JP6041350B2 - 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法に関する。

超音波診断装置は、生体内の情報を示す超音波画像を、非侵襲的に生成して略リアルタイムで表示可能な装置である。心疾患の診断では、超音波診断装置を用いた心エコー検査により、例えば、心壁の運動情報を定量的に評価することが行なわれている。

心疾患の診断に用いられる重要な指標値として、左室拡張末期圧（ＥＤＰ：End Diastolic Pressure）がある。ＥＤＰは、心臓の拡張能（具体的には、左心室の硬さ）を反映した指標値であり、心疾患の診断及び治療において重要な診断指標となる。例えば、ＥＤＰが高い心臓は、予後が悪いことが知られている。しかし、ＥＤＰを正確に測定するためには、観血的な心臓カテーテル検査が必要となり、侵襲的な手技である心臓カテーテル検査は、日常の臨床では用いられない。

日常の臨床では、ＥＤＰを推定できる指標値として、非侵襲的な心エコー検査法により計測可能な「Ｅ／ｅ’」が用いられている。「Ｅ／ｅ’」は、左室充満圧及びＥＤＰに相関する指標値として広く知られており、パルス波（ＰＷ：Pulsed Wave）ドプラ法を用いて計測することができる。「Ｅ」は、左室流入血流速度を心時相に沿ってプロットした波形における拡張早期（early diastole）の波高（Ｅ波の波高）に対応する。例えば、「Ｅ」の計測は、僧帽弁口にレンジゲートを設定して血流ＰＷドプラ波形を収集することで行なわれる。また、「ｅ’」は、僧帽弁輪部速度を心時相に沿ってプロットした波形における拡張早期の波高に対応する。例えば、「ｅ’」の計測は、僧帽弁輪部にレンジゲートを設定して組織ＰＷドプラ波形を収集することで行なわれる。「Ｅ／ｅ’」は、「Ｅ」と「ｅ’」との比として算出される。

「Ｅ／ｅ’」を算出するためには、左室流入血流速度及び僧帽弁輪部速度を双方計測する必要ある。従来、「Ｅ」と「ｅ’」とは、別々の心拍で計測されていた。しかし、別々の心拍で計測された「Ｅ」と「ｅ’」とから算出された「Ｅ／ｅ’」は、精度が低い場合がある。そこで、近年、ＰＷによるドプラ走査を時分割で行なうことで２つの部位のドプラ波形を同時に収集可能な技術を用いて、同一心拍での「Ｅ」及び「ｅ’」を同時に計測することも行なわれている。しかし、「Ｅ／ｅ’」は、必ずしも、左室拡張末期圧を正確に反映した指標値とならない場合があった。

特開２００９−３９４２９号公報

本発明が解決しようとする課題は、左室拡張末期圧を正確に反映した指標値を算出することができる超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法を提供することである。

実施形態の超音波診断装置は、画像取得部と、容積情報算出部と、壁運動情報算出部と、時間変化率算出部と、極値検出部と、指標値算出部とを備える。画像取得部は、少なくとも左心室を含む心臓を１心拍以上の期間で超音波走査することで生成された超音波画像データ群を取得する。容積情報算出部は、前記超音波画像データ群から、前記左心室の第１関心領域における容積情報の時系列データを算出する。壁運動情報算出部は、前記超音波画像データ群から、前記左心室の第２関心領域における壁運動情報の時系列データを算出する。時間変化率算出部は、前記容積情報の時系列データから容積情報の時間変化率の時系列データである第１時系列データを算出し、前記壁運動情報の時系列データから壁運動情報の時間変化率の時系列データである第２時系列データを算出する。極値検出部は、前記第１時系列データの拡張早期における極値を第１極値として検出し、前記第２時系列データの拡張早期における極値を第２極値として検出する。指標値算出部は、前記第１極値と前記第２極値とを用いて指標値を算出する。

図１は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。 図２は、第１の実施形態に係る画像処理部の構成例を示すブロック図である。 図３は、第１の実施形態に係る画像取得部を説明するための図である。 図４は、３次元スペックルトラッキングの一例を説明するための図である。 図５は、第１の実施形態に係る極値検出部を説明するための図（１）である。 図６は、第１の実施形態に係る極値検出部を説明するための図（２）である。 図７は、第１の実施形態に係る画像処理解析を適用した実験例を示す図である。 図８は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。 図９は、第１の実施形態に係る第１の変形例を説明するための図である。 図１０は、第１の実施形態に係る第２の変形例を説明するための図である。 図１１は、第２の実施形態に係る画像取得部を説明するための図である。 図１２は、２次元スペックルトラッキングの一例を説明するための図である。 図１３は、第２の実施形態に係る容積情報算出部を説明するための図である。 図１４は、第２の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。 図１５Ａは、第３の実施形態に係る画像取得部を説明するための図（１）である。 図１５Ｂは、第３の実施形態に係る画像取得部を説明するための図（２）である。 図１６Ａは、第３の実施形態に係る容積情報算出部を説明するための図（１）である。 図１６Ｂは、第３の実施形態に係る容積情報算出部を説明するための図（２）である。 図１７は、第３の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。

以下、添付図面を参照して、超音波診断装置の実施形態を詳細に説明する。

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

超音波プローブ１は、複数の圧電振動子を有し、これら複数の圧電振動子は、後述する装置本体１０が有する送受信部１１から供給される駆動信号に基づき超音波を発生する。また、超音波プローブ１は、被検体Ｐからの反射波を受信して電気信号に変換する。また、超音波プローブ１は、圧電振動子に設けられる整合層と、圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材等を有する。なお、超音波プローブ１は、装置本体１０と着脱自在に接続される。

超音波プローブ１から被検体Ｐに超音波が送信されると、送信された超音波は、被検体Ｐの体内組織における音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、反射波信号として超音波プローブ１が有する複数の圧電振動子にて受信される。受信される反射波信号の振幅は、超音波が反射される不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。なお、送信された超音波パルスが、移動している血流や心臓壁等の表面で反射された場合の反射波信号は、ドプラ効果により、移動体の超音波送信方向に対する速度成分に依存して、周波数偏移を受ける。

ここで、第１の実施形態に係る超音波プローブ１は、超音波により被検体Ｐを２次元で走査するとともに、被検体Ｐを３次元で走査することが可能な超音波プローブである。具体的には、本実施形態に係る超音波プローブ１は、一列に配置された複数の圧電振動子により、被検体Ｐを２次元で走査するとともに、複数の圧電振動子を所定の角度（揺動角度）で揺動させることで、被検体Ｐを３次元で走査するメカニカル４Ｄプローブである。或いは、第１の実施形態に係る超音波プローブ１は、複数の圧電振動子がマトリックス状に配置されることで、被検体Ｐを３次元で超音波走査することが可能な２Ｄアレイプローブである。なお、２Ｄアレイプローブは、超音波を集束して送信することで、被検体Ｐを２次元で走査することも可能である。

入力装置３は、マウス、キーボード、ボタン、パネルスイッチ、タッチコマンドスクリーン、フットスイッチ、トラックボール、ジョイスティック等を有し、超音波診断装置の操作者からの各種設定要求を受け付け、装置本体１０に対して受け付けた各種設定要求を転送する。なお、第１の実施形態に係る入力装置３が操作者から受け付ける設定情報については、後に詳述する。

モニタ２は、超音波診断装置の操作者が入力装置３を用いて各種設定要求を入力するためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したり、装置本体１０において生成された超音波画像等を表示したりする。

心電計４は、３次元走査される被検体Ｐの生体信号として、被検体Ｐの心電波形（ＥＣＧ： Electrocardiogram）を取得する。心電計４は、取得した心電波形を装置本体１０に送信する。

装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した反射波信号に基づいて超音波画像データを生成する装置である。図１に示す装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した２次元の反射波データに基づいて２次元の超音波画像データを生成可能な装置である。また、図１に示す装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した３次元の反射波データに基づいて３次元の超音波画像データを生成可能な装置である。以下、３次元の超音波画像データを「ボリュームデータ」と記載する場合がある。

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

送受信部１１は、パルス発生器、送信遅延部、パルサ等を有し、超音波プローブ１に駆動信号を供給する。パルス発生器は、所定のレート周波数で、送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。また、送信遅延部は、超音波プローブ１から発生される超音波をビーム状に集束し、かつ送信指向性を決定するために必要な圧電振動子ごとの遅延時間を、パルス発生器が発生する各レートパルスに対し与える。また、パルサは、レートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１に駆動信号（駆動パルス）を印加する。すなわち、送信遅延部は、各レートパルスに対し与える遅延時間を変化させることで、圧電振動子面から送信される超音波の送信方向を任意に調整する。

なお、送受信部１１は、後述する制御部１８の指示に基づいて、所定のスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更可能な機能を有している。特に、送信駆動電圧の変更は、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信回路、又は、複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。

また、送受信部１１は、プリアンプ、Ａ／Ｄ（Analog／Digital）変換器、受信遅延部、加算器等を有し、超音波プローブ１が受信した反射波信号に対して各種処理を行って反射波データを生成する。プリアンプは、反射波信号をチャネル毎に増幅する。Ａ／Ｄ変換器は、増幅された反射波信号をＡ／Ｄ変換する。受信遅延部は、受信指向性を決定するために必要な遅延時間を与える。加算器は、受信遅延部によって処理された反射波信号の加算処理を行なって反射波データを生成する。加算器の加算処理により、反射波信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的なビームが形成される。

送受信部１１は、被検体Ｐを２次元走査する場合、超音波プローブ１から２次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部１１は、超音波プローブ１が受信した２次元の反射波信号から２次元の反射波データを生成する。また、送受信部１１は、被検体Ｐを３次元走査する場合、超音波プローブ１から３次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部１１は、超音波プローブ１が受信した３次元の反射波信号から３次元の反射波データを生成する。

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

Ｂモード処理部１２は、送受信部１１から反射波データを受信し、対数増幅、包絡線検波処理等を行なって、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータ（Ｂモードデータ）を生成する。

ドプラ処理部１３は、送受信部１１から受信した反射波データから速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、速度、分散、パワー等の移動体情報を多点について抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。

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

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

ここで、画像生成部１４は、一般的には、超音波走査の走査線信号列を、テレビ等に代表されるビデオフォーマットの走査線信号列に変換（スキャンコンバート）し、表示用の超音波画像データを生成する。具体的には、画像生成部１４は、超音波プローブ１による超音波の走査形態に応じて座標変換を行なうことで、表示用の超音波画像データを生成する。また、画像生成部１４は、スキャンコンバート以外に種々の画像処理として、例えば、スキャンコンバート後の複数の画像フレームを用いて、輝度の平均値画像を再生成する画像処理（平滑化処理）や、画像内で微分フィルタを用いる画像処理（エッジ強調処理）等を行なう。また、画像生成部１４は、超音波画像データに、種々のパラメータの文字情報、目盛り、ボディーマーク等を合成する。

すなわち、Ｂモードデータ及びドプラデータは、スキャンコンバート処理前の超音波画像データであり、画像生成部１４が生成するデータは、スキャンコンバート処理後の表示用の超音波画像データである。なお、Ｂモードデータ及びドプラデータは、生データ（Raw Data）とも呼ばれる。

更に、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成した３次元のＢモードデータに対して座標変換を行なうことで、３次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成した３次元のドプラデータに対して座標変換を行なうことで、３次元ドプラ画像データを生成する。すなわち、画像生成部１４は、「３次元のＢモード画像データや３次元ドプラ画像データ」を「３次元超音波画像データ（ボリュームデータ）」として生成する。

更に、画像生成部１４は、ボリュームデータをモニタ２にて表示するための各種の２次元画像データを生成するために、ボリュームデータに対してレンダリング処理を行なう。画像生成部１４が行なうレンダリング処理としては、断面再構成法（ＭＰＲ：Multi Planer Reconstruction）を行なってボリュームデータからＭＰＲ画像データを生成する処理がある。また、画像生成部１４が行なうレンダリング処理としては、ボリュームデータに対して「Curved MPR」を行なう処理や、ボリュームデータに対して「Maximum Intensity Projection」を行なう処理がある。また、画像生成部１４が行なうレンダリング処理としては、３次元の情報を反映した２次元画像データを生成するボリュームレンダリング（ＶＲ：Volume Rendering）処理がある。

画像メモリ１５は、画像生成部１４が生成した表示用の画像データを記憶するメモリである。また、画像メモリ１５は、Ｂモード処理部１２やドプラ処理部１３が生成したデータを記憶することも可能である。画像メモリ１５が記憶するＢモードデータやドプラデータは、例えば、診断の後に操作者が呼び出すことが可能となっており、画像生成部１４を経由して表示用の超音波画像データとなる。なお、画像生成部１４は、ボリュームデータと当該ボリュームデータを生成するために行なわれた超音波走査の時間とを、心電計４から送信された心電波形に対応付けて画像メモリ１５に格納する。後述する画像処理部１７や制御部１８は、画像メモリ１５に格納されたデータを参照することで、ボリュームデータを生成するために行なわれた超音波走査時の心時相を取得することができる。

内部記憶部１６は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行なうための制御プログラムや、診断情報（例えば、患者ＩＤ、医師の所見等）や、診断プロトコルや各種ボディーマーク等の各種データを記憶する。また、内部記憶部１６は、必要に応じて、画像メモリ１５が記憶する画像データの保管等にも使用される。また、内部記憶部１６が記憶するデータは、図示しないインターフェースを経由して、外部装置へ転送することができる。なお、外部装置は、例えば、画像診断を行なう医師が使用するＰＣ（Personal Computer）や、ＣＤやＤＶＤ等の記憶媒体、プリンター等である。

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

制御部１８は、超音波診断装置の処理全体を制御する。具体的には、制御部１８は、入力装置３を介して操作者から入力された各種設定要求や、内部記憶部１６から読込んだ各種制御プログラム及び各種データに基づき、送受信部１１、Ｂモード処理部１２、ドプラ処理部１３、画像生成部１４及び画像処理部１７の処理を制御する。また、制御部１８は、画像メモリ１５や内部記憶部１６が記憶する表示用の超音波画像データをモニタ２にて表示するように制御する。また、制御部１８は、画像処理部１７の処理結果をモニタ２に表示するように制御したり、外部装置に出力したりするように制御する。

以上、第１の実施形態に係る超音波診断装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、左室拡張末期圧に相関する指標値として用いられている「Ｅ／ｅ’」に代わる指標値を算出する。

上述したように、ＥＤＰに相関する指標値として従来用いられている「Ｅ／ｅ’」を算出するためには、左室流入血流速度及び僧帽弁輪部速度を双方計測する必要ある。従来、「Ｅ」と「ｅ’」とは、別々の心拍で計測されていた。或いは、「Ｅ／ｅ’」の精度を高めるために、２つの部位のドプラ波形を同時に収集可能な技術を用いて、同一心拍での「Ｅ」及び「ｅ’」を同時に計測することも行なわれていた。ここで、僧帽弁輪部速度は、１箇所、又は、２箇所（通常、四腔断面での中隔側と側壁側との２箇所）で測定されている。僧帽弁輪部速度を正確に測定するためには、僧帽弁輪部速度の測定が、複数の断面それぞれで複数の部位において行なわれることが望ましい。

しかし、「Ｅ」と「ｅ’」とを同時に収集する場合、「ｅ’」が測定できる箇所は１箇所であり、複数箇所の「ｅ’」を求めるためには、やはり、別々の心拍で計測する必要があり、検査時間が長くなる。また、「Ｅ」と「ｅ’」とを別々の心拍で計測する場合には、「ｅ’」を２以上の複数箇所で測定することができるが、測定部位を増やすと、検査時間が長くなってしまう。

また、「Ｅ／ｅ’」を用いた左室拡張能の診断では、「Ｅ／ｅ’」が「８」未満であれば拡張能が正常であり、「Ｅ／ｅ’」が「１５」を超えると拡張能が異常であるとされている。しかし、正常異常の判断基準となるカットオフの値は、必ずしも「１５」とならない場合があり、一般的には「８〜２２」と広い範囲の値が用いられていた。「８〜２２」とカットオフのオーバーラップが大きくなる要因は、以下の２つの要因に大別される。

第１の要因は、ドプラ法により行なわれる「Ｅ」及び「ｅ’」の計測結果に、ドプラ角度に依存する誤差が含まれることである。特に、組織ドプラ法により計測される「ｅ’」の場合、弁輪の運動方向が走査線方向に一致しないと、計測結果の誤差が大きくなる。例えば、左心室が球形状になる拡張型心筋症（ＤＣＭ：Dilated Cardiomyopathy）では、弁輪の運動方向が走査線方向に一致せず、「ｅ’」の誤差が大きくなる場合がある。これに対しては、近年、２次元のスペックルトラッキング（2D Speckle Tracking、以下「２ＤＴ」）を用いて、拡張早期における、長軸（Longitudinal）方向の全体的な歪み率（strain rate）のピーク値を「ｅ’」に対応する値として用いて、「Ｅ／ｅ’」に対応する指標値を得ることも行なわれている。スペックルトラッキング法では、動きの検出にドプラ法を用いないので、ドプラ角度依存性の問題は無くなる。しかし、前記の方法では、同一心拍での「Ｅ」及び「ｅ’」を同時に計測することができない。

第２の要因は、「Ｅ」が心壁の全体的（global）な指標であるのに対し、前述したように、「ｅ’」が、弁輪の円周方向における局所的な一部分の指標であることである。

このように、「Ｅ／ｅ’」は、必ずしも、左室拡張末期圧を正確に反映した指標値とならない場合があった。そこで、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、以下に説明する画像処理部１７の機能により、左室拡張末期圧を正確に反映した指標値を算出する。

図２は、第１の実施形態に係る画像処理部の構成例を示すブロック図である。図２に例示するように、第１の実施形態に係る画像処理部１７は、画像取得部１７ａと、容積情報算出部１７ｂと、壁運動情報算出部１７ｃと、時間変化率算出部１７ｄと、極値検出部１７ｅと、指標値算出部１７ｆとを有する。

第１の実施形態では、まず、３次元走査可能な超音波プローブ１を用いて、操作者は、被検体Ｐの心臓の左心系を、例えば、心尖部アプローチにより１心拍以上の期間で３次元走査する。これにより、画像生成部１４は、１心拍以上の期間の時系列に沿った複数の３次元超音波画像データを生成し、画像メモリ１５に格納する。画像メモリ１５に格納された複数の３次元超音波画像データは、少なくとも左心室を含む心臓を１心拍以上の期間で超音波走査することで生成された３次元超音波画像データ群である。なお、第１の実施形態に係る３次元超音波画像データは、３次元Ｂモード画像データである。

そして、画像取得部１７ａは、少なくとも左心室を含む心臓を１心拍以上の期間で超音波走査することで生成された３次元超音波画像データ群を取得する。図３は、第１の実施形態に係る画像取得部を説明するための図である。画像取得部１７ａは、図３に例示するように、１心拍以上の時系列に沿った複数の３次元超音波画像データを取得する。各３次元超音波画像データには、被検体Ｐの左心室が含まれている。

そして、容積情報算出部１７ｂは、３次元超音波画像データ群から、左心室の第１関心領域における容積情報の時系列データを算出する。また、壁運動情報算出部１７ｃは、同一の３次元超音波画像データ群から、左心室の第２関心領域における壁運動情報の時系列データを算出する。

具体的には、容積情報算出部１７ｂは、画像データ間のパターンマッチングを含む処理により第１関心領域の位置を追跡した結果を用いて、容積情報の算出処理を行なう。また、壁運動情報算出部１７ｃは、画像データ間のパターンマッチングを含む処理により第２関心領域の位置を追跡した結果を用いて、壁運動情報の算出処理を行なう。

より具体的には、容積情報算出部１７ｂ及び壁運動情報算出部１７ｃは、３次元心エコー法で得られた３次元動画像データに対して３次元スペックルトラッキング（3D Speckle Tracking、以下「３ＤＴ」）を行なった結果を用いて、第１関心領域における容積情報及び第２関心領域における壁運動情報を算出する。スペックルトラッキング法は、パターンマッチング処理と共に、例えば、オプティカルフロー法や種々の時空間補間処理を併用することで、正確な動きを推定する方法である。また、スペックルトラッキング法には、パターンマッチング処理を行なわずに、動きを推定する方法もある。以下では、３ＤＴ処理が容積情報算出部１７ｂにより行なわれる場合について説明する。ただし、第１の実施形態は、３ＤＴ処理が、画像取得部１７ａや壁運動情報算出部１７ｃにより行なわれる場合であっても、画像処理部１７以外の処理部（例えば制御部１８）により行なわれる場合であっても良い。

図４は、３次元スペックルトラッキングの一例を説明するための図である。例えば、入力装置３は、操作者から、３次元超音波画像データ群の第１フレーム（第１ボリューム）の表示要求を受け付ける。表示要求が転送された制御部１８は、第１フレームの３次元超音波画像データを画像メモリ１５から読み出して、モニタ２に表示させる。例えば、制御部１８は、第１フレームの３次元超音波画像データを複数方向の断面にて切断した複数のＭＰＲ画像データを画像生成部１４に生成させ、モニタ２に表示させる。

そして、操作者は、モニタに表示された複数のＭＰＲ画像データを参照して、３ＤＴを行なう追跡点を複数設定する。一例を挙げると、操作者は、各ＭＰＲ画像データにおいて、左室内膜や心筋外膜の位置をトレースする。容積情報算出部１７ｂは、トレースされた内膜面や外膜面から３次元的な境界面を再構成する。そして、容積情報算出部１７ｂは、図４に例示するように、第１フレームの内膜面に対して複数の矩形で構成されるメッシュを設定し、各矩形の頂点を追跡点として設定する。また、図示しないが、容積情報算出部１７ｂは、第１フレームの外膜面に対しても複数の矩形で構成されるメッシュを設定し、各矩形の頂点を追跡点として設定する。ここで、容積情報算出部１７ｂは、内膜面の各追跡点と外膜面の各追跡点とをペアとして設定する。そして、容積情報算出部１７ｂは、第１フレームで設定された複数の追跡点それぞれに対して、テンプレートデータを設定する。テンプレートデータは、追跡点を中心とする複数のボクセルから構成される。

そして、容積情報算出部１７ｂは、２つのフレーム間でテンプレートデータのスペックルパターンと最も一致する領域を探索することで、テンプレートデータが次のフレームでどの位置に移動したかを追跡する。これにより、容積情報算出部１７ｂは、図４に示すように、第１フレームの各追跡点が、第ｎフレームのどの位置に移動したかを追跡する。なお、追跡点を設定するためのメッシュは、容積情報算出部１７ｂが第１フレームに含まれる左心室の内膜面や外膜面を検出することで設定する場合であっても良い。

容積情報算出部１７ｂは、左心室全体（例えば、左心室の内膜及び左心室の外膜）を第１関心領域として、３次元超音波画像データ群に対する３ＤＴを行なう。そして、容積情報算出部１７ｂは、内膜の３ＤＴの結果から、各ボリュームデータで、左心室の内膜面で囲まれる内腔容積（Ｖ）を算出する。これにより、容積情報算出部１７ｂは、内腔容積（Ｖ）の１心周期以上の期間にわたる時系列データを生成する。また、容積情報算出部１７ｂは、外膜の３ＤＴの結果から、外膜内部の容積を算出する。これにより、容積情報算出部１７ｂは、外膜内部の容積の１心周期以上の期間にわたる時系列データを生成する。なお、後述するが、第１の実施形態では、内腔容積（Ｖ）の時間微分が、左室流入血流速度に対応する値として用いられる。

そして、壁運動情報算出部１７ｃは、３次元超音波画像データ群に対する３ＤＴの結果から、壁運動情報の１心周期以上の期間にわたる時系列データを生成する。なお、後述するが、第１の実施形態では、壁運動情報の時間微分が、僧帽弁輪部速度に対応する値として用いられる。以下、３ＤＴの結果から算出される壁運動情報の具体例と、第２関心領域とについて説明する。

例えば、壁運動情報算出部１７ｃは、内膜及び外膜の３ＤＴの結果から、壁運動情報として歪み（Strain）を算出する。壁運動情報算出部１７ｃは、長軸（Longitudinal）方向の歪み（ＬＳ）や、円周（Circumferential）方向の歪み（ＣＳ）、壁厚（Radial）方向の歪み（ＲＳ）を算出する。

或いは、例えば、壁運動情報算出部１７ｃは、内膜の３ＤＴの結果から、壁運動情報として、左室内膜面の面積変化率（Area Change ratio：ＡＣ）を算出する。僧帽弁輪部速度に対応する値という観点からは、壁運動情報は、ＬＳが好適である。また、内腔容積（Ｖ）の変化と対応する値という観点からは、壁運動情報はＡＣが好適である。

或いは、例えば、壁運動情報算出部１７ｃは、内膜又は外膜の３ＤＴの結果から、変位（Displacement）を算出しても良い。変位の時間微分も、僧帽弁輪部速度に対応する値として用いることができる。壁運動情報として変位を用いる場合、壁運動情報算出部１７ｃは、長軸方向の変位（ＬＤ）や、壁厚方向の変位（ＲＤ）を算出することができる。或いは、壁運動情報算出部１７ｃは、基準時相（例えば、Ｒ波）での追跡点の位置に対する、基準位相以外の時相での追跡点の移動距離（Absolute Displacement：ＡＤ）を算出しても良い。

「歪み、面積変化率及び変位」は、スペックルトラッキング技術を用いて得られる壁運動情報であり、心筋の動きを追跡可能であることから、局所領域での定義が可能となる。特に、「歪み及び面積変化率」は、心臓全体の動きである「translation」の影響を除外した局所心筋の伸縮情報が得られる点が、「変位」に対する利点として知られている。

ここで、壁運動情報算出部１７ｃは、第２関心領域における壁運動情報として左心室全体の壁運動情報（全体的な壁運動情報）を算出する場合であっても、第２関心領域における壁運動情報として左心室の弁輪部位の壁運動情報（局所的な壁運動情報）を算出する場合であっても良い。例えば、壁運動情報算出部１７ｃは、アメリカ心エコー図学会やアメリカ心臓協会が推奨する分割領域を用いて、局所的な壁運動情報を算出する。

第２関心領域が左心室全体である場合、壁運動情報算出部１７ｃは、全ての分割領域の壁運動情報を算出し、算出した全ての壁運動情報を平均することで、左心室全体の壁運動情報を算出する。

また、第２関心領域が左心室の弁輪部位（僧帽弁輪部）である場合、壁運動情報算出部１７ｃは、例えば、基部レベルにおける前壁、側壁、後壁、下壁、中隔及び前壁中隔それぞれの壁運動情報を算出し、算出した６つの壁運動情報を平均することで、左心室の弁輪部位の壁運動情報を算出する。

内腔容積（Ｖ）の変化と対応する値という観点からは、「中隔の壁運動情報」や「中隔及び側壁の壁運動情報の平均」等のように「弁輪部位における局所的な壁運動情報」を用いるより、「内膜面全体」や「弁輪部位全体」といった全体的な壁運動情報を用いることが好適である。「弁輪部位全体の壁運動情報」は、左心室としては局所的な壁運動情報であるが、弁輪部としては全体的な壁運動情報となる。

例えば、壁運動情報としてＬＳやＣＳ、ＲＳもしくはＲＤを用いる場合は、壁運動情報算出部１７ｃは、局所領域での値についての左心室全体の平均値を算出する。或いは、ＡＣを用いる場合は、壁運動情報算出部１７ｃは、局所領域での値についての左心室全体の平均値もしくは内膜面全体での面積変化率を算出する。また、ＬＤやＡＤを用いる場合、壁運動情報算出部１７ｃは、弁輪部位全体の平均値を算出するのが好適である。

なお、壁運動情報として算出される情報の設定は、操作者により入力装置３を介して設定される場合であっても、初期設定されている場合であっても良い。

そして、図２に例示する時間変化率算出部１７ｄは、容積情報の時系列データから容積情報の時間変化率の時系列データである第１時系列データを算出する。また、図２に例示する時間変化率算出部１７ｄは、壁運動情報の時系列データから壁運動情報の時間変化率の時系列データである第２時系列データを算出する。そして、図２に例示する極値検出部１７ｅは、第１時系列データの拡張早期における極値を第１極値として検出し、第２時系列データの拡張早期における極値を第２極値として検出する。図５及び図６は、第１の実施形態に係る極値検出部を説明するための図である。

図５の上図は、容積情報算出部１７ｂが算出した内腔容積（Ｖ、単位：ｍＬ）の時系列データをプロットしたグラフを破線で示し、壁運動情報算出部１７ｃが算出した左室内膜全体の面積変化率（ＡＣ、単位：％）の時系列データをプロットしたグラフを実線で示している。また、図５の下図は、時間変化率算出部１７ｄが第１時系列データとして算出した内腔容積の時間変化率（ｄＶ／ｄｔ、単位：ｍＬ／ｓ）の時系列データをプロットしたグラフを破線で示し、時間変化率算出部１７ｄが第２時系列データとして算出した面積変化率の時間変化率（ＡＣＲ：AC Rate、単位：１／ｓ）の時系列データをプロットしたグラフを実線で示している。なお、図５では、心電計４から取得したＥＣＧも併せて示している。

図５に例示する場合、極値検出部１７ｅは、拡張早期時相での第１極値として「ｄＶ／ｄｔ」のピーク値「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ」を検出する。ここで、「ｅ」は、「early diastole」を示す。また、図５に例示する場合、極値検出部１７ｅは、拡張早期時相での第２極値として「ＡＣＲ」のピーク値「ＳＲｅ」を検出する。ここで、「ｅ」は、上記と同様に、「early diastole」を示す。また、「ＳＲ」は、「strain rate」を示す。ＡＣは、上述したように、壁運動情報の一形態である。

極値検出部１７ｅは、拡張早期のピーク値を検出するため、まず、時系列データにおける収縮末期（end systole：ＥＳ）を決定する。ＥＳの決定方法は、被検体Ｐの大動脈弁が閉鎖する時間（ＡＶＣ）を、左室流出血流計測での駆出期間として予め計測しておき、計測結果を参照する方法が知られている。或いは、ＥＳの決定方法は、心音図を用いて第II音の時間を計測する方法が知られている。第１の実施形態では、これらの方法を用いる場合であっても良いが、これらの方法は、ＥＳの決定用に、別途計測が必要となる。

そこで、第１の実施形態に係る極値検出部１７ｅは、計測を行なわずにＥＳを簡便に決定するために、以下の推定処理を行なう。極値検出部１７ｅは、第１極値を検出する際に、容積情報が最小となる時相を用いて第１時系列データにおける拡張早期の時相を推定する。

例えば、極値検出部１７ｅは、図５の上図に例示するように、内腔容積の時系列データをプロットしたグラフで「Ｖ」が最小となる時相を「ＥＳ」として検出する。そして、極値検出部１７ｅは、「ＥＳ」として検出した時相から拡張末期（end diastole:ＥＤ）までを探索期間として、「ｄＶ／ｄｔ」の極大値の候補を探索する。この探索期間には、左室拡張に伴う拡張早期のＥ波と、心房収縮に伴う拡張後期のＡ波との２つの極大値が候補として出現する。

極値検出部１７ｅは、２つの極大値のうち、「ＥＳ」として検出した時相に近い極大値を「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ」として検出する。図５の下図に例示する場合では、極値検出部１７ｅは、時間「ｔ１」の「ｄＶ／ｄｔ」を「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ」として検出する。

そして、極値検出部１７ｅは、第２極値を検出する際に、第１極値が検出された時相を用いて第２時系列データにおける拡張早期の時相を推定する。ここで、一般的に、「ｄＶ／ｄｔ」がピークとなる時間と、「ＳＲ」がピークとなる時間とは、必ずしも、一致しない。このため、極値検出部１７ｅは、第１極値が検出された時相に最も近い時相でピークとなる壁運動情報の時間変化率を第２極値として検出する。図５の下図に例示する場合では、極値検出部１７ｅは、時間「ｔ１」に最も近い時間でピークとなる時間「ｔ２」の「ＡＣＲ」を「ＳＲｅ」として検出する。

なお、壁運動情報が「ＲＳ」や「変位」の場合、拡張期での極性は「負」となり、壁運動情報が「ＲＳ」及び「変位」以外の情報の場合、拡張期での極性は「正」となる。極値検出部１７ｅは、探索するピーク値の極性に応じて、探索すべきピーク値の正負を選択する。

また、心筋虚血では、ＰＳＳ（post systolic shortening）と呼ばれる特異な収縮が発生することが知られている。ＰＳＳが起こると、拡張早期に複数の「ＳＲ」のピークが出現する可能性がある。そこで、極値検出部１７ｅは、第１極値が検出された時相を含む所定時間範囲内で最大のピーク値となる「ＳＲ」を「ＳＲｅ」として検出しても良い。図６に示す一例では、極値検出部１７ｅは、「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ」が検出された時間「ｔ１」に対して、時間範囲『「ｔ１−ｄＴ」〜「ｔ１＋ｄＴ」』を設定する。そして、図６に例示するように、極値検出部１７ｅは、『「ｔ１−ｄＴ」〜「ｔ１＋ｄＴ」』内で、「ＳＲ」が最大となる時間「ｔ２」の「ＳＲ」を「ＳＲｅ」として検出する。

図２に戻って、指標値算出部１７ｆは、第１極値と第２極値とを用いて指標値を算出する。例えば、指標値算出部１７ｆは、「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ」と「ＳＲｅ」との比「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ／ＳＲｅ」を指標値として算出する。すなわち、第１の実施形態では、「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ」を「Ｅ」として用い、「ＳＲｅ」を「ｅ’」として用いる。そして、第１の実施形態では、「Ｅ／ｅ’」の代わりに、「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ／ＳＲｅ」をＥＤＰに対応する指標値として算出する。なお、指標値「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ／ＳＲｅ」は、制御部１８の制御により、モニタ２に表示されたり、外部装置に出力されたりする。

ここで、容積情報算出部１７ｂは、更に、容積情報の時系列データから、左室駆出率（Ejection Fraction：ＥＦ）を算出しても良い。ＥＦは、左室拡張末期容積及び左室収縮末期容積により定義される値である。従って、容積情報算出部１７ｂは、容積情報の時系列データから、左室拡張末期容積及び左室収縮末期容積を取得して、ＥＦを算出することができる。

また、容積情報算出部１７ｂは、更に、容積情報の時系列データから、心筋重量を算出しても良い。上述したように、第１関心領域として、容積情報算出部１７ｂは、内膜面とともに外膜面の３ＤＴを行っており、外膜面で囲まれる容積の１心周期以上の期間にわたる時系列データを生成している。容積情報算出部１７ｂは、同一時相の外膜内部の容積から内腔容積を差し引くことで、「心筋容積（ｍＬ）」を算出する。そして、容積情報算出部１７ｂは、「心筋容積（ｍＬ）」に平均的な心筋密度値（例えば、１．０５ｇ／ｍＬ）を乗算することで「心筋重量（ｇ）」を算出する。なお、容積情報算出部１７ｂは、更に、「心筋重量（ｇ）」を「体表面積（ＢＳＡ）（ｍ²）」で規格化することで「Ｍａｓｓ−Ｉｎｄｅｘ（ｇ／ｍ²）」を算出しても良い。

容積情報算出部１７ｂが算出した左室駆出率や心筋容積、心筋重量、Ｍａｓｓ−Ｉｎｄｅｘ等は、指標値と共に、制御部１８の制御により、モニタ２に表示されたり、外部装置に出力されたりする。

図７は、第１の実施形態に係る画像処理解析を適用した実験例を示す図である。図７は、上記した解析方法を、実験動物（イヌ）に適用した結果の一例である。図７のグラフの縦軸は、globalな内膜のＡＣの時間微分（ＡＣＲ）のピーク値をＳＲｅとして用いた場合に、上記した方法で算出した「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ／ＳＲｅ」である。図７では、「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ／ＳＲｅ」を「ｄＱ／ｄｅ’」と示している。なお、「ｄＱ／ｄｅ’」の単位は、「［ｍＬ］＝［ｍＬ／ｓ］／［１／ｓ］」 と体積の次元を有する。また、図７のグラフの横軸は、心臓カテーテルを用いて計測した計測した左房圧（ＬＡＰ、単位：ｍｍＨｇ）を示す。なお、ＬＡＰは、左室充満圧に略一致する。図７に例示するように、本実施形態により算出される指標値がＬＡＰと良好に相関することが、相関係数「Ｒ^２＝０．８３」により実証されている。

次に、図８を用いて、第１の実施形態に係る超音波診断装置の処理について説明する。図８は、第１の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。

図８に示すように、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、処理対象となる３次元超音波画像データ群が指定され、指標値の算出要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、指標値の算出要求を受け付けない場合（ステップＳ１０１否定）、超音波診断装置は、指標値の算出要求を受け付けるまで待機する。

一方、指標値の算出要求を受け付けた場合（ステップＳ１０１肯定）、画像取得部１７ａは、指定された３次元超音波画像データ群を取得する（ステップＳ１０２）。そして、容積情報算出部１７ｂは、３次元超音波画像データ群に対して３次元スペックルトラッキング処理を行なう（ステップＳ１０３）。

そして、容積情報算出部１７ｂは、内腔容積（Ｖ）の時系列データを算出し（ステップＳ１０４）、時間変化率算出部１７ｄは、内腔容積（Ｖ）の時系列データに対して時間微分による変換を行なうことで、内腔容積の時間変化率（ｄＶ／ｄｔ）の時系列データ（第１時系列データ）を算出する（ステップＳ１０５）。そして、極値検出部１７ｅは、ｄＶ／ｄｔの拡張早期におけるピーク値「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ」を第１極値として算出する（ステップＳ１０６）。なお、極値検出部１７ｅは、ステップＳ１０６において、内腔容積が最小となる時相を用いて第１時系列データにおける拡張早期の時相を推定する。

また、ステップＳ１０４〜ステップＳ１０６の処理と並行して、壁運動情報算出部１７ｃは、壁運動情報（Ｓ）の時系列データを算出し（ステップＳ１０７）、時間変化率算出部１７ｄは、壁運動情報（Ｓ）の時系列データに対して時間微分による変換を行なうことで、壁運動情報の時間変化率（ＳＲ）の時系列データ（第２時系列データ）を算出する（ステップＳ１０８）。そして、極値検出部１７ｅは、ＳＲの拡張早期におけるピーク値「ＳＲｅ」を第２極値として算出する（ステップＳ１０９）。なお、極値検出部１７ｅは、ステップＳ１０６を行なった後、検出した第１極値の時相を用いて、ステップＳ１０９の処理を行なう。

そして、指標値算出部１７ｆは、指標値「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ／ＳＲｅ」を算出し（ステップＳ１１０）、制御部１８の制御により、指標値を出力し（ステップＳ１１１）、処理を終了する。

上述したように、第１の実施形態では、ドプラ法ではなく、スペックトラッキング技術を用いて、同一の３次元動画データ（３次元超音波画像データ群）から、同一心拍における容積情報と壁運動情報とを取得する。そして、第１の実施形態では、同一心拍におけるにおける容積情報の時間変化率の時系列データと壁運動情報の時間変化率の時系列データとを取得する。ここで、僧帽弁輪の面積が拡張期に変化しないと仮定すると、「ｄＶ／ｄｔ」の拡張早期における波高「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ」は、左室流入速度のＥ波の波高に比例すると考えられる。そこで、第１の実施形態では、容積情報の時間変化率の時系列データのピーク値「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ」を、従来、ドプラ法により求められていた「Ｅ」に相当する値として検出する。また、第１の実施形態では、壁運動情報の時間変化率の時系列データのピーク値「ＳＲｅ」を、従来、ドプラ法により求められていた「ｅ’」に相当する値として検出する。

実際の心疾患の患者は、心房細動や期外収縮等の不整脈を高率に合併している。「Ｅ／ｅ’」の測定において、かかる不整脈は、「Ｅ」及び「ｅ’」の双方の値に影響を及ぼすので、正確に測定するためには両者の同時性が必要となる。

第１の実施形態では、「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ」及び「ＳＲｅ」を同一心拍のデータから得られるため、不整脈が発生した場合でも、「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ／ＳＲｅ」は、正確にＥＤＰを反映した指標値になると考えられる。すなわち、「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ／ＳＲｅ」の分母の値及び分子の値は、同時性が担保された値である。

また、上述したように、第１の実施形態では、壁運動情報の取得にドプラ法を用いない。また、第１の実施形態では、左心室全体の情報を一度に得て全体的な壁運動情報（左心室全体の壁運動情報や弁輪部全体の壁運動情報）を得ることが可能である。

このように、第１の実施形態では、指標値算出に際して、壁運動情報にドプラ角度の依存性に起因する誤差が無い。また、第１の実施形態では、「ｅ’」に対応する値を複数の局所的な壁運動情報から算出できる。また、第１の実施形態では、「Ｅ」及び「ｅ’」に対応する２つの値を、同一心拍で算出できる。従って、第１の実施形態では、左室拡張末期圧を正確に反映した指標値を算出することができる。

なお、第１の実施形態は、以下に説明する２つの変形例により上述した指標値を算出しても良い。以下、図９及び図１０を用いて第１の実施形態に係る変形例について説明する。図９は、第１の実施形態に係る第１の変形例を説明するための図であり、図１０は、第１の実施形態に係る第２の変形例を説明するための図である。

第１の変形例では、容積情報算出部１７ｂは、容積情報の時系列データを、３ＤＴではなく、２ＤＴを用いて算出する。例えば、容積情報算出部１７ｂは、図９に示すように、３次元超音波画像データ（第１フレーム）に対して、長軸方向に直行する複数の断面を設定する。そして、容積情報算出部１７ｂは、図９に示すように、各断面において外膜を形成する閉曲線（Ｍ１〜Ｍ６・・・）及び内膜を形成する閉曲線（ｍ１〜ｍ６・・・）それぞれに追跡点を設定する。これにより、容積情報算出部１７ｂは、３次元超音波画像データ群に対して、複数断面での２ＤＴを行なう。

そして、容積情報算出部１７ｂは、複数断面での２ＤＴ処理の結果を空間的に補間して合成することで、３ＤＴ処理の結果に相当するデータを取得する。容積情報算出部１７ｂは、取得したデータを用いて、内腔容積（Ｖ）の時系列データを算出する。本変形例では、壁運動情報として、globalなＣＳを用いるのが好適である。更に、壁運動情報算出部１７ｃは、容積情報算出部１７ｂが２ＤＴ処理の結果を空間的に補間して合成したデータを用いて、壁運動情報の時系列データを算出する。かかる変形例でも、左室拡張末期圧を正確に反映した指標値を算出することができる。なお、本変形例における複数断面の方向としては、前述したＭＰＲ短軸像の他に、複数のＭＰＲ長軸像を用いても良い。

また、第２の変形例では、容積情報算出部１７ｂは、容積情報の時系列データを、スペックルトラッキング技術以外の方法により算出する。具体的には、容積情報算出部１７ｂは、第１関心領域としての内腔境界の位置を検出した結果を用いて、容積情報の算出処理を行なう。より具体的には、容積情報算出部１７ｂは、画像輝度分布に関するエッジ検出等の公知の自動輪郭検出技術を用いて、図１０に例示するように、左室内膜面の位置を同定する（図中のハッチングされた領域を参照）。これにより、容積情報算出部１７ｂは、内腔容積（Ｖ）の時系列データを算出する。なお、自動輪郭検出処理は、容積情報算出部１７ｂ以外の処理部が行なっても良い。

また、第２の変形例では、壁運動情報算出部１７ｃは、第２関心領域としての心筋領域の位置を検出した結果を用いて、壁運動情報の算出処理を行なう。壁運動情報算出部１７ｃは、容積情報算出部１７ｂが行なった自動輪郭検出結果を用いて、壁運動情報を算出する。かかる場合、壁運動情報算出部１７ｃは、ＳＲｅを検出するための壁運動情報として、左室内膜面の位置情報から内膜面全体のglobalな面積変化率（ＡＣ）を算出することが好適である。なお、本変形例で行なわれる処理では、図８に示すステップＳ１０２の処理が自動輪郭検出処理に置き換えられる。かかる変形例でも、左室拡張末期圧を正確に反映した指標値を算出することができる。

（第２の実施形態）
第２の実施形態では、上述した指標値を、２次元超音波画像データ群を用いて算出する場合について説明する。

なお、第２の実施形態に係る画像処理部１７は、図２に例示した第１の実施形態に係る画像処理部１７と同様の構成を有する。しかし、第２の実施形態では、画像取得部１７ａ、容積情報算出部１７ｂ及び壁運動情報算出部１７ｃの処理対象が、以下、説明するように、２次元超音波画像データ群となる。

３次元走査を行なって３次元超音波画像データ群の収集を収集する場合のフレームレート（ボリュームレート）は、例えば、１秒間当たり２０〜３０フレーム程度となり、収集される３次元超音波画像データ群の時間分解能が低くなる。このため、第１極値や第２極値が検出される時相にばらつきが生じたり、第１極値や第２極値が過小評価されたりする場合がある。また、走査線の間隔を広くして、時間分解能向上させることが可能であるが、かかる場合、空間分解能（方位分解能）が、２次元走査に比べて相対的に低下する。

そこで、第２の実施形態では、まず、操作者は、被検体Ｐの心臓の左心系の所定断面を、例えば、心尖部アプローチにより１心拍以上の期間で２次元走査する。これにより、画像生成部１４は、１心拍以上の期間の時系列に沿った複数の２次元超音波画像データを生成し、画像メモリ１５に格納する。画像メモリ１５に格納された複数の２次元超音波画像データは、少なくとも左心室を含む心臓の所定断面を１心拍以上の期間で超音波走査することで生成された２次元超音波画像データ群である。なお、第２の実施形態に係る２次元超音波画像データは、２次元Ｂモード画像データである。また、第２の実施形態は、メカニカル４Ｄプローブや２Ｄアレイプローブである超音波プローブ１を用いて、２次元走査を行なう場合であっても良いし、２次元走査専用の超音波プローブ１を用いる場合であっても良い。

そして、第２の実施形態に係る画像取得部１７ａは、少なくとも左心室を含む心臓の所定断面を１心拍以上の期間で超音波走査することで生成された２次元超音波画像データ群を取得する。ここで、上記の所定断面とは、長軸像を撮影するための断面ある。第２の実施形態においては、長軸像の２次元超音波画像データとして、心尖部四腔像（apical four-chamber view、以下、Ａ４Ｃ）や、心尖部二腔像（apical two-chamber view、以下、Ａ２Ｃ）、心尖部長軸像（apical long-axis view、以下、Ａ３Ｃ）のいずれかを用いる。

そして、第２の実施形態に係る 画像取得部１７ａは、少なくとも左心室を含む心臓の所定断面（Ａ４Ｃ面、Ａ３Ｃ面、又は、Ａ２Ｃ面）を１心拍以上の期間で超音波走査することで生成された２次元超音波画像データ群を取得する。図１１は、第２の実施形態に係る画像取得部を説明するための図である。画像取得部１７ａは、図１１に示すように、例えば、１心拍以上の時系列に沿った複数のＡ４Ｃ面の画像データを取得する。

そして、第２の実施形態に係る容積情報算出部１７ｂは、２次元超音波画像データ群から、左心室の第１関心領域における容積情報の時系列データを算出する。また、第２の実施形態に係る壁運動情報算出部１７ｃは、２次元超音波画像データ群から、左心室の第２関心領域における壁運動情報の時系列データを算出する。

具体的には、第２の実施形態に係る容積情報算出部１７ｂは、２次元超音波画像データ間のパターンマッチングを含む処理により第１関心領域の位置を追跡した結果を用いて、容積情報の算出処理を行なう。また、第２の実施形態に係る壁運動情報算出部１７ｃは、２次元超音波画像データ間のパターンマッチングを含む処理により第２関心領域の位置を追跡した結果を用いて、壁運動情報の算出処理を行なう。

すなわち、第２の実施形態では、２次元スペックルトラッキング処理が行なわれる。なお、以下では、２ＤＴ処理が容積情報算出部１７ｂにより行なわれる場合について説明する。ただし、第２の実施形態は、２ＤＴ処理が、画像取得部１７ａや壁運動情報算出部１７ｃにより行なわれる場合であっても、画像処理部１７以外の処理部（例えば制御部１８）により行なわれる場合であっても良い。

図１２は、２次元スペックルトラッキングの一例を説明するための図である。例えば、入力装置３は、操作者から、２次元超音波画像データ群の第１フレームの表示要求を受け付ける。表示要求が転送された制御部１８は、第１フレームの２次元超音波画像データを画像メモリ１５から読み出して、モニタ２に表示させる。

そして、操作者は、モニタ２に表示された２次元超音波画像データを参照して、２ＤＴを行なう追跡点を複数設定する。一例を挙げると、操作者は、２次元超音波画像データにおいて、左室内膜や心筋外膜の位置をトレースする。容積情報算出部１７ｂは、トレースされた内膜面や外膜面から２次元的な境界面を再構成する。そして、容積情報算出部１７ｂは、図１２に例示するように、第１フレームの内膜面及び外膜面それぞれにおいて、ペアとなる複数の追跡点を設定する。容積情報算出部１７ｂは、第１フレームで設定された複数の追跡点それぞれに対して、テンプレートデータを設定する。テンプレートデータは、追跡点を中心とする複数のピクセルから構成される。

そして、容積情報算出部１７ｂは、２つのフレーム間でテンプレートデータのスペックルパターンと最も一致する領域を探索することで、テンプレートデータが次のフレームでどの位置に移動したかを追跡する。なお、追跡点は、容積情報算出部１７ｂが第１フレームに含まれる左心室の内膜面や外膜面を検出することで設定する場合であっても良い。

そして、容積情報算出部１７ｂは、内腔容積（Ｖ）を、２次元像の輪郭から、３次元的な内腔形状を推定する「Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」や「ディスク総和法（Ｓｉｍｐｓｏｎ法）」により近似的に算出する。図１３は、第２の実施形態に係る容積情報算出部を説明するための図である。

容積情報算出部１７ｂは、例えば、図１３に示すように、ディスク総和法を行なうここで、内腔容積を近似した時系列データを算出する。ディスク総和法を行なう場合、容積情報算出部１７ｂは、例えば、図１３に示すように、Ａ４Ｃ像を、長軸（Ｌ）に垂直な２０個のディスクに等分する。そして、容積情報算出部１７ｂは、ｉ番目のディスクが内膜面と交差する２点の距離（図中のａ_ｉを参照）を算出する。そして、容積情報算出部１７ｂは、図１３に示すように、ｉ番目のディスクにおける内腔の３次元形状を直径「ａｉ」の円柱のスライスとして近似する。容積情報算出部１７ｂは、２０個の円柱の体積の総和を、内腔容積を近似した容積情報として算出する。これにより、容積情報算出部１７ｂは、容積情報の時系列データを算出する。

なお、「Ａｒｅａ−Ｌｅｎｇｔｈ法」は、左心室を回転楕円体として仮定し、左室長軸を含む左室内腔面積と左室内腔長軸長との計測結果から、左室内腔短軸長を算出して、内腔容積の近似値を算出する方法である。容積情報算出部１７ｂは、２ＤＴ処理の結果から左室内腔面積と左室内腔長軸長とを計測することで左室内腔短軸長を算出して、内腔容積を近似した容積情報を算出する。

第２の実施形態に係る壁運動情報算出部１７ｃは、２次元の長軸像を用いることから、壁運動情報の種別として、長軸方向の歪み（ＬＳ）、長軸方向の変位（ＬＤ）、移動距離（ＡＤ）、壁厚方向の変位（ＲＤ）、又は、長軸像での壁厚変化率である「Transverse（ＴＳ）」のいずれかを算出する。僧帽弁輪部速度に対応する値という観点では、長軸方向に平行なＬＳかＬＤを用いるのが好適である。

また、第２の実施形態に係る壁運動情報算出部１７ｃは、２次元の長軸像を用いることから、壁運動情報の定義領領域としては、ＬＳやＴＳ、ＲＤでは、内膜上での全体的な平均値を算出し、ＬＤやＡＤでは、左右両側の弁輪部位の２分割領域の平均値を算出することが好適である。

なお、第２の実施形態において、時間変化率算出部１７ｄが行なう算出処理、極値検出部１７ｅが行なう検出処理及び指標値算出部１７ｆが行なう算出処理は、第１の実施形態と同様である。なお、指標値は、制御部１８の制御により、モニタ２に表示されたり、外部装置に出力されたりする。

また、第２の実施形態に係る容積情報算出部１７ｂは、更に、近似により算出した内腔容積の時系列データから、左室駆出率を算出しても良い。また、第２の実施形態に係る容積情報算出部１７ｂは、更に、２ＤＴの処理結果から、外膜内部の容積の近似値を算出することで、心筋容積や、心筋重量、Ｍａｓｓ−Ｉｎｄｅｘを算出しても良い。容積情報算出部１７ｂが算出した左室駆出率や心筋容積、心筋重量、Ｍａｓｓ−Ｉｎｄｅｘ等は、指標値と共に、制御部１８の制御により、モニタ２に表示されたり、外部装置に出力されたりする。

次に、図１４を用いて、第２の実施形態に係る超音波診断装置の処理について説明する。図１４は、第２の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。

図１４に示すように、第２の実施形態に係る超音波診断装置は、処理対象となる２次元超音波画像データ群が指定され、指標値の算出要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ２０１）。ここで、指標値の算出要求を受け付けない場合（ステップＳ２０１否定）、超音波診断装置は、指標値の算出要求を受け付けるまで待機する。

一方、指標値の算出要求を受け付けた場合（ステップＳ２０１肯定）、画像取得部１７ａは、指定された２次元超音波画像データ群を取得する（ステップＳ２０２）。そして、容積情報算出部１７ｂは、２次元超音波画像データ群に対して２次元スペックルトラッキング処理を行なう（ステップＳ２０３）。

そして、容積情報算出部１７ｂは、近似により、内腔容積（Ｖ）の時系列データを算出し（ステップＳ２０４）、時間変化率算出部１７ｄは、内腔容積（Ｖ）の時系列データに対して時間微分による変換を行なうことで、内腔容積の時間変化率（ｄＶ／ｄｔ）の時系列データ（第１時系列データ）を算出する（ステップＳ２０５）。そして、極値検出部１７ｅは、ｄＶ／ｄｔの拡張早期におけるピーク値「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ」を第１極値として算出する（ステップＳ２０６）。なお、極値検出部１７ｅは、ステップＳ２０６において、内腔容積が最小となる時相を用いて第１時系列データにおける拡張早期の時相を推定する。

また、ステップＳ２０４〜ステップＳ２０６の処理と並行して、壁運動情報算出部１７ｃは、壁運動情報（Ｓ）の時系列データを算出し（ステップＳ２０７）、時間変化率算出部１７ｄは、壁運動情報（Ｓ）の時系列データに対して時間微分による変換を行なうことで、壁運動情報の時間変化率（ＳＲ）の時系列データ（第２時系列データ）を算出する（ステップＳ２０８）。そして、極値検出部１７ｅは、ＳＲの拡張早期におけるピーク値「ＳＲｅ」を第２極値として算出する（ステップＳ２０９）。なお、極値検出部１７ｅは、ステップＳ２０６を行なった後、検出した第１極値の時相を用いて、ステップＳ２０９の処理を行なう。

そして、指標値算出部１７ｆは、指標値「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ／ＳＲｅ」を算出し（ステップＳ２１０）、制御部１８の制御により、指標値を出力し（ステップＳ２１１）、処理を終了する。

上述したように、第２の実施形態では、３次元動画データを用いる第１の実施形態と比較して、２次元動画データを用いることで、時間分解能及び空間分解能の制約が共に改善される。２次元走査では、３次元走査に比べて、走査線間隔を十分に細かく設定して方位分解能を高くしても、６０〜８０ｆｐｓ（frame per second）程度の動画データを取得できる。このため、第２の実施形態では、第１極値や第２極値が検出される時相にばらつきが生じたり、第１極値や第２極値が過小評価されたりすることを回避することができる。

ただし、第２の実施形態では、壁運動情報を１断面上での情報から推定するので、第１の実施形態と比較して、「ｅ’」に相当する値について、空間的に限定された領域からしか得られないという制約がある。また、「Ｅ」に相当する値について、基となる体積値が２次元断面から推定されることに起因する誤差が含まれる場合もある。

時間分解能が高い２次元動画データを用いる第２の実施形態で説明した方法は、指標値を算出する分母及び分子の同時性が担保されることが重要である場合に適用されることが好適である。具体的には、心房細動のような心拍期間が一定でない症例では「Ｅ」及び「ｅ’」に対応する値の同時性が重要となることから、第２の実施形態で説明した方法が効果的に機能し得る。

なお、第２の実施形態においても、第１の実施形態に係る第２の変形例と同様に、２ＤＴ処理の代わりに、自動輪郭検出技術を適用しても良い。かかる場合、壁運動情報算出部１７ｃは、指標値の算出に用いる壁運動情報として、左室内膜輪郭の位置情報から内膜全体の全体的な長さの変化率を「ＬＳ」として算出することが好適である。なお、本変形例で行なわれる処理では、図１４に示すステップＳ２０２の処理が自動輪郭検出処理に置き換えられる。

更に、この変形例では、内腔容積ではなく、輪郭で囲まれた内腔面積の情報を指標値の分子として用いても、ＥＤＰに相関する指標値を提供することができる。かかる場合、壁運動情報をStrain Rate（単位：１／ｓ）とすると、最終的に得られる指標値の単位は「ｃｍ^２」と面積の次元を有する。

（第３の実施形態）
第３の実施形態では、上述した指標値を、複数の２次元超音波画像データ群を用いて算出する場合について説明する。

なお、第３の実施形態に係る画像処理部１７は、図２に例示した第１の実施形態に係る画像処理部１７と同様の構成を有する。しかし、第３の実施形態では、画像取得部１７ａ、容積情報算出部１７ｂ及び壁運動情報算出部１７ｃの処理対象が、以下、説明するように、複数の２次元超音波画像データ群となる。

第３の実施形態では、まず、操作者は、被検体Ｐの心臓の左心系の所定断面として、複数断面それぞれを、例えば、心尖部アプローチにより１心拍以上の期間で２次元走査する。例えば、操作者は、心尖部四腔像（Ａ４Ｃ）用の断面や、心尖部二腔像（Ａ２Ｃ）用の断面及び心尖部長軸像（Ａ３Ｃ）用の断面から選択した２つ以上の断面それぞれを、１心拍以上の期間にわたって順次、２次元走査する。これにより、画像生成部１４は、１心拍以上の期間の時系列に沿った複数の２次元超音波画像データ、複数断面ごとに生成し、画像メモリ１５に格納する。画像メモリ１５に格納された複数断面ごと複数の２次元超音波画像データは、少なくとも左心室を含む心臓の複数断面それぞれを１心拍以上の期間で超音波走査することで生成された複数の２次元超音波画像データ群である。なお、第３の実施形態に係る２次元超音波画像データは、２次元走査専用の超音波プローブ１を用いることで収集される。

そして、第３の実施形態に係る画像取得部１７ａは、少なくとも左心室を含む心臓の複数断面それぞれを１心拍以上の期間で超音波走査することで生成された複数の２次元超音波画像データ群を取得する。画像取得部１７ａは、所定断面としての複数断面それぞれに対応する複数の２次元超音波画像データ群を取得する。

図１５Ａ及び図１５Ｂは、第３の実施形態に係る画像取得部を説明するための図である。画像取得部１７ａは、図１５Ａに示すように、例えば、１心拍以上の時系列に沿った複数のＡ４Ｃの画像データと、１心拍以上の時系列に沿った複数のＡ２Ｃの画像データとを取得する。

或いは、画像取得部１７ａは、図１５Ｂに示すように、例えば、１心拍以上の時系列に沿った複数のＡ４Ｃの画像データと、１心拍以上の時系列に沿った複数のＡ３Ｃの画像データと、１心拍以上の時系列に沿った複数のＡ２Ｃの画像データとを取得する。

そして、第３の実施形態に係る容積情報算出部１７ｂは、複数の２次元超音波画像データ群から、左心室の第１関心領域における容積情報の時系列データを算出する。また、第３の実施形態に係る壁運動情報算出部１７ｃは、複数の２次元超音波画像データ群から、左心室の第２関心領域における壁運動情報の時系列データを算出する。

具体的には、第３の実施形態に係る容積情報算出部１７ｂは、第２の実施形態と同様に、２次元超音波画像データ間のパターンマッチングを含む処理により第１関心領域の位置を追跡した結果を用いて、容積情報の算出処理を行なう。また、第２の実施形態に係る壁運動情報算出部１７ｃは、第２の実施形態と同様に、２次元超音波画像データ間のパターンマッチングを含む処理により第２関心領域の位置を追跡した結果を用いて、壁運動情報の算出処理を行なう。

すなわち、第３の実施形態では、複数の２次元超音波画像データ群それぞれで、２次元スペックルトラッキング処理が行なわれる。なお、以下では、２ＤＴ処理が容積情報算出部１７ｂにより行なわれる場合について説明する。ただし、第３の実施形態は、２ＤＴ処理が、画像取得部１７ａや壁運動情報算出部１７ｃにより行なわれる場合であっても、画像処理部１７以外の処理部（例えば制御部１８）により行なわれる場合であっても良い。

ここで、２次元走査専用の超音波プローブ１を用いる場合、第３の実施形態では、各断面の２次元超音波画像データ群は、異なる時期に個別に収集される。そこで、容積情報算出部１７ｂは、例えば、Ｒ波やＰ波を基準時相として、Ｒ波やＰ波の２次元超音波画像データを先頭として、各２次元超音波画像データ群を配列する。これにより、容積情報算出部１７ｂは、例えば、Ａ４Ｃの超音波画像データ群と、Ａ２Ｃの超音波画像データ群との時相を、時系列に沿って略一致させる。なお、容積情報算出部１７ｂは、各２次元超音波画像データ群の時相を略一致させるために、Ｒ波間隔やＰ波間隔、又は、ＥＣＧの形状が互いに略一致する２次元超音波画像データ群を、複数の２次元超音波画像データ群それぞれから選択しても良い。また、時相を一致させるための処理は、画像取得部１７ａや壁運動情報算出部１７ｃにより行なわれる場合であっても、画像処理部１７以外の処理部（例えば制御部１８）により行なわれる場合であっても良い。ただし、第３の実施形態は、２Ｄアレイプローブである超音波プローブ１を用いて、複数断面の２次元走査を同時に行なう場合であっても良い。かかる場合、第３の実施形態では、時相一致のための処理を行なわなくても良い。

第３の実施形態に係る容積情報算出部１７ｂは、同一時相の複数断面それぞれの２次元超音波画像データの２ＤＴ処理の結果から、各２次元超音波画像データにおける内膜に対応する追跡点の位置（すなわち、内腔の輪郭の位置）を取得する。そして、容積情報算出部１７ｂは、内腔容積（Ｖ）を、内腔の輪郭の位置から、３次元的な内腔形状を推定する「ディスク総和法（Ｓｉｍｐｓｏｎ法）」の修飾法である「ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法」により近似的に算出する。図１６Ａ及び図１６Ｂは、第３の実施形態に係る容積情報算出部を説明するための図である。

Ａ４Ｃ面及びＡ２Ｃ面の２断面それぞれの２次元走査が行なわれた場合、容積情報算出部１７ｂは、例えば、同一時相のＡ４Ｃ像及びＡ２Ｃ像それぞれを長軸に垂直な２０個のディスクに等分する。そして、容積情報算出部１７ｂは、図１６Ａに示すように、Ａ４Ｃ像のｉ番目のディスクが内膜面と交差する２点の距離（図中のａ_ｉを参照）と、Ａ２Ｃ像のｉ番目のディスクが内膜面と交差する２点の距離（図中のｂ_ｉを参照）とを算出する。そして、容積情報算出部１７ｂは、ｉ番目のディスクの内腔の３次元形状を、「ａ_ｉ」及び「ｂ_ｉ」から推定される長径及び短径を有する楕円体のスライスとして近似する。容積情報算出部１７ｂは、２０個の楕円体の体積の総和を、内腔容積を近似した容積情報として算出する。これにより、容積情報算出部１７ｂは、容積情報の時系列データを算出する。

Ａ４Ｃ面、Ａ３Ｃ面及びＡ２Ｃ面それぞれの２次元走査が行なわれた場合、容積情報算出部１７ｂは、例えば、Ａ４Ｃ像、Ａ３Ｃ像、及びＡ２Ｃ像それぞれを長軸に垂直な２０個のディスクに等分する。そして、容積情報算出部１７ｂは、Ａ４Ｃ像のｉ番目のディスクが内膜面と交差する２点の位置と、Ａ３Ｃ像のｉ番目のディスクが内膜面と交差する２点の位置と、Ａ２Ｃ像のｉ番目のディスクが内膜面と交差する２点の位置とを取得する。そして、容積情報算出部１７ｂは、取得した６つの点の位置から、ｉ番目のディスクの内腔形状を、例えば、「Ｓｐｌｉｎｅ補間」により決定する（図１６Ｂに示す点線の閉曲線を参照）。そして、容積情報算出部１７ｂは、ｉ番目のディスクにおける内腔の３次元形状を、Ｓｐｌｉｎｅ閉曲線を上面及び下面とする柱体のスライスとして近似する。容積情報算出部１７ｂは、２０個の柱体の体積の総和を、内腔容積を近似した容積情報として算出する。これにより、容積情報算出部１７ｂは、容積情報の時系列データを算出する。そして、時間変化率算出部１７ｄは、容積情報の時系列データの時間微分を行なうことで、第１時系列データを算出し、極値検出部１７ｅは、第１時系列データから第１極値「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ」を検出する。なお、極値検出部１７ｅは、第１極値を検出するためのＥＳ時相の推定を、第１の実施形態で説明した方法により行なう。

第３の実施形態に係る壁運動情報算出部１７ｃは、各断面で、壁運動情報の時系列データを生成する。なお、第３の実施形態における各種壁運動情報の種別と、壁運動情報の定義領域とは、第２の実施形態と基本的に同様である。

ここで、第２関心領域における壁運動情報として、１つの断面で定義される壁運動情報が設定されている場合、第３の実施形態に係る壁運動情報算出部１７ｃは、該当する１断面の壁運動情報の時系列データを生成する。例えば、壁運動情報算出部１７ｃは、Ａ４Ｃ面の壁運動情報（例えば、２箇所の壁運動情報の平均値）の時系列データを生成する。かかる場合、時間変化率算出部１７ｄは、壁運動情報算出部１７ｃから出力された１つの壁運動情報の時系列データの時間微分を行なうことで、第２時系列データを算出し、極値検出部１７ｅは、第２時系列データから第２極値「ＳＲｅ」を検出する。なお、極値検出部１７ｅは、第１極値が検出された時相を用いて、第２極値を検出する。そして、指標値算出部１７ｆは、第１極値を第２極値で除算することで、指標値を算出する。

一方、第２関心領域における壁運動情報として、複数断面それぞれで定義される壁運動情報が設定されている場合、第３の実施形態において、壁運動情報算出部１７ｃから時間変化率算出部１７ｄに出力されるデータの出力形態は、以下の２つの出力形態に大別される。

第１の出力形態を行なう場合、壁運動情報算出部１７ｃは、複数の２次元超音波画像データ群それぞれの壁運動情報の時系列データを平均した時系列データを、壁運動情報の時系列データとして算出する。例えば、第１の出力形態では、壁運動情報算出部１７ｃは、Ａ４Ｃ面のＬＳの時系列データ（例えば、Ａ４Ｃ面の２箇所のＬＳの平均値の時系列データ）とＡ２Ｃ面のＬＳの時系列データ（例えば、Ａ２Ｃ面の２箇所のＬＳの平均値の時系列データ）とを算出する。そして、壁運動情報算出部１７ｃは、Ａ４Ｃ面のＬＳの時系列データとＡ２Ｃ面のＬＳの時系列データとの平均値（Ｓ’）の時系列データを算出する。

壁運動情報算出部１７ｃから平均壁運動情報の時系列データを受信した時間変化率算出部１７ｄは、「Ｓ’の時系列データ」の時間微分を行なうことで、第２時系列データ（ＳＲ’の時系列データ）を算出し、極値検出部１７ｅは、第２時系列データ（ＳＲ’の時系列データ）から第２極値「ＳＲ’ｅ」を検出する。なお、極値検出部１７ｅは、第１極値が検出された時相を用いて、第２極値を検出する。そして、指標値算出部１７ｆは、第１極値を第２極値で除算することで、指標値を算出する。

一方、第２の出力形態を行なう場合、壁運動情報算出部１７ｃは、複数の２次元超音波画像データ群それぞれに対応する複数の壁運動情報の時系列データを算出する。そして、時間変化率算出部１７ｄは、複数の壁運動情報の時系列データそれぞれから、複数の第２時系列データを算出する。そして、極値検出部１７ｅは、複数の第２時系列データそれぞれで検出した拡張早期における極値を平均した値を、第２極値として算出する。例えば、第２の出力形態では、壁運動情報算出部１７ｃは、Ａ４Ｃ面のＬＳの時系列データとＡ２Ｃ面のＬＳの時系列データとを算出する。そして、時間変化率算出部１７ｄは、例えば、第２時系列データとして、Ａ４Ｃ面の第２時系列データとＡ２Ｃ面の第２時系列データ時系列データとを算出する。

そして、極値検出部１７ｅは、例えば、Ａ４Ｃ面の第２時系列データの拡張早期における極値と、Ａ２Ｃ面の第２時系列データの拡張早期における極値とを検出する。なお、極値検出部１７ｅは、第１極値が検出された時相を用いて、例えば、Ａ４Ｃ面の第２時系列データ及びＡ２Ｃ面の第２時系列データそれぞれの極値を検出する。そして、極値検出部１７ｅは、Ａ４Ｃ面の第２時系列データの極値とＡ２Ｃ面の第２時系列データの極値とを平均することで、第２極値「ＳＲ’ｅ」を算出する。そして、指標値算出部１７ｆは、第１極値を第２極値で除算することで、指標値を算出する。

第１の出力形態は、心筋梗塞症例の様に、局所的に心臓の動きが極端に悪い場合に、動きが極端に悪い領域の影響が軽減された平均的なピーク値を得るのに適していると考えられる。一方、第２の出力形態は、局所の壁運動情報の値の大きさに変動があり、かつ、ピーク時間に領域間のばらつきがある左脚ブロックなどの非同期症例において、領域間の差異を含んだ全体的なピーク値を得るのに適していると考えられる。

指標値算出部１７ｆが算出した指標値は、制御部１８の制御により、モニタ２に表示されたり、外部装置に出力されたりする。

なお、第３の実施形態に係る容積情報算出部１７ｂは、更に、近似により算出した内腔容積の時系列データから、左室駆出率を算出しても良い。また、第３の実施形態に係る容積情報算出部１７ｂは、更に、２ＤＴの処理結果から、外膜内部の容積の近似値を算出することで、心筋容積や、心筋重量、Ｍａｓｓ−Ｉｎｄｅｘの近似値を算出しても良い。容積情報算出部１７ｂが算出した左室駆出率や心筋容積、心筋重量、Ｍａｓｓ−Ｉｎｄｅｘ近似値等は、指標値と共に、制御部１８の制御により、モニタ２に表示されたり、外部装置に出力されたりする。

次に、図１７を用いて、第３の実施形態に係る超音波診断装置の処理について説明する。図１７は、第３の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を説明するためのフローチャートである。なお、図１７に示すフローチャートは、第１の出力形態が実行される場合の処理の一例を示している。

図１７に示すように、第３の実施形態に係る超音波診断装置は、処理対象となる複数断面それぞれの２次元超音波画像データ群が指定され、指標値の算出要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ３０１）。ここで、指標値の算出要求を受け付けない場合（ステップＳ３０１否定）、超音波診断装置は、指標値の算出要求を受け付けるまで待機する。

一方、指標値の算出要求を受け付けた場合（ステップＳ３０１肯定）、画像取得部１７ａは、指定された複数断面それぞれの２次元超音波画像データ群を取得する（ステップＳ３０２）。そして、容積情報算出部１７ｂは、複数の２次元超音波画像データ群それぞれに対して２次元スペックルトラッキング処理を行なう（ステップＳ３０３）。

そして、容積情報算出部１７ｂは、近似により、内腔容積（Ｖ）の時系列データを算出し（ステップＳ３０４）、時間変化率算出部１７ｄは、内腔容積（Ｖ）の時系列データに対して時間微分による変換を行なうことで、内腔容積の時間変化率（ｄＶ／ｄｔ）の時系列データ（第１時系列データ）を算出する（ステップＳ３０５）。そして、極値検出部１７ｅは、ｄＶ／ｄｔの拡張早期におけるピーク値「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ」を第１極値として算出する（ステップＳ３０６）。なお、極値検出部１７ｅは、ステップＳ３０６において、内腔容積が最小となる時相を用いて第１時系列データにおける拡張早期の時相を推定する。

また、ステップＳ３０４〜ステップＳ３０６の処理と並行して、壁運動情報算出部１７ｃは、複数の断面それぞれの壁運動情報の時系列データを算出し、複数の壁運動情報の時系列データを平均することで、平均壁運動情報（Ｓ’）の時系列データを算出する。（ステップＳ３０７）。そして、時間変化率算出部１７ｄは、平均壁運動情報の時系列データに対して時間微分による変換を行なうことで、平均壁運動情報の時間変化率（ＳＲ’）の時系列データ（第２時系列データ）を算出する（ステップＳ３０８）。そして、極値検出部１７ｅは、ＳＲの拡張早期におけるピーク値「ＳＲｅ」を第２極値として算出する（ステップＳ３０９）。なお、極値検出部１７ｅは、ステップＳ３０６を行なった後、検出した第１極値の時相を用いて、ステップＳ３０９の処理を行なう。

そして、指標値算出部１７ｆは、指標値「（ｄＶ／ｄｔ）ｅ／ＳＲｅ」を算出し（ステップＳ３１０）、制御部１８の制御により、指標値を出力し（ステップＳ３１１）、処理を終了する。

上述したように、第３の実施形態では、時間分解能及び空間分解能が確保された複数の２次元動画データを用いることで、第２の実施形態と比較して、「ｅ’」に相当する値をより「全体的な値」とすることができ、「ｅ’」に相当する値に誤差が含まれる可能性を低減することができる。また、第３の実施形態では、複数の２次元動画データを用いることで、第２の実施形態と比較して、内腔容積の近似精度を向上させることができる。

第３の実施形態で説明した方法は、「Ｅ」及び「ｅ’」に対応する値の同時性よりも、「ｅ’」に対応する値の全体性が重要である場合に適用することが好適である。例えば、心拍期間が一定である症例の場合、「Ｅ」及び「ｅ’」に対応する値の同時性は、ある程度担保されている。そこで、心筋梗塞のように心拍期間は一定だが、局所的な形状異変があって１断面のみの結果からＶを推定すると精度が低下する場合に、第３の実施形態で説明した方法は効果的に機能し得る。

なお、第３の実施形態においても、第１の実施形態に係る第２の変形例と同様に、２ＤＴ処理の代わりに、自動輪郭検出技術を適用しても良い。本変形例で行なわれる処理では、図１７に示すステップＳ３０２の処理が自動輪郭検出処理に置き換えられる。

また、第３の実施形態は、複数の長軸像でなく、複数の短軸像を用いて２ＤＴを行い、内腔の輪郭位置を補間して合成することで容積情報を取得すると共に、短軸像から定義される壁運動情報（ＣＳやＲＳが好適）も複数断面から取得する場合であっても良い。この変形例では、容積の推定精度を高めるために、長軸に対してレベルの異なる３断面から７断面程度の短軸像を合成するのが望ましい。

なお、上述した第１〜第３の実施形態では、超音波診断装置において超音波画像データ群に対する処理が行なわれる場合について説明した。しかし、上述した第１〜第３の実施形態で説明した画像処理方法は、超音波診断装置とは独立に設置された画像処理装置で行なわれる場合であってもよい。かかる場合、画像処理装置は、超音波診断装置、又は、ＰＡＣＳのデータベースや、電子カルテシステムのデータベースから受信した超音波画像データ群を受信して上述した画像処理方法を実行する。

また、上述した第１〜第３の実施形態で説明した画像処理方法は、あらかじめ用意された画像処理プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーションなどのコンピュータで実行することによって実現することができる。この画像処理プログラムは、インターネットなどのネットワークを介して配布することができる。また、この画像処理プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ、ＵＳＢメモリ及びＳＤカードメモリ等のＦｌａｓｈメモリ等のコンピュータで読み取り可能な非一時的な記録媒体に記録され、コンピュータによって非一時的な記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。

以上、説明したとおり、第１の実施形態〜第３の実施形態によれば、左室拡張末期圧を正確に反映した指標値を算出することができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１ 超音波プローブ
２ モニタ
３ 入力装置
４ 心電計
１０ 装置本体
１１ 送受信部
１２ Ｂモード処理部
１３ ドプラ処理部
１４ 画像生成部
１５ 画像メモリ
１６ 内部記憶部
１７ 画像処理部
１７ａ 画像取得部
１７ｂ 容積情報算出部
１７ｃ 壁運動情報算出部
１７ｄ 時間変化率算出部
１７ｅ 極値検出部
１７ｆ 指標値算出部
１８ 制御部

Claims (19)

1. 少なくとも左心室を含む心臓を１心拍以上の期間で超音波走査することで生成された超音波画像データ群を取得する画像取得部と、
   前記超音波画像データ群から、前記左心室の第１関心領域における容積情報の時系列データを算出する容積情報算出部と、
   前記超音波画像データ群から、前記左心室の第２関心領域における壁運動情報の時系列データを算出する壁運動情報算出部と、
   前記容積情報の時系列データから容積情報の時間変化率の時系列データである第１時系列データを算出し、前記壁運動情報の時系列データから壁運動情報の時間変化率の時系列データである第２時系列データを算出する時間変化率算出部と、
   前記第１時系列データの拡張早期における極値を第１極値として検出し、前記第２時系列データの拡張早期における極値を第２極値として検出する極値検出部と、
   前記第１極値と前記第２極値とを用いて指標値を算出する指標値算出部と、
   を備える、超音波診断装置。
2. 前記画像取得部は、少なくとも左心室を含む心臓を１心拍以上の期間で超音波走査することで生成された３次元超音波画像データ群を取得し、
   前記容積情報算出部は、前記３次元超音波画像データ群から、前記容積情報の時系列データを算出し、
   前記壁運動情報算出部は、前記３次元超音波画像データ群から、前記壁運動情報の時系列データを算出する、請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記画像取得部は、少なくとも左心室を含む心臓の所定断面を１心拍以上の期間で超音波走査することで生成された２次元超音波画像データ群を取得し、
   前記容積情報算出部は、前記２次元超音波画像データ群から、前記左心室の第１関心領域における容積情報の時系列データを算出し、
   前記壁運動情報算出部は、前記２次元超音波画像データ群から、前記左心室の第２関心領域における壁運動情報の時系列データを算出する、請求項１に記載の超音波診断装置。
4. 前記画像取得部は、前記所定断面としての複数断面それぞれに対応する複数の２次元超音波画像データ群を取得し、
   前記容積情報算出部は、前記複数の２次元超音波画像データ群から前記容積情報の時系列データを算出し、
   前記壁運動情報算出部は、前記複数の２次元超音波画像データ群から前記壁運動情報の時系列データを算出する、請求項３に記載の超音波診断装置。
5. 前記極値検出部は、前記第１極値を検出する際に、前記容積情報が最小となる時相を用いて前記第１時系列データにおける拡張早期の時相を推定する、請求項１に記載の超音波診断装置。
6. 前記極値検出部は、前記第２極値を検出する際に、前記第１極値が検出された時相を用いて前記第２時系列データにおける拡張早期の時相を推定する、請求項５に記載の超音波診断装置。
7. 前記容積情報算出部は、画像データ間のパターンマッチングを含む処理により前記第１関心領域の位置を追跡した結果を用いて、前記容積情報の算出処理を行なう、請求項１に記載の超音波診断装置。
8. 前記壁運動情報算出部は、画像データ間のパターンマッチングを含む処理により前記第２関心領域の位置を追跡した結果を用いて、前記壁運動情報の算出処理を行なう、請求項１に記載の超音波診断装置。
9. 前記容積情報算出部は、前記第１関心領域としての内腔境界の位置を検出した結果を用いて、前記容積情報の算出処理を行なう、請求項１に記載の超音波診断装置。
10. 前記壁運動情報算出部は、前記第２関心領域としての内腔境界の位置を検出した結果を用いて、前記壁運動情報の算出処理を行なう、請求項１に記載の超音波診断装置。
11. 前記壁運動情報算出部は、前記壁運動情報として、歪み及び内膜の面積変化率の少なくとも１つを算出する、請求項１に記載の超音波診断装置。
12. 前記壁運動情報算出部は、前記壁運動情報として、少なくとも、変位を算出する、請求項１に記載の超音波診断装置。
13. 前記壁運動情報算出部は、前記第２関心領域における壁運動情報として左心室全体の壁運動情報を算出する、請求項１に記載の超音波診断装置。
14. 前記壁運動情報算出部は、前記第２関心領域における壁運動情報として左心室の弁輪部位の壁運動情報を算出する、請求項１に記載の超音波診断装置。
15. 前記壁運動情報算出部は、前記複数の２次元超音波画像データ群それぞれの壁運動情報の時系列データを平均した時系列データを、前記壁運動情報の時系列データとして算出する、請求項４に記載の超音波診断装置。
16. 前記壁運動情報算出部は、前記複数の２次元超音波画像データ群それぞれに対応する複数の壁運動情報の時系列データを算出し、
    前記時間変化率算出部は、前記複数の壁運動情報の時系列データそれぞれから、複数の第２時系列データを算出し、
    前記極値検出部は、前記複数の第２時系列データそれぞれで検出した拡張早期における極値を平均した値を、前記第２極値として算出する、請求項４に記載の超音波診断装置。
17. 前記容積情報算出部は、更に、前記容積情報の時系列データから、左室駆出率及び心筋重量の少なくとも１つを算出する、ことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
18. 少なくとも左心室を含む心臓を１心拍以上の期間で超音波走査することで生成された超音波画像データ群を取得する画像取得部と、
    前記超音波画像データ群から、前記左心室の第１関心領域における容積情報の時系列データを算出する容積情報算出部と、
    前記超音波画像データ群から、前記左心室の第２関心領域における壁運動情報の時系列データを算出する壁運動情報算出部と、
    前記容積情報の時系列データから容積情報の時間変化率の時系列データである第１時系列データを算出し、前記壁運動情報の時系列データから壁運動情報の時間変化率の時系列データである第２時系列データを算出する時間変化率算出部と、
    前記第１時系列データの拡張早期における極値を第１極値として検出し、前記第２時系列データの拡張早期における極値を第２極値として検出する極値検出部と、
    前記第１極値と前記第２極値とを用いて指標値を算出する指標値算出部と、
    を備える、画像処理装置。
19. 画像取得部が、少なくとも左心室を含む心臓を１心拍以上の期間で超音波走査することで生成された超音波画像データ群を取得し、
    容積情報算出部が、前記超音波画像データ群から、前記左心室の第１関心領域における容積情報の時系列データを算出し、
    壁運動情報算出部が、前記超音波画像データ群から、前記左心室の第２関心領域における壁運動情報の時系列データを算出し、
    時間変化率算出部が、前記容積情報の時系列データから容積情報の時間変化率の時系列データである第１時系列データを算出し、前記壁運動情報の時系列データから壁運動情報の時間変化率の時系列データである第２時系列データを算出し、
    極値検出部が、前記第１時系列データの拡張早期における極値を第１極値として検出し、前記第２時系列データの拡張早期における極値を第２極値として検出し、
    指標値算出部が、前記第１極値と前記第２極値とを用いて指標値を算出する、
    ことを含む、画像処理方法。

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