WO2007138751A1

WO2007138751A1 - 超音波診断装置、医用画像処理装置及び医用画像処理プログラム

Info

Publication number: WO2007138751A1
Application number: PCT/JP2007/000587
Authority: WO
Inventors: Tetsuya Kawagishi; Yasuhiko Abe
Original assignee: Kabushiki Kaisha Toshiba; Toshiba Medical Systems Corporation
Priority date: 2006-05-30
Filing date: 2007-05-30
Publication date: 2007-12-06
Also published as: US8343052B2; EP2022404A1; EP2022404B1; EP2022404A4; CN101484074B; JP2007319190A; JP4745133B2; US20090198133A1; CN101484074A

Abstract

【課題】生体組織の３次元的な運動の計測を短時間で行える超音波診断装置を提供する。【解決手段】画像処理部５は、生体組織のＢモード画像の画像データに基づいてボリュームデータを生成するとともに、このボリュームデータに基づき、２以上の断面位置のそれぞれについて、時系列に沿った一連の断層画像の画像データを生成する。制御部９は、各断面位置について１つの断層画像を表示部８１に表示させる。ユーザは、操作部８２を操作し、表示された断層画像に計測画像領域を指定する。変位演算部６１は、各断面位置について、指定された計測画像領域の時系列に沿った変位を演算する。運動情報演算部６２は、各断面位置について演算された計測画像領域の変位に基づいて、生体組織の運動情報を演算する。

Description

明細書

超音波診断装置、医用画像処理装置及び医用画像処理プログラム技術分野

[0001 ] この発明は、超音波プローブによって被検体内に超音波を送信し、その反射波に基づいて被検体の医用画像を取得する超音波診断装置と、超音波診断装置により取得された医用画像を処理する医用画像処理装置及び医用画像処理プログラムとに関する。特に、生体組織の運動機能の評価に用いられる超音波診断装置、医用画像処理装置及び医用画像処理プログラムに関するものである。

背景技術

[0002] 超音波診断装置は、超音波プローブを体表に接触させるだけの簡単な操作により、その場で画像を観察できるなどのメリットがあることから、生体組織の形態や機能の診断に広く利用されている。近年では、心臓の壁運動などの生体組織の運動機能の評価、特に 3次元的な運動機能の評価に対する注目が高まっている。

[0003] 特許文献 1には、生体組織の運動機能評価に用いられる超音波診断装置が開示されている。この超音波診断装置は、生体組織の 2次元画像中の特徴点を抽出し、その特徴点に基づいて計測点を指定する。そして、指定された各計測点を中心に所定数以上の特徴点を含む大きさのテンプレートを設定し、このテンプレートを用いて 2画像間の相互相関処理を行って組織の変位や速度などの物理/《ラメータを計測することにより、計測精度の向上を図るものである。

[0004] 特許文献 1 ：特開 2 0 0 4 _ 3 1 3 2 9 1号公報

発明の開示

発明が解決しょうとする課題

[0005] ところで、生体組織は、一般に 3次元的に運動している。たとえば心臓は、壁厚方向への運動（壁厚の変化、壁厚の歪み等）とともに、それに直交する方向においても伸縮や歪み等の運動を行っている。従来の運動機能評価は

、生体組織の 2次元的な変位や速度を計測しているので、このような 3次元的な運動を把握するのには限界がある。

[0006] 一方、生体組織の 3次元画像を用いて 3次元的な運動を評価しょうとすると、つまり、 3次元的に分布する複数の計測点を指定し、各計測点の 3次元的な変位を解析することにより、生体組織の 3次元的な運動を評価しょうとすると、処理すべきデータ量が増大し、処理時間が長くなるという問題が生じる。

[0007] また、 3次元画像を用いて運動機能評価を行おうとすると、運動の計測対象とする領域を画像上に指定する作業が困難になるという問題も生じる。たとえば、心臓の壁厚の変化を計測したい場合、心臓の 3次元画像中において内膜に相当する領域と外膜に相当する領域とを見つけ出し、それらの領域をそれぞれ指定する必要がある。しかし、このような作業を的確に行うには、熟練された手技が必要とされ、また、相当の作業時間が必要とされる。

[0008] この発明は、以上のような問題を解決するためになされたもので、生体組織の 3次元的な運動の計測を短時間で行うことを可能にする超音波診断装置、医用画像処理装置及び医用画像処理プログラムを提供することを目的とする。

[0009] また、この発明は、生体組織の運動を計測する領域を容易に指定することを可能にする超音波診断装置、医用画像処理装置及び医用画像処理プロダラムを提供することを別の目的としている。

課題を解決するための手段

[0010] 上記目的を達成するために、請求項 1に記載の発明は、超音波プローブと、前記超音波プローブに超音波を送受信させる送受信手段と、前記超音波の送受信の結果として得られた受信信号に基づき、生体組織の 2以上の断面位置のそれぞれについて、時系列に沿った一連の断層画像の画像データを生成する画像生成手段と、前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記生成された画像データに基づき、前記一連の断層画像のうちの 1つの断層画像を表示する表示手段と、前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記表示された前記 1つの断層画像に計測画像領域を指定する指定手段と、前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記一連の断層画像の画像データに基づき、前記指定された計測画像領域における前記生体組織の運動の状態を示す局所運動情報を演算するとともに、前記 2以上の断面位置のそれぞれについて前記演算された局所運動情報に基づいて、前記生体組織の運動の状態を示す運動情報を演算する演算手段と、を備え、前記表示手段は、前記演算手段により演算された前記運動情報を表示する、ことを特徴とする超音波診断装置である。

[0011] また、請求項 1 5に記載の発明は、前記超音波プローブに超音波を送受信させる送受信手段と、前記超音波の送受信の結果として得られた受信信号に基づき、生体組織の 1以上の断面位置のそれぞれについて、時系列に沿った一連の断層画像の画像データを生成する画像生成手段と、前記 1以上の断面位置のそれぞれについて、前記生成された画像データに基づき、前記一連の断層画像のうちの 1つの断層画像を表示する表示手段と、前記 1以上の断面位置のそれぞれについて、前記表示された前記 1つの断層画像に計測画像領域を指定する指定手段と、前記 1以上の断面位置のそれぞれについて、前記一連の断層画像の画像データに基づき、前記指定された計測画像領域における前記生体組織の運動の状態を示す局所運動情報を演算する演算手段と、を備え、前記表示手段は、前記演算手段により演算された前記局所運動情報を表示する、ことを特徴とする超音波診断装置である。

[0012] また、請求項 1 9に記載の発明は、超音波診断装置により得られた生体組織の医用画像の画像データを処理する医用画像処理装置であって、生体組織の 2以上の断面位置のそれぞれにおける、時系列に沿った一連の断層画像の画像データを記憶する記憶手段と、前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記記憶された画像データに基づき、前記一連の断層画像のうちの 1つの断層画像を表示する表示手段と、前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記表示された前記 1つの断層画像に計測画像領域を指定する指定手段と、前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記一連の断層画像の画像データに基づき、前記指定された計測画像領域における前記生体組織の運動の状態を示す局所運動情報を演算するとともに、前記 2以上の断面位置のそれぞれについて前記演算された局所運動情報に基づいて、前記生体組織の運動の状態を示す運動情報を演算する演算手段と、を備え、前記表示手段は、前記演算手段によリ演算された前記運動情報を表示する、ことを特徴とする

[0013] また、請求項 2 0に記載の発明は、超音波診断装置により得られた生体組織の医用画像の画像データを処理する医用画像処理装置であって、生体組織の 1以上の断面位置のそれぞれにおける、時系列に沿った一連の断層画像の画像データを記憶する記憶手段と、前記 1以上の断面位置のそれぞれについて、前記記憶された画像データに基づき、前記一連の断層画像のうちの 1つの断層画像を表示する表示手段と、前記 1以上の断面位置のそれぞれについて、前記表示された前記 1つの断層画像に計測画像領域を指定する指定手段と、前記 1以上の断面位置のそれぞれについて、前記一連の断層画像の画像データに基づき、前記指定された計測画像領域における前記生体組織の運動の状態を示す局所運動情報を演算する演算手段と、を備え、前記表示手段は、前記演算手段により演算された前記局所運動情報を表示する、ことを特徴とする。

[0014] また、請求項 2 1に記載の発明は、生体組織の 2以上の断面位置のそれぞれにおける、時系列に沿った一連の断層画像の画像データを記憶する記憶手段と、表示手段とを有するコンピュータを、前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記記憶された画像データに基づき、前記一連の断層画像のうちの 1つの断層画像を前記表示手段に表示させるように機能させ、前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記表示された前記 1つの断層画像に計測領域が指定されたことに対応し、前記一連の断層画像の画像データに基づき、前記指定された計測画像領域における前記生体組織の運動の状態を示す局所運動情報を演算するように機能させ、前記 2以上の断面位置のそれぞれについて前記演算された局所運動情報に基づいて、前記生体組織の運動の状態を示す運動情報を演算するように機能させ、前記演算された前記運動情報を前記表示手段に表示するように機能させる、ことを特徴とする医用画像処理プログラムである。

[0015] また、請求項 2 2に記載の発明は、生体組織の 1以上の断面位置のそれぞれにおける、時系列に沿った一連の断層画像の画像データを記憶する記憶手段と、表示手段とを有するコンピュータを、前記 1以上の断面位置のそれぞれについて、前記記憶された画像データに基づき、前記一連の断層画像のうちの 1つの断層画像を前記表示手段に表示させるように機能させ、前記 1以上の断面位置のそれぞれについて、前記表示された前記 1つの断層画像に計測画像領域が指定されたことに対応し、前記一連の断層画像の画像データに基づき、前記指定された計測画像領域における前記生体組織の運動の状態を示す局所運動情報を演算するように機能させ、前記演算された前記局所運動情報を前記表示手段に表示するように機能させる、ことを特徴とする医用画像処理プログラムである。

発明の効果

[0016] 請求項 1、請求項 1 9又は請求項 2 1に記載の発明は、生体組織の 2以上の断面位置のそれぞれについて、 1つの断層画像を表示させるとともに、この表示された断層画像に計測画像領域が指定されたことに対応して、この計測画像領域における生体組織の運動の状態を示す局所運動情報を演算し、この演算された 2以上の断面位置のそれぞれにおける局所運動情報に基づいて当該生体組織の運動情報を演算し、その運動情報を表示するようになっている。

[0017] この発明によれば、生体組織の 2以上の断面位置のそれぞれにおける局所運動情報に基づく運動情報を求めることにより、生体組織の 3次元的な運動の計測を行うことが可能となる。また、 2以上の断面位置における局所運動情報のみを考慮して運動情報を求めるようになっているので、断面位置の間の部分については変位を演算する必要がないことから、運動情報を短時間で取得することができる。

[0018] また、表示された断層画像に対して計測画像領域を指定するように構成されているので、運動情報を取得するための計測画像領域を容易に指定することが可能である。

[0019] 請求項 1 5、請求項 2 0又は請求項 2 2に記載の発明は、生体組織の 1以上の断面位置のそれぞれについて、 1つの断層画像を表示させるとともに、この表示された断層画像に計測画像領域が指定されたことに対応して、この計測画像領域における生体組織の運動の状態を示す局所運動情報を演算し、その局所運動情報を表示するようになっている。

[0020] この発明によれば、表示された断層画像に対して計測画像領域を指定するようになっているので、局所運動情報を取得するための計測画像領域を容易に指定することができる。

図面の簡単な説明

[0021 ] [図 1 ]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態の全体構成の一例を表す概略ブロック図である。

[図 2]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態における超音波のスキャン態様の一例を説明するための概略説明図である。

[図 3]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態における超音波のスキャン態様の一例を説明するための概略説明図である。

[図 4]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態の動作態様の一例を表すフローチヤ一卜である。

[図 5]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態による表示画面の表示態様の一例を表す概略図である。

[図 6]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態による表示画面の表示態様の一例を表す概略図である。

[図 7]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態による処理の一例を表すフローチヤ一卜である。

[図 8]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態による処理を説明するための概略説明図である。

[図 9]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態による処理の一例を表すフローチヤ一卜である。

[図 10]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態による処理を説明するための概略説明図である。

[図 1 1 ]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態による処理の一例を表すフローチヤ一卜である。

[図 12]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態による処理を説明するための概略説明図である。

[図 13]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態による処理の一例を表すフローチヤ一卜である。

[図 14]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態による処理を説明するための概略説明図である。

[図 15]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態の変形例の全体構成の一例を表す概略ブロック図である。

[図 16]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態の変形例による処理を説明するための概略説明図である。

[図 17]この発明に係る超音波診断装置の好適な実施の形態の全体構成の一例を表す概略ブロック図である。

符号の説明

1 超音波診断装置

2 2次元超音波プローブ

3 送受信部

4 信号処理部

4 1 Bモード処理部

5 画像処理部

5 1 ボリュームデータ生成部

5 2 M P R処理部 6 演算処理部

6 1 変位演算部

6 2 運動情報演算部

記憶部

7 1 . 7 2 医用画像処理プログラム

8 ユーザインターフェイス

8 1 表示部

8 2 操作部

9 制御部

P 2次元スキャン面

R 3次元スキャン領域

X 主走査方向

Y 副走査方向

m 1〜m 6 内膜位置画像

M 1〜M 6 外膜位置画像

1 0 0 0 医用画像処理装置

発明を実施するための最良の形態

[0023] この発明に係る超音波診断装置、医用画像処理装置及び医用画像処理プログラムの好適な実施の形態の一例について、図面を参照しながら詳細に説明する。

[0024] 〈第 1の実施の形態〉

この発明に係る超音波診断装置の実施形態を説明する。図 1は、この発明に係る超音波診断装置の全体構成の一例を表している。同図に示す超音波診断装置 1は、たとえば心臓等の生体組織の形態を表す画像や血流状態を表す画像を取得するために用いられる装置であり、 2次元超音波プローブ 2、送受信部 3、信号処理部 4、画像処理部 5、演算処理部 6、記憶部 7、ユーザインターフェイス 8及び制御部 9を含んで構成される。以下、超音波診断装置 1を構成する各部の一具体例を説明する。 [0025] 〔記憶部、ユーザインターフェイス、制御部〕

まず、記憶部 7、ユーザインターフ Iイス 8及び制御部 9について説明する。記憶部 7は、たとえばハードディスクドライブ等の記憶装置によって構成される。この記憶部 7には、この発明に特徴的な動作を超音波診断装置 1 に実行させるための医用画像処理プログラム 7 1があらかじめ記憶されている。また、記憶部 7には、超音波画像の画像データ、この画像データに付帯される付帯情報（D I COM (D i g i t a l I ma g i n g a n d Commu n i c a t i o n s i n Me d i c i n e) 付情 ) なとの各種のデータが記憶される。

[0026] ユーザインターフェイス 8には、表示部 8 1と操作部 82が設けられている。表示部 8 1は、この発明の「表示手段」の一例に相当し、液晶ディスプレイや CRT (Ca t h o d e Ra y T u b e) ディスプレイ等の任意の表示デバイスによって構成される。この表示部 8 1には、超音波診断装置 1により取得された超音波画像等の画像や、その画像の D I COM付帯情報等の情報などが表示される。

[0027] 操作部 82は、マウス、トラックポール、ジョイスティック、コントロールパネル、キーポード等の任意の操作デバイスや入力デバイスによって構成される。

[0028] 操作部 82は、特に、表示部 8 1に表示された超音波画像（断層画像）上に計測画像領域を指定するための「指定手段」として作用する。この計測画像領域は、生体組織の運動状態を計測するための基準となる、断層画像上の領域（実際は、この領域に相当する画像データ）である。なお、詳細については後述するが、超音波診断装置 1は、生体組織に対して超音波を 3次元的にスキャンしつつ、この 3次元スキャンを反復することにより、時系列に沿つた一連のボリュームデータを生成するとともに、この一連のボリュームデータの一つに基づいて、生体組織の断層画像の画像データを生成するように動作する。操作部 82は、この断層画像に対して計測画像領域を指定するために用いられるものである。超音波診断装置 1は、指定された計測画像領域が時系列に沿ってどのように変化するかを解析することによって、生体組織の運動状態を計測するように作用する。

[0029] 制御部 9は、 C P U等のマイクロプロセッサを含んで構成され、医用画像処理プログラム 7 1に基づいて超音波診断装置 1の各部を制御する。特に、制御部 9は、表示部 8 1に画像や画面を表示させるための処理を行う。また、操作部 8 2からの操作信号に応じた動作を超音波診断装置 1に実行させるための処理を行う。

[0030] 〔 2次元超音波プローブ〕

2次元超音波プローブ 2 (単に超音波プローブ 2と称することがある。）は、従来と同様に、 2次元的に（たとえばマトリックス状（格子状）に）配列された複数の超音波振動子を有している（図示は省略する。）。この複数の超音波振動子は、後述の送受信部 3によって個別に駆動される。

[0031 ] 図 2及び図 3は、この 2次元超音波プローブ 2による超音波スキャンの態様を表している。超音波プローブ 2は、図 2 ( A ) に示すように、超音波振動子の配列面から出力させる超音波（ビーム）を主走査方向 Xにスキャンすることにより、放射状（扇形形状）の 2次元スキャン面 Pを形成する。更に、超音波プローブ 2は、主走査方向 Xに直交する副走査方向 Yに超音波をスキャンすることにより、図 2 ( B ) に示すように、副走査方向 Yに配列された複数の扇形形状の 2次元スキャン面 P 1、 P 2、 ■ ■ ■、 P nを順次に形成する。それにより、図 3に示すような 3次元スキャン領域 Rを形成する。

[0032] なお、副走査方向 Yはこの発明の「所定の方向」に相当し、主走査方向 X はこの発明の「所定の方向に直交する方向」に相当する。また、 2次元スキヤン面 P 1〜P nは、この発明の「所定の方向に沿った複数（n個）の位置」に形成されるものである。

[0033] 〔送受信部〕

送受信部 3は、超音波プローブ 2に電気信号を供給して超音波を発生させる送信部と、この超音波の反射波を受信した超音波プローブ 2から出力されるエコー信号（受信信号）を受信する受信部とを有する（図示は省略する。 ) o

[0034] 送受信部 3内の送信部は、図示しないクロック発生回路、送信遅延回路、及びパルサ回路などを含んで構成される。クロック発生回路は、超音波の送信タィミングゃ送信周波数を決めるク口ック信号を発生する回路である。送信遅延回路は、超音波の送信時に遅延を掛けて送信フォーカスを実施する回路である。パルサ回路は、各超音波振動子に対応した個別経路（チャンネル ) に相当する個数のパルサを内蔵し、遅延が掛けられる送信タイミングで駆動パルスを発生して、超音波プローブ 2の各超音波振動子に供給するように動作する。

[0035] また、送受信部 3内の受信部は、図示しないプリアンプ回路、 AZ D変換回路、及び受信遅延，加算回路を含んで構成される。プリアンプ回路は、超音波プローブ 2の各超音波振動子から出力されるエコー信号を受信チャンネルごとに増幅する。 AZ D変換回路は、増幅されたエコー信号を A (アナ口グ） Z D (デジタル）変換する。受信遅延■加算回路は、 AZ D変換後のェコー信号に対して受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与え、加算する。この加算処理により、受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。なお、加算処理された信号を「R Fデータ（若しくは生データ）」などと称することがある。送受信部 3は、取得された R Fデータを信号処理部 4に入力する。

[0036] 〔信号処理部〕

信号処理部 4は、送受信部 3から入力された R Fデータに基づいて、ェコ一信号の振幅情報を映像化するための信号処理を行う。信号処理部 4により生成されたデータは、制御部 9に送られてユーザィンターフェイス 8の表示部 8 1にて表示されるか、若しくは、画像処理部 5に入力される。この信号処理部 4は、主として、 Bモード処理部 4 1、ドプラ処理部 4 2、及び C M F処理部 4 3を含んで構成される。

[0037] ( Bモード処理部）

B ( B r i g h t n e s s ) モード処理部 4 1は、 R Fデータに基づいて Bモード超音波ラスタデータを生成する。より具体的に説明すると、 Bモード処理部 4 1は、 R Fデータに対してバンドパスフィルタ処理を行うとともに、その出力信号の包絡線を検出し、この検出されたデータに対して対数変換による圧縮処理を施す。これにより、各 2次元スキャン面 P 1〜P nについて、信号強度が輝度の明るさで表現された断層画像の画像データが生成される。この Bモード処理部 4 1は、この発明の「第 1の断層画像生成手段」の一例に相当するものである。

[0038] (ドプラ処理部）

ドプラ（D o p p I e r ) 処理部 4 2は、たとえばパルスドプラ法（PW ドプラ法）や連続波ドプラ法（CWドプラ法）により生体組織における血流情報を生成する。

[0039] パルスドプラ法では、パルス波を用いることにより、或る特定の深度（超音波プローブ 2からの距離）における血流によるドプラ効果に起因する超音波の周波数の変位（ドプラ変位周波数成分）を検出することができる。このように、パルスドプラ法は、良好な距離分解能を有するため、特定部位の組織や血流の深度計測などに好適に用いられる。このパルスドプラ法を適用する場合、ドプラ処理部 4 2は、送受信部 3から入力される R Fデータについて、所定の大きさを有する血流観測領域における信号を位相検波することによリドプラ変位周波数成分を抽出し、更に F F T ( F a s t F o u r i e r T r a n s f o r m) 処理を施して、血流観察領域内における血流速度を表すドプラ周波数分布を示すデータを生成する。

[0040] また、連続波ドプラ法においては、パルスドプラ法と異なり連続波を用いることにより、超音波の送受信方向（図 2 ( A) に示す扇形形状の 2次元スキャン面 Pにおける径方向）の全ての部位におけるドプラ変位周波数成分が重畳された信号、すなわち超音波の経路上の血流状態を全て反映した信号が得られることになるが、計測速度が優れているというメリットがある。この連続波ドプラ法を適用する場合、ドプラ処理部 4 2は、送受信部 3から入力される R「データについて、血流観測のサンプルライン上にて受信した信号を位相検波することによりドプラ変位周波数成分を抽出し、更に F FT処理を施してサンプルライン上における血流速度を表すドプラ周波数分布を示すデータを生成する。

[0041] (CFM処理部）

CFM (Co l o r F l ow Ma p p i n g) 処理部 43は、生体組織の血流情報をモノクロの Bモード画像上に力ラーで重ねてリアルタイム表示させるカラーフローマッピング法を実施するときに動作する。表示される血流情報としては、血流の速度、分散、パワー等がある。この血流情報は、 2値化情報として得られる。より具体的に説明すると、〇「!\1処理部43は、位相検波回路、 MT I (Mo v i n Ta r e t I n d e c a t i o n) フィルタ、自己相関器、流速，分散演算器などを含んで構成される。〇「!\1処理部43は、生体組織の形態が反映された形態信号と、血流が反映された血流信号とをハイパスフィルタ処理（MT Iフィルタ処理）で分離し、自己相関処理により血流の速度、分散、パワー等の血流情報を複数の位置について求める。また、形態信号を低減するための非線形処理などを実施すともある。

[0042] 〔画像処理部〕

画像処理部 5は、信号処理部 4により生成されたデータに基づく各種の画像処理を行う。たとえば、画像処理部 5は、 DSC (D i g i t a I S c a n Co n v e r t e r) を有し、信号処理部 4により生成された超音波走査に同期したデータを、表示用のデータ（テレビ走査方式のデータ）に変換する処理、すなわちスキャンコンバージョン処理を行う。

[0043] また、画像処理部 5には、以下に説明するボリュームデータ生成部 51と MP R処理部 52が設けられている。

[0044] (ポリユームデータ生成部）

ボリュームデータ生成部 51は、信号処理部 4の Bモード処理部 41によリ生成された各 2次元スキヤン面 P 1〜 P nの画像データに補間処理を施して、ボリュームデータ（ポクセルデータ）を生成する。このボリュームデータ生成部 5 1は、この発明の「ボリュームデータ生成手段」の一例に相当し、たとえば DSCやマイクロプロセッサ等を含んで構成される。

[0045] なお、ボリュームデータに基づく擬似的な 3次元画像を表示させる場合には、画像処理部 5は、このボリュームデータに対してボリュームレンダリング処理や M I P (M a X m u m I n t e n s i t y P r o j e c t i o n) 処理などを施す。

[0046] (M PR処理部）

M P R (M u I t i P I a n n a r Re c o n s t r u c t i o n) 処理部 52は、ボリュームデータ生成部 5 1によって生成されたボリュームデータに基づいて断面変換処理を実行することにより、任意の断面における断層画像の画像データを生成する。この MP R処理部 52は、この発明の「第 2の断層画像生成手段」の一例に相当し、たとえば DSCやマイクロプロセッサ等を含んで構成される。また、信号処理部 4の Bモード処理部 4 1、ポリュームデータ生成部 5 1及び MP R処理部 52は、この発明の「画像生成手段」の一例として作用するものである。

[0047] 〔演算処理部〕

演算処理部 6は、画像処理部 5の M P R処理部 52により生成された断層画像の画像データに基づいて、生体組織の局所的な運動の状態を示す局所運動情報や、より大局的な運動の状態を示す運動情報を演算するもので、この発明の「演算手段」の一例として機能するものである。

[0048] 演算処理部 6により得られる局所運動情報としては、たとえば生体組織が心臓である場合においては、心臓壁の厚さの変化、当該変化の速度、心臓壁の運動のストレイン（ s t r a i n ；歪み）、ストレインレート（ s t r a i n r a t e) . 心臓壁の内膜や外膜の回転角度、当該回転角度の速度（回転速度）、内膜及び外膜の相対回転角度などがある（詳細は後述する。）

[0049] また、運動情報としては、たとえば、心臓壁の捻れ運動、当該捻れ運動の速度、伸縮（ショートニング）、当該伸縮の速度、心臓壁の運動のストレイン、ストレインレート、相対回転勾配などがある（詳細は後述する。）。

[0050] 演算処理部 6は、 C P U等のマイクロプロセッサを含んで構成される。この演算処理部 6には、変位演算部 6 1と運動情報演算部 6 2とが設けられている。

[0051 ] (変位演算部）

変位演算部 6 1は、操作部 8 2によって断層画像に指定された計測画像領域を時系列に沿ってトラッキングすることにより、当該計測画像領域（における生体組織）の時系列に沿った変位を演算する。この計測画像領域の変位は、この発明の「局所運動情報」の一例に相当するものである。

[0052] なお、時系列に沿った 2次元又は 3次元の画像間の変位を、その画像間の時間間隔（フレーム間隔）で除算することにより、変位の速度を求めることができる。逆に、計測画像領域の変位の速度を、その画像間の時間間隔を乗算することにより、当該画像間における変位を求めることができる。すなわち、画像間の時間間隔が既知であれば、変位と速度とは同義と考えることができる。この意味において、この発明では、変位と速度とを同一視することがある。

[0053] 変位演算部 6 1の動作についてより詳しく説明する。前述のように、超音波診断装置 1は、生体組織の時系列に沿った一連のボリュームデータを生成するとともに、そのうちの一つのボリュームデータ（或る時刻（時相）のポリュームデータ）に基づく断層画像の画像データを生成する。そして、この断層画像に対して計測画像領域が指定される。変位演算部 6 1は、この計測画像領域が、他の時刻（時相）のボリュームデータにおいてどれだけ変位したかを時系列に沿って追跡するものである。このような、時系列に沿ったポリユームデータにおける計測画像領域の変位の追跡処理を「 3次元トラツキング」と呼ぶことがある。

[0054] また、変位演算部 6 1は、断層画像に指定された計測画像領域が、この断層画像と同じ断面位置における他の時刻（時相）の断層画像においてどれだけ変位したかを時系列に沿つて追跡することもできる。このような追跡処理を Γ 2次元トラッキング」と呼ぶことがある。この 2次元トラッキングは、時系列に沿ったポリユームデータに基づいて、当該断面位置における時系列に沿った断層画像の画像データを生成し、この時系列に沿った断層画像の画像データにおいて変位を追跡することにより実行できる。また、時系列に沿つたボリュームデータにおける当該断面位置内での変位を追跡することで、

2次元トラッキングを行ってもよい。

[0055] このようなトラッキング処理は、従来と同様の方法で行うことができる。

たとえば、 2次元トラッキングは、前述の特許文献 1に記載の方法と同様に、時系列に沿った複数の断層画像のそれぞれに指定された計測画像領域から特徴点を抽出し、その特徴点に基づいて計測点を指定する。そして、この計測点を中心に所定数以上の特徴点を含む大きさのテンプレートを設定し、このテンプレートを用いて 2つの断層画像（計測画像領域）について相互相関処理（パターンマッチング処理）を行って各計測点の変位を演算する。

[0056] また、 3次元トラッキングにおいては、ボリュームデータに基づいて 3次元的なテンプレートを同様にして設定し、この 3次元的なテンプレートを用いて、時刻（時相）の異なる 2つのボリュームデータについてパターンマツチング処理を行って各計測点の変位を演算する。

[0057] なお、特徴点や計測点は、計測画像領域（たとえば後述の図 5に示す内膜位置画像 m l ) 上にのみ指定するように構成してもよいし、計測画像領域を境界とする領域内（たとえば内膜位置画像 m 1と外膜位置画像 M 1により囲まれる心臓壁の断面に相当する画像領域）や、計測画像領域の近傍領域など、計測画像領域以外の領域に指定するように構成してもよい。いずれにしても、指定された計測画像領域の時系列に沿った変位を演算可能な任意のトラッキング手法を適用することが可能である。

[0058] 2次元トラッキングや 3次元トラッキングによって求められた計測点の変位は、そのまま計測画像領域の変位として用いることができる。また、これらの計測点の変位に基づいて、計測画像領域の境界（たとえば後述の図 6に示す内膜位置画像 m 1 〜m 3や外膜位置画像 M 1 〜M 3など）の変位を演算し、この境界の変位を計測画像領域の変位として用いることもできる。

[0059] このように、変位演算部 6 1は、 1つの断層画像に指定された計測画像領域に複数の計測点を指定し、各フレームの断層画像についてこれらの計測点の位置をそれぞれ求める。そして、この各フレームの断層画像の計測点の位置に基づいて各計測点の時系列に沿った変位を演算するとともに、この計測点の変位に基づいて、指定された計測画像領域の変位を演算するように作用するものである。

[0060] (運動情報演算部）

運動情報演算部 6 2は、変位演算部 6 1により演算された計測画像領域の変位に基づいて、生体組織の（より大局的な）運動の状態を示す運動情報を演算する処理を行うものである。この運動情報演算部 6 2による運動情報の演算処理の具体例については後述することにする。

[0061 ] [動作態様]

以上のような構成を具備するこの実施形態に係る超音波診断装置 1の動作態様の一例について、図 4〜図 1 4を参照しつつ説明する。ここでは、心臓の運動状態を評価する場合について説明する。以下、超音波画像の取得及び計測画像領域の指定について図 4〜図 6を参照しつつ説明し、次に、計測画像領域のトラッキング処理及び運動情報の演算処理について図 7〜図 1 4を参照しつつ説明する。

[0062] 〔超音波画像の取得及び計測画像領域の指定〕

最初に、運動状態の評価対象の心臓の超音波画像を取得する。そのために、まず、被検者の心臓の近傍（一般に、心臓の心尖の近傍）の体表に超音波プローブを当てて、所定の操作を行うことにより、送受信部 3が、制御部 9 の制御に基づいて超音波プローブ 2を制御して、心臓の 3次元超音波スキヤン（図 2、図 3に示した超音波スキャン）を行う（S 0 1 ) 。

[0063] 超音波診断装置 1は、この 3次元超音波スキャンを反復して実行する。このとき、 3次元超音波スキャンは、 1心周期（心臓の拍動の 1周期（たとえば心電図における R波から次の R波まで））以上の時間反復して行うことが望ましい。

[0064] 次に、送受信部 3は、超音波プローブ 2から順次送られるエコー信号を R

Fデータに変換し、信号処理部 4に順次入力する。信号処理部 4の Bモード処理部 4 1は、この R Fデータに基づいて、各 2次元スキャン面 P 1〜P n における断層画像の画像データを順次に生成する（S O 2 ) 。生成された画像データは、画像処理部 5に入力される。なお、ボリュームデータが先に得られる場合には、このボリュームデータに対して M P R処理等を施して断層画像の画像データを生成するようにしてもよい。

[0065] 続いて、画像処理部 5のボリュームデータ生成部 5 1は、 2次元スキャン面 P 1〜P nにおける断層画像の画像データに対して順次に補間処理を施して、 1回の 3次元超音波スキャンに対応する 3次元スキャン領域 Rにおけるボリュームデータを順次に生成する（S O 3 ) 。それにより、時系列に沿つた複数のボリュームデータが得られる。

[0066] 次に、 M P R処理部 5 2は、生成された複数のボリュームデータのうちの一つに基づいて、心臓の所定の断面位置における断層画像の画像データを生成する。この実施形態では、心尖四腔像（心尖四腔断層などとも呼ばれる。

) の画像データと、心尖二腔像（心尖二腔断層などとも呼ばれる。）の画像データとを生成する（S O 4 ) 。ここで、心尖四腔像と心尖二腔像は、それぞれ心臓の長軸方向に沿った断面位置における断層画像であって、互いの断面位置が直交している。

[0067] 制御部 9は、ステップ S O 4で生成された画像データに基づく断層画像（心尖四腔像と心尖二腔像）を表示部 8 1に表示させる（S O 5 ) 。図 5は、このときの表示態様の一例を示している。同図における表示部 8 1 (の表示画面）には、ステップ S O 4で生成された画像データに基づく断層画像が表示される断面位置指定画像表示部 8 1 A、 8 1 Bが設けられている。同図の断面位置指定画像表示部 8 1 Aには心尖四腔像が表示され、断面位置指定画像表示部 8 1 Bには心尖二腔像が表示されている。

[0068] また、心電同期による超音波診断の場合には、表示部 8 1の心電図表示部 8 1 Fに心電図が表示される。この心電図表示部 8 1 Fには、断面位置指定画像表示部 8 1 A、 8 1 Bに表示された断層画像が取得された時間（時相、時刻）を示す時間カーソル Tが表示される。図 5では、心電図の R波の時相に時間カーソル Tが配置されている。ここで、心電図の時間方向（横方向）に時間カーソル Tを移動（ドラッグアンドドロップ等）できるように構成するとともに、時間カーソル Tの移動先の時間（時相）における断層画像をポリュームデータから生成して断面位置指定画像表示部 8 1 A、 8 1 Bに表示させるように構成することもできる。

[0069] 断面位置指定画像表示部 8 1 Bの横位置には、断面位置指定カーソル C 1 、 C 2、 C 3が設けられている。ユーザは、心尖四腔像や心尖二腔像を観察しつつ、たとえば、操作部 8 2のマウスを操作して断面位置指定カーソル C 1 〜C 3をそれぞれ上下方向（心臓の長軸方向）にドラッグアンドドロップすることによって断面位置を指定する（S O 6 ) 。

[0070] 制御部 9は、たとえば、心尖四腔像（及び Z又は心尖二腔像）の表示画面における座標と、断面位置指定カーソル C 1 〜C 3の表示画面における座標とに基づいて、心尖四腔像の画像データにおける、指定された断面位置の座標を決定し、画像処理部 5に送る。

[0071 ] M P R処理部 5 2は、制御部 9から送られた座標の情報と、ステップ S O 3にて生成された複数のボリュームデータに基づき、指定された各断面位置において心臓の短軸方向に断面を有する断層画像の画像データをそれぞれ生成する（S O 7 ) 。このとき、 M P R処理部 5 2は、複数のボリュームデータのそれぞれについて、指定された各断面位置における断層画像の画像データを生成する。

[0072] 制御部 9は、ステップ S O 7にて生成された画像データのうち、ステップ S 0 4と同じポリユームデータから生成された画像データに基づく断層画像を、表示部 8 1の断層画像表示部 8 1 C、 8 1 D、 8 1 Eに表示させる（S 0 8 ) 。なお、ステップ S O 7において、ステップ S 0 8の表示処理に関わる画像データを優先的に生成し、その他の画像データの生成処理については、ステップ S 0 8以降の処理のバックグラウンドで実行するようにしてもよい。

[0073] 図 5に示す例においては、断面位置指定カーソル C 1〜C 3は、それぞれ、心臓の心尖部レベル、乳頭筋レベル、心基部レベルに指定されている。この場合、断層画像表示部 8 1 Cには、断面位置指定カーソル C 1にて指定された心尖部レベルの断層画像（心尖部短軸像） G 1が表示される。また、断層画像表示部 8 1 Dには、断面位置指定カーソル C 2にて指定された乳頭筋レベルの断層画像（乳頭筋短軸像） G 2が表示される。また、断層画像表示部 8 1 Eには、断面位置指定カーソル C 3にて指定された心基部レベルの断層画像（心基部短軸像） G 3が表示される。

[0074] ユーザは、操作部 8 2を操作して、各断層画像表示部 8 1 C、 8 1 D、 8

1 Eに表示された断層画像上に計測画像領域を指定する（S O 9 ) 。この操作は、たとえば、マウスをドラッグして断層画像上に計測画像領域を示す境界を入力することで行う。

[0075] 図 6は、図 5の心尖部短軸像 G 1、乳頭筋短軸像 G 2及び心基部短軸像 G 3に対する計測画像領域の指定態様の一例を表している。なお、各短軸像 G 1〜G 3に示す内側の点線は心臓壁の内膜を示し、外側の点線は外膜を示している。ユーザは、表示された短軸像 G 1〜G 3を観察しつつ操作部 8 2を操作して、内膜及び外膜をそれぞれなぞるようにして計測画像領域を示す線を入力する。

[0076] それにより、図 6に示すように、心尖部短軸像 G 1には、その心臓壁の内膜をなぞって得られる内膜位置画像 m lと、外膜をなぞって得られる外膜位置画像 M 1とが入力される。また、乳頭筋短軸像 G 2には、その心臓壁の内膜をなぞって得られる内膜位置画像 m 2と、外膜をなぞって得られる外膜位置画像 M 2とが入力される。また、心基部短軸像 G 3には、その心臓壁の内膜をなぞって得られる内膜位置画像 m 3と、外膜をなぞって得られる外膜位置画像 M 3とが入力される。

[0077] 以上で、超音波画像の取得及び計測画像領域の指定は終了となる。 [0078] 〔計測画像領域のトラッキング処理及び運動情報の演算処理〕次に、図 7〜図 1 4を参照し、計測画像領域のトラッキング処理（変位演算処理）及び運動情報の演算処理について説明する。以下、取得対象となる運動情報ごとに説明する。以下に説明する各処理は、図 4のフローチャートのステップ S 0 9に続いて実行される。なお、以下に説明する複数の処理を順次に行ってもよいし、並行して行ってもよい。また、異なる処理において実行される同一のプロセスは、それぞれ個別に実行する必要はない。

[0079] (運動情報：捻れ運動）

まず、心臓壁の捻れ運動の状態を運動情報として取得するときの処理について、図 7、図 8を参照しつつ説明する。断層画像表示部 8 1 C、 8 1 D、 8 1 Eに表示された断層画像上に計測画像領域が指定されると（S O 9 ) 、変位演算部 6 1は、時系列に沿った複数のボリュームデータのそれぞれについて生成された断層画像の画像データ（S O 7 ) に基づいて内膜位置画像 m 1の 2次元トラッキングを実行することにより、心尖部短軸像 G 1の断面に直交する方向（心臓の長軸方向）を軸とする内膜位置画像 m 1の回転角度（局所運動情報）を演算する。同様に、乳頭筋短軸像 G 2及び心基部短軸像 G 3についても、心臓の長軸方向を軸とする内膜位置画像 m 2、 m 3の回転角度（局所運動情報）を演算する（S 1 1 ) 。なお、内膜位置画像 m 1、 m 2 、 m 3に代えて、外膜位置画像 M 1、 M 2、 M 3の回転角度を演算してもよい。

[0080] このとき、変位演算部 6 1は、たとえば各時相について、ステップ S O 9 で内膜位置画像 m l等が入力された時相（基準時相）に対する回転角度として内膜位置画像 m 1、 m 2、 m 3の回転角度を演算する。また、時系列に沿つて隣接するフレーム（つまり連続するフレーム）における内膜位置画像 m 1、 m 2、 m 3の回転角度を順次演算していくようにしてもよい。

[0081 ] 運動情報演算部 6 2は、内膜位置画像 m lの回転角度と、内膜位置画像 m 2の回転角度との差（相対回転角度）を演算する（S 1 2 ) 。同様に、内膜位置画像 m 2の回転角度と、内膜位置画像 m 3の回転角度との差（相対回転角度）を演算する（S 13) 。これらの相対回転角度は、発明の「差異情報

」の一例に相当する。

[0082] ステップ S 1 2、 S 13の処理について、図 8を参照しつつ具体的に説明する。断層画像表示部 81 C、 81 D、 81 Eにおいて、たとえば反時計回リ方向を正の回転方向（+0方向）と定義する。また、内膜位置画像 mlの回転角度を 01、内膜位置画像 m 2の回転角度を 02、内膜位置画像 m 3の回転角度を 03とする。

[0083] このとき、ステップ S 1 2で演算される相対回転角度 Δ01 2は、 Δ01 2 = 01 -02 (又は、 02— 01) によって算出される。また、ステップ S 13で演算される相対回転角度 Δ 023は、 Δ023 = 02_03 (又は、 Θ 3 - Θ 2) によって算出される。

[0084] ステップ S 1 2で得られる相対回転角度 Δ 01 2は、心尖部短軸像 G 1の断面位置と乳頭筋短軸像 G 2の断面位置との間における心臓壁の捻れ運動の状態（大きさ）を反映する情報である。つまり、相対回転角度 Δ01 2 = 0 (01 =02) である場合、これらの断面位置の間の任意の位置において、心臓壁は同じ方向に同じ角度だけ回転しており、回転方向への捻れは無いものと考えることができる。

[0085] 一方、 | Δ01 2 |≠0である場合には、これらの断面位置の間において回転角度に差異があり、心臓壁が回転角度方向に捻れていることになる。この心臓壁の捻れは、相対回転角度 Δ01 2の絶対値が大きいほど大きくなる。たとえば、 6> 1の符号と 02の符号とが異なる場合、すなわち内膜位置画像 m 1の回転方向と内膜位置画像 m2の回転方向とが逆である場合には、相対回転角度 Δ01 2の絶対値は比較的大きくなる。

[0086] ステップ S 13で得られる相対回転角度 Δ 023は、同様に、乳頭筋短軸像 G 2の断面位置と心基部短軸像 G 3の断面位置との間における心臓壁の捻れ運動の大きさを反映する情報である。

[0087] 制御部 9は、ステップ S 1 2、 S 13で演算された相対回転角度 Δ 6» 1 2 、厶6» 23を、心臓壁の捻れ運動の大きさを示す運動情報として表示部 81 に表示させる（S 1 4 ) 。この表示された相対回転角度 Δ 0 1 2、 Δ 0 2 3 を参照することにより、ユーザは、心臓壁の捻れ運動の大きさを把握することができる。ここで、心臓壁の内膜及び外膜についてそれぞれ相対回転角度を演算し、この 2つの相対回転角度に基づいて捻れ運動の大きさを評価することもできる（たとえば 2つの相対回転角度の平均値を取るなど。）。

[0088] なお、相対回転角度 Δ 0 1 2を時間で微分することにより、内膜位置画像 m 1、 m 2の間における心臓壁の捻れ運動の速度を求めることができる。同様に、相対回転角度 Δ 0 2 3を時間で微分することにより、内膜位置画像 m 2、 m 3の間における心臓壁の捻れ運動の速度を求めることができる。そして、これらの速度を表示部 8 1に表示させるように構成することが可能である。ここで、「微分」とは、通常の微分演算とともに、相対回転角度を求めたフレーム間の時間間隔で当該相対回転角度を除算する処理も含むものとする。

[0089] (運動情報：相対回転勾配）

心臓壁の相対回転勾配を運動情報として取得するときの処理について、図 9、図 1 0を参照しつつ説明する。この相対回転勾配は、心臓壁の捻れ運動の度合いを示す運動情報である。

[0090] まず、変位演算部 6 1が、図 7のステップ S 1 1と同様にして、心尖部短軸像 G 1の内膜位置画像 m 1の回転角度 0 1と、乳頭筋短軸像 G 2の内膜位置画像 m 2の回転角度 0 2と、心基部短軸像 G 3の内膜位置画像 m 3の回転角度 0 3とをそれぞれ演算する（S 2 1 ) 。

[0091 ] 次に、運動情報演算部 6 2が、ステップ S 1 2、 1 3と同様にして、内膜位置画像 m lの回転角度 0 1と、内膜位置画像 m 2の回転角度 0 2との相対回転角度厶 0 1 2を演算し（S 2 2 ) 、内膜位置画像 m 2の回転角度 0 2と、内膜位置画像 m 3の回転角度 6» 3と相対回転角度 Δ 6» 2 3を演算する（S 2 3 ) o

[0092] 運動情報演算部 6 2は、続いて、心尖部短軸像 G 1と乳頭筋短軸像 G 2との間の距離 d 1 2を演算し（S 2 4 ) 、乳頭筋短軸像 G 2と心基部短軸像 G 3との間の距離 d 2 3を演算する（S 2 5 ) 。この距離 d 1 2、 d 2 3は、たとえば、ステップ S 0 6の後に制御部 9によって求められた、心尖部短軸像 G 1、乳頭筋短軸像 G 2、心基部短軸像 G 3の断面位置の座標に基づいて演算することができる。

[0093] 更に、運動情報演算部 6 2は、図 1 0に示すように、ステップ S 2 2で求めた相対回転角度厶0 1 2を、ステップ S 2 4で求めた距離 d 1 2で除算して、内膜位置画像 m lと内膜位置画像 m 2との間における相対回転勾配 S 6» 1 2 = Δ 6» 1 2 Z d 1 2を演算する（S 2 6 ) 。同様に、運動情報演算部 6 2は、ステップ S 2 3で求めた相対回転角度厶 0 2 3を、ステップ S 2 5で求めた距離 d 2 3で除算して、内膜位置画像 m 2と内膜位置画像 m 3との間における相対回転勾配 S 0 2 3 = Δ 0 2 3 Z d 2 3を演算する（S 2 7 ) 。

[0094] 制御部 9は、ステップ S 2 6、 S 2 7で演算された相対回転勾配 S Θ 1 2 、 S 0 2 3を、心臓壁の捻れ運動の度合いを示す運動情報として表示部 8 1 に表示させる（S 2 8 ) 。

[0095] 相対回転勾配 1 2は、心尖部レベルの内膜と乳頭筋レベルの内膜の間における単位距離当たりの捻れの大きさを示している。また、相対回転勾配 S 0 2 3は、乳頭筋レベルの内膜の心基部レベルの内膜と間における単位距離当たりの捻れの大きさを示している。つまり、相対回転勾配 S 6» 1 2、 d 6» 2 3は、心臓壁（内膜）の捻れの度合いを反映した運動情報である。ユーザは、表示された相対回転勾配 S 0 1 2、 δ Θ 2 3を参照することにより、心臓壁の捻れ運動の度合いを把握することができる。なお、心臓壁の内膜及び外膜についてそれぞれ相対回転勾配を演算し、この 2つの相対回転勾配に基づいて捻れ運動の度合いを評価することもできる（たとえば 2つの相対回転勾配の平均値を取るなど。）。

[0096] (運動情報：長軸方向への伸縮）

心臓壁の長軸方向への伸縮（ショートニング）を運動情報として取得するときの処理について、図 1 1、図 1 2を参照しつつ説明する。

[0097] まず、変位演算部 6 1は、時系列に沿った複数のボリュームデータ（S O 3) に基づいて、心尖部短軸像 G 1の内膜位置画像 m 1、乳頭筋短軸像 G 2 の内膜位置画像 m 2、心基部短軸像 G 3の内膜位置画像 m 3の 3次元トラッキングをそれぞれ行うことにより、内膜位置画像 m1、内膜位置画像 m2、内膜位置画像 m 3のそれぞれについて、計測画像領域が指定された断層画像 3次元的な変位（Δ χ 1、 Δ γ 1、 Δ ζ 1) 、（Δ χ 2、 Δ γ 2、 Δ ζ 2) 、（A x 3、 A y 3、 A z 3) を演算する（S31 ) 。これらの変位は、 Γ 局所運動情報」の一例に相当する。なお、内膜位置画像 m1、 m2、 m3に代えて、外膜位置画像 M 1、 M2、 M3の 3次元的な変位を演算するようにしてもよい。

[0098] このとき、変位演算部 61は、たとえば各時相について、ステップ SO 9 で内膜位置画像 m 1等が入力された基準時相に対する 3次元的な変位として、内膜位置画像 m1、 m2、 m 3の 3次元的な変位を演算する。また、連続するフレームにおける内膜位置画像 m 1、 m2、 m 3の 3次元的な変位を順次演算していくようにしてもよい。

[0099] なお、 Δ χ、 A yは、それぞれ、図 2、図 3に示す X方向（いずれかの方向を + X方向とする。）、 Y方向への変位を表す。なお、この X方向と Y方向とを含む平面は、心尖部短軸像 G 1、乳頭筋短軸像 G 2、心基部短軸像 G 3の断面と平行になっている。また、 Δ ζは、 X方向及び Υ方向に直交する Ζ方向（たとえば乳頭筋レベルから見て心尖の方向を一 Ζ方向とし、心基部の方向を +Ζ方向とする。）への変位を表す。この Ζ方向は、心臓の長軸方向と平行になっている。

[0100] 変位演算部 61は、更に、これらの 3次元的な変位（Δ X 1、 Δ y 1、厶

z 1) 、（厶 X 2、厶 y 2、厶 z 2) 、（厶 x 3、厶 y 3、厶 z 3 ) のそれぞれから、 Z方向（長軸方向）への変位 Δ ζ 1、 Δ ζ 2、 Δ ζ 3を抽出する (S 32) 。

[0101] なお、ここでは心尖部短軸像 G 1等の断面が ΧΥ平面に平行であると仮定したが、心尖部短軸像 G 1等の断面が X y平面に平行でない場合であっても、 3次元的な変位（ベクトル）を Z方向に投影することによって、 Z方向への変位を容易に演算することが可能である。

[0102] 次に、運動情報演算部 62は、図 1 2に示すように、内膜位置画像 m 1の Z方向への変位 Δ z 1と、内膜位置画像 m 2の Z方向への変位 Δ z 2との差を演算することにより、心尖部レベルと乳頭筋レベルとの間における心臓壁の伸縮厶 z 1 2=A z 1 _A z 2 (又は厶 z 2_厶 z 1 ) を求める（S 33 ) 。同様に、運動情報演算部 62は、内膜位置画像 m2の Z方向への変位厶 z 2と、内膜位置画像 m 3の Z方向への変位 Δ z 3との差を演算することによリ、乳頭筋レベルと心基部レベルとの間における心臓壁の伸縮 Δ z 23 = △ ζ 2_Δ ζ 3 (又は厶 2 3 _厶∑ 2) を求める（S 34) 。これらの伸縮厶 ζ 1 2、 Δ ζ 1 3は、「差異情報」の一例に相当する。

[0103] 制御部 9は、ステップ S 33、 S 34で演算された心臓壁の伸縮 Δ z 1 2 、厶 z 23を、心臓壁の伸縮の大きさを示す運動情報として表示部 8 1に表示させる（S 35) 。ユーザは、表示された心臓壁の伸縮 Δ z 1 2、 Δ z 2 3を参照することにより、心臓壁の伸縮の大きさを把握することができる。

[0104] なお、心臓壁の内膜及び外膜についてそれぞれ心臓壁の伸縮を演算し、この 2つの伸縮の値に基づいて伸縮の大きさを評価することもできる（たとえば 2つの伸縮の値の平均値を取るなど。）。

[0105] また、伸縮 Δ ζ 1 2を時間で微分することにより、内膜位置画像 m 1、 m 2の間における心臓壁の伸縮運動の速度を求めることができる。同様に、伸縮 23を時間で微分することにより、内膜位置画像 m 2、 m 3の間における心臓壁の伸縮運動の速度を求めることができる。そして、これらの速度を表示部 8 1に表示させるように構成することが可能である。ここでも、 Γ 微分」は前述の意味と同様である。

[0106] (運動情報：長軸方向のス卜レイン）

心臓壁の長軸方向のス卜レインを運動情報として取得するときの処理について、図 1 3、図 1 4を参照しつつ説明する。このストレインは、心臓壁の歪みの大きさの度合いを示す情報であり、心臓壁の歪み状態を示すものである。 [0107] まず、長軸方向への伸縮を求める場合と同様にして、変位演算部 61が、内膜位置画像 m1、内膜位置画像 m 2、内膜位置画像 m 3のそれぞれについて、計測画像領域が指定された断層画像 3次元的な変位（Δ X 1、 Δ y 1、 △ z 1) 、（Ax 2、 Ay 2、厶 z 2) 、（Ax 3、 Ay 3、 A z 3) を演算し（S41) 、これらの 3次元的な変位から、 Z方向（長軸方向）への変位厶 z 1、 Δ z 2、 Δ z 3をそれぞれ抽出する（S 42) 。

[0108] 次に、運動情報演算部 62が、前述の場合と同様にして、心尖部レベルと乳頭筋レベルとの間における心臓壁の伸縮 Δ _Ζ 1 2=Δ ζ 1 _Δ ζ 2を演算し（S43) 、乳頭筋レベルと心基部レベルとの間における心臓壁の伸縮厶 ζ 23 =Δ ζ 2 _Δ ζ 3を演算する（S44) 。

[0109] また、運動情報演算部 62は、図 9のステップ S 24、 S 25と同様にして、計測画像領域が指定された心尖部短軸像 G 1、乳頭筋短軸像 G 2、心基部短軸像 G 3について、心尖部短軸像 G 1と乳頭筋短軸像 G 2との間の距離 d 1 2を演算し（S45) 、乳頭筋短軸像 G 2と心基部短軸像 G 3との間の距離 d 23を演算する（S46) 。

[0110] 運動情報演算部 62は、更に、ステップ S 43で演算した伸縮 Δ ζ 1 2をステップ S 45で演算した距離 d 1 2で除算することにより、心尖部レベルと乳頭筋レベルとの間における長軸方向のストレイン δ z 1 2=Δ ζ 1 2Ζ d 1 2を演算する（S47) 。また、運動情報演算部 62は、ステップ S 4 4で演算した伸縮 Δ z 23をステップ S46で演算した距離 d 23で除算することにより、乳頭筋レベルと心基部レベルとの間における長軸方向のス卜レイン δ z 23 =Δ z 23Zd 23を演算する（S48) 。

[0111] 制御部 9は、ステップ S47、 S 48で演算された心臓壁のストレイン S z 1 2、 S z 23を、心臓壁のストレインの大きさを示す運動情報として表示部 81に表示させる（S49) 。ユーザは、表示された心臓壁のストレイン S z 1 2、 d z 23を参照することにより、心臓壁の歪みの大きさを把握することができる。

[0112] なお、心臓壁の内膜及び外膜についてそれぞれストレインを演算し、この 2つのストレインの値に基づいて歪みの大きさを評価することもできる（たとえば 2つのストレインの値の平均値を取るなど。）。

[0113] (運動情報：長軸方向のストレインレー卜）

心臓壁の長軸方向のストレインレートを運動情報として取得するときの処理について説明する。このストレインレートは、心臓壁の歪み（ストレイン ) の時間変化率を示す情報であり、心臓壁の歪み状態を示すものである。

[0114] ストレインレートを求める場合、図 1 3のフローチャートのステップ S 4

1〜S 4 8と同様の処理を行って、心尖部レベルと乳頭筋レベルとの間における長軸方向のストレイン S z 1 2と、乳頭筋レベルと心基部レベルとの間における長軸方向のストレイン S z 2 3とを演算する。

[0115] ここで、ストレイン δ z 1 2、ストレイン δ ζ 2 3は、 2つの時相 t 1、 t 2 ( t 1≠ t 2 ) における心尖部短軸像 G 1、乳頭筋短軸像 G 2、心基部短軸像 G 3について演算されるものである。運動情報演算部 6 2は、ストレイン S z 1 2を時間間隔厶 t = | t 1 - t 2 |で除算することにより、心尖部レベルと乳頭筋レベルとの間における長軸方向のストレインレートを演算する。また、ストレイン 2 3を時間間隔 A tで除算することにより、乳頭筋レベルと心基部レベルとの間における長軸方向のストレインレートを演算する。なお、通常の微分演算を実行することにより、ストレインからストレインレートを算出するようにしてもよい。

[0116] 制御部 9は、演算された心臓壁のストレインレート S z 1 2 ΖΔ t、 d z 2 3 ΖΔ tを、心臓壁のストレインの時間変化率を示す運動情報として表示部 8 1に表示させる。ユーザは、表示された心臓壁のストレインレートを参照することにより、心臓壁の歪みの時間変化率を把握することができる。

[0117] なお、心臓壁の内膜及び外膜についてそれぞれストレインレートを演算し、この 2つのストレインレートの値に基づいて歪みの時間変化率を評価することもできる（たとえば 2つのストレインレー卜の値の平均値を取るなど。

) o

[0118] [作用，効果など] 以上に説明したように動作する超音波診断装置 1によれば、次のような作用、効果が奏される。

[0119] この超音波診断装置 1は、まず、生体組織（心臓）の 2以上の断面位置（たとえば心尖部レベル、乳頭筋レベル、心基部レベルの 3つの断面位置）について、それぞれ動画像の画像データを生成する。この動画像の画像データは、時系列に沿った一連の断層画像の画像データ（フレーム）である。なお、画像をリアルタイム表示させる場合においては、 C P U等の動作速度などを考慮すると動画像を表示できないこともあるが、その場合には、たとえば、ボリュームデータに対して M P R処理を施すなどして得られる断層画像を表示するのみとすることが可能である。

[0120] 次に、超音波診断装置 1は、 2以上の断面位置のそれぞれについて、一連の断層画像のうちの 1つの断層画像を表示させる。ユーザは、操作部 8 2を操作して、表示された各断層画像に計測画像領域を指定する。計測画像領域が指定されると、超音波診断装置 1は、各断面位置の断層画像に指定された計測画像領域の時系列に沿った変位を演算する。そして、 2以上の断面位置についてそれぞれ演算された計測画像領域の変位に基づいて、生体組織の運動の状態を示す運動情報を演算する。

[0121 ] このように、 1つの断面位置における計測画像領域の変位（局所運動情報 ) によって生体組織の運動を計測していた従来の手法とは異なり、この実施形態に係る超音波診断装置 1は、 2以上の断面位置にそれぞれ計測画像領域を指定し、この 2以上の計測画像領域の変位（局所運動情報）をそれぞれ求めて運動情報を取得するように作用するので、生体組織の 3次元的な運動の計測を行うことが可能となる。

[0122] 特に、各断面位置における計測画像領域の変位に基づいて、異なる断面位置の間における相対的な変位（相対変位（差異情報）；上述した相対回転角度、伸縮など）を求め、この相対変位に基づいて生体組織の 3次元的な運動を計測することができる。また、このような相対変位に基づいて計測を行うことにより、断面位置の間の部分についてはデータ解析を行う必要がない（つまり、 3次元的なデータ解析を行う必要がない）ので、 3次元的な計測を短時間で実行できるというメリツ卜もある。

[0123] また、 2次元の断層画像に指定された計測画像領域をポリユームデータに基づいて 3次元的に卜ラッキングすることにより、計測画像領域の 3次元的な変位を求めることができるため、精度の高い計測を行うことができる。

[0124] なお、取得目的の運動情報によって 2次元的なトラッキングと 3次元的なトラッキングとを切リ換えて行うようにすれば、処理の効率化を図ることもできる。また、取得目的の運動情報に応じて、 2次元トラッキングのみを実行可能な超音波診断装置や、 3次元トラッキングのみを実行可能な超音波診断装置を構成することも可能である。

[0125] また、この超音波診断装置 1によれば、表示される疑似的な 3次元画像に計測画像領域を指定する従来の構成とは異なり、ポリユームデータに基づく断層画像（M P R画像）を表示させ、この断層画像に対して計測画像領域の指定を行うようになっているので、計測画像領域を容易に指定することが可能である。

[0126] この超音波診断装置 1によれば、上記の運動情報以外にも、たとえば、心臓壁の厚さの変化（速度）、心臓壁の厚さ方向（短軸方向）におけるストレィンゃストレインレー卜、長軸方向を軸とする心臓壁の内膜や外膜の回転角度（回転速度）、長軸方向を軸とする回転方向における心臓壁のストレインやストレインレー卜、長軸方向を軸とする回転方向における心臓壁の内膜と外膜との相対回転角度など、各種の（局所）運動情報を取得することも可能である。これらの運動情報は、従来と同様に、 1つの断層画像における 2次元トラッキングによって求めることができる。また、 3次元トラッキングを用いる場合であっても、たとえば、ボリュームデータを所定の視線方向に射影して得られる画像（レンダリング処理により得られる画像）によって運動情報を取得することができる。以下、これらの運動情報の演算方法の一例を簡単に説明する。

[0127] 心臓壁の厚さ（壁厚）の変化は、時相の異なる 2つの断層画像について、それぞれ、心臓壁の厚さを演算し、それらの差を求めることにより取得できる。ここで、心臓壁の壁厚は、内膜（又は外膜）の任意の位置において、その位置において内膜（又は外膜）に接する接線に直交する直線を求め、この直線が外膜（又は内膜）と交わる位置（交点）を求めるとともに、当該任意の位置と交点との間の距離を演算することによって求めることができる。また、壁厚の変化速度は、 2つの断層画像の間の時間で壁厚の変化を除算したリ、壁厚の変化に対して通常の微分処理（時間を変数とする微分処理）を施したりすることにより、容易に求めることができる。

[0128] 心臓壁の厚さ方向におけるストレインは、上記の壁厚の変化を求めるとともに、この壁厚の変化を、 2つの断層画像のうちの一方の断層画像（或る時相の断層画像）における壁厚の値で除算することにより求めることができる。ストレインレートは、このストレインの値を、 2つの断層画像の時相の時間間隔で除算する（若しくは時間で微分する）ことにより求めることができる。

[0129] 長軸方向を軸とする心臓壁の内膜（外膜）の回転角度は、時相の異なる 2 つの断層画像について、内膜（外膜）の短軸方向における回転方向の位置をそれぞれ求めるとともに、一方の断層画像における内膜（外膜）の位置に対する他方の断層画像における内膜（外膜）の位置を演算することにより求めることができる。また、回転速度についても前述の要領で容易に求めることができる。

[0130] 長軸方向を軸とする回転方向における心臓壁のストレインは、時相の異なる 2つの断層画像について、内膜（外膜）の 2つの位置の回転方向における距離をそれぞれ演算し、この 2つの距離の差を演算する。そして、 2つの断層画像の一方について演算された距離で当該差の値を除算することによリ求めることができる。また、ストレインレートは、このストレインの値を、 2 つの断層画像の時相の時間間隔で除算することにより求めることができる。

[0131 ] 長軸方向を軸とする回転方向における心臓壁の内膜と外膜との相対回転角度は、時相の異なる 2つの断層画像における内膜の回転角度と外膜の回転角度とを求め（上述）、それらの差を演算することにより求めることができる

[0132] なお、この実施形態においては、心臓の短軸方向に平行な計測画像領域を指定しているが、長軸方向に平行な断面に計測画像領域を指定することもできる。その場合、長軸方向における捻れ運動や相対回転勾配については、当該断面の断層画像における 2次元トラッキングによって求めることができる。また、短軸方向への伸縮、ストレイン、ストレインレートについては、ポリュームデータを用いて 3次元トラッキングを実行することにより求めることができる。

[0133] 更に、心臓の任意の断面に平行な計測画像領域を指定することも可能である。その場合、計測画像領域に平行な方向の変位のみから取得できる運動情報については、当該断面に平行な方向の断層画像における 2次元トラツキングにより求めることができる。また、当該断面に直交する方向の変位が必要な運動情報については、ボリュームデータを用いて 3次元トラッキングを実行することにより求めることができる。

[0134] また、ボリュームデータを生成するための任意のスキャン態様で 3次元超音波スキャンを行う場合においても同様の運動情報取得処理を実施することができる。たとえば、 2次元のスキャン面を回転走査させる場合などにおいても、この実施形態と同様の処理を実行することができる。すなわち、生体組織のボリュームデータを生成できさえすれば、超音波のスキャン態様は任意に選択できる。

[0135] [変形例]

以上に詳述した超音波診断装置 1は、この発明に係る超音波診断装置を好適に実施するための一具体例に過ぎないものである。以下、この発明に係る超音波診断装置に関する各種の変形例を説明する。

[0136] 〔変形例 1〕

この変形例は、生体組織に対する 3次元超音波スキャンにより得られるポリュームデータに基づく画像に対する計測画像領域の指定操作の容易化を図るものである。この変形例に係る超音波診断装置は、上記実施形態に係る超音波診断装置 1と同様の構成を有する。以下、この変形例に係る処理を説明する。

[0137] 画像処理部 5の M P R処理部 5 2が時系列に沿った一連の断層画像の画像データを生成するまでの処理は、上記実施形態と同様である。なお、上記実施形態においては、 2以上の断面位置について、それぞれ断層画像の画像データを生成しているが、この変形例では、 1つの断面位置についてのみ断層画像の画像データを生成してもよい。

[0138] 制御部 9は、一連の断層画像のうちの 1つの断層画像を表示部 8 1に表示させる。ユーザは、操作部 8 2を操作して、表示された断層画像に計測画像領域を指定する。これにより、疑似的な 3次元画像を表示して計測画像領域の指定を行う従来の構成と比較して、計測画像領域を容易に指定することが可能になる。

[0139] この変形例によれば、たとえば心臓の短軸方向の断面に平行な計測画像領域を指定する場合、前述した運動情報のうちのたとえば心臓壁の厚さの変化 (速度）、心臓壁の厚さ方向におけるストレインやストレインレート、長軸方向を軸とする心臓壁の内膜や外膜の回転角度（回転速度）、長軸方向を軸とする回転方向における心臓壁のストレインやストレインレー卜、長軸方向を軸とする回転方向における心臓壁の内膜と外膜との相対回転角度などを演算することが可能である。

[0140] 〔変形例 2〕

上記実施形態の超音波診断装置 1では、ユーザが操作部 8 2を操作して計測画像領域を指定するように構成されている。この変形例は、計測画像領域の指定操作を自動的に行うものである。

[0141 ] この変形例に係る超音波診断装置の一例を図 1 5に示す。同図に示す超音波診断装置 1 0 0は、上記実施形態の超音波診断装置 1とほぼ同様の構成を有するが、画像処理部 5に計測画像領域指定部 5 3を備えている点が異なつている。また、この変形例に特徴的な処理を実行するために、上記実施形態とは異なる医用画像処理プログラム 7 2を備えている。

[0142] 計測画像領域指定部 5 3は、 M P R処理部 5 2により生成された断層画像

(たとえば心尖部短軸像、乳頭筋短軸像、心基部短軸像）の画像データを解祈し、この断層画像に計測画像領域を指定する。

[0143] より具体的に説明すると、計測画像領域指定部 5 3は、たとえば一般的な境界抽出処理を適用して、この画像データの各画素の画素値を解析することにより、生体組織の境界部分（心臓壁の内膜、外膜など）を抽出する。そして、計測画像領域指定部 5 3は、抽出した境界部分を、当該断層画像における計測画像領域として指定する。計測画像領域指定部 5 3は、この発明の Γ 指定手段」の一例に相当するもので、たとえば医用画像処理プログラム 7 2 に基づいて動作するマイクロプロセッサ等を含んで構成される。

[0144] この計測画像領域指定部 5 3が行う処理は、図 4のフローチャートのステップ S O 9の手順に相当する。なお、計測画像領域指定部 5 3が計測画像領域の指定処理を行うとき、断層画像を表示部 8 1に表示させてもよいし、表示させなくてもよい。

[0145] また、自動指定された計測画像領域をユーザが確認できるように、この計測画像領域が入力された断層画像を表示部 8 1に表示させることが望ましい。このとき、操作部 8 2を用いて計測画像領域を適宜に変更できるように構成することが望ましい。

[0146] この変形例によれば、計測画像領域を自動的に指定するように構成されているので、計測画像領域の指定が容易になる（実際、自動指定された計測画像領域をそのまま用いるときには、計測画像領域の指定作業は不要になる。

) o

[0147] 〔変形例 3〕

上記実施形態の超音波診断装置 1では、超音波振動子が 2次元的に配列された 2次元超音波振動子を用いることにより、 3次元超音波スキャンを電子的に行っている。この変形例は、超音波振動子が 1次元方向に配列された 1 次元超音波プローブを搭載した超音波診断装置に関するものである。 [0148] 1次元超音波プローブを用いる場合、 1次元方向（図 2、 3における主走査方向 X ) への超音波スキャンしか電子的に実行できないので、 3次元超音波スキャンを行うときには副走査方向 Yへのスキャンを手動若しくは機械的に行うようになっている。

[0149] このような 1次元超音波プローブを用いる場合にも、 3次元超音波スキヤンに基づくボリュームデータを生成し、このボリュームデータに基づいて断層画像の画像データを生成するとともに、この断層画像を表示させて計測画像領域を指定するように構成することが可能である。

[0150] 〔変形例 4〕

上記実施形態の超音波診断装置 1は、心尖部レベルや乳頭筋レベル等の 2 以上の断面位置における断層画像に指定された計測画像領域の時系列に沿つた変位を演算し、この 2以上の断面位置における計測画像領域の変位に基づいて生体組織の運動情報を演算するものである。すなわち、上記実施形態では、指定された計測画像領域の変位のみに基づいて運動情報を演算するようになっている。

[0151 ] この変形例は、指定された計測画像領域以外の計測画像領域を自動的に別途指定するととともに、この自動的に指定された計測画像領域の変位を加味して運動情報を演算するものである。以下、この変形例に係る超音波診断装置について説明する。この変形例の超音波診断装置は、図 1 5に示す超音波診断装置 1 0 0と同様に、計測画像領域指定部 5 3を備えている。

[0152] この変形例に係る超音波診断装置の動作を説明する。ユーザは、上記実施形態と同様に、表示部 8 1に表示された心尖部短軸像 G 1、乳頭筋短軸像 G 2、心基部短軸像 G 3の計測画像領域として、たとえば内膜位置画像 m 1 、 m 2、 3と外膜位置画像1\ 1 1 、 M 2、 M 3とをそれぞれ計測画像領域として指定する（図 5、図 6参照）。なお、〔変形例 2〕の自動指定処理によつて計測画像領域を指定してもよい。

[0153] 計測画像領域指定部 5 3は、指定された計測画像領域 m 1 〜m 3 、 M 1 〜 M 3以外の計測画像領域を指定する。その一例として、計測画像領域指定部 5 3は、図 1 6に示すように、心尖部短軸像 G 1よリも外側の位置に内膜位置画像 m 4及び外膜位置画像 M 4を指定し、心尖部短軸像 G 1と乳頭筋短軸像 G 2との間の位置に内膜位置画像 m 5及び外膜位置画像 M 5を指定し、乳頭筋短軸像 G 2と心基部短軸像 G 3との間に内膜位置画像 m 6及び外膜位置画像 M 6を指定する。

[0154] この計測画像領域自動指定処理についてよリ具体的に説明する。計測画像領域指定部 5 3は、まず、ユーザ等により計測画像領域が指定された心尖部短軸像 G 1、乳頭筋短軸像 G 2、心基部短軸像 G 3の断面位置（座標）に基づいて、新たな計測画像領域を指定する断面位置（座標）を決定する。この処理は、たとえば、心尖部短軸像 G 1から乳頭筋短軸像 G 2と反対方向に所定距離だけ離れた位置の座標（第 1の Z座標）を求め、心尖部短軸像 G 1の Z座標と乳頭筋短軸像 G 2の Z座標とに基づいてこれらの断面の中央の座標 (第 2の Z座標）を求め、乳頭筋短軸像 G 2の Z座標と心基部短軸像 G 3の Z座標との中央の座標（第 3の Z座標）を求める。

[0155] 次に、 M P R処理部 5 2が、ボリュームデータに基づき、第 1〜第 3の Z 座標において、心尖部短軸像 G 1等と平行な方向の断層画像の画像データをそれぞれ生成する。

[0156] 計測画像領域指定部 5 3は、第 1の Z座標における断層画像の画像データの画素値を解析するなどして心臓壁の境界部分を抽出し、内側の境界部分を内膜位置画像 m 4とし、外側の境界部分を外膜位置画像 M 4とする。同様に、第 2の Z座標における断層画像の画像データの画素値を解析するなどして心臓壁の境界部分を抽出し、内側の境界部分を内膜位置画像 m 5とし、外側の境界部分を外膜位置画像 M 5とし、第 3の Z座標における断層画像の画像データの画素値を解析するなどして心臓壁の境界部分を抽出し、内側の境界部分を内膜位置画像 m 6とし、外側の境界部分を外膜位置画像 M 6とする。そして、これらの内膜位置画像 m 4〜m 6、外膜位置画像 M 4〜M 6を、それぞれ新たな計測画像領域として指定する。

[0157] この変形例の変位演算部 6 1は、ユーザ等によリ指定された計測画像領域 m 1〜m 3、 M 1〜M 3と、計測画像領域指定部 5 3により指定された計測画像領域 m 4〜m 6、 M 4〜M 6の全てについて、それぞれ、時系列に沿つた変位を演算する。

[0158] 運動情報演算部 6 2は、計測画像領域 m 1〜m 6、 M 1〜M 6の全ての変位に基づいて、運動情報を演算する。たとえば、心臓壁の捻れ運動を評価する場合、内膜位置画像 m 4と内膜位置画像 m lとの相対回転角度を演算し、内膜位置画像 m lと内膜位置画像 m 5との相対回転角度を演算し、内膜位置画像 m 5と内膜位置画像 m 2との相対回転角度を演算し、内膜位置画像 m 2 と内膜位置画像 m 6との相対回転角度を演算し、内膜位置画像 m 6と内膜位置画像 m 3との相対回転角度を演算する。外膜位置画像 M 1〜M 6についても同様にして相対回転角度を演算することができる。

[0159] 制御部 9は、演算された相対回転角度に基づく運動情報を表示部 8 1に表示させる。このように、この変形例によれば、上記実施形態よりも精度の高い運動情報を取得することができる。

[0160] 〔変形例 5〕

上記実施形態では、計測画像領域を指定する断面位置をユーザが指定するようになっているが（図 5の断面位置指定カーソル C 1〜C 3参照）、この断面位置を自動的に指定するように構成することも可能である。

[0161 ] たとえば、術前術後観察や経過観察のように、過去に同一の生体組織について取得した超音波画像の画像データが存在する場合においては、指定された断面位置を記憶しておくことにより、過去に指定された断面位置の情報を読み出して、今回の断面位置として自動的に指定することができる。

[0162] また、心尖部レベル、乳頭筋レベル、心基部レベルなど、典型的な断面位置をあらかじめ設定しておくとともに、たとえば Bモード画像の画像データやボリュームデータに基づいて典型的な断面位置を決定することができる。

[0163] また、 Bモード画像の画像データ等に基づいて、生体組織の大きさ（たとえば心臓の長軸方向の長さなど）を解析し、その大きさを複数に分割したときの各断面位置を、計測画像領域を指定する断面位置として指定するように構成することも可能である。

[0164] 〔その他〕

上記の実施形態においては、生体組織の変位を求め、この変位を微分（時間間隔で除算）して速度を求めるようになっているが、まず、速度を求め、その速度を積分して変位を求めるようにしてもよい。

[0165] また、上記の実施形態においては、生体組織の（より大局的な）運動の状態を示す運動情報を求めて表示するようになっているが、各計測画像領域における局所運動情報を表示するように構成してもよい。その場合において、運動情報を演算し表示させない場合には、局所運動情報を演算して表示するために必要な構成のみを備えた超音波診断装置を適用することが可能である (これは、後述の医用画像処理装置及び医用画像処理プログラムにおいても同様である。）。

[0166] 〈第 2の実施の形態〉

この発明に係る医用画像処理装置について説明する。この医用画像処理装置は、たとえば、超音波診断装置に接続されたコンピュータや、超音波画像の画像データを保管する P ACS (P i c t u r e A r c h i v i n a n d Commu n i c a t i o n S y s t em) 等の" τ—タへ一スに接続されたコンピュータを含んで構成される。図 1 7は、この発明に係る医用画像処理装置の一例を表している。なお、同図において、第 1の実施の形態と同様の構成部分には同じ符号が付されている。

[0167] 図 1 7に示す医用画像処理装置 1 000は、図 1に示した超音波診断装置

1と同様の画像処理部 5、演算処理部 6、記憶部 7、ユーザインターフェイス 8及び制御部 9を備えている。記憶部 7は、この発明の「記憶手段」の一例として作用する。この医用画像処理装置 1 000は、 LAN (L o c a I A r e a N e t wo r k) 等のネッ卜ワーク Nを介して超音波診断装置 2000や医用画像データベース 3000に接続されている。この実施形態の制御部 9は、ネッ卜ワーク Nを通じてデータ通信を行うネッ卜ワークァダプタを備えている。 [0168] 医用画像処理装置 1 0 0 0の動作について説明する。この医用画像処理装置 1 0 0 0には、超音波診断装置 2 0 0 0や医用画像データベース 3 0 0 0 から超音波画像の画像データが入力される。

[0169] 入力された画像データが Bモード画像の画像データである場合、ポリユームデータ生成部 5 1が、この画像データに基づくボリュームデータを生成する。 M P R処理部 5 2は、第 1の実施の形態と同様に、このボリュームデータに基づいて、時系列に沿った一連の断層画像の画像データを生成する。この一連の断層画像の画像データは、記憶部 7に記憶される。

[0170] また、入力された画像データがボリュームデータである場合、 M P R処理部 5 2が、このボリュームデータに基づいて、時系列に沿った一連の断層画像の画像データを生成する。この一連の断層画像の画像データは、記憶部 7 に記憶される。

[0171 ] 医用画像処理装置 1 0 0 0は、記憶部 7に記憶された一連の断層画像の画像データ（及びボリュームデータ）に基づいて、第 1の実施の形態と同様の処理を実行する（図 4〜図 1 4参照）。それにより、生体組織の 3次元的な運動の計測を短時間で行うことができる。また、生体組織の運動を計測する領域を容易に指定することが可能になる。

[0172] この実施形態の変形例として、画像処理部 5に計測画像領域指定部 5 3を設けた構成を適用することができる（図 1 5参照。医用画像処理プログラム 7 2に基づく処理）。それにより、第 1の実施の形態の変形例 2や変形例 4 と同様の処理を実行することができる。

[0173] 〈第 3の実施の形態〉

この発明に係る医用画像処理プログラムについて説明する。第 1、第 2の実施形態で説明した医用画像処理プログラム 7 1 、 7 2は、この発明に係る医用画像処理プログラムの一例である。医用画像処理プログラムは、第 1の実施の形態やその変形例において説明した処理をコンピュータに実行させるものである。この医用画像処理プログラムは、当該コンピュータに内蔵されたハードディスクドライブ等の記憶装置にあらかじめ記憶されていてもよいし、 LAN等のネットワーク上のサーバ等にあらかじめ記憶しておき、当該コンピュータがこれを読み出して実行するようにしてもよい。

この医用画像処理プログラムは、コンピュータによって読み取リが可能な状態で任意の記憶媒体に記憶させることが可能である。この記憶媒体としては、たとえば、光ディスク、光磁気ディスク（CD— ROMZD VD— RA MZD VD— ROMZMO等）、磁気記憶媒体（ハードディスク Zフロッピ一（登録商標）ディスク ZZ I P等）、半導体メモリなどがある。

Claims

請求の範囲

[1 ] 超音波プローブと、

前記超音波プローブに超音波を送受信させる送受信手段と、

前記超音波の送受信の結果として得られた受信信号に基づき、生体組織の

2以上の断面位置のそれぞれについて、時系列に沿った一連の断層画像の画像データを生成する画像生成手段と、

前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記生成された画像データに基づき、前記一連の断層画像のうちの 1つの断層画像を表示する表示手段と前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記表示された前記 1つの断層画像に計測画像領域を指定する指定手段と、

前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記一連の断層画像の画像データに基づき、前記指定された計測画像領域における前記生体組織の運動の状態を示す局所運動情報を演算するとともに、前記 2以上の断面位置のそれぞれについて前記演算された局所運動情報に基づいて、前記生体組織の運動の状態を示す運動情報を演算する演算手段と、

を備え、

前記表示手段は、前記演算手段によリ演算された前記運動情報を表示することを特徴とする超音波診断装置。

[2] 前記超音波プローブは、前記送受信手段により、所定の方向に沿った複数の位置のそれぞれにおいて、当該所定の方向に直交する方向に沿って超音波の送受信方向を走査するとともに、前記所定の方向及び前記直交する方向に沿った超音波の送受信を反復し、

前記画像生成手段は、

超音波の送受信方向が前記直交する方向に走査されるときに順次に得られた受信信号に基づいて、前記生体組織の前記送受信方向及び前記直交する方向を含む断面における第 1の断層画像の画像データを生成する第 1の断層画像生成手段と、

前記複数の位置のそれぞれについて前記生成された前記第 1の断層画像の画像データに基づいて、前記生体組織のポリユームデータを生成するポリュームデータ生成手段と、

前記生成されたボリュームデータに基づいて、前記 2以上の断面位置のそれぞれにおける第 2の断層画像の画像データを生成する第 2の断層画像生成手段と、

を備えるとともに、

前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記超音波の送受信を前記反復することにより得られる複数の前記第 2の断層画像の画像データを、前記時系列に沿った一連の断層画像の画像データとする、

ことを特徴とする請求項 1に記載の超音波診断装置。

[3] 前記演算手段は、前記 2以上の断面位置のうちのいずれか 2つの断面位置における前記局所運動情報の差異を示す差異情報を演算して前記運動情報を求め <&、

ことを特徴とする請求項 1に記載の超音波診断装置。

[4] 前記 2つの断面位置の一方の断面位置における前記一連の断層画像の断面と、他方の断面位置における前記一連の断層画像の断面とは、互いに平行であり、

前記演算手段は、

前記 2つの断面位置のそれぞれについて、前記一連の断層画像の断面に直交する方向を軸とする前記計測画像領域における前記生体組織の回転角度を前記局所運動情報として演算するとともに、

前記 2つの断面位置のそれぞれについて前記演算された前記回転角度の差を前記差異情報として演算し、この演算された回転角度の差を前記生体組織の捻れ運動を示す前記運動情報とする、

ことを特徴とする請求項 3に記載の超音波診断装置。

[5] 前記 2つの断面位置の一方の断面位置における前記一連の断層画像の断面と、他方の断面位置における前記一連の断層画像の断面とは、互いに平行であり、

前記演算手段は、

前記 2つの断面位置のそれぞれについて前記演算された前記回転角度の差を前記差異情報として演算し、この演算された回転角度の差を時間で微分することにより、前記生体組織の捻れ運動の速度を示す前記運動情報を演算する、

ことを特徴とする請求項 3に記載の超音波診断装置。

[6] 前記 2つの断面位置の一方の断面位置における前記一連の断層画像の断面と、他方の断面位置における前記一連の断層画像の断面とは、互いに平行であり、

前記演算手段は、

前記 2つの断面位置のそれぞれについて前記演算された前記回転角度の差を前記差異情報として演算し、この演算された回転角度の差を前記 2つの断面位置の間の距離で除算して、前記生体組織の相対回転勾配を示す前記運動情報を求める、

ことを特徴とする請求項 3に記載の超音波診断装置。

[7] 前記演算手段は、

前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記ポリユームデータに基づき、前記指定手段によリ指定された計測画像領域における前記生体組織の 3 次元的な運動の状態を示す前記局所運動情報を演算するとともに、

前記 2以上の断面位置のそれぞれについて前記演算された前記 3次元的な運動の状態を示す局所運動情報に基づいて、前記運動情報を演算する、ことを特徴とする請求項 2に記載の超音波診断装置。

[8] 前記演算手段は、前記 2以上の断面位置のうちのいずれか 2つの断面位置における前記 3次元的な運動の状態を表す局所運動情報の差異を示す差異情報を演算して前記運動情報を求める、

ことを特徴とする請求項 7に記載の超音波診断装置。

[9] 前記 2つの断面位置の一方の断面位置における前記一連の断層画像の断面と、他方の断面位置における前記一連の断層画像の断面とは、互いに平行であり、

前記演算手段は、

前記 2つの断面位置のそれぞれについて、前記演算された前記 3次元的な運動の状態を示す局所運動情報に基づき、前記計測画像領域における前記生体組織の前記一連の断層画像の断面に直交する方向への変位を演算するとともに、前記 2つの断面位置のそれぞれについて前記演算された前記直交する方向への変位の差を前記差異情報として演算し、この演算された変位の差を前記生体組織の前記直交する方向における伸縮運動を示す前記運動情報とする、

ことを特徴とする請求項 8に記載の超音波診断装置。

[10] 前記 2つの断面位置の一方の断面位置における前記一連の断層画像の断面と、他方の断面位置における前記一連の断層画像の断面とは、互いに平行であり、

前記演算手段は、

前記 2つの断面位置のそれぞれについて、前記演算された前記 3次元的な運動の状態を示す局所運動情報に基づき、前記計測画像領域における前記生体組織の前記一連の断層画像の断面に直交する方向への変位を演算するとともに、前記 2つの断面位置のそれぞれについて前記演算された前記直交する方向への変位の差を前記差異情報として演算し、この演算された変位の差を時間で微分することにより、前記生体組織の前記直交する方向における伸縮運動の速度を示す前記運動情報を演算する、

ことを特徴とする請求項 8に記載の超音波診断装置。

[11] 前記 2つの断面位置の一方の断面位置における前記一連の断層画像の断面と、他方の断面位置における前記一連の断層画像の断面とは、互いに平行であり、

前記演算手段は、

前記 2つの断面位置のそれぞれについて、前記演算された前記 3次元的な運動の状態を示す局所運動情報に基づき、前記計測画像領域における前記生体組織の前記一連の断層画像の断面に直交する方向への変位を演算するとともに、前記 2つの断面位置のそれぞれについて前記演算された前記直交する方向への変位の差を前記差異情報として演算し、この演算された変位の差を前記 2つの断面位置の間の元の距離で除算し、その商を前記生体組織の前記直交する方向におけるストレインを示す前記運動情報とする、

ことを特徴とする請求項 8に記載の超音波診断装置。

[12] 前記 2つの断面位置の一方の断面位置における前記一連の断層画像の断面と、他方の断面位置における前記一連の断層画像の断面とは、互いに平行であり、

前記演算手段は、

前記 2つの断面位置のそれぞれについて、前記演算された前記 3次元的な運動の状態を示す局所運動情報に基づき、前記計測画像領域における前記生体組織の前記一連の断層画像の断面に直交する方向への変位を演算するとともに、前記 2つの断面位置のそれぞれについて前記演算された前記直交する方向への変位の差を前記差異情報として演算し、この演算された変位の差を前記 2つの断面位置の間の元の距離で除算し、その商を時間で微分することにより、前記生体組織の前記直交する方向におけるストレインレートを示す前記運動情報を演算する、

ことを特徴とする請求項 8に記載の超音波診断装置。

[13] 前記指定手段は、前記表示手段に表示された前記 1つの断層画像に対して前記指定された計測画像領域に基づいて、前記 2以上の断面位置とは異なる断面位置に新たな計測画像領域を指定する自動指定手段を含み、

前記演算手段は、前記指定された新たな計測画像領域における前記生体組織の運動の状態を示す局所運動情報を演算するとともに、前記 2以上の断面位置及び前記異なる断面位置のそれぞれについて前記演算された前記局所運動情報に基づいて、前記運動情報を演算する、

ことを特徴とする請求項 1に記載の超音波診断装置。

[14] 前記生体組織は心臓であリ、

前記指定手段によリ指定される計測画像領域は、前記表示手段に表示された前記 1つの断層画像において前記心臓の心臓壁に相当する画像領域であることを特徴とする請求項 1〜請求項 1 3のいずれか一項に記載の超音波診断装置。

[15] 超音波プローブと、

前記超音波の送受信の結果として得られた受信信号に基づき、生体組織の 1以上の断面位置のそれぞれについて、時系列に沿った一連の断層画像の画像データを生成する画像生成手段と、

前記 1以上の断面位置のそれぞれについて、前記生成された画像データに基づき、前記一連の断層画像のうちの 1つの断層画像を表示する表示手段と前記 1以上の断面位置のそれぞれについて、前記表示された前記 1つの断層画像に計測画像領域を指定する指定手段と、

前記 1以上の断面位置のそれぞれについて、前記一連の断層画像の画像データに基づき、前記指定された計測画像領域における前記生体組織の運動の状態を示す局所運動情報を演算する演算手段と、

を備え、

前記表示手段は、前記演算手段によリ演算された前記局所運動情報を表示する、

ことを特徴とする超音波診断装置。

[16] 前記生体組織は心臓であリ、

前記指定される前記計測画像領域は、前記表示された前記 1つの断層画像における心臓壁であり、

前記演算手段は、前記局所運動情報として、前記心臓壁の厚さの変化、前記心臓壁の厚さの変化の速度、前記心臓壁の厚さ方向におけるストレイン、前記心臓壁の厚さ方向におけるストレインレー卜、前記一連の断層画像の断面に直交する方向を軸とする回転方向における前記心臓壁の内膜又は外膜の回転角度、前記回転方向における前記心臓壁のストレイン、前記回転方向における前記心臓壁のストレインレート、及び、前記回転方向における前記心臓壁の内膜と外膜との相対回転角度のうちの少なくとも 1つを演算する、ことを特徴とする請求項 1 5に記載の超音波診断装置。

[17] 前記演算手段は、前記表示された前記 1つの断層画像に前記指定された計測画像領域に複数の計測点を指定し、前記一連の断層画像のそれぞれにおける前記複数の計測点のそれぞれの位置を求め、この求められた位置に基づいて前記複数の計測点のそれぞれの時系列に沿った変位又は当該変位の速度を演算し、前記複数の計測点のそれぞれについて前記演算された前記変位又は速度に基づいて前記計測画像領域の変位を演算する、

ことを特徴とする請求項 1又は請求項 1 5に記載の超音波診断装置。

[18] 前記超音波プローブは、 2次元的に配列された複数の超音波振動子を備え前記送受信手段は、前記複数の超音波振動子を個別に又は 2以上のグループ毎に制御して、所定の方向及び当該所定の方向に直交する方向に超音波を走査させる、

[19] 超音波診断装置により得られた生体組織の医用画像の画像データを処理する医用画像処理装置であって、生体組織の 2以上の断面位置のそれぞれにおける、時系列に沿つた一連の断層画像の画像データを記憶する記憶手段と、

前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記記憶された画像データに基づき、前記一連の断層画像のうちの 1つの断層画像を表示する表示手段と前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記表示された前記 1つの断層画像に計測画像領域を指定する指定手段と、

を備え、

前記表示手段は、前記演算手段によリ演算された前記運動情報を表示することを特徴とする医用画像処理装置。

超音波診断装置によリ得られた生体組織の医用画像の画像データを処理する医用画像処理装置であって、

生体組織の 1以上の断面位置のそれぞれにおける、時系列に沿った一連の断層画像の画像データを記憶する記憶手段と、

前記 1以上の断面位置のそれぞれについて、前記記憶された画像データに基づき、前記一連の断層画像のうちの 1つの断層画像を表示する表示手段と前記 1以上の断面位置のそれぞれについて、前記表示された前記 1つの断層画像に計測画像領域を指定する指定手段と、

前記 1以上の断面位置のそれぞれについて、前記一連の断層画像の画像データに基づき、前記指定された計測画像領域における前記生体組織の運動の状態を示す局所運動情報を演算する演算手段と、を備え、

ことを特徴とする医用画像処理装置。

[21 ] 生体組織の 2以上の断面位置のそれぞれにおける、時系列に沿った一連の断層画像の画像データを記憶する記憶手段と、表示手段とを有するコンビュータを、

前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記記憶された画像データに基づき、前記一連の断層画像のうちの 1つの断層画像を前記表示手段に表示させるように機能させ、

前記 2以上の断面位置のそれぞれについて、前記表示された前記 1つの断層画像に計測領域が指定されたことに対応し、前記一連の断層画像の画像データに基づき、前記指定された計測画像領域における前記生体組織の運動の状態を示す局所運動情報を演算するように機能させ、

前記 2以上の断面位置のそれぞれについて前記演算された局所運動情報に基づいて、前記生体組織の運動の状態を示す運動情報を演算するように機能させ、

前記演算された前記運動情報を前記表示手段に表示するように機能させることを特徴とする医用画像処理プログラム。

[22] 生体組織の 1以上の断面位置のそれぞれにおける、時系列に沿った一連の断層画像の画像データを記憶する記憶手段と、表示手段とを有するコンビュータを、

前記 1以上の断面位置のそれぞれについて、前記記憶された画像データに基づき、前記一連の断層画像のうちの 1つの断層画像を前記表示手段に表示させるように機能させ、

前記 1以上の断面位置のそれぞれについて、前記表示された前記 1つの断層画像に計測画像領域が指定されたことに対応し、前記一連の断層画像の画像データに基づき、前記指定された計測画像領域における前記生体組織の運動の状態を示す局所運動情報を演算するように機能させ、

前記演算された前記局所運動情報を前記表示手段に表示するように機能させる、

ことを特徴とする医用画像処理プログラム。