WO2005115249A1 - 超音波診断装置、超音波画像処理装置、及び超音波画像処理方法 - Google Patents

超音波診断装置、超音波画像処理装置、及び超音波画像処理方法 Download PDF

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Yasuhiko Abe
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Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, an ultrasonic image processing apparatus, and an ultrasonic image processing method.
  • the present invention provides an ultrasonic diagnostic system that provides information useful for medical diagnosis by estimating the speed of a living tissue such as a myocardium, processing the estimated speed information and outputting local motion information of the tissue.
  • the present invention relates to a cutting device, an ultrasonic image processing device, and an ultrasonic image processing method, and more particularly to a technique for automatically detecting an end-systolic phase to reduce the operation labor.
  • TTI tissue tracking imaging
  • the start time phase has a particularly important meaning.
  • the integration start phase is the end diastole phase of the heart
  • strain and displacement during systole can be analyzed. Focusing on the strain, normal myocardium increases in thickness (thickening) in the direction of wall thickness (short axis) and contracts in the direction of long axis (shortening) during systole.
  • the integration start phase is the end systole phase of the heart, the strain and displacement during diastole are analyzed.
  • strain normal myocardium thins in the direction of wall thickness (short axis) during systole and stretches in the direction of long axis (stretching).
  • the integration end time is an important time phase after the start time phase as a time phase reflecting a final strain or displacement state in a predetermined section such as a systole or a diastole.
  • a predetermined section such as a systole or a diastole.
  • the state of the movement as a whole based on the time integration of the systole is analyzed at the end systole phase. It is considered that the motion as a whole by the time integration of the diastole is analyzed in the end diastole phase.
  • the end diastolic phase can be automatically detected as the R wave phase of the electrocardiogram.
  • the end systolic phase cannot be easily detected from the electrocardiogram, the following automatic setting technology is known, for example.
  • the accuracy required for the end systolic phase in which a certain force is set is such that it is uniquely determined by a predetermined time. Therefore, for example, since the configuration is not adaptively determined according to the motion of the signal source, it cannot be said that the method of setting the end-systolic time phase with high accuracy is always necessarily. Therefore, there is a problem that the accuracy of time is not sufficient from the viewpoint of automatically setting a time integration section for obtaining distortion and displacement.
  • the ACT method cannot be applied to a cross section such as a left ventricular long axis image in which the heart chamber is not clearly drawn.
  • a cross section such as a left ventricular long axis image in which the heart chamber is not clearly drawn.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide a simple and highly accurate end-contraction stage for images of any cross section used in general cardiac echography.
  • An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus, an ultrasonic image processing apparatus, and an ultrasonic image processing method that can automatically detect a time phase! Puru.
  • a first aspect of the present invention is a storage unit that stores time-series speed information of a moving part that periodically repeats contraction and expansion, and the movement unit based on the time-series speed information. And an estimation unit for estimating an arbitrary time phase related to one cycle including contraction and expansion of the phase.
  • a second viewpoint of the present invention is to obtain time-series speed information of a moving part that periodically repeats contraction and expansion, and based on the time-series velocity information, obtains contraction and contraction of the moving part. Estimating an arbitrary time phase related to one cycle including the expansion and the expansion.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus 10 according to a first embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining an estimation function of an end-systolic phase ES, and shows a graph showing a temporal change in myocardial velocity.
  • FIG. 3 is a diagram showing an example of an ROI set in an ultrasound image used for calculating a myocardial velocity.
  • FIG. 4 is a diagram showing an example of a table in which the heart rate is associated with a start phase of the estimation target period (start time phase) and a width of the estimation target period from the start time phase. is there.
  • FIG. 5 is a diagram showing an example in which the end systolic phase ES is displayed as an ES time phase line in association with an electrogram waveform.
  • FIG. 6 is a diagram showing an example in which the latest systolic phase 2 is automatically set as an integration interval in the TTI method.
  • FIG. 7 is a diagram showing an example in which the latest diastole 2 is automatically set as an integration interval in the TTI method.
  • FIG. 8 is a diagram showing an example in which the latest one-heart cycle is automatically set as an integration interval in the TTI method.
  • FIG. 9 is a flowchart showing a flow of a series of processes of TTI including automatic estimation of a time phase and the like.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus 10 according to the first embodiment.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 10 includes an ultrasonic probe 11, a transmitting unit 12, a receiving unit 13, a B-mode processing unit 14, a tissue Doppler processing unit 15, a motion information processing unit 16, a display control unit 17, and a display unit 18. , An input unit 19, a storage unit 20, a control unit 21, and an input unit 22.
  • the ultrasonic probe 11 generates a plurality of piezoelectric vibrators that generate ultrasonic waves based on a drive signal from the transmission unit 12 and converts reflected waves from the subject into electric signals, and a matching device provided in the piezoelectric vibrators. Backing that prevents the propagation of ultrasonic waves back to the layer and the piezoelectric vibrator force Material.
  • various harmonic components are generated with the propagation of the ultrasonic wave due to the non-linearity of the living tissue.
  • the fundamental wave and the harmonic component constituting the transmitted ultrasonic wave are backscattered by the boundary of the acoustic impedance of the body tissue, minute scattering, etc., and received by the ultrasonic probe 11 as a reflected wave (echo).
  • echo reflected wave
  • the transmission unit 12 has a delay circuit, a pulsar circuit, and the like (not shown).
  • a rate pulse for forming a transmission ultrasonic wave is repeatedly generated at a predetermined rate frequency fr Hz (period; lZfr second).
  • fr Hz period; lZfr second
  • a delay time necessary for focusing the ultrasonic waves in a beam shape for each channel and determining transmission directivity is given to each rate pulse.
  • the transmission unit 12 applies a drive pulse to each transducer at a timing based on the rate pulse so that an ultrasonic beam is formed toward a predetermined scan line.
  • the receiving unit 13 includes an amplifier circuit, an AZD converter, and an adder (not shown).
  • the amplifier circuit amplifies the echo signal captured via the probe 11 for each channel.
  • AZD variation a delay time necessary for determining the reception directivity is given to the amplified echo signal, and then the addition processing is performed in an adder. By this addition, an ultrasonic echo signal corresponding to a predetermined scan line is generated.
  • the B-mode processing unit 14 generates a B-mode signal corresponding to the amplitude intensity of the ultrasonic echo by performing an envelope detection process on the ultrasonic echo signal received from the receiving unit 13.
  • the tissue Doppler processing unit 15 performs quadrature detection processing, autocorrelation processing, and the like on the echo signal received from the reception unit 13, and based on the Doppler shift component of the delayed echo processed ultrasonic echo signal, Obtain tissue Doppler signals corresponding to the velocity, variance, and power of the moving tissue in the subject.
  • the motion information processing unit 16 acquires a motion information image based on the B mode signal and the Doppler signal output from the B mode processing unit 14 and the tissue Doppler processing unit 16. Execute each process.
  • the motion information processing unit 16 uses a velocity distribution image or the like stored in the storage unit 20 to execute an arbitrary time phase estimation process and an automatic integration interval setting process in the TTI method described later. I do.
  • the display control unit 17 generates a B-mode ultrasonic image representing a dimensional distribution of a B-mode signal in a predetermined cross section. Further, the display control unit 17 generates a tissue Doppler ultrasonic image representing a two-dimensional distribution of a speed, a variance, and a power value over a predetermined section based on the tissue Doppler signal. Further, the display control unit 17 generates a superimposed image of a B-mode ultrasonic image and a tissue Dobler ultrasonic image, a superimposed image of a B-mode ultrasonic image and a two-dimensional distribution image of displacement or distortion, and the like, as necessary.
  • the display unit 18 displays morphological information and blood flow information in a living body as an image based on a video signal from the display control unit 17.
  • the spatial distribution of the contrast agent i.e., the amount of blood flow or blood, is based on the quantitative amount of information obtained from the region. Display as
  • the input unit 19 is connected to the apparatus main body, and is used to input various instructions of operator power, an instruction for setting a region of interest (ROI), various image quality condition setting instructions, and the like to the apparatus main body. It has a switch, a keyboard, and the like.
  • ROI region of interest
  • image quality condition setting instructions various image quality condition setting instructions
  • the storage unit 20 stores ultrasonic image data (ultrasonic reception data) corresponding to each time phase, a velocity distribution image corresponding to each time phase generated by the motion information processing unit 16, and the like.
  • the ultrasound image data is tissue image data captured in the tissue Doppler mode and tissue image data captured in a mode other than the tissue Doppler mode. Note that these tissue image data may be so-called raw image data before scan conversion.
  • the control unit 21 has a function as an information processing device (computer), and statically or dynamically controls the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus main body.
  • the input unit 22 is connected to the apparatus 10, and various switches' buttons, trucks, etc., for inputting setting and changing instructions of various parameter conditions from the operator, setting instructions of a region of interest (ROI), and the like to the apparatus main body. It has a ball, mouse, keyboard, etc. [0031] (Tissue tracking imaging)
  • tissue tracking imaging method Tissue Tracking Imaging
  • tissue tracking imaging method local displacement and distortion parameters obtained by integrating a signal derived from velocity information while tracking a tissue position accompanying movement as tissue motion information are imaged. It is.
  • an image of distortion or displacement of the local myocardium of the heart can be created and displayed using, for example, a short-axis image, and analysis of a temporal change of an image output value with respect to a local region is supported.
  • the short-axis image is used, the main function of the heart to be analyzed is thick junging (thickening).
  • tissue tracking imaging method components related to this thick jung are corrected by angle correction.
  • the concept and setting of a contraction motion field that is directed toward the center of contraction is used.
  • the above-mentioned tissue tracking imaging method can be applied to a temporally variable motion field by moving the contraction center position in time, taking into account the effect of translation of the whole heart (also called “translation”). Has become. Therefore, it is possible to follow the change of the contraction center position due to the translational movement. Further details of this tissue tracking imaging method are described in, for example, JP-A-2003-175041. The contents of this document will be added to the description of the present embodiment.
  • This tissue tracking imaging method requires a spatiotemporal distribution image of the tissue velocity for multiple time phases (images representing the velocity at each position of the tissue to be diagnosed).
  • the spatio-temporal distribution image of the tissue velocity (hereinafter simply referred to as “velocity distribution image”) is used to generate two-dimensional or three-dimensional ultrasonic image data for multiple time phases collected by the tissue Doppler method, or to generate B-mode or the like. It is obtained by performing pattern matching processing on a plurality of two-dimensional or three-dimensional tissue images related to a plurality of time phases collected by the method.
  • a two-dimensional velocity distribution image generated by a tissue Doppler method is used.
  • TDI tissue Doppler method
  • the present invention is not limited to this.
  • a three-dimensional velocity distribution image generated by the tissue Doppler method may be used, or a two-dimensional or three-dimensional image obtained by pattern matching may be used. May be used.
  • Ma in the present embodiment, a case where the diagnosis target is the heart is taken as an example. Therefore, most of the tissue velocities obtained by tissue tracking imaging can be considered as myocardial velocities.
  • the time phase estimation process is for analytically estimating, for example, various clinically important time phases using the speed distribution image for each time phase stored in the storage unit 20.
  • the case of estimating the end-systolic time phase will be described as an example for simplicity of explanation, but other than the above, the S-wave generation time phase, the E-wave generation time phase, and the predetermined It is possible to estimate any time phase that can be identified by the time phase of the velocity, the A wave onset phase, and other clinical features.
  • the time phase when the myocardial velocity is zero or the time phase when it is the closest to zero is automatically estimated from the concept.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the function of estimating the end systolic phase ES, and shows a graph showing a temporal change in myocardial velocity.
  • the end systole phase ES is a predetermined period t0 to t0 + tg (hereinafter, referred to as an “estimation target period”) set between the S wave phase and the E wave phase.
  • I Myocardial velocity It is preferable to estimate by specifying the phase at which I becomes minimum.
  • the myocardial velocity for example, the sum of the velocity values at each position of the myocardium within the ROI set in an ultrasound image (TDI image) as shown in FIG. 3 or each position of the myocardium within the ROI Use the sum of the absolute values of the velocity values at (ie, I velocity value I).
  • the tissue Doppler can obtain the tissue velocity of the component directed to the beam.
  • the movement of the organization cannot be said to be small.
  • the speed of the estimation process is high, and it is possible to approximately detect the phase in which the motion of the heart tissue is stationary.
  • the myocardial velocity is defined as the sum of I velocity values I at each position of the myocardium in the ROI
  • the motion component is added as an absolute value in every case, it is possible to detect the phase in which the motion of the heart tissue is stationary with higher accuracy, though it is a complicated process.
  • the estimation target period is preferably controlled according to the heart rate HR because there is an individual difference in the time per one heartbeat.
  • the start time phase of the estimation target period (start time phase) and the width of the estimation target period from the start time phase are stored in advance as a table corresponding to the heart rate. It is preferable that the exercise information calculation unit 16 automatically determines the estimation target period based on the heart rate obtained from the ECG or input from the input device 19 and stored in the table. .
  • a configuration may be employed in which the start time phase of the integration interval in ⁇ and the width of the estimation target period are set by a predetermined function using the heart rate as a variable.
  • the end-systolic time phase ES estimated in this manner is displayed in a predetermined form.
  • FIG. 5 is a diagram showing an example in which the end systolic phase ES is displayed as an ES phase line L in association with an electrocardiogram waveform. In this way, the user can easily grasp the position of the end-systolic phase ES in the entire heartbeat.
  • This automatic setting is based on the estimated end-systolic phase ES and ECG, which is the cardiac phase interval that can be the integration interval when calculating the motion information in the systole, diastole, one cardiac cycle, and other TTI methods. It is set automatically based on the R-wave time phase! This makes it possible to easily analyze and acquire the motion information defined by the time integration in the ⁇ method.
  • FIG. 6 is a diagram showing an example in which the latest systolic phase 2 is automatically set as an integration interval in the TTI method.
  • the motion information processing unit 16 regards the R-wave time phase and the end-diastolic time phase in each heartbeat detected by the ECG, and calculates the end-systolic time obtained by the above estimation process.
  • the time phase ES the R-ES time interval is assumed to be a systole
  • the ES-R time interval is assumed to be a diastole
  • the R-R time interval is assumed to be one cardiac cycle.
  • the motion information processing unit 16 is the newest start phase of systole 2 from each estimated phase interval.
  • the R2 wave phase is automatically set as the lower limit tO of the integration interval, and the latest systolic end time ES2, which is the end time of systole 2, as the upper limit tend of the integration interval.
  • FIG. 7 is a diagram showing an example in which the latest diastole 2 is automatically set as an integration interval in the TTI method.
  • the motion information processing unit 16 sets the end systole phase ES2, which is the start phase of the newest diastole 2 among the estimated time phase sections in the same manner as in FIG.
  • the R3 wave phase which is the end time of period 2, is automatically set as the upper limit tend of the integration interval.
  • FIG. 8 is a diagram showing an example in which the latest one-heart cycle is automatically set as an integration interval in the ⁇ method.
  • the motion information processing unit 16 sets the R2 wave time phase, which is the start time phase of the newest one-heart cycle 2 among the time phases estimated in the same manner as in FIG.
  • the R3 wave phase which is the end time of 2 is automatically set as the upper limit tend of the integration interval.
  • the one cardiac cycle is not limited to the one based on the R-wave generation time phase, but may be set using, for example, the end systole time phase ES or the like.
  • the various target cardiac phase sections estimated by the target cardiac phase section estimation process match the actual end-systolic phase with high accuracy. However, if there is an error in the estimated end-systolic phase ES, it is necessary to fine-tune the integration interval by referring to the ES phase line L on the screen shown in Fig. 5, for example. Or manual setting of the integration interval according to the application.
  • FIG. 9 is a flowchart showing a flow of a series of TTI processes including automatic estimation of a time phase and the like. As shown in the figure, first, imaging by the tissue Doppler method is performed, and a velocity distribution image for each time phase is generated based on the obtained echo signal (step S1).
  • the exercise information processing unit 16 sets the estimation target period based on, for example, a heart rate HR at which an electrocardiogram force is also obtained. Further, for example, a region of interest for obtaining a cardiac muscle speed is set on the TDI image by a manual operation of the operator (step S2).
  • the motion information processing unit 16 calculates the absolute value of the myocardial velocity (I myocardial velocity I) for each time phase within the set estimation target period (step S3), The phase is estimated (step S4).
  • the motion information processing unit 16 estimates the systole, diastole, and one cardiac cycle based on the R-wave generation time phase obtained from the electrocardiogram and the estimated end-systole time phase ( (Step S5) Based on the obtained estimation result, the integration interval is automatically set (Step S6
  • the motion information processing unit 16 calculates time-related motion information on the heart such as distortion, distortion rate, and displacement by executing time integration in the automatically set integration interval (step S7). Based on the result, for example, a distortion image or the like in each time phase is generated and displayed on the display unit 18 (step S8).
  • an arbitrary clinically important time phase can be automatically estimated using the velocity distribution image for each time phase.
  • This automatic estimation is performed adaptively using the speed information. Therefore, the operator can easily and easily set a desired time phase required for the inspection.
  • an integration section of motion information defined by time integration in the TTI method is determined using an automatically set arbitrary time phase. Therefore, in the TTI method, highly objective motion information can be provided, and the integration interval is set. It is possible to reduce the work load on the operator in the fixed state.
  • the systolic phase and the diastolic phase can be automatically separated using the automatically detected end-systolic phase and the end-diastolic phase automatically detected from the electrocardiogram. . Therefore, a highly objective and quantitative evaluation method based on the distortion / displacement using the tissue velocity and the local wall motion index can be quickly realized by a simpler operation.
  • a program for executing each processing is built in a computer (workstation, image processing apparatus, ultrasonic diagnostic apparatus, or the like). It can also be realized by installing them in) and expanding them on the memory. At this time, a program that allows the computer to execute the method is stored on a recording medium such as a magnetic disk (floppy (registered trademark) disk, hard disk, etc.), an optical disk (CD-ROM, DVD, etc.), and a semiconductor memory. It is also possible to store and distribute.
  • a recording medium such as a magnetic disk (floppy (registered trademark) disk, hard disk, etc.), an optical disk (CD-ROM, DVD, etc.), and a semiconductor memory. It is also possible to store and distribute.
  • the time phase such as the systole of the heart is estimated based on the values.
  • the indices for estimating the time phase are not intended to be limited to the myocardial velocity and velocity changes.For example, the timing at which a predetermined velocity is reached during a predetermined period within one cycle of the heart, the velocity change rate (differential velocity waveform) (Coefficient) may be used.
  • the diagnosis target is the heart
  • the purpose of the present invention is not limited to this, and the function of estimating an arbitrary time phase by the present ultrasonic diagnostic apparatus is not limited to a carotid artery and other moving parts that periodically repeat contraction and dilatation, and a target diagnosis. It is possible to use.

Abstract

　時相毎に取得された、収縮と膨張とを周期的に繰り返す運動部位（例えば心臓）の複数の位置に関する速度情報に基づいて、運動部位の一周期に関する収縮始期、収縮末期、拡張始期、拡張末期その他の臨床学的特徴によって特定され得る任意の時相、又は運動部位の一周期期間を推定する。より具体的には、例えば収縮末期時相＝心筋速度がゼロになる時相又はゼロに最も近くなる時相とし、所定期間の各時相において｜心筋速度｜を計算し、この値がゼロに最も近くなる時相を収縮末期時相と推定する。

Description

明 細 書
超音波診断装置、超音波画像処理装置、及び超音波画像処理方法 技術分野
[0001] 本発明は、心筋等の生体組織の速度を推定し、推定した速度情報を処理して組織 の局所的な運動情報を出力することで医学診断に有効な情報を提供する超音波診 断装置、超音波画像処理装置及び超音波画像処理方法に係わり、特に収縮末期時 相を自動検出することで操作の手間を軽減する手法に関する。
背景技術
[0002] 一般に、心筋等の生体組織に関して、その機能を客観的かつ定量的に評価するこ とは、その組織の診断にとって非常に重要である。超音波画像処理装置を使用した 画像診断にぉ 、ても、主に心臓を例として様々な定量的評価法が試みられて 、る。 その代表的な例として、組織追跡イメージング（TTI : Tissue Tracking Imaging) 法がある（例えば、特許文献 1参照)。この TTI法により、組織速度を用いて歪みや変 位といった局所的な壁運動指標による定量的評価法が提供可能となっている。
[0003] 上記特許文献 1にも述べられて 、る通り、歪みや変位を組織速度を用いて求める 場合には、時間的な積分処理が必要となる。時間積分の結果は積分区間（時間)で 変わることから、本区間の設定が重要であることは容易に推察されよう。
[0004] また、開始時相は特に重要な意味を持つ。例えば、積分開始時相が心臓の拡張末 期時相であれば、収縮期における歪みや変位を解析することができる。歪みに着目 すると、正常な心筋は収縮期に壁厚方向（短軸)へは厚みが増し (thickening)、長軸 方向へは長さが縮む (shortening)。一方、積分開始時相が心臓の収縮末期時相で あれば、拡張期における歪みや変位が解析される。同様に歪みに着目すると、正常 な心筋は収縮期に壁厚方向（短軸)へは厚みが薄くなり (thinning)、長軸方向へは長 さが伸びる（stretching)。
[0005] さらに、積分終了時刻は、収縮期や拡張期といった所定の区間における最終的な 歪みや変位の状態を反映する時相として、開始時相の次に重要な時相である。すな わち、収縮期の時間積分によるトータルとしての運動の様子は収縮末期時相で解析 され、拡張期の時間積分によるトータルとしての運動の様子は拡張末期時相で解析 されるのが最も一般的と考えられる。
[0006] これらの収縮期や拡張期の各種用途に応じた積分区間を定めるためには、拡張末 期時相と収縮末期時相を可能な限り正確に与えることが必要である。また、解析処理 の簡便性を向上させるためには、拡張末期時相及び収縮末期時相の 2時相が自動 的に設定されることが望ましい。さらに、収縮期と拡張期の各々の時相区間における 積分区間設定以外の固有な応用設定として、例えば特開平 2003— 175041号にお いて、歪みの片極表示に関する技術が開示されている。正確且つ簡便な時相設定 の実現は、この歪みの片極表示にお!、ても実益が大き!/、。
[0007] ところで、拡張末期時相及び収縮末期時相のうち、拡張末期時相については、心 電図の R波時相として自動的に検出することができる。一方で収縮末期時相につい ては心電図からは容易に検出が出来ないものの、例えば次に述べるような自動設定 技術が知られている。
[0008] 近年普及しつつある stressエコーパッケージにおいては、一連の動画像の中から収 縮期のみを切り出して解析することが多い。この際、 R波からの所定区間（Duration-T ime : DT[sec])が設定出来るようになつている。すなわち DTの時相が収縮末期時相 に相当する。 DTはハートレート (HR) [bpm]に依存して変化する（一般に HRが大きく なるにつれて DTは小さくなる）ことが知られているので、 DTは HR毎のテーブルとし てユーザーによる設定が可能となって 、ることが多 、。
[0009] このように工夫された stressエコーパッケージではある力 設定される収縮末期時相 に要求される精度は、あら力じめ定められた時間で一義に決まる程度のものである。 従って、例えば信号源の運動に応じて適応的に決められるような構成ではないので 、必ずしも高精度な収縮末期時相の設定法とは言えない。従って、歪みや変位を得 るための時間積分の区間を自動設定するという観点力もは、時間の精度が十分では ないという問題がある。
[0010] また、近年、 ACT (Automated Contour Tracking )法による心腔体積 Z面積な 、し 心音図を用いて収縮末期時相を自動認識する技術が開示されて！ヽる (例えば、特許 文献 2参照)。当該文献にも示されているように、「臨床的な意味での収縮末期時相 は心音図の第 II音の生ずる時間」として一般的に知られている。し力しながら、急峻な 変化が多数存在する心音図波形力も第 II音のみを安定して検出することは困難であ ると共に、検査の際に必ずしも心音図が得られないケース（多くの心臓の超音波検査 は心電図のみを参照信号として行われるため）もあり得る。当該 ACT法による技術に よれば、自動的に検出された心臓の内膜面の位置情報力 心腔の面積ないし体積 を推定することで、「心腔の面積ないし体積が最小になる時相として収縮末期時相を 得る」ことが開示されている。
発明の開示
[0011] し力しながら ACT法では、心腔が明瞭に描出されない左室長軸像のような断面で は適用が出来ない。また、収縮末期時相を得る時間の精度を高めるには心腔体積を 高精度に求めるのが望ましいが、ある断面のみでは面積しか定義できないので、体 積としての精度を保証するのは困難である。一般に、体積の精度を高めるには複数 の基準断面を得る必要があり、これは手技的に複雑となり簡便性を損なう。従って A CT法においては、利用できる断面に制限があるため精度向上が困難であり、且つ断 面設定にぉ ヽて操作性に欠ける場合がある。
[0012] 本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、その目的とするところは、一般的な 心臓超音波検査で用いられるあらゆる断面の画像に対して簡便でかつ高精度な収 縮末期時相の自動検出を実行することができる超音波診断装置、超音波画像処理 装置、及び超音波画像処理方法を提供することを目的として！ヽる。
[0013] 本発明の第 1の視点は、収縮と膨張とを周期的に繰り返す運動部位の時系列の速 度情報を記憶する記憶ユニットと、前記時系列の速度情報に基づいて、前記運動部 位の収縮と膨張とを含む一周期に関する任意の時相を推定する推定ユニットと、を具 備する超音波診断装置又は超音波画像処理装置である。
[0014] 本発明の第 2の視点は、収縮と膨張とを周期的に繰り返す運動部位の時系列の速 度情報を取得し、前記時系列の速度情報に基づいて、前記運動部位の収縮と膨張 とを含む一周期に関する任意の時相を推定すること、を具備する超音波画像処理方 法である。
図面の簡単な説明 [0015] [図 1]図 1は、第 1の実施形態に係る超音波診断装置 10の構成図である。
[図 2]図 2は、収縮末期時相 ESの推定機能を説明するための図であり、心筋速度の 時間的変化を示したグラフを示して 、る。
[図 3]図 3は、心筋速度の計算にお!/ヽて利用される超音波画像に設定された ROIの 一例を示した図である。
[図 4]図 4は、心拍数と、推定対象期間の開始時相（開始時相)及び当該開始時相か らの推定対象期間の幅とを対応付けたテーブルの一例を示した図である。
[図 5]図 5は、収縮末期時相 ESを ES時相線として電図波形と対応付けて表示した例 を示した図である。
[図 6]図 6は、 TTI法において、最新の収縮期 2を積分区間として自動設定する例を 示した図である。
[図 7]図 7は、 TTI法において、最新の拡張期 2を積分区間として自動設定する例を 示した図である。
[図 8]図 8は、 TTI法において、最新の一心周期を積分区間として自動設定する例を 示した図である。
[図 9]図 9は、時相の自動推定等を含む TTIの一連の処理の流れを示したフローチヤ ートである。
発明を実施するための最良の形態
[0016] 以下、本発明の実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、 略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明 は必要な場合にのみ行う。
[0017] 図 1は、第 1の実施形態に係る超音波診断装置 10の構成図である。本超音波診断 装置 10は、超音波プローブ 11、送信ユニット 12、受信ユニット 13、 Bモード処理ュ- ット 14、組織ドプラ処理ユニット 15、運動情報処理ユニット 16、表示制御ユニット 17、 表示部 18、入力部 19、記憶部 20、制御ユニット 21、入力部 22を具備している。
[0018] 超音波プローブ 11は、送信ユニット 12からの駆動信号に基づき超音波を発生し、 被検体からの反射波を電気信号に変換する複数の圧電振動子、当該圧電振動子に 設けられる整合層、当該圧電振動子力も後方への超音波の伝播を防止するバッキン グ材等を有している。当該超音波プローブ 11から被検体に超音波が送信されると、 生体組織の非線形性により、超音波の伝播に伴って種々のハーモニック成分が発生 する。送信超音波を構成する基本波とハーモニック成分は、体内組織の音響インピ 一ダンスの境界、微小散乱等により後方散乱され、反射波 (エコー）として超音波プロ ーブ 11に受信される。なお、本実施形態及び後述する各実施形態においては、心 臓を撮影対象とする場合を例に説明するため、超音波プローブ 1はセクタプローブで あるちのとする。
[0019] 送信ユニット 12は、図示しない遅延回路およびパルサ回路等を有している。パルサ 回路では、所定のレート周波数 fr Hz (周期； lZfr秒)で、送信超音波を形成するた めのレートパルスが繰り返し発生される。また、遅延回路では、チャンネル毎に超音 波をビーム状に集束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間が、各レート パルスに与えられる。送信ユニット 12は、このレートパルスに基づくタイミングで、所定 のスキャンラインに向けて超音波ビームが形成されるように振動子毎に駆動パルスを 印加する。
[0020] 受信ユニット 13は、図示していないアンプ回路、 AZD変換器、加算器等を有して いる。アンプ回路では、プローブ 11を介して取り込まれたエコー信号をチャンネル毎 に増幅する。 AZD変 では、増幅されたエコー信号に対し受信指向性を決定す るのに必要な遅延時間を与え、その後加算器において加算処理を行う。この加算に より、所定のスキャンラインに対応した超音波エコー信号を生成する。
[0021] Bモード処理ユニット 14は、受信ユニット 13から受け取った超音波エコー信号に対 して包絡線検波処理を施すことにより、超音波エコーの振幅強度に対応した Bモード 信号を生成する。
[0022] 組織ドプラ処理ユニット 15は、受信ユニット 13から受け取ったエコー信号に対して 直交検波処理、自己相関処理等を行い、遅延加算処理された超音波エコー信号の ドプラ偏移成分に基づいて、被検体内で移動している組織の速度、分散、パワーに 対応した組織ドプラ信号を求める。
[0023] 運動情報処理ユニット 16は、 Bモード処理ユニット 14及び組織ドプラ処理ユニット 1 6の出力する Bモード信号及びドプラ信号に基づいて、運動情報画像を取得するた めの各処理を実行する。
[0024] また、運動情報処理ユニット 16は、記憶部 20に記憶された速度分布画像等を用い て、後述する任意の時相の推定処理、及び TTI法における積分区間の自動設定処 理を実行する。
[0025] 表示制御ユニット 17は、 Bモード信号の所定断面に係る次元分布を表した Bモード 超音波像を生成する。また、表示制御ユニット 17は、組織ドプラ信号に基づいて、速 度、分散、パワー値の所定断面にかかる 2次元分布を表した組織ドプラ超音波像を 生成する。さらに、表示制御ユニット 17は、必要に応じて Bモード超音波像と組織ド ブラ超音波像の重畳画像、 Bモード超音波像と変位もしくは歪みの 2次元分布像の 重畳画像等を生成する。
[0026] 表示部 18は、表示制御ユニット 17からのビデオ信号に基づいて、生体内の形態学 的情報や、血流情報を画像として表示する。また、造影剤を用いた場合には、造影 剤の空間的分布、すなわち血流或いは血液の存在して 、る領域を求めた定量的な 情報量に基づ!、て、輝度画像やカラー画像として表示する。
[0027] 入力部 19は、装置本体に接続され、オペレータ力 の各種指示、関心領域 (ROI) の設定指示、種々の画質条件設定指示等を装置本体にとりこむためのマウスやトラッ クボール、モード切替スィッチ、キーボード等を有している。
[0028] 記憶部 20は、各時相に対応する超音波画像データ (超音波受信データ）、運動情 報処理ユニット 16によって生成された各時相に対応する速度分布画像等を記憶する 。なお、超音波画像データは、組織ドプラモードによって撮影された組織画像データ 、及び組織ドプラモード以外によって撮影された組織画像データであるものとする。 なお、これらの組織画像データは、スキャンコンバート前の所謂 Raw画像データであ つてもよい。
[0029] 制御ユ ット 21は、情報処理装置 (計算機)としての機能を持ち、本超音波診断装 置本体の動作を静的又は動的に制御する。
[0030] 入力部 22は、装置 10に接続され、オペレータからの各種パラメータ条件の設定及 び変更指示、関心領域 (ROI)の設定指示等を装置本体にとりこむための各種スイツ チ 'ボタン、トラックボール、マウス、キーボード等を有している。 [0031] (組織追跡イメージング）
次に、本実施形態の前提となる技術である組織追跡イメージング法 (ΤΠ : Tissue T racking Imaging)について、簡単に説明する。この組織追跡イメージング法は、組織 の運動情報として、運動に伴う組織位置を追跡しながら、速度情報に由来する信号 を積分することで得られる、局所の変位と歪みのパラメータを画像ィ匕するものである。 当該手法によれば、心臓の局所心筋の歪みや変位の画像を、例えば短軸像を用い て作成'表示することができ、画像出力値の局所領域に対する時間変化の解析が支 接される。また、短軸像を用いた場合、主な心臓の解析対象機能はシックユング (thi ckening :厚さ変ィ匕）である力 上記組織追跡イメージング法では、このシックユング に関わる成分を角度補正によって検出して画像ィ匕するために、収縮中心に向力う運 動の場（コントラクション場： contraction motion field)の概念や設定を用いてい る。さらに、上記組織追跡イメージング法では、心臓全体の並進運動（「translation」 とも呼ばれる)の影響も考慮して収縮中心位置を時間的に移動させ、時間的に可変 な運動場に対しても適用可能となっている。従って、並進運動による収縮中心位置の 変動には追随することができる。この組織追跡イメージング法のさらなる詳細につい ては、例えば特開平 2003— 175041号に説明されている。なお、この文献の内容に ついては、本実施形態の説明に加えるものとする。
なお、本組織追跡イメージング法には、複数の時相に関する組織速度の時空間分 布画像 (診断対象組織の各位置における速度を表す画像)を必要とする。この組織 速度の時空間分布画像 (以下、単に「速度分布画像」）は、組織ドプラ法によって収 集された複数の時相に関する二次元又は三次元超音波画像データ力 生成するか 、Bモード等によって収集された複数の時相に関する複数の二次元又は三次元組織 画像に対してパターンマッチング処理を施すことで得られる。
[0032] なお、本実施形態では、説明を具体的にするため、組織ドプラ法 (TDI : Tissue Dop pier Imaging)によって生成された二次元の速度分布画像を利用するものとする。しか しながら、これに限定する趣旨ではなぐ例えば組織ドプラ法によって生成された三 次元の速度分布画像を利用するものであってもよいし、パターンマッチング処理によ つて得られた二次元又は三次元の速度分布画像を利用するものであってもよい。ま た、本実施形態では、診断対象が心臓である場合を例とする。従って、組織追跡ィメ 一ジングによって得られる組織速度の殆どは、心筋速度とみなすことができる。
[0033] (時相の推定機能）
次に、本超音波診断装置 10が具備する時相の推定機能について説明する。この 時相推定処理は、記憶部 20に格納された時相毎の速度分布画像を用いて、例えば 臨床学的に重要な各種時相を解析的に推定するものである。なお、以下においては 、説明を簡単にするため収縮末期時相を推定する場合を例として説明するが、この 他に、 S波発生時相、 E波発生時相、 E波力 の立ち上がりにおいて所定速度になる 時相、 A波発生時相その他の臨床学的特徴によって特定され得る任意の時相を推 定することが可能である。
[0034] 本実施形態では、収縮末期時相を心筋速度の収縮期の S波と拡張期の E波の境 界時相として定義し、「収縮末期時相 ES =心臓の動きが止まる時相 =心筋速度がゼ 口になる時相又はゼロに最も近くなる時相」との考え方から自動的に収縮末期時相 E Sを推定する。
[0035] 図 2は、収縮末期時相 ESの推定機能を説明するための図であり、心筋速度の時間 的変化を示したグラフを示している。同図に示すように、収縮末期時相 ESは、 S波時 相と E波時相との間において設定される所定期間 t0〜t0+tg (以下、「推定対象期間」 と呼ぶ。）において、 I心筋速度 Iが最小となる時相を特定することによって推定す るのが好適である。
[0036] ここで、心筋速度として、例えば図 3に示すような超音波画像 (TDI画像）に設定さ れた ROI内の心筋各位置での速度値の総和、又は当該 ROI内の心筋各位置での 速度値の絶対値 (すなわち、 I速度値 I )の総和を用いるようにする。
[0037] なお、心筋速度を ROI内の心筋各位置での速度値の総和として定義した場合には 、組織ドプラではビームに向力う成分の組織速度が得られることから、必ずしも総和 力 S小さい場合に組織の動きが小さいと言えない場合がある。し力しながら、本推定処 理の速度は高速であり、近似的には心臓組織の運動が静止した時相を検出すること ができる。
[0038] 一方、心筋速度を ROI内の心筋各位置での I速度値 Iの総和として定義した場合 には、あらゆるケースにおいて運動成分が絶対値として加算されることから、複雑な 処理ではあるが、より高精度に心臓組織の運動が静止した時相を検出することが可 能である。
[0039] また、推定対象期間は、一心拍当たりの時間には個体差があるため、ハートレート HRに応じて制御されることが好ましい。具体的な制御法としては、図 4に示すように、 推定対象期間の開始時相（開始時相）と、当該開始時相からの推定対象期間の幅を 心拍数に応じたテーブルとして予め記憶部 20に記憶しておき、 ECGから取得した、 又は入力装置 19から入力されたハートレートと当該テーブルとに基づいて、運動情 報演算ユ ット 16が推定対象期間を自動決定することが好ましい。この他、心拍数を 変数とした所定の関数により、 ΤΠにおける積分区間の開始時相と推定対象期間の 幅とを設定する構成であってもよ ヽ。
[0040] このようにして推定された収縮末期時相 ESは、所定の形態にて表示される。
[0041] 図 5は、収縮末期時相 ESを ES時相線 Lとして心電図波形と対応付けて表示した例 を示した図である。このようにすれば、ユーザーは収縮末期時相 ESの位置を、心拍 全体の中で容易に把握することが可能となる。
[0042] (積分区間としての心時相区間の自動設定）
次に、本超音波診断装置 10が具備する積分区間としての心時相区間の自動設定 について説明する。この自動設定は、収縮期、拡張期、一心周期その他の TTI法に おいて運動情報を計算する際に積分区間となり得る心時相区間を、推定された収縮 末期時相 ES及び ECGによって得られた R波時相とに基づ!/、て、自動設定するもの である。これにより、 ΤΠ法において時間積分によって定義される運動情報を簡便に 解析し取得することができる。
[0043] 図 6は、 TTI法において、最新の収縮期 2を積分区間として自動設定する例を示し た図である。同図に示すように、まず、運動情報処理ユニット 16は、 ECGによって検 出された各心拍における R波時相と拡張末期時相とみなし、これと上記推定処理によ つて得られた収縮末期時相 ESとを用いて、 R— ES時相区間を収縮期とし、 ES-R 時相区間を拡張期とし、 R—R時相区間を一心周期として推定する。運動情報処理 ユニット 16は、推定された各時相区間の中から最も新しい収縮期 2の開始時相であ る R2波時相を積分区間の下限 tOとし、最も新しい収縮期 2の終了時刻である収縮末 期時相 ES2を積分区間の上限 tendとして、自動的に設定する。
[0044] また、図 7は、 TTI法において、最新の拡張期 2を積分区間として自動設定する例 を示した図である。運動情報処理ユニット 16は、図 6と同様に推定された各時相区間 の中から最も新しい拡張期 2の開始時相である収縮末期時相 ES2を積分区間の下 限 tOとし、最も新しい拡張期 2の終了時刻である R3波時相を積分区間の上限 tendと して、自動的に設定する。
[0045] さらに、図 8は、 ΤΠ法において、最新の一心周期を積分区間として自動設定する 例を示した図である。運動情報処理ユニット 16は、図 6と同様に推定された各時相区 間の中から最も新しい一心周期 2の開始時相である R2波時相を積分区間の下限 tO とし、最も新しい一心周期 2の終了時刻である R3波時相を積分区間の上限 tendとし て、自動的に設定する。なお、一心周期は、 R波発生時相を基準とするものに限らず 、例えば収縮末期時相 ES等を用いて設定することも可能である。
[0046] 以上述べた収縮期、拡張期、一心周期のいずれを積分区間として選択するかは、 操作者が例えば図 5に示す様に「一心周期（R-R)」、「収縮期（Systol)」、「拡張期（di astol)」のいずれかの項目にチェックを入れることで実行される。この際、選択された 各々の時相区間における積分区間設定以外の固有な応用設定として、例えば歪み の片極表示の設定を自動的に切り換えるようにする。このように対象とする心時相区 間に応じて、対象区間だけでなく付随する設定も自動的に最適化することが可能とな るので、ユーザーが要手的に各種設定を制御する手間が省けるため操作の簡便性 が向上する。
[0047] なお、本対象心時相区間の推定処理によって推定される各種対象心時相区間は、 高い精度で実際の心臓収縮末期時相と一致する。し力しながら、仮に推定された収 縮末期時相 ESに誤差がある場合には、例えば図 5に示した画面上の ES時相線 Lを 参照しながら、要手的に積分区間の微調を行ったり、用途に応じた積分区間のマ- ュアル設定を行うことができる。
[0048] (動作）
次に、上記時相の自動推定、及び積分区間の自動設定を含む TTIの一連の処理 について説明する。
[0049] 図 9は、時相の自動推定等を含む TTIの一連の処理の流れを示したフローチャート である。同図に示すように、まず、組織ドプラ法による撮影が実行され、得られたェコ 一信号に基づいて時相毎の速度分布画像が生成される (ステップ S 1)。
[0050] 次に、運動情報処理ユニット 16は、例えば心電図力も得られるハートレート HRに 基づいて推定対象期間を設定する。また、例えば操作者のマニュアル操作により、心 筋速度を求めるための関心領域が TDI画像上に設定される (ステップ S2)。
[0051] 次に、運動情報処理ユニット 16は、設定された推定対象期間内における各時相に ついて、心筋速度の絶対値（ I心筋速度 I )を計算し (ステップ S3)、心臓収縮末期 時相を推定する (ステップ S4)。
[0052] 次に、運動情報処理ユニット 16は、心電図から得られる R波発生時相及び推定さ れた心臓収縮末期時相に基づいて、心臓収縮期、心臓拡張期、一心周期を推定し（ ステップ S5)、得られた推定結果に基づ!/、て、積分区間を自動設定する (ステップ S6
) o
[0053] 次に、運動情報処理ユニット 16は、自動設定された積分区間において時間積分を 実行することで、歪み、歪み率、変位量等の心臓に関する運動情報を計算し (ステツ プ S7)、その結果に基づいて例えば各時相における歪み画像等を生成し、表示部 1 8に表示する（ステップ S8)。
[0054] 以上述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
[0055] 本超音波診断装置によれば、時相毎の速度分布画像を用いて、例えば臨床学的 に重要な任意の時相を自動推定することができる。この自動推定は、速度情報を用 いて適応的に実行される。そのため、操作者は、検査に必要な所望の時相を高精度 且つ簡便に設定することができる。また、従来の人為的手法による時相設定と比較し て、操作者の違いによる情報のばらつきがなく客観性の高い時相設定を実現するこ とができ、診断情報の質の向上に寄与することができる。
[0056] また、本超音波診断装置によれば、自動設定された任意の時相を利用して、 TTI 法において時間積分によって定義される運動情報の積分区間を決定する。従って、 TTI法において、客観性の高い運動情報を提供することができ、また、積分区間設 定における操作者の作業負担を軽減させることができる。特に、本超音波診断装置 によれば、自動検出された収縮末期時相と、心電図から自動検出された拡張末期時 相とを用いて、収縮期と拡張期を自動的に分離することができる。従って、組織速度 を用いた歪みや変位と!/、つた局所的な壁運動指標による客観性の高 、定量的評価 法を、より簡便な操作によって迅速に実現することができる。
[0057] なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなぐ実施段階ではそ の要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体ィ匕できる。
[0058] (1)例えば、上述した任意の時相の推定処理、積分区間の自動設定処理は、当該 各処理を実行するプログラムをコンピュータ（ワークステーション、画像処理装置又は 超音波診断装置等に内蔵されるものを含む。 )にインストールし、これらをメモリ上で 展開することによつても実現することができる。このとき、コンピュータに当該手法を実 行させることのできるプログラムは、磁気ディスク (フロッピー（登録商標）ディスク、ハ ードディスクなど）、光ディスク（CD— ROM、 DVDなど）、半導体メモリなどの記録媒 体に格納して頒布することも可能である。
[0059] (2)上記実施形態では、心筋の速度及び速度変化に着目し、その値に基づいて心 臓の収縮期等の時相を推定した。しかしながら、時相推定のための指標は、心筋の 速度及び速度変化に限定する趣旨ではなぐ例えば心臓の一周期内の所定期間に ぉ ヽて所定速度に達するタイミング、速度変化率 (速度波形の微分係数)を使用する 構成であってもよい。
[0060] (3)上記実施形態では、診断対象が心臓である場合を例として説明した。しかし、こ れに限定する趣旨ではなぐ本超音波診断装置による任意の時相の推定機能等は、 頸動脈その他の収縮と膨張とを周期的に繰り返す運動部位と対象とする診断であれ ば、利用することが可能である。
[0061] また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより 、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの 構成要素を削除してもよい。さら〖こ、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み 合わせてもよい。
産業上の利用可能性 以上述べた様に、本実施形態によれば、一般的な心臓超音波検査で用いられるあ らゆる断面の画像に対して簡便でかつ高精度な収縮末期時相の自動検出を実行す ることができる超音波診断装置、超音波画像処理装置、及び超音波画像処理方法を 提供することができる。

Claims

請求の範囲
[1] 収縮と膨張とを周期的に繰り返す運動部位の時系列の速度情報を記憶する記憶 ユニットと、
前記時系列の速度情報に基づいて、前記運動部位の収縮と膨張とを含む一周期 に関する任意の時相を推定する推定ユ ットと、
を具備する超音波診断装置又は超音波画像処理装置。
[2] 前記記憶ユニットは、前記運動部位の複数の位置に関する前記時系列の速度情 報を記憶し、
前記推定ユニットは、
前記運動部位の複数の位置のうち、当該運動部位に設定される関心領域内に存 在する位置に関する前記複数の位置に関する速度の総和、平均値その他の統計的 な計算値に基づ!、て、前記運動部位の速度又は前記運動部位の速度変化率を計 昇し、
前記運動部位の速度又は前記運動部位の速度変化率に基づ!、て、前記運動部 位の収縮と膨張とを含む一周期に関する任意の時相を推定する請求項 1記載の超 音波診断装置又は超音波画像処理装置。
[3] 少なくとも二つの時相に関する前記速度情報を利用した時間積分によって定義さ れる歪み、歪み率又は変位のいずれかの前記運動部位の運動に関する物理量を計 算するものであって、前記推定ユニットによって推定された前記任意の時相を用いて 、前記時間積分の積分区間を決定する計算ユニットをさらに具備する請求項 1記載 の超音波診断装置又は超音波画像処理装置。
[4] 推定される前記所定の時相は心臓の収縮末期時相であり、
前記推定ユニットは、少なくとも前記収縮末期時相近傍に設定される所定期間にお ける前記組織の運動速度に基づ 、て、前記運動部位の運動が静止する時相を前記 収縮末期時相として推定する請求項 1記載の超音波診断装置又は超音波画像処理 装置。
[5] 前記推定ユニットは、
所定の空間から得られる前記組織の運動速度の総和又は運動速度の総和を取得 し、
前記総和の絶対値が収縮末期時相の近傍に設定される所定の期間内で最小とな る時相を検出し、
検出された前記総和の絶対値が最小となる前記時相を、前記運動部位の運動が 静止する前記時相として推定する請求項 4記載の超音波診断装置又は超音波画像 処理装置。
[6] 前記被検体の心拍数に関する情報を取得する情報取得ユニットと、
前記収縮末期時相の近傍に設定される前記所定期間を、取得される前記心拍数 に応じて適応的に設定可能な設定ユニットと、
をさらに具備する請求項 5記載の超音波診断装置又は超音波画像処理装置。
[7] 前記推定ユニットによって推定された前記任意の時相を、所定の形態にて表示す る表示ユニットをさらに具備する請求項 1記載の超音波診断装置又は超音波画像処 理装置。
[8] 前記時系列の速度情報は、組織ドプラ法によって取得された複数の時相に関する 超音波画像データに基づいて生成されたもの、又は Bモード撮影法によって取得さ れた複数の時相に関する組織画像に対してパターンマッチングを施すことにより生成 されたものである請求項 1記載の超音波診断装置又は超音波画像処理装置。
[9] 収縮と膨張とを周期的に繰り返す運動部位の時系列の速度情報を取得し、
前記時系列の速度情報に基づいて、前記運動部位の収縮と膨張とを含む一周期 に関する任意の時相を推定すること、
を具備する超音波画像処理方法。
[10] 前記時系列の速度情報の取得においては、前記運動部位の複数の位置に関する 前記時系列の速度情報を取得し、
前記推定においては、
前記運動部位の複数の位置のうち、当該運動部位に設定される関心領域内に存 在する位置に関する前記複数の位置に関する速度の総和、平均値その他の統計的 な計算値に基づ!、て、前記運動部位の速度又は前記運動部位の速度変化率を計 昇し、 前記運動部位の速度又は前記運動部位の速度変化率に基づ!、て、前記運動部 位の収縮と膨張とを含む一周期に関する任意の時相を推定する請求項 9記載の超 音波画像処理方法。
[11] 少なくとも二つの時相に関する前記速度情報を利用した時間積分によって定義さ れる歪み、歪み率又は変位のいずれかの前記運動部位の運動に関する物理量を計 算するものであって、前記推定ユニットによって推定された前記任意の時相を用いて 、前記時間積分の積分区間を決定する計算をさらに具備する請求項 9記載の超音波 画像処理方法。
[12] 推定される前記所定の時相は心臓の収縮末期時相であり、
前記推定においては、少なくとも前記収縮末期時相近傍に設定される所定期間に おける前記組織の運動速度に基づ 、て、前記運動部位の運動が静止する時相を前 記収縮末期時相として推定する請求項 9記載の超音波画像処理方法。
[13] 前記推定においては、
所定の空間から得られる前記組織の運動速度の総和又は運動速度の総和を取得 し、
前記総和の絶対値が収縮末期時相の近傍に設定される所定の期間内で最小とな る時相を検出し、
検出された前記総和の絶対値が最小となる前記時相を、前記運動部位の運動が 静止する前記時相として推定する請求項 12記載の超音波画像処理方法。
[14] 前記被検体の心拍数に関する情報を取得し、
前記収縮末期時相の近傍に設定される前記所定期間を、取得される前記心拍数 に応じて適応的に設定すること、
をさらに具備する請求項 13記載の超音波画像処理方法。
[15] 推定された前記任意の時相を、所定の形態にて表示することをさらに具備する請求 項 9記載の超音波画像処理方法。
[16] 前記時系列の速度情報は、組織ドプラ法によって取得された複数の時相に関する 超音波画像データに基づいて生成されたもの、又は Bモード撮影法によって取得さ れた複数の時相に関する組織画像に対してパターンマッチングを施すことにより生成 されたものである請求項 9記載の超音波画像処理方法。
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