JP3689627B2

JP3689627B2 - 超音波画像処理装置

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Publication number: JP3689627B2
Application number: JP2000283643A
Authority: JP
Inventors: 浩二廣田; 賢村下
Original assignee: Aloka Co Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2000-09-19
Filing date: 2000-09-19
Publication date: 2005-08-31
Anticipated expiration: 2020-09-19
Also published as: JP2002085404A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は超音波画像処理装置に関し、特に断層画像から左室の体積を演算する装置に関する。
【０００２】
【従来の技術及びその課題】
心機能を評価する指標として駆出率（Ejection Fraction:EF）が知られている。ＥＦは、拡張末期の左室体積（ＥＤＶ）及び収縮末期の左室体積（ＥＳＶ）によって定義されるものである。具体的には、
ＥＦ＝（ＥＤＶ−ＥＳＶ）／ＥＤＶ×１００・・・（１）
の演算式により、駆出率（％）が演算される。
【０００３】
二次元の断層画像から左室体積を近似計算する手法としてSimpson法が公知である。この手法では、断層画像上で左室の内腔を抽出した状態で、まず、左室の長軸方向に沿ってその内腔を２０個の帯状要素に分割し、各帯状要素の面積要素（画素数）を求め、それに基づいて各帯状要素ごとに要素体積を計算し、それらを加算することによって最終的に左室の体積を近似的に求めるものである。つまり、左室を２０個のディスクあるいはスライス体の集合として近似するものである。
【０００４】
この手法において、各帯状要素の面積から体積を算出するために帯状要素の高さ（長軸方向の幅）を演算しておく必要がある。このため、従来においては、三平方の定理を利用して、長軸の端点の座標などから、当該高さが演算されていた。従って、その演算には二乗演算及び平方根演算が不可欠となるので、どうしても演算量が著しく増大する。また、一般に、従来装置においては、上記のSimpson法に従った計算をそのまま遂行しており、断層画像の形成と並行して、実質的にリアルタイムで体積演算を行うことが困難であった。なお、特開平６−２９２６６７号公報には関連する技術が開示されているが、本発明に係る原理とは大きく異なるものである。
【０００５】
本発明は、上記従来の課題に鑑みなされたものであり、その目的は、超音波画像処理装置において、比較的簡易なハードウエアで体積演算を実現することにある。
【０００６】
本発明の他の目的は、実質的にリアルタイムで体積演算を遂行できるようにすることにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
（１）上記目的を達成するために、本発明は、超音波断層画像に対して二値化処理を行い、体腔領域が抽出された二値化画像を出力する二値化処理手段と、前記二値化画像に基づいて体腔体積を計算する体積演算手段と、を含み、前記体積演算手段は、前記二値化画像において体腔輪郭上に２つの端点を決定する端点決定手段と、前記各端点の座標及び前記各端点を通過する軸線の角度に基づいて、前記２つの端点の間に、前記軸線と直交する方向に伸長した帯状のｎ個のセグメントを設定するセグメント設定手段と、前記二値化画像に基づいて前記各セグメントごとに体腔の要素面積を演算する要素面積演算手段と、前記各セグメントごとに、その要素面積に基づいて体腔の要素体積を演算する要素体積演算手段と、前記各セグメントの要素体積を加算して前記体腔体積を演算する加算手段と、を含み、前記セグメント設定手段は、前記各端点の座標及び前記軸線の角度に基づいてセグメント水平幅を演算する水平幅演算手段と、左側の端点の座標及び前記軸線の角度に基づいて各垂直アドレスごとに開始水平アドレスを演算する開始水平アドレス演算手段と、前記開始水平アドレス及び前記セグメント水平幅に基づいて各垂直アドレスごとに各セグメントの水平区間を算定する水平区間算定手段と、を含み、前記要素面積演算手段は、前記水平区間の算定に基づいて、前記二値化画像のラスタースキャンに従って入力される二値化データが属するセグメントを判定し、且つ、当該二値化データが体腔内二値化データであるか否かを判定する判定手段と、前記ｎ個のセグメントについて、セグメント内に属する体腔内二値化データを計数する計数手段と、を含むことを特徴とする。
【０００８】
上記構成によれば、二値化画像上における体腔の２つの端点の座標及びそれらを通過する軸線（通常は長軸）の角度に基づいて、体腔上に重ねて、互いに並行かつ整列したｎ個のセグメントからなるセグメントアレイが設定され、各セグメントごとに体腔の要素面積が演算され、更に要素体積が演算される。そして、それらが加算されて体腔体積が求められる。
【０００９】
本発明によれば、上記の演算において、軸線の角度が利用されているので、必ずしも従来のように三平方の定理を利用しなくても、三角関数を利用して、セグメント水平幅、セグメント軸線幅などを演算できる。例えば、そのような演算ではｓｉｎθ（あるいはｃｏｓθ）の演算が必要となるが、それはＲＯＭなどを利用して簡単に実現でき、またリアルタイム演算を実現できる。勿論、三平方の定理の遂行に当たっても理論上はＲＯＭなどを利用することも不可能ではないが、その場合には入力アドレスの個数が著しく増大し、装置構成を複雑化させ、また演算時間の増大を招く。一方、本発明によれば、後述する各種の特有の構成と相俟って、演算を簡略化、迅速化することが可能である。
【００１０】
ここで、上記のセグメント数ｎは基本的には２０個である。これは今までのSimpson法に基づくものである。但し、演算精度などに応じて、ｎをユーザー選択あるいは自動選択できるように構成してもよい。２つの端点の設定は後述のように自動化するのが望ましく、その場合には、例えば、体腔の原点及び軸線（角度）がユーザー設定されるか、自動設定される。
【００１１】
望ましくは、前記計数手段はｎ個のカウンタからなり、前記各カウンタは、対応セグメント内に属する体腔内の二値化データを計数する。
【００１２】
上記構成において、ｎ個のカウンタを並列に設け、それぞれを独立動作させるのが望ましい。かかる構成において、二値化画像のラスタースキャンに従って二値化データが順次入力されると、その二値化データ（スキャンポイント）が属するセグメントが自動的に識別され、且つ、その二値化データが体腔内データであるか否かが自動的に判定され、それが体腔内の二値化データであれば、当該二値化データが属するセグメントに対応したカウンタ（対応カウンタ）の計数値がインクリメントされる。
【００１４】
上記構成において、各セグメントの水平幅は同一であり、よって、ラスタースキャンに従って最初にスキャンされる第１のセグメントの左辺上の各水平座標（Ｘ座標）を特定すれば、それを開始座標（開始アドレス）として、それに続く各セグメントの水平区間を自動的に算出することができる。これが各垂直座標（Ｙ座標）ごとに行われる。このような水平区間の設定によれば、ラスタースキャンに従って順次入力される二値化データのリアルタイム処理を実現可能である。換言すれば、二値化データの特別な読み出しが不要となり、時系列順での計数処理が可能となる。望ましくは、ｎ個のカウンタが並列設置され、それらを用いて１フレームの二値化画像について上記の処理を行うならば、各カウンタには、対応セグメントに属する体腔内の二値化データの個数が蓄積され、それは要素面積に相当するものである。
【００１５】
望ましくは、前記各端点の座標及び前記軸線の角度に基づいて前記軸線の方向に沿ったセグメント軸線幅を演算するセグメント軸線幅演算手段を含み、前記要素体積演算手段は前記要素面積及び前記セグメント軸線幅に基づいて前記要素体積を演算する。
【００１６】
ここで望ましくは、セグメント軸線幅は、２つの端点間の距離、セグメントの個数ｎ及び軸線の角度により演算され、すなわち簡単な演算式から求められる。
【００１７】
望ましくは、前記端点決定手段は、前記二値化画像上において前記軸線上で体腔内の二値化データを探索する探索手段と、前記軸線上における最も端の２つの体腔内の二値化データを前記２つの端点と決定する比較手段と、を含む。
【００１８】
この構成によれば、一旦軸線が定められると、それに沿って体腔内データの両端が自動的に特定され、それらが端点とされる。
【００１９】
（２）また、上記目的を達成するために、本発明は、超音波断層画像に対して二値化処理を行い、左室領域が抽出された二値化画像を出力する二値化処理手段と、前記二値化画像に基づいて左室体積を計算する体積演算手段と、を含み、前記体積演算手段は、前記二値化画像において左室輪郭上に２つの端点を決定する端点決定手段と、前記各端点の座標及び前記各端点を通過する軸線の角度に基づいて、前記２つの端点の間に、前記軸線と直交する方向に伸長した帯状のｎ個のセグメントを設定するセグメント設定手段と、前記二値化画像に基づいて前記各セグメントごとに左室の要素面積を演算する要素面積演算手段と、前記各セグメントごとに、その要素面積に基づいて左室の要素体積を演算する要素体積演算手段と、前記各セグメントの要素体積を加算して前記左室体積を演算する加算手段と、生体信号に基づいて拡張末期の左室体積及び収縮末期の左室体積を特定し、それらに基づいて心臓の機能を評価する評価値を演算する評価値演算手段と、を含み、前記セグメント設定手段は、前記各端点の座標及び前記軸線の角度に基づいてセグメント水平幅を演算する水平幅演算手段と、左側の端点の座標及び前記軸線の角度に基づいて各垂直アドレスごとに開始水平アドレスを演算する開始水平アドレス演算手段と、前記開始水平アドレス及び前記セグメント水平幅に基づいて各垂直アドレスごとに各セグメントの水平区間を算定する水平区間算定手段と、を含み、前記要素面積演算手段は、前記水平区間の算定に基づいて、前記二値化画像のラスタースキャンに従って入力される二値化データが属するセグメントを判定し、且つ、当該二値化データが左室内二値化データであるか否かを判定する判定手段と、前記ｎ個のセグメントについて、セグメント内に属する左室内二値化データを計数する計数手段と、を含むことを特徴とする。
【００２０】
上記構成において、超音波断層画像は、一般にＢモード画像であるが、二次元ドプラ画像に上記手法を適用してもよい。その場合には、一定流速以上の速度成分を有するデータを二値化処理によって抽出するのが望ましい。超音波断層画像上には、望ましくは、左室の原点を表すマーカー、それを通過する軸線を表すラインの他、画面上に、拡張末期及び収縮末期の左室体積の数値や上記駆出率を表すデータを表示するようにしてもよい。更に、動画像としての超音波断層画像に対して、上記の画像処理及び演算をリアルタイムで実行し、演算結果をリアルタイム表示するのが望ましい。
【００２１】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。
【００２２】
まず、本発明の原理について図１〜図３を用いて説明する。図１には、Ｂモード断層画像などの超音波断層画像に対して二値化処理を行った後の二値化画像が表されている。図１において、Ｘ軸は表示座標系における水平方向であり、Ｙ軸は表示座標系における垂直軸である。超音波診断画像に対して二値化処理を行うことにより、心臓の左室（体腔）のみが抽出され、それが符号１０４で表されている。この左室の領域１０４内における各データは値として１を有しており、それ以外の左室外における領域１０６に含まれるデータは値として０を有している。図において１０２は左室の輪郭に相当している。
【００２３】
本実施形態においては、図１に示されるような二値化画像上において、ユーザー操作により、左室の領域１０４の中央部分に原点Ｏが設定され、また軸線１００の角度θが設定される。これにより、図１に示されるように、原点Ｏを通過し、Ｙ軸と角度θをなす軸線１００が固定的に定められる。ちなみに、表示画面上においては、原点Ｏを表すマーカーをトラックボールなどを利用して移動させ、これにより領域１０４のほぼ中央部に原点Ｏを設定し、その後に原点Ｏを通過するラインを画面表示させ、そのラインの角度θをマニュアル設定することにより軸線１００の方向が定められる。
【００２４】
本実施形態においては、上記のように軸線１００が設定されると、軸線１００に沿って二値化データが順番に読み取られ、左室の領域１０４の両端に位置する二値化データの存在位置をもって２つの端点Ａ，Ｂが自動的に決定される。もちろん、端点Ａ，Ｂをユーザー設定させ、これにより角度θを自動演算させたり、原点Ｏを自動的に決定するようにしてもよい。角度θは後の演算において必須パラメータであるが、原点Ｏについては必ずしも特定する必要はない。
【００２５】
図１においては、端点Ａの座標（Ｘ_a，Ｙ_a）が表され、端点Ｂについてその座標（Ｘ_b，Ｙ_b）が表されている。ちなみに、原点Ｏの座標は（Ｘ_o，Ｙ_o）である。
【００２６】
従来においては、２つの端点Ａ，Ｂの座標の差分が演算され、具体的にはＸ軸方向の距離及びＹ軸方向の距離のそれぞれの二乗が加算された後、その加算結果に対して平方根を演算することにより、線分ＡＢの距離が求められ、それを２０分割することによって、後述する各セグメントの軸線方向の幅すなわち高さが演算されていた。
【００２７】
本実施形態においては、以下に説明するように、そのような三平方の定理を利用することなく、三角関数を利用することによって軸線１００に沿った方向の各セグメントの幅や水平方向に沿ったセグメントの幅などが演算されている。
【００２８】
図２には、２つの端点Ａ，Ｂを結ぶ領域に対して設定された２０個のセグメントＳ１〜Ｓ２０からなるセグメントアレイが示されている。各セグメントは軸線１００に直交した一定の軸線幅を有する帯状の領域として構成され、各セグメントの軸線幅は互いに同一である。
【００２９】
図３を用いてパラメータ演算に関して詳述する。図３には、セグメントの一例として端点Ａを含む最後のセグメントＳ２０の部分的な拡大図が例示されている。ここにおいて、線分ＡＥは端点Ａを通るＸ軸と平行な直線であり、点Ｅはその直線とセグメントの左側の辺との交点に相当している。また、その線分ＡＥに点Ｄから垂線を下ろしたものが線分ＤＦである。以上のような幾何学的関係において、線分ＡＦは以下のように算出される。
【００３０】
ＡＦ＝（Ｘ_a−Ｘ_b）／２０・・・（２）
また、図３に示す関係から、
ＡＦ／ＡＤ＝ｓｉｎθ ・・・（３）
であり、上記（２）及び（３）式から、以下が導かれる。
【００３１】
ＡＤ＝ｈ＝（Ｘ_a−Ｘ_b）・（１／ｓｉｎθ）／２０・・・（４）
となり、これにより軸線１００に沿った方向の各セグメントの軸線幅ｈが求められる。更に、図３に示す関係から、
ＡＤ／ＡＥ＝ｓｉｎθ ・・・（５）
となり、上記の（４）式及び（５）式より、以下が導かれる。
【００３２】

よって、以上により、各セグメントのＸ軸に沿った方向の水平幅ｄが求められる。各セグメントについてそれに包含される左室内のデータの個数より要素面積ｄＳが演算されるが、それに基づいて各セグメントの要素体積ｄＶは以下のように算出される。
【００３３】
ｄＶ＝πｄＳ²／４ｈ・・・（７）
以上のように、本実施形態においては、２つの端点Ａ，Ｂが定められると、角度θを用いて上記の演算が実行され、それに伴って図２に示すように２０個のセグメントが自動設定されることになる。そして、後に詳述するように、各セグメントごとにそれに属する左室内の二値化データの個数がカウントされ、それにより各セグメントごとに要素面積ｄＳが求められる。そして、各セグメントごとにｄＳから要素体積ｄＶが求められ、その各セグメントの要素体積ｄＶを加算することによって左室の体積Ｖが最終的に求められることになる。
【００３４】
ちなみに、後に詳述するように、本実施形態においては各セグメントごとに独立したカウンタが設けられており、二値化画像を構成する各二値化データがラスタースキャンによってすなわち時系列順で入力される場合において、各カウンタが独立して動作し、すなわちスキャンポイントが属するカウンタのみが計数を行っており、これによって１フレーム分の二値化画像を構成する二値化データが処理されると、個々のカウンタ内にｄＳに相当するデータ数が格納される。よって、このような構成によれば、二値化データに対して特別なアドレス制御を行う必要がなく時系列順でリアルタイムに体積演算を行えるという利点がある。
【００３５】
図４には、本実施形態に係る超音波画像処理装置の全体構成がブロック図として示されている。この超音波画像処理装置は超音波診断装置内に組み込まれるものであり、あるいは超音波診断装置から出力されるＢモード画像データなどのデータを処理する装置である。ここで、Ｂモード画像データは、送受波座標系から表示座標系への変換がなされた後のものであり、各データの大きさはエコー強度に相当している。ただし、本発明はドプラ画像の処理についても適用することができる。
【００３６】
図４において、二値化演算器１０は、Ｂモード画像データを入力して平滑化処理や閾値判定などを実行することにより二値化画像を生成する回路である。これにより図１に示したような左室内のみが値１をもった二値化画像が構成される。そのような二値化画像データは本実施形態においてパラメータ演算器１２及び要素面積計測回路１４に出力されている。
【００３７】
パラメータ演算器１２は、入力器１５によって指定される原点の座標及び原点を通過する軸線の角度θに基づいて、端点Ａの座標（Ｘ_a，Ｙ_a）及び（Ｘ_b，Ｙ_b）を演算するものである。これについて図５を用いて詳述する。
【００３８】
図５において、演算器４２には、上述した原点ＯについてのＸ方向の座標Ｘ_o、Ｙ方向の座標Ｙ_o及び角度θが入力されており、演算器４２は、次の演算を実行する。
【００３９】
Ｘ＝（−ｔａｎθ）（Ｙ−Ｙ_o）＋Ｘ_o ・・・（８）
すなわち、アドレス発生器４０はＹアドレスとして０〜５１１までの数値を発生しており、演算器４２にＹの値が入力されると、図１に示した軸線１００上におけるＹアドレスに対応するＸアドレスが生成される。
【００４０】
心腔内判定器４４には、二値化画像データが入力されており、その二値化画像データは心腔内判定器４４内に設けられたフレームメモリなどに一時的に格納されている。もちろん、外部から軸線１００上における各二値化データが供給されるように構成することもできる。
【００４１】
心腔内判定器４４は、以上のように座標指定される軸線１００上の各点について二値化データの値を参照し、その値が１であれば心腔内すなわち左室内であると判定し、０であれば心腔外であると判定する。その判定結果はＹ座標比較器４６に出力されている。
【００４２】
Ｙ座標比較器４６は、軸線１００上における心腔内において最も右側すなわち最大のＸアドレスを端点Ａの座標Ｘ_aと定め、一方において、軸線１００上における最も左側すなわち最もＸ座標が小さいものを端点Ｂの座標Ｘ_bとして定める。
【００４３】
以上のように、軸線１００に沿って心腔内判定が行われ、その心腔の両端の端点Ａ，Ｂの座標を簡便に特定することが可能となり、このような構成によれば、動画像に対してリアルタイムに端点を定めることも可能となる。
【００４４】
図４に戻って、減算器１６には、パラメータ演算器１２から出力される座標Ｘ_a及びＸ_bが入力され、減算器１６はそれらの差分を演算し、その差分値を乗算器１８へ出力している。乗算器１８には、ＲＯＭ２０から出力される（１／ｓｉｎθ）の値が入力されており、その値を減算器１６から出力される差分値に乗算している。その結果、図１において線分ＡＢの距離が求められることになる。
【００４５】
ちなみに、ＲＯＭ２０には、パラメータ演算器１２から出力されるθが入力されており、そのθをアドレスとして特定される（１／ｓｉｎθ）の値が出力となっている。
【００４６】
割算器２２は、線分ＡＢの距離を２０で割ることにより、各セグメントの軸線幅ｈを演算する。この割算器２２は乗算器として構成することも可能である。軸線幅ｈは、乗算器２４に送られると共に、後に説明する要素体積演算回路２６にも出力されている。
【００４７】
乗算器２４は、入力されるｈに対してＲＯＭ２０から出力される（１／ｓｉｎθ）を乗算し、これにより各セグメントの水平幅ｄを求める。すなわちこの乗算器２４は上述した（６）式を実行するものである。ちなみに、上述した乗算器１８及び割算器２２は上述した（４）式を実行するものである。乗算器２４から出力されるｄは要素面積計測回路１４に出力されている。
【００４８】
図６には、図４に示した要素面積計測回路１４の具体的な構成例が示されている。
【００４９】
アドレス発生部５０は大別してＹアドレス発生器５２及びＸアドレス発生器５４で構成されている。１つのＹアドレスごとに０〜５１１までのＸアドレスが発生されている。これはラスタースキャンに対応したアドレス発生である。
【００５０】
開始Ｘ座標演算器５８は、図２に示すように第１番目のセグメントＳ１における左側のラインＬ１上のＸ座標を発生する回路である。具体的には、Ｘ_b及びＹ_bとθとで決定される直線Ｌ１の式にＹを代入することにより当該Ｙアドレスに対応するＸアドレスとしてＸ_syが求められている。すなわち、ラスタースキャンの実行に伴って、Ｙアドレスが１つずつインクリメントされるが、各Ｙアドレスごとに直線Ｌ１上のＸアドレスがＸ_syとして生成されている。
【００５１】
セグメント形成器６０は、複数の有効信号発生器６２を有している。この有効信号発生器６２は、各セグメントごとに設けられており、ラスタースキャンにおけるスキャンポイントが担当セグメント内にある場合にだけ、値１を有する有効信号を出力するものである。
【００５２】
ここにおいて、第１セグメントはＸ_sy≦Ｘ＜Ｘ_sy＋ｄで定義され、Ｘアドレス発生器５４で生成されるＸアドレスが上記の不等式条件を満たすならば、当該有効信号発生器６２から有効信号が出力される。これと同様に、各有効信号発生器は自己が担当するセグメント内にスキャンポイントが属する場合に有効信号を生成している。ここで、各セグメントの計算式から理解されるように、各セグメントは座標Ｘ_syと上記のように求められたセグメントの水平幅ｄとセグメント番号とから特定されている。
【００５３】
ゲート回路６４は、各セグメントごとに設けられたＡＮＤ回路で構成されており、そのＡＮＤ回路の一方の入力端子には有効信号発生器６２からの有効信号が入力され、他方の入力端子にはフレームメモリ５６から読み出された二値化データが入力されている。ここで、フレームメモリ５６には二値化画像データが１フレーム分格納されており、アドレス発生部５０によって指定されるアドレスの二値化データが読み出されている。もちろん、外部から時系列順に入力される二値化データをゲート回路６４に供給するようにしてもよい。
【００５４】
以上の構成において、各ＡＮＤ回路では、値１をもった有効信号と値１をもった二値化データとが同時に入力された場合に１を出力している。ＡＮＤ回路はそれぞれセグメントごとに設けられているため、ラスタースキャンが実行されるとスキャンポイントを担当するＡＮＤ回路のみが有効に動作可能となり、その際に値１をもった二値化データが入力されると、当該ＡＮＤ回路から１が出力され、それが対応するカウンタに入力される。
【００５５】
カウンタ群６６は各セグメントごとに設けられた例えば２０個のカウンタによって構成されており、対応するＡＮＤ回路の出力が１となった回数を計数する回路である。各カウンタには１フレーム分の計数値が蓄積され、各フレーム間ごとにリセットされる。たとえば、図２に示すように、カウンタ１にはセグメントＳ１内でかつ体腔領域に属する二値化データの個数が計数されることになり、それが要素面積ｄＳとされる。各Ｙアドレスごとに一連のＸアドレスが発生されているが、そのようなＸ方向のスキャンの際に２０個のカウンタが順番に動作し、次のＹアドレスについても２０個のカウンタが順番に動作し、これが１フレーム分繰り返されると、最終的に各カウンタに、担当するセグメント内に属する左室内の二値化データの個数が蓄積されることになる。
【００５６】
セレクタ６８は、上記のように各カウンタに蓄積された計数値を切換信号にしたがって順番に選択し、その選択された計数値が図４に示す要素体積演算回路２６に出力されている。
【００５７】
図４に戻って、要素体積演算回路２６は、各セグメントごとに上記の（７）式の演算を実行し、これによって要素体積ｄＶを求めている。その要素体積ｄＶは加算器２８においてラッチ３０から出力される累積体積値と加算される。ラッチ３０は、加算器２８の出力を一旦保持するものであり、この加算器２８とラッチ３０とによって２０個の要素体積ｄＶが加算され、その最終的な加算値が換算回路３２に取り込まれる。
【００５８】
換算回路３２は加算器２８及びラッチ３０による累積加算値をｃｍ³の単位に換算する回路であり、これによって所定時相における左室の体積が推定されることになる。その体積値は図示されていない表示器上に数値として表示され、また本実施形態においては拡張末期体積判定回路３４及び収縮末期体積判定回路３６に入力されている。これらの拡張末期体積判定回路３４及び収縮末期体積判定回路３６には心電信号としてのＲ波に同期した信号が入力されており、その信号に基づいて各回路３４，３６は拡張末期と収縮末期とを特定し、当該時相における体積値をもって拡張末期体積及び収縮末期体積としている。それらの体積値は本実施形態においてＥＦ演算回路３８に入力されており、当該回路３８は上述した（１）式を実行することによって左室の駆出率（％）を演算している。
【００５９】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば超音波画像処理装置において、比較的簡易なハードウエアで体積演算を実現することができ、かつ実質的にリアルタイムで体積演算を遂行できるという利点がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】二値化画像を説明するための図である。
【図２】セグメントアレイを説明するための図である。
【図３】セグメント軸線幅及びセグメント水平幅を説明するための図である。
【図４】本発明に係る超音波画像処理装置の構成を示すブロック図である。
【図５】図４に示すパラメータ演算器の具体的な構成例を示すブロック図である。
【図６】図４に示す要素面積計測回路の具体的な構成例を示すブロック図である。
【符号の説明】
１０二値化演算器、１２パラメータ演算器、１４要素面積計測回路、２０ＲＯＭ、２６要素体積演算回路、３２換算回路、３４拡張末期体積判定回路、３６収縮末期体積判定回路、３８ＥＦ演算回路、４２演算器、４４心腔内判定器、４６Ｙ座標比較器、５０アドレス発生部、５６フレームメモリ、５８開始Ｘ座標演算器、６０セグメント形成器、６２有効信号発生器、６４ゲート回路、６６カウンタ群、６８セレクタ。

Claims

超音波断層画像に対して二値化処理を行い、体腔領域が抽出された二値化画像を出力する二値化処理手段と、
前記二値化画像に基づいて体腔体積を計算する体積演算手段と、
を含み、
前記体積演算手段は、
前記二値化画像において体腔輪郭上に２つの端点を決定する端点決定手段と、
前記各端点の座標及び前記各端点を通過する軸線の角度に基づいて、前記２つの端点の間に、前記軸線と直交する方向に伸長した帯状のｎ個のセグメントを設定するセグメント設定手段と、
前記二値化画像に基づいて前記各セグメントごとに体腔の要素面積を演算する要素面積演算手段と、
前記各セグメントごとに、その要素面積に基づいて体腔の要素体積を演算する要素体積演算手段と、
前記各セグメントの要素体積を加算して前記体腔体積を演算する加算手段と、
を含み、
前記セグメント設定手段は、
前記各端点の座標及び前記軸線の角度に基づいてセグメント水平幅を演算する水平幅演算手段と、
左側の端点の座標及び前記軸線の角度に基づいて各垂直アドレスごとに開始水平アドレスを演算する開始水平アドレス演算手段と、
前記開始水平アドレス及び前記セグメント水平幅に基づいて各垂直アドレスごとに各セグメントの水平区間を算定する水平区間算定手段と、
を含み、
前記要素面積演算手段は、
前記水平区間の算定に基づいて、前記二値化画像のラスタースキャンに従って入力される二値化データが属するセグメントを判定し、且つ、当該二値化データが体腔内二値化データであるか否かを判定する判定手段と、
前記ｎ個のセグメントについて、セグメント内に属する体腔内二値化データを計数する計数手段と、
を含むことを特徴とする超音波画像処理装置。
請求項１記載の装置において、
前記計数手段はｎ個のカウンタからなり、
前記各カウンタは、対応セグメント内に属する体腔内の二値化データを計数することを特徴とする超音波画像処理装置。
請求項１記載の装置において、
前記体腔領域内に原点をユーザーにより設定し、また、前記原点を通過する軸線の角度をユーザーにより設定するための入力手段を含むことを特徴とする超音波診断装置。
請求項１記載の装置において、
前記各端点の座標及び前記軸線の角度に基づいて前記軸線の方向に沿ったセグメント軸線幅を演算するセグメント軸線幅演算手段を含み、
前記要素体積演算手段は前記要素面積及び前記セグメント軸線幅に基づいて前記要素体積を演算することを特徴とする超音波画像処理装置。
請求項１記載の装置において、
前記端点決定手段は、
前記二値化画像上において前記軸線上で体腔内の二値化データを探索する探索手段と、
前記軸線上における最も端の２つの体腔内の二値化データを前記２つの端点と決定する比較手段と、
を含むことを特徴とする超音波画像処理装置。
超音波断層画像に対して二値化処理を行い、左室領域が抽出された二値化画像を出力する二値化処理手段と、
前記二値化画像に基づいて左室体積を計算する体積演算手段と、
を含み、
前記体積演算手段は、
前記二値化画像において左室輪郭上に２つの端点を決定する端点決定手段と、
前記各端点の座標及び前記各端点を通過する軸線の角度に基づいて、前記２つの端点の間に、前記軸線と直交する方向に伸長した帯状のｎ個のセグメントを設定するセグメント設定手段と、
前記二値化画像に基づいて前記各セグメントごとに左室の要素面積を演算する要素面積演算手段と、
前記各セグメントごとに、その要素面積に基づいて左室の要素体積を演算する要素体積演算手段と、
前記各セグメントの要素体積を加算して前記左室体積を演算する加算手段と、
生体信号に基づいて拡張末期の左室体積及び収縮末期の左室体積を特定し、それらに基づいて心臓の機能を評価する評価値を演算する評価値演算手段と、
を含み、
前記セグメント設定手段は、
前記各端点の座標及び前記軸線の角度に基づいてセグメント水平幅を演算する水平幅演算手段と、
左側の端点の座標及び前記軸線の角度に基づいて各垂直アドレスごとに開始水平アドレスを演算する開始水平アドレス演算手段と、
前記開始水平アドレス及び前記セグメント水平幅に基づいて各垂直アドレスごとに各セグメントの水平区間を算定する水平区間算定手段と、
を含み、
前記要素面積演算手段は、
前記水平区間の算定に基づいて、前記二値化画像のラスタースキャンに従って入力される二値化データが属するセグメントを判定し、且つ、当該二値化データが左室内二値化データであるか否かを判定する判定手段と、
前記ｎ個のセグメントについて、セグメント内に属する左室内二値化データを計数する計数手段と、
を含むことを特徴とする超音波画像処理装置。
請求項６記載の装置において、
前記計数手段はｎ個のカウンタからなり、
前記各カウンタは、対応セグメント内の属する左室内の二値化データを計数することを特徴とする超音波画像処理装置。