JPH06292667A

JPH06292667A - 体腔の容積をリアルタイムで求めるための方法及び装置

Info

Publication number: JPH06292667A
Application number: JP6011133A
Authority: JP
Inventors: David M Prater; デイヴィッド・エム・プレイター; Christina Banta; クリスティナ・バンタ; Iii Albert F Koch; アルバート・フレドリック・コッホ，ザ・サード
Original assignee: Hewlett Packard Co
Current assignee: HP Inc
Priority date: 1993-02-03
Filing date: 1994-02-02
Publication date: 1994-10-21
Also published as: DE4401302A1; DE4401302C2; US5322067A

Abstract

(57)【要約】【構成】超音波イメージから、患者の体内の体液で満
たされた体腔(38)の容積をリアルタイムで求める方法及
び装置である。体腔(38)とその周囲の組織(39)の超音波
表示が得られる。この超音波表示は一連の超音波イメー
ジを含む。容積測定を行う最大容積にある体腔のイメー
ジの周囲で、ユーザは固定の対象領域(40)をトレースす
る。対象領域は所定数のセグメント(40₁、40₂、40₃...4
0₂₀）に細分される。少なくとも対象領域内において、
超音波イメージの各ピクセルは体液ピクセル又は組織ピ
クセルに分類され、各セグメント内の体液ピクセルの面
積が求められる。体腔の容積はディスク法を用いて、対
象領域の各セグメント内の体液ピクセル面積から計算さ
れる。【効果】容積が一連の超音波イメージ内にある各超音
波イメージについて求められ、体腔容積がリアルタイム
で提供される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、超音波イメージングに
よって体腔の容積を求めるための技術に関するものであ
り、特に、心臓の心室のような血液で満たされた体腔の
容積をリアルタイムで求めるための方法及び装置に関す
るものである。

【０００２】

【従来の技術】心臓の左心室の容積に関する、時間の関
数としての情報は、心臓医にとって心臓の評価をする上
で有効である。特に、弛緩期容積、収縮期容積、容積変
化率、及び容積に基づくその他のパラメータは、心臓医
に有効な情報を提供する。

【０００３】心臓の左心室の容積を求めるアプローチの
１つに、超音波イメージングによるものがある。超音波
イメージから断面積を求め、左心室の形状に関する所定
の仮定を行うことによって、２次元超音波イメージから
容積が求められる。

【０００４】１つのアプローチでは、ユーザは静止フレ
ームの心尖（apical）４室又は心尖２室の超音波イメー
ジを選択し、イメージに心室が現れるにつれて、トラッ
クボールまたは同様の装置を用いて、手動で心室の輪郭
をトレースする。加えてユーザは、回転軸として用いら
れる長軸を選択する。容積は、２次元トレースされた面
積を選択された軸の周囲で回転させて、円形に対称をな
す容積を得ることによって求められる。この容積は、デ
ィスク方法として知られる技術を用いて計算される。ユ
ーザが心室と心内膜の間の境界を正確にトレースした
後、トレースされた領域は幾つかの平行なスライスに分
割される。各スライスの容積が計算される。これらの容
積を合計することによって、心室全体の容積が得られ
る。分割は、トレースされた領域に基づいて行われる。
別のフレームにおいて容積を求めるためには、ユーザは
心室を正確にトレースし、同様にして容積の計算が行わ
れる。分割はトレースされた領域に基づいて行われるも
のであり、フレーム毎に変動する。この技術では、一度
に１フレームで容積がもたらされ、通常は弛緩期と収縮
期においてだけ行われる。

【０００５】1990年11月９日に出願され、本出願人に譲
渡された米国特許出願第07／614,780号には、心室の容
積を求めるための別の技術が記述されている。超音波ス
キャナからの信号が処理されて、それらが血液又は組織
の何れを表すものかが判定される。截頭環形状を有する
対象となる領域内にあり、血液を表すイメージの増分区
域が心室の長軸の周囲で回転されて、増分回転容積が形
成される。心室の全容積は、増分容積を合計することに
よって導出される。

【０００６】別の従来技術のシステムでは、対象領域が
ユーザにより、超音波イメージ上でトレースされる。超
音波スキャナからの信号が処理され、それらが血液又は
組織の何れを表すものかが判定される。対象領域内の血
液面積はアキュムレータで合計され、対象領域内の全血
液面積が求められる。容積は求められない。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】心室容積を求めるため
の従来技術は全て、種々の欠点を有しており、それには
リアルタイムで容積を求められないことや、過剰に複雑
であることなどが含まれる。

【０００８】本発明の課題は、体液で満たされた患者の
体腔の容積をリアルタイムで求めるための方法及び装置
を提供することにある。

【０００９】

【課題を解決するための手段】本発明は典型的には、心
臓の左心室のような、血液で満たされた体腔の容積を求
めるために用いられる。本明細書で用いられる「ピクセ
ル」という用語は、受信した超音波信号の１つのサンプ
ルに対応する扇形走査超音波イメージの、増分区域を示
すものである。扇形走査超音波イメージの各ピクセル
は、截頭環形状を有する。ピクセルの面積は、扇形走査
の頂点からの距離に従って増大する。

【００１０】本発明の方法は、（ａ）体腔及び周囲組織
について、一連の超音波イメージからなるリアルタイム
２次元超音波表示を得る段階と、（ｂ）容積計算を行う
最大容積にある体腔の超音波表示を取り囲む、固定され
たユーザ定義対象領域のパラメータを求める段階と、
（ｃ）対象領域を所定数のセグメントに細分する段階
と、（ｄ）少なくとも対象領域内において、一連の超音
波イメージ中のある超音波イメージの各ピクセルを、体
液を表す体液ピクセル又は組織を表す組織ピクセルとし
て分類する段階と、（ｅ）各セグメント内の体液ピクセ
ルの面積を求める段階と、（ｆ）対象領域の各セグメン
ト内の体液ピクセルの面積から体腔容積を計算する段階
と、及び（ｇ）一連の超音波イメージの各超音波イメー
ジ毎に段階（ｄ）から（ｆ）を繰り返し、超音波イメー
ジの形成毎に体腔容積をもたらす段階とから構成され
る。本発明は、単一の対象領域についての多数の超音波
イメージに基づいて体腔容積を求めることを可能なもの
とし、それにより計算時間を短縮し、一連の超音波イメ
ージの各超音波イメージ毎に、リアルタイムで容積を求
めることを可能にする。

【００１１】体腔容積を計算する段階には、好ましく
は、高さがセグメントの高さに等しく、直径が体液ピク
セルの全面積を高さで割った値に等しいディスクによっ
て各セグメント内の体腔容積を近似する段階と、対象領
域の各セグメントにおけるディスクの容積を計算する段
階と、対象領域のセグメントにおけるディスクの容積を
合計して体腔の容積をもたらす段階が含まれる。

【００１２】対象領域のパラメータは、ユーザによりト
レースされた対象領域の境界の座標を決定し、対象領域
の長軸を決定し、長軸に対する垂直軸とディスプレイス
クリーンの水平軸との間の角度を決定することによって
規定される。対象領域は、対象領域の長軸に対して垂直
な、間隔をあけたラインによって細分するのが好まし
い。

【００１３】対象領域の各セグメント内における体液ピ
クセルの面積を求める段階には、好ましくは、各走査線
に沿って各セグメントの開始深さ、終止深さ、及びセグ
メント番号を記憶する段階と、各走査線に沿って各セグ
メントの開始深さと終止深さの間の間隔が走査されてい
る時に、対応するセグメント内の体液ピクセルの面積を
セグメント番号に対応してアキュムレータに記憶する段
階が含まれる。

【００１４】

【実施例】本発明は、超音波イメージングシステムを利
用して、心臓の左心室のような体液で満たされた患者の
体腔の容積をリアルタイムで求めるための方法及び装置
を提供する。測定すべき体腔の超音波イメージは、ビデ
オディスプレイスクリーンに表示される。ユーザは、体
腔の周囲で固定対象領域をトレースする。対象領域は、
最大容積にある体腔を包含するのに十分な大きさであ
る。対象領域はセグメントに分割される。対象領域の各
セグメント内の体液面積は、超音波イメージの発生に用
いられる信号の信号処理によって求められる。対象領域
の各セグメント内の体腔容積は、ディスクによって近似
される。各セグメント内におけるディスクの容積を計算
し、ディスクの容積を合計することによって、体腔の全
容積が得られる。対象領域を固定したままで、超音波表
示の各イメージ、即ちフレーム毎にこのプロセスを繰り
返すことによって、体腔容積の測定値が時間の関数とし
てもたらされる。

【００１５】図１には、本発明に従って容積を求めるた
めのシステムの簡略化したブロック図が示されている。
スキャナ10は、心臓のような患者の体の特定領域の超音
波走査を行う。このスキャナには、超音波エネルギを送
受信するための超音波トランスデューサが含まれてい
る。このトランスデューサは、イメージ形成される領域
に超音波エネルギを伝送し、患者の体内の種々の種構造
及び器官から反射される超音波エネルギを受け取る。

【００１６】トランスデューサには、トランスデューサ
素子のアレイを含めることが可能である。従来技術にお
いて公知のように、各トランスデューサ素子に印加され
るパルスを適宜遅延させることによって、焦点の合った
超音波ビームが所望の走査線に沿って送られる。患者の
体内における所定のポイントから反射された超音波エネ
ルギは、異なる時点においてトランスデューサ素子によ
り受け取られる。トランスデューサ素子は、受け取った
超音波エネルギを電気信号に変換し、この電気信号が受
信ビーム形成器に供給される。ビーム形成器は電気信号
を処理し、受信した超音波エネルギの焦点合わせ及び操
向を行う。ビーム形成器は、受信した超音波エネルギを
焦点の合った受信ビームに変換する。超音波トランスデ
ューサに関する焦点の深度及び方向は、各トランスデュ
ーサ素子から受信した信号を適宜遅延させることによっ
て、時間とともに動的に変動させることが可能である。
各トランスデューサ素子からの遅延信号を合計すること
によって、所定の走査線に沿った反射エネルギレベルを
表すスキャナ信号が得られる。多数の走査線についてこ
のプロセスを繰り返すことによって、患者の体の所定領
域に関するイメージを生成するための信号がもたらされ
る。典型的には、走査パターンは扇形走査であり、その
場合には走査線は超音波トランスデューサの中心にある
ポイントから発生され、異なる角度で送り出される。

【００１７】代替案として、スキャナ10は、患者の体の
所定領域を超音波走査するための機械式スキャナを含む
ことも可能である。機械式スキャナにおいては、超音波
トランスデューサがモータにより、指定領域にわたって
走査される。機械式スキャナは当業者に周知のものであ
る。

【００１８】スキャナ信号は、当該技術において公知の
型式の走査変換器12に加えられ、スキャナ10により生成
された扇形走査情報は在来のラスタ走査表示信号に変換
される。走査変換器12の出力は、ビデオディスプレイユ
ニットのようなディスプレイ14に印加される。ディスプ
レイ14はオペレータインタフェース16の一部である。オ
ペレータインタフェース16には、後述のようにして対象
領域をトレースするトラックボール18と、生理的データ
ディスプレイ20を含めることも可能である。生理的デー
タディスプレイ20には例えば、生理的データを表示する
ための英数ディスプレイと、生理的波形を表示するため
のビデオディスプレイユニット又はチャートレコーダを
含めることが可能である。後述するように、生理的デー
タディスプレイ20を利用して、体液で満たされた患者の
体腔の容積を時間の関数として表示することが可能であ
る。オペレータインタフェース16にはまた、キーボー
ド、及び／又はシステムのセットアップ、調整、及び制
御のための専用機能キー（図示せず）の如き、オペレー
タコントローラを含めることも可能である。

【００１９】システムコントローラ22は、システム全体
の制御をもたらす。システムコントローラ22は、調時及
び制御機能を実行し、マイクロプロセッサ及び関連のメ
モリを含むことが可能である。後述するように、システ
ムコントローラ22は、トラックボール18を用いてユーザ
によりトレースされた対象領域に基づいて、対象領域パ
ラメータを決定する。

【００２０】図１に示すシステムはさらに、超音波表示
された、体液で満たされた体腔の容積を求めるための音
響定量化ユニット30を含んでいる。この容積は、超音波
表示の発生に用いられるスキャナ信号と、システムコン
トローラ22によって供給される対象領域パラメータか
ら、イメージ毎にリアルタイムで求められる。音響定量
化ユニット30によって求められる容積は、オペレータイ
ンタフェース16の生理的データディスプレイ20に対して
出力される。容積情報はまた、プリンタ、チャートレコ
ーダ、又は磁気記録装置によって記録することもでき、
或いはネットワーク上でコンピュータその他の機器に送
ることもできる。

【００２１】体液で満たされた体腔の容積を計算するた
めに用いられる対象領域が、図２（Ａ）及び（Ｂ）に示
されている。図２（Ａ）には弛緩期における人間の心臓
36のイメージが示され、図２（Ｂ）には収縮期における
心臓36のイメージが示されている。左心室38の容積を時
間の関数として求めることが望まれていると仮定する。
図２（Ａ）に示すように、左心室38は弛緩期にその最大
容積となり、図２（Ｂ）に示すように収縮期にその最小
容積となる。対象領域及び関連するパラメータは、図３
のフローチャートに従って決定される。ユーザはまずシ
ステムを調整し、左心室38が超音波イメージに明確に示
されるようにする（段階70）。この調整は、スキャナ10
からのスキャナ信号の利得を有効に変動させる。システ
ムが適正に調整されると、左心室38内における血液は、
超音波イメージ上で周囲の組織39から明確に識別され
る。本発明により容積を求める方法を実施するのに適し
た心臓36の図は、心尖４室図または心尖２室図である。
心尖４室図とは、心尖を通じて走査した超音波心臓図で
あり、心臓の４室全てを示す。心尖２室図は、心尖を通
じて走査した超音波心臓図であって、左心室及び左心房
を示すものである。

【００２２】ユーザは次に、トラックボール18を利用し
て左心室38の周囲の対象領域40をトレースし、超音波表
示に重ねられるマーカ41の位置を制御する（段階71）。
ユーザは、僧房弁環の片側のポイント42から始めて、ト
ラックボール18を用いてマーカ41を上に動かし、また左
心室38の周囲を通って僧房弁環の他方の側のポイント44
まで移動させて、対象領域40のトレースを行う。対象領
域40の輪郭は、超音波イメージに重ねられる。ユーザは
次いで、典型的にはオペレータインタフェース16の「承
認」又は「入力」キーを押して、対象領域40を確定す
る。次いでシステムは、後述のようにして長軸46を決定
する。

【００２３】左心室38の容積を正確に求めるためには、
対象領域40は、容積を求める最大容積にある左心室38
の、血液で満たされた体腔のイメージを取り囲まなけれ
ばならない。対象領域40は、左心室38の体腔の精密なト
レースを必要としない。しかしながら対象領域40は、測
定を受ける体腔以外の血液で満たされた体腔の全部又は
一部を包囲してはならない。

【００２４】対象領域40をトレースするための好ましい
技術は以上の通りである。しかしながら、本発明の範囲
内において、対象領域を画定する他の技術を利用するこ
とも可能である。例えば、対象領域は本発明の範囲内に
おいて、システムによって自動的に決定することができ
る。さらに、マウスその他のカーソル制御デバイスを利
用して、対象領域40をトレースすることも可能である。
必要なのは、対象となる体腔を包囲する対象領域を画定
することだけである。

【００２５】対象領域40のトレース時にマーカ41がたど
る経路の座標ｘ、ｙによって、対象領域が画定される
（段階72）。さらに、対象領域40の長軸46の端点を求め
ることも必要になる（段階73）。長軸46は、上端点48及
び下端点50によって画定される。対象領域40がポイント
42からポイント44までトレースされると、システムはポ
イント42と44の間でトレースの両端を直線52で結合す
る。直線52の中間点は、長軸46の下端点50である。上端
点48は、対象領域において下端点から最も遠いトレース
ポイントである。

【００２６】システムによる長軸46の自動決定は以上の
通りである。代替案として、ユーザが自動長軸決定機能
にオーバライドして、長軸46を手動で画定することも可
能である。トラックボール18その他のカーソル制御デバ
イスを利用して、長軸46を画定する２つのポイントが指
示される。長軸46は、測定される体腔の円形対称軸ので
きるだけ近くに配置しなければならない。

【００２７】次に、長軸46に対する垂直軸60が画定さ
れ、垂直軸60と水平軸（ディスプレイスクリーンのＸ
軸）の間の角度が求められる（段階74）。次いで、対象
領域のトレースポイントの集合のうち、最上部のセグメ
ントの頂部境界を形成するポイントと、最下部のセグメ
ントの底部境界を形成するポイントが求められる。長軸
と第１のセグメントの頂部との交点として規定される頂
部領域点が、段階75において求められる。

【００２８】頂部及び底部セグメントの情報、及び垂直
軸とＸ軸の間の角度から、対象領域の40の全長が求めら
れる（段階76）。長軸46が対象領域40の最大寸法と一致
しないこともあるので、この全長は長軸46の長さと異な
る可能性がある。例えば対象領域40の下端のライン52
が、長軸46に対して傾斜している場合がある。全長は、
軸46に対する垂直軸60が対象領域40の任意の部分と交差
するようにして、軸46に沿って長さを画定することによ
って求められる。

【００２９】上述しまた図３に示した、対象領域パラメ
ータの決定は、システムコントローラ22によって行われ
る。極座標Ｒα、βαにおける対象領域トレースポイン
ト、垂直軸60とＸ軸の間の角度、対象領域の全長、及び
頂部領域点を含む、対象領域パラメータは、システムコ
ントローラ22によって音響定量化ユニット30へと供給さ
れる。対象領域パラメータは、システムコントローラ22
によって極座標に変換し、極座標の形で音響定量化ユニ
ット30に供給されるのが好ましい。

【００３０】図４には、音響定量化ユニット30のブロッ
ク図が示されている。ビーム形成スキャナ信号は、信号
調整及びアナログデジタル変換器（ＡＤＣ）80に印加さ
れるが、これはスキャナ信号の利得を調整し、スキャナ
信号を一連のデジタルサンプルに変換する。信号調整及
びＡＤＣ80からのデジタルサンプルは、移動ウインドウ
フィルタを用いて信号を二乗し、結果を積分する二乗和
フィルタ82に印加される。フィルタ82の出力は、ｙ＝10
logｘの形の対数圧縮を実行する対数圧縮器84に印加さ
れる。

【００３１】対数圧縮器84の出力は、デジタルサンプル
と基準レベルの比較を行う組織／血液インジケータ86に
入力される。スキャナ信号、従ってスキャナ信号のデジ
タルサンプルは、反射された超音波エネルギを表してお
り、超音波イメージの発生に用いられる。血液と組織の
特性が異なるため、所与の深さにおいて血液から反射さ
れる超音波エネルギの振幅は、同じ深さにおいて組織か
ら反射される超音波エネルギの振幅よりも小さい。基準
レベルは、血液を表す振幅と、組織を表す振幅との間で
選択される。組織／血液インジケータ86の出力は、入力
信号が血液を表す第１の状態と、入力信号が組織を表す
第２の状態を有している。

【００３２】スキャナ信号は、ノイズや別の構造からの
反射を含んでおり、これらは組織／血液の判定を誤らせ
る可能性がある。判定の精度は、二乗和フィルタ82によ
って行われる、各走査線に沿っての平均化によって向上
される。判定の精度はさらに、組織／血液インジケータ
86の出力を多数決回路88に印加することによって向上さ
れる。多数決回路88は、各信号サンプルについての判定
を、超音波イメージの隣接走査線上で同じ深さにある信
号サンプルについての判定と比較することによって、有
効な平均化を実施する。その結果は、考慮されたサンプ
ルの多数の状態によって決定される。多数決プロセスは
好ましくは、より高い精度を得るため、幾つかの、典型
的には３つの連続する走査線上において同じ深さにある
一群のサンプルについて実行される。多数決を実行する
ために用いられるサンプル数は、状況に応じて変動させ
ることができる。多数決回路88は、サンプルが血液を表
す場合にアクティブ状態にあり、サンプルが組織を表す
場合に非アクティブ状態にある信号を出力する。組織／
血液インジケータ回路の精度を向上させるための多数決
回路の使用の詳細に関しては、1990年11月９日に出願さ
れた米国特許出願第07／614,780号に記載がある。米国
特許出願第07／614,780号の開示内容は、ここで参照す
ることによって本明細書に取り入れるものとする。

【００３３】図６には、超音波イメージを発生するため
の扇形走査技術が示されている。スキャナ10（図１）
は、典型的には超音波トランスデューサの中心にあるポ
イント102を起点とする走査線100に沿って、超音波パル
スを伝送する。伝送された超音波エネルギは、患者の体
内の種々の構造によって反射される。反射エネルギは超
音波トランスデューサによって受け取られ、トランスデ
ューサ素子によって電気信号に変換される。この電気信
号は、スキャナ10によってビーム形成され、信号調整及
びＡＤＣ80（図４）によってデジタルサンプルに変換さ
れる。これらのデジタルサンプルは、走査線100に沿っ
たポイント104、106、108等における反射超音波エネル
ギを表している。時間の関数としてのこれらのサンプル
は、走査線100に沿って順次増大する深さを表してい
る。走査線100に沿ったサンプルは、超音波イメージに
おけるピクセルの強度を決定する。このプロセスは、ポ
イント102を起点とする多数の走査線110、112等に関し
て繰り返され、２次元扇形走査イメージが形成される。
典型的な扇形超音波イメージは、120から240本の走査線
を有しうる。各走査線に沿ったサンプルの各々は、超音
波イメージにおけるピクセルの強度を表している。上述
したように、「ピクセル」は、扇形走査超音波イメージ
の増分区域を示す。各ピクセルは、截頭環形状を有す
る。扇形走査の幾何形状の故に、ピクセルの面積は、各
走査線に沿った深さに従って線形に増大する。再度図４
を参照すると、組織／血液インジケータ86及び多数決回
路88は、超音波イメージ中の各ピクセル毎に出力を発生
する。この出力は、ピクセルが血液又は組織の何れを表
すかを示す。

【００３４】図６に示すように、固定対象領域40は、左
心室38のイメージを取り囲んでいる。本発明によれば、
対象領域40は、所定数の平行セグメント40₁、40₂...40_n
に細分される。これらのセグメントは軸46に垂直な平行
線によって画定され、軸46に沿って等しい寸法を有する
ことが好ましい。好ましい実施例では、対象領域40は20
個のセグメントに分割される。上述したように、対象領
域40は、連続的な超音波イメージにわたって固定された
ままである。対象領域40のセグメント40₁、40₂...40_nも
また、連続する超音波イメージにわたって固定されたま
まである。セグメントの幾つか、例えばセグメント4
0₆、40₇、及び40₈は、左心室38のイメージの一部を含ん
でいる。他のセグメント、例えばセグメント40₁及び40₂
は、左心室38のイメージのどの部分も含んでいない。左
心室38のイメージの一部を含むセグメントの数は、左心
室の弛緩及び収縮の故に、時間の関数として変化しう
る。

【００３５】走査に際し、対象領域40を通る各走査線
は、異なるセグメントを順次通過する。即ち、走査線11
2に沿って送られる超音波エネルギは、伝送されるとセ
グメント40₁、40₂...40_nを順次通過し、反射されると同
じセグメントを逆の順序で通過する。後述のように、各
セグメント内の左心室38の面積に対応する各セグメント
内の血液の面積が、各走査線に沿って測定される。血液
の面積は、連続する走査線上における対象領域の各セグ
メント毎に累計される。後述するように、各セグメント
内の血液の面積を用いて、左心室38の容積が計算され
る。

【００３６】次に再び図４を参照すると、音響定量化ユ
ニット30には、マイクロプロセッサ及び局所メモリから
構成可能なマイクロプロセッサユニット90が含まれてい
る。マイクロプロセッサユニット90はシステムコントロ
ーラ22（図１）から、上述した対象領域パラメータを受
け取る。対象領域パラメータは、対象領域40を規定す
る。マイクロプロセッサユニット90は、図６及び９に示
すようにして、対象領域40のセグメント40₁、40₂...40_n
を画定する。次にマイクロプロセッサは後述するように
して、超音波イメージにおける各走査線に沿って各セグ
メント毎に、開始深さ、終止深さ、及びセグメント番号
を計算する。

【００３７】対象領域のセグメントについての開始深さ
及び終止深さが、図７に示されている。対象領域40のセ
グメント40₆には、左心室38のイメージの一部43が含ま
れている。超音波イメージの走査に際し、多数の走査線
120、122、124等が、セグメント40₆を通過する。走査線
122に沿う開始深さ126は、超音波エネルギがこの走査線
に関してセグメント40₆に入る深さを示している。走査
線122に沿う終止深さ128は、超音波エネルギがセグメン
ト40₆を出てセグメント40₇に入る深さを示している。か
くして、開始深さ126と終止深さ128の間にあるサンプル
は、セグメント40₆に由来するものである。開始深さと
終止深さは、セグメント40₆を通過する各走査線毎に設
定される。同様にして、対象領域の他の全てのセグメン
トについて、開始深さと終止深さが設定される。図７の
例においては、セグメント40₅のような１つのセグメン
トの終止深さは、セグメント40₆のような次のセグメン
トの開始深さと同じである。しかしながら、一般的な場
合に、走査線がセグメントを出る場合に次のセグメント
に入らずに対象領域外を通る可能性があるので、両方の
パラメータが必要である。従って各走査線毎に、開始深
さ、終止深さ、及びセグメント番号が、その走査線と交
差する各セグメント毎に求められる。

【００３８】再度図４を参照すると、開始深さ、終止深
さ、及びセグメント番号の情報は、対象領域発生器92に
供給される。後述するように、対象領域発生器92は、超
音波イメージの各走査線を受信する毎に、一連のセグメ
ント番号を出力する。各時間的瞬間におけるセグメント
番号は同期されて、スキャナ信号が対応して受信された
対象領域40のセグメントが示される。図６を参照する
と、対象領域発生器92はこのようにして、走査線112に
沿ってセグメント40₁から40₂₀を順次出力することがで
きる。対象領域40の外部にある患者の体の一部からスキ
ャナ信号を受信した場合には、対象領域発生器92は、セ
グメントの走査が行われていないことを表示する。

【００３９】図５には、対象領域発生器92のブロック図
が示されている。深さカウンタ150は、システムコント
ローラ22からのクロック信号によりインクリメントされ
る。このクロック信号は、スキャナ10からのスキャナ信
号と同期されている。深さカウンタ150は、超音波イメ
ージの各走査線に先立ってリセットされる。このクロッ
ク信号は、信号調整及びＡＤＣ80のアナログデジタル変
換器（図４）のクロックを行い、また深さカウンタ150
をインクリメントする。かくして信号調整及びＡＤＣ80
は、各クロックパルス毎に、走査線に沿った各ピクセル
に対応して信号サンプルをもたらし、深さカウンタ150
は各クロックパルスによりインクリメントされる。深さ
カウンタ150の値は、そこから信号サンプルを対応して
受信している所与の走査線に沿っての深さを表してい
る。深さカウンタ150の出力は、コンパレータ152に供給
される。

【００４０】対象領域発生器92にはさらに、上述のよう
に各走査線毎の開始深さ、終止深さ、及びセグメント番
号情報を記憶するセグメントＲＡＭ154が含まれてい
る。容積測定に先立って、各走査線に沿った各セグメン
トに関する開始深さ、終止深さ、及びセグメント番号情
報が、セグメントＲＡＭ154に記憶される。セグメント
ＲＡＭ154は、現在の走査線に沿った次の開始または終
止深さに対応するデジタル値をコンパレータ152に供給
する。セグメントＲＡＭ154はまた、現在のセグメント
番号をラッチ156に供給する。セグメントＲＡＭ154は、
現在の走査線を識別する走査線信号と、セグメントＲＡ
Ｍアドレスカウンタ158によってアドレス指定される。
セグメントＲＡＭアドレスカウンタ158は、セグメント
間における各遷移毎に、あるいは対象領域に出入りする
遷移によってインクリメントされる。かくして、セグメ
ントＲＡＭ154に供給されるアドレスは、現在の走査線
と、走査を受けている対象領域のセグメントを表すこと
になる。

【００４１】コンパレータ152は、深さカウンタ150によ
って供給される現在の走査線に沿った深さを、セグメン
トＲＡＭ154によって供給される次の開始または終止深
さと比較する。一致が検出されると、セグメント間にお
ける遷移、或いは対象領域に出入りする遷移が示され
る。この一致信号は、セグメントＲＡＭ154から供給さ
れる次のセグメントのセグメント番号を、ラッチ156に
ロードさせる。ラッチ156の出力は、現在走査中の対象
領域のセグメントを示すセグメント番号である。このセ
グメント番号によって、後述するように血液面積の情報
を累計する血液アキュムレータの１つがイネーブルされ
る。対象領域40の外部の面積が走査されている場合に
は、ラッチ156によって供給されるセグメント番号コー
ドは、血液アキュムレータをイネーブルしない。こうし
て血液面積の測定はセグメント毎に、対象領域内でしか
実施されず、対象領域外では禁止される。

【００４２】図４に示すように、多数決回路88からの血
液信号と、対象領域発生器92からのセグメント番号は、
血液アキュムレータ94₁、94₂...94_nに入力される。これ
らの血液アキュムレータは、対象領域のそれぞれのセグ
メント内における血液の面積を累計する。従って、例え
ば血液アキュムレータ94₁は、単一の超音波イメージの
一連の走査線の間、セグメント40₁（図６）内における
血液の面積を累計する。同様に血液アキュムレータ94₂
は、単一の超音波イメージの一連の走査線の間、セグメ
ント40₂内における血液の面積を累計する。対象領域発
生器92のセグメント番号出力により、適切な血液アキュ
ムレータがイネーブルされる。上述したように、受信し
た超音波信号の各サンプルは、扇形走査超音波イメージ
におけるピクセル（上記で規定した如き）を表してい
る。値が血液アキュムレータ94₁、94₂...94_nにおいて累
計されるのは、受信したサンプルが血液を表す場合、及
び対象領域のそれぞれのセグメントが走査されている場
合に限られる。従って、血液アキュムレータのそれぞれ
の値は、対象領域40の各セグメント内における血液の面
積を示すことになる。扇形走査超音波イメージにおける
ピクセルの面積は、深さと共に線形に増大するから、各
ピクセル毎にアキュムレータに記憶される面積は、深さ
にと共に線形に増大する。

【００４３】血液アキュムレータの動作は、図７を参照
することによって理解することができる。走査線120は
セグメント40₆を通るが、セグメント40₆内における左心
室38の一部43の外側である。従って、走査線120に沿っ
たセグメント40₆の走査時には、多数決回路88は組織を
示す信号を出力し、対象領域発生器92はセグメント番号
40₆を出力し、アキュムレータ94₆には血液面積は記憶さ
れない。走査線122に沿った走査時には、多数決回路88
は最初の３つのピクセルについては血液を示す信号を出
力し、第４のピクセルについては組織を示す信号を出力
する。セグメント40₆の最初の３つのピクセルに関する
面積は、血液アキュムレータ94₆に記憶される。走査線1
24の走査時には、多数決回路88はセグメント40₆の４つ
のピクセルについて血液を示す信号を出力し、対応する
面積が血液アキュムレータ94₆に記憶される。

【００４４】対象領域のセグメントの画定、及び各走査
線に沿った各セグメントに関する開始深さ及び終止深さ
の決定に包含される段階について、図９及び図10を参照
して説明する。対象領域のセグメントに関するパラメー
タと、開始及び終止深さとが、図10に示されている。マ
イクロプロセッサユニット90（図４）は、各走査線に沿
った対象領域40の極座標を受け取り、これにより各走査
線毎に開始深さ及び終止深さを画定する。マイクロプロ
セッサユニット90はまた、長軸46と対象領域40の第１の
セグメントの頂部との交点を規定する、頂部領域点
Ｒ₀、β₀を受け取る。マイクロプロセッサユニット90は
さらに、対象領域の長軸46に対する垂直軸の勾配ｋ₀を
受け取る。最後にマイクロプロセッサユニット90は、対
象領域の全長を受け取る。対象領域のパラメータは、段
階170においてポイントＲ_C、β_Cによって規定される扇
形走査の頂点に対して参照される。頂部領域点Ｒ₀、β₀
及び垂直軸の勾配ｋ₀によってセグメントライン172が画
定され、これによって対象領域の第１のセグメントが確
定される。対象領域が20のセグメントに分割される場
合、対象領域の全長は20で分割され、それによってセグ
メントライン172、174、176等の間の間隔が定まる。こ
うして対象領域40は、頂部領域点Ｒ₀、β₀から始まり勾
配ｋ₀を有する、等間隔のセグメントライン172、174、1
76等によって、20のセグメントに分割される（段階17
8）。

【００４５】次に、各セグメントに関する開始及び終止
深さが、特定の走査線に沿って決定される。対象領域の
全体としての開始深さ及び終止深さは、該走査線に沿う
対象領域の座標によって示される。距離Ｄαが、セグメ
ントライン172と走査線179のポイントＲα、βαとの間
での、セグメントライン172に対して垂直な距離として
規定される。距離Ｄαを用いることによって、全体とし
ての開始深さと終止深さのセグメント番号が決定され
る。Ｄαの値は段階180において、走査線179に沿った対
象領域40の開始深さと、対象領域の終止深さとについて
求められる。

【００４６】Ｄαの値から、開始深さと終止深さについ
てのセグメント番号が求められる。例えば対象領域40
が、合計で20単位の長さを有していると仮定する。開始
深さについてのＤαの値が2.5であるとすれば、開始深
さはセグメント３にあるものと求められる。なぜならセ
グメント３は、２と３の間のＤα値を有しているからで
ある。このようにして、対象領域40の開始深さと終止深
さのセグメント番号が、段階182において決定される。

【００４７】次に段階184において、開始深さのセグメ
ント番号が終止深さのセグメント番号と同じであるか否
かが判定される。これは、対象領域40の１つのセグメン
トだけしか通らない走査線179に対応する。この場合、
それ以上の計算は不要である。開始深さのセグメント番
号と終止深さのセグメント番号が等しくない場合には、
走査線179と全ての中間セグメントとの交点を求めるこ
とが段階186において必要になる。走査線と中間セグメ
ントとの交点は、次式、Ｄα＝Ｒα sin（γ₀＋βα）−Ｒ₀ sin（γ₀＋β₀）（１）によって求められる。式中、Ｒαは頂点Ｒ_C、β_Cと交点
との間の距離、βαは走査線の角度、Ｒ₀及びβ₀はポイ
ントｘ₀、ｙ₀に対応する極座標、γ₀はｋ₀＝tanγ₀によ
って定義される。Ｒαの値は、所望の開始深さまたは終
止深さである。Ｒαの値は段階186において、走査線179
と対象領域40の各中間セグメントとの交点について求め
られる。これは、式（１）をＲαについて解き、Ｄαの
値を順次入力することによって行われる。式（１）中の
全ての量は既知であるから、Ｒαの値を計算することが
可能である。例えば、領域４のＤα＝3.5から始めて、
領域７のＤα＝6.7で終止するものとする。この場合、
Ｄα＝４、Ｄα＝５、及びＤα＝６についてＲαを求め
る。

【００４８】次に段階190において、全ての走査線に関
して開始深さと終止深さが処理されたか否かを判定す
る。全ての走査線が完了していなければ、マイクロプロ
セッサユニット90は段階192において次の走査線へとイ
ンクリメントし、各セグメントに関して開始深さと終止
深さを求めるプロセスが繰り返される。このプロセス
は、超音波イメージ内の全走査線について、開始深さと
終止深さが求められるまで続行される。

【００４９】図11には、左心室38の容積を求めるについ
て包含される段階が示されている。超音波イメージの完
成後、血液アキュムレータ94₁、94₂...94_nには、対象領
域40のそれぞれのセグメント内における血液面積Ａ₁、
Ａ₂...Ａ_nを示す値が含まれる（段階200）。これらの血
液面積は、各セグメント内における左心室38の部分的な
断面積に相当する。

【００５０】それぞれの血液アキュムレータ94₁、9
4₂...94_nに記憶された対象領域40の各セグメント内にお
ける血液面積Ａ₁、Ａ₂...Ａ_nは、以下のようにして左心
室38の容積を計算するために用いられる。図７に示すよ
うに、対象領域40の各セグメントは、長軸46に沿った高
さｈを有している。対象領域の各セグメント内にある左
心室38の一部43は、図７に示すように不規則な形状を有
している。しかしながら、各セグメント内にある左心室
38の容積は、各セグメント毎に測定される血液面積Ａに
基づき、ディスクによって近似することが可能である。
図８に示すように、セグメント40₆内における左心室38
の容積は、高さｈがセグメント40₆の高さｈ₆に等しく、
直径がセグメント40₆内で測定された血液面積を高さｈ
で割った値に等しいディスク130によって近似すること
ができる（段階202）。ディスク130の容積は、式Ｖ＝π
Ａ²／４ｈに従って計算される（段階204）。左心室38の
全容積は、対象領域のセグメント内のディスク容積を合
計することによって計算される（段階206）。

【００５１】左心室の容積の計算は、マイクロプロセッ
サユニット90（図４）によって実行される。それぞれの
セグメントにおいて測定された血液面積Ａ₁、Ａ₂...Ａ_n
はデータバス96によって、血液アキュムレータ94₁、9
4₂...94_nからマイクロプロセッサユニット90に供給され
る。マイクロプロセッサユニット90は次に、上述し且つ
図11に示したところに従って、左心室の容積を計算す
る。

【００５２】上述のプロセスは、超音波表示の単一の超
音波イメージ上に示された左心室の容積を求めるもので
ある。上述したように、対象領域40と対象領域のセグメ
ントは、特定の容積測定のためにユーザにより設定され
た後、固定されたままである。従って、対象領域発生器
92により用いられる開始深さ、終止深さ、及びセグメン
ト番号も固定されたままである。従って、左心室38の容
積を求めることについて上述したプロセスは、一連の超
音波イメージについて繰り返され、左心室の容積のリア
ルタイムな測定がもたらされる。すなわち、超音波表示
の各フレーム、即ち各イメージ毎に、血液アキュムレー
タ94₁、94₂...94_nはそれぞれのセグメントについて血液
面積Ａ₁、Ａ₂...Ａ_nを累計し、これらの値からマイクロ
プロセッサユニット90が左心室の全容積を計算する。超
音波表示のフレーム速度は、イメージングされている深
さによって決まるが、典型的なフレーム速度は、約20か
ら35フレーム／秒のオーダである。このように、左心室
の容積は、超音波表示のフレーム速度に等しいサンプリ
ング速度でもって、リアルタイムで測定される。

【００５３】計算された容積は、生理的データディスプ
レイ20（図１）に供給し、時間の関数としての左心室の
容積の数値表示、或いは時間の関数としての左心室の容
積を示す波形をもたらすことが可能である。さらに、計
算された容積を記憶して、心臓専門医にとって関心事と
なりうる種々の計算に用いることも可能である。例とし
ては、容積変化率（ｄＶ／ｄｔ）、最大容積、最小容
積、最大容積と最小容積との差（一回拍出量）、及び正
規化された一回拍出量である放出比（最大容積から最小
容積を引いて最大容積で割ったもの）などがある。ピー
ク充填速度（ＰＦＲ）、ピーク放出速度（ＰＥＲ）、及
びピーク充填速度までの時間（ＴＰＦＲ）といった、容
積変化率（ｄＶ／ｄｔ）に基づくパラメータを計算する
ことも可能である。

【００５４】以上においては、本発明により容積を求め
る技術を左心室の容積を求めることに関して図示し記述
してきた。この技術は、人体内の体腔その他の領域であ
って、超音波表示においてその領域と周囲の組織との間
で十分な対照が得られる領域にも適用できることが理解
されよう。さらに、この技術は扇形走査表示に限定され
るものではなく、平行走査超音波イメージングシステム
でも利用することが可能である。従ってこの技術は、線
形スキャナ及び曲線形スキャナで用いることができる。
上述したように、本発明の技術はフェイズドアレイスキ
ャナに限定されるものではない。

【００５５】本明細書においては、現時点で本発明の好
ましい実施例と考えられるものについて図示し説明して
きたが、当業者には明らかなように、特許請求の範囲に
よって規定された本発明の範囲から逸脱することなし
に、種々の変更及び修正を行うことが可能である。

【００５６】

【発明の効果】以上の如く本発明によれば、容積を測定
すべき体腔と周囲の組織を含む対象領域を超音波イメー
ジ中で指定し、その対象領域のパラメータを求めると共
に対象領域を所定数のセグメントに細分し、各セグメン
ト内のピクセルについて体液と組織の弁別を行って体腔
部分の面積を求め、それに基づいて体腔容積が計算され
る。この手順を一連の超音波イメージについて繰り返す
ことにより、対象領域及びパラメータを固定したまま
で、体腔の容積をリアルタイムに求めることが可能にな
る。

【００５７】以下に本発明の実施態様を示す。１．患者の身体における体液で満たされた体腔の容積を
リアルタイムで求める方法であって、ａ）体液で満たされた体腔及び周囲の組織について、一
連の超音波イメージからなるリアルタイム２次元超音波
表示を得る段階と、ｂ）容積測定を行う最大容積にある体腔の超音波表示を
取り囲む、固定されたユーザ定義対象領域のパラメータ
を求める段階と、ｃ）前記対象領域を所定数のセグメントに細分する段階
と、ｄ）少なくとも前記対象領域内において、前記一連の超
音波イメージ中のある超音波イメージの各ピクセルを、
体液を表す体液ピクセル又は組織を表す組織ピクセルと
して分類する段階と、ｅ）前記対象領域の各セグメント内の体液ピクセルの面
積を求める段階と、ｆ）前記対象領域の各セグメント内の体液ピクセルの面
積から前記体腔の容積を計算する段階と、及びｇ）前記一連の超音波イメージの各超音波イメージ毎に
段階（ｄ）から（ｆ）を繰り返し、超音波イメージの形
成毎に前記体腔の容積をもたらす段階とからなる方法。

【００５８】２．前記体腔の容積を計算する段階が、高
さがセグメントの高さに等しく、直径が前記体液ピクセ
ルの全面積を高さで割った値に等しいディスクによって
各セグメント内の前記体腔の容積を近似する段階と、前
記対象領域の各セグメントにおけるディスクの容積を計
算する段階と、前記対象領域のセグメントにおけるディ
スクの容積を合計して前記体腔の容積を求める段階から
なる、上記１の方法。

【００５９】３．前記対象領域のパラメータを求める段
階が、前記対象領域の境界の座標を決定し、前記対象領
域の長軸を決定し、前記長軸に対する垂直軸がディスプ
レイスクリーンの水平軸に対して有する角度を決定する
ことを含み、前記対象領域を細分する段階が、長軸に対
して垂直な、間隔をあけたラインによって前記対象領域
を細分することを含む、上記１の方法。

【００６０】４．超音波表示を得る段階が、複数の走査
線に沿って超音波エネルギを送受信することを含み、体
液ピクセルの全面積を求める段階が、各走査線に沿った
各セグメント内の体液ピクセルの面積を累計して、各セ
グメント内の体液ピクセルの全面積を得ることを含む、
上記１の方法。

【００６１】５．前記対象前記領域の各セグメント毎に
体液ピクセルの面積を求める段階がさらに、各走査線に
沿った各セグメントについて開始深さ、終止深さ、及び
セグメント番号を記憶する段階と、各走査線に沿って前
記開始深さと前記終止深さの間の間隔が走査されている
時に、各セグメント内の体液ピクセルの面積を前記セグ
メント番号に対応してアキュムレータに記憶する段階を
含む、上記４の方法。

【００６２】６．患者の身体における体液で満たされた
体腔の容積をリアルタイムで求める装置であって、体液
で満たされた体腔及び周囲の組織について、一連の超音
波イメージからなるリアルタイム２次元超音波表示を得
る手段と、容積測定を行う最大容積にある体腔の超音波
表示を取り囲む、固定されたユーザ定義対象領域のパラ
メータを求める手段と、前記対象領域を所定数のセグメ
ントに細分する手段と、及び前記一連の超音波イメージ
の各超音波イメージを処理して前記超音波イメージの形
成毎に前記体腔の容積をもたらす手段とからなり、該処
理手段が、少なくとも前記対象領域内において、前記一
連の超音波イメージ中のある超音波イメージの各ピクセ
ルを、体液を表す体液ピクセル又は組織を表す組織ピク
セルとして分類する手段と、前記対象領域の各セグメン
ト内の体液ピクセルの面積を求める手段と、及び前記対
象領域の各セグメント内の体液ピクセルの面積から前記
体腔の容積を計算する手段からなる装置。

【００６３】７．前記固定の対象領域のパラメータを求
める前記手段が、前記対象領域の境界の座標を決定する
手段と、前記対象領域の長軸を決定する手段と、前記長
軸に対する垂直軸がディスプレイスクリーンの水平軸に
対して有する角度を決定する手段とを含み、前記対象領
域を細分する前記手段が、長軸に対して垂直な、間隔を
あけたラインによって前記対象領域を細分する手段を含
む、上記６の装置。

【００６４】８．超音波表示を得る前記手段が、複数の
走査線に沿って超音波エネルギを送受信する手段を含
み、体液ピクセルの面積を求める前記手段が、各走査線
に沿った各セグメント内の体液ピクセルの面積を累計し
て、各セグメント内の体液ピクセルの面積を得る手段を
含む、上記６の方法。

【００６５】９．前記体液ピクセルの全面積を求める前
記手段がさらに、各走査線に沿った各セグメントについ
て開始深さ、終止深さ、及びセグメント番号を記憶する
手段と、各走査線に沿って前記開始深さと前記終止深さ
の間の間隔が走査されている時に、各セグメント内の体
液ピクセルの面積を前記セグメント番号に対応してアキ
ュムレータに記憶する手段を含む、上記８の装置。

【００６６】10．前記体腔の容積を計算する前記手段
が、高さがセグメントの高さに等しく、直径が各セグメ
ント内の前記体液ピクセルの全面積を高さで割った値に
等しいディスクによって前記対象領域の各セグメント内
の前記体腔の容積を近似する手段と、前記対象領域の各
セグメントにおけるディスクの容積を計算する手段と、
及び前記対象領域のセグメントにおけるディスクの容積
を合計して前記体腔の容積をもたらす手段からなる、上
記６の装置。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明による、体液で満たされた体腔の容積を
求めるための音響定量化ユニットを含む、超音波イメー
ジングシステムのブロック図である。

【図２】弛緩期（Ａ）及び収縮期（Ｂ）における左心室
の超音波イメージに重ね合わせられた、固定対象領域を
示す図である。

【図３】本発明により固定対象領域に関するパラメータ
を決定するための各段階を示すフローチャートである。

【図４】本発明による、体液で満たされた体腔の容積を
求めるための音響定量化ユニットのブロック図である。

【図５】図４に示す対象領域発生器のブロック図であ
る。

【図６】血液で満たされた体腔と、セグメントに細分さ
れた固定対象領域の超音波イメージを示す単純化された
概略図である。

【図７】セグメントの走査を示す、対象領域の１つのセ
グメントの拡大図である。

【図８】ディスクによる血液面積の近似を示す、図７の
セグメントの拡大図である。

【図９】超音波イメージの各走査線に沿って、対象領域
の各セグメント毎に開始深さと終止深さを計算するため
の各段階を示すフローチャートである。

【図１０】超音波イメージの各走査線に沿って、対象領
域の各セグメント毎に開始深さと終止深さを求めること
に関連したパラメータを示す概略図である。

【図１１】体液で満たされた体腔の容積を計算するため
の各段階を示すフローチャートである。

【符号の説明】

10 スキャナ 12 走査変換器 14 ディスプレイ 16 オペレータインタフェース 18 トラックボール 20 生理的データディスプレイ 22 システムコントローラ 30 音響定量化ユニット 36 心臓 38 左心室 40 対象領域 41 マーカ 80 信号調整器及びＡＤＣ 82 二乗和フィルタ 84 対数圧縮器 86 組織／血液インジケータ 88 多数決回路 90 マイクロプロセッサユニット 92 対象領域発生器 94_n 血液アキュムレータ 150 深さカウンタ 152 コンパレータ 154 セグメントＲＡＭ 156 ラッチ 158 セグメントＲＡＭアドレスカウンタ

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者アルバート・フレドリック・コッホ，ザ・サードアメリカ合衆国マサチューセッツ州10950 ニューバリーポート，ハイ・ストリート・ 284

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】患者の身体における体液で満たされた体腔
の容積をリアルタイムで求める方法であって、ａ）体液で満たされた体腔及び周囲の組織について、一
連の超音波イメージからなるリアルタイム２次元超音波
表示を得る段階と、ｂ）容積測定を行う最大容積にある体腔の超音波表示を
取り囲む、固定されたユーザ定義対象領域のパラメータ
を求める段階と、ｃ）前記対象領域を所定数のセグメントに細分する段階
と、ｄ）少なくとも前記対象領域内において、前記一連の超
音波イメージ中のある超音波イメージの各ピクセルを、
体液を表す体液ピクセル又は組織を表す組織ピクセルと
して分類する段階と、ｅ）前記対象領域の各セグメント内の体液ピクセルの面
積を求める段階と、ｆ）前記対象領域の各セグメント内の体液ピクセルの面
積から前記体腔の容積を計算する段階と、及びｇ）前記一連の超音波イメージの各超音波イメージ毎に
段階（ｄ）から（ｆ）を繰り返し、超音波イメージの形
成毎に前記体腔の容積をもたらす段階とからなる方法。