JP2002330967A - Ultrasonic diagnostic instrument - Google Patents
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は超音波診断装置に関
し、特に心臓の断層画像上において左室を抽出する装置
に関する。The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly to an apparatus for extracting a left ventricle on a tomographic image of a heart.
【０００２】[0002]
【従来の技術】現在、医療分野では超音波診断が広く利
用されている。特に心臓のエコー検査は心臓の疾病診断
上有用であり、その検査方法として、心臓の断層をいわ
ゆるＢモード画像（二次元断層画像）として表示するも
のが知られている。従来の超音波診断装置の中には、心
機能を計測するモードをもったものがある。かかる超音
波診断装置においては、Ｂモード画像に対して、例えば
二値化処理及び輪郭抽出がなされ、これにより心腔部分
がＢモード画像から抽出される。そして、抽出された画
像を分析することにより、心機能に関する情報が取得さ
れる。具体的には、各フレームのＢモード画像上におい
て左室が抽出され、例えば、左室の面積や体積の時間変
化がグラフ表示される。これは心筋梗塞などの疾病診断
に役立てられる。ちなみに、特開平９−２５３０８５号
公報には関連する技術が開示されている。2. Description of the Related Art At present, ultrasonic diagnosis is widely used in the medical field. In particular, echocardiography of the heart is useful in diagnosing a disease of the heart, and a method of displaying a tomogram of the heart as a so-called B-mode image (two-dimensional tomographic image) is known as an inspection method. Some conventional ultrasonic diagnostic apparatuses have a mode for measuring cardiac function. In such an ultrasonic diagnostic apparatus, for example, binarization processing and contour extraction are performed on the B-mode image, whereby the heart chamber portion is extracted from the B-mode image. Then, by analyzing the extracted image, information on the heart function is obtained. Specifically, the left ventricle is extracted on the B-mode image of each frame, and, for example, the time change of the area or volume of the left ventricle is displayed in a graph. This is useful for diagnosing diseases such as myocardial infarction. Incidentally, Japanese Patent Application Laid-Open No. 9-253085 discloses a related technique.
【０００３】従来、左室の抽出においては、例えば心臓
の拡張末期のＢモード画像をフリーズした状態におい
て、左室部分を囲む関心領域（ＲＯＩ）が設定される。
このような関心領域を設定することにより、各フレーム
のＢモード画像において、感度が低い部分で左室の輪郭
がとぎれ、領域抽出処理が外方向へ発散してしまう問題
を防止し、また、僧帽弁を介して左室に連接する左房の
全体まで領域抽出処理が及んでしまう問題を防止してい
る。Conventionally, in extracting a left ventricle, a region of interest (ROI) surrounding the left ventricle is set, for example, in a state where a B-mode image of the end diastole of the heart is frozen.
By setting such a region of interest, in the B-mode image of each frame, the contour of the left ventricle is cut off at a low-sensitivity portion, and the problem that the region extraction processing diverges outward is prevented. The problem that the region extraction processing extends to the entire left atrium connected to the left ventricle via the mitral valve is prevented.
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、特に心
臓の収縮時において、心臓のねじれ運動や並進運動もあ
って、関心領域内に左房の一部あるいは大部分が進入し
てくる問題があり、この点について上記従来技術では解
決できなかった。すなわち、かかる部分まで画像処理の
際に左室領域として抽出されてしまうと過大評価がなさ
れ、正確な疾病診断を行えないおそれがあった。However, there is a problem that a part or most of the left atrium enters the region of interest, especially when the heart contracts, due to the torsion and translation of the heart. This point cannot be solved by the above-mentioned conventional technology. That is, if such a portion is extracted as a left ventricle region during image processing, it is overestimated, and there is a possibility that accurate disease diagnosis cannot be performed.
【０００５】本発明は上記課題に鑑みてなされたもので
あり、その目的は、超音波画像に含まれる特定領域を精
度よく抽出することにある。The present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to accurately extract a specific area included in an ultrasonic image.
【０００６】本発明の他の目的は、左室を左房から切り
離して領域抽出を行えるようにすることにある。Another object of the present invention is to enable the left ventricle to be separated from the left atrium and to perform region extraction.
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明に係る超音波診断装置は、注目領域と隣接領
域とが連接してなる心腔領域を含む一連の超音波画像列
を形成する画像形成手段と、前記一連の超音波画像列に
おいて各フレームの超音波画像に対して、心臓の周期的
運動に追従させて、前記注目領域と前記隣接領域とを分
離する分離ラインを設定する設定手段と、前記各フレー
ムの超音波画像ごとに、前記分離ラインによって分離さ
れた前記注目領域を抽出する抽出手段と、を含むことを
特徴とする。In order to achieve the above object, an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention provides a series of ultrasonic image sequences including a heart chamber region in which a region of interest and an adjacent region are connected. An image forming unit to be formed, and a separation line for separating the attention area and the adjacent area by setting the ultrasound image of each frame in the series of ultrasound image sequences to follow the periodic motion of the heart. Setting means for extracting the target area separated by the separation line for each ultrasonic image of each frame.
【０００８】上記構成によれば、一連の超音波画像列は
時間軸方向に並んだ複数の超音波画像であり、それらは
動画像を構成する。各フレームの超音波画像ごとに分離
ラインが心臓の周期的運動に追従して設定され、各フレ
ームごとに注目領域と隣接領域を適応的に分離できるの
で、その分離ラインの一方側（注目領域側）を領域抽出
の対象とすることによって、注目領域の抽出精度を高め
られる。[0008] According to the above arrangement, a series of ultrasonic image sequences are a plurality of ultrasonic images arranged in the time axis direction, and they constitute a moving image. A separation line is set for each ultrasonic image of each frame so as to follow the periodic motion of the heart, and the attention area and the adjacent area can be adaptively separated for each frame. Therefore, one side of the separation line (the attention area side) ) Is targeted for region extraction, thereby improving the extraction accuracy of the region of interest.
【０００９】好適な態様では、前記超音波診断装置は、
前記一連の超音波画像列における各フレームの超音波画
像に対して、前記注目領域を包含する所定形状を備えた
関心領域を設定する関心領域設定手段を含み、前記抽出
手段は、前記関心領域内であって前記分離ラインの一方
側の領域を前記注目領域として抽出することを特徴とす
る。In a preferred aspect, the ultrasonic diagnostic apparatus comprises:
The ultrasonic image of each frame in the series of ultrasonic image sequences includes a region of interest setting unit that sets a region of interest having a predetermined shape including the region of interest, and the extracting unit includes: And extracting a region on one side of the separation line as the region of interest.
【００１０】この構成によれば、関心領域内且つ分離ラ
インの一方側の領域として注目領域の抽出処理範囲が規
定される。よって、単に関心領域のみを設定する場合に
比べて、注目領域の抽出処理範囲をより的確に設定でき
る。According to this configuration, the extraction processing range of the attention area is defined as an area within the area of interest and on one side of the separation line. Therefore, the extraction processing range of the region of interest can be set more accurately than when only the region of interest is simply set.
【００１１】また別の態様では、前記超音波診断装置
は、前記分離ラインの周期的運動の条件をユーザ設定す
るための入力する手段を含み、前記設定手段は、前記ユ
ーザ設定された周期的運動の条件に従って、前記各フレ
ームの超音波画像ごとに前記分離ラインを設定すること
を特徴とする。望ましくは、前記超音波診断装置は、心
臓の周期的運動を示す生体信号を測定する測定器からの
生体信号が入力される生体信号入力部を備え、前記設定
手段は、前記生体信号に従って前記各フレームの超音波
画像ごとに前記分離ラインを設定する。[0011] In another aspect, the ultrasonic diagnostic apparatus includes an input unit for setting a condition of the periodic movement of the separation line by a user, and the setting unit includes the user-set periodic motion. The separation line is set for each ultrasonic image of each frame according to the following condition: Preferably, the ultrasonic diagnostic apparatus includes a biological signal input unit to which a biological signal from a measuring device that measures a biological signal indicating a periodic motion of the heart is input, and the setting unit performs the setting according to the biological signal. The separation line is set for each ultrasonic image of the frame.
【００１２】[0012]
【本発明の実施の形態】図１及び図２を用いて本実施形
態に係る画像処理の原理を説明する。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS The principle of image processing according to the present embodiment will be described with reference to FIGS.
【００１３】図１（Ａ）には、心臓の拡張末期における
左室１００及び左房１０２が連接してなる心腔領域１０
４を表すＢモード画像が示されている。心壁１１１の内
側は心内膜（左室の輪郭）１０６であり、符号１０８は
心外膜を示している。図１（Ｂ）には、心臓の収縮末期
における上記と同じ心腔領域１０４を示すＢモード画像
が示されている。なお、図１（Ａ）及び図１（Ｂ）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。FIG. 1A shows a heart chamber region 10 in which a left ventricle 100 and a left atrium 102 are connected at the end of diastole of the heart.
A B-mode image representing No. 4 is shown. The inside of the heart wall 111 is an endocardium (outline of the left ventricle) 106, and reference numeral 108 denotes an epicardium. FIG. 1B shows a B-mode image showing the same heart chamber region 104 as above at the end systole of the heart. In FIGS. 1A and 1B, the X axis is a horizontal direction in the display coordinate system, and the Y axis is a vertical axis in the display coordinate system.
【００１４】周知のように、心腔領域１０４内には血液
が満たされ、当該領域では比較的エコーデータの値が小
さいため、Ｂモード画像上で心腔領域１０４は概ね暗く
表現される。一方、心壁１１１は、心腔領域１０４に比
べて輝度値は比較的高い。特に、左室１００と左房１０
２の間にある僧帽弁１１０のつけね（根本）は、Ｂモー
ド画像上において、かなり輝度が高いことが知られてい
る。よって、Ｂモード画像を観察する上で、その高輝度
部分を特定するのは容易であり、後述する分離ラインの
設定に当たって、その高輝度部分を画像上の目安とする
ことができる。As is well known, the heart cavity region 104 is filled with blood, and the value of the echo data is relatively small in the region. Therefore, the heart cavity region 104 is represented almost dark on the B-mode image. On the other hand, the brightness value of the heart wall 111 is relatively higher than that of the heart chamber region 104. In particular, the left ventricle 100 and the left atrium 10
It is known that the flap (root) of the mitral valve 110 located between the two is considerably brighter on the B-mode image. Therefore, when observing the B-mode image, it is easy to specify the high-brightness portion, and the high-brightness portion can be used as a guide on the image when setting a separation line described later.
【００１５】関心領域（ＲＯＩ）１１２は、左室１００
の抽出処理範囲を定める公知のものであり、例えば、心
臓の拡張末期における（フリーズされた）Ｂモード画像
上において、ユーザーによって設定される。このＲＯＩ
１１２は、例えば楕円形状を有し、本実施形態では、各
フレームの超音波画像に対して、共通の位置及び形状で
ＲＯＩ１１２が設定されるが、各フレームごとにそれを
動的に変動させてもよい。左室１００は半楕円形状、ハ
ート形状、砲弾形状といった形態を有しており、左室１
００の形状とＲＯＩ１１２の形状の関係から、心臓時相
にもよるが、左房１０２の全部又は一部がＲＯＩ１１２
内に取り込まれる。例えば、ＲＯＩ１１２内に左房１０
２が取り込まれ、その場合において、左室１００の領域
抽出処理が僧帽弁１１０を越えて左房１０２内へ進行し
た場合には、ＲＯＩ１１２内に入り込んだ左房領域が左
室としてみなされ、それも一緒に抽出されてしまう可能
性がある。The region of interest (ROI) 112 is the left ventricle 100
, For example, is set by the user on a (frozen) B-mode image at the end diastole of the heart. This ROI
112 has, for example, an elliptical shape, and in the present embodiment, the ROI 112 is set at a common position and shape with respect to the ultrasonic image of each frame, but is dynamically changed for each frame. Is also good. The left ventricle 100 has a shape such as a semi-elliptical shape, a heart shape, and a shell shape.
Due to the relationship between the shape of the ROI 112 and the shape of the ROI 112, depending on the cardiac phase, all or part of the left atrium 102 may be ROI 112.
Is taken in. For example, the left atrium 10
In this case, when the region extraction processing of the left ventricle 100 proceeds into the left atrium 102 beyond the mitral valve 110, the left atrial region that has entered the ROI 112 is regarded as the left ventricle. It may be extracted together.
【００１６】そこで、本実施形態においては、各フレー
ムのＢモード画像ごとに、ＲＯＩ１１２に加えて、それ
を横断する分離ライン１１４が設定される。例えば図１
（Ａ）のように、この分離ライン１１４は、左室１００
と左房１０２とを分離する直線であって、僧帽弁１１０
を横から跨ぐように設定される。結果として、楕円形状
のＲＯＩ１１２を横方向から切断するような位置関係で
分離ライン１１４が設定される。この分離ライン１１４
は、ＲＯＩ１１２内の領域を分割し、その一方側のみを
領域抽出処理として制限するための分割線に相当する。Therefore, in the present embodiment, in addition to the ROI 112, a separation line 114 crossing the ROI 112 is set for each B-mode image of each frame. For example, FIG.
As shown in (A), the separation line 114 is connected to the left ventricle 100.
A straight line separating the left atrium 102 and the mitral valve 110
Is set to straddle from the side. As a result, the separation line 114 is set in such a positional relationship as to cut the elliptical ROI 112 from the lateral direction. This separation line 114
Corresponds to a dividing line for dividing an area in the ROI 112 and restricting only one side as the area extraction processing.
【００１７】このＲＯＩ１１２を各フレームのＢモード
画像上に自動設定するため、本実施形態においては、分
離ライン１１４についての初期設定及びパラメータ登録
がなされる。In order to automatically set the ROI 112 on the B-mode image of each frame, in this embodiment, initial setting and parameter registration of the separation line 114 are performed.
【００１８】まず、分離ライン１１４の初期設定時にお
いては、例えば、心臓の拡張末期において、その時点で
のフリーズされたＢモード画像上を観察することによっ
て、目視判断によって図１（Ａ）のように分離ライン１
１４がユーザー設定される。このユーザ設定によって、
例えば、分離ライン１１４の初期位置を決定するパラメ
ータである基準点Ｐ（Ｘ１、Ｙ１）と分離ラインの傾き
αとが登録される。基準点Ｐは、例えば、前述した高輝
度の位置（僧帽弁の一方のつけね上）に登録され、傾き
αは、ここではＹの増分に対するＸの増分としての意味
を有し、その基準点Ｐを通る直線の傾きとして登録され
る。First, when the separation line 114 is initially set, for example, at the end of diastole of the heart, by observing the frozen B-mode image at that time, visual judgment is made as shown in FIG. Separation line 1
14 is set by the user. With this user setting,
For example, the reference point P (X1, Y1), which is a parameter for determining the initial position of the separation line 114, and the inclination α of the separation line are registered. The reference point P is registered, for example, at the above-described high-brightness position (on one of the mitral valves), and the slope α has a meaning as an increment of X with respect to an increment of Y here. It is registered as the inclination of a straight line passing through the point P.
【００１９】次に、心臓の動きに追従して、分離ライン
１１４が各フレームごとに適応的に設定されるようにす
るため、必要な幾つかのパラメータがユーザー設定され
る。本実施形態においては、分離ラインは、演算簡略化
のため、前記心臓周期運動に応じて傾き不変の平行移動
を行うものとして構成されており、必要なパラメータ
は、例えば、拡張末期から収縮末期までの超音波画像フ
レーム数Ｎ、及び、個々のフレーム間で分離ラインが移
動するＹ軸方向の移動刻みΔＥである。Next, in order to follow the movement of the heart and to allow the separation line 114 to be set adaptively for each frame, some necessary parameters are set by the user. In the present embodiment, the separation line is configured to perform a tilt-invariant parallel movement according to the cardiac cycle motion for simplicity of calculation, and necessary parameters are, for example, from end diastole to end systole. Are the number N of ultrasonic image frames, and the moving increment ΔE in the Y-axis direction in which the separation line moves between individual frames.
【００２０】フレーム数Ｎは、Ｂモード画像のフレーム
レートから定まる各フレーム間の時間間隔ｔ、及び、拡
張末期と収縮末期間の時間Ｔ、により定まり、Ｎ＝Ｔ/
ｔの関係がある。ここで図２を用いて、時間Ｔについて
説明する。The number of frames N is determined by a time interval t between each frame determined from the frame rate of the B-mode image and a time T between end diastole and end systole, and N = T /
There is a relationship of t. Here, the time T will be described with reference to FIG.
【００２１】図２には、心臓の周期運動における一周期
の心電波形が示されている。その図において、時間ｔ０
におけるピークが左室の拡張末期を表すＲ波であり、時
間ｔ１におけるピークが左室の収縮末期におけるＴ波で
ある。よって、時間Ｔは、Ｔ＝ｔ１−ｔ０と表せる。時
間Ｔはあらかじめ心電波形から求めた値をユーザがマニ
ュアル設定してもよいが、このように、心電計からの心
電信号に対するピーク検出などの手法を利用して、自動
的に計測するようにしてもよい。FIG. 2 shows an electrocardiographic waveform of one cycle in the cyclic motion of the heart. In the figure, time t0
Is the R wave representing the end diastole of the left ventricle, and the peak at time t1 is the T wave at the end systole of the left ventricle. Therefore, the time T can be expressed as T = t1−t0. The time T may be manually set in advance by a user to a value previously obtained from an electrocardiographic waveform, but is automatically measured using a method such as peak detection for an electrocardiographic signal from an electrocardiograph. You may do so.
【００２２】図１（Ｂ）において、拡張末期の超音波画
像と収縮末期の超音波画像との間で、上記高輝度部分な
どの移動量を特定することによって分離ラインが移動す
るＹ軸方向の移動量Ｅが認定できる。ここで移動量Ｅは
移動方向によらず正とする。移動刻みΔＥは、移動量Ｅ
と、フレーム数Ｎと、により定まり、ΔＥ＝Ｅ/Ｎによ
り求まる。In FIG. 1B, the moving amount of the high-luminance portion or the like is specified between the end-diastolic ultrasonic image and the end-systolic ultrasonic image in the Y-axis direction in which the separation line moves. The movement amount E can be certified. Here, the moving amount E is positive regardless of the moving direction. The movement increment ΔE is equal to the movement amount E
And the number of frames N, and is determined by ΔE = E / N.
【００２３】図１（Ｂ）には、心臓の収縮末期における
心腔領域１０４のＢモード画像が示されている。収縮末
期における僧帽弁１１０の位置等から、拡張末期の分離
ライン１１４−１から収縮末期の分離ライン１１４−４
への移動量Ｅがユーザーによって入力され、あるいは、
自動的に演算される。FIG. 1B shows a B-mode image of the heart chamber region 104 at the end of systole of the heart. From the position of the mitral valve 110 in the end-systole, etc., the separation line 114-1 in the end-diastole to the separation line 114-4 in the end-systole are determined.
Is input by the user, or
It is calculated automatically.
【００２４】本実施形態において、移動量Ｅとフレーム
数Ｎが登録されると、それらから移動刻みΔＥが演算さ
れる。そして、以下に詳述するように、その移動刻みΔ
Ｅを用いて、心臓の動きに追従させた分離ラインの自動
設定が実現される。ここで、第１番目のフレームを例え
ば、心臓の拡張末期とした場合は、分離ラインの設定開
始タイミングを図２の心電波形のＲ波と同期させればよ
い。In this embodiment, when the movement amount E and the number of frames N are registered, a movement increment ΔE is calculated from them. Then, as described in detail below, the movement increment Δ
Using E, automatic setting of the separation line following the movement of the heart is realized. Here, when the first frame is, for example, the end-diastole of the heart, the setting start timing of the separation line may be synchronized with the R wave of the electrocardiographic waveform in FIG.
【００２５】ここで簡単のためにｎが１≦ｎ≦Ｎの範囲
にあるものとする。ｎ番目フレームは拡張末期から収縮
末期までの期間に得られたものである。図１（Ｂ）にお
いて、第ｎ番目フレームにおける分離ライン１１４−２
は、Ｘ＝α×（Ｙ−Ｙ１）＋Ｘ１＋α×ｎ×ΔＥに基づ
いて生成される。第（ｎ＋１）番目フレームにおける分
離ライン１１４−３は、上式中のｎをｎ＋１に置き換え
た式に基づいて生成され、これはｎ番目フレームにおけ
る分離ライン１１４−２を図中、移動刻みΔＥで平行移
動させたものに対応している。Here, for simplicity, it is assumed that n is in the range of 1 ≦ n ≦ N. The n-th frame is obtained during the period from the end diastole to the end systole. In FIG. 1B, the separation line 114-2 in the n-th frame is used.
Is generated based on X = α × (Y−Y1) + X1 + α × n × ΔE. The separation line 114-3 in the (n + 1) -th frame is generated based on the above equation in which n is replaced with n + 1. This is obtained by dividing the separation line 114-2 in the n-th frame by a movement step ΔE in the figure. It corresponds to the one that has been translated.
【００２６】以上のように、各フレームごとに、関心領
域の他に分離ライン１１４が設定されると、各フレーム
ごとに左室の領域抽出処理が実行される。この場合、そ
の領域抽出処理の範囲は、ＲＯＩ１１２内であって分離
ライン１１４の上側に制限される。その制限範囲内で、
公知の各種手法を利用して左室１００の領域抽出がなさ
れる。例えば、領域抽出の手法としては、左室１００の
中心点あるいは重心点から放射状に多数の検出ラインを
仮想的に設定し、各検出ライン上においてエッジ検出を
行って内膜１０６を特定し、各エッジを相互連結する手
法をあげることができる。この場合、内膜１０６が完全
に閉ループとなっていないなどのため、領域抽出処理が
僧帽弁１１０を越えて左房１０２側へ進行しようとして
も、その領域抽出は分離ライン１１４への到達をもって
制止される。As described above, when the separation line 114 is set in addition to the region of interest for each frame, the region extraction processing of the left ventricle is executed for each frame. In this case, the range of the region extraction processing is limited within the ROI 112 and above the separation line 114. Within that limit,
The region of the left ventricle 100 is extracted using various known methods. For example, as a method of region extraction, a number of detection lines are virtually set radially from the center point or the center of gravity of the left ventricle 100, edge detection is performed on each detection line, and the intima 106 is specified. There is a method of interconnecting edges. In this case, because the intima 106 is not completely closed-loop or the like, even if the region extraction process attempts to proceed to the left atrium 102 beyond the mitral valve 110, the region extraction is performed by reaching the separation line 114. Will be suspended.
【００２７】各フレームの超音波画像上において、左室
１００の領域抽出がなされると、例えばピクセルカウン
ト値などから左室１００の面積が演算され、また、その
面積から体積が演算される。そして、時間軸上において
面積や面積変化率などを示すグラフが形成される。When the region of the left ventricle 100 is extracted on the ultrasonic image of each frame, the area of the left ventricle 100 is calculated from, for example, a pixel count value, and the volume is calculated from the area. Then, a graph showing the area and the area change rate on the time axis is formed.
【００２８】なお、フレーム数がＮを超えて、収縮末期
から再び拡張末期（フレーム数２Ｎ）に向かう場合は、
前記矢印方向とは逆向きに分離ラインを同じ移動刻みΔ
Ｅで移動させるようにしてもよい。分離ラインが拡張末
期の位置までもどると再度矢印方向に分離ラインを移動
させ、上記の動作を繰り返すことにより、分離ラインの
繰り返し運動を行うようにしてもよい。When the number of frames exceeds N and goes from the end of systole to the end of diastole (the number of frames is 2N),
Move the separation line in the same direction as the arrow in the direction opposite to the arrow direction Δ
You may make it move by E. When the separation line returns to the end-diastolic position, the separation line may be moved again in the direction of the arrow, and the above operation may be repeated, thereby performing a repetitive movement of the separation line.
【００２９】また、分離ラインの移動刻みは各フレーム
間ごとに異ならせてもよい。たとえば、図２の心電波形
と各フレーム間での移動刻みの対応表をあらかじめ作成
しておいてもよい。また、上述したように僧帽弁のつけ
ねは、一般に画像の輝度が高いことから、拡張末期に関
心領域内にある、これら２点を自動的に特定することが
可能である。したがって、初期設定時に分離ラインを自
動設定するようにしてもよい。また、各フレームごとに
これら２点を高輝度検出手法を利用して自動的に特定
し、それらを通過する直線として分離ラインを設定する
ようにしてもよい。この場合は、各フレームごとの分離
ラインの傾きは一般に変化する。さらに、僧帽弁に含ま
れる複数の点を特定し、それらの点を通る屈曲線を設定
するようにしてもよい。Further, the movement interval of the separation line may be different for each frame. For example, a correspondence table between the electrocardiographic waveforms shown in FIG. 2 and movement intervals between frames may be created in advance. In addition, as described above, the mitral valve splint generally has high luminance in the image, and thus it is possible to automatically specify these two points in the region of interest at the end diastole. Therefore, the separation line may be automatically set at the time of initial setting. Alternatively, these two points may be automatically specified for each frame by using a high luminance detection method, and a separation line may be set as a straight line passing through the two points. In this case, the inclination of the separation line for each frame generally changes. Further, a plurality of points included in the mitral valve may be specified, and a bending line passing through those points may be set.
【００３０】次に上記原理が適用された超音波診断装置
の構成について説明する。図３は本発明の実施形態に係
る超音波診断装置１０の全体構成を示す図である。Next, the configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus to which the above principle is applied will be described. FIG. 3 is a diagram illustrating an overall configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus 10 according to the embodiment of the present invention.
【００３１】探触子２０は超音波の送受波を行うプロー
ブであり、この探触子２０には複数の振動素子からなる
アレイ振動子が設けられている。このアレイ振動子によ
って超音波の送受波が行われる。具体的には、アレイ振
動子によって超音波ビームが形成され、その超音波ビー
ムが電子走査（例えば、電子セクタ走査、電子リニア走
査）される。この電子走査によって二次元のエコーデー
タ取込領域（いわゆる走査面）が形成される。送信器２
２は送信ビームフォーマーとして機能し、受信器２４は
受信ビームフォーマーとして機能する。受信器２４から
の受信信号（整相加算後の受信信号）はデジタルスキャ
ンコンバータ（ＤＳＣ）２６に入力される。このＤＳＣ
２６は、座標変換機能などを有し、その内部にはフレー
ムメモリ２６Ａが設けられ、そのフレームメモリ２６Ａ
上には、画像表示に先立って各フレームのＢモード画像
がフレーム単位で格納される。The probe 20 is a probe for transmitting and receiving ultrasonic waves. The probe 20 is provided with an array vibrator composed of a plurality of vibrating elements. Ultrasonic waves are transmitted and received by this array transducer. Specifically, an ultrasonic beam is formed by the array transducer, and the ultrasonic beam is subjected to electronic scanning (for example, electronic sector scanning and electronic linear scanning). By this electronic scanning, a two-dimensional echo data capturing area (a so-called scanning surface) is formed. Transmitter 2
2 functions as a transmission beamformer, and the receiver 24 functions as a reception beamformer. A received signal from the receiver 24 (a received signal after phasing and addition) is input to a digital scan converter (DSC) 26. This DSC
26 has a coordinate conversion function and the like, and a frame memory 26A is provided inside the frame memory 26A.
Above, a B-mode image of each frame is stored for each frame prior to image display.
【００３２】なお、本実施形態の装置においては、一連
のＢモード画像列（数心拍に亘る複数のＢモード画像）
を格納する大容量メモリとしてのシネメモリを具備して
おり（図示せず）、そのようなシネメモリに格納された
一連のＢモード画像列を順次読み出してフレームメモリ
２６Ａ上に一旦格納し、そこから読み出すことができ
る。後述する左室領域抽出は、超音波の送受波に合わせ
てリアルタイムで行われ、あるいは、上記シネメモリか
ら読み出された各フレームのＢモード画像に対して実行
される。これは初期設定あるいはパラメータ登録に関し
ても同様である。In the apparatus of the present embodiment, a series of B-mode images (a plurality of B-mode images over several heartbeats)
(Not shown) as a large-capacity memory for sequentially storing a series of B-mode image sequences stored in such a cine memory, temporarily storing them in the frame memory 26A, and reading them out therefrom. be able to. The left ventricle region extraction, which will be described later, is performed in real time in accordance with the transmission and reception of ultrasonic waves, or is performed on a B-mode image of each frame read from the cine memory. The same applies to the initial setting or parameter registration.
【００３３】Ｂモード画像の画像データは、ラスタース
キャン方式に従って、フレームメモリ２６Ａから読み出
され、画像合成部６４に出力され、同時に、画像処理部
２７に出力される。画像処理部２７は、Ｂモード画像に
対してノイズ除去を実行するノイズ除去部２９及びノイ
ズ除去後の画像を二値化処理して二値化画像を生成する
二値化処理部３０によって構成される。二値化画像は、
低輝度部分（血流部）の画素値が例えば１とされ、それ
以外の画素値が例えば０とされた画像である。その二値
化画像はマスク処理部３６に入力されている。The image data of the B-mode image is read from the frame memory 26A in accordance with the raster scan method, output to the image synthesizing section 64, and simultaneously output to the image processing section 27. The image processing unit 27 includes a noise removal unit 29 that performs noise removal on the B-mode image and a binarization processing unit 30 that generates a binary image by performing a binarization process on the image after the noise removal. You. The binarized image is
This is an image in which the pixel value of the low-luminance portion (blood flow portion) is set to 1, for example, and the other pixel values are set to 0, for example. The binarized image is input to the mask processing unit 36.
【００３４】分離ライン演算部１４は、各フレームのＢ
モード画像（実施形態では二値化画像）ごとに、分離ラ
インを自動的に設定する手段である。その場合には、上
記のとおり、座標Ｘ１、Ｙ１及び傾きαが用いられ、ま
た、移動時間Ｔ、移動量Ｅ及びフレーム数Ｎの情報が利
用される。それらの各情報は、必要に応じて、ユーザー
入力され、あるいは自動的に演算される。ユーザー入力
を行う場合にはトラックボール、キーボードなどによっ
て構成される入力部２８が用いられる。例えばフレーム
数Ｎや移動量Ｅなどを計測演算する場合には、リファレ
ンスとして生体信号入力部１５を介して心電計１７から
の心電信号が利用される。なお、入力部２８は、関心領
域をユーザー設定する場合にも利用される。関心領域
は、上記のように所定形状をもった各フレーム共通の領
域であり、それによって領域抽出範囲が規定される。い
ずれにしても、分離ライン演算部１４は、各フレームご
とに分離ラインを設定し、その座標情報を上下判別画像
出力部３２及びラインイメージ生成部６０へ出力する。The separation line calculation unit 14 calculates the B
This is a means for automatically setting a separation line for each mode image (binary image in the embodiment). In that case, as described above, the coordinates X1, Y1 and the inclination α are used, and information on the moving time T, the moving amount E, and the number of frames N is used. These pieces of information are input by a user or calculated automatically as necessary. When performing user input, an input unit 28 including a trackball, a keyboard, and the like is used. For example, when measuring and calculating the number of frames N and the movement amount E, an electrocardiographic signal from the electrocardiograph 17 via the biological signal input unit 15 is used as a reference. The input unit 28 is also used when a user sets a region of interest. The region of interest is a region common to each frame having a predetermined shape as described above, and defines a region extraction range. In any case, the separation line calculation unit 14 sets a separation line for each frame, and outputs the coordinate information to the top and bottom discrimination image output unit 32 and the line image generation unit 60.
【００３５】上下判別画像出力部は３２、各フレームご
とに、分離ラインの上側に属する各画素値が１とされ、
それ以外の各画素値が０とされた上下判別画像（第１マ
スク画像）を生成し、それを出力する。ラインイメージ
生成部６０は、各フレームごとに、分離ラインのライン
イメージを生成する。The upper / lower discrimination image output unit 32 sets each pixel value belonging to the upper side of the separation line to 1 for each frame,
An upper / lower discrimination image (first mask image) in which other pixel values are set to 0 is generated and output. The line image generation unit 60 generates a line image of a separation line for each frame.
【００３６】一方、関心領域出力部１６は、ユーザー設
定された各フレーム共通の関心領域について、その座標
情報を出力する回路である。その座標情報は、内外判別
画像出力部３４及び枠イメージ生成部６２に出力されて
いる。内外判別画像出力部３４は、各フレームごとに、
関心領域の内部の各画素値が１とされ、それ以外の画素
値が０とされた内外判別画像（第２マスク画像）を生成
し、それを出力する。枠イメージ生成部６２は、各フレ
ームごとに、関心領域の外枠をラインとして示す枠イメ
ージを生成する。On the other hand, the region of interest output section 16 is a circuit for outputting coordinate information on a region of interest common to each frame set by the user. The coordinate information is output to the inside / outside discrimination image output unit 34 and the frame image generation unit 62. The inside / outside discrimination image output unit 34 outputs, for each frame,
An inside / outside discrimination image (second mask image) in which each pixel value in the region of interest is set to 1 and other pixel values are set to 0 is output. The frame image generation unit 62 generates a frame image indicating the outer frame of the region of interest as a line for each frame.
【００３７】マスク処理部３６は、左室抽出部として機
能し、各フレームの二値化画像に対して、上記の上下判
別画像による第１マスク処理、同時に、上記の内外判別
画像による第２マスク処理を施す。すなわち、各フレー
ムごとに、入力される３つの画像において、画素値がす
べて１の画素については、当該画素の出力（画素）値を
１とし、それ以外の場合には出力（画素）値を０とする
処理を実行する。すると、関心領域内であり、分離直線
の上側に属し、血流部である部分だけが抽出され、それ
が左室画像として画像合成部６４へ出力される。The mask processing unit 36 functions as a left ventricle extracting unit, and performs a first mask process on the binary image of each frame by the above-described vertical discrimination image and a second mask by the above-mentioned inside / outside discrimination image. Perform processing. That is, in each of the three images input for each frame, the output (pixel) value of the pixel is set to 1 for a pixel having a pixel value of all 1; otherwise, the output (pixel) value is set to 0. Is performed. Then, only the part which is in the region of interest, belongs to the upper side of the separation straight line, and is a blood flow part is extracted, and the extracted part is output to the image synthesizing part 64 as a left ventricle image.
【００３８】線画イメージ生成部５８は、各フレームご
とに、上記のラインイメージ及び枠イメージを合成して
線画イメージを生成し、それを画像合成部６４へ出力す
る。The line image generating section 58 generates a line image by synthesizing the line image and the frame image for each frame, and outputs the line image to the image synthesizing section 64.
【００３９】画像合成部６４は、各フレームごとに入力
されるＢモード画像、左室画像、線画イメージを合成
し、その合成画像を表示部へ出力する。ここで、左室画
像については、左室領域をより明確に表現するためにそ
の部分に着色を施すようにしてもよい。The image synthesizing unit 64 synthesizes a B-mode image, a left ventricle image, and a line drawing image input for each frame, and outputs the synthesized image to the display unit. Here, the left ventricle image may be colored in order to more clearly express the left ventricle region.
【００４０】本実施形態において、演算部６６は、各フ
レームごとに左室の面積を演算する機能、フレーム間に
おける左室の面積の変化率を演算する機能、などを有
し、更に、例えば面積あるいはその変化率の時間変化を
示すグラフを作成する機能を有している。そのグラフの
イメージは画像合成部６４へ出力され、そのようなグラ
フも表示部６８上に表示される。また、画像合成部６４
には、心電計１７からの心電信号も生体信号入力部１５
を介して入力されており、必要に応じて、心電波形も超
音波画像と一緒に表示される。In the present embodiment, the calculation section 66 has a function of calculating the area of the left ventricle for each frame, a function of calculating the rate of change of the area of the left ventricle between frames, and the like. Alternatively, it has a function of creating a graph showing the time change of the change rate. The image of the graph is output to the image synthesizing unit 64, and such a graph is also displayed on the display unit 68. The image synthesizing unit 64
The electrocardiogram signal from the electrocardiograph 17 is
, And the electrocardiographic waveform is also displayed together with the ultrasonic image, if necessary.
【００４１】ちなみに、分離ラインの初期設定時におい
ては、表示部６８に、リアルタイムで取得されたあるい
は再生された動画像としてのＢモード画像が表示され
る。そして、そのような一連のＢモード画像を利用し
て、上述の各パラメータの設定が行われる。その後、一
連のＢモード画像が再び繰り返して再生され、あるいは
新しい心拍のＢモード画像が形成表示され、それらに対
して上記の分離ラインを利用した画像処理が逐次実行さ
れる。By the way, at the time of initial setting of the separation line, the display section 68 displays a B-mode image as a moving image obtained or reproduced in real time. The above-described parameters are set using such a series of B-mode images. Thereafter, a series of B-mode images is repeatedly reproduced again, or a B-mode image of a new heartbeat is formed and displayed, and the image processing using the above-described separation line is sequentially performed on them.
【００４２】なお、フレームメモリ２６Ａに格納される
Ｂモード画像を構成する画像データは、上述したよう
に、ラスタースキャン方式に従って読み出され、それに
同期して、図３に示した各構成が動作を行っている。ま
た、上記においては、左室抽出について説明したが、左
房、右室といった部分に対して上記処理を同様に適用す
ることができる。As described above, the image data constituting the B-mode image stored in the frame memory 26A is read out according to the raster scan method, and in synchronization therewith, the respective components shown in FIG. Is going. Further, in the above description, the left ventricle extraction has been described, but the above processing can be similarly applied to the left atrium and the right ventricle.
【００４３】次に、図４を用いて、図３に示した符号６
９で示す部分の具体例について詳述する。分離ライン演
算部１４は、前述したように各フレームのＢモード画像
（実施形態では二値化画像）ごとに分離ラインを自動的
に設定する手段であり、具体的には、例えばラスタース
キャンの各Ｙ座標に対応する分離ラインのＸ座標を演算
する。ここでは、第ｎ番目のフレームにおける分離ライ
ンの設定を行う場合について説明する。Next, referring to FIG. 4, reference numeral 6 shown in FIG.
A specific example of the portion indicated by 9 will be described in detail. As described above, the separation line calculation unit 14 is a unit that automatically sets a separation line for each B-mode image (a binary image in the embodiment) of each frame. The X coordinate of the separation line corresponding to the Y coordinate is calculated. Here, a case will be described in which a separation line is set in the n-th frame.
【００４４】分離ライン演算部１４は、第ｎ番目のフレ
ームにおける分離ラインとＸ軸（Ｙ＝０）との交点のＸ
座標を演算するＸ軸交点演算部３７、乗算器３８、加算
器４０を含んで構成される。The separation line calculation unit 14 calculates the X value of the intersection between the separation line and the X axis (Y = 0) in the n-th frame.
It is configured to include an X-axis intersection calculation unit 37 for calculating coordinates, a multiplier 38, and an adder 40.
【００４５】Ｘ軸交点演算部３７は、乗算器４２、４
４、４６、減算器４８、加算器５０とから構成される。
乗算器４２はフレーム数を指定するフレーム情報ｎと、
移動刻みΔＥとを入力し、それらを乗算した値を出力す
る。ここで、フレーム情報ｎは例えばＤＳＣ２６から読
み出すようにする。簡単のためにｎは１≦ｎ≦Ｎとす
る。また、移動刻みΔＥは、前述したように生体信号入
力部１５、入力部２８により測定、又は入力されたパラ
メータに基づいて演算された量である。乗算器４４は分
離ラインの傾きαと乗算器４２からの出力とを入力し、
それらを乗算した値を出力する。一方、乗算器４６は、
分離ラインの傾きα、及び基準点（図１中、点Ｐ参照）
のＹ座標であるＹ１とを入力して、それらを乗算した値
を出力する。減算器４８は乗算器４６からの出力値と基
準点ＰのＸ座標であるＸ１とを入力し、後者の値から前
者の値を減算する。加算器５０は、乗算器４４からの出
力と減算器４８からの出力を加えた値、すなわちｎフレ
ーム目における分離ラインとＸ軸との交点座標を出力す
る。The X-axis intersection calculation unit 37 includes multipliers 42, 4
4, 46, a subtractor 48, and an adder 50.
Multiplier 42 has frame information n specifying the number of frames,
The movement increment ΔE is input, and a value obtained by multiplying them is output. Here, the frame information n is read from the DSC 26, for example. For simplicity, n is 1 ≦ n ≦ N. The movement increment ΔE is an amount calculated based on parameters measured or input by the biological signal input unit 15 and the input unit 28 as described above. The multiplier 44 receives the inclination α of the separation line and the output from the multiplier 42,
The value obtained by multiplying them is output. On the other hand, the multiplier 46
Separation line inclination α and reference point (see point P in FIG. 1)
Is input, and a value obtained by multiplying them by Y1 is output. The subtractor 48 inputs the output value from the multiplier 46 and X1 which is the X coordinate of the reference point P, and subtracts the former value from the latter value. The adder 50 outputs a value obtained by adding the output from the multiplier 44 and the output from the subtractor 48, that is, the intersection coordinates of the separation line and the X axis in the n-th frame.
【００４６】乗算器３８は、ラスタースキャンのＹ座標
ごとに、各Ｙ座標の値と分離ラインの傾きαを入力し、
それらを乗算した値を出力する。加算器４０は加算器５
０からの出力と乗算器３８からの出力とを加算すること
により、ラスタースキャンの各Ｙ座標に対応した分離ラ
インのＸ座標を出力する。The multiplier 38 inputs the value of each Y coordinate and the inclination α of the separation line for each Y coordinate of the raster scan,
The value obtained by multiplying them is output. The adder 40 is the adder 5
By adding the output from 0 and the output from the multiplier 38, the X coordinate of the separation line corresponding to each Y coordinate of the raster scan is output.
【００４７】分離ライン上下判別画像出力部３２は、比
較器５１を含んで構成される。比較器５１はラスタース
キャンの各Ｘ座標と、前述の分離ラインＸ座標とをラス
タースキャンの各Ｙ座標ごとに比較し、各Ｘ座標の値が
分離ラインＸ座標以下の場合には１を、大きい場合は０
を出力する。The separation line top / bottom discrimination image output section 32 includes a comparator 51. The comparator 51 compares each X coordinate of the raster scan with the above-described separation line X coordinate for each Y coordinate of the raster scan. If the value of each X coordinate is equal to or smaller than the separation line X coordinate, it is increased by one. 0 in case
Is output.
【００４８】このようにして、ラスタースキャンの各二
次元座標（Ｘ，Ｙ）に対して０又は１のデータが対応づ
けられた分離ライン上下判別情報が比較器５１により出
力される。ここで、値１が対応づけられる座標は分離ラ
インの上側の領域に、値０が対応づけられる座標は分離
ラインの下側の領域にあることが示される。In this way, the comparator 51 outputs the separation line vertical discrimination information in which the data of 0 or 1 is associated with each two-dimensional coordinate (X, Y) of the raster scan. Here, it is shown that the coordinates associated with the value 1 are in the area above the separation line, and the coordinates associated with the value 0 are in the area below the separation line.
【００４９】ラインイメージ生成部６０は、一致検出器
５３を含んで構成される。一致検出器５３はラスタース
キャンの各Ｘ座標と、前述の分離ラインＸ座標とをラス
タースキャンの各Ｙ座標ごとに比較し、所定の許容範囲
内で両者が一致すれば値１を出力し、そうでない場合に
は値０を出力する。このようにして、ラスタースキャン
の各二次元座標（Ｘ，Ｙ）に対して０又は１のデータが
対応づけられたラインイメージが一致検出器５３により
出力される。The line image generator 60 includes a coincidence detector 53. The coincidence detector 53 compares each X coordinate of the raster scan with the aforementioned X coordinate of the separation line for each Y coordinate of the raster scan, and outputs a value 1 if the two coincide within a predetermined allowable range. Otherwise, the value 0 is output. In this way, the coincidence detector 53 outputs a line image in which 0 or 1 data is associated with each two-dimensional coordinate (X, Y) of the raster scan.
【００５０】[0050]
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば超音
波画像に含まれる特定領域を精度よく抽出できる。ま
た、左室を左房から切り離して領域抽出を行えるように
することができる。As described above, according to the present invention, a specific area included in an ultrasonic image can be accurately extracted. Further, it is possible to separate the left ventricle from the left atrium and perform region extraction.
【図１】 本発明の実施の形態の原理を示す図である。FIG. 1 is a diagram showing the principle of an embodiment of the present invention.
【図２】 心電波形を示す図である。FIG. 2 is a diagram showing an electrocardiographic waveform.
【図３】 本発明の実施の形態に係る超音波診断装置の
全体構成を示す図である。FIG. 3 is a diagram illustrating an overall configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
【図４】 分離ライン演算部、上下判別画像出力部、ラ
インイメージ生成部の各構成を示す図である。FIG. 4 is a diagram showing each configuration of a separation line calculation unit, a top / bottom discrimination image output unit, and a line image generation unit.
１４ 分離ライン演算部、１５ 生体信号入力部、１６
関心領域出力部、１７ 心電計、２０ 探触子、２２
送信器、２４ 受信器、２６ ＤＳＣ、２９ノイズ除
去部、３０ 二値化処理部、３２ 上下判別画像出力
部、３４ 内外判別画像出力部、３６ マスク処理部
（左室抽出部）、３７ Ｘ軸交点演算部、５１ 比較
器、５３ 一致検出器、５８ 線画イメージ生成部、６
０ ラインイメージ生成部、６２ 枠イメージ生成部、
６４ 画像合成部、６６ 演算部、６８ 表示部。14 separation line operation unit, 15 biological signal input unit, 16
ROI output unit, 17 ECG, 20 probe, 22
Transmitter, 24 receiver, 26 DSC, 29 noise removal unit, 30 binarization processing unit, 32 upper and lower discrimination image output unit, 34 inside / outside discrimination image output unit, 36 mask processing unit (left ventricle extraction unit), 37 X axis Intersection calculator, 51 comparator, 53 coincidence detector, 58 line drawing image generator, 6
0 line image generator, 62 frame image generator,
64 image synthesis unit, 66 calculation unit, 68 display unit.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C301 AA01 BB01 BB02 CC02 EE11 EE20 FF28 GB02 HH60 JB22 JB29 JB32 JC16 JC20 KK24 KK27 KK30 KK34 KK40 LL03 LL04 5B057 AA07 BA05 BA24 CA08 CA12 CA16 CB08 CB12 CB16 CC04 CF04 CH01 CH11 DA08 DA16 DB02 DC16 DC22 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continued on the front page F term (reference) 4C301 AA01 BB01 BB02 CC02 EE11 EE20 FF28 GB02 HH60 JB22 JB29 JB32 JC16 JC20 KK24 KK27 KK30 KK34 KK40 LL03 LL04 5B057 AA07 BA05 BA24 CA08 CA12 CF04 DA16 DB02 DC16 DC22
Claims (4)
腔領域を含む一連の超音波画像列を形成する画像形成手
段と、 前記一連の超音波画像列における各フレームの超音波画
像に対して、心臓の周期的運動に追従させて、前記注目
領域と前記隣接領域とを分離する分離ラインを設定する
設定手段と、 前記各フレームの超音波画像ごとに、前記分離ラインに
よって分離された前記注目領域を抽出する抽出手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。1. An image forming means for forming a series of ultrasonic image sequences including a heart chamber region in which a region of interest and an adjacent region are connected to each other, and an ultrasonic image of each frame in the series of ultrasonic image sequences. On the other hand, by following the periodic motion of the heart, setting means for setting a separation line for separating the region of interest and the adjacent region, and for each ultrasonic image of each frame, separated by the separation line An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: an extracting unit configured to extract the region of interest.
像に対して、前記注目領域を包含する所定形状を備えた
関心領域を設定する関心領域設定手段を含み、 前記抽出手段は、前記関心領域内であって前記分離ライ
ンの一方側の領域を前記注目領域として抽出することを
特徴とする超音波診断装置。2. The apparatus according to claim 1, wherein a region of interest having a predetermined shape including the region of interest is set for an ultrasonic image of each frame in the series of ultrasonic image sequences. An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the extracting unit extracts a region within the region of interest and on one side of the separation line as the region of interest.
含み、 前記設定手段は、前記ユーザ設定された運動条件に従っ
て、前記各フレームの超音波画像ごとに前記分離ライン
を設定することを特徴とする超音波診断装置。3. The apparatus according to claim 1, further comprising an input unit configured to set a user's exercise condition of the separation line, wherein the setting unit performs an ultrasound image of each of the frames according to the user-set exercise condition. An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the separation line is set in the ultrasonic diagnostic apparatus.
の生体信号が入力される生体信号入力部を備え、 前記設定手段は、前記生体信号に従って前記各フレーム
の超音波画像ごとに前記分離ラインを設定することを特
徴とする超音波診断装置。4. The apparatus according to claim 1, further comprising: a biological signal input unit to which a biological signal from a measuring device for measuring a biological signal indicating a periodic motion of the heart is input, wherein the setting unit includes the biological signal. An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the separation line is set for each ultrasonic image of each frame according to the following.
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