultrasonic diagnostic apparatus includes an ultrasonic probe 1, an ultrasonic transmission unit 2, an ultrasonic reception unit 3, a B mode processing unit 4, a Doppler mode processing unit 5, an image measurement unit 6, and an input unit 7. And a display unit 8 and a system control unit 9.
[0028]
The ultrasonic probe 1 is brought into contact with the body surface of the subject to transmit and receive ultrasonic waves (transmission of ultrasonic waves and reception of signals reflected (echoed) from the subject as a result of the transmitted ultrasonic waves. ) And has a plurality of micro ultrasonic transducers arranged one-dimensionally at the tip thereof. This ultrasonic transducer is an electroacoustic transducer, and has a function of converting an electric pulse into an ultrasonic pulse during transmission and converting an ultrasonic signal into an electric signal during reception. The ultrasonic probe 1 is configured to be small and light, and is connected to an ultrasonic transmission unit 2 and an ultrasonic reception unit 3 described later by a cable. In general, ultrasonic probes include sector scan support, linear scan support, convex scan support, etc., which are arbitrarily selected according to the diagnostic site. The case where it is used as the probe 1 will be described.
[0029]
The ultrasonic transmission unit 2 generates a drive signal for generating ultrasonic waves. The ultrasonic transmission unit 2 includes a rate pulse generator 11, a transmission delay circuit 12, and a pulsar 13. The rate pulse generator 11 generates a rate pulse that determines the repetition period of the ultrasonic pulse emitted into the subject. The generated rate pulse is supplied to the transmission delay circuit 12. The transmission delay circuit 12 is a delay circuit for determining the convergence distance and deflection angle of the ultrasonic beam at the time of transmission, and determines the timing for driving a plurality of ultrasonic transducers. The transmission delay circuit 12 is composed of a plurality of independent delay circuits as many as the ultrasonic transducers used for transmission. Further, this transmission delay circuit gives the rate pulse a delay time for converging the ultrasonic wave to a predetermined depth and a delay time for transmitting the ultrasonic wave in a predetermined direction in order to obtain a narrow beam width in transmission. This is supplied to the pulser 13. The pulser 13 is a drive circuit that generates a high-voltage pulse for driving the ultrasonic transducer. Similar to the transmission delay circuit 12, the pulsar 13 has a plurality of independent drive circuits equal in number to the ultrasonic transducers used for transmission, drives the ultrasonic transducers built in the ultrasonic probe 1, A drive pulse for emitting a sound wave is formed.
[0030]
The ultrasonic receiver 3 receives an ultrasonic reflection signal generated as a result of ultrasonic radiation into the subject from the subject. In addition, the ultrasonic receiver 3 includes a preamplifier 14, a reception delay circuit 15, and an adder 16. The preamplifier 14 amplifies a minute signal converted into an electric signal by the ultrasonic transducer to ensure sufficient S / N. The reception delay circuit 15 scans the inside of the subject by sequentially deflecting the convergence delay time for converging the ultrasonic wave from a predetermined depth and the ultrasonic beam in a predetermined direction in order to obtain a narrow reception beam width. Are provided to the output of the preamplifier 14. Thereafter, the output of the preamplifier 14 given the delay time is sent to the adder 16. The adder 16 adds a plurality of received signals, and combines a plurality of received signals from the ultrasonic transducer into one.
[0031]
The B-mode processing unit 4 performs signal processing for the B-mode image on the reception signals combined into one. The B-mode processing unit 4 includes a logarithmic converter 17, an envelope detector 18, and an A / D converter 19. The logarithmic converter 17 logarithmically converts the amplitude of the signal (received signal) input from the adder 16 and functions to relatively emphasize weak signals. In general, a received signal from within a subject has an amplitude with a wide dynamic range of 80 dB or more. In order to display this on an ordinary television monitor having a narrow dynamic range, amplitude compression that emphasizes a weak signal is performed. Necessary. The envelope detector 18 performs envelope detection on the logarithmically converted received signal, removes the ultrasonic frequency component, and detects only its amplitude. The A / D converter 19 A / D converts the output signal of the envelope detector 18 to form a B mode signal.
[0032]
The Doppler mode processing unit 5 performs signal processing for color Doppler images or tissue Doppler images. The Doppler mode processing unit 5 includes a reference signal generator 20, a π / 2 phase shifter 21, mixers 22-1, 22-2, low-pass filters 23-1, 23-2, and A / D conversion. Units 24-1, 24-2, a Doppler signal storage circuit 25, an FFT (Fast Fourier Transform) analyzer 26, and an arithmetic unit 27. The Doppler mode processing unit 5 mainly performs quadrature detection and FFT analysis.
[0033]
The signal (received signal) input from the adder 16 is input to the first input terminals of the mixers 22-1 and 22-2. On the other hand, the output of the reference signal generator 20 having a frequency substantially equal to the frequency of the input signal is directly applied to the second input terminal of the mixer 22-1. The output of the reference signal generator 20 is given a second input terminal of the mixer 22-2 after the phase is shifted by 90 degrees through the π / 2 phase shifter 21. The outputs of the mixers 22-1 and 22-2 are sent to the low-pass filters 23-1 and 23-2. The low-pass filter 23-1 removes the sum component of the frequency of the signal input from the adder 16 and the frequency of the reference signal generator 20, and extracts only the difference component. Similarly, the low-pass filter 23-2 removes the sum component of the frequency of the signal input from the adder 16 and the frequency of the output signal of the π / 2 phase shifter 21, and extracts only the difference component. .
[0034]
The A / D converters 24-1 and 24-2 respectively convert the outputs of the low-pass filters 23-1 and 23-2, that is, the quadrature phase detection output, into digital signals. The quadrature detection output converted into the digital signal is temporarily stored in the Doppler signal storage circuit 25 and then supplied to the FFT analyzer 26. The FFT analyzer 26 performs FFT analysis on the digitized quadrature detection output. The computing unit 27 calculates the center and spread of the spectrum obtained by the FFT analyzer 26.
[0035]
The image measuring unit 6 performs time alignment of two types of continuous images collected under different shooting conditions. In the following embodiment, two types of continuous images will be described as an example. However, in the present invention, the number of continuous images (or the number of types of continuous images) is not limited to two. Absent.
[0036]
The image measurement unit 6 includes a storage circuit 28, a processor 29, and a display memory 30. The storage circuit 28 includes an image memory for storing image data and an accompanying memory for storing measurement data such as the volume and diameter in the heart chamber. The image memory stores continuous image data before and after time alignment, and the accompanying memory stores the final volume obtained from intracardiac volume data obtained from continuous image data before time alignment and continuous image data after time alignment. Intracardiac volume data is stored. The image memory may store B-mode image data, Doppler mode image data, and composite image data thereof as continuous image data of the heart, but B-mode image data is used for measuring the intracardiac volume. Is commonly used.
[0037]
The processor 29 sequentially reads out each of the two types of continuous image data stored in the storage circuit 28, and measures the volume in the heart chamber displayed in the image. Further, in each of the volume change curves of the respective continuous image data generated from the series of volume data, one or more maximum values and one or more minimum values are detected to set the diastole and systole sections. Next, the processor 29 compares the number of image data included in the systole of one continuous image data with the number of image data included in the systole of the other continuous image data. Similarly, the processor 29 compares the number of image data included in the expansion period of one continuous image data with the number of image data included in the expansion period of the other continuous image data. Based on these comparisons, the processor 29 resets (time phase adjustment) the time phase of the image data between two types of continuous images. In the measurement of the intracardiac volume, the ACT (Automated-Control-Tracking) method can be used as the heart chamber contour extraction means, and the Modified-Simpson method can be used as the volume calculation means.
[0038]
Volume data measured by the processor 29 and measurement data such as a diameter in the heart chamber calculated in the process are stored in an accompanying memory of the storage circuit 28. Furthermore, the processor 29 measures the final intracardiac volume (as a final measurement result for diagnosis) using the two types of continuous image data after the completion of the time alignment.
[0039]
The display memory 30 temporarily stores data such as an image displayed on the display unit 8 and a volume change curve. The B mode image and the Doppler mode image obtained in real time are temporarily stored in the display memory 30 via the storage circuit 28 and further displayed on the display unit 8.
[0040]
The input unit 7 includes a keyboard, a trackball, a mouse, and the like on the operation panel. The operator inputs subject information and imaging conditions of the apparatus through the input unit 7. In particular, the number of continuous images, the collection interval of continuous images, and shooting conditions are input.
[0041]
The display unit 8 includes a display circuit 31 and a monitor 32. The system controller 9 reads out the continuous image data of the heart before and after time matching, the data of the volume change curve in the heart chamber, etc. stored in the display memory 30. Each read data is D / A converted and television format converted in the display circuit 31 and then displayed on the monitor 32.
[0042]
The system control unit 9 includes a CPU (Central Processing Unit) and a storage circuit. The system control unit 9 controls each unit such as the ultrasonic transmission unit 2, the ultrasonic reception unit 3, the B mode processing unit 4, the Doppler mode processing unit 5, and the image measurement unit 6 in accordance with a command signal from the input unit 7. And overall control of the system. In particular, the input unit 7 supplies a command signal input by the operator to the CPU. The storage circuit 28 stores various control data set at the time of shipment of the apparatus, photographing conditions input from the input unit 7 by the operator, and the like.
[0043]
Next, a procedure for collecting continuous image data according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 2 is a flowchart showing a procedure for collecting continuous image data under one shooting condition. The collection of continuous image data under another imaging condition can be realized in the same manner as the procedure shown in FIG.
[0044]
FIG. 2 is a flowchart showing an example of a procedure for collecting continuous image data according to the first embodiment of the present invention. Prior to the collection of image data, the operator uses the input unit 7 to select the ultrasonic probe 1 to be used. Further, the operator uses the input unit 7 to set the photographing conditions of the apparatus, the moving image data collection section, the number of collected images, and the like. These set values are sent to and stored in a storage circuit (not shown) of the system control unit 9 (step S1). In the present embodiment, a heart sector probe is selected as the ultrasound probe 1 and continuous image data for four-chamber images and two-chamber images are collected. Each image data collection section is a several heartbeat section. When these settings by the operator are completed, the shooting mode according to the setting conditions is automatically set.
[0045]
The operator fixes the distal end of the ultrasonic probe 1 at a position optimal for photographing a four-chamber image of the heart, and performs scanning for collecting image data (Ix1) of the first four-chamber image (image number: m = 1). To start. It is assumed that the first four-cavity image data (Ix1) is obtained at a predetermined time (timing) (t = t1) (step S2). In practice, the operator may often determine the above-mentioned optimum position while observing the two-dimensional image data on the monitor in the same procedure as described below.
[0046]
In the transmission of ultrasonic waves, the rate pulse generator 11 supplies the transmission delay circuit 12 with rate pulses that determine the repetition period of the ultrasonic pulses emitted into the subject in synchronization with the control signal from the system control unit 9. . The transmission delay circuit 12 is composed of approximately the same number of independent delay circuits as the ultrasonic transducers used for transmission. The transmission delay circuit 12 transmits a ultrasonic wave in a predetermined direction (θ: θ = θ1) and a delay time for converging the ultrasonic wave to a predetermined depth in order to obtain a narrow beam width in transmission. Is given to the rate pulse, and this rate pulse is supplied to the pulser 13. Note that the transmission is performed in the N direction when collecting image data (Ix1) of the first four-cavity image. Therefore, the direction (θ1) is merely the first (n = 1) direction.
[0047]
Similar to the transmission delay circuit 12, the pulsar 13 has approximately the same number of independent drive circuits as the ultrasonic transducers used for transmission, and an ultrasonic probe is generated by the ultrasonic transducer drive pulses generated by the rate pulse drive. The ultrasonic transducer built in 1 is driven to emit ultrasonic pulses to the subject.
[0048]
A part of the ultrasonic wave radiated into the subject is reflected at the interface or tissue between organs in the subject having different acoustic impedances. When this ultrasonic wave is reflected by a moving reflector such as a heart wall or blood cell, the ultrasonic frequency is subjected to Doppler shift.
[0049]
The ultrasonic waves reflected in the subject tissue are received by the same ultrasonic transducer as that at the time of transmission and converted into an electrical signal. This reception signal is amplified by a preamplifier 14 composed of approximately the same number of independent amplification elements as the ultrasonic transducers used for reception, and a reception delay circuit 15 composed of the same number of delay circuits as the ultrasonic transducers used for reception. Sent to.
[0050]
The reception delay circuit 15 has a delay time for converging ultrasonic waves from a predetermined depth in order to obtain a narrow beam width in reception, and a strong reception directivity in a predetermined direction (θ1) with respect to the ultrasonic beams. The received signal is given a delay time for reception. The received signal given the delay time is sent to the adder 16. The adder 16 adds and synthesizes a plurality of reception signals input via the preamplifier 14 and the reception delay circuit 15 and combines them into one reception signal, which is then sent to the B mode processing unit 4 and the Doppler mode processing unit 5 (step) S3).
[0051]
Next, when collecting the B-mode image, the logarithmic converter 17 performs logarithmic conversion on the output of the adder 16 sent to the B-mode processing unit 4. An envelope detector 18 performs envelope detection on the logarithmically converted signal. The detected signal is subsequently A / D converted by the A / D converter 19. The converted digital signal is stored in the display memory 30 as B-mode image data in the first direction via the storage circuit 28 of the image measuring unit 6 (step S4-1).
[0052]
On the other hand, in order to obtain the Doppler shift of the ultrasonic reception signal in the Doppler mode processing unit 5, the system control unit 8 continuously transmits and receives the ultrasonic wave a plurality of times in the same direction (θ1), and the received signal obtained at this time FFT analysis is performed on.
[0053]
The Doppler mode processing unit 5 detects the quadrature phase of the output of the adder 16 using the mixers 22-1, 22-2 and the low-pass filters 23-1, 23-2, converts it to a complex signal, and converts it to an A / D converter. After being converted into a digital signal by 24-1 and 24-2, it is stored in the Doppler signal storage circuit 25. Similar processing is performed on the received signal obtained by scanning a plurality of times in the same transmission / reception direction (θ1), and a plurality of detected digital data is stored in the Doppler signal storage circuit 25. The FFT analyzer 26 obtains a frequency spectrum for a plurality of detected digital data stored in the Doppler signal storage circuit 25. Further, the calculator 27 calculates the center (average velocity of tissue and blood flow) for the frequency spectrum converged from the FFT analyzer 26, and the calculation result is displayed as Doppler mode image data in the first direction. It is stored in the memory 30 (step S4-2).
[0054]
After the storage in steps S4-1 and S4-2, the predetermined direction (θ1) is changed to a second predetermined direction by a method according to the equation: θ = θ + Δθ. That is, the predetermined direction after the change is θ1 + Δθ with respect to the predetermined direction (θ = θ1) before the change. When the number in the scanning direction is represented by n and n = n + 1, the predetermined direction (θ1 + Δθ) after the change is the second (n = 2) direction (step S5).
[0055]
The processing described in steps S4-1, S4-2, and S5 is the same until n = N, that is, in the N direction (the predetermined direction: θ1 to Nth direction: θ1 + (N−1) Δθ). It will be repeated until processing is performed. In this manner, ultrasonic transmission / reception is performed in the same procedure as described above by scanning in the N direction up to θ1 + (N−1) Δθ while sequentially updating the ultrasonic transmission / reception direction by Δθ, and the inside of the subject is scanned in real time. At this time, the system control unit 9 sequentially switches the delay times of the transmission delay circuit 12 and the reception delay circuit 15 in accordance with the N ultrasonic transmission / reception directions according to the control signal, while switching the B mode image data in the N direction Each direction Doppler mode image data is collected in steps S4-1 and S4-2.
[0056]
The system control unit 9 sequentially stores the B-mode image data and the Doppler mode image data obtained in Steps S4-1 and S4-2 in the display memory 30. When scanning in the N direction is completed, one B mode image data (for one frame) is generated based on the B direction image data in the N direction. The generated B-mode image (frame) data is a first B-mode image (Ixm = Ix1). Similarly, one Doppler mode image data (for one frame) is generated based on N-direction Doppler mode image data. The generated Doppler mode image (frame) data is the first Doppler mode image. Further, first composite image data obtained by combining these based on the first B-mode image Ix1 and the first Doppler mode image is generated. The first composite image data is displayed on the monitor 32 via the display circuit 31. Further, the first B-mode image data, the first Doppler mode image data, and the first composite image data are stored in the storage circuit 28 (step S7). The first B-mode image data Ix1 and / or the first Doppler mode image data may also be displayed on the monitor 32.
[0057]
After the display and storage of the first composite image data, when the image number m is updated by m = m + 1, a procedure for the second composite image data is prepared. Accordingly, the second B-mode image data (Ixm = Ix2), the second Doppler mode image data, and the second composite image data for the four-chamber image are determined at a predetermined time (timing) by the same procedure as described above. ) (T = tm = t2) (step S8).
[0058]
The procedure by steps S3 to S8 is repeated for collecting further B-mode image data, Doppler mode image data, and composite image data. In the collection, when the Mth composite image data is collected, the image number m is incremented by 1 in step S8, and m = M + 1. The value of m is determined in step S9.
[0059]
In this way, M B-mode image data (hereinafter referred to as first continuous B-mode image data) (Ix1 to IxM), M Doppler mode image data (hereinafter referred to as first continuous Doppler mode image data). And M composite image data (hereinafter referred to as first continuous image data) are collected in a period between predetermined times t1 and tM. This collection period includes a plurality of heartbeats (two heartbeats corresponding to at least two R waves). The number of images collected between two R waves is usually 30 to 100. The first continuous image data is sent to the monitor 32 via the display memory 30 and the display circuit 31, and the first continuous image data is continuously displayed in real time as the first continuous image on the monitor 32. The first continuous B-mode image data (Ix1 to IxM), the first continuous Doppler mode image data, and the first continuous image data are stored in the storage circuit 28. Note that the first continuous B-mode image data (Ix1 to IxM) and / or the first continuous Doppler mode image data may also be displayed on the monitor 32. When the storage or the like is completed, the four-cavity ultrasonic imaging is finished (step S10).
[0060]
In taking a two-chamber image of the heart, image data is collected according to a procedure almost similar to the flowchart of FIG. For taking a two-chamber image, the operator may need to rotate the ultrasonic probe 1 about 90 degrees around the axis of the probe from the position where the four-chamber image was taken. Furthermore, the position, angle, direction, etc. applied to the body surface of the subject may be slightly adjusted as necessary. When the position for imaging the two-chamber image is determined in this way, the system control unit 9 obtains a plurality of B-mode image data, a plurality of Doppler mode image data, and a plurality of composite image data for the two-chamber image. In order to obtain, each part of the ultrasonic diagnostic apparatus is controlled.
[0061]
For example, when the number of B-mode image data is the same as the number of first continuous B-mode image data (M), the M B-mode image data are the first continuous B-mode image data (Ix1 to IyM). Similarly, it can be defined as second continuous B-mode image data (Iy1 to IyM). In some cases, the number of second continuous B-mode image data may be different from the number (M) of first continuous B-mode image data. The number of Doppler mode image data for the two-chamber image may be the same as the number (M) of the second continuous B-mode image data. In this case, the M Doppler mode image data is the second continuous Doppler mode data. It can be referred to as image data. Further, the number of composite image data in the two-chamber image may be the same as the number (M) of the second continuous B-mode image data. In this case, the M composite image data are the second continuous image data. It can be called.
[0062]
The second continuous image data is sent to the monitor 32 via the display memory 30 and the display circuit 31. On the monitor 32, the second continuous image data is continuously displayed in real time as the second continuous image. The second continuous B-mode image data (Iy1 to IyM), the second continuous Doppler mode image data, and the second continuous image data are stored in the storage circuit 28. Note that the second continuous B-mode image data (Iy1 to IyM) and / or the second continuous Doppler mode image data may also be displayed on the monitor 32. When the storage or the like is completed, the ultrasonic imaging of the two-chamber image ends.
[0063]
When two types of continuous image data (first and second continuous image data) are obtained as described above, the processor 29 then determines the time phase of the first continuous image data based on the measurement of the heart volume. (Hereinafter referred to as the first time phase) and the time phase of the second continuous image data (hereinafter referred to as the second time phase). Such time alignment will be described with reference to FIG. 1 and FIGS. FIG. 3 is a flowchart showing an example of a time phase adjustment procedure according to the first embodiment of the present invention. FIG. 4 is a diagram showing an example of a method for calculating the intracardiac volume in the first embodiment of the present invention. Specifically, FIG. 4A is a diagram showing an example of one image of the first continuous B-mode image data for explaining the measurement of the intracardiac volume according to the first embodiment of the present invention. Yes, and shows a volume measurement method for the left ventricle shown in the four-chamber image. FIG. 4B is a diagram showing an example of a cylindrical model related to the measurement of the intracardiac volume according to the first embodiment of the present invention.
[0064]
The processor 29 of the image measuring unit 6 reads out the first (first) four-chamber image B-mode image data (Ix1) from the first continuous B-mode image data (Ix1 to IxM) stored in the storage circuit 28. (Step S11). The processor 29 extracts the inner wall of the heart chamber in the first B-mode image data (Ix1) using the contour extraction method. As this contour extraction method, for example, the already known Automated-Control-Tracking (ACT) method (Masahide Nishiura et al., “Automatic extraction of an ultrasonic heart wall contour using the ACT method”, Medical Review No. 71, PP. 50-54, (1998)).
[0065]
In FIG. 4A, the processor 29 detects the annulus from the contour of the inner wall obtained by the contour extraction method, and sets the major axis 52 in the major axis direction of the heart chamber based on the position of the annulus. To do. Further, when the height of the inner wall of the heart chamber along the long axis 52 is, for example, h, the length of the long axis 52 can be regarded as h. Here, when the long axis 52 is divided into J at a predetermined dividing point hj (j = 1 to J) at an equal interval Δh (Δh = h / J, for example, J = 20), the long axis 52 is in the heart chamber. Can be treated as an aggregate of J blocks having a height Δh along. When a perpendicular line is drawn perpendicularly to the major axis 52 at each dividing point hj, and the points where the perpendicular line drawn at a certain dividing point hj intersects the inner wall of the heart chamber are the intersection points C1 and C2, the processor 29 determines the length of the intersection points C1 and C2. AjCalculate These lengths h and AjOther related data is stored in the accompanying memory of the storage circuit 28 as necessary.
[0066]
Under the above conditions, a block j out of J blocks has a height Δh and a diameter AjIt can be assumed that the cylinder is composed of the bottom surface of. In this case, the volume V of the block jAjCan be approximated by:
[0067]
VAj= Δh × π (Aj/ 2)2
In the above assumption based on the Modified-Simpson method, the intracardiac volume Vx1 in the first B-mode image data (Ix1) is the volume V for all J blocks as shown in FIG.AjResult of the sum of (Vx1 = VA1+ VA2+ ... + VAj). This is expressed by the following equation.
[0068]
Vx1 = ΣVAj(J = 1 to J)
= ΣΔh × π (Aj/ 2)2(J = 1 to J) (1)
Regarding the measurement (calculation) of the heart chamber volume using the Modified-Simpson method (Yoshiro Takeuchi et al., “How to accurately capture the size of the heart chamber 2) Both atriums”, Echo Vol. 2, No. 3 P.M. 192-197, (2001)), and detailed description relating to the measurement (calculation) is omitted here.
[0069]
FIG. 5 is a diagram showing in detail an example of a method for calculating the intracardiac volume in the first embodiment of the present invention. As can be seen from FIG. 5, in order to obtain a more accurate intracardiac volume, the diameter AjCan be calculated as follows.
[0070]
A block j out of J blocks is usually not a perfect cylinder. That is, block j has a diameter ajBase and diameter a which can be assumed to be a circle with (j = 1 to J)j-1It has a top surface that can be assumed to be a circle having. When j is an odd number, the diameter ajIs the diameter of the odd-numbered surface and the diameter aj-1Is the diameter of the even-numbered surface. Similarly, when j is an even number, the diameter ajIs the diameter of the even-numbered surface and the diameter aj-1Is the diameter of the odd-numbered surface. As described above, the height of the block j can be defined as Δh (Δh = h / j). Accordingly, the diameter (A of the block j at the position of the height Δh / 2j) Is regarded as an approximate diameter for each of the top and bottom surfaces, the diameter AjIs (aj-1+ Aj) / 2. This is because block j has height Δh and diameter Aj(Aj= (Aj-1+ Aj) / 2) means that it can be regarded as a cylinder from the bottom. Therefore, the formula (1) can be replaced by the following formula (2).
[0071]
Vx1 = ΣΔh × π (((aj-1+ Aj) / 2) / 2)2(J = 1 to J) (2)
Since the height Δh is defined as Δh = h / J, the volume Vx1 of the equation (2) can be further rewritten as the following equation (3).
[0072]
Vx1 = (πh / 16) Σ (aj-1+ Aj)2(J = 1 to J) (3)
The processor 29 sends the intracardiac volume Vx1 calculated in the above calculation to the storage circuit 28. In the memory circuit 28, the intracardiac volume Vx1 is stored in the associated memory (step S12).
[0073]
When the measurement (calculation) of the intracardiac volume for the first B-mode image data (Ix1) of the four-chamber images included in the first continuous B-mode image data (Ix1 to IxM) is completed, the second B Mode image data (Ix2) is read from the storage circuit 28 by the processor 29. Again, the processor 29 extracts the inner wall of the heart chamber for the second B-mode image data Ix2 using the contour extraction method. The heart chamber to be extracted from the inner wall of the heart chamber in the second B-mode image data Ix2 is the same as the heart chamber in the first B-mode image data Ix1. Thereafter, by repeating the same procedure, the processor 29 also obtains intracardiac volumes Vx3 to VxM for the third B-mode image data to the M-th B-mode image data. The intracardiac volumes Vx2 to VxM, including the intracardiac volume Vx2, are sequentially stored in the associated memory of the storage circuit 28 according to each acquisition (steps S11 to S12).
[0074]
The processor 29 subsequently reads out the first (first) B-mode image data (Iy1) of the two-chamber images from the second continuous B-mode image data (Iy1 to IyM) stored in the storage circuit 28 (step S13). ). The processor 29 extracts the inner wall of the heart chamber in the first B-mode image data (Iy1) using the contour extraction method. In the second continuous B-mode image data (Iy1 to IyM), the heart chamber that is the target of contour extraction is the same as the target in the first continuous B-mode image data (Ix1 to IxM). The heart chamber inner wall can be extracted by the processor 29 using the ACT method, for example. As described for the first continuous B-mode image data (Ix1 to IxM), the processor 29 detects the valve annulus from the contour of the inner wall obtained by the contour extraction method, and determines the position of the valve annulus. The long axis is set in the long axis direction of the heart chamber as a reference. Further, when the height of the inner wall of the heart chamber along the major axis is, for example, h, the length of the major axis can be regarded as h. Here, when this long axis is divided into J at a predetermined dividing point hj (j = 1 to J) at an equal interval Δh (Δh = h / J, for example, J = 20), the inside of the heart chamber is along the long axis. Can be treated as an aggregate of J blocks having a height Δh. When a perpendicular line is drawn at each division point hj perpendicular to the major axis, for example, a point where a perpendicular line drawn at a certain division point hj intersects the inner wall of the heart chamber is an intersection point, the processor 29 calculates a length Bj between the intersection points. These lengths h, Bj and other related data are stored in the accompanying memory of the storage circuit 28 as necessary.
[0075]
Under the above conditions, a certain block j among the J blocks can be assumed to be a cylinder having a bottom surface having a height Δh and a diameter Bj. In this case, the volume V of the block jBjCan be approximated by:
[0076]
VBj= Δh × π (Bj / 2)2
In the above assumption based on the Modified-Simpson method, the intracardiac volume Vy1 in the first B-mode image data (Iy1) is the volume V for all J blocks.BjResult of the sum of (Vy1 = VB1+ VB2+ ... + VBj). This is expressed by the following equation.
[0077]
Vy1 = ΣVBj(J = 1 to J)
= ΣΔh × π (Bj / 2)2(J = 1 to J) (4)
FIG. 6 is a diagram illustrating an example of a four-chamber image and a two-chamber image according to the intracardiac volume calculation method according to the first embodiment of the present invention. FIG. 6A shows one of the first continuous B-mode images. FIG. 6B shows one of the second continuous B-mode images. As in the case of the first continuous B-mode image, the diameter Bj can be calculated as follows in order to obtain a more accurate intracardiac volume.
[0078]
A block j out of J blocks is usually not a perfect cylinder. That is, block j has a diameter bjBottom surface and diameter b that can be assumed to be a circle with (j = 1 to J)j-1It has a top surface that can be assumed to be a circle having. When j is odd, the diameter bjIs the diameter of the odd-numbered surface and the diameter bj-1Is the diameter of the even-numbered surface. Similarly, when j is an even number, the diameter bjIs the diameter of the even-numbered surface and the diameter bj-1Is the diameter of the odd-numbered surface. As described above, the height of the block j can be defined as Δh (Δh = h / j). Accordingly, assuming that the diameter (Bj) of the block j at the height Δh / 2 is regarded as an approximate diameter for each of the top surface and the bottom surface, the diameter Bj is (bj-1+ Bj) / 2. This is because block j has a height Δh and diameter Bj (Bj = (bj-1+ Bj) / 2) means that it can be regarded as a cylinder from the bottom. Therefore, the equation (4) can be replaced by the following equation (5).
[0079]
Vy1 = ΣΔh × π (((bj-1+ Bj) / 2) / 2)2(J = 1 to J) (5)
Since the height Δh is defined as Δh = h / J, the volume Vy1 in the equation (5) can be further rewritten as the following equation (6).
[0080]
Vy1 = (πh / 16) Σ (bj-1+ Bj)2(J = 1 to J) (6)
The processor 29 sends the intracardiac volume Vy1 calculated in the above calculation to the storage circuit 28. In the memory circuit 28, the intracardiac volume Vy1 is stored in the associated memory (step S14).
[0081]
When the intracardiac volume measurement (calculation) with respect to the first B-mode image data (Iy1) of the two-chamber images included in the second continuous B-mode image data (Iy1 to IyM) is completed, the second B Mode image data (Iy2) is read from the storage circuit 28 by the processor 29. Again, the processor 29 extracts the heart chamber inner wall for the second B-mode image data Iy2 using the contour extraction method. The heart chamber to be extracted from the inner wall of the heart chamber in the second B-mode image data Iy2 is the same as the heart chamber in the first B-mode image data Iy1. Thereafter, by repeating the same procedure, the processor 29 also obtains intracardiac volumes Vy3 to VyM for the third B-mode image data to the M-th B-mode image data. The intracardiac volumes Vy2 to VyM, including the intracardiac volume Vy2, are sequentially stored in the associated memory of the storage circuit 28 according to each acquisition (steps S13 to S14).
[0082]
When both the intracardiac volumes Vx1 to VxM in the four-chamber image and the intracardiac volumes Vy1 to VyM in the two-chamber image are obtained, the system control unit 9 once sets these intracardiac volumes Vx1 to VxM and Vy1 to VyM. The display memory 30 is controlled so as to be saved. The stored intracardiac volumes Vx1 to VxM and Vy1 to VyM are displayed as volume change curves on the monitor 32 via the display circuit 31 (step S15).
[0083]
FIG. 7 is a diagram showing an example of a four-chamber image and a two-chamber image, and a volume change curve obtained from them in the first embodiment of the present invention. FIG. 7A shows first continuous B-mode image data related to a four-chamber image. FIG. 7A further shows a first continuous B-mode image data volume change curve. FIG. 7B shows second continuous B-mode image data related to the two-chamber image. FIG. 7B further shows a second continuous B-mode image data volume change curve. In the volume change curve of FIG. 7A, the volume calculated by applying Equation (3) to each B-mode image data of the first continuous B-mode image data corresponds to each volume of the first continuous B-mode image data. It is drawn in time series along with the collection of image data. Similarly, in the volume change curve of FIG. 7B, the volume calculated by applying Equation (6) to each B-mode image data of the second continuous B-mode image data is the second continuous B-mode image. It is drawn in time series along with the collection of each image data.
[0084]
Each B-mode image data of the first continuous B-mode image data is collected at intervals Tx. In addition, each B-mode image data of the second continuous B-mode image data is collected at intervals Ty. In the volume change curve shown in FIG. 7A, the first peak at time (time phase) tx11 is determined to be the first end of the four-chamber image diastole. This first peak is, for example, when the calculated volume Vx is first maximized in time in the first continuous B-mode image data. Further, the second peak at the time phase tx12 is determined to be the second end of the four-chamber image diastole. This second peak is, for example, when the calculated volume Vx is second largest in time among the first continuous B-mode image data. On the other hand, the first valley in the time phase tx21 is determined as the first four-chamber image end systole. This first valley is, for example, when the calculated volume Vx is first minimized in time in the first continuous B-mode image data. In addition, the second valley in the time phase tx22 is determined as the second end of systolic image. This second trough is, for example, when the calculated volume Vx is second smallest in time among the first continuous B-mode image data.
[0085]
A period between the first four-chamber image end diastole tx11 and the first four-chamber image end systole tx21 is determined as the first four-chamber image systole [tx11-tx21]. Further, the period between the second four-chamber image end diastole tx12 and the second four-chamber image end systole tx22 is determined as the second four-chamber image systole [tx12-tx22]. Furthermore, a period between the first four-chamber image end systole tx21 and the second four-chamber image end-diastolic period tx12 is determined as the four-chamber image diastole [tx21-tx12].
[0086]
Similarly to FIG. 7A, in the volume change curve shown in FIG. 7B, the first peak at time (time phase) tx11 'is determined to be the first end of diastole image diastole. This first peak is, for example, when the calculated volume Vx is first maximized in time in the second continuous B-mode image data. Further, the second peak in the time phase tx12 'is determined as the second end of diastole image diastole. This second peak is, for example, when the calculated volume Vx is second largest in time among the second continuous B-mode image data. On the other hand, the first valley in the time phase tx21 'is determined as the first two-chamber image end systole. This first trough is, for example, when the calculated volume Vx is first minimized in time in the second continuous B-mode image data. Further, the second valley in the time phase tx22 'is determined to be the second end of systole. This second valley is, for example, when the calculated volume Vx is second smallest in time among the second continuous B-mode image data.
[0087]
The period between the first two-chamber image end diastole tx11 'and the first two-chamber image systole tx21' is determined as the first two-chamber image systole [tx11'-tx21 ']. Further, the period between the second two-chamber image end diastole tx12 'and the second two-chamber image systole tx22' is determined as the second two-chamber image systole [tx12'-tx22 ']. Furthermore, a period between the first two-chamber end-systolic period tx21 'and the second two-chamber end-diastolic period tx12' is determined to be a two-chamber diastole [tx21'-tx12 '].
[0088]
In order to determine the time (time phase) or period of the first continuous B-mode image data, the processor 29 reads out the first continuous B-mode image data (Ix1 to IxM). The processor 29 detects one or more peak (maximum) values and one or more valley (minimum) values of the intracardiac volumes Vx1 to VxM. When one or more peak (maximum) value Vmax is detected, the processor 29 can recognize B-mode image data having the peak value Vmax. Thereby, the processor 29 can determine the end diastole such as the first four-chamber image end diastole tx11 and the second four-chamber image end diastole tx12. Similarly, when one or more valley (minimum) value Vmin is detected, the processor 29 can recognize B-mode image data having the valley value Vmin. Thereby, the processor 29 can determine the end systole such as the first four-chamber image end systole tx21 and the second four-chamber image end systole tx22.
[0089]
The first and second four-chamber image end-diastolic periods tx11, tx12 and the first and second four-chamber image end-systolic periods tx21, tx22 are determined by the first and second four-chamber image systoles [tx11-tx21], This leads to the determination of [tx12-tx22] and the four-chamber image diastole [tx21-tx12]. In response to the determination of these periods, that is, when these diastole and systole are determined, the processor 29 determines the number of intracardiac volume data (that is, the number of B-mode image data) included in each period. To do. The determination of the number of images may be substantially automatically achieved according to the determination of the period.
[0090]
As in the case of the four-chamber image, the processor 29 reads out the second continuous B-mode image data (Iy1 to IyM) in order to determine the time (time phase) and period of the second continuous B-mode image data. . The processor 29 detects one or more peak (maximum) values and one or more valley (minimum) values of the intracardiac volumes Vy1 to VyM. When one or more peak (maximum) value Vmax is detected, the processor 29 can recognize B-mode image data having the peak value Vmax. Thereby, the processor 29 can determine end diastole such as the first two-chamber image end diastole tx11 'and the second two-chamber image end diastole tx12'. Similarly, when one or more valley (minimum) value Vmin is detected, the processor 29 can recognize B-mode image data having the valley value Vmin. Thereby, the processor 29 can determine the end systole such as the first two-chamber image end systole tx21 'and the second two-chamber image end systole tx22'.
[0091]
The first and second two-chamber end-diastolic periods tx11 ′ and tx12 ′ and the first and second two-chamber end-systolic stages tx21 ′ and tx22 ′ are determined by the first and second two-chamber image systoles [tx11 '-Tx21'], [tx12'-tx22 '] and the two-chamber image dilation period [tx21'-tx12']. In response to the determination of these periods, that is, when these diastole and systole are determined, the processor 29 determines the number of intracardiac volume data (that is, the number of B-mode image data) included in each period. To do. The determination of the number of images may be substantially automatically achieved according to the determination of the period (step S16).
[0092]
The processor 29 starts time alignment based on the determination of the number of B-mode image data. Time alignment is performed in the systole between the first and second continuous B-mode image data. Furthermore, time alignment is performed in the expansion period between the first and second continuous B-mode image data. In the present embodiment, it is assumed that the time phase of the second continuous B-mode image data is matched with the time phase of the first continuous B-mode image data. That is, the time phase of the second continuous B-mode image data is adjusted based on the time phase of the first continuous B-mode image data.
[0093]
FIG. 8 is a diagram showing an example of a time phase matching method according to the first embodiment of the present invention. FIG. 8A shows the relationship between the number of first continuous B-mode image data belonging to the four-chamber image expansion period and the volume change curve of the first continuous B-mode image data. FIG. 8B shows the relationship between the number of second continuous B-mode image data belonging to the two-chamber image dilation period and the volume change curve of the second continuous B-mode image data. FIG. 8C shows an adjustment between the time phase of the first continuous B-mode image data belonging to the four-chamber image diastole and the time phase of the second continuous B-mode image data belonging to the two-chamber image diastole. (Time phase alignment).
[0094]
In general, it is said that the number of image data belonging to the expansion period (B mode) is about 20 to 65, and the number varies depending on the number of images collected in one R wave section. The number of image data belonging to the diastole (B mode) usually corresponds to about 2/3 of the number of images collected in one R wave section, but the number of image data belonging to the systole (B mode). It is more sensitive to heart rate than
[0095]
The number of B-mode image data belonging to the four-chamber image diastole (hereinafter referred to as the number of four-chamber image diastole image data) is defined here as Mxd. Further, the number of B-mode image data belonging to the first four-chamber image systole (hereinafter referred to as the number of four-chamber image systole image data) is defined herein as Mxs. In addition, a collection interval between the B-mode image data of the first continuous B-mode image data (hereinafter referred to as a first collection interval) is defined as Tx here.
[0096]
Similarly, regarding the second continuous B-mode image data, the number of B-mode image data belonging to the two-chamber image diastole (hereinafter referred to as the number of two-chamber diastole image data) is defined here as Myd. Furthermore, the number of B-mode image data belonging to the first two-chamber image systole (hereinafter referred to as the number of two-chamber image systole image data) is defined here as Mys. Further, the collection interval between the B-mode image data of the second continuous B-mode image data (hereinafter referred to as the second collection interval) is defined as Ty here.
[0097]
Under the above conditions, the correction coefficient Kd between the 4-chamber image diastole and the 2-chamber image diastole is expressed by the following equation.
[0098]
Kd = (Myd × Ty) / (Mxd × Tx) (7)
Similarly, the correction coefficient Ks during the first four-chamber image diastole and the first two-chamber diastole is expressed by the following equation.
[0099]
Ks = (Mys × Ty) / (Mxs × Tx) (8)
However, the first collection interval Tx is usually equal to the second collection interval Ty. Therefore, the above equation (7) can be rewritten as the following equation (9).
[0100]
Kd = Myd / Mxd (9)
Similarly, the above equation (8) can be rewritten as the following equation (10).
[0101]
Ks = Mys / Mxs (10)
As described above, the number of the four-chamber diastolic image data Mxd and the number of the four-chamber systolic image data Mxs can be easily (automatically) obtained based on the volume change curve of the first continuous B-mode image data. be able to. Further, the number of the two-chamber image diastolic image data Myd and the number of the two-chamber image systolic image data Mys can be easily (automatically) obtained based on the volume change curve of the second continuous B-mode image data. . On the other hand, the first acquisition interval Tx and the second acquisition interval Ty depend on the rate frequency of the ultrasonic diagnostic apparatus, the number of scanning lines, and the like, and are usually determined by the initial setting of the ultrasonic diagnostic apparatus.
[0102]
For example, the βd-th B-mode image data (that is, the βd-th B-mode image data from the first two-chamber end systole tx21 ′) in the two-chamber diastole [tx21′−tx12 ′] As a result, when it corresponds to αd-th B-mode image data in the four-chamber image diastole [tx21-tx12] (that is, αd-th B-mode image data from the first four-chamber end-systolic phase tx21), βd The th B-mode image data can be calculated by the following equation (11).
[0103]
βd = Kd × αd (11)
Α and β represent a distinction between a four-chamber image and a two-chamber image, and d represents a diastole period.
[0104]
Similarly, for example, the βs-th B-mode image data in the two-chamber image systole [tx11′-tx21 ′] (that is, the βd-th B-mode image data from the first two-chamber end diastole tx11 ′) As a result of the matching, this corresponds to the αs-th B-mode image data in the four-chamber image systole [tx11-tx21] (that is, the αs-th B-mode image data from the first four-chamber image diastole tx11). At this time, the βs-th B-mode image data can be calculated by the following equation (12).
[0105]
βs = Ks × αs (12)
Note that s represents a systolic period.
[0106]
It should be noted that the time-phase adjustment calculation using the equations (11) and (12) described above is the first time belonging to the four-chamber image diastole [tx21-tx12] and the first four-chamber image systole [tx11-tx21]. This can be applied to all B-mode image data of the continuous B-mode image data (step S17).
[0107]
In the case of time phase matching calculation, it may be relatively rare that βd obtained based on Equation (11) or βs obtained based on Equation (12) becomes an integer value. In such a case, actually, regarding the diastolic periods [tx21-tx12] and [tx21′-tx12 ′], the two-chamber image B-mode image data having a number closest to βd obtained based on the equation (11) is obtained. It is used as the βd-th two-chamber image B-mode image data corresponding to the α-d four-chamber image B-mode image data. In addition, when a plurality of two-chamber image B-mode data (or one two-chamber image B-mode image data corresponds to a plurality of four-chamber image B-mode image data) correspond to one four-chamber image B-mode image data, Predetermined rules related to causality (for example, rounding is performed when βd is a decimal number. If decimal results are obtained for a plurality of images, the one closer to an integer value is selected. Or the like) may be provided in advance, and the corresponding image may be determined according to this rule. Similarly, regarding the first systolic period [tx11−tx21] and [tx11′−tx21 ′], the two-chamber image B-mode image data having the number closest to βs obtained based on the equation (12) is αs-th. This is used as βs-th two-chamber image B-mode image data corresponding to the four-chamber image B-mode image data. As described above, a plurality of two-chamber image B-mode data corresponds to one four-chamber image B-mode image data (or one two-chamber image B-mode image data corresponds to a plurality of four-chamber image B-mode image data). A predetermined rule related to causality (for example, rounding is performed when βs is a decimal number, and when a decimal result is obtained for a plurality of images, the closer to an integer value is selected, the collection time In other words, the image closer to the target may be selected in advance, and the corresponding image may be determined according to this rule.
[0108]
FIG. 8C shows an example in which the four-chamber image diastole is longer by about 2 Tx (corresponding to two image acquisition times) than the two-chamber image diastole. In other words, the four-chamber image diastole [tx21-tx12] includes more two B-mode image data than the two-chamber diastole [tx21'-tx12 ']. Therefore, the relationship between the number Mxd of the four-chamber diastolic image data and the number Myd of the two-chamber diastolic image data is represented by the formula: Mxd = Myd + 2. As a result, the Myd-th two-chamber image diastolic image data can correspond to the (Myd + 2) -th four-chamber image diastolic image data as a result of time alignment. The time phase of the B-mode image data at the end of the two-chamber diastole [tx21′-tx12 ′] (at the end of the second two-chamber diastole TX12 ′) is at the end of the four-chamber diastole [tx21-tx12] ( The time phase of the B-mode image data (in the second 4-chamber image end diastole TX12) can be easily matched with the above-described method.
[0109]
However, for the B-mode image data other than the B-mode image data at the end (end) of each period, there is a case where time alignment cannot be performed accurately by the above-described method (method shown in FIG. 8C). For accurate time alignment, if the diastole and / or systole differ between the first and second continuous B-mode image data, the time phase of the second continuous B-mode image data is It is effective to use the above formula (11) and / or (12) that can be matched to the time phase of continuous B-mode image data.
[0110]
After the time matching in step S17, the processor 29 calculates the intracardiac volume using the time-matched continuous B-mode image data (ie, virtual continuous B-mode image data). This volume calculation is performed based on data already measured (calculated) with respect to the first and second continuous B-mode image data. Diameter α of the heart chamber of the αd-th B-mode image data in the 4-chamber diastolejIs defined as A (αd) j. Regarding the first four-chamber image systole, the diameter A of the heart chamber of the αs-th B-mode image data in the first four-chamber image systolejIs defined as A (αs) j. Similarly, the diameter Bj of the heart chamber of the βd-th B-mode image data in the two-chamber image diastole is defined as B (βd) j. Regarding the first two-chamber image systole, the diameter Bj of the heart chamber of the βs-th B-mode image data in the first two-chamber image systole is defined as B (βs) j.
[0111]
In the above description, the intracardiac volume in the B-mode image data of the four-chamber image (two-chamber image) is calculated using the formula (1) (or (4)). When applied to the calculation of the intracardiac volume in the mode image data, the expression (1) (or (4)) can be changed or replaced with the following expression (13) (or (15)).
[0112]
The intracardiac volume V (αd) of the time-matched B-mode image data corresponding to the αd-th four-chamber image B-mode image data in the four-chamber image diastole is calculated using the following equation (13). be able to.
[0113]
V (αd) = ΣΔh × π (A (αd) j / 2) (B (βd) j / 2)
(J = 1 to J) (13)
From equation (11), since βd = Kd × αd, equation (13) can be rewritten as follows.
[0114]
V (αd) = (πh / 4) Σ (A (αd) j) (B (Kd · αd) j)
(J = 1 to J) (14)
As described above, the correction coefficient Kd is obtained by the equation (7) or (9). In the above case, the diameters A (αd) j and B (Kd · αd) j are expressed as follows.
[0115]
A (αd) j = (a (αd)j-1+ A (αd)j) / 2
B (Kd · αd) j = (b (Kd · αd)j-1+ B (Kd · αd)j) / 2
For the first systole, the intracardiac volume V (αs) of the B-mode image data time-matched corresponding to the αs-th four-chamber image B-mode image data in the first four-chamber image systole. Can be calculated using the following equation (15).
[0116]
V (αs) = ΣΔh × π (A (αs) j / 2) (B (βs) j / 2)
(J = 1 to J) (15)
Since βs = Ks × αs from equation (12), equation (15) can be rewritten as follows.
[0117]
V (αs) = (πh / 4) Σ (A (αs) j) (B (Ks · αs) j)
(J = 1 to J) (16)
As described above, the correction coefficient Ks is obtained by the equation (8) or (10). In the above case, the diameters A (αs) j and B (Ks · αs) j are expressed as follows.
[0118]
A (αs) j = (a (αs)j-1+ A (αs)j) / 2
B (Ks · αs) j = (b (Ks · αs)j-1+ B (Ks · αs)j) / 2
As described above, by following the equations (14) and (16), it is possible to obtain the intracardiac volume in the B-mode image data timed for each period.
[0119]
Next, as a reference example of the effect of time alignment according to the present embodiment, the respective volume change curves of the first and second continuous B-mode image data before and after time alignment will be described with reference to FIG. FIG. 9 is a diagram showing an example of the time phase matching result and the volume change curve based on the result in the first embodiment of the present invention. More specifically, FIG. 9 (a-1) shows an example of the volume change curve of the first continuous B-mode image data before time phase matching. FIG. 9A-2 shows an example of the volume change curve of the first continuous B-mode image data after time alignment. Similarly, FIG. 9 (b-1) shows an example of the volume change curve of the second continuous B-mode image data before time phase matching. FIG. 9B-2 shows an example of the volume change curve of the second continuous B-mode image data after the time phase matching. Further, FIG. 9C shows an example of a volume change curve of continuous B-mode image data obtained based on the equations (14) and (16).
[0120]
The number of images of the second continuous B-mode image data in the two-chamber image expansion period is smaller than that of the first continuous B-mode image data in the four-chamber image expansion period due to the time lag. As shown in FIG. 9, the second four-chamber image end diastole tx12 in FIG. 9 (a-1) has the same time phase as the second two-chamber image end diastole tx12 ′ in FIG. 9 (b-1). Absent. As a result of the above-described temporal phase matching, the temporal phase between the first and second continuous B-mode image data is the second two-cavity image as shown in FIGS. 9 (a-2) and (b-2). The end diastole tx12 ′ is corrected to coincide with the second four-chamber image end diastole tx12. Thereby, the calculation of the intracardiac volume using the equations (14) and (16) is performed on the virtual continuous B-mode image data. The volume change curve of the virtual continuous B-mode image data is represented as a graph shown in FIG.
[0121]
As described above, according to the first embodiment of the present invention, when the processor 29 applies the Modified-Simpson method to the first and second continuous B-mode image data to calculate the change in the intracardiac volume, the processor 29 detects each time phase from the volume change curve obtained based on the 1st and 2nd continuous B-mode image data. Furthermore, the processor 29 matches the time phase between the first and second continuous B-mode image data according to the detection result. Therefore, before applying the Modified-Simpson method, the first and second continuous B-mode image data are adjusted so that their time phases substantially coincide. This makes it possible to perform accurate volume measurement as compared with conventional measurement.
(Second Embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 2 and 10 to 14. In the first embodiment of the present invention, when various measurements are performed on two types of continuous B-mode image data obtained under two different conditions, the two types of continuous B-mode image data are We explained how to improve the accuracy of measurement by matching the time phase. In the second embodiment of the present invention, the time phases between two types of continuous B-mode image data obtained under two different conditions are combined, and the two types of continuous images are combined in time. A case where the images are displayed side by side (in parallel) will be described.
[0122]
Two types of continuous images to be displayed are two types obtained as a result of combining two types of continuous B-mode image data and two types of continuous Doppler mode image data corresponding to the two types of continuous B-mode image data. It may be a continuous image. Alternatively, the two types of continuous images displayed may be two types of continuous B-mode images based on two types of continuous B-mode image data. Furthermore, the two types of continuous images to be displayed may be two types of continuous Doppler mode images corresponding to two types of continuous B-mode image data.
[0123]
In the following description, the second embodiment of the present invention will be described by taking as an example the case where a first continuous image showing a four-chamber image and a second continuous image showing a two-chamber image are displayed simultaneously. The procedure for collecting image data according to the second embodiment of the present invention is the same as that according to FIG. 3 described for the first embodiment of the present invention. Therefore, the description of the image data collection procedure is omitted below.
[0124]
FIG. 10 is a flowchart showing an example of a display procedure based on time alignment in the second embodiment of the present invention.
[0125]
The processor 29 of the image measuring unit 6 reads out the first (first) four-chamber image B-mode image data (Ix1) from the first continuous B-mode image data (Ix1 to IxM) stored in the storage circuit 28. (Step S21). The processor 29 extracts the inner wall of the heart chamber in the first B-mode image data (Ix1) using the contour extraction method. As this contour extraction method, for example, the ACT method is used.
[0126]
The processor 29 detects the annulus from the contour line of the inner wall obtained by the contour extraction method, and sets the major axis in the major axis direction of the heart chamber based on the position of the annulus. Further, when the height of the inner wall of the heart chamber along the major axis is, for example, h, the length of the major axis can be regarded as h. Here, when this long axis is divided into J at a predetermined dividing point hj (j = 1 to J) at an equal interval Δh (Δh = h / J, for example, J = 20), the inside of the heart chamber is along the long axis. Can be treated as an aggregate of J blocks having a height Δh. When a perpendicular line is drawn perpendicularly to the major axis at each division point hj, for example, a point where the perpendicular line drawn at a certain division point hj intersects the inner wall of the heart chamber is the intersection point, the processor 29 determines the length A between the intersection points.jCalculate These lengths h and AjOther related data is stored in the accompanying memory of the storage circuit 28 as necessary.
[0127]
Under the above conditions, a block j out of J blocks has a height Δh and a diameter AjIt can be assumed that the cylinder is composed of the bottom surface of. In this case, the volume V of the block jAjCan be approximated by:
[0128]
VAj= Δh × π (Aj/ 2)2
In the above assumption based on the Modified-Simpson method, the intracardiac volume Vx1 in the first B-mode image data (Ix1) is the volume V for all J blocks.AjResult of the sum of (Vx1 = VA1+ VA2+ ... + VAj). This is expressed by the following equation.
[0129]
Vx1 = ΣVAj(J = 1 to J)
= ΣΔh × π (Aj/ 2)2(J = 1 to J)
In order to obtain a more accurate intracardiac volume, the above diameter AjCan be calculated as follows.
[0130]
A block j out of J blocks is usually not a perfect cylinder. That is, block j has a diameter ajBase and diameter a which can be assumed to be a circle with (j = 1 to J)j-1It has a top surface that can be assumed to be a circle having. When j is an odd number, the diameter ajIs the diameter of the odd-numbered surface and the diameter aj-1Is the diameter of the even-numbered surface. Similarly, when j is an even number, the diameter ajIs the diameter of the even-numbered surface and the diameter aj-1Is the diameter of the odd-numbered surface. As described above, the height of the block j can be defined as Δh (Δh = h / j). Accordingly, the diameter (A of the block j at the position of the height Δh / 2j) Is regarded as an approximate diameter for each of the top and bottom surfaces, the diameter AjIs (aj-1+ Aj) / 2. This is because block j has height Δh and diameter Aj(Aj= (Aj-1+ Aj) / 2) means that it can be regarded as a cylinder from the bottom. Therefore, the expression of the intracardiac volume Vx1 can be replaced with the following expression.
[0131]
Vx1 = ΣΔh × π (((aj-1+ Aj) / 2) / 2)2(J = 1 to J)
Since the height Δh is defined as Δh = h / J, the volume Vx1 in the above equation can be further rewritten as the following equation.
[0132]
Vx1 = (πh / 16) Σ (aj-1+ Aj)2(J = 1 to J) (17)
The processor 29 sends the intracardiac volume Vx1 calculated in the above calculation to the storage circuit 28. In the storage circuit 28, the intracardiac volume Vx1 is stored in the accompanying memory (step S22).
[0133]
When the measurement (calculation) of the intracardiac volume for the first B-mode image data (Ix1) of the four-chamber images included in the first continuous B-mode image data (Ix1 to IxM) is completed, the second B Mode image data (Ix2) is read from the storage circuit 28 by the processor 29. Again, the processor 29 extracts the inner wall of the heart chamber for the second B-mode image data Ix2 using the contour extraction method. The heart chamber to be extracted from the inner wall of the heart chamber in the second B-mode image data Ix2 is the same as the heart chamber in the first B-mode image data Ix1. Thereafter, by repeating the same procedure, the processor 29 also obtains intracardiac volumes Vx3 to VxM for the third B-mode image data to the M-th B-mode image data. The intracardiac volumes Vx2 to VxM including the intracardiac volume Vx2 are sequentially stored in the associated memory of the storage circuit 28 according to each acquisition (steps S21 to S22).
[0134]
The processor 29 subsequently reads out the first (first) B-mode image B-mode image data (Iy1) from the second continuous B-mode image data (Iy1 to IyM) stored in the storage circuit 28 (step S23). ). The processor 29 extracts the inner wall of the heart chamber in the first B-mode image data (Iy1) using the contour extraction method. In the second continuous B-mode image data (Iy1 to IyM), the heart chamber that is the target of contour extraction is the same as the target in the first continuous B-mode image data (Ix1 to IxM). The heart chamber inner wall can be extracted by the processor 29 using the ACT method, for example. As described for the first continuous B-mode image data (Ix1 to IxM), the processor 29 detects the valve annulus from the contour of the inner wall obtained by the contour extraction method, and determines the position of the valve annulus. The long axis is set in the long axis direction of the heart chamber as a reference. Further, when the height of the inner wall of the heart chamber along the major axis is, for example, h, the length of the major axis can be regarded as h. Here, when this long axis is divided into J at a predetermined dividing point hj (j = 1 to J) at an equal interval Δh (Δh = h / J, for example, J = 20), the inside of the heart chamber is along the long axis. Can be treated as an aggregate of J blocks having a height Δh. When a perpendicular line is drawn at each division point hj perpendicular to the major axis, for example, a point where a perpendicular line drawn at a certain division point hj intersects the inner wall of the heart chamber is an intersection point, the processor 29 calculates a length Bj between the intersection points. These lengths h, Bj and other related data are stored in the accompanying memory of the storage circuit 28 as necessary.
[0135]
Under the above conditions, a certain block j among the J blocks can be assumed to be a cylinder having a bottom surface having a height Δh and a diameter Bj. In this case, the volume V of the block jBjCan be approximated by:
[0136]
VBj= Δh × π (Bj / 2)2
In the above assumption based on the Modified-Simpson method, the intracardiac volume Vy1 in the first B-mode image data (Iy1) is the volume V for all J blocks.BjResult of the sum of (Vy1 = VB1+ VB2+ ... + VBj). This is expressed by the following equation.
[0137]
Vy1 = ΣVBj(J = 1 to J)
= ΣΔh × π (Bj / 2)2(J = 1 to J)
As in the case of the first continuous B-mode image, the diameter Bj can be calculated as follows in order to obtain a more accurate intracardiac volume.
[0138]
A block j out of J blocks is usually not a perfect cylinder. That is, block j has a diameter bjBottom surface and diameter b that can be assumed to be a circle with (j = 1 to J)j-1It has a top surface that can be assumed to be a circle having. When j is odd, the diameter bjIs the diameter of the odd-numbered surface and the diameter bj-1Is the diameter of the even-numbered surface. Similarly, when j is an even number, the diameter bjIs the diameter of the even-numbered surface and the diameter bj-1Is the diameter of the odd-numbered surface. As described above, the height of the block j can be defined as Δh (Δh = h / j). Accordingly, assuming that the diameter (Bj) at the position of the height jh / 2 of the block j is regarded as an approximate diameter for each of the top surface and the bottom surface, the diameter Bj is (bj-1+ Bj) / 2. This is because block j has a height Δh and diameter Bj (Bj = (bj-1+ Bj) / 2) means that it can be regarded as a cylinder from the bottom. Therefore, the expression of the intracardiac volume Vy1 can be replaced with the following expression.
[0139]
Vy1 = ΣΔh × π (((bj-1+ Bj) / 2) / 2)2(J = 1 to J)
Since the height Δh is defined as Δh = h / J, the volume Vy1 in the above equation can be further rewritten as the following equation.
[0140]
Vy1 = (πh / 16) Σ (bj-1+ Bj)2(J = 1 to J) (18)
The processor 29 sends the intracardiac volume Vy1 calculated in the above calculation to the storage circuit 28. In the storage circuit 28, the intracardiac volume Vy1 is stored in the associated memory (step S24).
[0141]
When the intracardiac volume measurement (calculation) with respect to the first B-mode image data (Iy1) of the two-chamber images included in the second continuous B-mode image data (Iy1 to IyM) is completed, the second B Mode image data (Iy2) is read from the storage circuit 28 by the processor 29. Again, the processor 29 extracts the heart chamber inner wall for the second B-mode image data Iy2 using the contour extraction method. The heart chamber to be extracted from the inner wall of the heart chamber in the second B-mode image data Iy2 is the same as the heart chamber in the first B-mode image data Iy1. Thereafter, by repeating the same procedure, the processor 29 also obtains intracardiac volumes Vy3 to VyM for the third B-mode image data to the M-th B-mode image data. The intracardiac volumes Vy2 to VyM, including the intracardiac volume Vy2, are sequentially stored in the associated memory of the storage circuit 28 according to each acquisition (steps S23 to S24).
[0142]
When both the intracardiac volumes Vx1 to VxM in the four-chamber image and the intracardiac volumes Vy1 to VyM in the two-chamber image are obtained, the system control unit 9 once sets these intracardiac volumes Vx1 to VxM and Vy1 to VyM. The display memory 30 is controlled so as to be saved. The stored intracardiac volumes Vx1 to VxM and Vy1 to VyM are displayed as volume change curves on the monitor 32 via the display circuit 31 (step S25).
[0143]
In the volume change curve, the volume calculated by applying Expression (17) to each B-mode image data of the first continuous B-mode image data is along the collection of each image data of the first continuous B-mode image data. Drawn in time series. Similarly, in the volume change curve, the volume calculated by applying Equation (18) to each B-mode image data of the second continuous B-mode image data is the volume of each image data of the second continuous B-mode image data. It is drawn in time series along the collection.
[0144]
Each B-mode image data of the first continuous B-mode image data is collected at intervals Tx. In addition, each B-mode image data of the second continuous B-mode image data is collected at intervals Ty. In the volume change curve of the four-chamber image data, the first peak at time (time phase) tx11 is determined as the first four-chamber image diastole. This first peak is, for example, when the calculated volume Vx is first maximized in time in the first continuous B-mode image data. Further, the second peak at the time phase tx12 is determined to be the second end of the four-chamber image diastole. This second peak is, for example, when the calculated volume Vx is second largest in time among the first continuous B-mode image data. On the other hand, the first valley in the time phase tx21 is determined as the first four-chamber image end systole. This first valley is, for example, when the calculated volume Vx is first minimized in time in the first continuous B-mode image data. In addition, the second valley in the time phase tx22 is determined as the second end of systolic image. This second trough is, for example, when the calculated volume Vx is second smallest in time among the first continuous B-mode image data.
[0145]
A period between the first four-chamber image end diastole tx11 and the first four-chamber image end systole tx21 is determined as the first four-chamber image systole [tx11-tx21]. Further, the period between the second four-chamber image end diastole tx12 and the second four-chamber image end systole tx22 is determined as the second four-chamber image systole [tx12-tx22]. Furthermore, a period between the first four-chamber image end systole tx21 and the second four-chamber image end-diastolic period tx12 is determined as the four-chamber image diastole [tx21-tx12].
[0146]
In the volume change curve of the two-chamber image data, the first peak at time (time phase) tx11 'is determined as the first end-diastolic end of the two-chamber image. This first peak is, for example, when the calculated volume Vx is first maximized in time in the second continuous B-mode image data. Further, the second peak in the time phase tx12 'is determined as the second end of diastole image diastole. This second peak is, for example, when the calculated volume Vx is second largest in time among the second continuous B-mode image data. On the other hand, the first valley in the time phase tx21 'is determined as the first two-chamber image end systole. This first trough is, for example, when the calculated volume Vx is first minimized in time in the second continuous B-mode image data. Further, the second valley in the time phase tx22 'is determined to be the second end of systole. This second valley is, for example, when the calculated volume Vx is second smallest in time among the second continuous B-mode image data.
[0147]
The period between the first two-chamber image end diastole tx11 'and the first two-chamber image systole tx21' is determined as the first two-chamber image systole [tx11'-tx21 ']. Further, the period between the second two-chamber image end diastole tx12 'and the second two-chamber image systole tx22' is determined as the second two-chamber image systole [tx12'-tx22 ']. Furthermore, a period between the first two-chamber end-systolic period tx21 'and the second two-chamber end-diastolic period tx12' is determined to be a two-chamber diastole [tx21'-tx12 '].
[0148]
In order to determine the time (time phase) or period of the first continuous B-mode image data, the processor 29 reads out the first continuous B-mode image data (Ix1 to IxM). The processor 29 detects one or more peak (maximum) values and one or more valley (minimum) values of the intracardiac volumes Vx1 to VxM. When one or more peak (maximum) value Vmax is detected, the processor 29 can recognize B-mode image data having the peak value Vmax. Thereby, the processor 29 can determine the end diastole such as the first four-chamber image end diastole tx11 and the second four-chamber image end diastole tx12. Similarly, when one or more valley (minimum) value Vmin is detected, the processor 29 can recognize B-mode image data having the valley value Vmin. Thereby, the processor 29 can determine the end systole such as the first four-chamber image end systole tx21 and the second four-chamber image end systole tx22.
[0149]
The first and second four-chamber image end-diastolic periods tx11, tx12 and the first and second four-chamber image end-systolic periods tx21, tx22 are determined by the first and second four-chamber image systoles [tx11-tx21], This leads to the determination of [tx12-tx22] and the four-chamber image diastole [tx21-tx12]. In response to the determination of these periods, that is, when these diastole and systole are determined, the processor 29 determines the number of intracardiac volume data (that is, the number of B-mode image data) included in each period. To do. The determination of the number of images may be substantially automatically achieved according to the determination of the period.
[0150]
As in the case of the four-chamber image, the processor 29 reads out the second continuous B-mode image data (Iy1 to IyM) in order to determine the time (time phase) and period of the second continuous B-mode image data. . The processor 29 detects one or more peak (maximum) values and one or more valley (minimum) values of the intracardiac volumes Vy1 to VyM. When one or more peak (maximum) value Vmax is detected, the processor 29 can recognize B-mode image data having the peak value Vmax. Thereby, the processor 29 can determine end diastole such as the first two-chamber image end diastole tx11 'and the second two-chamber image end diastole tx12'. Similarly, when one or more valley (minimum) value Vmin is detected, the processor 29 can recognize B-mode image data having the valley value Vmin. Thereby, the processor 29 can determine end systoles such as the first two-chamber image end systole tx21 'and the second two-chamber image end systole tx22'.
[0151]
The first and second two-chamber end-diastolic periods tx11 ′ and tx12 ′ and the first and second two-chamber end-systolic stages tx21 ′ and tx22 ′ are determined by the first and second two-chamber image systoles [tx11 '-Tx21'], [tx12'-tx22 '] and the two-chamber image dilation period [tx21'-tx12']. In response to the determination of these periods, that is, when these diastole and systole are determined, the processor 29 determines the number of intracardiac volume data (that is, the number of B-mode image data) included in each period. To do. The determination of the number of images may be substantially automatically achieved according to the determination of the period (step S26).
[0152]
The processor 29 starts time alignment based on the determination of the number of B-mode image data. Time alignment is performed in the systole between the first and second continuous B-mode image data. Furthermore, time alignment is performed in the expansion period between the first and second continuous B-mode image data. In the present embodiment, it is assumed that the time phase of the second continuous B-mode image data is matched with the time phase of the first continuous B-mode image data. That is, the time phase of the second continuous B-mode image data is adjusted based on the time phase of the first continuous B-mode image data.
[0153]
Here, the number of four-chamber diastolic image data is defined as Mxd. Further, the number of four-chamber image systolic image data is defined as Mxs here. The first collection interval is defined here as Tx.
[0154]
Similarly, regarding the second continuous B-mode image data, the number of two-chamber diastolic image data is defined as Myd here. Further, the number of two-chamber image systolic image data is defined here as Mys. The second collection interval is defined here as Ty.
[0155]
Under the above conditions, the correction coefficient Kd between the 4-chamber image diastole and the 2-chamber image diastole is expressed by the following equation.
[0156]
Kd = (Myd × Ty) / (Mxd × Tx)
Similarly, the correction coefficient Ks during the first four-chamber image diastole and the first two-chamber diastole is expressed by the following equation.
[0157]
Ks = (Mys × Ty) / (Mxs × Tx)
However, the first collection interval Tx is usually equal to the second collection interval Ty. Accordingly, the equation of the correction coefficient Kd is rewritten as the following equation.
[0158]
Kd = Myd / Mxd
Similarly, the equation of the correction coefficient Ks is rewritten as the following equation.
[0159]
Ks = Mys / Mxs
As described above, the number of the four-chamber image diastolic image data Mxd and the number of the four-chamber image systolic image data Mxs can be easily (automatically) obtained based on the volume change curve of the first continuous B-mode image data. be able to. Further, the number of the two-chamber image diastolic image data Myd and the number of the two-chamber image systolic image data Mys can be easily (automatically) obtained based on the volume change curve of the second continuous B-mode image data. . On the other hand, the first acquisition interval Tx and the second acquisition interval Ty depend on the rate frequency of the ultrasonic diagnostic apparatus, the number of scanning lines, and the like, and are usually determined by the initial setting of the ultrasonic diagnostic apparatus.
[0160]
For example, the βd-th B-mode image data (that is, the βd-th B-mode image data from the first two-chamber end systole tx21 ′) in the two-chamber diastole [tx21′−tx12 ′] As a result, when it corresponds to αd-th B-mode image data in the four-chamber image diastole [tx21-tx12] (that is, αd-th B-mode image data from the first four-chamber end-systolic phase tx21), βd The th B-mode image data can be calculated by the following equation.
[0161]
βd = Kd × αd
Similarly, for example, the βs-th B-mode image data in the two-chamber image systole [tx11′-tx21 ′] (that is, the βd-th B-mode image data from the first two-chamber end diastole tx11 ′) As a result of the matching, this corresponds to the αs-th B-mode image data in the four-chamber image systole [tx11-tx21] (that is, the αs-th B-mode image data from the first four-chamber image diastole tx11). At this time, the βs-th B-mode image data can be calculated by the following equation.
[0162]
βs = Ks × αs
Note that such time alignment calculation is performed for all B-mode images of the first continuous B-mode image data belonging to the four-chamber image diastole [tx21-tx12] and the first four-chamber image systole [tx11-tx21]. It can be applied to data (step S27).
[0163]
In the case of time phase calculation, it may be relatively rare that βd and βs are integer values. In such a case, actually, regarding the diastole [tx21-tx12] and [tx21′-tx12 ′], the two-chamber image B-mode image data with the number closest to βd is the αd-th four-chamber image B-mode. It is used as the βd-th two-chamber image B-mode image data corresponding to the image data. In addition, when a plurality of two-chamber image B-mode data (or one two-chamber image B-mode image data corresponds to a plurality of four-chamber image B-mode image data) correspond to one four-chamber image B-mode image data, Predetermined rules related to causality (for example, rounding is performed when βd is a decimal number. If decimal results are obtained for a plurality of images, the one closer to an integer value is selected. Or the like) may be provided in advance, and the corresponding image may be determined according to this rule. Similarly, for the first systolic period [tx11-tx21] and [tx11′-tx21 ′], the two-chamber image B-mode image data having the number closest to βs is changed to the αs-th four-chamber image B-mode image data. It is used as the corresponding βs-th two-chamber image B-mode image data. As described above, a plurality of two-chamber image B-mode data corresponds to one four-chamber image B-mode image data (or one two-chamber image B-mode image data corresponds to a plurality of four-chamber image B-mode image data). A predetermined rule related to causality (for example, rounding is performed when βs is a decimal number, and when a decimal result is obtained for a plurality of images, the closer to an integer value is selected, the collection time In other words, the image closer to the target may be selected in advance, and the corresponding image may be determined according to this rule.
[0164]
According to the above procedure, when each diastole and / or each systole has a different length between the first and second continuous image data, the processor 29 corrects the correction factor for correcting the time lag. The first and second continuous image data are calculated using Kd and Ks, and the time phases between the first and second continuous image data are matched. Accordingly, it is possible to obtain predetermined image data included in the first (or second) continuous image data corresponding to the predetermined image data included in the second (or first) continuous image data. That is, the time phase of the predetermined image data included in the first (or second) continuous image data is substantially equal to the time phase of the predetermined image data included in the second (or first) continuous image data. Become.
[0165]
After such time alignment, the system control unit 9 reads the first and second continuous image data from the storage circuit 28. The read first and second continuous image data are format-converted in the display memory 30 into a format for parallel display. The display memory 30 temporarily stores the format-converted first and second continuous image data. The stored first and second continuous image data are sent to the monitor 32 via the display circuit 31. As shown in FIG. 11, the monitor 32 displays the first and second continuous images in parallel in a time-phased manner (step S28).
[0166]
The parallel display may display the first and second continuous images next to each other, but is not limited to this. The parallel display may also be interpreted as a simultaneous display of the first and second sequential images. In FIG. 11, the first continuous image representing the four-chamber image may be displayed on the left side of the monitor 32. In this case, a second continuous image representing a two-chamber image is displayed on the right side of the monitor 32. The display position may be reversed left and right. As another example of parallel display or simultaneous display, the first and second continuous images may be displayed vertically. Furthermore, when two monitors operating under one (or common) CPU are provided as the monitor 32, the first continuous image is displayed on one of the two monitors, and the second The continuous image may be displayed on the other monitor. In this case, the first continuous image displayed on one monitor and the second continuous image displayed on the other monitor are displayed in a time-phased manner. That is, the first and second continuous images are displayed in conjunction with each other in a time-phased manner under the control of one CPU. Such a two-monitor display is also included in one aspect of the parallel display.
[0167]
FIG. 12 is a diagram showing an example of display of reduced images related to the first and second types of continuous images after time alignment in the second embodiment of the present invention. In FIG. 12, a four-chamber image is displayed as reduced images (thumbnail) 410 to 490 instead of the first continuous image. The two-chamber image is also displayed as reduced images 210 to 270 instead of the second continuous image. Based on the time alignment between the first and second continuous images, the reduced images 410 to 490 are displayed on the monitor 32, for example, above the reduced images 210 to 270. The reduced images 210 to 270 are arranged and displayed under the corresponding reduced images 410 to 490, respectively, according to the result of time alignment. Therefore, for example, the reduced images 210 to 250 correspond to the reduced images 410 to 450, while the reduced image 260 is arranged and displayed under the reduced image 470. Further, the reduced image 270 is arranged and displayed below the reduced image 490. Note that, according to the time alignment, there is no reduced image of the two-chamber image corresponding to the reduced images 460 and 480.
[0168]
As shown in FIG. 12, when the operator designates and selects, for example, a reduced image 470 of a four-chamber image with a cursor, an enlarged image (OG 470 in FIG. 13) corresponding to the selected reduced image 470 is displayed. May be. The enlarged image may be an original image included in the first continuous image and corresponding to the reduced image 470.
[0169]
FIG. 13 is a diagram showing an example of an enlarged image display after the reduced image display in the second embodiment of the present invention. When the enlarged image OG470 corresponding to the selected reduced image 470 is displayed, another enlarged image OG260 corresponding to the reduced image 260 may also be displayed. This enlarged image OG260 may also be an original image corresponding to the reduced image 260 included in the second continuous image. In accordance with the selection of the reduced image 470, the enlarged images OG470 and OG260 are displayed in parallel as shown in FIG. Also, when the operator selects the reduced image 260, the enlarged images OG470 and OG260 are similarly displayed in parallel according to the selection. However, if the operator selects the reduced image 460, there is no reduced image of the two-chamber image corresponding to the reduced image 460, so that only the enlarged image corresponding to the reduced image 460 is displayed. That is, when time alignment is followed, there is no two-chamber image corresponding to the four-chamber image that is the basis of the reduced image 460.
[0170]
The first and second embodiments of the present invention are not limited to time alignment between two types of continuous image data, and can be applied to time alignment between three or more types of continuous image data. is there. In the case of three or more types of continuous image data, as in the case of two types of continuous image data, one continuous image data out of the three or more types of continuous image data is selected as basic continuous image data. Once this one basic continuous image data is selected and determined, the time phase of each of all the continuous image data other than the basic continuous image data is the basic continuous image data as described in the embodiment of the present invention. Time phase adjustment is performed to match the time phase.
[0171]
After such time alignment between three or more types of continuous image data, images included in the three or more types of continuous image data are displayed in parallel for each type. Alternatively, the operator may select one or more specific types of continuous image data in advance or at the time of display. When the operator selects only one type of continuous image data, the selected continuous image data is displayed on the monitor 32 regardless of time alignment. On the other hand, if the operator selects two or more types of continuous image data, the selected two or more types of continuous image data are displayed in parallel on the monitor 32 in accordance with time alignment. Such selection is effective when the operator wants to concentrate on observation of specific types of continuous image data rather than all types of continuous image data.
[0172]
FIG. 14 is a diagram showing an example of display of reduced images related to the first to third types of continuous images after time alignment in the second embodiment of the present invention. In FIG. 15, reduced images 410 to 490 correspond to continuous image data (hereinafter referred to as first cross-sectional image data) for the first cross-sectional image. The reduced images 410 to 490 are continuous image data (hereinafter referred to as the reduced images 210 to 270 corresponding to the continuous image data (hereinafter referred to as second sectional image data) for the second sectional image and the third sectional image. , Which is referred to as third cross-sectional image data), which is the basis of time alignment for both of the reduced images 310 to 370 corresponding to the third sectional image data. In accordance with the time alignment between the first, second, and third slice image data based on the first slice image data, for example, the reduced images 410 to 490 are displayed on the monitor 32 above the reduced images 210 to 270. . The reduced images 310 to 370 are displayed on the monitor 32, for example, below the reduced images 210 to 270. The reduced images 210 to 270 are displayed below the corresponding reduced images 410 to 490 according to the time alignment. Further, the reduced images 310 to 370 are arranged and displayed in a manner corresponding to the reduced images 410 to 490 according to the time alignment. Therefore, for example, the reduced images 210 to 250 correspond to the reduced images 410 to 450, while the reduced image 260 is arranged and displayed under the reduced image 470. Further, the reduced image 270 is arranged and displayed below the reduced image 490. Note that, according to the time alignment, the reduced images of the second cross-sectional image data corresponding to the reduced images 460 and 480 do not exist. Similarly, for example, the reduced images 310 to 340 correspond to the reduced images 410 to 440, while the reduced image 350 is arranged and displayed under the reduced image 460. The reduced images 360 and 370 are arranged and displayed below the reduced images 480 and 490. Note that, according to the time alignment, the reduced image of the third cross-sectional image data corresponding to the reduced images 450 and 470 does not exist.
[0173]
For example, when three or more types of continuous image data such as the first, second, and third cross-sectional image data are obtained, the operator can select any two or more types of continuous images from the three or more types of continuous image data. Data may be selected. That is, for example, in the case of FIG. 14, the reduced images 210 to 270 and the reduced images 310 to 370 may be displayed together without being displayed. Further, for example, the reduced images 210 to 270 and the reduced images 310 to 370 may be displayed together without displaying the reduced images 410 to 490. Such selection is not limited to the display of a reduced image, but can also be applied to the display of an original image (two or more types of continuous image data) in a continuous display mode.
[0174]
As described above, according to the second embodiment of the present invention, the time phases of a plurality of images obtained by different imaging methods are matched and simultaneously displayed, thereby enabling more three-dimensional observation of the heart's motor function. It can be performed accurately, and it is possible to easily grasp the effects of exercise load and the like.
[0175]
In the embodiment of the present invention, an example of continuous image data representing a four-chamber image and a two-chamber image has been described. However, the embodiment of the present invention is not limited to this, for example, a long-axis image / For continuous image data representing a short axis image, it may be applied to continuous image data representing a state before and after exercise load. In addition, the load may be applied to a case of a load caused by a drug other than the case of exercise.
[0176]
Furthermore, when an image corresponding to these image data is displayed on the monitor 32, the display image is not limited to the B-mode image, but is a Doppler mode image reflecting the state of tissue movement or blood flow. There may be. This display image may also be an image obtained by combining a B-mode image and a Doppler mode image.
[0177]
According to the embodiment of the present invention, it is preferable to display a continuous image as a moving image. A continuous image may be displayed as a still image.
[0178]
In the embodiment of the present invention, both the end diastole and the end systole are determined based on the intracardiac volume and the like. However, these end diastole and end systole may be determined based on another method. FIG. 15 is a diagram showing an example of a relationship among volume data, an electrocardiogram, and a heart sound diagram in the embodiment of the present invention.
[0179]
In FIG. 15, the first end diastole V1 due to the intracardiac volume can correspond to the first R wave ECG1 of the electrocardiogram data as described above. On the other hand, the I sound PCG1 of the electrocardiogram data is not clear enough to determine the first end diastole V1. Therefore, the time of the first R wave ECG1 can be regarded as the first end diastole corresponding to the first end diastole V1. As for the end systole, the end systole V2 due to the intracardiac volume can correspond to the II sound PCG2 of the electrocardiogram data. At this time, the ECG data wave ECG2 is not sufficiently clear to identify the end systole V2. Therefore, the II sound PCG2 can be regarded as the end systole corresponding to the end systole V2. Similar to the first end diastole, the second end diastole V3 due to the intracardiac volume can correspond to the second R wave ECG3 of the electrocardiogram data. On the other hand, the new I sound PCG3 of the phonocardiogram data is not clear enough to judge the second end diastole V3. Therefore, the time of the second R wave ECG3 can be regarded as the second end diastole corresponding to the second end diastole V3. Accordingly, in each type of continuous image data, it is possible to determine the first and second end diastole and end systole without calculating the intracardiac volume or the like.
[0180]
As described above, the embodiments of the present invention have been described for the ultrasonic diagnostic apparatus. However, it is not always necessary to mount the ultrasonic diagnostic apparatus with respect to the characteristics of time alignment. According to the embodiment of the present invention, instead of mounting the present time adjustment function in the ultrasonic diagnostic apparatus, the data processing apparatus independent of the ultrasonic diagnosis apparatus may be provided with the time adjustment function. . This data processing apparatus may be provided at a different location (away from) the ultrasound diagnostic apparatus and connected to the ultrasound diagnostic apparatus to provide an ultrasound image. Thereby, even if the ultrasonic diagnostic apparatus is a conventional apparatus, it is possible to enjoy the benefits of the time alignment function according to the embodiment of the present invention.
[0181]
FIG. 16 is a block diagram showing an example of the configuration of the data processing apparatus according to the embodiment of the present invention. The data processing device 1700 includes an image measurement unit 176, an input unit 177, and a display unit 178.
[0182]
The image measurement unit 176 includes a storage circuit 1728, a processor 1729, and a display memory 1730. The display unit 178 includes a display circuit 1731 and a monitor 1732.
[0183]
The image data processed in the data processing apparatus 1700 may be obtained via a removable storage medium that stores image data collected from the ultrasonic diagnostic apparatus, or communication connected to the ultrasonic diagnostic apparatus. It may be obtained via a cable. The details of each component included in the data processing apparatus 1700 and the procedure according to the configuration are the same as those described in the embodiment of the present invention, and are omitted here. As long as the continuous image data is provided to the data processing apparatus 1700 (as long as the continuous image data can be provided to the data processing apparatus 1700), any type of conventional ultrasonic diagnostic apparatus can be implemented. It is possible to enjoy the benefits of the function of time alignment according to the form.
[0184]
As described above, according to the present invention, the time phases of a plurality of continuous image data obtained under different photographing conditions can be detected, and the time phases can be adjusted between the image data. Therefore, it is possible to display biological information with high accuracy in the function inspection of biological tissue.
[0185]
For example, in the above-described embodiment, the image measurement method or the image measurement apparatus for the image obtained by the ultrasonic diagnostic apparatus has been described. However, the target image is not only an ultrasonic image but also an X-ray apparatus. Similarly, it is effective for images obtained by other medical imaging apparatuses such as X-ray CT apparatuses and MRI apparatuses. Further, in the above-described embodiment, time alignment of two continuous images is performed based on the change curve of the intracardiac volume, but the present invention is not limited to this method. For example, the area in the heart chamber may be obtained from the closed curve obtained by the automatic contour detection method in the heart chamber, and the time phase may be obtained from the change curve. It is also possible to obtain the time phase from a change in length such as the long axis set in the heart chamber. Furthermore, in the embodiment of the present invention, the volume measurement method for the ventricle (particularly the left ventricle) has been described, but the measurement target is not limited to the ventricle and may be the atrium.
[0186]
In the four-chamber image and two-chamber image acquisition, in the embodiment of the present invention, a predetermined number of continuous images are taken in accordance with the image data collection start command signal input at the input unit 7 and sequentially stored in the storage circuit 28. However, other collection methods may be used. For example, the four-chamber image and the two-chamber image are displayed in real time on the monitor 32 via the storage circuit 28, and the operator inputs an image data collection command from the input unit 7 while the image is displayed. A method of storing a predetermined number (M) of data in the storage circuit 28 retroactively from the timing may be adopted.
[0187]
In the embodiment of the present invention described above, the case where the continuous image data representing the four-chamber image is collected prior to the continuous image data representing the two-chamber image has been described. The order of collecting continuous image data (or more) is not limited to that described in the embodiment of the present invention.
[0188]
The ultrasonic diagnostic apparatus, medical image apparatus, or data processing apparatus of the present invention is a recording medium that can receive and store a computer program or application as a computer-readable instruction in a temporary or nonvolatile manner in the above embodiment. (For example, RAM: RANDOM ACCESS MEMORY) may be included. The ultrasonic diagnostic apparatus, medical imaging apparatus, or data processing apparatus further includes a hard disk drive (as part of the control unit) for writing to and reading from the hard disk, and a magnetic disk drive for writing to and reading from the magnetic disk. And / or an optical disk drive for writing to and reading from an optical disk (CD, CD-R, CD-RW, DVD, or other optical device). One or more of these memories, drives, and their respective media are only examples of computer program products that retain computer-readable instructions that, when executed, can implement at least one of the embodiments of the invention. Can be understood by those skilled in the art.
[0189]
Accordingly, the computer-readable program can be read and executed even in the case of an ultrasonic diagnostic apparatus, medical image apparatus, or data processing apparatus that does not have the functions and features according to the embodiments of the present invention. When a function like the example shown in the embodiment of the present invention is required, the device according to the embodiment of the present invention can be enjoyed as long as the device has the required function.
[0190]
The embodiment of the present invention described above is merely an example described for facilitating the understanding of the present invention, and is not a description for limiting the present invention. Accordingly, each of the constituent elements and other elements disclosed in the above-described embodiment of the present invention can be changed in design or modified to equivalents thereof without departing from the gist of the present invention. Furthermore, any possible combination of the same components and other elements is included in the scope of the present invention as long as the same effects as those obtained in the embodiment of the present invention described above can be obtained.
[0191]
【The invention's effect】
According to the present invention, time alignment of a plurality of continuous image data collected under different conditions improves the accuracy of image display in each time phase, various measurements based on these image data, and the like. It becomes possible to do.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing an example of the configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment and a second embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a flowchart showing an example of a procedure for collecting continuous image data according to the first embodiment and the second embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a flowchart showing an example of a time alignment procedure according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a diagram showing an example of a method for calculating an intracardiac volume in the first embodiment and the second embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a diagram showing in more detail an example of a method for calculating the intracardiac volume in the first embodiment and the second embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a diagram showing an example of a four-chamber image and a two-chamber image according to the intracardiac volume calculation method in the first embodiment and the second embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a diagram showing an example of a four-chamber image and a two-chamber image and volume change curves obtained from the four-chamber image and the two-chamber image in the first embodiment and the second embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a diagram showing an example of a time alignment method in the first embodiment and the second embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a diagram showing an example of a time phase matching result and a volume change curve based on the result in the first embodiment of the present invention.
FIG. 10 is a flowchart showing an example of a display procedure based on time alignment in the second embodiment of the present invention.
FIG. 11 is a diagram showing an example of parallel display of first and second types of images according to the second embodiment of the present invention.
FIG. 12 is a diagram showing an example of a reduced image display relating to first and second types of continuous images after time alignment in the second embodiment of the present invention.
FIG. 13 is a diagram showing an example of an enlarged image display after a reduced image display in the second embodiment of the present invention.
FIG. 14 is a diagram showing an example of a reduced image display relating to first to third types of continuous images after time alignment in the second embodiment of the present invention.
FIG. 15 is a diagram showing an example of a relationship between volume data, an electrocardiogram, and a heart sound diagram in the embodiment of the present invention.
FIG. 16 is a block diagram showing an example of a configuration of a data processing device according to an embodiment of the present invention.
FIG. 17 is a diagram showing an image data collection method based on a heartbeat synchronization method in the prior art.
[Explanation of symbols]
1 ... Ultrasonic probe
2 ... Ultrasonic transmitter
3 ... Ultrasonic wave receiver
4 ... B-mode processor
5 ... Doppler mode processing section
6 ... Image measurement unit
7 ... Input section
8 ... Display section
9 ... System controller
28: Memory circuit
29 ... Processor
30 ... Display memory
31 ... Display circuit
32 ... Monitor

Claims (15)

被検体の心臓に対して第１の撮影条件下で収集した第１の連続画像データと、前記第１の撮影条件とは異なる第２の撮影条件下で収集した第２の連続画像データを保存する画像メモリと、
前記第１の連続画像データから前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測して、その時間的変化に基づいて前記心臓の第１の拡張期と第１の収縮期を設定し、前記第２の連続画像データから前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測して、その時間的変化に基づいて前記心臓の第２の拡張期と第２の収縮期を設定し、前記第１の拡張期及び収縮期の期間内に得られる前記第１の連続画像データの画像データ数と前記第２の拡張期及び収縮期の期間内に得られる前記第２の連続画像データの画像データ数に基づいて前記第１の連続画像データと前記第２の連続画像データの時相合せを行うプロセッサと
を具備することを特徴とする医用画像装置。Save the first continuous image data collected by the first photographing conditions to a subject heart, a second sequential image data acquired in different second shooting conditions and the first imaging condition Image memory to
The first continuous image data from the measured heart chamber volume or heart chamber area of the heart, setting the first diastolic and first systolic of the heart based on the temporal change of its said second continuous image data from the measured heart chamber volume or heart chamber area of the heart, setting the second diastolic and second systolic of the heart based on the temporal change of its And the number of image data of the first continuous image data obtained in the first diastole and systole periods and the second continuous image obtained in the second diastole and systole periods. A medical image apparatus comprising: a processor that performs time alignment of the first continuous image data and the second continuous image data based on the number of image data of the data. 前記プロセッサは、前記心臓の心腔内容積または心腔内面積の時間的変化から前記心臓の拡張末期と収縮末期を判断し、前記第１の拡張期並びに収縮期及び前記第２の拡張期並びに収縮期を設定することを特徴とする請求項１記載の医用画像装置。Wherein the processor determines end-diastolic and end-systolic of the heart from the temporal change of the heart chamber volume or heart chamber area of the heart, the first diastolic and systolic and the second diastolic and The medical image apparatus according to claim 1, wherein a systole is set. 前記プロセッサは、前記第１の連続画像データのうち第１の拡張期もしくは第１の収縮期に含まれる画像の数（Ｎ１）及び前記第２の連続画像データのうち第２の拡張期もしくは第２の収縮期に含まれる画像の数（Ｎ２）と、前記第１の連続画像データ間の収集間隔（Ｔ１）及び前記第２の連続画像データ間の収集間隔（Ｔ２）とから係数（Ｃ）を式：Ｃ＝（Ｎ２×Ｔ２）／（Ｎ１×Ｔ１）を計算し、該係数（Ｃ）に基づいて前記第１の連続画像データと前記第２の連続画像データの時相合せを行うことを特徴とする請求項１記載の医用画像装置。  The processor includes a number (N1) of images included in a first diastole or first systole in the first continuous image data and a second diastole or first in the second continuous image data. Coefficient (C) from the number (N2) of images included in the two systoles, the collection interval (T1) between the first continuous image data, and the collection interval (T2) between the second continuous image data. Is calculated by the following formula: C = (N2 × T2) / (N1 × T1), and the time alignment of the first continuous image data and the second continuous image data is performed based on the coefficient (C). The medical image apparatus according to claim 1. 前記プロセッサは、前記時相合せを行った後、同一時相の前記第１及び第２の連続画像データを用いて前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測することを特徴とする請求項１記載の医用画像装置。The processor measures the intracardiac volume or the intracardiac area of the heart using the first and second continuous image data of the same time phase after performing the time alignment. The medical image apparatus according to claim 1. 前記第１の連続画像データ、前記第２の連続画像データ、または前記心臓の心腔内容積または心腔内面積の時間的変化を表示可能な表示器をさらに具備することを特徴とする請求項１乃至４のいずれか一項に記載の医用画像装置。The display device may further include a display capable of displaying the first continuous image data, the second continuous image data, or a temporal change in the intracardiac volume or intracardiac area of the heart. The medical image apparatus according to any one of 1 to 4. 前記表示器は、前記第１の連続画像データと前記第２の連続画像データの少なくとも一部について時相を合せた態様で表示することを特徴とする請求項５記載の医用画像装置。6. The medical image apparatus according to claim 5 , wherein the display unit displays at least a part of the first continuous image data and the second continuous image data in a time phased manner. 前記表示器は、前記時相合せを行った後、同一時相の前記第１及び第２の連続画像データを用いて計測した前記心臓の心腔内容積または心腔内面積の時間的変化を表示可能であることを特徴とする請求項６記載の医用画像装置。After the time adjustment, the display unit displays a temporal change in the intracardiac volume or intracardiac area measured using the first and second continuous image data of the same time phase. The medical image apparatus according to claim 6, wherein the medical image apparatus can be displayed. 前記表示器は、前記時相合せを行った後、前記第１の連続画像に係る第１の縮小画像及び前記第２の連続画像データに係る第２の微小画像の少なくとも一部について時相を合せた態様で表示することを特徴とする請求項６記載の医用画像装置。  After the time adjustment, the display unit sets a time phase for at least a part of the first reduced image related to the first continuous image and the second micro image related to the second continuous image data. The medical image apparatus according to claim 6, wherein the display is performed in a combined mode. 前記第１の撮影条件は前記心臓の４腔像を得るための条件であり、前記第２の撮影条件は前記心臓の２腔像を得るための条件であることを特徴とする請求項１乃至８のいずれか一項に記載の医用画像装置。The first imaging condition is a condition for obtaining a four-chamber image of the heart, and the second imaging condition is a condition for obtaining a two-chamber image of the heart. The medical image device according to any one of claims 8 to 9 . 前記第１の撮影条件は前記心臓の長軸画像を得るための条件であり、前記第２の撮影条件は前記心臓の短軸画像を得るための条件であることを特徴とする請求項１乃至８のいずれか一項に記載の医用画像装置。The first imaging condition is a condition for obtaining a long-axis image of the heart, and the second imaging condition is a condition for obtaining a short-axis image of the heart. The medical imaging apparatus according to any one of claims 8 to 9 . 前記第１の撮影条件は前記被検体に対して薬物負荷を与える前の画像を得るための条件であり、前記第２の撮影条件は前記被検体に対して薬物負荷を与えた後の画像を得るための条件であることを特徴とする請求項１乃至８のいずれか一項に記載の医用画像装置。The first imaging condition is a condition for obtaining an image before the drug load is applied to the subject, and the second imaging condition is an image after the drug load is applied to the subject. medical imaging apparatus according to any one of claims 1 to 8 characterized in that it is a condition for obtaining. 前記第１の撮影条件は前記被検体に対して運動負荷を与える前の画像を得るための条件であり、前記第２の撮影条件は前記被検体に対して運動負荷を与えた後の画像を得るための条件であることを特徴とする請求項１乃至８のいずれか一項に記載の医用画像装置。The first imaging condition is a condition for obtaining an image before the exercise load is applied to the subject, and the second imaging condition is an image after the exercise load is applied to the subject. The medical image apparatus according to claim 1, wherein the medical image apparatus is a condition for obtaining the medical image apparatus. 被検体に超音波を放射する放射手段と、
前記超音波を放射した結果生じる前記被検体からの反射信号を受信する受信手段と、
前記反射信号を処理することにより得られる、前記被検体の心臓に対して第１の撮影条件下で収集した第１の連続画像データと、前記第１の撮影条件とは異なる第２の撮影条件下で収集した第２の連続画像データを保存する画像メモリと、
前記第１の連続画像データから前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測して、その時間的変化に基づいて前記心臓の第１の拡張期と第１の収縮期を設定し、前記第２の連続画像データから前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測して、その時間的変化に基づいて前記心臓の第２の拡張期と第２の収縮期を設定し、前記第１の拡張期及び収縮期の期間内に得られる前記第１の連続画像データの画像データ数と前記第２の拡張期及び収縮期の期間内に得られる前記第２の連続画像データの画像データ数に基づいて前記第１の連続画像データと前記第２の連続画像データの時相合せを行うプロセッサと
を具備することを特徴とする超音波診断装置。A radiation means for emitting ultrasonic waves to the subject;
Receiving means for receiving a reflected signal from the subject generated as a result of radiating the ultrasonic wave;
Obtained by treating the reflected signal, the first and successive image data collected in the first imaging conditions to the subject's heart, a second imaging condition different from the first imaging condition An image memory for storing second continuous image data collected below;
Measuring the intracardiac volume or intracardiac area of the heart from the first sequential image data, and setting a first diastole and a first systole of the heart based on temporal changes; Measuring the intracardiac volume or intracardiac area of the heart from the second sequential image data, and setting a second diastole and a second systole of the heart based on temporal changes; The number of image data of the first continuous image data obtained in the first diastole and systole periods and the second continuous image data obtained in the second diastole and systole periods. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a processor that performs time alignment of the first continuous image data and the second continuous image data based on the number of image data. 被検体の心臓に対して第１の撮影条件下で収集した第１の連続画像データから前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測して、その時間的変化に基づいて前記心臓の第１の拡張期と第１の収縮期を設定し、
前記第１の撮影条件とは異なる第２の撮影条件下で収集した第２の連続画像データから前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測して、その時間的変化に基づいて前記心臓の第２の拡張期と第２の収縮期を設定し、
前記第１の拡張期及び収縮期の期間内に得られる前記第１の連続画像データの画像データ数と前記第２の拡張期及び収縮期の期間内に得られる前記第２の連続画像データの画像データ数に基づいて前記第１の連続画像データと前記第２の連続画像データの時相合せを行う
ことを特徴とする医用画像データ処理方法。By measuring the heart chamber volume or heart chamber area of the heart from the first continuous image data collected in the first imaging conditions to the subject heart, on the basis of the temporal change in their heart Set a first diastole and a first systole of
Wherein the first imaging condition by measuring the heart chamber volume or heart chamber area of the heart from a second continuous image data acquired in different second imaging conditions, based on the temporal change of its Setting a second diastole and a second systole of the heart;
The number of image data of the first continuous image data obtained in the first diastole and systole periods and the second continuous image data obtained in the second diastole and systole periods. A medical image data processing method characterized by performing time alignment of the first continuous image data and the second continuous image data based on the number of image data. 医用画像装置に搭載可能で、被検体の心臓に対して第１の撮影条件下で収集した第１の連続画像データと、前記第１の撮影条件とは異なる第２の撮影条件下で収集した第２の連続画像データを処理する際に前記医用画像装置を制御するソフトウェアを記録してなるソフトウェア記録媒体において、
前記第１の連続画像データから前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測して、その時間的変化に基づいて前記心臓の第１の拡張期と第１の収縮期を設定し、
前記第２の連続画像データから前記心臓の心腔内容積または心腔内面積を計測して、その時間的変化に基づいて前記心臓の第２の拡張期と第２の収縮期を設定し、
前記第１の拡張期及び収縮期の期間内に得られる前記第１の連続画像データの画像データ数と前記第２の拡張期及び収縮期の期間内に得られる前記第２の連続画像データの画像データ数に基づいて前記第１の連続画像データと前記第２の連続画像データの時相合せを行うソフトウェアを記録してなることを特徴とするソフトウェア記録媒体。First continuous image data that can be mounted on a medical imaging apparatus and collected on the subject's heart under the first imaging condition, and collected under a second imaging condition that is different from the first imaging condition In a software recording medium that records software for controlling the medical image apparatus when processing the second continuous image data,
Measuring the intracardiac volume or intracardiac area of the heart from the first sequential image data, and setting a first diastole and a first systole of the heart based on temporal changes;
Said second continuous image data from the measured heart chamber volume or heart chamber area of the heart, setting the second diastolic and second systolic of the heart based on the temporal change of its ,
The number of image data of the first continuous image data obtained in the first diastole and systole periods and the second continuous image data obtained in the second diastole and systole periods. A software recording medium comprising software for time-synchronizing the first continuous image data and the second continuous image data based on the number of image data.
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