專利名稱：超聲波診斷裝置、圖像處理裝置及圖像處理方法
技術領域：
本發(fā)明涉及在利用三維圖像評價有關組織的旋轉(zhuǎn)的運動信息的情況 下、用來精確地提取旋轉(zhuǎn)成分的超聲波診斷裝置、圖像處理裝置及圖像處 理方法。
背景技術：
關于心肌等的生物體組織，客觀且定量地評價其功能對于該組織的診 斷是非常重要的。近年來，主要以心臟為例，嘗試了使用超聲波診斷裝置
等的各種定量評價法。例如在日本特開2002-059160號公報中公開那樣， 一邊進行圖像中的局部的圖案匹配、 一邊計算變位及變形等的局部的壁運 動信息的稱作斑點追蹤的技術已實用化。此外，例如在日本特開 2006-194794號公報中，還公開了作為壁運動信息而在短軸截面內(nèi)求出三維 的旋轉(zhuǎn)及扭轉(zhuǎn)的方法。
在定量地評價組織的旋轉(zhuǎn)運動時，在伴隨著三維位置追蹤的空間內(nèi)， 旋轉(zhuǎn)角的具體的求出方法目前還沒有建立。例如，在已述的日本特開 2002-059160號公報、日本特開2006-194794號公報中，僅定義了短軸截面 內(nèi)(二維平面內(nèi))的旋轉(zhuǎn)角。
在伴隨著三維位置追蹤的空間內(nèi)計算旋轉(zhuǎn)角的情況下，在以往的方法 中有如下的問題。即，在進行三維位置追蹤的情況下，用來定義旋轉(zhuǎn)角的 平面并不一定限于平面，有時為曲面形狀。此外，也有想要求出旋轉(zhuǎn)角的 部位向相對于用來定義旋轉(zhuǎn)角的面垂直的方向移動的情況。如果不考慮這 些事情而希望定量地評價組織的旋轉(zhuǎn)運動，則在有收縮(shortening)運動 的向圓周方向的不均勻性及隨著剪切(shear)運動成分相對于與旋轉(zhuǎn)方向 的垂直的方向在空間上不一致的運動成分的情況下，會過大評價旋轉(zhuǎn)角
發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明是鑒于上述情況而做出的，目的是提供一種在評價關于組織的 旋轉(zhuǎn)的運動信息的情況下、與以往相比能夠更正確地提取三維空間內(nèi)的旋 轉(zhuǎn)成分的超聲波診斷裝置、圖像處理裝置及圖像處理方法。
根據(jù)本發(fā)明的一技術方案，提供一種超聲波診斷裝置，具備數(shù)據(jù)取 得單元，取得用超聲波對心臟進行掃描而得到的接收信號，作為至少一個 心拍以上的體數(shù)據(jù)；設定單元，在上述至少一個心拍以上的體數(shù)據(jù)的規(guī)定 的心時態(tài)，設定心肌的關注區(qū)域；運算單元，運算與上述心肌的關注區(qū)域 有關的局部的三維移動矢量信息；追蹤單元，利用上述局部的三維移動矢 量信息追蹤上述規(guī)定的心時態(tài)以外的上述心肌的關注區(qū)域的三維位置，從 而取得至少一個心拍以上的上述心肌的關注區(qū)域的三維位置信息；旋轉(zhuǎn)角 運算單元，運算與上述心臟的圓周方向有關的曲面的、或者向心臟的長軸 方向的運動成分的至少一個與上述圓周方向不一致的情況的影響被消除了 的、與上述圓周方向有關的曲面的局部位置的旋轉(zhuǎn)角；運動信息取得單元， 利用上述旋轉(zhuǎn)角，取得有關旋轉(zhuǎn)的組織運動信息；以及顯示單元，以規(guī)定 的形態(tài)顯示有關上述旋轉(zhuǎn)的組織運動信息。
上述運動信息取得單元利用在上述心臟的長軸方向上被分割為多個的 各個與圓周方向有關的曲面上運算的上述旋轉(zhuǎn)角，通過兩個圓周方向的上 述旋轉(zhuǎn)角的差分取得有關扭轉(zhuǎn)角的上述組織運動信息，上述超聲波診斷裝 置還具備顯示單元，該顯示單元以規(guī)定的形態(tài)顯示有關上述扭轉(zhuǎn)角的上述 組織運動信息。
也可以是，上述運動信息取得單元利用在上述心臟的長軸方向上被分 割為多個的各個與圓周方向有關的曲面上運算的上述旋轉(zhuǎn)角和上述心肌的 關注區(qū)域三維位置信息，取得兩個圓周方向的有關扭轉(zhuǎn)梯度的上述組織運 動信息，上述超聲波診斷裝置還具備顯示單元，該顯示單元以規(guī)定的形態(tài) 顯示有關上述扭轉(zhuǎn)梯度的上述組織運動信息。
上述兩個圓周方向上的上述旋轉(zhuǎn)角的一個的長軸方向的位置設定于上 述心臟的瓣環(huán)部位。
取上述兩個圓周方向上的上述旋轉(zhuǎn)角的對的、上述長軸方向上的位置 設定在相互的附近。
上述旋轉(zhuǎn)角運算單元，求出各心時態(tài)的對于與上述圓周方向有關的曲面的旋轉(zhuǎn)中心位置；在作為基準的規(guī)定心時態(tài)，計算對于與上述圓周方向 有關的曲面的回歸平面的法線矢量；在各心時態(tài)，計算用來求出上述旋轉(zhuǎn) 角的、將上述曲面上的任意1點與上述旋轉(zhuǎn)中心位置連接的線的矢量；利 用上述法線矢量計算上述線的矢量在上述回歸平面上的正交射影成分矢 量；計算上述作為基準的時態(tài)下的上述正交射影成分矢量與各心時態(tài)下的 上述正交射影成分矢量所成的角。
也可以是，上述旋轉(zhuǎn)角運算單元，求出各心時態(tài)的對于與上述圓周方 向有關的曲面的旋轉(zhuǎn)中心位置；在作為基準的規(guī)定心時態(tài)，計算對于與上 述圓周方向有關的曲面的回歸平面的法線矢量；在各心時態(tài)，計算用來求 出上述旋轉(zhuǎn)角的將上述曲面上的任意1點與上述旋轉(zhuǎn)中心位置連接的線的 矢量；計算上述作為基準的規(guī)定心時態(tài)下的上述線的矢量與各時態(tài)下的上 述線的矢量的外積矢量；根據(jù)上述法線矢量與上述外積矢量所成的角，運 算與上述圓周方向有關的曲面的局部位置的旋轉(zhuǎn)角。
利用使用了與上述圓周方向有關的曲面上的多個點的位置的最小二乘 法，推測上述回歸平面的法線矢量。
上述運動信息取得單元基于在與上述圓周方向有關的曲面上的多個點 上運算的旋轉(zhuǎn)角，運算與有關上述旋轉(zhuǎn)的組織運動信息有關的在上述圓周 方向上的平均值。
根據(jù)本發(fā)明的另一技術方案，提供一種圖像處理裝置，具備存儲單 元，存儲至少在一個心拍以上的期間取得的、有關心臟的體數(shù)據(jù)；設定單 元，在上述至少一個心拍以上的體數(shù)據(jù)的規(guī)定的心時態(tài)，設定心肌的關注 區(qū)域；運算單元，運算與上述心肌的關注區(qū)域有關的局部的三維移動矢量 信息；追蹤單元，利用上述局部的三維移動矢量信息，追蹤上述規(guī)定的心 時態(tài)以外的上述心肌的關注區(qū)域的三維位置，從而取得至少一個心拍以上 的上述心肌的關注區(qū)域的三維位置信息；旋轉(zhuǎn)角運算單元，運算與上述心 臟的圓周方向有關的曲面的、或者向心臟的長軸方向的運動成分的至少一 個與上述圓周方向不一致的情況的影響被消除了的、與上述圓周方向有關 的曲面的局部位置的旋轉(zhuǎn)角；運動信息取得單元，利用上述旋轉(zhuǎn)角，取得 有關旋轉(zhuǎn)的組織運動信息；顯示單元，以規(guī)定的形態(tài)顯示有關上述旋轉(zhuǎn)的 組織運動信息。根據(jù)本發(fā)明的另一技術方案，提供一種圖像處理方法，包括取得至 少一個心拍以上的有關心臟的體數(shù)據(jù)；在上述至少一個心拍以上的體數(shù)據(jù) 的規(guī)定的心時態(tài)，設定心肌的關注區(qū)域；運算與上述心肌的關注區(qū)域有關 的局部的三維移動矢量信息；利用上述局部的三維移動矢量信息，追蹤上 述規(guī)定的心時態(tài)以外的上述心肌的關注區(qū)域的三維位置，從而取得至少一 個心拍以上的上述心肌的關注區(qū)域的三維位置信息；運算與上述心臟的圓 周方向有關的曲面的、或者向心臟的長軸方向的運動成分的至少一個與上 述圓周方向不一致的情況的影響被消除了的、與上述圓周方向有關的曲面 的局部位置的旋轉(zhuǎn)角；利用上述旋轉(zhuǎn)角，取得有關旋轉(zhuǎn)的組織運動信息； 以規(guī)定的形態(tài)顯示有關上述旋轉(zhuǎn)的組織運動信息。


圖1是有關第1實施方式的超聲波診斷裝置1的結(jié)構(gòu)圖。
圖2是表示有關第1實施方式的運動信息生成處理的流程的流程圖。
圖3是用來說明運算旋轉(zhuǎn)信息的坐標系的圖。
圖4是用來說明與基準時態(tài)下的某個曲面有關的回歸平面的法線矢量 的定義的圖。
圖5是用來說明向回歸平面的正交射影矢量、使用正交射影矢量的旋 轉(zhuǎn)角的定義的圖。
圖6是表示用有關第1實施方式的方法計算的有關旋轉(zhuǎn)角的組織運動
圖像的顯示形態(tài)的一例的圖。
圖7是表示有關旋轉(zhuǎn)角的組織運動圖像的顯示形態(tài)的另一例的圖。 圖8是表示有關旋轉(zhuǎn)角的組織運動圖像的顯示形態(tài)的另一例的圖。 圖9是表示與由來于通過第1實施方式的方法計算的旋轉(zhuǎn)角而求出的
扭轉(zhuǎn)角有關的組織運動圖像的顯示形態(tài)的一例的圖。
圖IO是表示與由來于通過有關第1實施方式的方法計算的旋轉(zhuǎn)角而求
出的扭轉(zhuǎn)率有關的組織運動圖像的顯示形態(tài)的一例的圖。
圖11是表示有關扭轉(zhuǎn)率的組織運動圖像的顯示形態(tài)的另一例的圖。 圖12是用來說明有關實施方式的旋轉(zhuǎn)角的運算定義的一例的圖。 圖13是用來說明有關實施方式的超聲波診斷裝置的作用效果的圖。圖14A、圖14B是用來說明有關實施方式的超聲波診斷裝置的作用效 果的圖。
圖15是用來說明有關實施方式的超聲波診斷裝置的作用效果的圖。 圖16A、圖16B是用來說明有關實施方式的超聲波診斷裝置的作用效 果的圖。
圖17是表示有關第2實施方式的旋轉(zhuǎn)角生成處理的流程的流程圖。 圖18是用來說明有關第2實施方式的旋轉(zhuǎn)角生成處理的概念的圖。 圖19是用來說明有關第2實施方式的旋轉(zhuǎn)角生成處理的概念的圖。 圖20是用來說明有關第2實施方式的旋轉(zhuǎn)角生成處理的概念的圖。
具體實施例方式
以下，按照

本發(fā)明的實施方式。在以下的說明中，對于具有 大致相同的功能及結(jié)構(gòu)的結(jié)構(gòu)要素賦予相同的標號，并僅在需要的情況下 進行重復說明。
另外，在本實施方式中，以將本發(fā)明的技術思想應用在超聲波診斷裝 置中的情況為例進行說明。但是，并不局限于此，本發(fā)明的技術思想對于 使用工作站、個人計算機等的超聲波圖像處理裝置也能夠應用。
此外，關于通過本實施方式的各結(jié)構(gòu)要素實現(xiàn)的功能、特別是通過后 述的移動矢量處理單元19、圖像生成單元21、運動信息運算單元37實現(xiàn) 的功能，也可以通過將執(zhí)行與該各結(jié)構(gòu)要素同樣的處理的軟件程序裝載到 工作站等的計算機、具有計算機功能的超聲波診斷裝置等中、并將它們在 存儲器中展開來實現(xiàn)。此時，能夠使計算機執(zhí)行該方法的程序也可以保存 在磁盤(軟盤(注冊商標)、硬盤等)、光盤(CD-ROM、 DVD等)、半導 體存儲器等的記錄媒體中而發(fā)布。
圖1是有關本實施方式的超聲波診斷裝置1的結(jié)構(gòu)圖。該超聲波診斷 裝置1具備超聲波探頭11、發(fā)送單元13、接收單元15、 B模式處理單元 17、移動矢量處理單元19、圖像生成單元21、顯示單元23、控制單元(CPU) 31、運動信息運算單元37、存儲單元39、操作單元41、收發(fā)單元43。另 外，在將本發(fā)明應用到超聲波圖像處理裝置中的情況下，例如圖1的虛線 內(nèi)是其結(jié)構(gòu)要素。超聲波探頭11具有基于來自發(fā)送單元13的驅(qū)動信號產(chǎn)生超聲波、并 將來自被檢體的反射波變換為電信號的多個壓電振子、設在該壓電振子上 的匹配層、以及防止超聲波從該壓電振子向后方傳播的襯墊(backing)材 料等。如果從該超聲波探頭ll對被檢體發(fā)送超聲波，則通過生物體組織的 非線性等，隨著超聲波的傳播而產(chǎn)生各種諧波成分。構(gòu)成發(fā)送超聲波的基 波和諧波成分因體內(nèi)組織的聲音阻抗的邊界、微小散射等而被后方散射， 并作為反射波(回波)被超聲波探頭11接收。
發(fā)送單元13具有未圖示的延遲電路及脈沖發(fā)生器電路等。在脈沖發(fā)生 器電路中，以規(guī)定的速率頻率卜周波數(shù))fr Hz (周期1/fr秒)反復 產(chǎn)生用來形成發(fā)送超聲波的速率脈沖。此外，在延遲電路中，對各速率脈 沖賦予按每一信道將超聲波聚束為束狀并且決定發(fā)送指向性所需要的延遲 時間。發(fā)送單元13以基于該速率脈沖的定時，對每一振子施加驅(qū)動脈沖， 以朝向規(guī)定的掃描線形成超聲波束。
接收單元15具有未圖示的放大器電路、A/D變換器、加法器等。在放 大器電路中，將經(jīng)由探頭11取入的回波信號按照每一信道進行放大。在 A/D變換器中，對放大后的回波信號賦予決定接收指向性所需要的延遲時 間，然后在加法器中進行加法處理。通過該加法，生成對應于規(guī)定的掃描 線的超聲波回波信號。
B模式處理單元17通過對從接收單元15接受到的超聲波回波信號實 施包絡線檢波處理，生成對應于超聲波回波的振幅強度的B模式信號。
移動矢量處理單元19在時態(tài)不同的兩個三維圖像數(shù)據(jù)間或時態(tài)不同的 兩個體數(shù)據(jù)間利用圖案匹配處理檢測組織的移動位置，并基于該移動位置 求出各組織的移動矢量(或速度)。具體而言，對于一個三維圖像數(shù)據(jù)內(nèi)的 關注區(qū)域，求出相似性最高的另一個三維圖像數(shù)據(jù)內(nèi)的關注區(qū)域，通過求 出該關注區(qū)域間的距離，能夠求出組織的移動矢量。此外，通過將該移動 矢量的大小(即移動量)除以三維圖像數(shù)據(jù)的幀間的時間差(體數(shù)據(jù)間的 時間差)，能夠求出組織的移動速度。通過在三維圖像數(shù)據(jù)上的各位置上一 幀一幀地(或者在三維圖像數(shù)據(jù)上的各位置上一個體數(shù)據(jù)一個體數(shù)據(jù)地) 進行該處理，能夠取得與組織的變位(移動矢量)或組織的速度有關的時 空分布數(shù)據(jù)(移動矢量信息)。圖像生成單元21生成有關B模式信號的MPR的二維或三維的B模式 超聲波像。此外，圖像生成單元21利用在運動信息運算單元37中生成的 有關旋轉(zhuǎn)的運動信息，生成在超聲波圖像的對應的位置上重疊了該運動信 息的圖像(組織運動信息圖像)。
顯示部23基于來自圖像生成單元21的視頻信號，如后述那樣以規(guī)定 的形態(tài)顯示超聲波圖像、組織運動信息圖像、旋轉(zhuǎn)差信息等。此外，顯示 部23顯示表示圖像上的解剖學位置的標記(marker)、及彩碼化的表示物 理量的大小的彩條。
控制單元(CPU) 31具有作為信息處理裝置(計算機)的功能。靜態(tài) 或動態(tài)地控制該超聲波診斷裝置主體的動作。特別是，控制單元31通過將 存儲在存儲單元39中的專用程序展開到未圖示的存儲器中，執(zhí)行后述的運 動信息生成功能。
運動信息運算單元37在后述的遵循運動信息生成功能的處理(運動信 息生成處理)中，利用回歸平面等，提取三維空間內(nèi)的組織的旋轉(zhuǎn)成分， 利用它運算有關旋轉(zhuǎn)的運動信息(例如與短軸面內(nèi)的面積重心有關的運動 信息(Rotation或Rotation rate)、作為不同的短軸面間的旋轉(zhuǎn)的差分的運動 信息(Twist或Twist rate)、以及用短軸面間的距離將Twist信息標準化的 運動信息(Torsion或Torsion rate)等)。
存儲單元39是磁盤(軟盤(注冊商標)、硬盤等)、光盤(CD-ROM、 DVD等)、半導體存儲器等的記錄媒體、以及讀取這些記錄媒體中記錄的 信息的裝置。在該存儲單元37中存儲收發(fā)條件、規(guī)定的掃描順序、對應于 各時態(tài)的原始數(shù)據(jù)及超聲波圖像數(shù)據(jù)(例如通過組織多普勒模式、B模式 等射影的組織圖像數(shù)據(jù))、預先生成的每一時態(tài)的體數(shù)據(jù)、與組織的移動矢 量或組織的速度有關的時空分布數(shù)據(jù)、用來實現(xiàn)后述的運動信息生成功能 的程序、診斷信息(患者1D、醫(yī)生的所見等)、診斷草案、身體標記生成 程序等。
操作單元41具有連接在裝置主體上、用來進行來自操作者的各種指示、 關注區(qū)域(ROD的設定指示、各種畫質(zhì)條件設定指示、任意的組織運動信 息的選擇等的鼠標或跟蹤球、模式切換開關、鍵盤等。
收發(fā)單元43是經(jīng)由網(wǎng)絡與其他裝置進行信息收發(fā)的裝置。能夠?qū)⒃诒境暡ㄔ\斷裝置1中得到的超聲波圖像等的數(shù)據(jù)及解析結(jié)果等通過網(wǎng)絡收
發(fā)單元43經(jīng)由網(wǎng)絡傳送給其他裝置。 (運動信息生成功能)
接著，對本超聲波診斷裝置1具備的運動信息生成功能進行說明。該 功能是對于以心臟壁為代表的運動組織在三維空間內(nèi)定義回歸平面的法線 矢量、利用該回歸平面的法線矢量正確地提取組織的旋轉(zhuǎn)成分、利用它生 成有關旋轉(zhuǎn)的運動信息的功能。
另外，在本實施方式中，為了具體說明，而以診斷對象為心臟的情況 下的運動信息生成功能為例。但是，本運動信息生成功能的適用對象并不 限于心臟，只要是實質(zhì)上進行旋轉(zhuǎn)運動的組織，任何部位都可以。
圖2是表示本運動信息生成功能的處理(運送信息生成處理)的流程 的流程圖。以下，按照該圖進行說明。
首先，對于某個患者的心臟的希望的觀察部位或心臟整體等，收集至 少一個心拍量以上的期間的時間序列的體數(shù)據(jù)(以下稱作"時間序列體數(shù) 據(jù)組")(步驟Sl)。即，將關于某個患者的心臟的希望的觀察部位，以某 個時刻為基準，從心尖入口開始，利用二維陣列探頭等，收集時間序列(至 少一個心拍量)的體數(shù)據(jù)。 接著，運動信息運算單元37運算有關基準時態(tài)下的曲面的回歸平面的 法線矢量(步驟S3)。艮P，如圖4所示，運動信息運算單元37按照初始設 定或來自操作者的指示，在基準時態(tài)t^O從短軸方向的網(wǎng)中選擇1個曲面Ci (t0) (i是表示短軸的水平的尾標)，并利用曲面Ci (t0)上的各頂點Pij (to) (j是表示圓周方向的位置的尾標)運算回歸平面C' i的單位法線矢 量nC' i。
優(yōu)選地，利用對應的短軸曲面Ci (t0)上的m個點Pg (t0)的位置通 過2變量的最小二乘法推測回歸平面C' i的單位法線矢量nC' i。這樣的 計算方法中由于之后確定的m個Pij (t0)的平均位置即中心位置Gi (tO) 與回歸平面C' i的距離e足夠小，所以中心位置Gi (tO)成為矢量(tO) 的基準位置，由此可以說這種計算方法是優(yōu)選的。
接著，運動信息運算單元37對于各時態(tài)的各頂點Pij (t)，運算在回歸
平面C' i上的正交射影矢量(步驟S4)。首先，運動信息運算單元37按照
以下的式(1)，通過曲面Ci (t)上的各頂點Pij (t)的平均坐標，求出中
心位置Gi (t)。<formula>formula see original document page 16</formula>
其中，S是取l《j《m的和的運算。此夕卜，m是圓周方向的分割數(shù)。
接著，運動信息運算單元37在各時態(tài)，如圖5所示，利用與從各頂點
Pij (t)向回歸平面C' t引下的垂線的垂足的位置P' ij (t)有關的以下的
式(2),運算各時態(tài)的在回歸平面C' i上的正交射影矢量V' ij (t)。<formula>formula see original document page 16</formula>這里，<formula>formula see original document page 16</formula>
此外，<nC' i， Vij (t)〉表示nC' i與Wj (t)的內(nèi)積。 [使用正交射影矢量的旋轉(zhuǎn)角的計算步驟S5]
接著，如圖5所示，運動信息運算單元37利用各時態(tài)的各頂點的射影 成分矢量V' ij (t)、基準時態(tài)的各頂點的射影成分矢量V' ij (t0)，運算 射影成分矢量彼此所成的角e ij (t)，在各時態(tài)，取得各頂點的相對于基準 時態(tài)的局部的旋轉(zhuǎn)角(Rotation)(步驟S5)。
接著，運動信息運算單元37利用在步驟5中得到的局部的旋轉(zhuǎn)角，運 算與組織的旋轉(zhuǎn)有關的運動信息(步驟S6)。例如，扭轉(zhuǎn)角(Twist)是用兩個圓周方向的曲面間的旋轉(zhuǎn)角的差分定
義的。因而，在將扭轉(zhuǎn)角作為組織運動信息而運算的情況下，將一個旋轉(zhuǎn)
角的長軸方向的水平固定為對應于瓣環(huán)部的i-O的COj (t)，設另一個旋轉(zhuǎn)
角的長軸方向的水平為Cij (t)，通過以下的式(3),求出局部的扭轉(zhuǎn)角即
Twij(t)。另外，在旋轉(zhuǎn)角的單位是[deg.]的情況下，扭轉(zhuǎn)角的單位也為[deg.]。 Twi
") -0 i j ") —0 0 j ") (3)
此外，例如扭轉(zhuǎn)梯度(Torsion:也稱作扭轉(zhuǎn)率)是將兩個圓周方向的
曲面間的扭轉(zhuǎn)角除以運算扭轉(zhuǎn)角的兩個曲面間的距離而定義的。因而，將
一個扭轉(zhuǎn)角的長軸方向的水平(level)固定為對應于瓣環(huán)部的i=0的C0j
(t)，將另一個旋轉(zhuǎn)角的長軸方向的水平作為Cij (t)，通過以下的式(4)，
求出局部的扭轉(zhuǎn)梯度即TbNij (t)。
TbN i j (t) = [Tw i j (t) —TwO j (t) ] /D i 0 j (t) =[{0ij (t)-0Oj (t)卜(0Oj (t)-0Oj (t)}]/DiO j ")
=
/DiOj (t) (4)
其中，Di0j (t)表示Pij (t)與P0j (t)之間的距離。如果設Di0j (t) 的單位為[cm]，則用[(1紹./01!1]表示扭轉(zhuǎn)梯度的單位。此外，由上述式(4) 可知，從扭轉(zhuǎn)角及旋轉(zhuǎn)角的哪個都能夠?qū)С雠まD(zhuǎn)梯度。
接著，利用組織運動信息組，生成映射了運動信息的時間序列的映射 圖像(步驟S7)。例如，圖像生成單元21對生成的組織運動信息組進行彩 碼化并映射到心肌的對應部位上，從而按照各時態(tài)制作體繪制像。另外， 映射組織運動信息的方法并不局限于體繪制處理。例如，只要是表面繪制 像、極映射(Polar-map)圖像、MPR圖像等的具有一覽性的顯示，任何方 法都可以。
〖組織運動圖像的顯示步驟S8]
接著，顯示單元23以規(guī)定的形態(tài)顯示組織運動圖像(步驟S8)。 圖6是表示用本實施方式的方法計算的有關旋轉(zhuǎn)角的組織運動圖像的 顯示形態(tài)的一例的圖。如該圖所示，Cl、 C2、 C3表示水平(level)不同的 左心室的短軸的MPR像，A表示心尖四腔的MPR像，B表示與A正交的心尖(接近于心尖二腔像的截面)的MPR像。這里，在三維空間的內(nèi)膜上 得到的旋轉(zhuǎn)角被變換為圖中的彩碼(在本例中，以逆時針為正而配色為藍 色系，以順時針為負而配色為紅色系)，疊加在對應的MPR像的心肌的關 注區(qū)域(表示內(nèi)外膜邊界的波線內(nèi)部)的位置上而被顯示。此外，在該圖 的左上部，以極映射形式對旋轉(zhuǎn)信息進行彩色變換并顯示。還為了減輕局 部性的噪音的影響，優(yōu)選地將這些局部的旋轉(zhuǎn)信息在圓周方向或長軸方向 等空間方向內(nèi)進行平滑化處理而成為空間上平滑的值。
并且，右下部的時間變化曲線將ASE推薦的16段(在極映射顯示內(nèi) 表示區(qū)域的分割)的各區(qū)域的局部的旋轉(zhuǎn)角的平均值表示為16個曲線 (curve)。該圖表示收縮末期的時態(tài)，表現(xiàn)了瓣環(huán)部位以紅色系(順時針) 旋轉(zhuǎn)、并且心尖部以藍色系(逆時針)旋轉(zhuǎn)，左心室在收縮期中進行扭轉(zhuǎn) 那樣的運動是一目了然的。特別地，根據(jù)極映射顯示，能夠一次掌握遍及 左心室整體的旋轉(zhuǎn)的狀況。另夕卜，用[deg.]單位表示旋轉(zhuǎn)角。
此外，作為三維的旋轉(zhuǎn)信息的顯示而采用了極映射形式，但也可以將 其三維地表面繪制顯示。在此情況下，如圖7所示，優(yōu)選地與上述例子同 樣地對旋轉(zhuǎn)角進行彩色變換、分配到對應的位置上而顯示在反映了心肌的 關注區(qū)域(在本例中是內(nèi)膜)的形狀的邊界面上。根據(jù)這樣的顯示形態(tài)， 雖然不能如極映射顯示那樣一次觀察左心室整體的狀況，但能夠一邊直觀 地掌握心肌的邊界面的形狀， 一邊同時認識對應的部位的旋轉(zhuǎn)的狀況。此 外，在本顯示例中，優(yōu)選地通過使顯示的三維對象旋轉(zhuǎn)而能夠觀察被遮擋 的部位。
此外，在圖8中表示扭轉(zhuǎn)角的信息的極映射的顯示例。雖然圓周方向 的各段在絕對值上有差異，但可以看到心尖部的扭轉(zhuǎn)角比瓣環(huán)部位的扭轉(zhuǎn) 角更大的狀況。
(有關扭轉(zhuǎn)顯示的變形例)
一般，在目前以二維研究的扭轉(zhuǎn)臨床分析方面，多數(shù)情況下評價總體 的(平均的)圓周方向的扭轉(zhuǎn)。這在圖8中也可知，是因為即使在相同水 平的短軸上、所觀察到的扭轉(zhuǎn)角在圓周方向的各段也不均勻。所以，按照 目前為止的例子，在圖9中表示以將局部的扭轉(zhuǎn)角在圓周方向上平均后的 結(jié)果作為扭轉(zhuǎn)角的信息而顯示的例子。圖9的顯示形式與圖6相同，但顯示的壁運動指標從旋轉(zhuǎn)角代替為扭轉(zhuǎn)角。如果這樣，則可知能夠更明確地 評價扭轉(zhuǎn)角隨著從瓣環(huán)水平到中間水平及心尖水平逐漸變大的狀況。
用戶只要根據(jù)該評價用途，在想要對圓周方向的段評價整體的扭轉(zhuǎn)的 情況下使用后者的設定、在想要對圓周方向的段評價局部的扭轉(zhuǎn)的情況下 使用前者的設定就可以。
(有關扭轉(zhuǎn)梯度的顯示的例子)
在圖10中表示扭轉(zhuǎn)梯度的信息的顯示例。該圖是利用在圓周方向上平
均后的扭轉(zhuǎn)角求出的例子。可以看出心尖部的扭轉(zhuǎn)角比瓣環(huán)部位的扭轉(zhuǎn)角
更大的狀況，這一點是和扭轉(zhuǎn)角的圖9是同樣的，但由于Di0j (t)的值根 據(jù)圓周方向的位置而不同，所以為與扭轉(zhuǎn)角不同的分布結(jié)果(參照時間變 化曲線)。這表示由扭轉(zhuǎn)角與扭轉(zhuǎn)率的定義的差異帶來的物理意義的差異。 即，反映了即使是相同的扭轉(zhuǎn)角、如果該兩點(水平)間的距離不同、則 扭轉(zhuǎn)梯度不同。
(有關扭轉(zhuǎn)梯度的顯示的變形例) 上述有關扭轉(zhuǎn)梯度的顯示的例子中的扭轉(zhuǎn)梯度TbNij (t)是將一個扭轉(zhuǎn) 角的長軸方向的水平固定為i-0的COj (t)的所謂瓣環(huán)(Basal)基準的扭 轉(zhuǎn)梯度。所以，在本變形例中，將兩個圓周方向的曲面間的距離作為有關 長軸方向的水平的附近的一定水平(從i-d到i+d的i方向的2d+l的寬度)， 通過下述式定義TrNij (t)。
T rN i j (t) = {TWi + d j (t) —TWi — d j (t) } /D i d j (t)
其中，Didj (t)是Pi+dj (t)與Pi畫dj (t)之間的距離。 本定義的扭轉(zhuǎn)梯度TrNij (t)在與作為前例的TbNij (t)相比更想在長 軸方向評價局部的(Regional)的扭轉(zhuǎn)梯度的情況使用。如果扭轉(zhuǎn)角的在長 軸方向上的變化的方式一定(1次線性)、兩水平間的距離也相同的情況下， TrNij (t)等于TbNij (t)。但是，考慮到一般情況下扭轉(zhuǎn)角的在長軸方向 上的變化的方式并不一定是1次線性的，所以在此情況下TrNij(t)與TbNij (t)為不同的分布。
在圖11中使用圖6的顯示形式表示如上述式那樣求出的局部的扭轉(zhuǎn)梯 度TrNij (t)的信息的顯示例。該圖如實施例3的變形例所示，是使用在圓 周方向取平均的扭轉(zhuǎn)角求出的例子。如上所述可知，輸出與圖10所示的TbNij (t)的結(jié)果不同的分布。另外，本變形例的方法在顯示扭轉(zhuǎn)角的情況下也能夠使用。(效果)
根據(jù)以上所述的本超聲波診斷裝置，對于以心臟壁為代表的運動組織，在三維空間內(nèi)定義有關基準時態(tài)的回歸平面的法線矢量。并且，計算各時態(tài)的各頂點Pij (t)的向回歸平面的正交射影矢量，計算該正交射影矢量彼此所成的角，從而取得各時態(tài)的各頂點Pij (t)的相對于基準時態(tài)的局部的旋轉(zhuǎn)角。這樣，通過利用回歸平面定義旋轉(zhuǎn)角，在短軸的曲面不限于平面的情況、向垂直于曲面的方向有不均勻的運動成分的情況等，也正確地提取組織的旋轉(zhuǎn)成分，利用它生成有關旋轉(zhuǎn)的運動信息。
另一方面，如圖12所示的Wj (to)、 vg (t)的兩個矢量所成的角度e
ij (t)例如可以按照以下的式(5)計算。
0ij (t)-sin-MVij (tO)XVU (t) |/|Vij (tO) |'
I Vi j (t) I (5)
這里，X是指矢量的外積。
在按照該式(5)計算了組織的旋轉(zhuǎn)角的情況下，如果如圖13所示曲面Ci (t)隨著時間經(jīng)過而同樣地向中心軸方向運動(shortening),則即使存在垂直于截面的運動，也能夠如圖14A、圖14B所示那樣得到正確的旋轉(zhuǎn)角。但是，如圖15所示，在有收縮運動的向圓周方向的不均勻性或隨著剪切運動成分而有垂直于旋轉(zhuǎn)方向的不一致的運動成分的情況下，如圖16A、圖16B所示那樣會過大評價旋轉(zhuǎn)角。根據(jù)本超聲波診斷裝置，即使在發(fā)生了這樣的向圓周方向的不均勻的收縮運動等的情況下，也能夠正確地計算組織的旋轉(zhuǎn)成分。(第2實施方式)
接著，對有關本發(fā)明的第2實施方式的超聲波診斷裝置進行說明。在本實施方式中，在想要求出曲面形狀的旋轉(zhuǎn)角的部位向垂直于曲面的方向具有不均勻的運動的情況下，作為通過曲面上的任意的1點得到確切的旋轉(zhuǎn)角的方法，求出"以有關基準時態(tài)(例如t=t0)下的曲面Ci (t0)的回歸平面C' i的法線矢量為旋轉(zhuǎn)軸，根據(jù)定義旋轉(zhuǎn)的兩個矢量彼此的外積矢量的方向與旋轉(zhuǎn)軸所成的角來修正的旋轉(zhuǎn)角"。圖17是表示有關第2實施方式的運動信息生成處理的流程的流程圖。另外，在該圖中，步驟S1 S3的處理、步驟S6 S8的處理與圖2的例子實質(zhì)上是相同的。以下，對步驟S4' 、 S5'的處理的內(nèi)容進行說明。
圖18、圖19、圖20是用來說明步驟S4' 、 S5'的處理的內(nèi)容的圖。如圖18、圖19所示，根據(jù)矢量積的基本性質(zhì)，作為矢量Vij (t0))與矢量Vij (t)的外積的CPij (t)也為矢量，具有正交于矢量Vij (t0)和矢量Vij(t)的兩者的方向(圖18表示了右手系的情況)。
這里，考慮矢量CPij (t)與回歸平面C' i的法線矢量nC' i (參照圖17)所成的角0ij (t)。于是，在Pij (t) =0的情況下，不存在成為問題的垂直于曲面Ci (t)的運動成分。從而可知，矢量Vij (10)與矢量Vij (t)所成的旋轉(zhuǎn)角0ij (t) (t)。
另一方面，在Pij (t) =90度的情況下，意味著曲面Ci (t)的點Pij(t)在圓周方向上不運動(不旋轉(zhuǎn))而僅在垂直于曲面的方向上運動。因而，在此情況下，eij (t) =0。
根據(jù)以上，運動信息運算單元37計算矢量CPij(t)與矢量nC' i所成
的角Pij (t)(步驟S4')。接著，運動信息運算單元37作為一例而如圖
20所示，利用根據(jù)nC' i與CPij (t)的內(nèi)積求出的cos (t))，通過
以下的式(6)對矢量Vij (t0)與矢量Vij (t)所成的角aij (t)進行修正，
從而推測旋轉(zhuǎn)角0ij (t)(步驟S5')。
0 i j (t) =a i j (t) *c o s (/3 i j (t) ) (6)
以下，執(zhí)行圖2所示的步驟S6 S8為止的各處理，例如以圖6等的形態(tài)顯示組織運動信息圖像。
根據(jù)以上所述的本超聲波診斷裝置，對于以心臟壁為代表的運動組織，將基準時態(tài)t0的矢量Vij (t0)與任意時態(tài)t的矢量Wj (t)所成的角a ij(t)，利用矢量Vij (t0)及(t)的外積矢量與在三維空間內(nèi)有關基準時態(tài)tO的回歸平面的法線矢量nC' i所成的角eij (t)進行修正，取得正確的旋轉(zhuǎn)角。因而，在短軸的曲面不限于平面的情況、向垂直于曲面的方向有不均勻的運動成分的情況等，也正確地提取組織的旋轉(zhuǎn)成分，并利用它生成有關旋轉(zhuǎn)的運動信息。
另外，本發(fā)明并限定于上述實施方式原樣，在實施階段中在不脫離其主旨的范圍內(nèi)能夠?qū)⒔Y(jié)構(gòu)要素變形而具體化。作為具體的變形例，有以下這樣的例子。
(1) 例如，有關本實施方式的各功能也可以通過將執(zhí)行該處理的程序裝載到工作站等的計算機中、將它們在存儲器中展開來實現(xiàn)。此時，能夠使計算機執(zhí)行該方法的程序也可以保存在磁盤(軟盤(注冊商標)、硬盤等)、
光盤(CD-ROM、 DVD等)、半導體存儲器等的記錄媒體中而發(fā)布。
(2) 在上述各實施方式中，為了使說明變得容易理解，以使用由超聲波診斷裝置取得的有關心臟的超聲波圖像數(shù)據(jù)的情況為例進行了說明。但是，本發(fā)明的技術思想并不限定于使用超聲波圖像數(shù)據(jù)的情況。例如，使用利用磁共振成像裝置取得的有關心臟的磁共振圖像數(shù)據(jù)、或者使用X射線計算機斷層射影裝置(X射線CT裝置)取得的有關心臟的CT圖像數(shù)據(jù)，也能夠?qū)π呐K組織運算三維空間中的局部的旋轉(zhuǎn)信息。
此外，通過在上述實施方式中公開的多個結(jié)構(gòu)要素的適當?shù)慕M合，能夠形成各種發(fā)明。例如，也可以從實施方式所示的所有結(jié)構(gòu)要素中刪除某幾個結(jié)構(gòu)要素。進而，也可以將跨越不同的實施方式的結(jié)構(gòu)要素適當組合。
權利要求
1、一種超聲波診斷裝置，其特征在于，具備數(shù)據(jù)取得單元，取得用超聲波對心臟進行掃描而得到的接收信號，作為至少一個心拍以上的體數(shù)據(jù)；設定單元，在上述至少一個心拍以上的體數(shù)據(jù)的規(guī)定的心時態(tài)，設定心肌的關注區(qū)域；運算單元，運算與上述心肌的關注區(qū)域有關的局部的三維移動矢量信息；追蹤單元，利用上述局部的三維移動矢量信息追蹤上述規(guī)定的心時態(tài)以外的上述心肌的關注區(qū)域的三維位置，從而取得至少一個心拍以上的上述心肌的關注區(qū)域的三維位置信息；旋轉(zhuǎn)角運算單元，運算與上述心臟的圓周方向有關的曲面的、或者向心臟的長軸方向的運動成分的至少一個與上述圓周方向不一致的情況的影響被消除了的、與上述圓周方向有關的曲面的局部位置的旋轉(zhuǎn)角；運動信息取得單元，利用上述旋轉(zhuǎn)角，取得有關旋轉(zhuǎn)的組織運動信息；以及顯示單元，以規(guī)定的形態(tài)顯示有關上述旋轉(zhuǎn)的組織運動信息。
2、 如權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述運動信息取得單元利用在上述心臟的長軸方向上被分割為多個的各個與圓周方向有關的曲面上運算的上述旋轉(zhuǎn)角，通過兩個圓周方向的上 述旋轉(zhuǎn)角的差分取得有關扭轉(zhuǎn)角的上述組織運動信息，上述超聲波診斷裝置還具備顯示單元，該顯示單元以規(guī)定的形態(tài)顯示 有關上述扭轉(zhuǎn)角的上述組織運動信息。
3、 如權利要求l所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述運動信息取得單元利用在上述心臟的長軸方向上被分割為多個的各個與圓周方向有關的曲面上運算的上述旋轉(zhuǎn)角和上述心肌的關注區(qū)域三 維位置信息，取得兩個圓周方向的有關扭轉(zhuǎn)梯度的上述組織運動信息，上述超聲波診斷裝置還具備顯示單元，該顯示單元以規(guī)定的形態(tài)顯示 有關上述扭轉(zhuǎn)梯度的上述組織運動信息。
4、 如權利要求2所述的超聲波診斷裝置，其特征在于，上述兩個圓周方向上的上述旋轉(zhuǎn)角的一個的長軸方向的位置設定于上 述心臟的瓣環(huán)部位。
5、 如權利要求3所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述兩個圓周方向上的上述旋轉(zhuǎn)角的一個的長軸方向的位置設定于上述心臟的瓣環(huán)部位。
6、 如權利要求2所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 取上述兩個圓周方向上的上述旋轉(zhuǎn)角的對的、上述長軸方向上的位置設定在相互的附近。
7、 如權利要求3所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 取上述兩個圓周方向上的上述旋轉(zhuǎn)角的對的、上述長軸方向上的位置設定在相互的附近。
8、 如權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述旋轉(zhuǎn)角運算單元，求出各心時態(tài)的對于與上述圓周方向有關的曲面的旋轉(zhuǎn)中心位置；在作為基準的規(guī)定心時態(tài)，計算對于與上述圓周方向有關的曲面的回 歸平面的法線矢量；在各心時態(tài)，計算用來求出上述旋轉(zhuǎn)角的、將上述曲面上的任意1點 與上述旋轉(zhuǎn)中心位置連接的線的矢量；利用上述法線矢量計算上述線的矢量在上述回歸平面上的正交射影成 分矢量；計算上述作為基準的時態(tài)下的上述正交射影成分矢量與各心時態(tài)下的 上述正交射影成分矢量所成的角。
9、 如權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述旋轉(zhuǎn)角運算單元，求出各心時態(tài)的對于與上述圓周方向有關的曲面的旋轉(zhuǎn)中心位置；在作為基準的規(guī)定心時態(tài)，計算對于與上述圓周方向有關的曲面的回 歸平面的法線矢量；在各心時態(tài)，計算用來求出上述旋轉(zhuǎn)角的將上述曲面上的任意1點與 上述旋轉(zhuǎn)中心位置連接的線的矢量；計算上述作為基準的規(guī)定心時態(tài)下的上述線的矢量與各時態(tài)下的上述線的矢量的外積矢量；根據(jù)上述法線矢量與上述外積矢量所成的角，運算與上述圓周方向有 關的曲面的局部位置的旋轉(zhuǎn)角。
10、 如權利要求8所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 利用使用了與上述圓周方向有關的曲面上的多個點的位置的最小二乘法，推測上述回歸平面的法線矢量。
11、 如權利要求9所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 利用使用了與上述圓周方向有關的曲面上的多個點的位置的最小二乘法，推測上述回歸平面的法線矢量。
12、 如權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于， 上述運動信息取得單元基于在與上述圓周方向有關的曲面上的多個點上運算的旋轉(zhuǎn)角，運算與有關上述旋轉(zhuǎn)的組織運動信息有關的在上述圓周 方向上的平均值。
13、 一種圖像處理裝置，其特征在于，具備存儲單元，存儲至少在一個心拍以上的期間取得的、有關心臟的體數(shù)據(jù)；設定單元，在上述至少一個心拍以上的體數(shù)據(jù)的規(guī)定的心時態(tài)，設定 心肌的關注區(qū)域；運算單元，運算與上述心肌的關注區(qū)域有關的局部的三維移動矢量信息；追蹤單元，利用上述局部的三維移動矢量信息，追蹤上述規(guī)定的心時 態(tài)以外的上述心肌的關注區(qū)域的三維位置，從而取得至少一個心拍以上的 上述心肌的關注區(qū)域的三維位置信息；旋轉(zhuǎn)角運算單元，運算與上述心臟的圓周方向有關的曲面的、或者向 心臟的長軸方向的運動成分的至少一個與上述圓周方向不一致的情況的影 響被消除了的、與上述圓周方向有關的曲面的局部位置的旋轉(zhuǎn)角；運動信息取得單元，利用上述旋轉(zhuǎn)角，取得有關旋轉(zhuǎn)的組織運動信息;顯示單元，以規(guī)定的形態(tài)顯示有關上述旋轉(zhuǎn)的組織運動信息。
14、 如權利要求13所述的圖像處理裝置，其特征在于， 有關上述心臟的體數(shù)據(jù)是通過超聲波診斷裝置、X射線計算機斷層射影裝置、磁共振成像裝置中的任一種取得的。
15、 如權利要求13所述的圖像處理裝置，其特征在于， 上述運動信息取得單元利用在上述心臟的長軸方向上被分割為多個的各個與圓周方向有關的曲面上運算的上述旋轉(zhuǎn)角，通過兩個圓周方向的上 述旋轉(zhuǎn)角的差分取得有關扭轉(zhuǎn)角的上述組織運動信息，上述圖像處理裝置還具備顯示單元，該顯示單元以規(guī)定的形態(tài)顯示有 關上述扭轉(zhuǎn)角的上述組織運動信息。
16、 如權利要求13所述的圖像處理裝置，其特征在于，上述運動信息取得單元利用在上述心臟的長軸方向上被分割為多個的 各個與圓周方向有關的曲面上運算的上述旋轉(zhuǎn)角和上述心肌的關注區(qū)域三 維位置信息，取得兩個圓周方向的有關扭轉(zhuǎn)梯度的上述組織運動信息，上述圖像處理裝置還具備顯示單元，該顯示單元以規(guī)定的形態(tài)顯示有 關上述扭轉(zhuǎn)梯度的上述組織運動信息。
17、 如權利要求15所述的圖像處理裝置，其特征在于，上述兩個圓周方向上的上述旋轉(zhuǎn)角的一個的長軸方向的位置設定于上 述心臟的瓣環(huán)部位。
18、 如權利要求16所述的圖像處理裝置，其特征在于， 上述兩個圓周方向上的上述旋轉(zhuǎn)角的一個的長軸方向的位置設定于上述心臟的瓣環(huán)部位。
19、 如權利要求15所述的圖像處理裝置，其特征在于， 取上述兩個圓周方向上的上述旋轉(zhuǎn)角的對的、上述長軸方向上的位置設定在相互的附近。
20、 如權利要求16所述的圖像處理裝置，其特征在于， 取上述兩個圓周方向上的上述旋轉(zhuǎn)角的對的、上述長軸方向上的位置設定在相互的附近。
21、 如權利要求13所述的圖像處理裝置，其特征在于， 上述旋轉(zhuǎn)角運算單元，求出各心時態(tài)的對于與上述圓周方向有關的曲面的旋轉(zhuǎn)中心位置； 在作為基準的規(guī)定心時態(tài)，計算對于與上述圓周方向有關的曲面的回 歸平面的法線矢量；在各心時態(tài)，計算用來求出上述旋轉(zhuǎn)角的將上述曲面上的任意1點與上述旋轉(zhuǎn)中心位置連接的線的矢量；利用上述法線矢量計算上述線的矢量在上述回歸平面上的正交射影成 分矢量；計算上述作為基準的時態(tài)下的上述正交射影成分矢量與各心時態(tài)下的 上述正交射影成分矢量所成的角。
22、 如權利要求13所述的圖像處理裝置，其特征在于， 上述旋轉(zhuǎn)角運算單元，求出各心時態(tài)的對于與上述圓周方向有關的曲面的旋轉(zhuǎn)中心位置；在作為基準的規(guī)定心時態(tài)，計算對于與上述圓周方向有關的曲面的回 歸平面的法線矢量；在各心時態(tài)，計算用來求出上述旋轉(zhuǎn)角的將上述曲面上的任意1點與 上述旋轉(zhuǎn)中心位置連接的線的矢量；計算上述作為基準的規(guī)定心時態(tài)下的上述線的矢量與各時態(tài)下的上述 線的矢量的外積矢量；根據(jù)上述法線矢量與上述外積矢量所成的角，運算與上述圓周方向有 關的曲面的局部位置的旋轉(zhuǎn)角。
23、 如權利要求21所述的圖像處理裝置，其特征在于， 利用使用了與上述圓周方向有關的曲面上的多個點的位置的最小二乘法，推測上述回歸平面的法線矢量。
24、 如權利要求22所述的圖像處理裝置，其特征在于， 利用使用了與上述圓周方向有關的曲面上的多個點的位置的最小二乘法，推測上述回歸平面的法線矢量。
25、 如權利要求13所述的圖像處理裝置，其特征在于， 上述運動信息取得單元基于在與上述圓周方向有關的曲面上的多個點上運算的旋轉(zhuǎn)角，運算與有關上述旋轉(zhuǎn)的組織運動信息有關的上述圓周方 向上的平均值。
26、 一種圖像處理方法，其特征在于，包括 取得至少一個心拍以上的有關心臟的體數(shù)據(jù)；在上述至少一個心拍以上的體數(shù)據(jù)的規(guī)定的心時態(tài)，設定心肌的關注區(qū)域；運算與上述心肌的關注區(qū)域有關的局部的三維移動矢量信息；利用上述局部的三維移動矢量信息，追蹤上述規(guī)定的心時態(tài)以外的上 述心肌的關注區(qū)域的三維位置，從而取得至少一個心拍以上的上述心肌的 關注區(qū)域的三維位置信息；運算與上述心臟的圓周方向有關的曲面的、或者向心臟的長軸方向的 運動成分的至少一個與上述圓周方向不一致的情況的影響被消除了的、與 上述圓周方向有關的曲面的局部位置的旋轉(zhuǎn)角；利用上述旋轉(zhuǎn)角，取得有關旋轉(zhuǎn)的組織運動信息；以規(guī)定的形態(tài)顯示有關上述旋轉(zhuǎn)的組織運動信息。
全文摘要
一種超聲波診斷裝置、圖像處理裝置及圖像處理方法，對于以心臟壁為代表的運動組織，在三維空間內(nèi)定義有關基準時態(tài)的回歸平面的法線矢量。并且，利用回歸平面的法線矢量計算各時態(tài)的各頂點(Pij(t))的向回歸平面的正交射影矢量、計算該正交射影矢量彼此所成的角，從而取得各時態(tài)的各頂點(Pij(t))相對于基準時態(tài)的局部的旋轉(zhuǎn)角。
文檔編號A61B8/08GK101658433SQ20091017101
公開日2010年3月3日 申請日期2009年8月28日 優(yōu)先權日2008年8月29日
發(fā)明者阿部康彥 申請人:株式會社東芝;東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會社