WO2012032988A1 - 超音波診断装置、画像処理装置および画像処理方法 - Google Patents

超音波診断装置、画像処理装置および画像処理方法 Download PDF

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WO2012032988A1
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motion
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阿部　康彦
哲也 川岸
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株式会社東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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    • A61B8/466—Displaying means of special interest adapted to display 3D data

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to an ultrasonic diagnostic apparatus, an image processing apparatus, and an image processing method.
  • CTR cardiac resynchronization therapy
  • CRT is a treatment that can improve dyssynchrony of heart wall motion, which often accompanies patients with severe heart failure, and dramatic improvement in symptoms has been observed in patients with effective CRT (Responder) .
  • CRT CRT
  • Non Responders it is known that there are about 30% of patients (Non Responders) who are not effective in CRT even in heart failure cases as of 2005. “Non Responder” is a patient with heart failure but not systolic dyssynchrony.
  • the application of CRT was determined by the QRS width of the electrocardiogram and the ejection fraction of the left ventricle (EF: Ejection Fraction).
  • a patient whose electrocardiogram QRS width is greater than “130 milliseconds” and the left ventricular ejection fraction is 35% or less has been determined as a CRT application target.
  • a person who has heart failure but is not systolic dyssynchrony may be determined as an application target of CRT, thereby causing “Non Responder”.
  • a quantitative evaluation method using echocardiography there is a method using speckle tracking that tracks a point set in a myocardium on an ultrasonic image based on a speckle pattern unique to the ultrasonic image. For example, by analyzing the volume data collected by scanning the patient's heart three-dimensionally with ultrasound along time series by speckle tracking, the left ventricle, right ventricle, left atrium and right atrium heart Wall motion can be quantitatively evaluated in three dimensions.
  • elements for determining whether to apply CRT include inter-ventricular (between the left atrium and the left ventricle), and between ventricles. There is also an element of the degree of heart wall motion synchronization (between the right and left ventricles). That is, whether or not to apply CRT depends on the degree of dyssynchrony of each of these elements.
  • the above-described conventional technique analyzes the functions of the four atrioventricles of the heart individually, and particularly evaluates the dyssynchrony of three-dimensional heart wall motion in the left ventricle. That is, the above-described conventional technique cannot three-dimensionally analyze the difference in the synchrony of the heart wall motion between the ventricles, between the atria, and between the atria.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus includes a motion information generation unit and a display control unit.
  • the motion information generation unit includes a first volume data group including a region related to the left heart system obtained from volume data generated by three-dimensionally scanning the subject's heart with ultrasound over a period of one heart beat or more, and a right heart Based on a second volume data group including a region related to the system, first motion information that is information of heart wall motion in at least one of the left ventricle and the left atrium, and a heart wall in at least one of the right ventricle and the right atrium Second motion information that is motion information is generated as time change information indicating a time-dependent change in heart wall motion composed of a plurality of measurement values along the time axis, and the first motion information to be displayed and First correction information and second correction information obtained by correcting the second motion information to information that is substantially synchronized based on a cardiac phase are generated, and the first correction information and the second correction information are determined in advance.
  • the motion information generation unit includes a first volume data group including
  • FIG. 1 is a diagram for explaining the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the first volume data group and the second volume data group.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the speckle tracking executed by the exercise information generation unit.
  • FIG. 4A is a diagram (1) for explaining a specific example of information on the heart wall motion generated by the motion information generation unit.
  • FIG. 4B is a diagram (2) for explaining a specific example of the information on the heart wall motion generated by the motion information generation unit.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a first interpolation method executed by the exercise information generation unit.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining a second interpolation method executed by the exercise information generation unit.
  • FIG. 1 is a diagram for explaining the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the first volume data group and the second volume data group.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the speckle tracking executed by the
  • FIG. 7 is a diagram for explaining an example of a time change curve displayed in the present embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the calculation unit.
  • FIG. 9 is a diagram (1) for explaining an example of the distribution image displayed in the present embodiment.
  • FIG. 10 is a diagram (2) for explaining an example of the distribution image displayed in the present embodiment.
  • FIG. 11 is a diagram for explaining a layout example of information displayed in the present embodiment.
  • FIG. 12 is a flowchart for explaining processing of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 13 is a diagram (1) for explaining a first modification of the present embodiment.
  • FIG. 14 is a diagram (2) for explaining the first modification of the present embodiment.
  • FIG. 1 is a diagram for explaining the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment includes an ultrasonic probe 1, a monitor 2, an input device 3, an electrocardiograph 4, and a device body 10.
  • the ultrasonic probe 1 is an external ultrasonic probe that is detachably connected to the apparatus main body 10.
  • the ultrasonic probe 1 includes a plurality of piezoelectric vibrators, and the plurality of piezoelectric vibrators generate ultrasonic waves based on a drive signal supplied from a transmission / reception unit 11 included in the apparatus main body 10 described later.
  • the ultrasonic probe 1 receives a reflected wave from the subject P and converts it into an electrical signal.
  • the ultrasonic probe 1 includes a matching layer provided on the piezoelectric vibrator, a backing material that prevents propagation of ultrasonic waves from the piezoelectric vibrator to the rear, and the like.
  • the transmitted ultrasonic waves are transmitted from the ultrasonic probe 1 to the subject P
  • the transmitted ultrasonic waves are reflected one after another at the discontinuous surface of the acoustic impedance in the body tissue of the subject P
  • the ultrasonic probe is used as a reflected wave signal. 1 is received by a plurality of piezoelectric vibrators.
  • the amplitude of the received reflected wave signal depends on the difference in acoustic impedance at the discontinuous surface where the ultrasonic wave is reflected.
  • the reflected wave signal when the transmitted ultrasonic pulse is reflected on the moving blood flow or the surface of the heart wall depends on the velocity component of the moving body in the ultrasonic transmission direction due to the Doppler effect. And undergoes a frequency shift.
  • the ultrasonic probe 1 according to the present embodiment is an ultrasonic probe capable of two-dimensionally scanning the subject P with ultrasonic waves and performing three-dimensional scanning of the subject P by sector scanning. Specifically, the ultrasonic probe 1 according to the present embodiment swings a plurality of ultrasonic transducers at a predetermined angle (oscillation angle), thereby performing an external mechanical that scans the subject P three-dimensionally. Scan probe.
  • the ultrasonic probe 1 is a two-dimensional ultrasonic probe that can ultrasonically scan the subject P in three dimensions by arranging a plurality of ultrasonic transducers in a matrix. Even in some cases, it is applicable.
  • the two-dimensional ultrasonic probe can scan the subject P in two dimensions by focusing and transmitting ultrasonic waves.
  • the input device 3 includes a mouse, a keyboard, a button, a panel switch, a touch command screen, a foot switch, a trackball, and the like, accepts various setting requests from an operator of the ultrasonic diagnostic apparatus, and accepts it to the apparatus main body 10. Transfer various setting requests.
  • the input device 3 accepts designation of the type of heart wall motion information generated from the volume data and designation of the output form of the generated information from the operator.
  • Various specification contents received by the input device 3 according to the present embodiment will be described in detail later.
  • the monitor 2 displays a GUI (Graphical User Interface) for an operator of the ultrasound diagnostic apparatus to input various setting requests using the input device 3, and displays an ultrasound image generated in the apparatus body 10. To do.
  • GUI Graphic User Interface
  • the electrocardiograph 4 is connected to the apparatus main body 10 and acquires an electrocardiogram (ECG) of the subject P on which ultrasonic scanning is performed.
  • ECG electrocardiogram
  • the electrocardiograph 4 transmits the acquired electrocardiogram to the apparatus main body 10.
  • the apparatus main body 10 is an apparatus that generates an ultrasonic image based on the reflected wave received by the ultrasonic probe 1.
  • the apparatus main body 10 according to the present embodiment is an apparatus that can generate a three-dimensional ultrasonic image (volume data) based on three-dimensional reflected wave data received by the ultrasonic probe 1.
  • the apparatus body 10 includes a transmission / reception unit 11, a B-mode processing unit 12, a Doppler processing unit 13, an image generation unit 14, an image memory 15, an internal storage unit 16, and volume data processing.
  • the transmission / reception unit 11 includes a trigger generation circuit, a delay circuit, a pulsar circuit, and the like, and supplies a drive signal to the ultrasonic probe 1.
  • the pulsar circuit repeatedly generates rate pulses for forming transmission ultrasonic waves at a predetermined rate frequency.
  • the delay circuit also sets the delay time for each piezoelectric vibrator necessary for determining the transmission directivity by focusing the ultrasonic wave generated from the ultrasonic probe 1 into a beam shape, and for each rate pulse generated by the pulser circuit. Give to.
  • the trigger generation circuit applies a drive signal (drive pulse) to the ultrasonic probe 1 at a timing based on the rate pulse. In other words, the delay circuit arbitrarily adjusts the transmission direction from the piezoelectric vibrator surface by changing the delay time given to each rate pulse.
  • the transmission / reception unit 11 has a function capable of instantaneously changing the transmission frequency, the transmission drive voltage, and the like in order to execute a predetermined scan sequence based on an instruction from the control unit 18 described later.
  • the change of the transmission drive voltage is realized by a linear amplifier type transmission circuit capable of instantaneously switching its value or a mechanism for electrically switching a plurality of power supply units.
  • the transmission / reception unit 11 includes an amplifier circuit, an A / D converter, an adder, and the like, and performs various processes on the reflected wave signal received by the ultrasonic probe 1 to generate reflected wave data.
  • the amplifier circuit amplifies the reflected wave signal for each channel and performs gain correction processing.
  • the A / D converter performs A / D conversion on the gain-corrected reflected wave signal and gives a delay time necessary for determining reception directivity to the digital data.
  • the adder performs an addition process of the reflected wave signal processed by the A / D converter to generate reflected wave data. By the addition processing of the adder, the reflection component from the direction corresponding to the reception directivity of the reflected wave signal is emphasized.
  • the transmission / reception unit 11 controls transmission directivity and reception directivity in transmission / reception of ultrasonic waves.
  • the transmission / reception unit 11 according to the present embodiment transmits an ultrasonic beam in three dimensions from the ultrasonic probe 1 to the subject P, and three-dimensionally reflects the three-dimensional reflected wave signal received by the ultrasonic probe 1. The reflected wave data is generated.
  • the B-mode processing unit 12 receives the reflected wave data from the transmission / reception unit 11 and performs logarithmic amplification, envelope detection processing, and the like to generate data (B-mode data) in which the signal intensity is expressed by brightness. .
  • the Doppler processing unit 13 performs frequency analysis on velocity information from the reflected wave data received from the transmission / reception unit 11, extracts blood flow, tissue, and contrast agent echo components due to the Doppler effect, and mobile body information such as average velocity, dispersion, and power. Is generated for multiple points (Doppler data).
  • the B-mode processing unit 12 and the Doppler processing unit 13 according to the present embodiment can process both two-dimensional reflected wave data and three-dimensional reflected wave data. That is, the B-mode processing unit 12 according to the present embodiment can generate three-dimensional B-mode data from the three-dimensional reflected wave data. In addition, the Doppler processing unit 13 according to the present embodiment can generate three-dimensional Doppler data from the three-dimensional reflected wave data.
  • the image generation unit 14 generates an ultrasonic image from the data generated by the B mode processing unit 12 and the Doppler processing unit 13. That is, the image generation unit 14 generates a B-mode image in which the intensity of the reflected wave is represented by luminance from the B-mode data generated by the B-mode processing unit 12. Specifically, the image generation unit 14 generates a three-dimensional B-mode image from the three-dimensional B-mode data generated by the B-mode processing unit 12.
  • the image generation unit 14 generates a color Doppler image as an average velocity image, a dispersed image, a power image, or a combination image thereof representing moving body information from the Doppler data generated by the Doppler processing unit 13. Specifically, the image generation unit 14 generates a three-dimensional color Doppler image from the three-dimensional Doppler data generated by the Doppler processing unit 13.
  • volume data the three-dimensional B-mode image generated by the image generation unit 14
  • the image generation unit 14 has a function of generating volume data.
  • the image generation unit 14 can also generate a composite image in which character information, scales, body marks, and the like of various parameters are combined with the ultrasonic image.
  • the image generation unit 14 can generate various images for displaying volume data on the monitor 2. Specifically, the image generation unit 14 can generate an MPR (Multi Planar Reconstructions) image and a rendering image (volume rendering image or surface rendering image) from the ultrasonic volume data.
  • MPR Multi Planar Reconstructions
  • rendering image volume rendering image or surface rendering image
  • the image memory 15 is a memory that stores the ultrasonic image generated by the image generation unit 14.
  • the image generation unit 14 stores the volume data and the time of the ultrasound scanning performed for generating the volume data in the image memory 15 in association with the electrocardiogram transmitted from the electrocardiograph 4. . That is, the volume data processing unit 17 to be described later can acquire the cardiac time phase at the time of ultrasonic scanning performed for generating the volume data by referring to the data stored in the image memory 15.
  • the image memory 15 can also store data generated by the B-mode processing unit 12 and the Doppler processing unit 13.
  • the internal storage unit 16 stores a control program for performing ultrasonic transmission / reception, image processing and display processing, diagnostic information (for example, patient ID, doctor's findings, etc.), various data such as a diagnostic protocol and various body marks. To do.
  • the internal storage unit 16 is also used for storing images stored in the image memory 15 as necessary.
  • the data stored in the internal storage unit 16 can be transferred to an external peripheral device via an interface (not shown).
  • the volume data processing unit 17 is a processing unit that performs various types of image processing on the volume data stored in the image memory 15, and includes an exercise information generation unit 17a and a calculation unit 17b as shown in FIG. The processing performed by the volume data processing unit 17 will be described in detail later.
  • the control unit 18 controls the entire processing of the ultrasonic diagnostic apparatus. Specifically, the control unit 18 is based on various setting requests input from the operator via the input device 3 and various control programs and various data read from the internal storage unit 16. Controls the processing of the processing unit 12, Doppler processing unit 13, image generation unit 14, and volume data processing unit 17. Further, the control unit 18 displays on the monitor 2 an ultrasonic image stored in the image memory 15, a GUI for designating various processes performed by the volume data processing unit 17, a processing result of the volume data processing unit 17, and the like. Control to do.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment generates volume data and performs image processing on the generated volume data. Specifically, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment generates volume data of the heart of the subject P. Then, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment performs image processing on the volume data of the heart of the subject P, so that pre-judgment and treatment for application to cardiac resynchronization therapy (CRT) are performed. Generate and display data for determining the effect.
  • CRT cardiac resynchronization therapy
  • elements for determining whether or not to apply CRT and for determining the effect of CRT include interatrioventricular (left atrial and There is an element of the degree of synchronization of the heart wall motion between the left ventricle) and between the ventricles (between the right ventricle and the left ventricle).
  • the atrioventricular delay time can be set in steps of about 20 milliseconds in the range of “50 milliseconds to 160 milliseconds”, and the ventricular delay time can be set from “ ⁇ 40 milliseconds to +40 milliseconds”. In the range of “seconds”, it can be set in steps of about 30 milliseconds.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus generates volume data by three-dimensionally scanning the heart of the subject P with ultrasonic waves.
  • the apex approach is used because the apex is not depicted in the parasternal approach due to the acoustic window limitation. It is done.
  • the width of the apex that is a shallow part is narrowed.
  • DCM dilated cardiomyopathy
  • EF ejection fraction
  • the heart of the subject P to be diagnosed by CRT is often enlarged. Therefore, in the sector scan using the apex approach, the left heart system and the right heart particularly in the apex region. It becomes difficult to draw the myocardium of both regions of the heart system simultaneously within the angle of view.
  • the number of received scanning lines required is increased in the order of squares compared to 2D scanning, so the time resolution (frame rate) is relatively insufficient due to the limitation of sound speed. Therefore, it is difficult to ensure time resolution when attempting to increase the angle of view by three-dimensional scanning.
  • the time resolution is as high as possible for the evaluation of asynchrony, which is an element for determining whether to apply CRT.
  • the three-dimensional scanning is set so as to keep the time resolution in the three-dimensional scanning high.
  • an ideal three-dimensional scan setting is 30 fps (frame per second) with the reciprocal of the set time width as a target.
  • the scanning line density can be relatively increased with a setting with a narrow angle of view, it is possible to perform evaluation using an image (volume data) with a high spatial resolution. .
  • the extracorporeal ultrasonic probe 1 it is substantially difficult for the extracorporeal ultrasonic probe 1 to perform three-dimensional scanning with a wide angle of view including the right ventricle and the left ventricle at the time of CRT application evaluation. Therefore, in order to evaluate interventricular asynchrony for CRT application determination by three-dimensional scanning with the extracorporeal ultrasonic probe 1, collection of volume data including the left ventricle side and the right ventricle are limited with the angle of view limited. It is necessary to divide the collection of volume data including the side. That is, it is necessary to maintain time resolution and spatial resolution necessary for evaluating interventricular asynchrony for CRT application determination by dividing the entire heart into two regions and collecting volume data.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus includes a first region including a region related to the left heart system from volume data generated by three-dimensionally scanning the heart of the subject P with ultrasound over a period of one heartbeat or more.
  • a second volume data group including a volume data group and a region related to the right heart system is obtained.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus divides the heart of the subject P into a region including the left heart system and a region including the right heart system, and each region is superposed over a period of one heartbeat or more.
  • a first volume data group and a second volume data group, which are two volume data groups, are generated by three-dimensional scanning with sound waves.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the first volume data group and the second volume data group.
  • the ultrasonic probe 1 performs three-dimensional scanning with ultrasonic waves over a region including the left heart system over a period of one heartbeat or more.
  • the B-mode processing unit 12 generates three-dimensional B-mode data over a period of one heartbeat or more in a region including the left heart system.
  • the image generator 14 captures the region 1 between the broken lines in FIG. 2, that is, the left atrium (LA: Left Atrium) and the left ventricle (LV: Left Ventricular) in a time series over a period of one heartbeat or more.
  • the plurality of volume data (first volume data group) is generated.
  • the ultrasonic probe 1 is three-dimensionally ultrasonically in a region including the right heart system over a period of one heartbeat or more at a time different from the ultrasonic scanning period performed for generating the first volume data group. Scan.
  • the B-mode processing unit 12 generates three-dimensional B-mode data over a period of one heartbeat or more in a region including the right heart system.
  • the image generation unit 14 shoots the region 2 between the dotted lines in FIG. 2, that is, the right atrium (RA) and the right ventricle (RV: Right Ventricular) in a time series over a period of one heartbeat or more.
  • the plurality of volume data (second volume data group) is generated.
  • the image generation unit 14 stores the first volume data group and the second volume data group in the image memory 15. Specifically, the image generation unit 14 stores in the image memory 15 the first volume data group in which the ultrasonic scanning time is associated with each volume data, and the ECG at the time of generating the first volume data group. . In addition, the image generation unit 14 stores, in the image memory 15, the second volume data group in which the ultrasonic scanning time is associated with each volume data, and the ECG when the second volume data group is generated.
  • the control unit 18 starts processing of the volume data processing unit 17.
  • the motion information generation unit 17a included in the volume data processing unit 17 generates first motion information that is information on the heart wall motion in at least one of the left ventricle and the left atrium from the first volume data group.
  • the motion information generation unit 17a generates second motion information that is information on heart wall motion in at least one of the right ventricle and the right atrium from the second volume data group.
  • the motion information generation unit 17a tracks the tracking points set in the myocardial tissue depicted in each volume data based on the speckle pattern, so that the first motion information and the second motion information. Is generated. That is, the exercise information generation unit 17a performs three-dimensional speckle tracking to generate first exercise information and second exercise information.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the speckle tracking executed by the exercise information generation unit.
  • the input device 3 receives a display request from the operator for the volume data of the first frame of the first volume data group and the volume data of the first frame of the second volume data group.
  • the control unit 18 to which the display request has been transferred reads each volume data designated by the display request from the image memory 15 and displays it on the monitor 2.
  • the control unit 18 causes the image generation unit 14 to generate a plurality of MPR images obtained by cutting each volume data designated by the display request in cross sections in a plurality of directions, and causes the monitor 2 to display the MPR images.
  • the operator refers to the volume data displayed on the monitor (for example, a plurality of MPR images generated by the image generation unit 14), and sets tracking points for tracking in the myocardium as shown in FIG. A plurality of membranes and an outer myocardium are respectively set.
  • the tracking points are set as a pair in each of the myocardium and the myocardium.
  • the operator sets a plurality of tracking points in each MPR image in order to track the left heart system and the right heart system in three dimensions. As an example, first, the operator traces the positions of the myocardial intima and outer myocardium.
  • the system reconstructs a three-dimensional boundary surface from the traced endocardial epicardial surface, sets a mesh composed of a plurality of rectangles for each of the endocardium and the epicardium, and uses the vertices of each rectangle as tracking points. Set.
  • the exercise information generation unit 17a performs speckle tracking on the plurality of tracking points set in the volume data of the first frame of the first volume data group using each volume data constituting the first volume data group. By performing, the first exercise information is generated. In addition, the exercise information generation unit 17a performs speckle tracking on a plurality of tracking points set in the volume data of the first frame of the second volume data group by using each volume data constituting the second volume data group. By doing so, second motion information is generated. That is, the motion information generation unit 17a specifies to which position of the volume data of the other frame each of the plurality of tracking points set in the volume data of the first frame corresponds by speckle tracking.
  • the motion information generation unit 17a refers to the ultrasonic scanning time performed to generate each volume data and the electrocardiogram transmitted from the electrocardiograph 4, so that the ultrasonic scanning time and the cardiac time.
  • the first motion information and the second motion information are generated after adding the phase information.
  • the first motion information is information on the heart wall motion of the “left ventricle” or the information of the heart wall motion of the “left atrium” according to the location of the tracking point set by the operator. , Information on the cardiac wall motion of both the “left ventricle” and “left atrium”.
  • the second motion information is information on the heart wall motion of the “right ventricle” or the information on the heart wall motion of the “right atrium” depending on the location of the tracking point set by the operator. , May be information on the heart wall motion of both the “right ventricle” and “right atrium”.
  • the operator when analyzing the ventricular motion between ventricles, the operator sets a tracking point so that the first motion information becomes the information on the left ventricular motion, and the second motion information is Set the tracking point so that it is the “right ventricular” ventricular motion. Further, when analyzing the heart wall motion between the atria, the operator sets a tracking point so that the first motion information becomes the information of the heart wall motion of the “left atrium”, and the second motion information is Set the tracking point so that the heart wall motion of the “right atrium”.
  • the operator when analyzing all the ventricular motions between the ventricles, between the atria, and between the atrioventricles, the operator has the first motion information as the information on the heart wall motions of both the “left ventricle” and the “left atrium”.
  • the tracking point is set so that the second motion information becomes the information of the heart wall motion of both the “right ventricle” and the “right atrium”.
  • the tracking points may be set manually by the operator as described above, or may be automatically set by the exercise information generation unit 17a by extracting feature points in the volume data. May be.
  • FIGS. 4A and 4B are diagrams for explaining a specific example of information on the heart wall motion generated by the motion information generation unit.
  • the information shown in FIG. 4A is information on the overall ventricular motion of the ventricle or the atrium
  • the information shown in FIG. 4B is information on the local ventricular motion of the ventricle or the atrium.
  • the motion information generation unit 17a generates information regarding at least one volume of the ventricle or the atrium as first motion information and second motion information. Specifically, the motion information generation unit 17a generates information related to the volume by specifying a three-dimensional region surrounded by tracking points of the myocardial intima and a three-dimensional region surrounded by tracking points of the myocardium. . That is, the exercise information generation unit 17a uses the end-diastolic volume “1” as the first exercise information and the second exercise information, as shown in FIG. 4A, which is the lumen volume in the end diastole (ED) end phase.
  • ED end diastole
  • EDV (mL) end systole volume
  • ESV (mL) end systole volume
  • the lumen volume in the time phase is calculated as the end systolic volume“ ESV (mL) ”.
  • the exercise information generation unit 17a calculates the ejection rate “EF (%)” defined from the EDV and the ESV as the first exercise information and the second exercise information as illustrated in FIG. 4A.
  • the exercise information generation unit 17a uses the “myocardial volume (mL)”, “myocardial weight (g)”, “Mass-Index (mass index)” as the first exercise information and the second exercise information. g / m 2 ) ”. That is, the motion information generation unit 17a calculates “myocardial volume (mL)” by subtracting the lumen volume of the myocardium from the volume inside the outer membrane of the myocardium.
  • the myocardial volume changes with the heartbeat, but the degree of change with time of the myocardial volume is small. Therefore, for example, the motion information generation unit 17a calculates the average value of the myocardial volume calculated from each volume data or the maximum value within one heartbeat as a representative myocardial volume.
  • the motion information generation unit 17a calculates “myocardial weight (g)” by multiplying “myocardial volume (mL)” by an average myocardial density value (for example, 1.05 g / mL). For example, the motion information generation unit 17a calculates the myocardial weight from the average myocardial volume. In addition, the motion information generating unit 17a calculates “Mass-Index (g / m 2 )” by normalizing “myocardial weight (g)” with “body surface area (BSA) (m 2 )”.
  • BSA body surface area
  • end-diastolic volume, end-systolic volume, ejection fraction, myocardial volume, myocardial weight, and Mass-Index are representative values indicating information on the entire heart wall motion of the ventricle or atrium in one heartbeat.
  • the motion information generation unit 17a since the lumen volume changes with time reflecting the pump function of the target heart chamber, the time change curve of the lumen volume is important as an index for evaluating the cardiac function. Therefore, the motion information generation unit 17a generates a “time variation curve of the lumen volume” as shown in FIG. 4A. That is, the motion information generation unit 17a generates a graph in which the lumen volume is plotted along the time axis as a “time variation curve of the lumen volume”.
  • the “time change curve of the lumen volume” is “time change information indicating a change with time of the heart wall motion including a plurality of measured values along the time axis”.
  • the motion information generation unit 17a includes a local strain (myocardial strain) of at least one of the ventricle or the atrium, a local strain rate (myocardial strain rate), a local myocardial tissue displacement (myocardial displacement: displacement), Alternatively, the local myocardial tissue displacement velocity (myocardial velocity) is generated as the first motion information and the second motion information. That is, the motion information generation unit 17a obtains information on the local heart wall motion of the ventricle or the atrium as illustrated in FIG. 4B based on the length and direction of the line segment connecting the tracking points set as a pair. Generate. That is, as illustrated in FIG.
  • the motion information generation unit 17a generates “local myocardial strain (%)” and “local myocardial strain rate (1 / s)” that is a temporal change of the local myocardial strain. Further, as illustrated in FIG. 4B, the motion information generation unit 17a generates “local myocardial displacement (cm)” and “local myocardial velocity (cm / s)” that is a temporal change of the local myocardial displacement.
  • information on these local heart wall motions may be generated after component separation.
  • the motion information generation unit 17a generates a vector connecting the tracking points set as a pair in a long axis direction, a circumferential direction, and a wall thickness (Radial) direction.
  • information on local heart wall motion is generated.
  • the information on the local heart wall motion illustrated in FIG. 4 is “time change information indicating a change over time in the heart wall motion including a plurality of measured values along the time axis”.
  • the motion information generation unit 17a displays the local heart wall motion information in FIG. 4B as “time change information indicating the temporal change of the heart wall motion composed of a plurality of measurement values along the time axis”.
  • a local area change ratio of at least one of the ventricle and the atrium and a local area change rate of at least one of the ventricle and the atrium are generated. May be.
  • the motion information generation unit 17a first calculates, for example, the area of each local region of the myocardium (the area of each rectangle) in the reference cardiac time phase (reference time phase). That is, the motion information generation unit 17a calculates the area of each rectangle surrounded by a plurality of tracking points set on the mesh of the myocardium in the reference time phase volume data.
  • the motion information generation unit 17a calculates the rectangular area of each cardiac phase by tracking the tracking points in temporally continuous volume data, and calculates the rectangular area of each cardiac phase, A local area change rate is obtained by normalizing with a rectangular area corresponding to the reference time phase. Thereby, the exercise information generation unit 17a obtains a local area change rate (unit:%) indicating how each rectangle is deformed in temporally continuous volume data.
  • the motion information generation unit 17a calculates a time change rate of the local area change rate as information on the local heart wall motion. That is, the exercise information generation unit 17a calculates the time change rate of the area change rate by estimating the time differential value of the local area change rate.
  • the motion information generation unit 17a in order to output information on local heart wall motion, the motion information generation unit 17a generates a plurality of distribution images in time series in which local heart wall motion information is mapped to a predetermined image. Specifically, the motion information generation unit 17a converts the value of the motion information of the heart wall obtained in each local region into a color based on a preset LUT (Look Up Table), and then performs a predetermined image. A plurality of distribution images mapped to are generated along a time series. For example, as a color distribution mapping method, a known method such as a method of mapping a cardiac wall motion information value obtained in each local region to a Polar-map or a method of mapping to a surface rendering image of an intimal surface There is. In addition, the motion information generation unit 17a generates a time change curve, which is a graph obtained by plotting local heart wall motion information along the time axis in order to output information of local heart wall motion.
  • a time change curve which is a graph obtained by plotting local heart
  • the motion information generation unit 17a outputs local heart wall motion information for every 16 to 17 fractions recommended by the American Academy of Echocardiography (ASE) when outputting local heart wall motion information.
  • a distribution image or a time change curve may be output by averaging the values of.
  • fractions recommended by the American Academy of Echocardiography include, for example, the anterior septum (ant-sept.), The anterior wall (ant.), The side wall (lat.), The rear wall (post.), Examples include the lower wall (inf.) And septum (sept.).
  • the motion information generation unit 17a includes an overall area change rate of at least one of the ventricle or the atrium, an overall area change rate change rate, an overall strain (myocardial strain), an overall strain rate (myocardial strain). Rate), overall myocardial tissue displacement (myocardial displacement), or overall myocardial tissue displacement velocity (myocardial velocity) is generated as first motion information and second motion information. That is, the exercise information generation unit 17a calculates the overall area change rate by averaging the values of the plurality of local area change rates calculated using the same volume data. In addition, the exercise information generation unit 17a calculates the time change rate of the overall area change rate by averaging the time change rate values of the plurality of local area change rates calculated from the same volume data.
  • the motion information generation unit 17a calculates a total myocardial strain by averaging the values of a plurality of local myocardial strains calculated using the same volume data. In addition, the motion information generation unit 17a calculates the total myocardial strain rate by averaging the values of a plurality of local myocardial strain rates calculated using the same volume data. In addition, the motion information generation unit 17a calculates the total local myocardial displacement by averaging the values of the plurality of local myocardial displacements calculated from the same volume data. In addition, the motion information generation unit 17a calculates the total local myocardial velocity by averaging the values of the plurality of local myocardial velocities calculated from the same volume data.
  • the information on the entire heart wall motion based on the information on the local heart wall motion can be used as an index for evaluating the pump function of the heart chamber.
  • the motion information generation unit 17a uses the average value of the values in a plurality of heartbeats to reduce the influence of the variation between heartbeats, so that the above-described heart wall motion information (first motion information and second motion information). Information).
  • the type and output form of heart wall motion information is specified by the operator.
  • the exercise information generation unit 17a generates information on the type of myocardial motion specified by the operator from the first volume data group and the second volume data group. That is, the exercise information generation unit 17a generates the same type of first exercise information and second exercise information. In addition, the exercise information generation unit 17a generates and outputs the first exercise information and the second exercise information, which are time change information, in a designated output form.
  • the information on the entire heart wall motion based on the time change curve of the lumen volume, the information on the local heart wall motion, and the information on the local heart wall motion is time change information. That is, the type of heart wall motion information is “luminal volume time variation curve”, “local heart wall motion information”, “global heart wall motion information based on local heart wall motion information”
  • the motion information generating unit 17a uses the first motion information and the second motion information to indicate a time-dependent change in the heart wall motion comprising a plurality of measured values along the time axis. Generate as change information.
  • the first volume data group and the second volume data group are collected in different time zones. That is, the collection timing of each volume data group is not the same time.
  • the required angle of view setting may be different between the left heart system and the right heart system. Therefore, fluctuations may occur in the cardiac phase corresponding to each volume data (frame) between the volume data groups. Even if each volume data group is obtained under exactly the same heart rate, if the angle of view setting differs between left heart shooting and right heart shooting, the frame rate setting can change, A difference occurs in the cardiac time phase corresponding to each frame of the volume data group.
  • cardiac time phases in the analysis results of both volume data groups that is, the first motion information and the second motion information as time change information It is necessary that the cardiac phases in are associated with each other synchronously.
  • the controller 18 shown in FIG. 1 displays the first exercise information and the second exercise information generated by the exercise information generator 17a on the monitor 2, the first exercise information to be displayed and
  • the second exercise information is time change information
  • the first correction information in which the first exercise information and the second exercise information to be displayed are corrected to information that is substantially synchronized according to the cardiac phase
  • Control is performed to display the second correction information. That is, based on the control of the control unit 18, the exercise information generation unit 17a corrects the first exercise information and the second exercise information to be displayed to information that is substantially synchronized based on the cardiac phase. Information and second correction information are generated.
  • the motion information generation unit 17a obtains the first correction information and the second correction information by the first interpolation method or the second interpolation method described below. Generate.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a first interpolation method executed by the exercise information generation unit.
  • the first exercise information and the second exercise information as the time change information are shown as data 1 and data 2, respectively (see the upper diagram of FIG. 5).
  • the frame interval of the first volume data group is “dT1”
  • the frame interval of the second volume data group is “dT2 (dT2 ⁇ dT1)”. (See the top diagram in FIG. 5).
  • the motion information generation unit 17a first starts from a measurement value corresponding to a preset reference cardiac time phase among the measurement values constituting each motion information.
  • the start points of the first exercise information and the second exercise information as the change information are aligned.
  • the motion information generating unit 17a starts data 1 and data 2 in accordance with the R wave time phase as shown in the lower diagram of FIG. Align the dots.
  • the reference cardiac time phase may be a case where a P-wave time phase that is the starting point of atrial contraction is set.
  • the exercise information generation unit 17a further determines the measurement value of the other exercise information corresponding to the elapsed time from the start point of the measurement value constituting one exercise information, in the vicinity of the elapsed time of the other exercise information. Interpolation is performed using the measured values measured in step (1). Thereby, the exercise information generation unit 17a generates first correction information and second correction information.
  • the motion information generation unit 17a sets data 1 having a long frame interval as an interpolation target. Then, the motion information generation unit 17a measures the measurement value of the data 1 corresponding to the elapsed time from the R wave time phase (starting point) of the measurement value constituting the data 2 in the vicinity of the elapsed time of the data 1. Interpolation is performed using the measured values (see the dotted circle shown in the lower diagram of FIG. 5). Thus, the exercise information generation unit 17a generates correction data of data 1 in which the time interval is “dT2” in the same manner as the data 2 (see the black circles shown in the lower diagram of FIG. 5).
  • the motion information generation unit 17a relatively matches the periods between the reference cardiac time phases of the first motion information and the second motion information as time change information.
  • the cardiac phase is matched using the contraction period.
  • the aortic valve close (AVC) phase is the boundary between the ventricular systole and the ventricular diastole.
  • the AVC time is individually defined as 100%.
  • a period between R wave time phases or P wave time phases, that is, one cardiac cycle may be defined as 100%.
  • the exercise information generation unit 17a uses a plurality of measured values of the relative elapsed time obtained by dividing a relatively matched period between the reference cardiac time phases at a predetermined interval, respectively, as the first exercise information and the second exercise information. Are interpolated using measured values measured in the vicinity of each of the plurality of relative elapsed times. Thereby, the exercise information generation unit 17a generates first correction information and second correction information. Specifically, the motion information generation unit 17a divides the period between the reference cardiac phases relatively matched to 100% by a value within the range of “1% to 5%”. For example, as illustrated in FIG. 6, the exercise information generation unit 17a divides 100% AVC time into 5% relative elapsed times.
  • the exercise information generation unit 17a calculates the measurement value in the relative elapsed time for every 5% of the first exercise information in the period up to about 200% (or about 300%). It is obtained by interpolation from a plurality of actual measurement values measured in the vicinity of the relative elapsed time. Similarly, the exercise information generation unit 17a obtains a measurement value at a relative elapsed time of every 5% of the second exercise information by interpolating from a plurality of actual measurement values measured in the vicinity of the relative elapsed time. .
  • the motion information generation unit 17a converts the relative elapsed time (%) into the absolute time (millisecond), and the relative elapsed time (%) is set to “AVC time / 100 at the time of first volume data shooting. Or “AVC time / 100” at the time of second volume data shooting.
  • the motion information generation unit 17a uses the first interpolation method or the second interpolation method to change the first motion information and the second motion information as time change information according to the cardiac phase. First correction information and second correction information corrected to synchronized information are generated.
  • the control unit 18 controls the monitor 2 to display the first correction information and the second correction information generated by the exercise information generation unit 17a. Specifically, based on the control of the control unit 18, the motion information generation unit 17 a aligns the first correction information and the second correction information with the time phase based on a predetermined cardiac time phase along the time axis. A motion information image arranged side by side is generated. Specifically, the exercise information image is a graph or distribution image as described below. Then, the control unit 18 performs control so that the motion image information is displayed on the monitor 2.
  • the exercise information generation unit 17a Under the control of the control unit 18, the exercise information generation unit 17a generates two graphs in which the first correction information and the second correction information are plotted along the time axis. In other words, the exercise information generation unit 17a generates a plurality of time change curves as the first correction information and the second correction information, and arranges the plurality of graphs in which the time phases of the plurality of time change curves are aligned, thereby providing the exercise information. Generate an image. Then, the control unit 18 performs control so that the two graphs generated by the exercise information generation unit 17a are displayed in parallel.
  • each of the first correction information and the second correction information which are local heart wall motion information
  • each of the first correction information and the second correction information represents the heart in a plurality of local regions. Since it is composed of wall motion information, it is desirable to display them in parallel in separate graphs.
  • the motion information generation unit 17a under the control of the control unit 18, the motion information generation unit 17a generates a single graph in which the first correction information and the second correction information are collectively plotted along the time axis. That is, the motion information generation unit 17a generates a plurality of time change curves as the first correction information and the second correction information, and generates a motion information image by superimposing the plurality of time change curves in one graph. A plurality of time change curves are generated as the first correction information and the second correction information. And the control part 18 is controlled to display the one graph produced
  • the first correction information and the second correction information is desirably displayed in one graph in order to facilitate determination of synchrony between ventricles and determination of synchrony between atria.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining an example of a time change curve displayed in the present embodiment.
  • the motion information generation unit 17a performs a time change curve of the lumen volume in the left ventricle and the right ventricle (see a dotted line shown in FIG. 7) and a time change curve of the whole myocardial strain in the long axis direction in the left ventricle and the right ventricle. (See the solid line shown in FIG. 7) is generated as an exercise information image.
  • the exercise information generation part 17a may generate
  • the control part 18 displays the exercise
  • the control unit 18 may display a numerical value that serves as an index when determining synchrony between ventricles or between atriums. That is, the calculation unit 17b illustrated in FIG. 1 calculates the time difference between the extreme value included in the first correction information and the extreme value included in the second correction information. Specifically, the calculation unit 17b calculates a time difference between the time when each measurement value constituting the first correction information becomes an extreme value and the time when each measurement value constituting the second correction information becomes an extreme value. calculate. Then, the control unit 18 controls the monitor 2 to display the time difference calculated by the calculation unit 17b in addition to the exercise information image.
  • the calculation unit 17b calculates a time point when the time change curve of the lumen volume in the left ventricle becomes a minimum value and a time point when the time change curve of the lumen volume in the right ventricle becomes a minimum value.
  • the time difference “dT” is calculated.
  • the control unit 18 displays the time difference “dT” superimposed on the graph.
  • the motion information generation unit 17 a Under the control of the control unit 18, the motion information generation unit 17 a generates a first distribution image group in which local heart wall motion information of the first correction information is mapped along the time axis. Further, under the control of the control unit 18, the motion information generation unit 17 a generates a second distribution image group in which local heart wall motion information of the second correction information is mapped along the time axis.
  • control unit 18 controls the first distribution image group and the second distribution image group to display a moving image substantially in synchronization with the cardiac time phase.
  • 9 and 10 are diagrams for explaining an example of a distribution image displayed in the present embodiment.
  • the motion information generation unit 17a converts the value of the motion information of the heart wall obtained in each local region in the first correction information into color, and then renders the surface of the intimal surface. A first distribution image group mapped to the image is generated. Similarly, the motion information generation unit 17a generates a second distribution image group in which the second correction information is mapped to the surface rendering image of the intimal surface.
  • the motion information generation unit 17 a converts the value of the motion information of the heart wall obtained in each local region in the first correction information into a color, and then converts it into a Polar-map. A mapped first distribution image group is generated. Similarly, the exercise information generation unit 17a generates a second distribution image group in which the second correction information is mapped to the Polar-map.
  • FIG. 11 is a diagram for explaining a layout example of information displayed in the present embodiment.
  • Pre-CRT the first distribution in which the information on the local heart wall motion of the left ventricle is mapped to the surface rendering image as shown in FIG.
  • the image group is displayed in a three-dimensional manner in the upper left half of the monitor 2 (see “3D display of LV” in the figure).
  • the second distribution image group that maps the information of the local heart wall motion of the right ventricle to the surface rendering image is the area on the right side of the upper half of the monitor 2 (refer to “3D display of RV” in the figure) Is displayed as a video.
  • the exercise information generation unit 17a generates the exercise information image by individually generating the first distribution image group, the second distribution image group, and the graph and then laying them out in the three regions illustrated in FIG. To do.
  • FIG. 12 is a flowchart for explaining processing of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment. In the following, processing after the first volume data group and the second volume data group are stored in the image memory 15 will be described.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus has received an image processing request for the first volume data group and the second volume data group from the operator via the input device 3. Is determined (step S101).
  • the ultrasonic diagnostic apparatus is in a standby state.
  • step S101 when an image processing request is received (Yes in step S101), the exercise information generation unit 17a performs tracking processing using the tracking points set by the operator, thereby performing the first volume data group and the second volume data group. First exercise information and second exercise information are generated from each volume data group (step S102).
  • control part 18 determines whether the time change information is contained in the exercise
  • the control unit 18 performs control so that the first exercise information and the second exercise information are displayed on the monitor 2 (Step S107). finish.
  • the exercise information generation unit 17a performs the first interpolation from the first exercise information and the second exercise information which are time information by the control of the control unit 18.
  • the first correction information and the second correction information are generated by the interpolation process of either the method or the second interpolation method (step S104).
  • the calculation unit 17b calculates a time difference from the first correction information and the second correction information of the same type (Step S105). And the control part 18 is controlled to display the 1st correction information and 2nd correction information on the monitor 2 with a time difference (step S106), and complete
  • step S106 when there is information that is not time change information in the exercise information to be displayed, the control unit 18 also displays the information.
  • the motion information generation unit 17a divides the heart of the subject P into a region including the left heart system and a region including the right heart system, and each region has a period of one heartbeat or more. Is information on the cardiac wall motion in at least one of the left ventricle and the left atrium from each of the first volume data group and the second volume data group, which are two volume data groups generated by three-dimensional scanning with ultrasound. First motion information and second motion information that is information on heart wall motion in at least one of the right ventricle and the right atrium are generated.
  • the control unit 18 displays the first exercise information and the second exercise information to be displayed when the first exercise information and the second exercise information generated by the exercise information generation unit 17a are displayed on a predetermined display unit. If the exercise information of the time is time change information indicating the change over time of the heart wall motion consisting of a plurality of measured values along the time axis, the first exercise information and the second exercise information to be displayed are the heart time. Control is performed to display the first correction information and the second correction information corrected to information that is substantially synchronized according to the phase.
  • the first volume data group and the second volume data group can be collected with the spatial resolution and the temporal resolution that are optimum for the left heart system and the right heart system, respectively.
  • the first motion information and the second motion information can be generated from the first volume data group and the second volume data group having the optimal spatial resolution and temporal resolution, respectively.
  • the 1st exercise information and the 2nd exercise information which are time change information can be displayed simultaneously in the state synchronized with the cardiac time phase. That is, in the present embodiment, not only the left ventricle, but also the cardiac function between the ventricles and the atrium and the degree of synchrony of the cardiac wall motion can be analyzed three-dimensionally.
  • the doctor can accurately evaluate the shift time (asynchronous degree) of the wall motion phase between the ventricles.
  • the doctor can accurately set the atrioventricular delay time and the ventricular delay time of the CRT device. For example, the doctor can accurately perform the initial setting of the atrioventricular delay time and ventricular delay time of the CRT device at the start of treatment, and the resetting of the atrioventricular delay time and ventricular delay time of the CRT device after the determination of the therapeutic effect. it can.
  • the calculation unit 17b includes a time point when each measurement value constituting the first correction information becomes an extreme value and a time point when each measurement value constituting the second correction information becomes an extreme value.
  • the time difference is calculated, and the control unit 18 further controls to display the time difference on the monitor 2. Therefore, according to the present embodiment, the doctor can easily set the atrioventricular delay time and the ventricular delay time of the CRT device.
  • the exercise information generation unit 17a performs the first interpolation method. That is, the exercise information generation unit 17a uses the measurement value corresponding to the preset reference heart time phase among the measurement values constituting each exercise information as a starting point, so that the first exercise information as time change information And the second movement information start point, and the measurement value of the other movement information corresponding to the elapsed time from the start point of the measurement value constituting one movement information is
  • the first correction information and the second correction information are generated by interpolation using measurement values measured in the vicinity of the elapsed time. That is, in the present embodiment, for example, the first correction information and the second correction information that are substantially synchronized with the cardiac time phase can be generated in accordance with the motion information with high time resolution.
  • the exercise information generation unit 17a performs the second interpolation method. That is, the exercise information generation unit 17a relatively matches the periods between the reference heart time phases of the first exercise information and the second exercise information as the time change information, and between the relatively matched reference heart time phases. Measurement values of a plurality of relative elapsed times obtained by dividing the period by a predetermined interval are measured values measured in the vicinity of the plurality of relative elapsed times of the first exercise information and the second exercise information, respectively.
  • the first correction information and the second correction information are generated by using the interpolation. That is, in this embodiment, the first motion information and the second motion information are standardized in accordance with the “heart clock”, and have the same time resolution and are substantially synchronized with the cardiac time phase. First correction information and second correction information can be generated.
  • the motion information generation unit 17a tracks the tracking points set in the myocardial tissue depicted in each volume data based on the speckle pattern, so that the first motion information and the second motion information are recorded. Generate exercise information. Therefore, in the present embodiment, the first motion information and the second motion information can be easily generated using a known technique.
  • the exercise information generation unit 17a generates two graphs in which the first correction information and the second correction information are plotted along the time axis, and the control unit 18 displays the two graphs. Control to display in parallel. Alternatively, the exercise information generation unit 17a generates one graph in which the first correction information and the second correction information are collected and plotted along the time axis, and the control unit 18 displays one graph. Control.
  • the first correction information and the second correction information which are local heart wall motion information, as time-varying curves
  • they are displayed in parallel in separate graphs. be able to.
  • one graph is used. Can be displayed together. Therefore, according to this embodiment, the doctor can select an optimal display form according to the characteristic of the time change information displayed.
  • the motion information generation unit 17a generates information regarding at least one volume of the ventricle or the atrium as the first motion information and the second motion information. Further, as the first motion information and the second motion information, the overall distortion of at least one of the ventricle or the atrium, the overall distortion rate, the displacement of the entire myocardial tissue, or the displacement of the entire myocardial tissue Generate speed. In addition, the motion information generation unit 17a includes, as the first motion information and the second motion information, at least one local strain of the ventricle or the atrium, a local strain rate, a local myocardial tissue displacement, or Generate local myocardial tissue displacement rates. Therefore, according to the present embodiment, it is possible to comprehensively provide various indicators for analyzing the motion of the heart wall three-dimensionally to the doctor.
  • ultrasonic diagnostic apparatus may be a case where two modified examples described below are executed.
  • the effect of CRT can be easily determined by performing the above-described processing on the first volume data group and the second volume data group taken after CRT (Post-CRT).
  • Post-CRT the effect of CRT
  • the exercise information generation unit 17a performs the following processing. That is, the exercise information generation unit 17a generates a correction information pair including first correction information and second correction information for each of a plurality of volume data pairs, and generates an exercise information image pair from the correction information pair. And the control part 18 is controlled so that the exercise
  • 13 and 14 are diagrams for explaining a first modification of the present embodiment.
  • the motion information image based on the correction information before CRT (Pre-CRT) and the motion information image based on the correction information after CRT (Post-CRT) are laid out as illustrated in FIG.
  • the first distribution image group, the second distribution image group, and the time change curve, which are correction information before CRT (Pre-CRT) are displayed in the left half area of the monitor 2 as shown in FIG.
  • the first distribution image group, the second distribution image group, and the time change curve, which are correction information after CRT (Post-CRT) are displayed in the right half area of the monitor 2 as shown in FIG.
  • control unit 18 plots a local wall thickness direction graph before the CRT in the left ventricle and a local wall thickness after the CRT in the left ventricle. Display a graph plotting radial strains in parallel.
  • the doctor can easily grasp the degree of improvement in asynchrony between the ventricles before and after the treatment and between the atria, and can effectively determine the treatment effect.
  • the first volume data group and the second volume data group are data groups obtained by collecting the left heart system and the right heart system with optimum spatial resolution and temporal resolution, respectively. Therefore, in the second modification, the exercise information generation unit 17a uses the first volume data group or the second volume data group as a processing target, and outputs the first exercise information or the second exercise information. Generate. Then, the control unit 18 controls the monitor 2 to display the first exercise information or the second exercise information generated by the exercise information generation unit 17a.
  • the calculation unit 17b causes the time difference between the extreme values of the time change curve of the left ventricle and the time change curve of the left atrium, or the extreme of the time change curve of the right ventricle and the time change curve of the right atrium. A time difference between values may be calculated. Also in the second modification, exercise information before and after CRT may be displayed in parallel.
  • the synchronization between the left ventricle and the left atrium and the synchronization between the right ventricle and the right atrium can be compared and determined without performing an interpolation process.
  • a three-dimensional analysis can be made especially on the cardiac function between the atrioventricular and the difference in the wall motion timing.
  • the doctor can accurately evaluate the shift time (degree of asynchrony) of the wall motion phase between the atrioventricular chambers in the asynchronous diagnosis using CRT.
  • the above-described processing for a volume data group may be performed by an image processing apparatus installed independently of the ultrasonic diagnostic apparatus.
  • the image processing apparatus having the display control functions of the volume data processing unit 17 and the control unit 18 shown in FIG. 1 receives 2 from the ultrasonic diagnostic apparatus, the PACS database, or the electronic medical record system database. There may be a case where one volume data group is received and the above-described image processing is performed.
  • each component of each illustrated apparatus is functionally conceptual and does not necessarily need to be physically configured as illustrated. That is, the specific form of distribution / integration of each device is not limited to the one shown in the figure, and all or a part of the distribution / integration may be functionally or physically distributed in arbitrary units according to various loads or usage conditions. Can be integrated and configured.
  • the correction information generation process and the exercise information image generation process performed by the exercise information generation unit 17a may be executed by a processing unit different from the exercise information generation unit 17a.
  • the image processing method described in the present embodiment can be realized by executing an image processing program prepared in advance on a computer such as a personal computer or a workstation. This image processing program can be distributed via a network such as the Internet.
  • the image processing program can also be executed by being recorded on a computer-readable recording medium such as a hard disk, a flexible disk (FD), a CD-ROM, an MO, and a DVD, and being read from the recording medium by the computer. .

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Abstract

　実施形態の超音波診断装置は、運動情報生成部（１７ａ）と、制御部（１８）とを備える。運動情報生成部（１７ａ）は、左心系に関する領域を含む第１のボリュームデータ群と右心系に関する領域を含む第２のボリュームデータ群とに基づいて、左心室及び左心房の少なくとも一方における心壁運動の情報である第１の運動情報と、右心室及び右心房の少なくとも一方における心壁運動の情報である第２の運動情報とを、時間軸に沿った複数の測定値からなる心壁運動の経時的変化を示す時間変化情報として生成し、表示対象となる第１の運動情報及び第２の運動情報を心時相に基づいて略同期した情報に補正した第１の補正情報及び第２の補正情報を生成し、第１の補正情報及び第２の補正情報を、所定の心時相に基づいて時相を揃えて時間軸に沿って並べた運動情報画像を生成する。制御部（１８）は、運動画像情報を表示するように制御する。

Description

超音波診断装置、画像処理装置および画像処理方法
　本発明の実施形態は、超音波診断装置、画像処理装置および画像処理方法に関する。
　生体組織の機能を客観的かつ定量的に評価することは、当該生体組織の疾患を診断するうえで重要であり、例えば、心疾患の診断では、心エコーにより心壁運動を定量的に評価する定量的評価法が試みられている。
　特に近年、重度心不全患者に対して両心室ペーシング（biventricular　pacing）を行なう心臓再同期療法（ＣＲＴ：Cardiac　Resynchronization　Therapy）が注目されており、ＣＲＴへの適用の事前判定や治療の効果判定のために心エコーによる心壁運動の定量的評価が重要となってきている。
　ＣＲＴは、重度心不全患者に合併することが多い心壁運動の収縮同期不全（dyssynchrony）を改善可能な治療であり、ＣＲＴが有効な患者（Responder）では劇的な症状の改善が認められている。その一方で、心不全症例であってもＣＲＴが有効でない患者（Non　Responder）が２００５年の時点で約３割も存在することが知られている。「Non　Responder」は、心不全であるが収縮同期不全ではない患者である。これまでは、ＣＲＴの適用を、心電図のＱＲＳ幅及び左心室の駆出率（ＥＦ：　Ejection　Fraction）により判定していた。例えば、心電図のＱＲＳ幅が「１３０ミリ秒」より大きく、左心室の駆出率が３５％以下の患者をＣＲＴの適用対象として判定していた。しかし、かかる基準では、心不全だが収縮同期不全ではない人もＣＲＴの適用対象として判定される場合があり、これにより、「Non　Responder」を生じていた。
　そこで、心エコーを用いた定量的評価法により収縮同期不全のみを抽出しようという試みが行なわれている。心エコーを用いた定量的評価法の一例としては、超音波画像に特有のスペックルパターンに基づいて、超音波画像上の心筋に設定した点を追跡するスペックルトラッキングを用いた方法がある。例えば、患者の心臓を時系列に沿って超音波により３次元で走査することで収集されたボリュームデータをスペックルトラッキングにより解析することで、左心室、右心室、左心房及び右心房それぞれの心壁運動を３次元にて定量的評価することができる。
特開２０１０－１１５３７２号公報
Tomoyuki　Takeguchi　et　al.,　"Practical　considerations　for　a　method　of　rapid　cardiac　function　analysis　based　on　three-dimensional　speckle　tracking　in　a　three-dimensional　diagnostic　ultrasound　system",　Journal　of　Medical　Ultrasonics,　Volume　37,　Number　2,　41-49,　2010. Hidekazu　Tanaka　MD　et　al.,　"Usefulness　of　Three-Dimensional　Speckle　Tracking　Strain　to　Quantify　Dyssynchrony　and　the　Site　of　Latest　Mechanical　Activation",　The　American　Journal　of　Cardiology,　Volume　105,　Issue　2,　235-242,　2010.
　ところで、ＣＲＴを適用するか否かを判定するための要素は、左心室内での心壁運動の同期の程度以外にも、房室間（左心房と左心室との間）や、心室間（右心室と左心室との間）での心壁運動の同期の程度という要素も存在する。すなわち、ＣＲＴを適用するか否かの判定は、これら各要素の同期不全の程度に依存する。
　しかし、上記した従来の技術は、心臓の４つの房室の機能を個別に解析するものであり、特に、左心室内での３次元的な心壁運動の同期不全を評価するものである。すなわち、上記した従来の技術は、心室間、心房間及び房室間の心壁運動の同期性の差異を３次元的に解析することが出来なかった。
　実施形態の超音波診断装置は、運動情報生成部と、表示制御部とを備える。運動情報生成部は、被検体の心臓を１心拍以上の期間にわたり超音波で３次元走査することで生成されたボリュームデータから得られる左心系に関する領域を含む第１のボリュームデータ群と右心系に関する領域を含む第２のボリュームデータ群とに基づいて、左心室及び左心房の少なくとも一方における心壁運動の情報である第１の運動情報と、右心室及び右心房の少なくとも一方における心壁運動の情報である第２の運動情報とを、時間軸に沿った複数の測定値からなる心壁運動の経時的変化を示す時間変化情報として生成し、表示対象となる第１の運動情報及び第２の運動情報を心時相に基づいて略同期した情報に補正した第１の補正情報及び第２の補正情報を生成し、前記第１の補正情報及び前記第２の補正情報を、所定の心時相に基づいて時相を揃えて時間軸に沿って並べた運動情報画像を生成する。表示制御部は、前記運動画像情報を所定の表示部に表示するように制御する。
図１は、本実施形態に係る超音波診断装置の構成を説明するための図である。 図２は、第１のボリュームデータ群及び第２のボリュームデータ群を説明するための図である。 図３は、運動情報生成部が実行するスペックルトラッキングを説明するための図である。 図４Ａは、運動情報生成部が生成する心壁運動の情報の具体例を説明するための図（１）である。 図４Ｂは、運動情報生成部が生成する心壁運動の情報の具体例を説明するための図（２）である。 図５は、運動情報生成部が実行する第１の補間方法を説明するための図である。 図６は、運動情報生成部が実行する第２の補間方法を説明するための図である。 図７は、本実施形態にて表示される時間変化曲線の一例を説明するための図である。 図８は、算出部を説明するための図である。 図９は、本実施形態にて表示される分布画像の一例を説明するための図（１）である。 図１０は、本実施形態にて表示される分布画像の一例を説明するための図（２）である。 図１１は、本実施形態にて表示される情報のレイアウト例を説明するための図である。 図１２は、本実施形態に係る超音波診断装置の処理を説明するためのフローチャートである。 図１３は、本実施形態の第１の変形例を説明するための図（１）である。 図１４は、本実施形態の第１の変形例を説明するための図（２）である。
　以下、添付図面を参照して、超音波診断装置の実施形態を詳細に説明する。
（実施形態）
　まず、本実施形態に係る超音波診断装置の構成について説明する。図１は、本実施形態に係る超音波診断装置の構成を説明するための図である。図１に示すように、本実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブ１と、モニタ２と、入力装置３と、心電計４と、装置本体１０とを有する。
　超音波プローブ１は、装置本体１０と着脱自在に接続される体外式の超音波プローブである。超音波プローブ１は、複数の圧電振動子を有し、これら複数の圧電振動子は、後述する装置本体１０が有する送受信部１１から供給される駆動信号に基づき超音波を発生する。また、超音波プローブ１は、被検体Ｐからの反射波を受信して電気信号に変換する。また、超音波プローブ１は、圧電振動子に設けられる整合層と、圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材などを有する。
　超音波プローブ１から被検体Ｐに超音波が送信されると、送信された超音波は、被検体Ｐの体内組織における音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、反射波信号として超音波プローブ１が有する複数の圧電振動子にて受信される。受信される反射波信号の振幅は、超音波が反射される不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。なお、送信された超音波パルスが、移動している血流や心臓壁などの表面で反射された場合の反射波信号は、ドプラ効果により、移動体の超音波送信方向に対する速度成分に依存して、周波数偏移を受ける。
　ここで、本実施形態に係る超音波プローブ１は、セクタスキャンにより被検体Ｐを超音波で２次元走査するとともに、被検体Ｐを３次元走査することが可能な超音波プローブである。具体的には、本実施形態に係る超音波プローブ１は、複数の超音波振動子を所定の角度（揺動角度）で揺動させることで、被検体Ｐを３次元走査する体外式のメカニカルスキャンプローブである。
　なお、本実施形態は、超音波プローブ１が、複数の超音波振動子がマトリックス状に配置されることで、被検体Ｐを３次元で超音波走査することが可能な２次元超音波プローブである場合であっても適用可能である。２次元超音波プローブは、超音波を集束して送信することで、被検体Ｐを２次元で走査することが可能である。
　入力装置３は、マウス、キーボード、ボタン、パネルスイッチ、タッチコマンドスクリーン、フットスイッチ、トラックボールなどを有し、超音波診断装置の操作者からの各種設定要求を受け付け、装置本体１０に対して受け付けた各種設定要求を転送する。
　例えば、本実施形態に係る入力装置３は、ボリュームデータから生成される心壁運動の情報の種別の指定や、生成された情報の出力形態の指定を操作者から受け付ける。なお、本実施形態に係る入力装置３が受け付ける各種指定内容については、後に詳述する。
　モニタ２は、超音波診断装置の操作者が入力装置３を用いて各種設定要求を入力するためのＧＵＩ（Graphical　User　Interface）を表示したり、装置本体１０において生成された超音波画像などを表示したりする。
　心電計４は、装置本体１０と接続され、超音波走査が行なわれる被検体Ｐの心電図（ＥＣＧ：　Electrocardiogram）を取得する。心電計４は、取得した心電図を装置本体１０に送信する。
　装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した反射波に基づいて超音波画像を生成する装置である。具体的には、本実施形態に係る装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した３次元の反射波データに基づいて３次元超音波画像（ボリュームデータ）を生成可能な装置である。装置本体１０は、図１に示すように、送受信部１１と、Ｂモード処理部１２と、ドプラ処理部１３と、画像生成部１４と、画像メモリ１５と、内部記憶部１６と、ボリュームデータ処理部１７と、制御部１８とを有する。
　送受信部１１は、トリガ発生回路、遅延回路およびパルサ回路などを有し、超音波プローブ１に駆動信号を供給する。パルサ回路は、所定のレート周波数で、送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。また、遅延回路は、超音波プローブ１から発生される超音波をビーム状に集束して送信指向性を決定するために必要な圧電振動子ごとの遅延時間を、パルサ回路が発生する各レートパルスに対し与える。また、トリガ発生回路は、レートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１に駆動信号（駆動パルス）を印加する。すなわち、遅延回路は、各レートパルスに対し与える遅延時間を変化させることで、圧電振動子面からの送信方向を任意に調整する。
　なお、送受信部１１は、後述する制御部１８の指示に基づいて、所定のスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧などを瞬時に変更可能な機能を有している。特に、送信駆動電圧の変更は、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信回路、または、複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。
　また、送受信部１１は、アンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、加算器などを有し、超音波プローブ１が受信した反射波信号に対して各種処理を行なって反射波データを生成する。アンプ回路は、反射波信号をチャンネルごとに増幅してゲイン補正処理を行なう。Ａ／Ｄ変換器は、ゲイン補正された反射波信号をＡ／Ｄ変換し、デジタルデータに受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与える。加算器は、Ａ／Ｄ変換器によって処理された反射波信号の加算処理を行なって反射波データを生成する。加算器の加算処理により、反射波信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。
　このように、送受信部１１は、超音波の送受信における送信指向性と受信指向性とを制御する。ここで、本実施形態に係る送受信部１１は、超音波プローブ１から被検体Ｐに対して３次元で超音波ビームを送信させ、超音波プローブ１が受信した３次元の反射波信号から３次元の反射波データを生成する。
　Ｂモード処理部１２は、送受信部１１から反射波データを受信し、対数増幅、包絡線検波処理などを行なって、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータ（Ｂモードデータ）を生成する。
　ドプラ処理部１３は、送受信部１１から受信した反射波データから速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、平均速度、分散、パワーなどの移動体情報を多点について抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。
　なお、本実施形態に係るＢモード処理部１２およびドプラ処理部１３は、２次元の反射波データおよび３次元の反射波データの両方について処理可能である。すなわち、本実施形態に係るＢモード処理部１２は、３次元の反射波データから３次元のＢモードデータを生成することができる。また、本実施形態に係るドプラ処理部１３は、３次元の反射波データから３次元のドプラデータを生成することができる。
　画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２及びドプラ処理部１３が生成したデータから超音波画像を生成する。すなわち、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成したＢモードデータから反射波の強度を輝度にて表したＢモード画像を生成する。具体的には、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成した３次元のＢモードデータから、３次元のＢモード画像を生成する。
　また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成したドプラデータから移動体情報を表す平均速度画像、分散画像、パワー画像、又は、これらの組み合わせ画像としてのカラードプラ画像を生成する。具体的には、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成した３次元のドプラデータから、３次元のカラードプラ画像を生成する。
　なお、以下では、画像生成部１４が生成した３次元のＢモード画像を「ボリュームデータ」と記載する。すなわち、画像生成部１４は、ボリュームデータを生成する機能を有する。
　また、画像生成部１４は、超音波画像に、種々のパラメータの文字情報、目盛り、ボディーマークなどを合成した合成画像を生成することもできる。
　また、画像生成部１４は、ボリュームデータをモニタ２にて表示するための各種画像を生成することができる。具体的には、画像生成部１４は、超音波ボリュームデータからＭＰＲ（Multi　Planar　Reconstructions）画像、レンダリング画像（ボリュームレンダリング画像やサーフェスレンダリング画像）を生成することができる。
　画像メモリ１５は、画像生成部１４が生成した超音波画像を記憶するメモリである。ここで、画像生成部１４は、ボリュームデータと当該ボリュームデータを生成するために行なわれた超音波走査の時間とを、心電計４から送信された心電図に対応付けて画像メモリ１５に格納する。すなわち、後述するボリュームデータ処理部１７は、画像メモリ１５に格納されたデータを参照することで、ボリュームデータを生成するために行なわれた超音波走査時の心時相を取得することができる。また、画像メモリ１５は、Ｂモード処理部１２やドプラ処理部１３が生成したデータを記憶することも可能である。
　内部記憶部１６は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行なうための制御プログラムや、診断情報（例えば、患者ＩＤ、医師の所見など）や、診断プロトコルや各種ボディーマークなどの各種データを記憶する。また、内部記憶部１６は、必要に応じて、画像メモリ１５が記憶する画像の保管などにも使用される。また、内部記憶部１６が記憶するデータは、図示しないインターフェースを経由して、外部の周辺装置へ転送することができる。
　ボリュームデータ処理部１７は、画像メモリ１５が記憶するボリュームデータに対して各種画像処理を行なう処理部であり、図１に示すように、運動情報生成部１７ａ及び算出部１７ｂを有する。なお、ボリュームデータ処理部１７が行なう処理については、後に詳述する。
　制御部１８は、超音波診断装置の処理全体を制御する。具体的には、制御部１８は、入力装置３を介して操作者から入力された各種設定要求や、内部記憶部１６から読込んだ各種制御プログラム及び各種データに基づき、送受信部１１、Ｂモード処理部１２、ドプラ処理部１３、画像生成部１４及びボリュームデータ処理部１７の処理を制御する。また、制御部１８は、画像メモリ１５が記憶する超音波画像や、ボリュームデータ処理部１７により行われる各種処理を指定するためのＧＵＩ、ボリュームデータ処理部１７の処理結果などをモニタ２にて表示するように制御する。
　以上、本実施形態に係る超音波診断装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、本実施形態に係る超音波診断装置は、ボリュームデータを生成し、生成したボリュームデータに対して画像処理を行なう。具体的には、本実施形態に係る超音波診断装置は、被検体Ｐの心臓のボリュームデータを生成する。そして、本実施形態に係る超音波診断装置は、被検体Ｐの心臓のボリュームデータに対して画像処理を行なうことで、心臓再同期療法（ＣＲＴ：Cardiac　Resynchronization　Therapy）への適用の事前判定や治療の効果判定を行なうためのデータを生成し、表示する。
　ここで、ＣＲＴを適用するか否かを判定したり、ＣＲＴの効果を判定するための要素には、左心室内での心壁運動の同期の程度以外にも、房室間（左心房と左心室との間）や、心室間（右心室と左心室との間）での心壁運動の同期の程度という要素がある。
　また、最近のＣＲＴ用のデバイスは、これら各要素の同期不全の程度に応じて、房室遅延（A-V　delay）時間を調整するための設定自由度と、心室遅延（V-V　delay）時間を調整するための設定自由度を有している。かかるＣＲＴ用のデバイスは、例えば、房室遅延時間を「５０ミリ秒から１６０ミリ秒」の範囲にて約２０ミリ秒刻みで設定可能であり、心室遅延時間を「－４０ミリ秒から＋４０ミリ秒」の範囲にて約３０ミリ秒刻みで設定可能である。
　ＣＲＴを行なう場合は、房室遅延時間や心室遅延時間の設定を最適化してＣＲＴの初期設定（治療計画）を決定する必要がある。また、ＣＲＴ治療後、同期不全の改善度評価による効果判定を行なって、さらに、房室遅延時間や心室遅延時間の最適設定を決定するためのフィードバックを行うためには、心室間や房室間の機能や壁運動のタイミングなどの差異について詳細な評価を行う必要がある。この際、２次元超音波画像を用いた２次元的な解析よりも、房室の全ての心筋領域をカバーすることができるボリュームデータを用いた３次元的な解析を行なって行う方が、見落としのない高精度な評価が可能となる。
　このため、本実施形態に係る超音波診断装置は、被検体Ｐの心臓を超音波により３次元走査することでボリュームデータを生成する。
　しかし、セクタスキャンを行なう体外式の超音波プローブ１により被検体Ｐの心臓全体を３次元走査する場合、音響窓の制約により傍胸骨アプローチだと心尖部が描出されないために、心尖部アプローチが用いられる。ただし、心尖部アプローチによるセクタスキャンでは、浅い部位である心尖部の描出幅が狭くなる。
　また、ＣＲＴが適用となる心不全患者では、拡大的代償作用により心臓が大きくなる場合が多い。特に、左心室が拡大する拡張型心筋症（ＤＣＭ：Dilated　Cardiomyopathy）では、駆出率（ＥＦ：Ejection　Fraction）が大幅に低下する高度心不全になりやすく、かつ、広範囲な心筋の障害により左脚ブロックを代表とする刺激伝導系の異常を合併する場合が多いために同期不全を起こしやすい。すなわち、ＤＣＭでは、ＣＲＴ適用の診断を行なう機会が増える。
　このようなことから、ＣＲＴ適用の診断対象となる被検体Ｐの心臓は、拡大している場合が多くなるため、心尖部アプローチを用いたセクタスキャンでは、特に心尖部領域において左心系と右心系の両方の領域の心筋を同時に画角内に描出するのが困難となる。
　さらに、３次元走査では、２次元走査と比較して必要な受信走査線数が２乗のオーダーで増えるために、音速の制約から時間分解能（フレームレート）が相対的に不足する。従って、３次元走査で画角を大きくしようとすると、時間分解能を確保するのが困難となる。しかし、ＣＲＴ適用の判定を行なう要素である非同期性の評価のためには、時間分解能が可能な限り高い方が望ましい。
　また、上述したＣＲＴデバイスの遅延時間の設定時間幅は、例えば、２０ミリ秒～３０ミリ秒程度であることから、３次元走査における時間分解能を高く保つように、３次元走査が設定されることが多い。例えば、理想的な３次元走査の設定は、設定時間幅の逆数を目処として、３０ｆｐｓ（frame　per　second）となる。このような高い時間分解能を得るために、画角を狭めた設定では、相対的に走査線密度を高くできるので、高空間分解能な画像（ボリュームデータ）を用いて評価を行うことが可能となる。
　しかし、例えば、ＣＲＴ適用評価の際に、右心室と左心室とを同時に含むような広い画角で３次元走査を行うことは、体外式の超音波プローブ１では、実質的に困難となる。従って、体外式の超音波プローブ１での３次元走査によりＣＲＴ適用判定のための心室間非同期性を評価するためには、画角を制限して左心室側を含むボリュームデータの収集と右心室側を含むボリュームデータの収集とを分割して行うことが必要となる。すなわち、心臓全体を２つの領域に分割してボリュームデータを収集することで、ＣＲＴ適用判定のための心室間非同期性を評価するために必要な時間分解能と空間分解能とを維持する必要がある。
　そこで、本実施形態に係る超音波診断装置は、被検体Ｐの心臓を１心拍以上の期間にわたり超音波で３次元走査することで生成されたボリュームデータから左心系に関する領域を含む第１のボリュームデータ群と右心系に関する領域を含む第２のボリュームデータ群を得る。具体的には、本実施形態に係る超音波診断装置は、被検体Ｐの心臓を左心系を含む領域と右心系を含む領域とに分割し、各領域を１心拍以上の期間にわたり超音波で３次元走査することで２つのボリュームデータ群である第１ボリュームデータ群及び第２ボリュームデータ群を生成する。図２は、第１のボリュームデータ群及び第２のボリュームデータ群を説明するための図である。
　すなわち、超音波プローブ１は、左心系を含む領域を１心拍以上の期間にわたり超音波で３次元走査する。そして、Ｂモード処理部１２は、左心系を含む領域の１心拍以上の期間にわたる３次元のＢモードデータを生成する。そして、画像生成部１４は、図２の破線で挟まれる領域１、すなわち、左心房（ＬＡ：Left　Atrium）及び左心室（ＬＶ：Left　Ventricular）を１心拍以上の期間にわたり時系列に沿って撮影した複数のボリュームデータ（第１のボリュームデータ群）を生成する。
　また、超音波プローブ１は、第１ボリュームデータ群を生成するために行なわれた超音波の走査期間とは異なる時期に、右心系を含む領域を１心拍以上の期間にわたり超音波で３次元走査する。これにより、Ｂモード処理部１２は、右心系を含む領域の１心拍以上の期間にわたる３次元のＢモードデータを生成する。そして、画像生成部１４は、図２の点線で挟まれる領域２、すなわち、右心房（ＲＡ：Right　Atrium）及び右心室（ＲＶ：Right　Ventricular）を１心拍以上の期間にわたり時系列に沿って撮影した複数のボリュームデータ（第２のボリュームデータ群）を生成する。
　そして、画像生成部１４は、第１のボリュームデータ群および第２のボリュームデータ群を画像メモリ１５に格納する。具体的には、画像生成部１４は、超音波走査時間が各ボリュームデータに対応付けられた第１のボリュームデータ群と、第１のボリュームデータ群生成時のＥＣＧとを画像メモリ１５に格納する。また、画像生成部１４は、超音波走査時間が各ボリュームデータに対応付けられた第２のボリュームデータ群と、第２のボリュームデータ群生成時のＥＣＧとを画像メモリ１５に格納する。そして、操作者から入力装置３を介して画像処理要求を受け付けると、制御部１８は、ボリュームデータ処理部１７の処理を開始させる。
　すなわち、ボリュームデータ処理部１７が有する運動情報生成部１７ａは、第１のボリュームデータ群から左心室及び左心房の少なくとも一方における心壁運動の情報である第１の運動情報を生成する。また、運動情報生成部１７ａは、第２のボリュームデータ群から右心室及び右心房の少なくとも一方における心壁運動の情報である第２の運動情報を生成する。
　具体的には、運動情報生成部１７ａは、各ボリュームデータに描出された心筋組織に設定された追跡点をスペックルパターンに基づいて追跡することで、第１の運動情報及び第２の運動情報を生成する。すなわち、運動情報生成部１７ａは、３次元のスペックルトラッキングを行なって、第１の運動情報及び第２の運動情報を生成する。図３は、運動情報生成部が実行するスペックルトラッキングを説明するための図である。
　例えば、入力装置３は、操作者から、第１のボリュームデータ群の第１フレームのボリュームデータと、第２のボリュームデータ群の第１フレームのボリュームデータとの表示要求を受け付ける。表示要求が転送された制御部１８は、表示要求にて指定された各ボリュームデータを画像メモリ１５から読み出して、モニタ２に表示させる。例えば、制御部１８は、表示要求にて指定された各ボリュームデータを複数方向の断面にて切断した複数のＭＰＲ画像を画像生成部１４に生成させ、モニタ２に表示させる。
　そして、操作者は、モニタに表示されたボリュームデータ（例えば、画像生成部１４により生成された複数のＭＰＲ画像）を参照して、トラッキングを行なう追跡点を、図３に示すように、心筋内膜及び心筋外膜にそれぞれ複数設定する。ここで、追跡点は、図３に示すように、心筋内膜及び心筋外膜にそれぞれにてペアとして設定される。なお、操作者は、左心系及び右心系それぞれを３次元でトラッキングするため、複数の追跡点を各ＭＰＲ画像に設定する。一例を挙げると、先ず操作者が、心筋内膜及び心筋外膜の位置をトレースする。次にシステムは、トレースされた心内外膜面から３次元的な境界面を再構成し、内外膜それぞれに対して複数の矩形で構成されるメッシュを設定し、各矩形の頂点を追跡点として設定する。
　そして、運動情報生成部１７ａは、第１のボリュームデータ群の第１フレームのボリュームデータに設定された複数の追跡点を、第１のボリュームデータ群を構成する各ボリュームデータにてスペックルトラッキングを行なうことで、第１の運動情報を生成する。また、運動情報生成部１７ａは、第２のボリュームデータ群の第１フレームのボリュームデータに設定された複数の追跡点を、第２のボリュームデータ群を構成する各ボリュームデータにてスペックルトラッキングを行なうことで、第２の運動情報を生成する。すなわち、運動情報生成部１７ａは、第１フレームのボリュームデータに設定された複数の追跡点それぞれが他フレームのボリュームデータのどの位置に対応するかをスペックルトラッキングにより特定する。
　ここで、運動情報生成部１７ａは、各ボリュームデータを生成するために行なわれた超音波走査時間と、心電計４から送信された心電図とを参照することで、超音波走査時間及び心時相の情報を付与したうえで、第１の運動情報及び第２の運動情報を生成する。
　なお、第１の運動情報は、操作者が設定した追跡点の場所に応じて、「左心室」の心壁運動の情報である場合や、「左心房」の心壁運動の情報である場合、「左心室」及び「左心房」双方の心壁運動の情報である場合がある。また、第２の運動情報は、操作者が設定した追跡点の場所に応じて、「右心室」の心壁運動の情報である場合や、「右心房」の心壁運動の情報である場合、「右心室」及び「右心房」双方の心壁運動の情報である場合がある。
　すなわち、心室間の心壁運動の解析を行なう場合、操作者は、第１の運動情報が「左心室」の心壁運動の情報となるように追跡点を設定し、第２の運動情報が「右心室」の心壁運動となるように追跡点を設定する。また、心房間の心壁運動の解析を行なう場合、操作者は、第１の運動情報が「左心房」の心壁運動の情報となるように追跡点を設定し、第２の運動情報が「右心房」の心壁運動となるように追跡点を設定する。また、心室間、心房間及び房室間全ての心壁運動の解析を行なう場合、操作者は、第１の運動情報が「左心室」及び「左心房」双方の心壁運動の情報となるように追跡点を設定し、第２の運動情報が「右心室」及び「右心房」双方の心壁運動の情報となるように追跡点を設定する。
　なお、追跡点は、上述したように操作者が手動設定する場合であってもよいし、ボリュームデータ内の特徴点を抽出することで、運動情報生成部１７ａが自動的に設定する場合であってもよい。
　ここで、図４Ａ及び図４Ｂを用いて、運動情報生成部１７ａが生成する心壁運動の情報の具体例について説明する。図４Ａ及び図４Ｂは、運動情報生成部が生成する心壁運動の情報の具体例を説明するための図である。なお、図４Ａに示す情報は、心室又は心房の全体的な心壁運動の情報であり、図４Ｂに示す情報は、心室又は心房の局所的な心壁運動の情報である。
　運動情報生成部１７ａは、心室又は心房の少なくとも一方の容積に関する情報を第１の運動情報及び第２の運動情報として生成する。具体的には、運動情報生成部１７ａは、心筋内膜の追跡点により囲まれる３次元領域や、心筋外膜の追跡点により囲まれる３次元領域を特定することで、容積に関する情報を生成する。すなわち、運動情報生成部１７ａは、第１の運動情報及び第２の運動情報として、図４Ａに示すように、拡張末期（ＥＤ:　end　diastole）時相での内腔容積である拡張末期容積「ＥＤＶ（ｍＬ）」、収縮末期（ＥＳ：end　systole）時相での内腔容積である収縮末期容積「ＥＳＶ（ｍＬ）」を算出する。また、運動情報生成部１７ａは、第１の運動情報及び第２の運動情報として、図４Ａに示すように、ＥＤＶ及びＥＳＶから定義される駆出率「ＥＦ（％）」を算出する。
　また、運動情報生成部１７ａは、第１の運動情報及び第２の運動情報として、図４Ａに示すように、「心筋容積（ｍＬ）」や「心筋重量（ｇ）」、「Ｍａｓｓ－Ｉｎｄｅｘ（ｇ／ｍ2）」を算出する。すなわち、運動情報生成部１７ａは、心筋の外膜内部の体積から心筋の内腔容積を差し引くことで「心筋容積（ｍＬ）」を算出する。ここで、心筋容積は、心拍にともない変化するが、心筋容積の時間にともなう変化の度合いは少ない。そこで、例えば、運動情報生成部１７ａは、各ボリュームデータから算出した心筋容積の平均値や、若しくは１心拍内での最大値を代表的な心筋容積として算出する。
　また、運動情報生成部１７ａは、「心筋容積（ｍＬ）」に平均的な心筋密度値（例えば、１．０５ｇ／ｍＬ）を乗算することで「心筋重量（ｇ）」を算出する。例えば、運動情報生成部１７ａは、平均心筋容積から心筋重量を算出する。また、運動情報生成部１７ａは、「心筋重量（ｇ）」を「体表面積（ＢＳＡ）（ｍ2）」で規格化することで「Ｍａｓｓ－Ｉｎｄｅｘ（ｇ／ｍ2）」を算出する。
　ここで、拡張末期容積、収縮末期容積、駆出率、心筋容積、心筋重量、Ｍａｓｓ－Ｉｎｄｅｘは、１心拍における心室又は心房の全体的な心壁運動の情報を示す代表的な値である。一方、内腔容積は、対象となる心腔のポンプ機能を反映して時間的に変化するため、内腔容積の時間変化曲線は、心機能評価の指標として重要である。そこで、運動情報生成部１７ａは、図４Ａに示すように、「内腔容積の時間変化曲線」を生成する。すなわち、運動情報生成部１７ａは、内腔容積を時間軸に沿ってプロットしたグラフを「内腔容積の時間変化曲線」として生成する。換言すれば、「内腔容積の時間変化曲線」は、『時間軸に沿った複数の測定値からなる心壁運動の経時的変化を示す「時間変化情報」』である。
　さらに、運動情報生成部１７ａは、心室又は心房の少なくとも一方の局所的な歪み（心筋ストレイン）、局所的な歪み率（心筋ストレインレート）、局所的な心筋組織の変位（心筋変位：displacement）、又は、局所的な心筋組織の変位速度（心筋速度）を第１の運動情報及び第２の運動情報として生成する。すなわち、運動情報生成部１７ａは、ペアとして設定された追跡点間を結ぶ線分の長さ及び方向に基づいて、図４Ｂに例示するような心室又は心房の局所的な心壁運動の情報を生成する。すなわち、運動情報生成部１７ａは、図４Ｂに示すように、「局所心筋ストレイン（％）」、局所心筋ストレインの時間変化である「局所心筋ストレインレート（１／ｓ）」を生成する。また、運動情報生成部１７ａは、図４Ｂに示すように、「局所心筋変位（ｃｍ）」、局所心筋変位の時間変化である「局所心筋速度（ｃｍ／ｓ）」を生成する。
　また、これらの局所的心壁運動の情報は、成分分離されたうえで生成される場合であってもよい。例えば、左心室の場合、運動情報生成部１７ａは、ペアとして設定された追跡点間を結ぶベクトルを、長軸（Longitudinal）方向や、円周（Circumferential）方向、壁厚（Radial）方向に成分分離したうえで、局所的心壁運動の情報を生成する。なお、図４に例示した局所的な心壁運動の情報は、「時間軸に沿った複数の測定値からなる心壁運動の経時的変化を示す時間変化情報」である。ここで、運動情報生成部１７ａは、「時間軸に沿った複数の測定値からなる心壁運動の経時的変化を示す時間変化情報」である局所的な心壁運動の情報として、図４Ｂに例示した情報以外に、心室又は心房の少なくとも一方の局所的な面積変化率(area　change　ratio)や、心室又は心房の少なくとも一方の局所的な面積変化率の変化率（area　change　rate）を生成しても良い。かかる場合、運動情報生成部１７ａは、まず基準とする心時相（基準時相）で、例えば、心筋内膜の局所領域の面積（各矩形の面積）を算出する。すなわち、運動情報生成部１７ａは、基準時相のボリュームデータにて心筋内膜のメッシュ上に設定された複数の追跡点で囲まれる各矩形の面積を算出する。そして、運動情報生成部１７ａは、時間的に連続するボリュームデータにおいて追跡点のトラッキングを行なうことで、各心時相の矩形の面積を算出し、各心時相の各矩形の面積それぞれを、基準時相で対応する矩形の面積で規格化することにより局所的な面積変化率を求める。これにより、運動情報生成部１７ａは、時間的に連続するボリュームデータにおいて、各矩形がどのように変形したのか示す局所的な面積変化率（単位：％）を求める。或いは、運動情報生成部１７ａは、局所的な心壁運動の情報として、局所的な面積変化率の時間変化率を算出する。すなわち、運動情報生成部１７ａは、局所的な面積の変化率の時間微分値を推定することで、面積変化率の時間変化率を算出する。
　ここで、運動情報生成部１７ａは、局所的な心壁運動の情報を出力するため、局所的な心壁運動の情報を所定の画像にマッピングした分布画像を時系列に沿って複数生成する。具体的には、運動情報生成部１７ａは、各局所領域で得られた心壁の運動情報の値を、予め設定されたＬＵＴ（Look　Up　Table）に基づきカラーに変換したうえで、所定の画像にマッピングした分布画像を時系列に沿って複数生成する。例えば、カラー分布のマッピング法としては、各局所領域で得られた心壁の運動情報の値をPolar-mapにマッピングする方法や、内膜面のサーフェスレンダリング画像にマッピングする方法などの公知の方法がある。また、運動情報生成部１７ａは、局所的な心壁運動の情報を出力するため、局所的な心壁運動の情報を時間軸に沿ってプロットしたグラフである時間変化曲線を生成する。
　なお、運動情報生成部１７ａは、局所的な心壁運動の情報を出力する際、アメリカ心エコー図学会（ＡＳＥ）などが推奨する１６～１７分画ごとに、局所的な心壁運動の情報の値を平均して、分布画像や時間変化曲線を出力してもよい。ここで、アメリカ心エコー図学会などが推奨する分画としては、例えば、前壁中隔（ant-sept.）、前壁（ant.）、側壁（lat.）、後壁（post.）、下壁（inf.）、中隔（sept.）などが挙げられる。
　さらに、運動情報生成部１７ａは、心室又は心房の少なくとも一方の全体的な面積変化率、全体的な面積変化率の変化率、全体的な歪み（心筋ストレイン）、全体的な歪み率（心筋ストレインレート）、全体的な心筋組織の変位（心筋変位）、又は、全体的な心筋組織の変位速度（心筋速度）を第１の運動情報及び第２の運動情報として生成する。すなわち、運動情報生成部１７ａは、同一ボリュームデータにて算出された複数の局所面積変化率の値を平均することで、全体面積変化率を算出する。また、運動情報生成部１７ａは、同一ボリュームデータにて算出された複数の局所面積変化率の時間変化率の値を平均することで、全体面積変化率の時間変化率を算出する。また、運動情報生成部１７ａは、同一ボリュームデータにて算出された複数の局所心筋ストレインの値を平均することで、全体心筋ストレインを算出する。また、運動情報生成部１７ａは、同一ボリュームデータにて算出された複数の局所心筋ストレインレートの値を平均することで、全体心筋ストレインレートを算出する。また、運動情報生成部１７ａは、同一ボリュームデータにて算出された複数の局所心筋変位の値を平均することで、全体局所心筋変位を算出する。また、運動情報生成部１７ａは、同一ボリュームデータにて算出された複数の局所心筋速度の値を平均することで、全体局所心筋速度を算出する。局所的な心壁運動の情報に基づく全体的な心壁運動の情報は、心腔のポンプ機能を評価するための指標として用いることができる。
　なお、運動情報生成部１７ａは、心拍間のばらつきの影響を軽減するため、複数心拍における値の平均値を用いることで上述した心壁の壁運動情報（第１の運動情報及び第２の運動情報）を生成することが望ましい。
　心壁運動の情報の種別や出力形態は、操作者により指定される。運動情報生成部１７ａは、操作者により指定された種別の心筋運動の情報を第１のボリュームデータ群及び第２のボリュームデータ群から生成する。すなわち、運動情報生成部１７ａは、同一種別の第１の運動情報及び第２の運動情報を生成する。また、運動情報生成部１７ａは、時間変化情報である第１の運動情報及び第２の運動情報を、指定された出力形態にて生成出力する。
　ここで、内腔容積の時間変化曲線、局所的な心壁運動の情報、及び局所的な心壁運動の情報に基づく全体的な心壁運動の情報は、時間変化情報である。すなわち、心壁運動の情報の種別が、「内腔容積の時間変化曲線」や、「局所的な心壁運動の情報」、「局所的な心壁運動の情報に基づく全体的な心壁運動の情報」である場合、運動情報生成部１７ａは、第１の運動情報と、第２の運動情報とを、時間軸に沿った複数の測定値からなる心壁運動の経時的変化を示す時間変化情報として生成する。ただし、上述したように、第１のボリュームデータ群と第２のボリュームデータ群は、異なる時間帯に収集される。すなわち、各ボリュームデータ群の収集タイミングは、同じ時間ではない。また、左心系の撮影と右心系の撮影とでは、必要な画角設定も異なり得る。従って、ボリュームデータ群同士の各ボリュームデータ（フレーム）に対応する心時相には、揺らぎが生じ得る。仮に、各々のボリュームデータ群が完全に同じ心拍数下で得られたとしても、左心系の撮影と右心系の撮影とで画角設定が異なると、フレームレート設定が変化し得るので、ボリュームデータ群同士の各フレームに対応する心時相には、差異が生じることになる。
　しかし、心室間や心房間での正確な非同期性評価のためには、両者のボリュームデータ群に関する解析結果における心時相、すなわち、時間変化情報としての第１の運動情報及び第２の運動情報における心時相が同期して対応づけられている必要がある。
　そこで、図１に示す制御部１８は、運動情報生成部１７ａにより生成された第１の運動情報及び第２の運動情報をモニタ２に表示する際に、表示対象となる第１の運動情報及び第２の運動情報が時間変化情報である場合、当該表示対象となる第１の運動情報及び第２の運動情報が心時相に応じて略同期した情報に補正された第１の補正情報及び第２の補正情報を表示するように制御する。すなわち、制御部１８の制御に基づき、運動情報生成部１７ａは、表示対象となる第１の運動情報及び第２の運動情報を心時相に基づいて略同期した情報に補正した第１の補正情報及び第２の補正情報を生成する。
　具体的には、制御部１８の制御に基づき、運動情報生成部１７ａは、以下に説明する第１の補間方法、又は、第２の補間方法により第１の補正情報及び第２の補正情報を生成する。
　まず、第１の補間方法について説明する。図５は、運動情報生成部が実行する第１の補間方法を説明するための図である。なお、図５に示す一例では、時間変化情報としての第１の運動情報及び第２の運動情報それぞれをデータ１及びデータ２として示している（図５の上図を参照）。また、図５に示す一例では、第１のボリュームデータ群のフレーム間隔が「ｄＴ１」であり、第２のボリュームデータ群のフレーム間隔が「ｄＴ２（ｄＴ２＜ｄＴ１）」であるとして示している（図５の上図を参照）。
　第１の補間方法を行なう場合、運動情報生成部１７ａは、まず、各運動情報を構成する各測定値の中で予め設定された基準心時相に対応する測定値を起点とすることで時間変化情報としての第１の運動情報及び第２の運動情報の開始点を揃える。
　例えば、運動情報生成部１７ａは、基準心時相としてＲ波時相が設定されていることから、図５の下図に示すように、Ｒ波時相に合わせてデータ１とデータ２との開始点を揃える。なお、基準心時相としては、心房収縮の起点となるＰ波時相が設定される場合であってもよい。
　そして、運動情報生成部１７ａは、さらに、一方の運動情報を構成する測定値の開始点からの経過時間に対応する他方の運動情報の測定値を、当該他方の運動情報の当該経過時間の近傍にて測定された測定値を用いて補間する。これにより、運動情報生成部１７ａは、第１の補正情報及び第２の補正情報を生成する。
　例えば、運動情報生成部１７ａは、フレーム間隔が長いデータ１を補間対象とする。そして、運動情報生成部１７ａは、データ２を構成する測定値のＲ波時相（開始点）からの経過時間に対応するデータ１の測定値を、データ１の当該経過時間の近傍にて測定された測定値を用いて補間する（図５の下図に示す点線の丸枠を参照）。これより、運動情報生成部１７ａは、データ間の間隔がデータ２と同様に時間分解能が「ｄＴ２」となったデータ１の補正データを生成する（図５の下図に示す黒丸を参照）。
　一方、第２の補間方法を行なう場合、運動情報生成部１７ａは、時間変化情報としての第１の運動情報及び第２の運動情報それぞれの基準心時相間の期間を相対的に合わせる。具体的には、第２の補間方法は、収縮期間を用いて心時相を合致させる。例えば、第２の補間方法では、図６に示すように、大動脈弁閉鎖（Aortic　Valve　Close：ＡＶＣ）時相が心室収縮期と心室拡張期との境目となるので、第１の運動情報及び第２の運動情報それぞれで、個別にＡＶＣ時間を１００％として定義する。なお、第２の補間方法では、Ｒ波時相間やＰ波時相間の期間、すなわち、１心周期を１００％として定義してもよい。
　そして、運動情報生成部１７ａは、相対的に合わせた基準心時相間の期間を所定の間隔で分割した複数の相対的経過時間の測定値を、第１の運動情報及び第２の運動情報それぞれの当該複数の相対的経過時間それぞれの近傍にて測定された測定値を用いて補間する。これにより、運動情報生成部１７ａは、第１の補正情報及び第２の補正情報を生成する。具体的には、運動情報生成部１７ａは、１００％に相対的に合わせた基準心時相間の期間を、「１％から５％」の範囲内の値で分割する。例えば、運動情報生成部１７ａは、図６に示すように、１００％のＡＶＣ時間を５％ごとの相対的経過時間に分割する。
　そして、運動情報生成部１７ａは、図６に示すように、２００％位（又は、３００％位）までの期間において第１の運動情報の５％ごとの相対的経過時間における測定値を、当該相対的経過時間の近傍にて測定された複数の実測値から補間して求める。同様に、運動情報生成部１７ａは、第２の運動情報の５％ごとの相対的経過時間における測定値を、当該相対的経過時間の近傍にて測定された複数の実測値から補間して求める。
　そして、運動情報生成部１７ａは、相対的経過時間（％）を絶対時間（ミリ秒）に変換するために、相対的経過時間（％）に第１のボリュームデータ撮影時の「ＡＶＣ時間／１００」、又は、第２のボリュームデータ撮影時の「ＡＶＣ時間／１００」を乗算する。
　このように、運動情報生成部１７ａは、第１の補間方法、又は、第２の補間方法により、時間変化情報としての第１の運動情報及び第２の運動情報が心時相に応じて略同期した情報に補正された第１の補正情報及び第２の補正情報を生成する。
　そして、制御部１８は、運動情報生成部１７ａにより生成された第１の補正情報及び第２の補正情報をモニタ２に表示するように制御する。具体的には、制御部１８の制御に基づき、運動情報生成部１７ａは、第１の補正情報及び第２の補正情報を、所定の心時相に基づいて時相を揃えて時間軸に沿って並べた運動情報画像を生成する。具体的には、運動情報画像は、以下に説明するようなグラフや分布画像である。そして、制御部１８は、運動画像情報をモニタ２に表示するように制御する。
　以下、制御部１８の制御により表示される第１の補正情報及び第２の補正情報について説明する。
　まず、時間変化曲線を表示する場合について説明する。制御部１８の制御により、運動情報生成部１７ａは、第１の補正情報及び第２の補正情報それぞれを時間軸に沿ってプロットした２つのグラフを生成する。すなわち、運動情報生成部１７ａは、第１の補正情報及び第２の補正情報として複数の時間変化曲線を生成し、複数の時間変化曲線の時相を揃えた複数のグラフを並べることで運動情報画像を生成する。そして、制御部１８は、運動情報生成部１７ａにより生成された２つのグラフを並列表示するように制御する。局所的な心壁運動の情報である第１の補正情報及び第２の補正情報を時間変化曲線として表示する場合、第１の補正情報及び第２の補正情報それぞれは、複数の局所領域における心壁運動の情報により構成されるため、個別のグラフにて並列表示されることが望ましい。
　あるいは、制御部１８の制御により、運動情報生成部１７ａは、第１の補正情報及び第２の補正情報をまとめて時間軸に沿ってプロットした１つのグラフを生成する。すなわち、運動情報生成部１７ａは、第１の補正情報および第２の補正情報として複数の時間変化曲線を生成し、複数の時間変化曲線を１つのグラフ中に重畳することで運動情報画像を生成する第１の補正情報及び第２の補正情報として複数の時間変化曲線を生成する。そして、制御部１８は、運動情報生成部１７ａにより生成された１つのグラフを表示するように制御する。例えば、「内腔容積の時間変化曲線」や「局所的な心壁運動の情報に基づく全体的な心壁運動の情報」を時間変化曲線として表示する場合、第１の補正情報及び第２の補正情報は、心室間の同期性の判定や心房間の同期性の判定を容易にするため、１つのグラフにまとめて表示されることが望ましい。
　また、内腔容積の時間変化曲線や局所的な心壁運動の情報に基づく全体的な心壁運動の情報が、表示対象として複数選択されている場合は、第１の補正情報及び第２の補正情報のペアが複数生成されることとなる。かかる場合、補正情報のペアごとに一つのグラフが生成表示される場合であってもよいし、補正情報のペアごとの時間変化曲線を一つにまとめたグラフが生成表示される場合であってもよい。図７は、本実施形態にて表示される時間変化曲線の一例を説明するための図である。
　例えば、運動情報生成部１７ａは、左心室及び右心室における内腔容積の時間変化曲線（図７に示す点線を参照）と、左心室及び右心室における長軸方向の全体心筋ストレインの時間変化曲線（図７に示す実線を参照）とを一つのグラフとした運動情報画像を生成する。なお、運動情報生成部１７ａは、図７に示すように、グラフの時間軸に合わせたＥＣＧをグラフに合成した画像を運動情報画像として生成してもよい。そして、制御部１８は、図７に示す運動情報画像をモニタ２に表示させる。
　ここで、制御部１８は、心室間や心房間の同期性を判定するうえで指標となる数値を表示させてもよい。すなわち、図１に示す算出部１７ｂは、第１の補正情報に含まれる極値と、第２の補正情報に含まれる極値との時間差を算出する。具体的には、算出部１７ｂは、第１の補正情報を構成する各測定値が極値となる時点と、第２の補正情報を構成する各測定値が極値となる時点との時間差を算出する。そして、制御部１８は、運動情報画像に加えて算出部１７ｂにより算出された時間差をモニタ２に表示するように制御する。
　例えば、算出部１７ｂは、図８に示すように、左心室における内腔容積の時間変化曲線が極小値となる時点と、右心室における内腔容積の時間変化曲線が極小値となる時点との時間差「ｄＴ」を算出する。そして、制御部１８は、時間差「ｄＴ」をグラフに重畳表示させる。
　次に、運動情報画像として分布画像を表示する場合について説明する。上述したように、分布画像は、局所的な心壁運動の情報を出力する際に用いられる。制御部１８の制御により、運動情報生成部１７ａは、第１の補正情報の局所的な心壁運動の情報を時間軸に沿ってマッピングした第１の分布画像群を生成する。また、制御部１８の制御により、運動情報生成部１７ａは、第２の補正情報の局所的な心壁運動の情報を時間軸に沿ってマッピングした第２の分布画像群を生成する。
　そして、制御部１８は、第１の分布画像群及び第２の分布画像群を、心時相に略同期させて動画表示するように制御する。図９及び図１０は、本実施形態にて表示される分布画像の一例を説明するための図である。
　例えば、運動情報生成部１７ａは、図９に示すように、第１の補正情報において各局所領域で得られた心壁の運動情報の値をカラーに変換したうえで、内膜面のサーフェスレンダリング画像にマッピングした第１の分布画像群を生成する。同様に、運動情報生成部１７ａは、第２の補正情報を、内膜面のサーフェスレンダリング画像にマッピングした第２の分布画像群を生成する。あるいは、運動情報生成部１７ａは、例えば、図１０に示すように、第１の補正情報において各局所領域で得られた心壁の運動情報の値をカラーに変換したうえで、Polar-mapにマッピングした第１の分布画像群を生成する。同様に、運動情報生成部１７ａは、第２の補正情報を、Polar-mapにマッピングした第２の分布画像群を生成する。
　図１１は、本実施形態にて表示される情報のレイアウト例を説明するための図である。例えば、ＣＲＴ前（Ｐｒｅ－ＣＲＴ）の判定時において、制御部１８の制御により、図１１に示すように、左心室の局所的な心壁運動の情報をサーフェスレンダリング画像にマッピングした第１の分布画像群は、モニタ２の上半分の左側の領域（図中の「3D　display　of　LV」を参照）に３次元的に動画表示される。また、右心室の局所的な心壁運動の情報をサーフェスレンダリング画像にマッピングした第２の分布画像群は、モニタ２の上半分の右側の領域（図中の「3D　display　of　RV」を参照）に動画表示される。また、図７や図８で示した時間変化曲線（グラフ）は、モニタ２の下半分の領域（図中の「Graph　of　LV　&RV」を参照）に表示される。運動情報生成部１７ａは、第１の分布画像群、第２の分布画像群及びグラフを個別に生成した後、これらを図１１に例示する３つの領域にレイアウトすることで、運動情報画像を生成する。
　次に、図１２を用いて、本実施形態に係る超音波診断装置の処理について説明する。図１２は、本実施形態に係る超音波診断装置の処理を説明するためのフローチャートである。なお、以下では、第１のボリュームデータ群及び第２のボリュームデータ群が画像メモリ１５に格納された後の処理について説明する。
　図１２に示すように、本実施形態に係る超音波診断装置は、操作者から入力装置３を介して、第１のボリュームデータ群及び第２のボリュームデータ群に対する画像処理要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、画像処理要求を受け付けない場合（ステップＳ１０１否定）、超音波診断装置は、待機状態となる。
　一方、画像処理要求を受け付けた場合（ステップＳ１０１肯定）、運動情報生成部１７ａは、操作者により設定された追跡点を用いたトラッキング処理を行なうことで、第１のボリュームデータ群及び第２のボリュームデータ群それぞれから、第１の運動情報及び第２の運動情報を生成する（ステップＳ１０２）。
　そして、制御部１８は、表示対象となる運動情報に時間変化情報が含まれるか否かを判定する（ステップＳ１０３）。ここで、時間変化情報が含まれない場合（ステップＳ１０３否定）、制御部１８は、第１の運動情報及び第２の運動情報をモニタ２に表示するように制御し（ステップＳ１０７）、処理を終了する。
　一方、時間変化情報が含まれる場合（ステップＳ１０３肯定）、制御部１８の制御により、運動情報生成部１７ａは、時間情報である第１の運動情報及び第２の運動情報から、第１の補間方法又は第２の補間方法のいずれかの補間処理により第１の補正情報及び第２の補正情報を生成する（ステップＳ１０４）。
　そして、算出部１７ｂは、同一種別の第１の補正情報及び第２の補正情報から、時間差を算出する（ステップＳ１０５）。そして、制御部１８は、第１の補正情報及び第２の補正情報を時間差とともにモニタ２に表示するように制御し（ステップＳ１０６）、処理を終了する。なお、ステップＳ１０６において、制御部１８は、表示対象となる運動情報に時間変化情報でない情報が存在する場合、当該情報も表示させる。
　上述してきたように、本実施形態では、運動情報生成部１７ａは、被検体Ｐの心臓を左心系を含む領域と右心系を含む領域とに分割し、各領域を１心拍以上の期間にわたり超音波で３次元走査することで生成された２つのボリュームデータ群である第１ボリュームデータ群及び第２ボリュームデータ群それぞれから、左心室及び左心房の少なくとも一方における心壁運動の情報である第１の運動情報と、右心室及び右心房の少なくとも一方における心壁運動の情報である第２の運動情報とを生成する。
　そして、制御部１８は、運動情報生成部１７ａにより生成された第１の運動情報及び第２の運動情報を所定の表示部に表示する際に、表示対象となる第１の運動情報及び第２の運動情報が時間軸に沿った複数の測定値からなる心壁運動の経時的変化を示す時間変化情報である場合、当該表示対象となる第１の運動情報及び第２の運動情報が心時相に応じて略同期した情報に補正された第１の補正情報及び第２の補正情報を表示するように制御する。
　すなわち、本実施形態では、左心系及び右心系それぞれで最適となる空間分解能及び時間分解能にて第１のボリュームデータ群及び第２のボリュームデータ群を収集することができる。そして、本実施形態では、最適となる空間分解能及び時間分解能を有する第１のボリュームデータ群及び第２のボリュームデータ群それぞれから、第１の運動情報及び第２の運動情報を生成することができる。そして、本実施形態では、時間変化情報である第１の運動情報及び第２の運動情報を、心時相に同期した状態にて同時に表示することができる。すなわち、本実施形態では、左心室内のみならず、心室間や心房間の心機能や心壁運動の同期性の程度を３次元的に解析することができる。
　従って、本実施形態によれば、心室間、心房間及び房室間の心壁運動の同期性の差異を３次元的に詳細に解析することが可能となる。特に、ＣＲＴ適用の非同期性診断において、医師は、心室間における壁運動時相のズレ時間（非同期の程度）を正確に評価可能となる。また、本実施形態によれば、医師は、ＣＲＴデバイスの房室遅延時間や心室遅延時間の設定を正確に行なうことができる。例えば、医師は、治療開始時におけるＣＲＴデバイスの房室遅延時間や心室遅延時間の初期設定や、治療効果判定後のＣＲＴデバイスの房室遅延時間や心室遅延時間の再設定を正確に行なうことができる。
　また、本実施形態では、算出部１７ｂは、第１の補正情報を構成する各測定値が極値となる時点と、第２の補正情報を構成する各測定値が極値となる時点との時間差を算出し、制御部１８は、さらに、時間差をモニタ２に表示するように制御する。従って、本実施形態によれば、医師は、ＣＲＴデバイスの房室遅延時間や心室遅延時間の設定を容易に行なうことができる。
　また、本実施形態では、運動情報生成部１７ａは、第１の補間方法を行う。すなわち、運動情報生成部１７ａは、各運動情報を構成する各測定値の中で予め設定された基準心時相に対応する測定値を起点とすることで時間変化情報としての第１の運動情報及び第２の運動情報の開始点を揃え、さらに、一方の運動情報を構成する測定値の前記開始点からの経過時間に対応する他方の運動情報の測定値を、当該他方の運動情報の当該経過時間の近傍にて測定された測定値を用いて補間することで、第１の補正情報及び第２の補正情報を生成する。すなわち、本実施形態では、例えば、時間分解能の高い運動情報に合わせて、心時相に略同期した第１の補正情報及び第２の補正情報を生成することができる。
　あるいは、本実施形態では、運動情報生成部１７ａは、第２の補間方法を行う。すなわち、運動情報生成部１７ａは、時間変化情報としての第１の運動情報及び第２の運動情報それぞれの基準心時相間の期間を相対的に合わせ、当該相対的に合わせた基準心時相間の期間を所定の間隔で分割した複数の相対的経過時間の測定値を、第１の運動情報及び第２の運動情報それぞれの当該複数の相対的経過時間それぞれの近傍にて測定された測定値を用いて補間することで、第１の補正情報及び第２の補正情報を生成する。すなわち、本実施形態では、「心臓の時計」に合わせて第１の運動情報及び第２の運動情報を規格化したうえで、同一の時間分解能を有し、かつ、心時相に略同期した第１の補正情報及び第２の補正情報を生成することができる。
　また、本実施形態では、運動情報生成部１７ａは、各ボリュームデータに描出された心筋組織に設定された追跡点をスペックルパターンに基づいて追跡することで、第１の運動情報及び第２の運動情報を生成する。従って、本実施形態では、公知の技術を用いて容易に第１の運動情報及び第２の運動情報を生成することができる。
　また、本実施形態では、運動情報生成部１７ａは、第１の補正情報及び第２の補正情報それぞれを時間軸に沿ってプロットした２つのグラフを生成し、制御部１８は、２つのグラフを並列表示するように制御する。あるいは、運動情報生成部１７ａは、第１の補正情報及び第２の補正情報をまとめて時間軸に沿ってプロットした１つのグラフを生成し、制御部１８は、１つのグラフを表示するように制御する。
　すなわち、本実施形態によれば、例えば、局所的な心壁運動の情報である第１の補正情報及び第２の補正情報を時間変化曲線として表示する場合は、個別のグラフにて並列表示させることができる。また、本実施形態によれば、例えば、内腔容積の時間変化曲線や局所的な心壁運動の情報に基づく全体的な心壁運動の情報を時間変化曲線として表示する場合は、１つのグラフにまとめて表示させることができる。従って、本実施形態によれば、医師は、表示される時間変化情報の特性に応じて、最適な表示形態を選択することができる。
　また、本実施形態では、運動情報生成部１７ａは、第１の運動情報及び第２の運動情報として、心室又は心房の少なくとも一方の容積に関する情報を生成する。また、第１の運動情報及び第２の運動情報として、心室又は心房の少なくとも一方の全体的な歪み、全体的な歪み率、全体的な心筋組織の変位、又は、全体的な心筋組織の変位速度を生成する。また、運動情報生成部１７ａは、第１の運動情報及び第２の運動情報として、心室又は心房の少なくとも一方の局所的な歪み、局所的な歪み率、局所的な心筋組織の変位、又は、局所的な心筋組織の変位速度を生成する。従って、本実施形態によれば、医師に対して、心壁の運動を３次元的に解析するための様々な指標を網羅的に提供することができる。
　なお、本実施形態に係る超音波診断装置は、以下で説明する２つの変形例を実行する場合であってもよい。
　まず、第１の変形例について説明する。例えば、ＣＲＴ後（Ｐｏｓｔ－ＣＲＴ）に撮影された第１のボリュームデータ群及び第２のボリュームデータ群に対して、上述した処理を行なうことで、ＣＲＴの効果を容易に判定することができる。しかし、ＣＲＴの効果を判定する場合、ＣＲＴ前（Ｐｒｅ－ＣＲＴ）に撮影された第１のボリュームデータ群及び第２のボリュームデータ群に対して処理された情報も同時に参照されることが望ましい。
　そこで、同一被検体の対応部位に対して、異なる複数の時期に３次元走査をすることで第１のボリュームデータ群及び第２のボリュームデータ群をペアとした複数のボリュームデータペアが生成される第１の変形例では、運動情報生成部１７ａは、以下の処理を行なう。すなわち、運動情報生成部１７ａは、複数のボリュームデータペアごとに第１の補正情報及び第２の補正情報からなる補正情報ペアを生成し、補正情報ペアから運動情報画像ペアを生成する。そして、制御部１８は、運動情報生成部１７ａにより生成された運動情報画像ペアをモニタ２に並列表示するように制御する。図１３及び図１４は、本実施形態の第１の変形例を説明するための図である。
　例えば、ＣＲＴ前（Ｐｒｅ－ＣＲＴ）の補正情報に基づく運動情報画像及びＣＲＴ後（Ｐｏｓｔ－ＣＲＴ）の補正情報に基づく運動情報画像それぞれは、図１１で例示したようにレイアウトされる。ただし、ＣＲＴ前（Ｐｒｅ－ＣＲＴ）の補正情報である第１の分布画像群、第２の分布画像群及び時間変化曲線は、図１３に示すように、モニタ２の左半分の領域に表示される。また、ＣＲＴ後（Ｐｏｓｔ－ＣＲＴ）の補正情報である第１の分布画像群、第２の分布画像群及び時間変化曲線は、図１３に示すように、モニタ２の右半分の領域に表示される。
　あるいは、制御部１８は、図１４に示すように、左心室におけるＣＲＴ前の局所的な壁厚方向のストレイン（radial-strain）をプロットしたグラフと、左心室におけるＣＲＴ後の局所的な壁厚方向のストレイン（radial-strain）をプロットしたグラフを、並列表示させる。
　これにより、第１の変形例では、医師は、治療前後の心室間、心房間の非同期性の改善度を容易に把握することができ、治療効果判定を効果的に行なうことができる。
　次に第２の変形例について説明する。上述したように第１のボリュームデータ群や第２のボリュームデータ群は、それぞれ左心系や右心系を最適な空間分解能及び時間分解能にて収集されたデータ群である。そこで、第２の変形例では、運動情報生成部１７ａは、第１のボリュームデータ群又は第２のボリュームデータ群のいずれか一方を処理対象として、第１の運動情報又は第２の運動情報を生成する。そして、制御部１８は、運動情報生成部１７ａにより生成された第１の運動情報又は第２の運動情報をモニタ２に表示するように制御する。なお、第２の変形例でも、算出部１７ｂが左心室の時間変化曲線と左心房の時間変化曲線との極値の時間差や、右心室の時間変化曲線と右心房の時間変化曲線との極値の時間差を算出してもよい。また、第２の変形例においても、ＣＲＴ前後の運動情報を並列表示させてもよい。
　すなわち、第２の変形例では、補間処理を行なうことなく、左心室と左心房との同期性や、右心室と右心房との同期性を比較判定することができる。
　これにより、第２の変形例では、特に、房室間の心機能や壁運動タイミングの差異について３次元的な解析が可能となる。特に、医師は、ＣＲＴ適用の非同期性診断において、房室間における壁運動時相のズレ時間（非同期の程度）を正確に評価することができる。
　なお、上述した実施形態では、超音波診断装置においてボリュームデータ群に対する処理が行なわれる場合について説明した。しかし、超音波診断装置とは独立に設置された画像処理装置により、上述したボリュームデータ群に対する処理が行なわれる場合であってもよい。具体的には、図１に示すボリュームデータ処理部１７及び制御部１８の表示制御機能を有する画像処理装置が、超音波診断装置、又は、ＰＡＣＳのデータベースや、電子カルテシステムのデータベースから受信した２つのボリュームデータ群を受信して上述した画像処理を行なう場合であってもよい。
　また、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況などに応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。例えば、運動情報生成部１７ａが行なう補正情報の生成処理及び運動情報画像の生成処理は、運動情報生成部１７ａとは異なる処理部により実行されても良い。また、本実施例で説明した画像処理方法は、あらかじめ用意された画像処理プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーションなどのコンピュータで実行することによって実現することができる。この画像処理プログラムは、インターネットなどのネットワークを介して配布することができる。また、この画像処理プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ－ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤなどのコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。
　以上、説明したとおり、本実施形態によれば、心室間、心房間及び房室間の心壁運動の同期性の差異を３次元的に詳細に解析することが可能となる。
　本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

Claims (14)

  1. 　被検体の心臓を１心拍以上の期間にわたり超音波で３次元走査することで生成されたボリュームデータから得られる左心系に関する領域を含む第１のボリュームデータ群と右心系に関する領域を含む第２のボリュームデータ群とに基づいて、左心室及び左心房の少なくとも一方における心壁運動の情報である第１の運動情報と、右心室及び右心房の少なくとも一方における心壁運動の情報である第２の運動情報とを、時間軸に沿った複数の測定値からなる心壁運動の経時的変化を示す時間変化情報として生成し、表示対象となる第１の運動情報及び第２の運動情報を心時相に基づいて略同期した情報に補正した第１の補正情報及び第２の補正情報を生成し、前記第１の補正情報及び前記第２の補正情報を、所定の心時相に基づいて時相を揃えて時間軸に沿って並べた運動情報画像を生成する運動情報画像生成部と、
    　前記運動画像情報を所定の表示部に表示するように制御する表示制御部と、
    　を備える、超音波診断装置。
  2. 　前記運動情報生成部は、前記第１の補正情報及び前記第２の補正情報として複数の時間変化曲線を生成し、前記複数の時間変化曲線の時相を揃えた複数のグラフを並べることで前記運動情報画像を生成する、請求項１に記載の超音波診断装置。
  3. 　前記運動情報生成部は、前記第１の補正情報および前記第２の補正情報として複数の時間変化曲線を生成し、前記複数の時間変化曲線を１つのグラフ中に重畳することで前記運動情報画像を生成する、請求項１に記載の超音波診断装置。
  4. 　前記第１の補正情報に含まれる極値と、前記第２の補正情報に含まれる極値との時間差を算出する算出部をさらに備え、
    　前記表示制御部は、前記運動情報画像に加えて前記算出部により算出された前記時間差を前記所定の表示部に表示するように制御する、請求項１に記載の超音波診断装置。
  5. 　前記運動情報生成部は、各運動情報を構成する各測定値の中で予め設定された基準心時相に対応する測定値を起点とすることで前記時間変化情報としての第１の運動情報及び第２の運動情報の開始点を揃え、さらに、一方の運動情報を構成する測定値の前記開始点からの経過時間に対応する他方の運動情報の測定値を、当該他方の運動情報の当該経過時間の近傍にて測定された測定値を用いて補間することで、前記第１の補正情報及び前記第２の補正情報を生成する、請求項１～４のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
  6. 　前記運動情報生成部は、前記時間変化情報としての第１の運動情報及び第２の運動情報それぞれの基準心時相間の期間を相対的に合わせ、当該相対的に合わせた基準心時相間の期間を所定の間隔で分割した複数の相対的経過時間の測定値を、前記第１の運動情報及び前記第２の運動情報それぞれの当該複数の相対的経過時間それぞれの近傍にて測定された測定値を用いて補間することで、前記第１の補正情報及び前記第２の補正情報を生成する、請求項１～４のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
  7. 　前記運動情報生成部は、各ボリュームデータに描出された心筋組織に設定された追跡点をスペックルパターンに基づいて追跡することで、前記第１の運動情報及び前記第２の運動情報を生成する、請求項１～４のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
  8. 　前記運動情報生成部は、心室又は心房の少なくとも一方の容積に関する情報を前記第１の運動情報及び前記第２の運動情報として生成する、請求項１～４のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
  9. 　前記運動情報生成部は、心室又は心房の少なくとも一方の全体的な面積変化率、全体的な面積変化率の時間変化率、全体的な歪み、全体的な歪み率、全体的な心筋組織の変位、又は、全体的な心筋組織の変位速度を前記第１の運動情報及び前記第２の運動情報として生成する、請求項１～４のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
  10. 　前記運動情報生成部は、心室又は心房の少なくとも一方の局所的な面積変化率、局所的な面積変化率の時間変化率、局所的な歪み、局所的な歪み率、局所的な心筋組織の変位、又は、局所的な心筋組織の変位速度を前記第１の運動情報及び前記第２の運動情報として生成する、請求項１～４のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
  11. 　同一被検体の対応部位に対して、異なる複数の時期に３次元走査をすることで前記第１のボリュームデータ群及び前記第２のボリュームデータ群をペアとした複数のボリュームデータペアが生成されるものであって、
    　前記運動情報生成部は、前記複数のボリュームデータペアごとに前記第１の補正情報及び前記第２の補正情報からなる補正情報ペアを生成し、前記補正情報ペアから運動情報画像ペアを生成し、
    　前記表示制御部は、前記運動情報生成部により生成された前記運動情報画像ペアを前記所定の表示部に並列表示するように制御する、請求項１～４のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
  12. 　前記運動情報生成部は、前記第１のボリュームデータ群又は前記第２のボリュームデータ群のいずれか一方を処理対象として、前記第１の運動情報又は前記第２の運動情報を生成し、
    　前記表示制御部は、前記運動情報生成部により生成された前記第１の運動情報又は前記第２の運動情報を前記所定の表示部に表示するように制御する、請求項１に記載の超音波診断装置。
  13. 　被検体の心臓を１心拍以上の期間にわたり超音波で３次元走査することで生成されたボリュームデータから得られる左心系に関する領域を含む第１のボリュームデータ群と右心系に関する領域を含む第２のボリュームデータ群とに基づいて、左心室及び左心房の少なくとも一方における心壁運動の情報である第１の運動情報と、右心室及び右心房の少なくとも一方における心壁運動の情報である第２の運動情報とを、時間軸に沿った複数の測定値からなる心壁運動の経時的変化を示す時間変化情報として生成し、表示対象となる第１の運動情報及び第２の運動情報を心時相に基づいて略同期した情報に補正した第１の補正情報及び第２の補正情報を生成し、前記第１の補正情報及び前記第２の補正情報を、所定の心時相に基づいて時相を揃えて時間軸に沿って並べた運動情報画像を生成する運動情報画像生成部と、
    　前記運動画像情報を所定の表示部に表示するように制御する表示制御部と、
    　を備える、画像処理装置。
  14. 　運動情報画像生成部が、被検体の心臓を１心拍以上の期間にわたり超音波で３次元走査することで生成されたボリュームデータから得られる左心系に関する領域を含む第１のボリュームデータ群と右心系に関する領域を含む第２のボリュームデータ群とに基づいて、左心室及び左心房の少なくとも一方における心壁運動の情報である第１の運動情報と、右心室及び右心房の少なくとも一方における心壁運動の情報である第２の運動情報とを、時間軸に沿った複数の測定値からなる心壁運動の経時的変化を示す時間変化情報として生成し、表示対象となる第１の運動情報及び第２の運動情報を心時相に基づいて略同期した情報に補正した第１の補正情報及び第２の補正情報を生成し、前記第１の補正情報及び前記第２の補正情報を、所定の心時相に基づいて時相を揃えて時間軸に沿って並べた運動情報画像を生成し、
    　表示制御部が、前記運動画像情報を所定の表示部に表示するように制御する、
    　ことを含む画像処理方法。
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Families Citing this family (32)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6132614B2 (ja) * 2012-03-30 2017-05-24 東芝メディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法
JP6430558B2 (ja) * 2012-03-30 2018-11-28 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法
JP6041350B2 (ja) 2012-03-30 2016-12-07 東芝メディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理方法
US9366754B2 (en) * 2012-08-17 2016-06-14 General Electric Company Ultrasound imaging system and method
US9211110B2 (en) * 2013-03-15 2015-12-15 The Regents Of The University Of Michigan Lung ventillation measurements using ultrasound
US12042250B2 (en) * 2013-11-15 2024-07-23 The Regents Of The University Of California Compositions, devices and methods for diagnosing heart failure and for patient-specific modeling to predict outcomes of cardiac resynchronization therapy
KR20150069920A (ko) * 2013-12-16 2015-06-24 삼성메디슨 주식회사 초음파 진단 장치 및 그 동작방법
JP5651258B1 (ja) * 2014-02-27 2015-01-07 日立アロカメディカル株式会社 超音波診断装置及びプログラム
JP6635695B2 (ja) * 2014-07-16 2020-01-29 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 画像処理装置、医用画像診断装置、及び画像処理方法
WO2016181856A1 (ja) * 2015-05-13 2016-11-17 オリンパス株式会社 超音波診断装置、超音波診断装置の作動方法および超音波診断装置の作動プログラム
WO2017008202A1 (zh) * 2015-07-10 2017-01-19 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种监护系统、方法及装置
EP3394698A4 (en) 2015-12-22 2019-07-24 The Regents of the University of California COMPUTED LOCALIZATION OF FIBRILLATION SOURCES
US11304681B2 (en) 2016-03-03 2022-04-19 Canon Medical Systems Corporation Ultrasonic diagnostic apparatus and image processing method
JP7019287B2 (ja) * 2016-03-03 2022-02-15 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置及び画像処理プログラム
JP6964996B2 (ja) * 2016-03-04 2021-11-10 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 解析装置
JP6863774B2 (ja) * 2016-03-17 2021-04-21 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置、画像処理装置及び画像処理プログラム
US11191520B2 (en) * 2016-03-17 2021-12-07 Canon Medical Systems Corporation Ultrasonic diagnostic apparatus, image processing apparatus, and image processing method
CN105741310B (zh) * 2016-03-21 2018-05-04 东北大学 一种心脏左心室图像分割系统及方法
JP7080590B2 (ja) * 2016-07-19 2022-06-06 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 医用処理装置、超音波診断装置、および医用処理プログラム
US10363018B2 (en) 2016-07-19 2019-07-30 Toshiba Medical Systems Corporation Medical processing apparatus and medical processing method
JP6740051B2 (ja) * 2016-07-26 2020-08-12 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 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
JP6748866B2 (ja) * 2016-07-26 2020-09-02 国立大学法人九州大学 画像処理のためのコンピュータプログラム、画像処理装置及び方法
US11298104B2 (en) * 2016-08-10 2022-04-12 Canon Medical Systems Corporation Medical processing apparatus, ultrasound diagnostic apparatus, and medical processing method
JP6815259B2 (ja) * 2017-03-31 2021-01-20 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 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
CN108652670B (zh) * 2018-03-19 2021-02-19 武汉理工大学 左心室功能异常超声成像治疗一体化设备
US11576624B2 (en) 2018-04-26 2023-02-14 Vektor Medical, Inc. Generating approximations of cardiograms from different source configurations
JP7136588B2 (ja) * 2018-05-14 2022-09-13 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置、医用画像診断装置、医用画像処理装置及び医用画像処理プログラム
EP3818541A4 (en) * 2018-07-05 2022-04-06 Regents of the University of California COMPUTER SIMULATIONS OF ANATOMICAL STRUCTURES AND BODY SURFACE ELECTRODE POSITIONING
CN109567861B (zh) * 2018-10-25 2022-06-07 中国医学科学院北京协和医院 超声成像方法及相关设备
US20230026942A1 (en) * 2019-11-22 2023-01-26 Koninklijke Philips N.V. Intelligent measurement assistance for ultrasound imaging and associated devices, systems, and methods
JP7328156B2 (ja) * 2020-01-22 2023-08-16 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 超音波診断装置、医用画像処理装置、および医用画像処理プログラム
CN113032623B (zh) * 2021-03-10 2024-04-05 珠海安士佳电子有限公司 一种智能视频数据检索方法

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008535555A (ja) * 2005-03-31 2008-09-04 メドトロニック・インコーポレーテッド 等容性収縮中に心室機能を評価するための方法及び装置
JP2010500082A (ja) * 2006-08-09 2010-01-07 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 超音波画像形成システム

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6708055B2 (en) * 1998-08-25 2004-03-16 University Of Florida Method for automated analysis of apical four-chamber images of the heart
WO2003077766A1 (en) * 2002-03-15 2003-09-25 Angelsen Bjoern A J Multiple scan-plane ultrasound imaging of objects
EP1799117B1 (en) * 2004-10-08 2017-01-04 Koninklijke Philips N.V. Three dimensional diagnostic ultrasound imaging system with image reversal and inversion
JP5134787B2 (ja) * 2005-07-15 2013-01-30 株式会社東芝 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プログラム
US8303505B2 (en) * 2005-12-02 2012-11-06 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods and apparatuses for image guided medical procedures
JP4805669B2 (ja) * 2005-12-27 2011-11-02 株式会社東芝 超音波画像処理装置及び超音波画像処理装置の制御プログラム
JP5019562B2 (ja) * 2006-06-01 2012-09-05 株式会社東芝 超音波診断装置及び該装置の診断プログラム
WO2008033803A2 (en) * 2006-09-11 2008-03-20 Emory University Systems and methods for quantifying cardiac dyssynchrony
US20080170654A1 (en) * 2007-01-15 2008-07-17 John Eric Tkaczyk Method and apparatus of ct cardiac diagnostic imaging using a priori motion information from 3d ultrasound and ecg gating
JP5624258B2 (ja) * 2007-04-26 2014-11-12 株式会社東芝 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プログラム
JP5414157B2 (ja) * 2007-06-06 2014-02-12 株式会社東芝 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プログラム
JP5523681B2 (ja) * 2007-07-05 2014-06-18 株式会社東芝 医用画像処理装置
JP5448328B2 (ja) * 2007-10-30 2014-03-19 株式会社東芝 超音波診断装置及び画像データ生成装置
JP5240994B2 (ja) * 2008-04-25 2013-07-17 東芝メディカルシステムズ株式会社 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プログラム
JP5718548B2 (ja) 2008-11-13 2015-05-13 株式会社東芝 超音波診断装置
JP5491836B2 (ja) * 2009-01-30 2014-05-14 株式会社東芝 超音波診断装置、超音波画像処理装置、医用画像診断装置及び医用画像処理装置

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008535555A (ja) * 2005-03-31 2008-09-04 メドトロニック・インコーポレーテッド 等容性収縮中に心室機能を評価するための方法及び装置
JP2010500082A (ja) * 2006-08-09 2010-01-07 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 超音波画像形成システム

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