(57)【要約】【課題】それぞれ異なる条件下で収集される複数の連続画像データの時相合せを行うことによって、各時相における画像の表示、これらの画像データに基づく各種計測、等の精度を改善することを可能とする。【解決手段】被検体に超音波を放射する放射手段と、前記放射超音波の結果生じる前記被検体からの反射信号を受信する受信手段と、前記反射信号を処理することにより、第１の条件下で第１の連続画像、第２の条件下で第２の連続画像をそれぞれ得、前記第１の連続画像について第１の物理量、前記第２の連続画像について第２の物理量をそれぞれ計測し、前記第１の物理量及び前記第２の物理量に基づいて、前記第１の連続画像の時相と前記第２の連続画像の時相とを合せるプロセッサとを具備することを特徴とする。【選択図】　図４
2004073850.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に超音波を放射する放射手段と、
前記放射超音波の結果生じる前記被検体からの反射信号を受信する受信手段と、
前記反射信号を処理することにより、第１の条件下で第１の連続画像、第２の条件下で第２の連続画像をそれぞれ得、前記第１の連続画像について第１の物理量、前記第２の連続画像について第２の物理量をそれぞれ計測し、前記第１の物理量及び前記第２の物理量に基づいて、前記第１の連続画像の時相と前記第２の連続画像の時相とを合せるプロセッサと
を具備することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
前記第１の物理量及び前記第２の物理量をそれぞれグラフにて表示する表示器をさらに具備することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項３】
前記第１の物理量及び前記第２の物理量は時相合せ結果に従って時相の合った態様で表示されることを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。
【請求項４】
前記プロセッサは時相合せ結果に従って前記第１の物理量及び前記第２の物理量に基づいて第３の物理量を計算することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項５】
前記第３の物理量をグラフにて表示する表示器をさらに具備することを特徴とする請求項４に記載の超音波診断装置。
【請求項６】
時相合せ結果に従って前記第１の連続画像及び前記第２の連続画像を表示する表示器をさらに具備することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項７】
前記第１の連続画像及び前記第２の連続画像は時相の合った動画態様にて表示されることを特徴とする請求項６に記載の超音波診断装置。
【請求項８】
前記第１の連続画像及び前記第２の連続画像は時相の合った静止画態様にて順次表示されることを特徴とする請求項６に記載の超音波診断装置。
【請求項９】
前記第１の連続画像に係る第１の縮小画像及び前記第２の連続画像に係る第２の縮小画像を時相の合った態様で表示する表示器をさらに具備することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項１０】
１以上の第１の縮小画像を選択するための入力デバイスをさらに具備し、前記表示器は前記選択された１以上の第１の縮小画像に対応する１以上の前記第１の連続画像を表示し、さらに前記１以上の第１の連続画像に対応する１以上の第２の連続画像を前記１以上の第１の連続画像と時相を合わせた態様で表示することを特徴とする請求項９に記載の超音波診断装置。
【請求項１１】
前記第１及び第２の物理量はそれぞれ前記被検体の所定の部位の容積を表すことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項１２】
前記第１及び第２の物理量はそれぞれ前記被検体の所定の部位の面積を表すことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項１３】
前記第１及び第２の物理量はそれぞれ前記被検体の所定の部位の長さを表すことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項１４】
前記第１の条件は前記被検体の心臓の４腔像について画像を得るための心エコー検査であり、前記第２の条件は前記被検体の心臓の２腔像について画像を得るための心エコー検査であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項１５】
前記第１の条件は前記被検体の心臓の長軸画像を得るための心エコー検査であり、前記第２の条件は前記被検体の心臓の短軸画像を得るための心エコー検査であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項１６】
前記第１の条件は前記被検体に対して薬物負荷を与える前の画像を得るための心エコー検査であり、前記第２の条件は前記被検体に対して薬物負荷を与えた後の画像を得るための心エコー検査であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項１７】
前記第１の条件は前記被検体に対して運動負荷を与える前の画像を得るための心エコー検査であり、前記第２の条件は前記被検体に対して運動負荷を与えた後の画像を得るための心エコー検査であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項１８】
前記第１及び第２の連続画像が心エコー検査の下で得られるとき、前記プロセッサは前記第１の連続画像の収縮期の時相と前記第２の連続画像の収縮期の時相とを合わせることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項１９】
前記第１及び第２の連続画像が心エコー検査の下で得られるとき、前記プロセッサは前記第１の連続画像の拡張期の時相と前記第２の連続画像の拡張期の時相とを合わせることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項２０】
前記第１及び第２の連続画像が心エコー検査の下で得られるとき、前記プロセッサは前記第１の連続画像の収縮末期と前記第２の連続画像の収縮末期とを合わせることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項２１】
前記第１及び第２の連続画像が心エコー検査の下で得られるとき、前記プロセッサは前記第１の連続画像の拡張末期と前記第２の連続画像の拡張末期とを合わせることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項２２】
前記プロセッサは前記第１の連続画像のうち第１の所定期間に含まれる画像の数（Ｎ１）及び前記第２の連続画像のうち第２所定の期間に含まれる画像の数（Ｎ２）を判断し、前記第１の連続画像の収集時間間隔を第１の画像間隔（Ｔ１）、前記第２の連続画像の収集時間間隔を第２の画像間隔（Ｔ２）とするとき、係数（Ｃ）を式：Ｃ＝（Ｎ２×Ｔ２）／（Ｎ１×Ｔ１）により計算し、前記係数（Ｃ）に基づいて前記第１の連続画像の時相と前記第２の連続画像の時相とを合せることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項２３】
前記第１及び第２の連続画像が心エコー検査の下で得られるとき、前記第１の所定期間は前記第１の連続画像の収縮期を表し、前記第２の所定期間は前記第２の連続画像の収縮期を表すことを特徴とする請求項２２に記載の超音波診断装置。
【請求項２４】
前記第１及び第２の連続画像が心エコー検査の下で得られるとき、前記第１の所定期間は前記第１の連続画像の拡張期を表し、前記第２の所定期間は前記第２の連続画像の拡張期を表すことを特徴とする請求項２２に記載の超音波診断装置。
【請求項２５】
被検体に超音波を放射する放射手段と、
前記放射超音波の結果生じる前記被検体からの反射信号を受信する受信手段と、
前記反射信号を処理することにより、第１の条件下で前記超音波が放射されたとき第１の連続画像、第２の条件下で前記超音波が放射されたとき第２の連続画像をそれぞれ得、前記第１の連続画像が得られるとき第１の所定期間における第１、第２、及び第３の時を検出し、前記第２の連続画像が得られるとき第２の所定期間における第４、第５、及び第６の時を検出し、これら第１乃至第６の時に基づいて前記第１の連続画像の時相と前記第２の連続画像の時相とを合せるプロセッサと
を具備することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２６】
心電図データを受信するための第１のインターフェースと、
心音図データを受信するための第２のインターフェースとをさらに具備し、
前記プロセッサは前記心電図データに基づいて前記第１、第３、第４、及び第６の時を検出し、前記心音図データに基づいて前記第２及び第５の時を検出することを特徴とする請求項２５に記載の超音波診断装置。
【請求項２７】
前記第１、第３、第４、及び第６の各時は前記心電図データに含まれるＲ波に係るものであり、前記第２及び第５の各時は前記心音図データに含まれるＩＩ音に係るものでることを特徴とする請求項２６に記載の超音波診断装置。
【請求項２８】
第１の条件下で第１の連続画像を第２の条件下で第２の連続画像をそれぞれ発生する発生手段と、
前記第１の連続画像について第１の物理量、前記第２の連続画像について第２の物理量をそれぞれ計測し、前記第１の物理量及び前記第２の物理量に基づいて、前記第１の連続画像の時相と前記第２の連続画像の時相とを合せるプロセッサと
を具備することを特徴とする医用画像装置。
【請求項２９】
医用装置において得られた連続医用データを受信するデータ処理装置において、
前記医用装置において第１の条件下で得られた第１の連続医用データ及び前記医用装置において第２の条件下で得られた第２の連続医用データを受信するインターフェースと、
前記第１の連続医用データについて第１の物理量、前記第２の連続医用データについて第２の物理量をそれぞれ計測し、前記第１の物理量及び前記第２の物理量に基づいて、前記第１の連続医用データの時相と前記第２の連続医用データの時相とを合せるプロセッサと
を具備することを特徴とするデータ処理装置。
【請求項３０】
医用装置において第１の条件下で得られた第１の連続医用データについて第１の物理量を計測し、
前記医用装置において第２の条件下で得られた第２の連続医用データについて第２の物理量を計測し、
前記第１の物理量及び前記第２の物理量に基づいて、前記第１の連続医用データの時相と前記第２の連続医用データの時相とを合せる
ことを特徴とするデータ処理方法。
【請求項３１】
データ処理装置に搭載可能で、第１の条件下で得られた第１の連続医用データと第２の条件下で得られた第２の連続医用データとをこのデータ処理装置において処理する際に実行されて前記データ処理装置を制御するソフトウェアを記録してなるソフトウェア記録媒体において、
前記第１の連続医用データについて第１の物理量を計測し、
前記第２の連続医用データについて第２の物理量を計測し、
前記第１の物理量及び前記第２の物理量に基づいて、前記第１の連続医用データの時相と前記第２の連続医用データの時相とを合せる
ことを特徴とするソフトウェアを記録してなるソフトウェア記録媒体。
【請求項３２】
第１の期間に第１の連続画像を、第１の期間とは異なる第２の期間に第２の連続画像を、それぞれ発生する発生手段と、
前記第１の連続画像について第１の物理量、前記第２の連続画像について第２の物理量をそれぞれ計測し、前記第１の物理量及び前記第２の物理量に基づいて、前記第１の連続画像の時相と前記第２の連続画像の時相とを合せるプロセッサと
を具備することを特徴とする医用画像装置。
【請求項３３】
複数の連続画像間で時相を合せる医用画像装置において、
被検体に第１の信号を与える送信機と、
前記第１の信号に係る第２の信号を前記被検体から受信する受信機と、
前記連続画像を保存するメモリと、
前記第２の信号から複数のデータセットを取得し、取得した各データセットを前記連続画像として前記メモリに保存させるプロセッサを具備し、
前記プロセッサは各連続画像についてプロファイルを決定し、前記連続画像のうち第１の連続画像及び第２の連続画像のそれぞれに係る物理量の比較に基づいて前記第２の連続画像のプロファイルに対して前記第１の連続画像のプロファイルを合せることを特徴とする医用画像装置。
【請求項３４】
前記第１の連続画像のプロファイルと前記第２の連続画像のプロファイルとを時相を合わせた態様で表示する表示器をさらに具備することを特徴とする請求項３３に記載の医用画像装置。
【請求項３５】
前記プロセッサはさらに前記第２の連続画像及び前記連続画像のうちの第３の連続画像のそれぞれに係る物理量の比較に基づいて前記第２の連続画像のプロファイルに対して前記第３の連続画像のプロファイルを合せることを特徴とする請求項３３に記載の医用画像装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明はそれぞれ異なる条件で収集された複数の連続画像間において時相合せを行う超音波診断装置、医用画像装置、データ処理装置、データ処理方法、及びその方法を実現するためのソフトウェアを記録するソフトウェア記録媒体に関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波診断装置は超音波プローブに内蔵された超音波振動子から発生する超音波を患者その他検査対象（以下、被検体と称する）内に放射し、被検体組織の音響インピーダンスの差異によって生ずる反射信号を超音波振動子によって受信してモニタ上に表示するものである。
【０００３】
この診断方法は、医師等の操作者により超音波プローブを体表に接触させるだけの簡単な操作でリアルタイムの２次元画像が容易に観察できるため、心臓などの臓器の機能診断や形態診断に広く用いられている。とくに心臓領域における超音波診断では、心機能を客観的かつ定量的に評価することが極めて重要とされており、その計測項目には心臓組織の運動速度、血流の速度や乱れ、心腔内の面積や容積などがある。
【０００４】
心臓の運動機能を診断する場合には動画像表示を行い、しかも３次元的な情報から診断することが望まれている。この臨床サイドの要求を満たす技術として将来的にはリアルタイム３次元走査法の実用化が期待されているが、現状では、心臓に対して異なる方向から２次元的な動画像を収集し、この方法によって得られる複数の画像を同一モニタ上に時相（心臓の拍動の繰り返し周期に対する観測時刻）を合わせて表示する方法が行われている。例えば、心臓の長軸断層像と短軸断層像の同時表示や、心臓のほぼ同じ部位に対して通常の状態にて得る動画像と運動負荷を与えた直後に得る動画像とを時相を揃えて表示する方法（いわゆるストレスエコー法）がある。
【０００５】
一方、互いに直交する２枚の断層像から心腔内の容積を計測する方法がある。例えば、同じ心臓に対する４腔像（２心房と２心室が同時表示される断層像）と２腔像（１心房と１心室が同時表示される断層像）の画像データをそれぞれ動画像データとして収集し、これらの画像データを用いて心腔内の容積を計算する方法が採られている。心腔内の容積を計算する場合は例えば心腔内壁等についてその輪郭を抽出し、抽出された輪郭に基づいて各種方法によりその容積を求める方法等が知られている（例えば、特許文献１参照）。
【０００６】
このような心臓の機能検査を目的とした超音波診断法では、撮影条件を変えて得られる２種類の動画像を表示する場合や、これら２種類の動画像から容積などの計算を行う場合には、心拍動の時相を一致させた状態で行うことが重要となる。なお、以下では動画像として収集した一連の画像データを連続画像あるいは連続画像データと呼ぶ。
【０００７】
上記の診断法では一般に心拍同期法が用いられ、心電波形情報を超音波画像と同時に収集するか、あるいは、心電波形のＲ波に同期して超音波画像を順次収集する方法が採られてきた。前者の方法によれば、異なる撮影条件（例えば、４腔像の撮影断面と２腔像の撮影断面）において、心電波形情報を有した超音波画像データを収集する。そして、これらの画像データを再生して表示する際には、Ｒ波から所定の時間後に得られるそれぞれの画像を同一モニタ上に順次表示し、さらにこの画像データに基づいて心腔内の容積計算等の各種計測を行う。なお、所定の時相の画像を選択する場合に、上記Ｒ波からの時間を設定する代わりに、Ｒ波の時刻を基準に付加される超音波画像のフレーム番号によって設定される場合が多い。
【０００８】
このように、２種類の連続画像に対して心拍同期法を適用することにより、同一時相の複数の心臓画像をモニタ上に表示することが出来るようになり、超音波による心機能計測は大きな発展をみた。
【０００９】
【特許文献１】
特開平１０−９９３２８号公報　（例えば、第６頁）
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来のように心電波形を基準に超音波画像の時相を設定する場合、心電波形のＲ波間隔は必ずしも一定とは限らない。とくに心臓検査の対象となる被検者では不整脈を呈する症例も多く、また負荷試験の場合では、例え健常人の場合であっても負荷後のＲ波間隔は著しく短縮される。さらに、心臓疾患の症例によってはＲ波間隔が一様に増減するのではなく、例えば収縮期と拡張期でその割合が異なることが知られている。
【００１１】
以下、図１７を用いて、同一被検者について心電波形の拡張期が時間的に変化する場合における従来法の問題点を模式的に示す。図１７は従来の技術における心拍同期法による画像データ収集法を示す図である。特に、図１７（ａ）は心電波形であり、Ｒ１乃至Ｒ４はＲ波を示す。また図１７（ｂ）はＲ波を基準とした超音波画像番号（フレーム番号）を示すものであり、図１７（ｃ）はこれらの各々の超音波画像から得られる心腔内容積の変化曲線を示す。例えば、Ｒ波Ｒ１とＲ波Ｒ２の間（以下、Ｒ１−Ｒ２区間と称す）ではＮｏ＋１枚の４腔像画像（第１の連続画像）が、またＲ波Ｒ３とＲ波Ｒ４の間（以下、Ｒ３−Ｒ４区間と称す）ではＮｏ枚の２腔像画像（第２の連続画像）がそれぞれ連続して収集される。
【００１２】
なお、Ｒ１−Ｒ２区間では、Ｒ波Ｒ１の発生後時間ｔ１後に最初の画像（画像１）が収集され、Ｒ波Ｒ１の発生後時間ｔ２後に２番目の画像（画像２）が、時間ｔＮ０後にはＮ０番目の画像（画像Ｎ０）が収集されるものとする。さらに、Ｒ１−Ｒ２区間、Ｒ３−Ｒ４区間のそれぞれにおいて、図１７（ｃ）に示すピーク時から谷時までを収縮期と称し、谷時からピーク時までを拡張期と称するものとする。また、このピーク時を拡張末期、また、この谷時を収縮末期と称するものとする。
【００１３】
これらの画像収集が負荷試験（運動負荷、薬物負荷等）による場合には、Ｒ１−Ｒ２区間で通常状態における断層像（第１の連続画像）が、Ｒ３−Ｒ４区間では負荷後の断層像（第２の連続画像）がそれぞれ収集される。
【００１４】
通常、１枚の超音波画像の収集に要する時間はほぼ一定である。従って、Ｒ３−Ｒ４区間の拡張期がＲ１−Ｒ２区間の拡張期より短い場合、Ｒ１−Ｒ２区間における拡張末期Ｑ１の時相に対応する画像はＲ１−Ｒ２区間のＮｏ＋１番目の画像として収集されるのに対して、Ｒ３−Ｒ４区間における拡張末期Ｑ２の時相に対応する画像はＲ３−Ｒ４間のＮｏ番目の画像として収集される。このように、同一被検者における拡張期や収縮期の長さが時間的に変化する場合には、従来のように心電波形のＲ波から所定時間後に得られる画像、あるいは所定フレーム番号に基づいて行う時相設定方法では、既に拡張末期Ｑ１およびＱ２を例に述べたように、第１の連続画像と第２の連続画像の時相を的確に捉えることが難しい。従ってこれら連続画像データの時相を一致させた状態での表示や各種計測を正確に実施することは困難であった。
【００１５】
本発明は上記問題に鑑みてなされたものであり、それぞれ異なる条件下で収集される複数の連続画像データの時相合せを行うことによって、各時相における画像の表示、これらの画像データに基づく各種計測、等の精度を改善することを可能とする超音波診断装置、医用画像装置、データ処理装置、データ処理方法、及びその方法を実現するためのソフトウェアを記録するソフトウェア記録媒体を提供することを目的とする。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために請求項１記載の本発明の超音波診断装置は、被検体に超音波を放射する放射手段と、前記放射超音波の結果生じる前記被検体からの反射信号を受信する受信手段と、前記反射信号を処理することにより、第１の条件下で第１の連続画像、第２の条件下で第２の連続画像をそれぞれ得、前記第１の連続画像について第１の物理量、前記第２の連続画像について第２の物理量をそれぞれ計測し、前記第１の物理量及び前記第２の物理量に基づいて、前記第１の連続画像の時相と前記第２の連続画像の時相とを合せるプロセッサとを具備することを特徴とする。
【００１７】
また、上記目的を達成するために請求項２５記載の本発明の超音波診断装置は、被検体に超音波を放射する放射手段と、前記放射超音波の結果生じる前記被検体からの反射信号を受信する受信手段と、前記反射信号を処理することにより、第１の条件下で前記超音波が放射されたとき第１の連続画像、第２の条件下で前記超音波が放射されたとき第２の連続画像をそれぞれ得、前記第１の連続画像が得られるとき第１の所定期間における第１、第２、及び第３の時を検出し、前記第２の連続画像が得られるとき第２の所定期間における第４、第５、及び第６の時を検出し、これら第１乃至第６の時に基づいて前記第１の連続画像の時相と前記第２の連続画像の時相とを合せるプロセッサとを具備することを特徴とする。
【００１８】
また、上記目的を達成するために請求項２８記載の本発明の医用画像装置は、第１の条件下で第１の連続画像を第２の条件下で第２の連続画像をそれぞれ発生する発生手段と、前記第１の連続画像について第１の物理量、前記第２の連続画像について第２の物理量をそれぞれ計測し、前記第１の物理量及び前記第２の物理量に基づいて、前記第１の連続画像の時相と前記第２の連続画像の時相とを合せるプロセッサとを具備することを特徴とする。
【００１９】
また、上記目的を達成するために請求項２９記載の本発明のデータ処理装置は、医用装置において得られた連続医用データを受信するデータ処理装置において、前記医用装置において第１の条件下で得られた第１の連続医用データ及び前記医用装置において第２の条件下で得られた第２の連続医用データを受信するインターフェースと、前記第１の連続医用データについて第１の物理量、前記第２の連続医用データについて第２の物理量をそれぞれ計測し、前記第１の物理量及び前記第２の物理量に基づいて、前記第１の連続医用データの時相と前記第２の連続医用データの時相とを合せるプロセッサとを具備することを特徴とする。
【００２０】
また、上記目的を達成するために請求項３０記載の本発明のデータ処理方法は、医用装置において第１の条件下で得られた第１の連続医用データについて第１の物理量を計測し、前記医用装置において第２の条件下で得られた第２の連続医用データについて第２の物理量を計測し、前記第１の物理量及び前記第２の物理量に基づいて、前記第１の連続医用データの時相と前記第２の連続医用データの時相とを合せることを特徴とする。
【００２１】
また、上記目的を達成するために請求項３１記載の本発明のソフトウェア記録媒体は、データ処理装置に搭載可能で、第１の条件下で得られた第１の連続医用データと第２の条件下で得られた第２の連続医用データとをこのデータ処理装置において処理する際に実行されて前記データ処理装置を制御するソフトウェアを記録してなるソフトウェア記録媒体において、前記第１の連続医用データについて第１の物理量を計測し、前記第２の連続医用データについて第２の物理量を計測し、前記第１の物理量及び前記第２の物理量に基づいて、前記第１の連続医用データの時相と前記第２の連続医用データの時相とを合せることを特徴とするソフトウェアを記録してなる。
【００２２】
また、上記目的を達成するために請求項３２記載の本発明の医用画像装置は、第１の期間に第１の連続画像を、第１の期間とは異なる第２の期間に第２の連続画像を、それぞれ発生する発生手段と、前記第１の連続画像について第１の物理量、前記第２の連続画像について第２の物理量をそれぞれ計測し、前記第１の物理量及び前記第２の物理量に基づいて、前記第１の連続画像の時相と前記第２の連続画像の時相とを合せるプロセッサとを具備することを特徴とする。
【００２３】
また、上記目的を達成するために請求項３３記載の本発明の医用画像装置は、複数の連続画像間で時相を合せる医用画像装置において、被検体に第１の信号を与える送信機と、前記第１の信号に係る第２の信号を前記被検体から受信する受信機と、前記連続画像を保存するメモリと、前記第２の信号から複数のデータセットを取得し、取得した各データセットを前記連続画像として前記メモリに保存させるプロセッサを具備し、前記プロセッサは各連続画像についてプロファイルを決定し、前記連続画像のうち第１の連続画像及び第２の連続画像のそれぞれに係る物理量の比較に基づいて前記第２の連続画像のプロファイルに対して前記第１の連続画像のプロファイルを合せることを特徴とする。
【００２４】
このような本発明によれば、それぞれ異なる条件下で収集される複数の連続画像データの時相合せ、時相合せにおける画像の表示、時相合せ後の画像データに基づく各種計測、等の精度を向上させることが可能となる。
【００２５】
【発明の実施の形態】
本発明の実施の形態について以下、図面を用いて説明する。
（第１の実施の形態）
本発明の第１の実施の形態に係る超音波診断装置について図１乃至図９を用いて説明する。
【００２６】
まず、本実施の形態の概要を記す。本実施の形態では、まず同一被検体に対して撮影条件を変えた超音波走査により得られる２つの（２種類の）連続画像（例えば、心臓の超音波走査断面が互いに直交する４腔像と２腔像のそれぞれ時系列的な様子を表す連続的に収集された（動）画像）の各々からその心腔内容積を計測する。以下、４腔像についての連続画像データを第１の連続画像データ、２腔像についての連続画像データを第２の連続画像データと称するものとする。上記計測により、第１の連続画像データに含まれる各画像の容積の時間的変化に基づいて心臓の第１の収縮期と第１の拡張期を設定する。同様に、第２の連続画像データに含まれる各画像の容積の時間的変化に基づいて心臓の第２の収縮期と第２の拡張期を設定する。これらの各期間内に得られる画像データ数に基づいて第１の連続画像データ及び第２の連続画像データの間の時相の再設定（時相合せ）を行う。さらに、時相合せに基づく同一時相の画像データを用いて、時相合せ後の（仮想的な第３の連続画像データについて）最終的な心腔内容積を計測する。
【００２７】
図１は本発明の第１の実施の形態における超音波診断装置の構成の一例を示すブロック図である。この超音波診断装置は、超音波プローブ１と、超音波送信部２と、超音波受信部３と、Ｂモード処理部４と、ドプラモード処理部５と、画像計測部６と、入力部７と、表示部８と、システム制御部９とを含んでいる。
【００２８】
超音波プローブ１は被検体の体表面に対してその前面を接触させ超音波の送受信（超音波の送信、及び送信した超音波の結果として被検体から反射（エコー）して来た信号の受信）を行うものであり、１次元に配列された複数個の微小超音波振動子をその先端部分に有している。この超音波振動子は電気音響変換素子であり、送信時には電気パルスを超音波パルスに変換し、また受信時には超音波信号を電気信号に変換する機能を有している。この超音波プローブ１は小型、軽量に構成されており、ケーブルによって後述する超音波送信部２及び超音波受信部３に接続されている。一般に、超音波プローブにはセクタ走査対応、リニア走査対応、コンベックス走査対応等があり、これらの中から診断部位に応じて任意に選択されるが、以下ではセクタ走査用の超音波プローブを超音波プローブ１として用いた場合について述べる。
【００２９】
超音波送信部２は超音波を発生するための駆動信号を生成する。この超音波送信部２は、レートパルス発生器１１と、送信遅延回路１２と、パルサ１３とを含んでいる。レートパルス発生器１１は被検体の内部に放射される超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを発生する。発生されたレートパルスは送信遅延回路１２に供給される。送信遅延回路１２は送信時における超音波ビームの収束距離や偏向角度を決定するための遅延回路であり、複数の超音波振動子を駆動するタイミングを決定する。また、この送信遅延回路１２は送信に使用される超音波振動子と同数の複数の独立な遅延回路から構成されている。さらにこの送信遅延回路は、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を収束するための遅延時間と所定の方向に超音波を送信するための遅延時間とをレートパルスに与え、これをパルサ１３に供給する。パルサ１３は超音波振動子を駆動するための高圧パルスを生成する駆動回路である。パルサ１３は送信遅延回路１２同様、送信に使用される超音波振動子と同数の複数の独立な駆動回路を有しており、超音波プローブ１に内蔵された超音波振動子を駆動し、超音波を放射するための駆動パルスを形成する。
【００３０】
超音波受信部３は被検体内への超音波放射の結果として生じる超音波反射信号を被検体から受信する。また、超音波受信部３は、プリアンプ１４と、受信遅延回路１５と、加算器１６とを含んでいる。プリアンプ１４は超音波振動子によって電気信号に変換された微小信号を増幅し十分なＳ／Ｎを確保する。受信遅延回路１５は、細い受信ビーム幅を得るために所定の深さからの超音波を収束するための収束用遅延時間と超音波ビームを所定の方向に順次偏向し被検体内を走査するための遅延時間とをプリアンプ１４の出力に与える。この後、遅延時間を与えられたプリアンプ１４の出力は加算器１６に送られる。加算器１６は受信した複数の信号を加算し、超音波振動子からの複数の受信信号を１つに纏める。
【００３１】
Ｂモード処理部４はこの１つに纏められた受信信号に対してＢモード画像用の信号処理を行う。このＢモード処理部４は、対数変換器１７と、包絡線検波器１８と、Ａ／Ｄ変換器１９とを含んでいる。対数変換機１７は加算器１６から入力される信号（受信信号）の振幅を対数変換し、弱い信号を相対的に強調する働きをする。一般に被検体内からの受信信号は８０ｄＢ以上の広いダイナミックレンジをもった振幅を有しており、これを狭いダイナミックレンジを持つ通常のテレビモニタに表示するためには弱い信号を強調する振幅圧縮が必要となる。包絡線検波器１８は対数変換された受信信号に対して包絡線検波を行い、超音波周波数成分を除去し、その振幅のみを検出する。Ａ／Ｄ変換器１９はこの包絡線検波器１８の出力信号をＡ／Ｄ変換しＢモード信号を形成する。
【００３２】
ドプラモード処理部５はカラードプラ画像あるいは組織ドップラ画像用の信号処理を行う。また、ドプラモード処理部５は、基準信号発生器２０と、π／２移相器２１と、ミキサ２２−１、２２−２と、ローパスフィルタ２３−１、２３−２と、Ａ／Ｄ変換器２４−１、２４−２と、ドプラ信号記憶回路２５と、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ　Ｆｏｕｒｉｅｒ　Ｔｒａｎｓｆｏｒｍａｔｉｏｎ）分析器２６と、演算器２７とを含んでいる。このドプラモード処理部５では主に直交位相検波とＦＦＴ分析が行われる。
【００３３】
前記加算器１６から入力される信号（受信信号）はミキサ２２−１、２２−２の第１の入力端子に入力される。一方、この入力信号の周波数とほぼ等しい周波数をもった基準信号発生器２０の出力はミキサ２２−１の第２の入力端子に直接与えられる。また、この基準信号発生器２０の出力はπ／２移相器２１を介して９０度位相がシフトされた後、ミキサ２２−２の第２の入力端子に与えられる。ミキサ２２−１、２２−２の出力はローパスフィルタ２３−１、２３−２に送られる。ローパスフィルタ２３−１は、前記加算器１６から入力される信号の周波数と基準信号発生器２０の周波数の和の成分が除去され、差の成分のみが抽出される。同様に、ローパスフィルタ２３−２は、前記加算器１６から入力される信号の周波数とπ／２移相器２１の出力信号の周波数の和の成分が除去され、差の成分のみが抽出される。
【００３４】
Ａ／Ｄ変換器２４−１、２４−２はそれぞれローパスフィルタ２３−１、２３−２の出力、すなわち直交位相検波出力をデジタル信号に変換する。デジタル信号に変換された直交位相検波出力は、一旦、ドプラ信号記憶回路２５に保存された後、ＦＦＴ分析器２６に供給される。ＦＦＴ分析器２６はデジタル化された直交位相検波出力についてＦＦＴ分析を行う。演算器２７はＦＦＴ分析器２６によって得られるスペクトルの中心や広がりなどの計算を行う。
【００３５】
画像計測部６は異なる撮影条件にて収集される２種類の連続画像の時相合せを行う。なお、以下の本実施の形態においては２種類の連続画像を例に取って説明するが、本発明においては連続画像の数（或いは連続画像の種類の数）は２つのみに限られるものではない。
【００３６】
画像計測部６は、記憶回路２８と、プロセッサ２９と、表示用メモリ３０とを含んでいる。記憶回路２８は画像データを保存する画像メモリと、心腔内の容積や直径などの計測データを記憶する付随メモリとを含んでいる。画像メモリには時相合せ前後の連続画像データが保存され、付随メモリには時相合せ前の連続画像データから得られる心腔内容積データ及び時相合せ後の連続画像データから得られる最終的な心腔内容積データが保存される。なお、画像メモリには心臓の連続画像データとしてＢモード画像データ、ドプラモード画像データおよびこれらの合成画像データが保存されるようにしてもよいが、心腔内容積の計測にはＢモード画像データが一般的に使用される。
【００３７】
プロセッサ２９は記憶回路２８に保存される２種類の連続画像データの各々を順次読み出して、画像に表示される心腔内の容積を計測する。さらに、この一連の容積データから生成される各連続画像データの容積変化曲線のそれぞれにおいて、１以上の最大値及び１以上の最小値を検出して拡張期と収縮期の区間を設定する。次に、プロセッサ２９は一方の連続画像データにおける収縮期に含まれる画像データ数ともう一方の連続画像データの収縮期に含まれる画像データ数とを比較する。同様に、プロセッサ２９は一方の連続画像データにおける拡張期に含まれる画像データ数ともう一方の連続画像データの拡張期に含まれる画像データ数とを比較する。これらの比較に基づいて、プロセッサ２９は２種類の連続画像間における画像データの時相を再設定（時相合せ）する。なお、心腔内容積の計測においては、心腔の輪郭抽出手段としてＡＣＴ（Ａｕｔｏｍａｔｅｄ−Ｃｏｎｔｏｕｒ−Ｔｒａｃｋｉｎｇ）法を、また容積計算手段としてＭｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法を用いることができる。
【００３８】
このプロセッサ２９によって計測される容積データや、その過程で算出される心腔内の直径などの計測データは記憶回路２８の付随メモリに保存される。さらにプロセッサ２９は時相合せの終了した２種類の連続画像データを用いて最終的な（診断のための最終測定結果としての）心腔内容積を計測する。
【００３９】
表示用メモリ３０は表示部８に表示される画像や容積変化曲線などのデータを一旦記憶する。なお、リアルタイムで得られるＢモード画像やドプラモード画像は記憶回路２８を介して表示用メモリ３０に一旦保存され、さらに表示部８において表示される。
【００４０】
入力部７は操作パネル上にキーボード、トラックボール、マウス等を備える。操作者は入力部７により被検体情報や装置の撮影条件を入力する。とくに連続画像の画像枚数や連続画像の収集区間、さらには撮影条件などが入力される。
【００４１】
表示部８は表示回路３１とモニタ３２とを含んでいる。表示用メモリ３０に保存されている時相合せ前後の心臓の連続画像データや心腔内の容積変化曲線のデータ等はシステム制御部９により読み出される。読み出された各データは表示回路３１においてＤ／Ａ変換とテレビフォーマット変換がなされた後モニタ３２に表示される。
【００４２】
システム制御部９はＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）と記憶回路を含んでいる。また、システム制御部９は入力部７からのコマンド信号に従って超音波送信部２、超音波受信部３、Ｂモード処理部４、ドプラモード処理部５、画像計測部６、等の各ユニットの制御やシステム全体の制御を統括して行う。特に、ＣＰＵに対して入力部７は操作者の入力したコマンド信号を供給する。また記憶回路２８には装置出荷時に設定される各種制御データや、操作者が入力部７から入力した撮影条件などが保存される。
【００４３】
次に、図１および図２を用いて本発明の第１の実施の形態における連続画像データの収集手順を説明する。なお、図２は１つの撮影条件における連続画像データの収集手順を示すフローチャートである。もう１つの撮影条件における連続画像データの収集については図２に示す手順と同様にして実現可能である。
【００４４】
図２は本発明の第１の実施の形態における連続画像データの収集手順の一例を示すフローチャートである。画像データの収集に先立ち、操作者は入力部７を用いて、使用する超音波プローブ１を選択する。さらに操作者は入力部７を用いて装置の撮影条件や動画像データの収集区間あるいは収集枚数等を設定する。これらの設定値はシステム制御部９の図示しない記憶回路に送られ保存される（ステップＳ１）。本実施の形態では心臓用のセクタプローブを超音波プローブ１として選択して４腔像と２腔像についての連続画像データを収集する。各々の画像データ収集区間は数心拍区間とする。操作者によるこれらの設定が終了すると、この設定条件に従った撮影モードが自動的に設定される。
【００４５】
操作者は、心臓の４腔像の撮影に最適な位置に超音波プローブ１の先端を固定し、最初（画像番号：ｍ＝１）の４腔像の画像データ（Ｉｘ１）収集のための走査を開始する。なお、最初の４腔像の画像データ（Ｉｘ１）は所定の時刻（タイミング）（ｔ＝ｔ１）に得られるものとする（ステップＳ２）。なお、実際には操作者は以下と同様な手順により２次元画像データをモニタ上で観察しながら上記の最適位置を決定する場合が多いかもしれない。
【００４６】
超音波の送信において、レートパルス発生器１１はシステム制御部９からの制御信号に同期し、被検体内に放射される超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを送信遅延回路１２に供給する。送信遅延回路１２は送信に使用される超音波振動子とほぼ同数の独立な遅延回路から構成されている。また、送信遅延回路１２は、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を収束するための遅延時間と、所定の方向（θ：θ＝θ１）に超音波を送信するための遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスをパルサ１３に供給する。なお、最初の４腔像の画像データ（Ｉｘ１）の収集にあたり、当該送信はＮ方向において行われる。従って、上記方向（θ１）は単に第１（ｎ＝１）の方向に過ぎない。
【００４７】
パルサ１３は送信遅延回路１２同様、送信に使用される超音波振動子とほぼ同数の独立な駆動回路を有しており、レートパルスの駆動によって発生する超音波振動子駆動パルスによって、超音波プローブ１に内蔵されている超音波振動子を駆動し、被検体に超音波パルスを放射する。
【００４８】
被検体内に放射された超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる被検体内の臓器間の境界面あるいは組織にて反射する。またこの超音波が心臓壁や血球などの動きのある反射体で反射する場合は、その超音波周波数はドプラ偏移を受ける。
【００４９】
被検体組織内にて反射した超音波は送信時と同じ超音波振動子によって受信されて電気信号に変換される。この受信信号は受信に使用される超音波振動子とほぼ同数の独立な増幅要素からなるプリアンプ１４にて増幅され、受信に使用される超音波振動子と同数の遅延回路からなる受信遅延回路１５に送られる。
【００５０】
受信遅延回路１５は、受信において細いビーム幅を得るために所定の深さからの超音波を収束するための遅延時間と、超音波ビームに対して所定の方向（θ１）に強い受信指向性をもたせて受信するための遅延時間とを受信信号に与える。遅延時間が与えられた受信信号は加算器１６に送られる。加算器１６はプリアンプ１４及び受信遅延回路１５を介して入力される複数の受信信号を加算合成し、１つの受信信号に纏めた後、Ｂモード処理部４とドプラモード処理部５に送る（ステップＳ３）。
【００５１】
次に、Ｂモード画像を収集する場合には、Ｂモード処理部４に送られた加算器１６の出力に対し、対数変換器１７により対数変換が行われる。対数変換が行われた信号は包絡線検波器１８にて包絡線検波が行われる。検波された信号は続いてＡ／Ｄ変換器１９によりＡ／Ｄ変換が行われる。変換されたデジタル信号は画像計測部６の記憶回路２８を介して第１の方向のＢモード画像データとして表示用メモリ３０に保存される（ステップＳ４−１）。
【００５２】
一方、ドプラモード処理部５において超音波受信信号のドプラ偏移を求めるために、システム制御部８は同一方向（θ１）に連続的に複数回超音波の送受信を行い、このとき得られる受信信号に対してＦＦＴ分析を行う。
【００５３】
ドプラモード処理部５は加算器１６の出力に対してミキサ２２−１、２２−２およびローパスフィルタ２３−１、２３−２を用いて直交位相検波して複素信号に変換しＡ／Ｄ変換器２４−１、２４−２にてデジタル信号に変換した後、ドプラ信号記憶回路２５に保存する。同一送受信方向（θ１）にて複数回の走査によって得られる受信信号について同様な処理を行い、ドプラ信号記憶回路２５には複数個の検波デジタルデータが保存される。ＦＦＴ分析器２６はドプラ信号記憶回路２５に保存された複数個の検波デジタルデータに対して周波数スペクトルを求める。さらに演算器２７はＦＦＴ分析器２６から収束される周波数スペクトルに対して、その中心（組織や血流の平均速度）を算出し、その演算結果は第１の方向のドプラモード画像データとして表示用メモリ３０に保存される（ステップＳ４−２）。
【００５４】
ステップＳ４−１及びＳ４−２における保存の後、前記所定の方向（θ１）は式：θ＝θ＋Δθに従う方法で第２の所定の方向に変更される。すなわち、変更前の所定の方向（θ＝θ１）に対して変更後の所定の方向はθ１＋Δθとなる。走査方向の数をｎで表すとき、ｎ＝ｎ＋１とすると、前記変更後の所定の方向（θ１＋Δθ）は第２（ｎ＝２）の方向となる（ステップＳ５）。
【００５５】
ステップＳ４−１、Ｓ４−２、及びＳ５において説明した処理はｎ＝Ｎとなるまで、すなわちＮ方向（前記所定の方向：θ１からＮ番目の方向：θ１＋（Ｎ−１）Δθ）について同様の処理が行われるまで繰り返されることになる。このように超音波の送受信方向をΔθずつ順次更新させながらθ１＋（Ｎ−１）ΔθまでＮ方向の走査によって上記と同様な手順で超音波の送受信を行い、被検体内をリアルタイム走査する。このとき、システム制御部９はその制御信号によって送信遅延回路１２および受信遅延回路１５の遅延時間を上記Ｎ個の超音波送受信方向に対応させて順次切り替えながら、Ｎ方向のＢモード画像データ、Ｎ方向のドプラモード画像データの各々をステップＳ４−１、Ｓ４−２において収集する。
【００５６】
システム制御部９は、ステップＳ４−１、Ｓ４−２において得られるＢモード画像データとドプラモード画像データを表示用メモリ３０に順次保存する。Ｎ方向の走査が終了した時点でＮ方向のＢモード画像データに基づいて１枚の（１フレーム分の）Ｂモード画像データが生成される。この生成されるＢモード画像（フレーム）データは第１のＢモード画像（Ｉｘｍ＝Ｉｘ１）となる。同様に、Ｎ方向のドプラモード画像データに基づいて１枚の（１フレーム分の）ドプラモード画像データが生成される。この生成されるドプラモード画像（フレーム）データは第１のドプラモード画像となる。さらに、第１のＢモード画像Ｉｘ１及び第１のドプラモード画像に基づいてこれらを合成して得られる第１の合成画像データが生成される。この第１の合成画像データは表示回路３１を介してモニタ３２に表示される。また、上記第１のＢモード画像データと第１のドプラモード画像データ、さらには第１の合成画像データは記憶回路２８において保存される（ステップＳ７）。なお、第１のＢモード画像データＩｘ１及び／又は第１のドプラモード画像データもモニタ３２に表示されるようにしてもよい。
【００５７】
第１の合成画像データの表示及び保存の後、画像番号ｍをｍ＝ｍ＋１により更新すると、第２の合成画像データのための手順が準備される。これにより、上記と全く同様な手順によって、４腔像についての第２のＢモード画像データ（Ｉｘｍ＝Ｉｘ２）、第２のドプラモード画像データ、及び第２の合成画像データが所定の時刻（タイミング）（ｔ＝ｔｍ＝ｔ２）において収集されることになる（ステップＳ８）。
【００５８】
上記ステップＳ３乃至Ｓ８による手順はさらなるＢモード画像データ、ドプラモード画像データ、及び合成画像データの収集のために繰り返されることになる。その収集において、Ｍ番目の合成画像データが収集されると、ステップＳ８において画像番号ｍが１つ増えてｍ＝Ｍ＋１となる。このｍの値はステップＳ９において判断される。
【００５９】
このようにして、Ｍ個のＢモード画像データ（以下、第１の連続Ｂモード画像データと称す）（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）、Ｍ個のドプラモード画像データ（以下、第１の連続ドプラモード画像データと称す）、及びＭ個の合成画像データ（以下、第１の連続画像データと称す）が所定の時刻ｔ１及びｔＭの間の期間に収集される。この収集期間は複数の心拍（少なくとも２つのＲ波に対応する２つの心拍）を含むものである。２つのＲ波間に収集される画像枚数は通常３０乃至１００枚である。第１の連続画像データは表示用メモリ３０及び表示回路３１を介してモニタ３２に送られ、モニタ３２では第１の連続画像データが第１の連続画像としてリアルタイムに連続的に表示される。第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）、第１の連続ドプラモード画像データ、及び第１の連続画像データは記憶回路２８に保存される。なお、第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）及び／又は第１の連続ドプラモード画像データもモニタ３２に表示されるようにしてもよい。前記保存等が完了すると、４腔像の超音波画像撮影は終了する（ステップＳ１０）。
【００６０】
心臓の２腔像の撮影においても図２のフローチャートとほぼ同様な手順に従って画像データを収集する。２腔像の撮影に対し、操作者は超音波プローブ１を４腔像の撮影をした位置から同プローブの軸の周りに約９０度回転させる必要があるかもしれない。さらに、必要に応じて被検体の体表に当てている位置や角度、方向等についても若干調整してもよい。このようにして、２腔像の撮影のための位置が決まると、システム制御部９は、２腔像についての複数のＢモード画像データ、複数のドプラモード画像データ、及び複数の合成画像データを得るために、超音波診断装置の各部を制御する。
【００６１】
例えば、Ｂモード画像データの画像枚数が第１の連続Ｂモード画像データの枚数（Ｍ）と同じ場合、Ｍ個のＢモード画像データは、第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｙＭ）と同様に、第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）と定義付けることができる。なお、場合によって、第２の連続Ｂモード画像データの数は第１の連続Ｂモード画像データの数（Ｍ）と異なるようであってもよいのは言うまでも無い。２腔像についてのドプラモード画像データの枚数は第２の連続Ｂモード画像データの枚数（Ｍ）と同じであってもよく、この場合、Ｍ個のドプラモード画像データは第２の連続ドプラモード画像データと称することができる。さらに、２腔像における合成画像データの数についても第２の連続Ｂモード画像データの枚数（Ｍ）と同じであってもよく、この場合、Ｍ個の合成画像データは第２の連続画像データと称することができる。
【００６２】
第２の連続画像データは表示用メモリ３０及び表示回路３１を介してモニタ３２に送られる。モニタ３２では第２の連続画像データが第２の連続画像としてリアルタイムに連続的に表示される。第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）、第２の連続ドプラモード画像データ、及び第２の連続画像データは記憶回路２８に保存される。なお、第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）及び／又は第２の連続ドプラモード画像データもモニタ３２に表示されるようにしてもよい。前記保存等が完了すると、２腔像の超音波画像撮影は終了する。
【００６３】
以上のようにして２種類の連続画像データ（第１及び第２の連続画像データ）が得られると、次に、プロセッサ２９は心腔容積の計測に基づいて第１の連続画像データの時相（以下、第１の時相と称す）及び第２の連続画像データの時相（以下、第２の時相と称す）とを合せる。このような時相合せは図１及び図３乃至６を参照しながら説明する。図３は本発明の第１の実施の形態における時相合せの手順の一例を示すフローチャートである。また、図４は本発明の第１の実施の形態における心腔内容積の算出方法の一例を示す図である。詳しくは、図４（Ａ）は本発明の第１の実施の形態に係る心腔内容積の計測を説明するための第１の連続Ｂモード画像データのうちの１画像の例を示す図であり、４腔像に示される左室についての容積計測方法を示すものである。また、図４（Ｂ）は本発明の第１の実施の形態に係る心腔内容積の計測に係る円柱モデルの例を示す図である。
【００６４】
画像計測部６のプロセッサ２９は記憶回路２８に保存された第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）の中から最初（第１）の４腔像のＢモード画像データ（Ｉｘ１）を読み出す（ステップＳ１１）。プロセッサ２９は輪郭抽出法を用いて第１のＢモード画像データ（Ｉｘ１）における心腔内壁を抽出する。この輪郭抽出法として、例えば既に公知となっているＡｕｔｏｍａｔｅｄ−Ｃｏｎｔｏｕｒ−Ｔｒａｃｋｉｎｇ（ＡＣＴ）法（西浦正英　他、“ＡＣＴ法を用いた超音波心壁輪郭の自動抽出”、メディカルレビュー７１号、ＰＰ．５０−５４、（１９９８））を用いる。
【００６５】
図４（Ａ）において、プロセッサ２９はこの輪郭抽出法によって得られる内壁の輪郭線から弁輪部を検出し、この弁輪部の位置を基準に心腔の長軸方向に長軸５２を設定する。さらに、長軸５２に沿った心腔内壁の高さが例えばｈである場合、前記長軸５２の長さをｈと見ることができる。ここで、この長軸５２を所定の分割点ｈｊ（ｊ＝１〜Ｊ）にて均等間隔ΔｈでＪ分割（Δｈ＝ｈ／Ｊ、例えば、Ｊ＝２０）すると、心腔内は長軸５２に沿った高さΔｈのＪ個のブロックの集合体として扱うことができる。各分割点ｈｊにおいて長軸５２に対して垂直に垂線を引き、例えばある分割点ｈｊにおいて引いた垂線が心腔内壁と交わる点を交点Ｃ１、Ｃ２とするとプロセッサ２９は交点Ｃ１及び交点Ｃ２の長さＡｊを計算する。なお、これら長さｈ、Ａｊ、その他関連するデータは必要に応じて記憶回路２８の付随メモリに保存される。
【００６６】
上記条件の下、Ｊ個のブロックのうちのあるブロックｊは高さΔｈ、直径Ａｊの底面からなる円柱と仮定することができる。この場合、ブロックｊの容積ＶＡｊは次の式により近似することができる。
【００６７】
ＶＡｊ＝Δｈ×π（Ａｊ／２）２
Ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法による上記仮定においては、第１のＢモード画像データ（Ｉｘ１）における心腔内容積Ｖｘ１は図４（Ｂ）に示されるようにＪ個のブロック全てについての容積ＶＡｊの和の結果（Ｖｘ１＝ＶＡ１＋ＶＡ２＋・・・＋ＶＡｊ）として近似することができる。これは次の式で表される。
【００６８】
Ｖｘ１＝ΣＶＡｊ（ｊ＝１〜Ｊ）
＝ΣΔｈ×π（Ａｊ／２）２（ｊ＝１〜Ｊ）　・・・（１）
Ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法を用いた心腔容積の計測（算出）については（竹内陽史郎他、“心腔の大きさの正確な撮り方２）両心房”、心エコーＶｏｌ．２、Ｎｏ．３　Ｐ．１９２−１９７、（２００１））に詳しく記載されているので、ここでは前記計測（算出）に係る詳細な説明は省略する。
【００６９】
図５は本発明の第１の実施の形態における心腔内容積の算出方法の一例を詳細に示す図である。図５から分かるように、より正確な心腔内容積を得るためには上記直径Ａｊは以下のようにして算出することができる。
【００７０】
Ｊ個のブロックのうち或るブロックｊは通常、完全な円柱ではない。すなわち、ブロックｊは直径ａｊ（ｊ＝１〜Ｊ）を有する円と仮定できる底面と直径ａｊ−１を有する円と仮定できる上面を有するものとなる。ｊが奇数であるとき、直径ａｊは奇数番目の面の直径となり、直径ａｊ−１は偶数番目の面の直径となる。同様に、ｊが偶数であるとき、直径ａｊは偶数番目の面の直径となり、直径ａｊ−１は奇数番目の面の直径となる。上述したように、ブロックｊの高さはΔｈ（Δｈ＝ｈ／ｊ）と定義できる。従って、ブロックｊの高さΔｈ／２の位置での直径（Ａｊ）を前記上面と前記底面のそれぞれについての近似した直径とみなすと仮定すると、直径Ａｊは（ａｊ−１＋ａｊ）／２と表すことができる。これはブロックｊが高さΔｈ、直径Ａｊ（Ａｊ＝（ａｊ−１＋ａｊ）／２）の底面からなら円柱とみなすことができることを意味する。従って、前記式（１）は次の式（２）で置き換えることが可能となる。
【００７１】
Ｖｘ１＝ΣΔｈ×π（（（ａｊ−１＋ａｊ）／２）／２）２（ｊ＝１〜Ｊ）　・・・（２）
高さΔｈはΔｈ＝ｈ／Ｊと定義されているので、式（２）の容積Ｖｘ１はさらに次の式（３）のように書き換えることができる。
【００７２】
Ｖｘ１＝（πｈ／１６）Σ（ａｊ−１＋ａｊ）２（ｊ＝１〜Ｊ）　・・・（３）
プロセッサ２９は上記計算において算出された心腔内容積Ｖｘ１を記憶回路２８に送る。記憶回路２８では心腔内容積Ｖｘ１が付随メモリに保存される（ステップＳ１２）。
【００７３】
第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）に含まれる４腔像の第１のＢモード画像データ（Ｉｘ１）に対する心腔内容積の計測（計算）が終了すると、次に第２のＢモード画像データ（Ｉｘ２）がプロセッサ２９により記憶回路２８から読み出される。再び、プロセッサ２９は輪郭抽出法を用いて第２のＢモード画像データＩｘ２について心腔内壁を抽出する。第２のＢモード画像データＩｘ２における心腔内壁抽出の対象となる心腔は第１のＢモード画像データＩｘ１における心腔と同じとなる。以下、同様の手順を繰り返すことで、プロセッサ２９は第３のＢモード画像データ乃至第Ｍ番目のＢモード画像データに対する心腔内容積Ｖｘ３乃至ＶｘＭも得る。前記心腔内容積Ｖｘ２も含め、心腔内容積Ｖｘ２乃至ＶｘＭは各々の収集に応じて順次、記憶回路２８の付随メモリに保存される（ステップＳ１１乃至Ｓ１２）。
【００７４】
プロセッサ２９は引き続いて記憶回路２８に保存された第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）の中から最初（第１）の２腔像のＢモード画像データ（Ｉｙ１）を読み出す（ステップＳ１３）。プロセッサ２９は輪郭抽出法を用いて第１のＢモード画像データ（Ｉｙ１）における心腔内壁を抽出する。第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）において輪郭抽出の対象となる心腔は第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）における対象と同じとなる。心腔内壁は、例えば、プロセッサ２９によりＡＣＴ法を用いて抽出することができる。第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）に対して記載したように、プロセッサ２９はこの輪郭抽出法によって得られる内壁の輪郭線から弁輪部を検出し、この弁輪部の位置を基準に心腔の長軸方向に長軸を設定する。さらに、長軸に沿った心腔内壁の高さが例えばｈである場合、前記長軸の長さをｈと見ることができる。ここで、この長軸を所定の分割点ｈｊ（ｊ＝１〜Ｊ）にて均等間隔ΔｈでＪ分割（Δｈ＝ｈ／Ｊ、例えば、Ｊ＝２０）すると、心腔内は長軸に沿った高さΔｈのＪ個のブロックの集合体として扱うことができる。各分割点ｈｊにおいて長軸に対して垂直に垂線を引き、例えばある分割点ｈｊにおいて引いた垂線が心腔内壁と交わる点を交点とするとプロセッサ２９はこの交点間の長さＢｊを計算する。なお、これら長さｈ、Ｂｊ、その他関連するデータは必要に応じて記憶回路２８の付随メモリに保存される。
【００７５】
上記条件の下、Ｊ個のブロックのうちのあるブロックｊは高さΔｈ、直径Ｂｊの底面からなる円柱と仮定することができる。この場合、ブロックｊの容積ＶＢｊは次の式により近似することができる。
【００７６】
ＶＢｊ＝Δｈ×π（Ｂｊ／２）２
Ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法による上記仮定においては、第１のＢモード画像データ（Ｉｙ１）における心腔内容積Ｖｙ１はＪ個のブロック全てについての容積ＶＢｊの和の結果（Ｖｙ１＝ＶＢ１＋ＶＢ２＋・・・＋ＶＢｊ）として近似することができる。これは次の式で表される。
【００７７】
Ｖｙ１＝ΣＶＢｊ（ｊ＝１〜Ｊ）＝ΣΔｈ×π（Ｂｊ／２）２（ｊ＝１〜Ｊ）　・・・（４）
図６は本発明の第１の実施の形態における心腔内容積の算出方法に係る４腔像および２腔像の画像の一例を示す図である。図６（ａ）は第１の連続Ｂモード画像の１つを示している。また、図６（ｂ）は第２の連続Ｂモード画像の１つを示している。第１の連続Ｂモード画像の場合と同様に、より正確な心腔内容積を得るためには上記直径Ｂｊは以下のようにして算出することができる。
【００７８】
Ｊ個のブロックのうち或るブロックｊは通常、完全な円柱ではない。すなわち、ブロックｊは直径ｂｊ（ｊ＝１〜Ｊ）を有する円と仮定できる底面と直径ｂｊ−１を有する円と仮定できる上面を有するものとなる。ｊが奇数であるとき、直径ｂｊは奇数番目の面の直径となり、直径ｂｊ−１は偶数番目の面の直径となる。同様に、ｊが偶数であるとき、直径ｂｊは偶数番目の面の直径となり、直径ｂｊ−１は奇数番目の面の直径となる。上述したように、ブロックｊの高さはΔｈ（Δｈ＝ｈ／ｊ）と定義できる。従って、ブロックｊの高さΔｈ／２の位置での直径（Ｂｊ）を前記上面と前記底面のそれぞれについての近似した直径とみなすと仮定すると、直径Ｂｊは（ｂｊ−１＋ｂｊ）／２と表すことができる。これはブロックｊが高さΔｈ、直径Ｂｊ（Ｂｊ＝（ｂｊ−１＋ｂｊ）／２）の底面からなら円柱とみなすことができることを意味する。従って、前記式（４）は次の式（５）で置き換えることが可能となる。
【００７９】
Ｖｙ１＝ΣΔｈ×π（（（ｂｊ−１＋ｂｊ）／２）／２）２（ｊ＝１〜Ｊ）　・・・（５）
高さΔｈはΔｈ＝ｈ／Ｊと定義されているので、式（５）の容積Ｖｙ１はさらに次の式（６）のように書き換えることができる。
【００８０】
Ｖｙ１＝（πｈ／１６）Σ（ｂｊ−１＋ｂｊ）２（ｊ＝１〜Ｊ）　・・・（６）
プロセッサ２９は上記計算において算出された心腔内容積Ｖｙ１を記憶回路２８に送る。記憶回路２８では心腔内容積Ｖｙ１が付随メモリに保存される（ステップＳ１４）。
【００８１】
第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）に含まれる２腔像の第１のＢモード画像データ（Ｉｙ１）に対する心腔内容積の計測（計算）が終了すると、次に第２のＢモード画像データ（Ｉｙ２）がプロセッサ２９により記憶回路２８から読み出される。再び、プロセッサ２９は輪郭抽出法を用いて第２のＢモード画像データＩｙ２について心腔内壁を抽出する。第２のＢモード画像データＩｙ２における心腔内壁抽出の対象となる心腔は第１のＢモード画像データＩｙ１における心腔と同じとなる。以下、同様の手順を繰り返すことで、プロセッサ２９は第３のＢモード画像データ乃至第Ｍ番目のＢモード画像データに対する心腔内容積Ｖｙ３乃至ＶｙＭも得る。前記心腔内容積Ｖｙ２も含め、心腔内容積Ｖｙ２乃至ＶｙＭは各々の収集に応じて順次、記憶回路２８の付随メモリに保存される（ステップＳ１３乃至Ｓ１４）。
【００８２】
４腔像における心腔内容積Ｖｘ１乃至ＶｘＭ及び２腔像における心腔内容積Ｖｙ１乃至ＶｙＭの双方が得られると、システム制御部９はこれら心腔内容積Ｖｘ１乃至ＶｘＭ及びＶｙ１乃至ＶｙＭを一旦、表示用メモリ３０に保存するよう制御する。保存された心腔内容積Ｖｘ１乃至ＶｘＭ及びＶｙ１乃至ＶｙＭは表示回路３１を介してモニタ３２に容積変化曲線として表示される（ステップＳ１５）。
【００８３】
図７は本発明の第１の実施の形態における４腔像と２腔像、及びこれらから得られる容積変化曲線の一例を示す図である。図７（ａ）は４腔像に係る第１の連続Ｂモード画像データを示す。図７（ａ）は更に第１の連続Ｂモード画像データ容積変化曲線を示すものである。図７（ｂ）は２腔像に係る第２の連続Ｂモード画像データを示す。図７（ｂ）は更に第２の連続Ｂモード画像データ容積変化曲線を示すものである。図７（ａ）の容積変化曲線では、式（３）を第１の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データに適用することによって算出された容積が第１の連続Ｂモード画像データの各画像データの収集に沿って時系列に描かれている。同様に、図７（ｂ）の容積変化曲線では、式（６）を第２の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データに適用することによって算出された容積が第２の連続Ｂモード画像データの各画像データの収集に沿って時系列に描かれている。
【００８４】
第１の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データは間隔Ｔｘ置きに収集されるものとする。また、第２の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データは間隔Ｔｙ置きに収集されるものとする。図７（ａ）に示される容積変化曲線では、時刻（時相）ｔｘ１１における第１のピークが第１の４腔像拡張末期と判断される。この第１のピークは例えば第１の連続Ｂモード画像データのうち時間的に最初に算出容積Ｖｘが最大となる時である。また、時相ｔｘ１２における第２のピークが第２の４腔像拡張末期と判断される。この第２のピークは例えば第１の連続Ｂモード画像データのうち時間的に２番目に算出容積Ｖｘが最大となる時である。一方、時相ｔｘ２１における第１の谷が第１の４腔像収縮末期と判断される。この第１の谷は例えば第１の連続Ｂモード画像データのうち時間的に最初に算出容積Ｖｘが最小となる時である。また、時相ｔｘ２２における第２の谷が第２の４腔像収縮末期と判断される。この第２の谷は例えば第１の連続Ｂモード画像データのうち時間的に２番目に算出容積Ｖｘが最小となる時である。
【００８５】
第１の４腔像拡張末期ｔｘ１１と第１の４腔像収縮末期ｔｘ２１との間の期間は第１の４腔像収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］と判断される。また、第２の４腔像拡張末期ｔｘ１２と第２の４腔像収縮末期ｔｘ２２との間の期間は第２の４腔像収縮期［ｔｘ１２−ｔｘ２２］と判断される。さらに、第１の４腔像収縮末期ｔｘ２１と第２の４腔像拡張末期ｔｘ１２との間の期間は４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］と判断される。
【００８６】
図７（ａ）と同様に、図７（ｂ）に示される容積変化曲線では、時刻（時相）ｔｘ１１’における第１のピークが第１の２腔像拡張末期と判断される。この第１のピークは例えば第２の連続Ｂモード画像データのうち時間的に最初に算出容積Ｖｘが最大となる時である。また、時相ｔｘ１２’における第２のピークが第２の２腔像拡張末期と判断される。この第２のピークは例えば第２の連続Ｂモード画像データのうち時間的に２番目に算出容積Ｖｘが最大となる時である。一方、時相ｔｘ２１’における第１の谷が第１の２腔像収縮末期と判断される。この第１の谷は例えば第２の連続Ｂモード画像データのうち時間的に最初に算出容積Ｖｘが最小となる時である。また、時相ｔｘ２２’における第２の谷が第２の２腔像収縮末期と判断される。この第２の谷は例えば第２の連続Ｂモード画像データのうち時間的に２番目に算出容積Ｖｘが最小となる時である。
【００８７】
第１の２腔像拡張末期ｔｘ１１’と第１の２腔像収縮末期ｔｘ２１’との間の期間は第１の２腔像収縮期［ｔｘ１１’−ｔｘ２１’］と判断される。また、第２の２腔像拡張末期ｔｘ１２’と第２の２腔像収縮末期ｔｘ２２’との間の期間は第２の２腔像収縮期［ｔｘ１２’−ｔｘ２２’］と判断される。さらに、第１の２腔像収縮末期ｔｘ２１’と第２の２腔像拡張末期ｔｘ１２’との間の期間は２腔像拡張期［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］と判断される。
【００８８】
前記第１の連続Ｂモード画像データの前記時刻（時相）や期間を判断するために、プロセッサ２９は第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）を読み出す。プロセッサ２９は心腔内容積Ｖｘ１乃至ＶｘＭのうち１以上のピーク（最大）値及び１以上の谷（最小）値を検出する。１以上のピーク（最大）値Ｖｍａｘが検出されると、プロセッサ２９は当該ピーク値Ｖｍａｘを有するＢモード画像データを認識することができる。これにより、プロセッサ２９は第１の４腔像拡張末期ｔｘ１１及び第２の４腔像拡張末期ｔｘ１２のような拡張末期を判断することができる。同様に、１以上の谷（最小）値Ｖｍｉｎが検出されると、プロセッサ２９は当該谷値Ｖｍｉｎを有するＢモード画像データを認識することができる。これにより、プロセッサ２９は第１の４腔像収縮末期ｔｘ２１及び第２の４腔像収縮末期ｔｘ２２のような収縮末期を判断することができる。
【００８９】
前記第１及び第２の４腔像拡張末期ｔｘ１１、ｔｘ１２及び第１及び第２の４腔像収縮末期ｔｘ２１、ｔｘ２２の判断は第１及び第２の４腔像収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］、［ｔｘ１２−ｔｘ２２］並びに４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］の判断につながるものとなる。これらの期間の判断に応じて、すなわち、これら拡張期や収縮期が決定されると、プロセッサ２９は各期間に含まれる心腔内容積データの数（すなわち、Ｂモード画像データの数）を判断する。この画像数の判断は期間の判断に応じて、実質的に自動的に達成されるようにしてもよい。
【００９０】
４腔像の場合と同様、前記第２の連続Ｂモード画像データの前記時刻（時相）や期間を判断するために、プロセッサ２９は第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）を読み出す。プロセッサ２９は心腔内容積Ｖｙ１乃至ＶｙＭのうち１以上のピーク（最大）値及び１以上の谷（最小）値を検出する。１以上のピーク（最大）値Ｖｍａｘが検出されると、プロセッサ２９は当該ピーク値Ｖｍａｘを有するＢモード画像データを認識することができる。これにより、プロセッサ２９は第１の２腔像拡張末期ｔｘ１１’及び第２の２腔像拡張末期ｔｘ１２’のような拡張末期を判断することができる。同様に、１以上の谷（最小）値Ｖｍｉｎが検出されると、プロセッサ２９は当該谷値Ｖｍｉｎを有するＢモード画像データを認識することができる。これにより、プロセッサ２９は第１の２腔像収縮末期ｔｘ２１’及び第２の２腔像収縮末期ｔｘ２２’のような収縮末期を判断することができる。
【００９１】
前記第１及び第２の２腔像拡張末期ｔｘ１１’、ｔｘ１２’及び第１及び第２の２腔像収縮末期ｔｘ２１’、ｔｘ２２’の判断は第１及び第２の２腔像収縮期［ｔｘ１１’−ｔｘ２１’］、［ｔｘ１２’−ｔｘ２２’］並びに２腔像拡張期［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］の判断につながるものとなる。これらの期間の判断に応じて、すなわち、これら拡張期や収縮期が決定されると、プロセッサ２９は各期間に含まれる心腔内容積データの数（すなわち、Ｂモード画像データの数）を判断する。この画像数の判断は期間の判断に応じて、実質的に自動的に達成されるようにしてもよい（ステップＳ１６）。
【００９２】
プロセッサ２９はＢモード画像データの数の判断に基づいて時相合せを開始する。時相合せは第１及び第２の連続Ｂモード画像データ間における収縮期において実施するものとする。さらに、時相合せは第１及び第２の連続Ｂモード画像データ間における拡張期において実施するものとする。本実施の形態においては第２の連続Ｂモード画像データの時相が第１の連続Ｂモード画像データの時相に合わせられるものとする。すなわち、第２の連続Ｂモード画像データの時相は第１の連続Ｂモード画像データの時相に基づいて調整されることになる。
【００９３】
図８は本発明の第１の実施の形態における時相合せ方法の一例を示す図である。図８（ａ）は４腔像拡張期に属する第１の連続Ｂモード画像データの数と第１の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線との間の関係を示している。図８（ｂ）は２腔像拡張期に属する第２の連続Ｂモード画像データの数と第２の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線との間の関係を示している。また、図８（ｃ）は４腔像拡張期に属する第１の連続Ｂモード画像データの時相と２腔像拡張期に属する第２の連続Ｂモード画像データの時相との間の調整（時相合せ）を示している。
【００９４】
一般的に、拡張期に属する（Ｂモード）画像データの数はおよそ２０乃至６５枚程度と言われており、その枚数は１つのＲ波区間に収集される画像枚数によって異なる。また、この拡張期に属する（Ｂモード）画像データの数は通常１つのＲ波区間に収集される画像枚数の約２／３に相当するが、収縮期に属する（Ｂモード）画像データの数よりも心拍数に左右されやすいものである。
【００９５】
４腔像拡張期に属するＢモード画像データの数（以下、４腔像拡張期画像データの数と称する）をここではＭｘｄと定義する。さらに、第１の４腔像収縮期に属するＢモード画像データの数（以下、４腔像収縮期画像データの数と称する）をここではＭｘｓと定義する。また、第１の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データ間の収集間隔（以下、第１の収集間隔と称する）をここではＴｘと定義する。
【００９６】
同様に、第２の連続Ｂモード画像データに関しても、２腔像拡張期に属するＢモード画像データの数（以下、２腔像拡張期画像データの数と称する）をここではＭｙｄと定義する。さらに、第１の２腔像収縮期に属するＢモード画像データの数（以下、２腔像収縮期画像データの数と称する）をここではＭｙｓと定義する。また、第２の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データ間の収集間隔（以下、第２の収集間隔と称する）をここではＴｙと定義する。
【００９７】
上記条件の下、４腔像拡張期及び２腔像拡張期の間の補正係数Ｋｄは次の式で表される。
【００９８】
Ｋｄ＝（Ｍｙｄ×Ｔｙ）／（Ｍｘｄ×Ｔｘ）　・・・（７）
同様に、第１の４腔像拡張期及び第１の２腔像拡張期の間の補正係数Ｋｓは次の式で表される。
【００９９】
Ｋｓ＝（Ｍｙｓ×Ｔｙ）／（Ｍｘｓ×Ｔｘ）　・・・（８）
しかしながら、第１の収集間隔Ｔｘは通常、第２の収集間隔Ｔｙと等しい。従って、上記式（７）は次の式（９）のように書き換えられる。
【０１００】
Ｋｄ＝Ｍｙｄ／Ｍｘｄ　・・・（９）
同様に、上記式（８）は次の式（１０）のように書き換えられる。
【０１０１】
Ｋｓ＝Ｍｙｓ／Ｍｘｓ　・・・（１０）
前述のように、４腔像拡張期画像データＭｘｄの数及び４腔像収縮期画像データＭｘｓの数は第１の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線に基いて容易に（自動的に）得ることができる。また、２腔像拡張期画像データＭｙｄの数及び２腔像収縮期画像データＭｙｓの数は第２の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線に基いて容易に（自動的に）得ることができる。一方、第１の収集間隔Ｔｘ及び第２の収集間隔Ｔｙは超音波診断装置のレート周波数や走査線数などに依存し、これらは通常、超音波診断装置の初期設定によって決定される。
【０１０２】
例えば、２腔像拡張期［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］におけるβｄ番目のＢモード画像データ（すなわち、第１の２腔像収縮末期ｔｘ２１’からβｄ番目のＢモード画像データ）が、時相合せの結果、４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］におけるαｄ番目のＢモード画像データ（すなわち、第１の４腔像収縮末期ｔｘ２１からαｄ番目のＢモード画像データ）に対応するものであるとき、βｄ番目のＢモード画像データは次の式（１１）で算出することができる。
【０１０３】
βｄ＝Ｋｄ×αｄ　・・・（１１）
なお、α、βは４腔像、２腔像の区別を表し、ｄは拡張期（Ｄｉａｓｔｏｌｉｃ
Ｐｅｒｉｏｄ）を示すものとする。
【０１０４】
同様に、例えば、２腔像収縮期［ｔｘ１１’−ｔｘ２１’］におけるβｓ番目のＢモード画像データ（すなわち、第１の２腔像拡張末期ｔｘ１１’からβｄ番目のＢモード画像データ）が、時相合せの結果、４腔像収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］におけるαｓ番目のＢモード画像データ（すなわち、第１の４腔像拡張末期ｔｘ１１からαｓ番目のＢモード画像データ）に対応するものであるとき、βｓ番目のＢモード画像データは次の式（１２）で算出することができる。
【０１０５】
βｓ＝Ｋｓ×αｓ　・・・（１２）
なお、ｓは収縮期（Ｓｙｓｔｏｌｉｃ　Ｐｅｒｉｏｄ）を示すものとする。
【０１０６】
なお、このような式（１１）、（１２）を用いた時相合せ計算は４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］及び第１の４腔像収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］に属する第１の連続Ｂモード画像データの全てのＢモード画像データに適用され得るものである（ステップＳ１７）。
【０１０７】
時相合せ計算による場合、式（１１）に基づいて得られるβｄや式（１２）に基づいて得られるβｓが整数値となることは比較的稀なことかもしれない。このような場合、実際には、拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］及び［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］に関しては、式（１１）に基づいて得られるβｄに最も近い番号の２腔像Ｂモード画像データがαｄ番目の４腔像Ｂモード画像データに対応するβｄ番目の２腔像Ｂモード画像データとして用いられることになる。なお、１の４腔像Ｂモード画像データに複数の２腔像Ｂモードデータ（或いは複数の４腔像Ｂモード画像データに１の２腔像Ｂモード画像データ）が対応してしまう場合は、因果律等に係る所定の規則（例えば、βｄが小数の場合に四捨五入を行う、複数の画像に対して小数結果が得られた場合にはより整数値に近い方を選択する、収集時間的により近い方を選択する、等）を予め設けておき、この規則に従って対応画像を定めるようにすればよい。同様に、第１の収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］及び［ｔｘ１１’−ｔｘ２１’］に関しては、式（１２）に基づいて得られるβｓに最も近い番号の２腔像Ｂモード画像データがαｓ番目の４腔像Ｂモード画像データに対応するβｓ番目の２腔像Ｂモード画像データとして用いられることになる。なお、上記同様、１の４腔像Ｂモード画像データに複数の２腔像Ｂモードデータ（或いは複数の４腔像Ｂモード画像データに１の２腔像Ｂモード画像データ）が対応してしまう場合は、因果律等に係る所定の規則（例えば、βｓが小数の場合に四捨五入を行う、複数の画像に対して小数結果が得られた場合にはより整数値に近い方を選択する、収集時間的により近い方を選択する、等）を予め設けておき、この規則に従って対応画像を定めるようにすればよい。
【０１０８】
図８（ｃ）は４腔像拡張期が２腔像拡張期よりも約２Ｔｘ（２枚の画像収集時間相当分）長い場合を示す例である。すなわち、４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］は２腔像拡張期［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］よりも２つのＢモード画像データを多く含んでいる。従って、４腔像拡張期画像データの数Ｍｘｄと２腔像拡張期画像データの数Ｍｙｄとの間の関係は式：Ｍｘｄ＝Ｍｙｄ＋２で表される。これにより、Ｍｙｄ番目の２腔像拡張期画像データは時相合せの結果として（Ｍｙｄ＋２）番目の４腔像拡張期画像データに対応するものとすることができる。２腔像拡張期［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］の端における（第２の２腔像拡張末期ＴＸ１２’における）Ｂモード画像データの時相は４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］の端における（第２の４腔像拡張末期ＴＸ１２における）Ｂモード画像データの時相と上述の方法により容易に合わせることができる。
【０１０９】
しかしながら、各期間の端（末期）におけるＢモード画像データ以外のＢモード画像データについては上述の方法（図８（ｃ）に示す方法）では正確に時相合せを行うことができない場合がある。正確な時相合せのためには、拡張期及び／又は収縮期が第１及び第２の連続Ｂモード画像データの間で異なる場合に第２の連続Ｂモード画像データの時相を第１の連続Ｂモード画像データの時相に合せることができる前述の式（１１）及び／又は（１２）の利用が有効である。
【０１１０】
ステップＳ１７における時相合せの後、プロセッサ２９は時相合せされた連続Ｂモード画像データ（すなわち、仮想の連続Ｂモード画像データ）を用いて心腔内容積を算出する。この容積計算は第１及び第２の連続Ｂモード画像データに関して既に計測された（算出された）データに基づいて行われる。４腔像拡張期におけるαｄ番目のＢモード画像データの心腔の直径ＡｊをＡ（αｄ）ｊと定義するものとする。また、第１の４腔像収縮期に関しては、第１の４腔像収縮期におけるαｓ番目のＢモード画像データの心腔の直径ＡｊをＡ（αｓ）ｊと定義する。同様に、２腔像拡張期におけるβｄ番目のＢモード画像データの心腔の直径ＢｊをＢ（βｄ）ｊと定義するものとする。また、第１の２腔像収縮期に関しては、第１の２腔像収縮期におけるβｓ番目のＢモード画像データの心腔の直径ＢｊをＢ（βｓ）ｊと定義する。
【０１１１】
前述において、４腔像（２腔像）のＢモード画像データにおける心腔内容積は式（１）（又は（４））を用いて算出したが、このような計算が時相合せされたＢモード画像データにおける心腔内容積の計算に適用される場合、式（１）（又は（４））は以下に示す式（１３）（又は（１５））に変更・置き換えをすることができる。
【０１１２】
４腔像拡張期におけるαｄ番目の４腔像Ｂモード画像データに対応する時相合せされたＢモード画像データの心腔内容積Ｖ（αｄ）は、次の式（１３）を用いて算出することができる。
【０１１３】
Ｖ（αｄ）＝ΣΔｈ×π（Ａ（αｄ）ｊ／２）（Ｂ（βｄ）ｊ／２）
（ｊ＝１〜Ｊ）　・・・（１３）
式（１１）より、βｄ＝Ｋｄ×αｄなので、式（１３）は次のように書き換えられる。
【０１１４】
Ｖ（αｄ）＝（πｈ／４）Σ（Ａ（αｄ）ｊ）（Ｂ（Ｋｄ・αｄ）ｊ）
（ｊ＝１〜Ｊ）　・・・（１４）
前述したように、補正係数Ｋｄは式（７）又は（９）により得られる。上記の場合、直径Ａ（αｄ）ｊ及びＢ（Ｋｄ・αｄ）ｊは以下のように表される。
【０１１５】
Ａ（αｄ）ｊ＝（ａ（αｄ）ｊ−１＋ａ（αｄ）ｊ）／２
Ｂ（Ｋｄ・αｄ）ｊ＝（ｂ（Ｋｄ・αｄ）ｊ−１＋ｂ（Ｋｄ・αｄ）ｊ）／２
また、第１の収縮期については、第１の４腔像収縮期におけるαｓ番目の４腔像Ｂモード画像データに対応する時相合せされたＢモード画像データの心腔内容積Ｖ（αｓ）は、次の式（１５）を用いて算出することができる。
【０１１６】
Ｖ（αｓ）＝ΣΔｈ×π（Ａ（αｓ）ｊ／２）（Ｂ（βｓ）ｊ／２）
（ｊ＝１〜Ｊ）　・・・（１５）
式（１２）より、βｓ＝Ｋｓ×αｓなので、式（１５）は次のように書き換えられる。
【０１１７】
Ｖ（αｓ）＝（πｈ／４）Σ（Ａ（αｓ）ｊ）（Ｂ（Ｋｓ・αｓ）ｊ）
（ｊ＝１〜Ｊ）　・・・（１６）
前述したように、補正係数Ｋｓは式（８）又は（１０）により得られる。上記の場合、直径Ａ（αｓ）ｊ及びＢ（Ｋｓ・αｓ）ｊは以下のように表される。
【０１１８】
Ａ（αｓ）ｊ＝（ａ（αｓ）ｊ−１＋ａ（αｓ）ｊ）／２
Ｂ（Ｋｓ・αｓ）ｊ＝（ｂ（Ｋｓ・αｓ）ｊ−１＋ｂ（Ｋｓ・αｓ）ｊ）／２
以上、説明したように、式（１４）及び（１６）に従うことで、各期間について、時相合せされたＢモード画像データにおける心腔内容積を得ることが可能となる。
【０１１９】
次に、本実施の形態に係る時相合せによる効果の参考例として、時相合せ前後の第１及び第２の連続Ｂモード画像データのそれぞれの容積変化曲線を図９を用いて説明する。図９は本発明の第１の実施の形態における時相合せ結果とその結果に基づく容積の変化曲線の一例を示す図である。より詳細には、図９（ａ−１）は時相合せ前の第１の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線の一例を示している。また、図９（ａ−２）は時相合せ後の第１の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線の一例を示している。同様に、図９（ｂ−１）は時相合せ前の第２の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線の一例を示している。また、図９（ｂ−２）は時相合せ後の第２の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線の一例を示している。さらに、図９（ｃ）は式（１４）及び（１６）に基づいて得られた連続Ｂモード画像データの容積変化曲線の一例を示している。
【０１２０】
２腔像拡張期の第２の連続Ｂモード画像データは、時相ずれにより４腔像拡張期の第１の連続Ｂモード画像データに比べて画像数が少なくなっている。図９に示すように、図９（ａ−１）の第２の４腔像拡張末期ｔｘ１２は図９（ｂ−１）の第２の２腔像拡張末期ｔｘ１２’と時相が一致していない。上述の時相時相合せの結果、第１及び第２の連続Ｂモード画像データ間の時相は、図９（ａ−２）（ｂ−２）に示すように、第２の２腔像拡張末期ｔｘ１２’が第２の４腔像拡張末期ｔｘ１２と一致するように修正される。これにより、式（１４）及び（１６）を用いた心腔内容積の計算が仮想的な連続Ｂモード画像データについて実施される。仮想的な連続Ｂモード画像データの容積変化曲線は図９（ｃ）に示されるグラフのように表される。
【０１２１】
以上、本発明の第１の実施の形態によれば、プロセッサ２９がＭｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法を第１及び第２の連続Ｂモード画像データに適用して心腔内容積の変化を計算する場合、プロセッサ２９は第１及び第２の連続Ｂモード画像データに基づいて得られた容積変化曲線からそれぞれの時相を検出する。さらに、プロセッサ２９はその検出結果に従って第１及び第２の連続Ｂモード画像データ間の時相を合わせる。従って、Ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法を適用する前に、第１及び第２の連続Ｂモード画像データはそれらの時相が実質的に一致するよう調整される。これにより、従来の計測と比較して正確な容積計測を行うことが可能となる。
（第２の実施の形態）
次に、本発明の第２の実施の形態について図２、及び１０乃至１４を用いて説明する。本発明の第１の実施の形態では、２つの異なる条件の下に得られた２種類の連続Ｂモード画像データについてそれぞれ様々な計測を実施する場合に当該２種類の連続Ｂモード画像データ間の時相を合わせることで測定の精度を向上させることについて説明した。本発明の第２の実施の形態においては、２つの異なる条件の下に得られた２種類の連続Ｂモード画像データ間の時相を合わせ、２種類の連続画像を時相を合わせた態様で並べて（並列に）表示する場合について説明する。
【０１２２】
なお、表示される２種類の連続画像は、２種類の連続Ｂモード画像データとこの２種類の連続Ｂモード画像データに対応する２種類の連続ドプラモード画像データとの合成の結果得られる２種類の連続画像であってもよい。また、その代わりとして、表示される２種類の連続画像は２種類の連続Ｂモード画像データに基づく２種類の連続Ｂモード画像であってもよい。さらにまた、表示される２種類の連続画像は２種類の連続Ｂモード画像データに対応する２種類の連続ドプラモード画像であってもよい。
【０１２３】
以下の記載においては、４腔像を示す第１の連続画像と２腔像を示す第２の連続画像が同時に表示される場合を例にとって本発明の第２の実施の形態を説明する。本発明の第２の実施の形態に係る画像データの収集手順は本発明の第１の実施の形態について述べた図３に係るものと同様である。従って、画像データの収集手順についてはその説明を以下省略する。
【０１２４】
図１０は本発明の第２の実施の形態における時相合せに基づく表示手順の一例を示すフローチャートである。
【０１２５】
画像計測部６のプロセッサ２９は記憶回路２８に保存された第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）の中から最初（第１）の４腔像のＢモード画像データ（Ｉｘ１）を読み出す（ステップＳ２１）。プロセッサ２９は輪郭抽出法を用いて第１のＢモード画像データ（Ｉｘ１）における心腔内壁を抽出する。この輪郭抽出法として、例えばＡＣＴ法を用いる。
【０１２６】
プロセッサ２９はこの輪郭抽出法によって得られる内壁の輪郭線から弁輪部を検出し、この弁輪部の位置を基準に心腔の長軸方向に長軸を設定する。さらに、長軸に沿った心腔内壁の高さが例えばｈである場合、前記長軸の長さをｈと見ることができる。ここで、この長軸を所定の分割点ｈｊ（ｊ＝１〜Ｊ）にて均等間隔ΔｈでＪ分割（Δｈ＝ｈ／Ｊ、例えば、Ｊ＝２０）すると、心腔内は長軸に沿った高さΔｈのＪ個のブロックの集合体として扱うことができる。各分割点ｈｊにおいて長軸に対して垂直に垂線を引き、例えばある分割点ｈｊにおいて引いた垂線が心腔内壁と交わる点を交点とするとプロセッサ２９は交点間の長さＡｊを計算する。なお、これら長さｈ、Ａｊ、その他関連するデータは必要に応じて記憶回路２８の付随メモリに保存される。
【０１２７】
上記条件の下、Ｊ個のブロックのうちのあるブロックｊは高さΔｈ、直径Ａｊの底面からなる円柱と仮定することができる。この場合、ブロックｊの容積ＶＡｊは次の式により近似することができる。
【０１２８】
ＶＡｊ＝Δｈ×π（Ａｊ／２）２
Ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法による上記仮定においては、第１のＢモード画像データ（Ｉｘ１）における心腔内容積Ｖｘ１はＪ個のブロック全てについての容積ＶＡｊの和の結果（Ｖｘ１＝ＶＡ１＋ＶＡ２＋・・・＋ＶＡｊ）として近似することができる。これは次の式で表される。
【０１２９】
Ｖｘ１＝ΣＶＡｊ（ｊ＝１〜Ｊ）
＝ΣΔｈ×π（Ａｊ／２）２（ｊ＝１〜Ｊ）
より正確な心腔内容積を得るためには上記直径Ａｊは以下のようにして算出することができる。
【０１３０】
Ｊ個のブロックのうち或るブロックｊは通常、完全な円柱ではない。すなわち、ブロックｊは直径ａｊ（ｊ＝１〜Ｊ）を有する円と仮定できる底面と直径ａｊ−１を有する円と仮定できる上面を有するものとなる。ｊが奇数であるとき、直径ａｊは奇数番目の面の直径となり、直径ａｊ−１は偶数番目の面の直径となる。同様に、ｊが偶数であるとき、直径ａｊは偶数番目の面の直径となり、直径ａｊ−１は奇数番目の面の直径となる。上述したように、ブロックｊの高さはΔｈ（Δｈ＝ｈ／ｊ）と定義できる。従って、ブロックｊの高さΔｈ／２の位置での直径（Ａｊ）を前記上面と前記底面のそれぞれについての近似した直径とみなすと仮定すると、直径Ａｊは（ａｊ−１＋ａｊ）／２と表すことができる。これはブロックｊが高さΔｈ、直径Ａｊ（Ａｊ＝（ａｊ−１＋ａｊ）／２）の底面からなら円柱とみなすことができることを意味する。従って、前記心腔内容積Ｖｘ１の式は次の式で置き換えることが可能となる。
【０１３１】
Ｖｘ１＝ΣΔｈ×π（（（ａｊ−１＋ａｊ）／２）／２）２（ｊ＝１〜Ｊ）
高さΔｈはΔｈ＝ｈ／Ｊと定義されているので、上記式の容積Ｖｘ１はさらに次の式のように書き換えることができる。
【０１３２】
Ｖｘ１＝（πｈ／１６）Σ（ａｊ−１＋ａｊ）２（ｊ＝１〜Ｊ）　・・・（１７）
プロセッサ２９は上記計算において算出された心腔内容積Ｖｘ１を記憶回路２８に送る。記憶回路２８では心腔内容積Ｖｘ１が付随メモリに保存される（ステップＳ２２）。
【０１３３】
第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）に含まれる４腔像の第１のＢモード画像データ（Ｉｘ１）に対する心腔内容積の計測（計算）が終了すると、次に第２のＢモード画像データ（Ｉｘ２）がプロセッサ２９により記憶回路２８から読み出される。再び、プロセッサ２９は輪郭抽出法を用いて第２のＢモード画像データＩｘ２について心腔内壁を抽出する。第２のＢモード画像データＩｘ２における心腔内壁抽出の対象となる心腔は第１のＢモード画像データＩｘ１における心腔と同じとなる。以下、同様の手順を繰り返すことで、プロセッサ２９は第３のＢモード画像データ乃至第Ｍ番目のＢモード画像データに対する心腔内容積Ｖｘ３乃至ＶｘＭも得る。前記心腔内容積Ｖｘ２も含め、心腔内容積Ｖｘ２乃至ＶｘＭは各々の収集に応じて順次、記憶回路２８の付随メモリに保存される（ステップＳ２１乃至Ｓ２２）。
【０１３４】
プロセッサ２９は引き続いて記憶回路２８に保存された第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）の中から最初（第１）の２腔像のＢモード画像データ（Ｉｙ１）を読み出す（ステップＳ２３）。プロセッサ２９は輪郭抽出法を用いて第１のＢモード画像データ（Ｉｙ１）における心腔内壁を抽出する。第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）において輪郭抽出の対象となる心腔は第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）における対象と同じとなる。心腔内壁は、例えば、プロセッサ２９によりＡＣＴ法を用いて抽出することができる。第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）に対して記載したように、プロセッサ２９はこの輪郭抽出法によって得られる内壁の輪郭線から弁輪部を検出し、この弁輪部の位置を基準に心腔の長軸方向に長軸を設定する。さらに、長軸に沿った心腔内壁の高さが例えばｈである場合、前記長軸の長さをｈと見ることができる。ここで、この長軸を所定の分割点ｈｊ（ｊ＝１〜Ｊ）にて均等間隔ΔｈでＪ分割（Δｈ＝ｈ／Ｊ、例えば、Ｊ＝２０）すると、心腔内は長軸に沿った高さΔｈのＪ個のブロックの集合体として扱うことができる。各分割点ｈｊにおいて長軸に対して垂直に垂線を引き、例えばある分割点ｈｊにおいて引いた垂線が心腔内壁と交わる点を交点とするとプロセッサ２９はこの交点間の長さＢｊを計算する。なお、これら長さｈ、Ｂｊ、その他関連するデータは必要に応じて記憶回路２８の付随メモリに保存される。
【０１３５】
上記条件の下、Ｊ個のブロックのうちのあるブロックｊは高さΔｈ、直径Ｂｊの底面からなる円柱と仮定することができる。この場合、ブロックｊの容積ＶＢｊは次の式により近似することができる。
【０１３６】
ＶＢｊ＝Δｈ×π（Ｂｊ／２）２
Ｍｏｄｉｆｉｅｄ−Ｓｉｍｐｓｏｎ法による上記仮定においては、第１のＢモード画像データ（Ｉｙ１）における心腔内容積Ｖｙ１はＪ個のブロック全てについての容積ＶＢｊの和の結果（Ｖｙ１＝ＶＢ１＋ＶＢ２＋・・・＋ＶＢｊ）として近似することができる。これは次の式で表される。
【０１３７】
Ｖｙ１＝ΣＶＢｊ（ｊ＝１〜Ｊ）
＝ΣΔｈ×π（Ｂｊ／２）２（ｊ＝１〜Ｊ）
第１の連続Ｂモード画像の場合と同様に、より正確な心腔内容積を得るためには上記直径Ｂｊは以下のようにして算出することができる。
【０１３８】
Ｊ個のブロックのうち或るブロックｊは通常、完全な円柱ではない。すなわち、ブロックｊは直径ｂｊ（ｊ＝１〜Ｊ）を有する円と仮定できる底面と直径ｂｊ−１を有する円と仮定できる上面を有するものとなる。ｊが奇数であるとき、直径ｂｊは奇数番目の面の直径となり、直径ｂｊ−１は偶数番目の面の直径となる。同様に、ｊが偶数であるとき、直径ｂｊは偶数番目の面の直径となり、直径ｂｊ−１は奇数番目の面の直径となる。上述したように、ブロックｊの高さはΔｈ（Δｈ＝ｈ／ｊ）と定義できる。従って、ブロックｊの高さΔｈ／２の位置での直径（Ｂｊ）を前記上面と前記底面のそれぞれについての近似した直径とみなすと仮定すると、直径Ｂｊは（ｂｊ−１＋ｂｊ）／２と表すことができる。これはブロックｊが高さΔｈ、直径Ｂｊ（Ｂｊ＝（ｂｊ−１＋ｂｊ）／２）の底面からなら円柱とみなすことができることを意味する。従って、前記心腔内容積Ｖｙ１の式は次の式で置き換えることが可能となる。
【０１３９】
Ｖｙ１＝ΣΔｈ×π（（（ｂｊ−１＋ｂｊ）／２）／２）２（ｊ＝１〜Ｊ）
高さΔｈはΔｈ＝ｈ／Ｊと定義されているので、上記式の容積Ｖｙ１はさらに次の式のように書き換えることができる。
【０１４０】
Ｖｙ１＝（πｈ／１６）Σ（ｂｊ−１＋ｂｊ）２（ｊ＝１〜Ｊ）　・・・（１８）
プロセッサ２９は上記計算において算出された心腔内容積Ｖｙ１を記憶回路２８に送る。記憶回路２８では心腔内容積Ｖｙ１が付随メモリに保存される（ステップＳ２４）。
【０１４１】
第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）に含まれる２腔像の第１のＢモード画像データ（Ｉｙ１）に対する心腔内容積の計測（計算）が終了すると、次に第２のＢモード画像データ（Ｉｙ２）がプロセッサ２９により記憶回路２８から読み出される。再び、プロセッサ２９は輪郭抽出法を用いて第２のＢモード画像データＩｙ２について心腔内壁を抽出する。第２のＢモード画像データＩｙ２における心腔内壁抽出の対象となる心腔は第１のＢモード画像データＩｙ１における心腔と同じとなる。以下、同様の手順を繰り返すことで、プロセッサ２９は第３のＢモード画像データ乃至第Ｍ番目のＢモード画像データに対する心腔内容積Ｖｙ３乃至ＶｙＭも得る。前記心腔内容積Ｖｙ２も含め、心腔内容積Ｖｙ２乃至ＶｙＭは各々の収集に応じて順次、記憶回路２８の付随メモリに保存される（ステップＳ２３乃至Ｓ２４）。
【０１４２】
４腔像における心腔内容積Ｖｘ１乃至ＶｘＭ及び２腔像における心腔内容積Ｖｙ１乃至ＶｙＭの双方が得られると、システム制御部９はこれら心腔内容積Ｖｘ１乃至ＶｘＭ及びＶｙ１乃至ＶｙＭを一旦、表示用メモリ３０に保存するよう制御する。保存された心腔内容積Ｖｘ１乃至ＶｘＭ及びＶｙ１乃至ＶｙＭは表示回路３１を介してモニタ３２に容積変化曲線として表示される（ステップＳ２５）。
【０１４３】
容積変化曲線では、式（１７）を第１の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データに適用することによって算出された容積が第１の連続Ｂモード画像データの各画像データの収集に沿って時系列に描かれる。同様に、容積変化曲線では、式（１８）を第２の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データに適用することによって算出された容積が第２の連続Ｂモード画像データの各画像データの収集に沿って時系列に描かれる。
【０１４４】
第１の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データは間隔Ｔｘ置きに収集されるものとする。また、第２の連続Ｂモード画像データの各Ｂモード画像データは間隔Ｔｙ置きに収集されるものとする。４腔像画像データの容積変化曲線では、時刻（時相）ｔｘ１１における第１のピークが第１の４腔像拡張末期と判断される。この第１のピークは例えば第１の連続Ｂモード画像データのうち時間的に最初に算出容積Ｖｘが最大となる時である。また、時相ｔｘ１２における第２のピークが第２の４腔像拡張末期と判断される。この第２のピークは例えば第１の連続Ｂモード画像データのうち時間的に２番目に算出容積Ｖｘが最大となる時である。一方、時相ｔｘ２１における第１の谷が第１の４腔像収縮末期と判断される。この第１の谷は例えば第１の連続Ｂモード画像データのうち時間的に最初に算出容積Ｖｘが最小となる時である。また、時相ｔｘ２２における第２の谷が第２の４腔像収縮末期と判断される。この第２の谷は例えば第１の連続Ｂモード画像データのうち時間的に２番目に算出容積Ｖｘが最小となる時である。
【０１４５】
第１の４腔像拡張末期ｔｘ１１と第１の４腔像収縮末期ｔｘ２１との間の期間は第１の４腔像収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］と判断される。また、第２の４腔像拡張末期ｔｘ１２と第２の４腔像収縮末期ｔｘ２２との間の期間は第２の４腔像収縮期［ｔｘ１２−ｔｘ２２］と判断される。さらに、第１の４腔像収縮末期ｔｘ２１と第２の４腔像拡張末期ｔｘ１２との間の期間は４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］と判断される。
【０１４６】
２腔像画像データの容積変化曲線では、時刻（時相）ｔｘ１１’における第１のピークが第１の２腔像拡張末期と判断される。この第１のピークは例えば第２の連続Ｂモード画像データのうち時間的に最初に算出容積Ｖｘが最大となる時である。また、時相ｔｘ１２’における第２のピークが第２の２腔像拡張末期と判断される。この第２のピークは例えば第２の連続Ｂモード画像データのうち時間的に２番目に算出容積Ｖｘが最大となる時である。一方、時相ｔｘ２１’における第１の谷が第１の２腔像収縮末期と判断される。この第１の谷は例えば第２の連続Ｂモード画像データのうち時間的に最初に算出容積Ｖｘが最小となる時である。また、時相ｔｘ２２’における第２の谷が第２の２腔像収縮末期と判断される。この第２の谷は例えば第２の連続Ｂモード画像データのうち時間的に２番目に算出容積Ｖｘが最小となる時である。
【０１４７】
第１の２腔像拡張末期ｔｘ１１’と第１の２腔像収縮末期ｔｘ２１’との間の期間は第１の２腔像収縮期［ｔｘ１１’−ｔｘ２１’］と判断される。また、第２の２腔像拡張末期ｔｘ１２’と第２の２腔像収縮末期ｔｘ２２’との間の期間は第２の２腔像収縮期［ｔｘ１２’−ｔｘ２２’］と判断される。さらに、第１の２腔像収縮末期ｔｘ２１’と第２の２腔像拡張末期ｔｘ１２’との間の期間は２腔像拡張期［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］と判断される。
【０１４８】
前記第１の連続Ｂモード画像データの前記時刻（時相）や期間を判断するために、プロセッサ２９は第１の連続Ｂモード画像データ（Ｉｘ１乃至ＩｘＭ）を読み出す。プロセッサ２９は心腔内容積Ｖｘ１乃至ＶｘＭのうち１以上のピーク（最大）値及び１以上の谷（最小）値を検出する。１以上のピーク（最大）値Ｖｍａｘが検出されると、プロセッサ２９は当該ピーク値Ｖｍａｘを有するＢモード画像データを認識することができる。これにより、プロセッサ２９は第１の４腔像拡張末期ｔｘ１１及び第２の４腔像拡張末期ｔｘ１２のような拡張末期を判断することができる。同様に、１以上の谷（最小）値Ｖｍｉｎが検出されると、プロセッサ２９は当該谷値Ｖｍｉｎを有するＢモード画像データを認識することができる。これにより、プロセッサ２９は第１の４腔像収縮末期ｔｘ２１及び第２の４腔像収縮末期ｔｘ２２のような収縮末期を判断することができる。
【０１４９】
前記第１及び第２の４腔像拡張末期ｔｘ１１、ｔｘ１２及び第１及び第２の４腔像収縮末期ｔｘ２１、ｔｘ２２の判断は第１及び第２の４腔像収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］、［ｔｘ１２−ｔｘ２２］並びに４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］の判断につながるものとなる。これらの期間の判断に応じて、すなわち、これら拡張期や収縮期が決定されると、プロセッサ２９は各期間に含まれる心腔内容積データの数（すなわち、Ｂモード画像データの数）を判断する。この画像数の判断は期間の判断に応じて、実質的に自動的に達成されるようにしてもよい。
【０１５０】
４腔像の場合と同様、前記第２の連続Ｂモード画像データの前記時刻（時相）や期間を判断するために、プロセッサ２９は第２の連続Ｂモード画像データ（Ｉｙ１乃至ＩｙＭ）を読み出す。プロセッサ２９は心腔内容積Ｖｙ１乃至ＶｙＭのうち１以上のピーク（最大）値及び１以上の谷（最小）値を検出する。１以上のピーク（最大）値Ｖｍａｘが検出されると、プロセッサ２９は当該ピーク値Ｖｍａｘを有するＢモード画像データを認識することができる。これにより、プロセッサ２９は第１の２腔像拡張末期ｔｘ１１’及び第２の２腔像拡張末期ｔｘ１２’のような拡張末期を判断することができる。同様に、１以上の谷（最小）値Ｖｍｉｎが検出されると、プロセッサ２９は当該谷値Ｖｍｉｎを有するＢモード画像データを認識することができる。これにより、プロセッサ２９は第１の２腔像収縮末期ｔｘ２１’及び第２の２腔像収縮末期ｔｘ２２’のような収縮末期を判断することができる。
【０１５１】
前記第１及び第２の２腔像拡張末期ｔｘ１１’、ｔｘ１２’及び第１及び第２の２腔像収縮末期ｔｘ２１’、ｔｘ２２’の判断は第１及び第２の２腔像収縮期［ｔｘ１１’−ｔｘ２１’］、［ｔｘ１２’−ｔｘ２２’］並びに２腔像拡張期［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］の判断につながるものとなる。これらの期間の判断に応じて、すなわち、これら拡張期や収縮期が決定されると、プロセッサ２９は各期間に含まれる心腔内容積データの数（すなわち、Ｂモード画像データの数）を判断する。この画像数の判断は期間の判断に応じて、実質的に自動的に達成されるようにしてもよい（ステップＳ２６）。
【０１５２】
プロセッサ２９はＢモード画像データの数の判断に基づいて時相合せを開始する。時相合せは第１及び第２の連続Ｂモード画像データ間における収縮期において実施するものとする。さらに、時相合せは第１及び第２の連続Ｂモード画像データ間における拡張期において実施するものとする。本実施の形態においては第２の連続Ｂモード画像データの時相が第１の連続Ｂモード画像データの時相に合わせられるものとする。すなわち、第２の連続Ｂモード画像データの時相は第１の連続Ｂモード画像データの時相に基づいて調整されることになる。
【０１５３】
４腔像拡張期画像データの数をここではＭｘｄと定義する。さらに、４腔像収縮期画像データの数をここではＭｘｓと定義する。また、第１の収集間隔をここではＴｘと定義する。
【０１５４】
同様に、第２の連続Ｂモード画像データに関しても、２腔像拡張期画像データの数をここではＭｙｄと定義する。さらに、２腔像収縮期画像データの数をここではＭｙｓと定義する。また、第２の収集間隔をここではＴｙと定義する。
【０１５５】
上記条件の下、４腔像拡張期及び２腔像拡張期の間の補正係数Ｋｄは次の式で表される。
【０１５６】
Ｋｄ＝（Ｍｙｄ×Ｔｙ）／（Ｍｘｄ×Ｔｘ）
同様に、第１の４腔像拡張期及び第１の２腔像拡張期の間の補正係数Ｋｓは次の式で表される。
【０１５７】
Ｋｓ＝（Ｍｙｓ×Ｔｙ）／（Ｍｘｓ×Ｔｘ）
しかしながら、第１の収集間隔Ｔｘは通常、第２の収集間隔Ｔｙと等しい。従って、上記補正係数Ｋｄの式は次の式のように書き換えられる。
【０１５８】
Ｋｄ＝Ｍｙｄ／Ｍｘｄ
同様に、上記補正係数Ｋｓの式は次の式のように書き換えられる。
【０１５９】
Ｋｓ＝Ｍｙｓ／Ｍｘｓ
前述のように、４腔像拡張期画像データＭｘｄの数及び４腔像収縮期画像データＭｘｓの数は第１の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線に基づいて容易に（自動的に）得ることができる。また、２腔像拡張期画像データＭｙｄの数及び２腔像収縮期画像データＭｙｓの数は第２の連続Ｂモード画像データの容積変化曲線に基づいて容易に（自動的に）得ることができる。一方、第１の収集間隔Ｔｘ及び第２の収集間隔Ｔｙは超音波診断装置のレート周波数や走査線数などに依存し、これらは通常、超音波診断装置の初期設定によって決定される。
【０１６０】
例えば、２腔像拡張期［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］におけるβｄ番目のＢモード画像データ（すなわち、第１の２腔像収縮末期ｔｘ２１’からβｄ番目のＢモード画像データ）が、時相合せの結果、４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］におけるαｄ番目のＢモード画像データ（すなわち、第１の４腔像収縮末期ｔｘ２１からαｄ番目のＢモード画像データ）に対応するものであるとき、βｄ番目のＢモード画像データは次の式で算出することができる。
【０１６１】
βｄ＝Ｋｄ×αｄ
同様に、例えば、２腔像収縮期［ｔｘ１１’−ｔｘ２１’］におけるβｓ番目のＢモード画像データ（すなわち、第１の２腔像拡張末期ｔｘ１１’からβｄ番目のＢモード画像データ）が、時相合せの結果、４腔像収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］におけるαｓ番目のＢモード画像データ（すなわち、第１の４腔像拡張末期ｔｘ１１からαｓ番目のＢモード画像データ）に対応するものであるとき、βｓ番目のＢモード画像データは次の式で算出することができる。
【０１６２】
βｓ＝Ｋｓ×αｓ
なお、このような時相合せ計算は４腔像拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］及び第１の４腔像収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］に属する第１の連続Ｂモード画像データの全てのＢモード画像データに適用され得るものである（ステップＳ２７）。
【０１６３】
時相合せ計算による場合、前記βｄや前記βｓが整数値となることは比較的稀なことかもしれない。このような場合、実際には、拡張期［ｔｘ２１−ｔｘ１２］及び［ｔｘ２１’−ｔｘ１２’］に関しては、前記βｄに最も近い番号の２腔像Ｂモード画像データがαｄ番目の４腔像Ｂモード画像データに対応するβｄ番目の２腔像Ｂモード画像データとして用いられることになる。なお、１の４腔像Ｂモード画像データに複数の２腔像Ｂモードデータ（或いは複数の４腔像Ｂモード画像データに１の２腔像Ｂモード画像データ）が対応してしまう場合は、因果律等に係る所定の規則（例えば、βｄが小数の場合に四捨五入を行う、複数の画像に対して小数結果が得られた場合にはより整数値に近い方を選択する、収集時間的により近い方を選択する、等）を予め設けておき、この規則に従って対応画像を定めるようにすればよい。同様に、第１の収縮期［ｔｘ１１−ｔｘ２１］及び［ｔｘ１１’−ｔｘ２１’］に関しては、前記βｓに最も近い番号の２腔像Ｂモード画像データがαｓ番目の４腔像Ｂモード画像データに対応するβｓ番目の２腔像Ｂモード画像データとして用いられることになる。なお、上記同様、１の４腔像Ｂモード画像データに複数の２腔像Ｂモードデータ（或いは複数の４腔像Ｂモード画像データに１の２腔像Ｂモード画像データ）が対応してしまう場合は、因果律等に係る所定の規則（例えば、βｓが小数の場合に四捨五入を行う、複数の画像に対して小数結果が得られた場合にはより整数値に近い方を選択する、収集時間的により近い方を選択する、等）を予め設けておき、この規則に従って対応画像を定めるようにすればよい。
【０１６４】
上記の手順によれば、それぞれの拡張期及び／又はそれぞれの収縮期が第１及び第２の連続画像データ間で長さが異なる場合、プロセッサ２９は時相のずれを修正するための補正係数Ｋｄ及びＫｓを用いて第１及び第２の連続画像データについて計算をし、第１及び第２の連続画像データ間の時相を合わせる。これにより、第２（又は第１）の連続画像データに含まれる所定の画像データに対応する第１（又は第２）の連続画像データに含まれる所定の画像データを得ることが可能となる。つまり、第１（又は第２）の連続画像データに含まれる所定の画像データの時相は第２（又は第１）の連続画像データに含まれる所定の画像データの時相と実質的に等しくなる。
【０１６５】
このような時相合せの後、システム制御部９は記憶回路２８から第１及び第２の連続画像データを読み出す。読み出された第１及び第２の連続画像データは表示用メモリ３０において並列表示のためのフォーマットにフォーマット変換される。表示用メモリ３０はフォーマット変換された第１及び第２の連続画像データを一旦保存する。保存された第１及び第２の連続画像データは表示回路３１を介してモニタ３２に送られる。モニタ３２では図１１に示されるように第１及び第２の連続画像が時相合せされた態様で並列に表示される（ステップＳ２８）。
【０１６６】
並列表示は第１及び第２の連続画像を隣同士に表示するようにしてもよいが、これに限られるものではない。並列表示はまた第１及び第２の連続画像の同時表示として解釈されてもよい。図１１において、４腔像を表す第１の連続画像はモニタ３２の左側に表示されるようにしてもよい。この場合、モニタ３２の右側には２腔像を表す第２の連続画像が表示される。上記表示位置は左右逆であってもよい。また、並列表示又は同時表示の別の例として、第１及び第２の連続画像は上下に表示されてもよい。さらに、モニタ３２として１つ（又は共通）のＣＰＵの下で動作する２台のモニタが設けられているとき、第１の連続画像は２台のうちの一方のモニタに表示され、第２の連続画像はもう一方のモニタに表示されるようにしてもよい。この場合、一方のモニタに表示される第１の連続画像と他方のモニタに表示される第２の連続画像は時相合せの態様で表示される。つまり、第１及び第２の連続画像は１つのＣＰＵによる制御の下、時相合せの態様で連動表示されることになる。このような２モニタ表示も前記並列表示の一態様に含まれる。
【０１６７】
図１２は本発明の第２の実施の形態における時相合せ後の第１及び第２の種類の連続画像に係る縮小画像の表示の一例を示す図である。図１２では、第１の連続画像の代わりに４腔像画像が縮小画像（サムネイル）４１０乃至４９０で表示されている。また２腔像画像についても第２の連続画像の代わりに縮小画像２１０乃至２７０にて表示される。第１及び第２の連続画像間の時相合せに基づいて、縮小画像４１０乃至４９０はモニタ３２において例えば縮小画像２１０乃至２７０の上側に表示される。縮小画像２１０乃至２７０は時相合せの結果に従いそれぞれ対応する縮小画像４１０乃至４９０の下に配置・表示される。従って、例えば、縮小画像２１０乃至２５０は縮小画像４１０乃至４５０に対応する一方で縮小画像２６０は縮小画像４７０の下に配置・表示される。また、縮小画像２７０は縮小画像４９０の下に配置・表示される。なお、時相合せによれば、縮小画像４６０及び４８０に対応する２腔像画像の縮小画像は存在しないことになる。
【０１６８】
図１２に示すように、操作者がカーソルにより例えば４腔像画像の縮小画像４７０を指示し選択すると、選択された縮小画像４７０に対応する拡大画像（図１３のＯＧ４７０）が表示されるようにしてもよい。拡大された画像は第１の連続画像に含まれ縮小画像４７０に対応する原画像であってもよい。
【０１６９】
図１３は本発明の第２の実施の形態における縮小画像表示後の拡大画像表示の一例を示す図である。選択された縮小画像４７０に対応する拡大画像ＯＧ４７０が表示される際、縮小画像２６０に対応する別の拡大画像ＯＧ２６０も表示されるようにしてもよい。この拡大画像ＯＧ２６０も第２の連続画像に含まれ縮小画像２６０に対応する原画像であってもよい。縮小画像４７０の選択に応じて、拡大画像ＯＧ４７０及びＯＧ２６０が図１３に示すように並列表示される。また、操作者が縮小画像２６０を選択する場合も、拡大画像ＯＧ４７０及びＯＧ２６０がその選択に応じて同様に並列表示される。しかしながら、もし操作者が縮小画像４６０を選択すると、縮小画像４６０に対応する２腔像画像の縮小画像が存在しないため、縮小画像４６０に対応する拡大画像のみが表示されることになる。すなわち、時相合せに従った場合、縮小画像４６０の基となる４腔像画像に対応する２腔像画像が存在しないということである。
【０１７０】
本発明の第１及び第２の実施の形態は２種類の連続画像データ間の時相合せに限定されるものではなく、３種類以上の連続画像データ間の時相合せにおいても適用できるものである。３種類以上の連続画像データの場合、２種類の連続画像データの場合同様、３種類以上の連続画像データのうちの１つの連続画像データを基本連続画像データとして選択する。一旦この１つの基本連続画像データが選択、決定されると、本発明の実施の形態で説明したように、基本連続画像データ以外の全ての連続画像データの各々についてその時相が基本連続画像データの時相と一致するよう時相調整が行われる。
【０１７１】
このような３種類以上の連続画像データ間の時相合せの後、３種類以上の連続画像データに含まれる画像がその種類毎に並列に表示される。また、操作者が事前に或いは表示の際に１又は２以上の特定の種類の連続画像データを選択するようにしてもよい。操作者が１種類のみの連続画像データを選択した場合は当該選択された連続画像データが時相合せに関係なくモニタ３２に表示される。一方、もし操作者が２種類以上の連続画像データを選択した場合は当該選択された２種類以上の連続画像データが時相合せに従ってモニタ３２に並列表示される。このような選択は、操作者が全ての種類の連続画像データではなく特定の種類の連続画像データに集中して観察したい場合などに効果的である。
【０１７２】
図１４は本発明の第２の実施の形態における時相合せ後の第１乃至第３の種類の連続画像に係る縮小画像の表示の一例を示す図である。図１５において、縮小画像４１０乃至４９０は第１の断面画像についての連続画像データ（以下、第１の断面画像データと称す）に対応するものである。この縮小画像４１０乃至４９０は第２の断面画像についての連続画像データ（以下、第２の断面画像データと称す）に対応する縮小画像２１０乃至２７０及び第３の断面画像についての連続画像データ（以下、第３の断面画像データと称す）に対応する縮小画像３１０乃至３７０の双方に対する時相合せの基礎となる。第１の断面画像データに基づく第１、第２、及び第３の断面画像データ間の時相合せに従い、例えば、縮小画像４１０乃至４９０はモニタ３２において縮小画像２１０乃至２７０の上側に表示される。また、縮小画像３１０乃至３７０はモニタ３２において例えば縮小画像２１０乃至２７０の下側に表示される。縮小画像２１０乃至２７０は時相合せに従い、それぞれ対応する縮小画像４１０乃至４９０の下になるよう表示される。さらに、縮小画像３１０乃至３７０は時相合せに従い、縮小画像４１０乃至４９０に対応する態様で配置されて表示される。従って、例えば、縮小画像２１０乃至２５０は縮小画像４１０乃至４５０に対応する一方で縮小画像２６０は縮小画像４７０の下に配置・表示される。また、縮小画像２７０は縮小画像４９０の下に配置・表示される。なお、時相合せによれば、縮小画像４６０及び４８０に対応する第２の断面画像データの縮小画像は存在しないことになる。同様に、例えば、縮小画像３１０乃至３４０は縮小画像４１０乃至４４０に対応する一方で縮小画像３５０は縮小画像４６０の下に配置・表示される。また、縮小画像３６０及び３７０は縮小画像４８０及び４９０の下に配置・表示される。なお、時相合せによれば、縮小画像４５０及び４７０に対応する第３の断面画像データの縮小画像は存在しないことになる。
【０１７３】
例えば第１、第２、及び第３の断面画像データのような３種類以上の連続画像データが得られる場合、操作者はこの３種類以上の連続画像データのうちの如何なる２種類以上の連続画像データを選択するようにしてもよい。すなわち、例えば図１４の場合、縮小画像２１０乃至２７０は表示されずに縮小画像４１０乃至４９０並びに縮小画像３１０乃至３７０が一緒に表示されるようにしてもよい。また、例えば縮小画像４１０乃至４９０は表示されずに縮小画像２１０乃至２７０並びに縮小画像３１０乃至３７０が一緒に表示されるようにしてもよい。このような選択は縮小画像の表示の場合に限定されるものではなく、連続表示態様による原画像（２種類以上の連続画像データ）の表示の場合にも適用可能である。
【０１７４】
上述のように、本発明の第２の実施の形態によれば、異なる撮影方法によって得られる複数の画像の時相を合わせて、同時表示することにより、心臓の運動機能の３次元観察をより正確に行うことができ、また運動負荷などの影響についても容易に捉えることが可能となる。
【０１７５】
本発明の実施の形態においては、４腔像及び２腔像を表す連続画像データの例について述べてきたが、本発明の実施の形態はこれに限定されることはなく、例えば、長軸像／短軸像を表す連続画像データ間について、運動負荷前後の様子を表す連続画像データ間について、適用するようにしてもよい。また、負荷に関しては運動の場合以外に薬物による負荷の場合に適用してもよい。
【０１７６】
さらに、これらの画像データに対応する画像がモニタ３２に表示されるとき、当該表示画像はＢモード画像に限られることはなく、組織の運動あるいは血流の流れの状態を反映したドプラモード画像であってもよい。この表示画像はまたＢモード画像とドプラモード画像を合成した画像であってもよい。
【０１７７】
本発明の実施の形態によれば、連続画像を動画として表示するのが好ましいが、少なくとも２種類の連続画像が並列表示される際に時相合せに基づく態様で順次表示される限り、それぞれの連続画像を静止画として表示するようにしてもよい。
【０１７８】
本発明の上記実施の形態において、拡張末期及び収縮末期は共に心腔内容積等に基づいて判断された。しかしながら、これら拡張末期及び収縮末期については別の方法に基づいて判断されるようにしてもよい。図１５は本発明の実施の形態における容積データ、心電図、及び心音図の間の関係の一例を示す図である。
【０１７９】
図１５において、心腔内容積による第１の拡張末期Ｖ１は前述したように心電図データの第１のＲ波ＥＣＧ１に対応するものとすることができる。一方、心音図データのＩ音ＰＣＧ１は第１の拡張末期Ｖ１を判断できるほど十分にはっきりしたものとはなっていない。従って、第１のＲ波ＥＣＧ１の時をもって第１の拡張末期Ｖ１に対応する第１の拡張末期とみなすことができる。また、収縮末期に関しては、心腔内容積による収縮末期Ｖ２は心電図データのＩＩ音ＰＣＧ２に対応するものとすることができる。この時、心電図データの波ＥＣＧ２は収縮末期Ｖ２を特定できるほど十分にはっきりしたものとはなっていない。従って、ＩＩ音ＰＣＧ２が収縮末期Ｖ２に対応する収縮末期とみなすことができる。なお、第１の拡張末期と同様に、心腔内容積による第２の拡張末期Ｖ３は心電図データの第２のＲ波ＥＣＧ３に対応するものとすることができる。一方、心音図データの新たなＩ音ＰＣＧ３は第２の拡張末期Ｖ３を判断できるほど十分にはっきりしたものとはなっていない。従って、第２のＲ波ＥＣＧ３の時をもって第２の拡張末期Ｖ３に対応する第２の拡張末期とみなすことができる。従って、それぞれの種類の連続画像データにおいて、心腔内容積等を計算せずともその第１及び第２の拡張末期並びに収縮末期を判断することが可能となる。
【０１８０】
以上、超音波診断装置について本発明の実施の形態を述べてきた。しかしながら、時相合せの特徴に関しては必ずしも超音波診断装置に搭載されている必要はない。本発明の実施の形態によれば、本時相合せ機能を超音波診断装置に搭載する代わりに、超音波診断装置とは独立したデータ処理装置に時相合せ機能が設けられるようにしてもよい。このデータ処理装置は超音波診断装置とは異なる場所（離れた場所）に設けられ、超音波診断装置に接続されて超音波画像が提供されるようにしてもよい。これにより、たとえ超音波診断装置が従来からある装置であっても本発明の実施の形態による時相合せ機能の利益を享受することが可能となる。
【０１８１】
図１６は本発明の実施の形態におけるデータ処理装置の構成の一例を示すブロック図である。データ処理装置１７００は画像計測部１７６と、入力部１７７と、表示部１７８とを含んでいる。
【０１８２】
画像計測部１７６は記憶回路１７２８と、プロセッサ１７２９と、表示用メモリ１７３０とを含んでいる。また、表示部１７８は表示回路１７３１と、モニタ１７３２とを含んでいる。
【０１８３】
データ処理装置１７００において処理される画像データは超音波診断装置から収集された画像データを保存する着脱可能な記憶媒体を介して得られるようにしてもよいし、超音波診断装置に接続された通信ケーブルを介して得られるようにしてもよい。データ処理装置１７００に含まれる各構成要素の詳細及びその構成による手順は本発明の実施の形態おいて述べたものと同様であり、ここでは省略する。連続画像データがデータ処理装置１７００に提供される限り（連続画像データをデータ処理装置１７００に提供することができる限り）、従来からある如何なるタイプの超音波診断装置であっても本発明の実施の形態による時相合せの機能の利益を享受することが可能となる。
【０１８４】
以上説明したように、本発明によれば、異なる撮影条件によって得られる複数の連続画像データの時相が検出でき、さらに画像データ間の時相合せ込みができる。従って、生体組織の機能検査において精度のよい生体情報の表示を可能とする。
【０１８５】
なお、例えば、上記の実施の形態では超音波診断装置によって得られた画像に対しての画像計測方法あるいは画像計測装置について述べたが、対象となる画像は超音波画像のみならず、Ｘ線装置やＸ線ＣＴ装置、さらにはＭＲＩ装置など他の医用画像装置によって得られる画像に対しても同様に有効である。さらに、上記の実施の形態では心腔内容積の変化曲線に基づいて２つの連続画像の時相合せを行ったが、この方法に限定されない。例えば心腔内の自動輪郭検出法によって得られた閉曲線から心腔内の面積を求め、その変化曲線から時相を求めてよい。また心腔内に設定した長軸などの長さの変化から時相を求めることも可能である。さらにまた、本発明の実施の形態では心室（特に左室）を対象とした場合の容積計測方法を示したが、計測対象は心室に限定されず、心房であってもよい。
【０１８６】
なお４腔像および２腔像の画像収集において、本発明の実施の形態では入力部７において入力される画像データ収集開始のコマンド信号に従って所定枚数の連続画像を撮影し、順次記憶回路２８に保存する方法について述べたが、他の収集方法を用いてもよい。例えば４腔像および２腔像につき、記憶回路２８を介してモニタ３２にリアルタイム表示を行い、画像表示中に操作者が画像データ収集コマンドを入力部７から入力することによって、このコマンドパルスの入力タイミングから遡って所定枚数分（Ｍ）だけ記憶回路２８に保存する方法を採用してもよい。
【０１８７】
上記の本発明の実施の形態においては、４腔像を表す連続画像データが２腔像を表す連続画像データに先立って収集される場合について述べたが、特に制約等が無い限り、２種類（或いはそれ以上の）連続画像データの収集順序は本発明の実施の形態に記載されたものに限られることはない。
【０１８８】
本発明の超音波診断装置、医用画像装置、或いはデータ処理装置は、上記実施の形態において、コンピュータプログラムやアプリケーションを一時的或いは不揮発な態様にてコンピュータ読み取り可能のインストラクションとして受信及び保存可能な記録媒体（例えば、ＲＡＭ：ＲＡＮＤＯＭ　ＡＣＣＥＳＳ　ＭＥＭＯＲＹ）を有するようにしてもよい。超音波診断装置、医用画像装置、或いはデータ処理装置はさらに、ハードディスクとの書き込みや読み出しのための（制御部の一部としての）ハードディスクドライブ、磁気ディスクとの書き込みや読み出しのための磁気ディスクドライブ、及び／又は光ディスク（ＣＤ、ＣＤ−Ｒ、ＣＤ−ＲＷ、ＤＶＤ、その他の光デバイス）との書き込みや読み出しのための光ディスクドライブ、を有してもよい。これらメモリやドライブ、またこれらそれぞれの媒体の１以上については、実行により本発明の実施の形態の少なくとも１つを実施可能とするコンピュータ読み取り可能なインストラクションを保持するコンピュータプログラム製品の例でしかないことは当業者であれば理解し得るところである。
【０１８９】
これにより、本発明の実施の形態に係る機能や特徴を有していない超音波診断装置、医用画像装置、或いはデータ処理装置の場合であっても、上記コンピュータ読み取り可能なプログラムを読み取り実施できると共に、本発明の実施の形態に示した例のような機能を必要とする場合にはその必要とする機能を有する装置である限り、本発明の実施の形態に係る特徴を享受できるようになる。
【０１９０】
以上述べた本発明の実施の形態は本発明の理解を容易にするためにのみ記載された例に過ぎず、本発明を限定するための記載ではない。従って、以上の本発明の実施の形態において開示された各構成要素やその他要素は本発明の主旨を逸脱しない範囲においてその等価物等に設計変更や修正を可能とするものである。さらに、同構成要素やその他要素についての可能とする如何なる組み合わせも、以上述べた本発明の実施の形態において得られる効果と同様の効果が得られる限り、本発明の範囲に含まれる。
【０１９１】
【発明の効果】
本発明によれば、それぞれ異なる条件下で収集される複数の連続画像データの時相合せを行うことによって、各時相における画像の表示、これらの画像データに基づく各種計測、等の精度を改善することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施の形態および第２の実施の形態における超音波診断装置の構成の一例を示すブロック図。
【図２】本発明の第１の実施の形態および第２の実施の形態における連続画像データの収集手順の一例を示すフローチャート。
【図３】本発明の第１の実施の形態における時相合せの手順の一例を示すフローチャート。
【図４】本発明の第１の実施の形態および第２の実施の形態における心腔内容積の算出方法の一例を示す図。
【図５】本発明の第１の実施の形態および第２の実施の形態における心腔内容積の算出方法の一例をより詳細に示す図。
【図６】本発明の第１の実施の形態および第２の実施の形態における心腔内容積の算出方法に係る４腔像および２腔像の画像の一例を示す図。
【図７】本発明の第１の実施の形態および第２の実施の形態における４腔像と２腔像、及びこれらから得られる容積変化曲線の一例を示す図。
【図８】本発明の第１の実施の形態および第２の実施の形態における時相合せ方法の一例を示す図。
【図９】本発明の第１の実施の形態における時相合せ結果とその結果に基づく容積の変化曲線の一例を示す図。
【図１０】本発明の第２の実施の形態における時相合せに基づく表示手順の一例を示すフローチャート。
【図１１】本発明の第２の実施の形態における第１及び第２の種類の画像の並列表示の一例を示す図。
【図１２】本発明の第２の実施の形態における時相合せ後の第１及び第２の種類の連続画像に係る縮小画像の表示の一例を示す図。
【図１３】本発明の第２の実施の形態における縮小画像表示後の拡大画像表示の一例を示す図。
【図１４】本発明の第２の実施の形態における時相合せ後の第１乃至第３の種類の連続画像に係る縮小画像の表示の一例を示す図。
【図１５】本発明の実施の形態における容積データ、心電図、及び心音図の間の関係の一例を示す図。
【図１６】本発明の実施の形態におけるデータ処理装置の構成の一例を示すブロック図。
【図１７】従来の技術における心拍同期法による画像データ収集法を示す図。
【符号の説明】
１・・・超音波プローブ
２・・・超音波送信部
３・・・超音波受信部
４・・・Ｂモード処理部
５・・・ドプラモード処理部
６・・・画像計測部
７・・・入力部
８・・・表示部
９・・・システム制御部
２８・・・記憶回路
２９・・・プロセッサ
３０・・・表示用メモリ
３１・・・表示回路
３２・・・モニタ
【図１】
2004073850.tif 000003
【図２】
2004073850.tif 000004
【図３】
2004073850.tif 000005
【図４】
2004073850.tif 000006
【図５】
2004073850.tif 000007
【図６】
2004073850.tif 000008
【図７】
2004073850.tif 000009
【図８】
2004073850.tif 000010
【図９】
2004073850.tif 000011
【図１０】
2004073850.tif 000012
【図１１】
2004073850.tif 000013
【図１２】
2004073850.tif 000014
【図１３】
2004073850.tif 000015
【図１４】
2004073850.tif 000016
【図１５】
2004073850.tif 000017
【図１６】
2004073850.tif 000018
【図１７】
2004073850.tif 000019