JP2002532172A - 組織内の壁側面及び動脈の絶対半径の決定のための超音波方法及び装置 - Google Patents
組織内の壁側面及び動脈の絶対半径の決定のための超音波方法及び装置Info
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Abstract
(57)【要約】
組織内に位置する壁側面と称される超音波均質性の不連続性の位置を、壁側面を横切る励起線（Ｚ）に沿ったディジタル深さの無線周波数信号（ｙ（ｚ））関数から決定するための超音波を用いた方法及び装置であって、装置は、無線周波数励起信号とは別に組織散乱体を表わす組織信号（ｅ（ｚ））を供給するために無線周波数信号をフィルタリングする段階と、組織信号（ｅ（ｚ））を分散振幅信号（Ｓ（ｚ））を励起線のディジタル深さの関数として供給し、そこから対応する壁側面ディジタル深さを決定する段階とを含む。この方法は、励起線上の動脈壁のディジタル深さから動脈の半径を推定するために用いられる。
Description
【０００１】 本発明は、壁側面を横切る励起線に沿ったディジタル深さの関数として組織散
乱体によって戻され、組織につながれ超音波装置と関連づけられるトランスデュ
ーサによって送信されるエコーの振幅を表わす無線周波数信号を捕捉する段階を
含む、組織内に位置する壁側面を形成する超音波均質性の局所的な不連続性の位
置を決定する方法に関する。本発明はまた、組織内を伝搬する超音波周波数信号
から組織内の動脈半径の絶対値を決定するための超音波方法に関する。本発明は
更に、かかる方法を実行するための手段を有する超音波装置に関する。
乱体によって戻され、組織につながれ超音波装置と関連づけられるトランスデュ
ーサによって送信されるエコーの振幅を表わす無線周波数信号を捕捉する段階を
含む、組織内に位置する壁側面を形成する超音波均質性の局所的な不連続性の位
置を決定する方法に関する。本発明はまた、組織内を伝搬する超音波周波数信号
から組織内の動脈半径の絶対値を決定するための超音波方法に関する。本発明は
更に、かかる方法を実行するための手段を有する超音波装置に関する。
【０００２】 本発明は、侵入的な手段を使用せずに動脈の異常が診断されることを支援する
よう、動脈の臨床検査用の超音波装置の製造の分野において使用される。
よう、動脈の臨床検査用の超音波装置の製造の分野において使用される。
【０００３】 動脈の異常、特に動脈壁の異常を検出するためには、動脈壁のコンプライアン
スといった動脈のパラメータを決定するために超音波装置によって与えられる超
音波無線周波数信号を処理することが役立つ。これは心臓パルス中の動脈半径の
変化の正確な決定、及び、動脈半径の絶対値の正確な決定を意味する。
スといった動脈のパラメータを決定するために超音波装置によって与えられる超
音波無線周波数信号を処理することが役立つ。これは心臓パルス中の動脈半径の
変化の正確な決定、及び、動脈半径の絶対値の正確な決定を意味する。
【０００４】 組織中の動脈壁の位置を決定するための超音波信号処理方法は、欧州特許出願
第０８４８１３９Ａ１号より公知である。この公知の方法は、壁によって画成さ
れる動脈を含む組織領域に印加される超音波トランスデューサの超音波無線周波
数信号から得られる振幅信号のセグメント化を含む。セグメント化された信号は
、動脈を横切る励起線上に位置し動脈の内部壁側境界に属する画素を分離するた
めに閾値演算を受ける。閾値の決定は、これらの内部壁側境界における管腔の画
素と動脈の壁の画素との間のグレーレベルの差に基づく。閾値演算の後、境界は
形態フィルタを用いた平滑化演算を受ける。続いて、結果としての境界及び同じ
励起線上に位置される画素の座標が決定される。
第０８４８１３９Ａ１号より公知である。この公知の方法は、壁によって画成さ
れる動脈を含む組織領域に印加される超音波トランスデューサの超音波無線周波
数信号から得られる振幅信号のセグメント化を含む。セグメント化された信号は
、動脈を横切る励起線上に位置し動脈の内部壁側境界に属する画素を分離するた
めに閾値演算を受ける。閾値の決定は、これらの内部壁側境界における管腔の画
素と動脈の壁の画素との間のグレーレベルの差に基づく。閾値演算の後、境界は
形態フィルタを用いた平滑化演算を受ける。続いて、結果としての境界及び同じ
励起線上に位置される画素の座標が決定される。
【０００５】 この方法は、狭窄症といった異常の診断を支援するために心周期中の動脈壁の
運動を追う動きパターンを構成するために使用される。実際、狭窄症又は硬いプ
ラークは動脈壁が血液パルスの影響下で正常に拡張することを防止する。これら
の異常は、公知の方法を用いて表示される画像から容易に診断されえ、この画像
は強度画像で覆われ心周期と同期された境界のパターンの増幅された動きを示す
。
運動を追う動きパターンを構成するために使用される。実際、狭窄症又は硬いプ
ラークは動脈壁が血液パルスの影響下で正常に拡張することを防止する。これら
の異常は、公知の方法を用いて表示される画像から容易に診断されえ、この画像
は強度画像で覆われ心周期と同期された境界のパターンの増幅された動きを示す
。
【０００６】 このために、公知の方法は境界画素座標の極めて正確な値を与える必要がない
。
。
【０００７】 現時点では、血管の疾病の診断及び診療上の選択は、動脈病巣の形態の分析及
び血液の流れの分析に基づいて行われる必要がある。かかる分析は、予め生理学
的パラメータの正確な決定を必要とする動脈壁コンプライアンスの正確な決定、
特に動脈半径の極めて正確な値の決定を必要とする方法を意味する。
び血液の流れの分析に基づいて行われる必要がある。かかる分析は、予め生理学
的パラメータの正確な決定を必要とする動脈壁コンプライアンスの正確な決定、
特に動脈半径の極めて正確な値の決定を必要とする方法を意味する。
【０００８】 本発明は、組織中に位置する壁側面を形成する超音波均質性の局所的な不連続
性の位置を決定するために侵入的な手段を用いずに実施されうる方法を提供する
ことを目的とする。この目的は、請求項１に記載の超音波方法によって達成され
る。
性の位置を決定するために侵入的な手段を用いずに実施されうる方法を提供する
ことを目的とする。この目的は、請求項１に記載の超音波方法によって達成され
る。
【０００９】 本発明は、組織中に位置する動脈壁の位置を決定するための方法を提供するこ
とを他の目的とする。この目的は、請求項７に記載の超音波方法によって達成さ
れる。
とを他の目的とする。この目的は、請求項７に記載の超音波方法によって達成さ
れる。
【００１０】 本発明は、高い精度で組織中の動脈の絶対半径値を与えることを他の目的とす
る。問題となるのは、動脈が組織の他の要素と比較して小さい直径を有すること
であり、特に問題となるのは、心周期中の壁の運動が非常に小さく一時的なもの
であることである。従って、血液の流れの影響下で半径の変化を更に決定するた
めには、心周期の各瞬間における動脈の半径を正確に測定するのは非常に困難で
ある。
る。問題となるのは、動脈が組織の他の要素と比較して小さい直径を有すること
であり、特に問題となるのは、心周期中の壁の運動が非常に小さく一時的なもの
であることである。従って、血液の流れの影響下で半径の変化を更に決定するた
めには、心周期の各瞬間における動脈の半径を正確に測定するのは非常に困難で
ある。
【００１１】 請求項８に記載の方法は、上記目的を達成し、問題を解決する。この方法は、
自動的に実行されえ、心周期の所与の時点において動脈の半径の非常に正確な絶
対値を与えるため、大きな利点を与える。
自動的に実行されえ、心周期の所与の時点において動脈の半径の非常に正確な絶
対値を与えるため、大きな利点を与える。
【００１２】 請求項９に記載の超音波装置は、上記の方法を実行するための処理システムを
具備する。利点は、動脈の半径が侵入的な手段を用いずに生体内で決定されうる
ことである。
具備する。利点は、動脈の半径が侵入的な手段を用いずに生体内で決定されうる
ことである。
【００１３】 本発明の実施例を以下添付の図面を参照して詳述する。
【００１４】 図１を参照するに、本発明は超音波装置１００に関する。この超音波装置は、
送信器１０２として示される送信器段１０２及びディジタル処理段３００へ接続
される超音波トランスデューサ９９を含む。トランスデューサ９９は、観察され
るべき媒体３に接する。媒体３は、壁１、２及び長手軸Ｘを有する管腔４によっ
て表わされる動脈を含む。送信器段１０２は、トランスデューサ９９に印加され
る電気励起信号を発生する発生器を繰返し周期で制御する発振器及び文集器を含
むシーケンサを含む。トランスデューサ９９は、これらの信号を、繰返し周期で
励起線Ｚに沿って発せられる超音波無線周波数信号へ変換する。トランスデュー
サ９９は、同じ線Ｚに沿って、媒体３中にある障害物、特に組織要素、動脈壁１
、２及び動脈管腔内の血液クラスタによって戻されるエコーを受信する。検査中
、励起線軸Ｚは動脈の長手軸Ｘに対して角度θを成すものとする。
送信器１０２として示される送信器段１０２及びディジタル処理段３００へ接続
される超音波トランスデューサ９９を含む。トランスデューサ９９は、観察され
るべき媒体３に接する。媒体３は、壁１、２及び長手軸Ｘを有する管腔４によっ
て表わされる動脈を含む。送信器段１０２は、トランスデューサ９９に印加され
る電気励起信号を発生する発生器を繰返し周期で制御する発振器及び文集器を含
むシーケンサを含む。トランスデューサ９９は、これらの信号を、繰返し周期で
励起線Ｚに沿って発せられる超音波無線周波数信号へ変換する。トランスデュー
サ９９は、同じ線Ｚに沿って、媒体３中にある障害物、特に組織要素、動脈壁１
、２及び動脈管腔内の血液クラスタによって戻されるエコーを受信する。検査中
、励起線軸Ｚは動脈の長手軸Ｘに対して角度θを成すものとする。
【００１５】 やはり図１を参照するに、分離器１０１として示される分離段は、送信された
信号による段１０２及び３００の過負荷を防止するため、プロセッサ３００を含
む処理段２００とトランスデューサ９９との間に挿入される。
信号による段１０２及び３００の過負荷を防止するため、プロセッサ３００を含
む処理段２００とトランスデューサ９９との間に挿入される。
【００１６】 プロセッサ３００は、超音波無線周波数信号及びプロセッサ３００によって処
理される信号を表示する画面５００を含む表示システムに接続される。プロセッ
サ３００及び表示システムはまた、更なる処理又は後の検討のために信号を記憶
するためのレコーダ４００として示される記憶手段４００に接続されうる。プロ
セッサ３００は計算手段及び内部メモリ手段を含んでもよい。
理される信号を表示する画面５００を含む表示システムに接続される。プロセッ
サ３００及び表示システムはまた、更なる処理又は後の検討のために信号を記憶
するためのレコーダ４００として示される記憶手段４００に接続されうる。プロ
セッサ３００は計算手段及び内部メモリ手段を含んでもよい。
【００１７】 プロセッサ３００、画面５００を有する表示システム、及び記憶手段４００は
、コンピュータワークステーション２００によって構成されうる。
、コンピュータワークステーション２００によって構成されうる。
【００１８】 本発明はまた、励起線軸Ｚに沿って伝搬する超音波無線周波数信号から媒体３
中の動脈１、２、４の半径の絶対値を決定する方法に関する。上述のような超音
波無線周波数信号は、超音波装置１００のＭモードによって伝搬する。これは、
１周期内の１つの励起線に沿ったエコーのみが検討される場合である。エコーが
障害物によって戻される深さは、一般的にトランスデューサの位置として選択さ
れる原点Ｏからのディジタル点Ｚiによって表わされ、ｉは１乃至ｎの添え字で
ある。ディジタル点Ｚiは、励起線Ｚに沿った散乱体とも称される組織要素の深
さに対応する空間座標である。
中の動脈１、２、４の半径の絶対値を決定する方法に関する。上述のような超音
波無線周波数信号は、超音波装置１００のＭモードによって伝搬する。これは、
１周期内の１つの励起線に沿ったエコーのみが検討される場合である。エコーが
障害物によって戻される深さは、一般的にトランスデューサの位置として選択さ
れる原点Ｏからのディジタル点Ｚiによって表わされ、ｉは１乃至ｎの添え字で
ある。ディジタル点Ｚiは、励起線Ｚに沿った散乱体とも称される組織要素の深
さに対応する空間座標である。
【００１９】 実際に、以下説明する方法は、動脈壁１、２内の中心点Ｗ1、Ｗ2の深さ即ち座
標と、従ってトランスデューサ９９の１つの繰返し周期に関する軸Ｚに沿った動
脈の絶対直径とを決定することを目的とする。この軸Ｚが軸Ｘに対して角度θを
成すことは重要ではなく、なぜならばこの角度θは、動脈の実際の断面直径を更
に計算するために決定され考慮に入れられるからである。点Ｗ1、Ｗ2の座標を決
定するための段階は、処理段２００によって実行される。
標と、従ってトランスデューサ９９の１つの繰返し周期に関する軸Ｚに沿った動
脈の絶対直径とを決定することを目的とする。この軸Ｚが軸Ｘに対して角度θを
成すことは重要ではなく、なぜならばこの角度θは、動脈の実際の断面直径を更
に計算するために決定され考慮に入れられるからである。点Ｗ1、Ｗ2の座標を決
定するための段階は、処理段２００によって実行される。
【００２０】 組織内の動脈壁の壁側面は、超音波均質性の不連続性として観察されることに
注目する。そのため、以下に説明する方法は、壁側面と称される超音波均質性の
不連続性の励起線上の座標を決定するためにも使用される。この壁側面は、例え
ば組織の病巣でありうる。
注目する。そのため、以下に説明する方法は、壁側面と称される超音波均質性の
不連続性の励起線上の座標を決定するためにも使用される。この壁側面は、例え
ば組織の病巣でありうる。
【００２１】 図２を参照するに、処理段２００は以下の段階を実行する。
【００２２】 第１の主な段階は、図１の分離段１０１によって与えられ、エコーの振幅ｙを
励起線Ｚに沿ったディジタル深さｚiの関数として表わすＭモードの超音波無線
周波数ディジタル信号ｙ（ｚ）の捕捉する段階１０である。信号ｙ（ｚ）はボッ
クス１５に示されるものであり、図１に示されるように処理段３００に接続され
る表示システム４００によって画面５００上に表示されうる。
励起線Ｚに沿ったディジタル深さｚiの関数として表わすＭモードの超音波無線
周波数ディジタル信号ｙ（ｚ）の捕捉する段階１０である。信号ｙ（ｚ）はボッ
クス１５に示されるものであり、図１に示されるように処理段３００に接続され
る表示システム４００によって画面５００上に表示されうる。
【００２３】 信号ｙ（ｚ）は図３にも示される。図３は、励起Ｚが通る散乱体の性質による
非常に異なった高さの振幅のピークを示す。ｙ（ｚ）信号を表わす曲線からは、
側壁面の正確な位置を識別することが容易でないことに注目する。
非常に異なった高さの振幅のピークを示す。ｙ（ｚ）信号を表わす曲線からは、
側壁面の正確な位置を識別することが容易でないことに注目する。
【００２４】 図３の標準超音波信号ｙ（ｚ）は、第１及び第２の信号のコンボリューション
信号であると考えられる。図４を参照するに、第１の信号は超音波システム１０
０の励起信号ｐ（ｚ）である。図５を参照するに、第２の信号は、励起線の軸Ｚ
の様々なディジタル深さｚiでエコーを生成する組織の要素である散乱体の密度
分布を表わす。この第２の信号は組織信号ｅ（ｚ）と称される。
信号であると考えられる。図４を参照するに、第１の信号は超音波システム１０
０の励起信号ｐ（ｚ）である。図５を参照するに、第２の信号は、励起線の軸Ｚ
の様々なディジタル深さｚiでエコーを生成する組織の要素である散乱体の密度
分布を表わす。この第２の信号は組織信号ｅ（ｚ）と称される。
【００２５】 方法の第２の主な段階は、ボックス２５ａに示される出力２４ａにおける励起
信号ｐ（ｚ）と、ボックス２５ｂに示される出力２４ｂにおける組織信号ｅ（ｚ
）とを別々に与えるためのデコンボリューション段階２０である。信号ｐ（ｚ）
及びｅ（ｚ）は、表示システム４００を使用している間に画面５００上に表示さ
れうる。図５を参照するに、組織信号ｅ（ｚ）を表わす曲線の振幅のピークから
動脈壁を局所化することはまだ容易ではない。
信号ｐ（ｚ）と、ボックス２５ｂに示される出力２４ｂにおける組織信号ｅ（ｚ
）とを別々に与えるためのデコンボリューション段階２０である。信号ｐ（ｚ）
及びｅ（ｚ）は、表示システム４００を使用している間に画面５００上に表示さ
れうる。図５を参照するに、組織信号ｅ（ｚ）を表わす曲線の振幅のピークから
動脈壁を局所化することはまだ容易ではない。
【００２６】 従って、方法の第３の主な段階３０は、動脈壁の位置を与えるために組織信号
ｅ（ｚ）を更に処理する。この処理段階３０は、組織信号ｅ（ｚ）から得られる
分散信号をディジタル深さｚiの関数として表わす信号Ｓ（ｚ）を出力３４ａに
与えるために組織信号ｅ（ｚ）に適用されるフィルタリング演算によって実行さ
れる。この分散信号Ｓ（ｚ）はボックス３５に示され、図６中に表わされる。分
散信号Ｓ（ｚ）は、表示システム４００を通じて画面５００上に表示されうる。
この分散信号Ｓ（ｚ）は、略ゼロの振幅を有する第１の部分と、２つの交番する
ピークＳ’、Ｓ”を有し、ピーク間では分散信号Ｓ（ｚ）の振幅が値ゼロを有す
る第２の部分とを示す。ピークの位置は、１つの動脈壁の外部壁側及び内部壁側
に夫々対応する。例えば、動脈の２つの壁の２つの内部壁側面の位置及び距離か
ら動脈半径を計算することが選択されうる。或いは、動脈の２つの壁の中心点の
距離から動脈半径を決定することが決められうる。動脈の１つの壁の１つの中心
点は、分散信号Ｓ（ｚ）の２つの交番するピーク間のゼロ振幅の点に対応する。
この点は、励起線軸Ｚ上の１つのディジタル座標ｚiに整合されうる。この座標
ｚiは、この壁の中心点の深さであると考慮される。
ｅ（ｚ）を更に処理する。この処理段階３０は、組織信号ｅ（ｚ）から得られる
分散信号をディジタル深さｚiの関数として表わす信号Ｓ（ｚ）を出力３４ａに
与えるために組織信号ｅ（ｚ）に適用されるフィルタリング演算によって実行さ
れる。この分散信号Ｓ（ｚ）はボックス３５に示され、図６中に表わされる。分
散信号Ｓ（ｚ）は、表示システム４００を通じて画面５００上に表示されうる。
この分散信号Ｓ（ｚ）は、略ゼロの振幅を有する第１の部分と、２つの交番する
ピークＳ’、Ｓ”を有し、ピーク間では分散信号Ｓ（ｚ）の振幅が値ゼロを有す
る第２の部分とを示す。ピークの位置は、１つの動脈壁の外部壁側及び内部壁側
に夫々対応する。例えば、動脈の２つの壁の２つの内部壁側面の位置及び距離か
ら動脈半径を計算することが選択されうる。或いは、動脈の２つの壁の中心点の
距離から動脈半径を決定することが決められうる。動脈の１つの壁の１つの中心
点は、分散信号Ｓ（ｚ）の２つの交番するピーク間のゼロ振幅の点に対応する。
この点は、励起線軸Ｚ上の１つのディジタル座標ｚiに整合されうる。この座標
ｚiは、この壁の中心点の深さであると考慮される。
【００２７】 従って、方法の第４の主な段階４０では、分散信号Ｓ（ｚ）を処理する。上述
の決定方法によれば、第１の動脈壁１の中心点Ｗ1は座標ｚ1の第１の深さに対応
し、第２の動脈壁２の中心点Ｗ2は座標ｚ2の第２の深さに対応する。いわゆる第
１の壁を、まず原点Ｏからの励起線Ｚが通ると想定される。
の決定方法によれば、第１の動脈壁１の中心点Ｗ1は座標ｚ1の第１の深さに対応
し、第２の動脈壁２の中心点Ｗ2は座標ｚ2の第２の深さに対応する。いわゆる第
１の壁を、まず原点Ｏからの励起線Ｚが通ると想定される。
【００２８】 中心点Ｗ1、Ｗ2の壁側深さの座標ｚ1、ｚ2の決定４０に基づいて、計算段階５
０によって動脈の直径Ｄ及び半径Ｒが得られる。
０によって動脈の直径Ｄ及び半径Ｒが得られる。
【００２９】 デコンボリューション段階２０は、当業者によって知られている任意の手段に
よって実行されうる。しかしながら、デコンボリューション段階は、以下のよう
に実行されることが望ましい。デコンボリューション演算は、Ｍモードで捕捉さ
れた標準超音波信号ｙ（ｚ）に対して適用され、この信号ｙ（ｚ）を、超音波シ
ステム励起信号を表わす第１の信号ｐ（ｚ）と、組織信号ｅ（ｚ）として示され
る媒体３中の散乱体の密度分布を表わす第２の信号ｅ（ｚ）とをデコンボリュー
ションする。
よって実行されうる。しかしながら、デコンボリューション段階は、以下のよう
に実行されることが望ましい。デコンボリューション演算は、Ｍモードで捕捉さ
れた標準超音波信号ｙ（ｚ）に対して適用され、この信号ｙ（ｚ）を、超音波シ
ステム励起信号を表わす第１の信号ｐ（ｚ）と、組織信号ｅ（ｚ）として示され
る媒体３中の散乱体の密度分布を表わす第２の信号ｅ（ｚ）とをデコンボリュー
ションする。
【００３０】 処理段階２０は、標準超音波信号（ｚ）が実際に、超音波システム励起信号ｐ
（ｚ）と、組織信号ｅ（ｚ）を表わすガウス確率分布を有するランダム信号との
コンボリューションの結果であることを意味する。
（ｚ）と、組織信号ｅ（ｚ）を表わすガウス確率分布を有するランダム信号との
コンボリューションの結果であることを意味する。
【００３１】 デコンボリューション段階２０は、標準超音波信号ｙ（ｚ）のサンプルに対し
て適用されるワンステップ線形予測フィルタを用いて行われる。これらのサンプ
ルは、励起線軸Ｚ上の各ディジタル深さ即ち座標における信号ｙ（ｚ）の振幅値
である。座標は、例えば１乃至ｎの番号が付される。ワンステップ予測フィルタ
は、ステップｎにおいて、励起線Ｚ上の深さｚnのサンプルｙ（ｎ）を与え、予
測誤差ｅ（ｎ）でこの励起線軸Ｚ上で以前に走査されたサンプルの数ｎの関数で
ある。
て適用されるワンステップ線形予測フィルタを用いて行われる。これらのサンプ
ルは、励起線軸Ｚ上の各ディジタル深さ即ち座標における信号ｙ（ｚ）の振幅値
である。座標は、例えば１乃至ｎの番号が付される。ワンステップ予測フィルタ
は、ステップｎにおいて、励起線Ｚ上の深さｚnのサンプルｙ（ｎ）を与え、予
測誤差ｅ（ｎ）でこの励起線軸Ｚ上で以前に走査されたサンプルの数ｎの関数で
ある。
【００３２】 従って、ステップｎにおいて標準超音波信号ｙ（ｚ）に適用されるワンステッ
プ線形予測フィルタの結果は、以下の式、 y(n)=a1y(n-1)+ a2y(n-2)+…+any(0)+e(n) (1) によって示され、ただし、a1,a2,…,anはフィルタの係数である。
プ線形予測フィルタの結果は、以下の式、 y(n)=a1y(n-1)+ a2y(n-2)+…+any(0)+e(n) (1) によって示され、ただし、a1,a2,…,anはフィルタの係数である。
【００３３】 このワンステップ線形予測フィルタは、１乃至ｎの各ステップにおける信号ｙ
（ｚ）のモデル化を実行し、係数ａ1乃至ａnの決定を可能とする。このステップ
２０における予測フィルタリングは、この信号ｅ（ｎ）を、信号ｙ（ｚ）を与え
る発生処理の推定量として与えることを可能とする。このように、ワンステップ
予測フィルタは、超音波システム励起信号ｐ（ｚ）へのアクセス及び組織信号ｅ
（ｚ）に対するアクセスを与える。
（ｚ）のモデル化を実行し、係数ａ1乃至ａnの決定を可能とする。このステップ
２０における予測フィルタリングは、この信号ｅ（ｎ）を、信号ｙ（ｚ）を与え
る発生処理の推定量として与えることを可能とする。このように、ワンステップ
予測フィルタは、超音波システム励起信号ｐ（ｚ）へのアクセス及び組織信号ｅ
（ｚ）に対するアクセスを与える。
【００３４】 組織信号ｅ（ｚ）は、図２のボックス２５ｂ又は図５に示されるように、予測
フィルタ演算段階２０中の１乃至ｎの各ステップにおいて決定されるディジタル
予測誤差ｅ（ｎ）に基づいて構築される。
フィルタ演算段階２０中の１乃至ｎの各ステップにおいて決定されるディジタル
予測誤差ｅ（ｎ）に基づいて構築される。
【００３５】 標準超音波信号ｙ（ｚ）をデコンボリューションすることによって得られる組
織信号ｅ（ｚ）は、第１の分散σ2 Lを有する第１のガウス白雑音ｅLとしてモデ
ル化され、これには励起線軸Ｚ上の特定の位置において、例えば２０ｄＢの比率
の、第１の分散σ2 Lよりもはるかに高い第２の分散σ2 Mを有する第２のガウス白
雑音ｅMが付加されねばならない。第２の白雑音ｅMが生ずる位置は、動脈壁の位
置に対応する。白雑音の分散は、生物学的要素の再区分をモデル化する。
織信号ｅ（ｚ）は、第１の分散σ2 Lを有する第１のガウス白雑音ｅLとしてモデ
ル化され、これには励起線軸Ｚ上の特定の位置において、例えば２０ｄＢの比率
の、第１の分散σ2 Lよりもはるかに高い第２の分散σ2 Mを有する第２のガウス白
雑音ｅMが付加されねばならない。第２の白雑音ｅMが生ずる位置は、動脈壁の位
置に対応する。白雑音の分散は、生物学的要素の再区分をモデル化する。
【００３６】 従って、組織信号ｅ（ｚ）は、動脈壁のエコーが存在しない場合は第１の分散
σ2 Lを有する第１の信号ｅLとして構成され、動脈壁のエコーが存在する場合は
、第１の信号ｅLと第２の信号ｅMとの和として構成され、この和は第１の分散及
び題の分散の和σ2 L＋σ2 Mの和の分散を有する。
σ2 Lを有する第１の信号ｅLとして構成され、動脈壁のエコーが存在する場合は
、第１の信号ｅLと第２の信号ｅMとの和として構成され、この和は第１の分散及
び題の分散の和σ2 L＋σ2 Mの和の分散を有する。
【００３７】 図２乃至７を参照するに、次の処理段階３０は、組織信号ｅ（ｚ）内の壁の存
在を検出する検出動作を構成する。図７を参照するに、検出段階３０は、図７に
示されるように励起線軸Ｚに対して配置される２つの隣接するスライド窓、即ち
第１の窓Ｌ及び第２の窓Ｍによって構成されるフィルタによって実行される。第
１の窓Ｌ及び第２の窓Ｍは、励起線軸Ｚの点と同様に配置されるディジタル点に
よって形成される。簡単化のため、第１の窓Ｌの点の数はＬ―１として示され、
第２の窓Ｍの点の数Ｍ−１よりも大きい。第１の窓及び第２の窓の夫々の点の数
Ｌ−１及びＭ−１は、当業者によって経験に基づいて決定される。例えば、第２
の窓Ｍは、１つの動脈壁について外部壁側面を内部壁側面から分離すると想定さ
れる点の数と同等またはそれよりも少ない点の数Ｍを有する。第１の窓Ｌは、図
１の断面図に示される動脈の管腔によって分離される２つの壁の２つの内部壁側
面を分離すると想定される点の数と同等またはそれよりも少ない点の数Ｌ−１を
有する。
在を検出する検出動作を構成する。図７を参照するに、検出段階３０は、図７に
示されるように励起線軸Ｚに対して配置される２つの隣接するスライド窓、即ち
第１の窓Ｌ及び第２の窓Ｍによって構成されるフィルタによって実行される。第
１の窓Ｌ及び第２の窓Ｍは、励起線軸Ｚの点と同様に配置されるディジタル点に
よって形成される。簡単化のため、第１の窓Ｌの点の数はＬ―１として示され、
第２の窓Ｍの点の数Ｍ−１よりも大きい。第１の窓及び第２の窓の夫々の点の数
Ｌ−１及びＭ−１は、当業者によって経験に基づいて決定される。例えば、第２
の窓Ｍは、１つの動脈壁について外部壁側面を内部壁側面から分離すると想定さ
れる点の数と同等またはそれよりも少ない点の数Ｍを有する。第１の窓Ｌは、図
１の断面図に示される動脈の管腔によって分離される２つの壁の２つの内部壁側
面を分離すると想定される点の数と同等またはそれよりも少ない点の数Ｌ−１を
有する。
【００３８】 ２つの隣接するスライド窓Ｌ及びＭを用いて組織信号ｅ（ｚ）をフィルタリン
グすることは、ｅLの分散又はｅL＋ｅMの分散である各窓内の振幅の分散を決定
することを可能とする。当業者によって、分散は、各窓における振幅の平方標準
偏差であることが知られており、これは以下の２つの式、
グすることは、ｅLの分散又はｅL＋ｅMの分散である各窓内の振幅の分散を決定
することを可能とする。当業者によって、分散は、各窓における振幅の平方標準
偏差であることが知られており、これは以下の２つの式、
【００３９】
【数１】 によって表わされる。
【００４０】 これらの値σL及びσMから、以下の式、
【００４１】
【数２】 に従って振幅ＳUが計算され、但し、式中、lnはネーパ対数である。式中、uは励
起線軸Ｚと同様の向きとされるスライド窓Ｌ及びＭの原点ＬOの位置である。
起線軸Ｚと同様の向きとされるスライド窓Ｌ及びＭの原点ＬOの位置である。
【００４２】 点１から点ｎまでの励起線軸Ｚの点毎に２つの隣接するスライド窓の原点ＬO
を摺動させることによって決定される振幅値Ｓuから、図６に示されるように分
散信号Ｓ（ｚ）が構築される。
を摺動させることによって決定される振幅値Ｓuから、図６に示されるように分
散信号Ｓ（ｚ）が構築される。
【００４３】 図２を参照するに、処理段階４０は、分散信号曲線Ｓ（ｚ）から動脈壁の中心
点Ｗ1、Ｗ2を識別することを可能とし、処理段階５０は、これらの中心点の対応
する深さ即ち座標を決定することを可能とする。或いは、動脈壁側面の座標が決
定されうる。
点Ｗ1、Ｗ2を識別することを可能とし、処理段階５０は、これらの中心点の対応
する深さ即ち座標を決定することを可能とする。或いは、動脈壁側面の座標が決
定されうる。
【００４４】 計算手段は、次にステップ６０において、これらの中心点Ｗ1、Ｗ2の座標から
直径Ｄ又は半径Ｒを計算する。励起線軸Ｚの位置に関する１つの断面位置につい
て様々な直径Ｄ又は半径Ｒを与えるため、これらの値は、例えば記憶手段４００
といった記憶手段によって、超音波システムの各周期において記憶される。
直径Ｄ又は半径Ｒを計算する。励起線軸Ｚの位置に関する１つの断面位置につい
て様々な直径Ｄ又は半径Ｒを与えるため、これらの値は、例えば記憶手段４００
といった記憶手段によって、超音波システムの各周期において記憶される。
【００４５】 直径Ｄ又は半径Ｒは、同一の動脈に対する幾つかの他の励起線位置に関して幾
つかの他の断面位置に亘って超音波手段を用いて超音波方法によって決定されう
る。
つかの他の断面位置に亘って超音波手段を用いて超音波方法によって決定されう
る。
【００４６】 本発明は、励起線に沿った動脈壁位置の決定に関して説明された。或いは、本
発明は、励起線が横切る壁側面と称される組織中の超音波均質性の単純な不連続
性の位置を決定するために使用されうる。励起線上のその深さは、略ゼロの振幅
信号から生ずる振幅の１つのピークを示す分散信号Ｓ（ｚ）から決定される。こ
のピークは、上記壁側面の位置又は深さ、即ち励起線上の上記壁側面の座標に対
応する。この座標は、図２を参照して示され、プロセッサ３００、記憶手段４０
０、及び超音波装置１００に関連づけられる画面５００を含む処理手段２００に
よって実行される処理段階１０、２０、３０及び４０を用いて決定される。
発明は、励起線が横切る壁側面と称される組織中の超音波均質性の単純な不連続
性の位置を決定するために使用されうる。励起線上のその深さは、略ゼロの振幅
信号から生ずる振幅の１つのピークを示す分散信号Ｓ（ｚ）から決定される。こ
のピークは、上記壁側面の位置又は深さ、即ち励起線上の上記壁側面の座標に対
応する。この座標は、図２を参照して示され、プロセッサ３００、記憶手段４０
０、及び超音波装置１００に関連づけられる画面５００を含む処理手段２００に
よって実行される処理段階１０、２０、３０及び４０を用いて決定される。
【図１】 超音波方法を実行するための超音波装置を示す機能ブロック図である。
【図２】 動脈半径の決定のための方法の主な段階を示す図である。
【図３】 超音波信号を励起線に沿った深さの関数として表わす曲線を示す図である。
【図４】 デコンボリューションされた信号のシステム励起信号成分を表わす曲線を示す
図である。
図である。
【図５】 デコンボリューションされた信号の組織信号成分を表わす曲線を示す図である
。
。
【図６】 励起線上で壁側面の深さを決定するようフィルタリングされた組織信号成分か
ら決定される分散信号を表わす曲線を示す図である。
ら決定される分散信号を表わす曲線を示す図である。
【図７】 組織信号フィルタリング段階を示す図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 Ｇｒｏｅｎｅｗｏｕｄｓｅｗｅｇ １， 5621 ＢＡ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ， Ｔｈ ｅ Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ
Claims (9)
- 【請求項１】 壁側面を横切る励起線に沿ったディジタル深さの関数として
組織散乱体によって戻され、組織につながれ超音波装置と関連づけられるトラン
スデューサによって送信されるエコーの振幅を表わす無線周波数信号を捕捉する
段階を含む、組織内に位置する壁側面を形成する超音波均質性の局所的な不連続
性の位置を決定する方法であって、 上記方法は、上記励起線上の壁側面ディジタル深さを決定する段階を更に含み
、 上記無線周波数信号は、上記無線周波数励起信号とは別に、上記組織散乱体を
表わす組織信号を供給するようフィルタリングされ、 上記組織信号は上記励起線上の上記ディジタル深さの関数として分散振幅信号
を供給するようフィルタリングされ、それに基づいて壁側面の位置が検出され、
上記励起線上の対応する壁側面ディジタル深さが決定される方法。 - 【請求項２】 上記無線周波数信号をフィルタリングする段階は、ワンステ
ップ予測フィルタを用いて実行される、請求項１記載の方法。 - 【請求項３】 上記ワンステップ予測フィルタ演算は、所与の深さにおいて
、無線周波数励起信号を表わす上記走査によって予め決定されるサンプルの線形
関数であると共に上記組織散乱体を表わす予測誤差の線形関数である上記無線周
波数のサンプルを供給するために、上記励起線を走査している間に実行される、
請求項２記載の方法。 - 【請求項４】 上記組織信号は、各ディジタル深さにおける上記励起線の走
査によって決定される上記無線周波数信号の線形サンプルのデコンボリューショ
ン演算を用いて、夫々のディジタル深さに関連する上記予測誤差から形成される
、請求項３記載の方法。 - 【請求項５】 上記組織信号をフィルタリングする段階は、２つの隣接する
スライド窓を用いて各深さにおける各窓内の上記組織信号の振幅の分散を供給す
るために上記励起線上のディジタル深さを走査することによって実行される、請
求項１乃至４のうちいずれか一項記載の方法。 - 【請求項６】 分散振幅値は各走査されるディジタル深さにおける上記スラ
イド窓内の振幅の分散から決定され、分散信号は上記励起線上の上記ディジタル
深さの関数として上記分散振幅値から形成され、上記分散信号は略ゼロの振幅信
号から生ずる振幅のピークを有し、各ピークは壁側面の位置に対応しそこから上
記励起線上の上記壁側面ディジタル深さが決定される、請求項５記載の方法。 - 【請求項７】 組織内の動脈壁の位置を決定するための超音波方法であって
、 動脈は上記組織内に存在し、上記動脈は長手方向平面上で上記励起線が横切る
２つの壁を有し、各壁は２つの壁側面を有し、 上記分散信号は請求項６記載の方法によって決定され、上記分散信号は略ゼロ
の振幅信号中に生ずる２つの交番する振幅ピークを示し、上記交番するピークは
１つの動脈壁の２つの壁側面の存在に対応し、上記交番するピークの間に上記２
つの壁側面の中心点を表わす中間のゼロ振幅値を示し、上記励起線上の上記動脈
壁の上記中心点のディジタル深さは上記中間のゼロ振幅値から決定される方法。 - 【請求項８】 動脈の半径の絶対値を決定するための超音波方法であって、 両方の動脈壁の中心点は請求項８記載の方法によって決定され、上記半径値は
上記励起線上の上記壁の上記中心点のディジタル深さから決定される方法。 - 【請求項９】 組織につながれるトランスデューサと、 上記組織へ超音波無線周波数信号を送信するための送信器と、 請求項１乃至８のうちいずれか一項記載の方法を実行するための処理手段とを
含む超音波装置であって、 上記処理手段は、上記励起線上の組織要素のディジタル深さを決定するプロセ
ッサと、上記処理された信号を表示する画面と、上記処理された信号を記憶する
一時記憶手段とを含む装置。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP98403166.6 | 1998-12-15 | ||
| EP98403166 | 1998-12-15 | ||
| PCT/EP1999/009272 WO2000036433A1 (en) | 1998-12-15 | 1999-11-29 | Ultrasound process and apparatus for the determination of the location of a parietal surface in a tissue and of the absolute radius of an artery |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002532172A true JP2002532172A (ja) | 2002-10-02 |
Family
ID=8235590
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000588619A Pending JP2002532172A (ja) | 1998-12-15 | 1999-11-29 | 組織内の壁側面及び動脈の絶対半径の決定のための超音波方法及び装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6358206B1 (ja) |
| EP (1) | EP1055133A1 (ja) |
| JP (1) | JP2002532172A (ja) |
| WO (1) | WO2000036433A1 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| JP2008511415A (ja) * | 2004-08-31 | 2008-04-17 | ユニヴァーシティ オブ ワシントン | 狭窄血管における壁振動を評価するための超音波技法 |
| US9066679B2 (en) | 2004-08-31 | 2015-06-30 | University Of Washington | Ultrasonic technique for assessing wall vibrations in stenosed blood vessels |
| JP2020523149A (ja) * | 2017-06-15 | 2020-08-06 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 超音波画像を処理するための方法及びシステム |
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| US7927278B2 (en) * | 2002-12-13 | 2011-04-19 | California Institute Of Technology | Split-screen display system and standardized methods for ultrasound image acquisition and multi-frame data processing |
| JP5467987B2 (ja) * | 2010-11-18 | 2014-04-09 | 古野電気株式会社 | 超音波軟骨解析装置、超音波軟骨解析方法及びプログラム |
| US10154826B2 (en) | 2013-07-17 | 2018-12-18 | Tissue Differentiation Intelligence, Llc | Device and method for identifying anatomical structures |
| US10716536B2 (en) | 2013-07-17 | 2020-07-21 | Tissue Differentiation Intelligence, Llc | Identifying anatomical structures |
| US11986341B1 (en) | 2016-05-26 | 2024-05-21 | Tissue Differentiation Intelligence, Llc | Methods for accessing spinal column using B-mode imaging to determine a trajectory without penetrating the the patient's anatomy |
| US11701086B1 (en) | 2016-06-21 | 2023-07-18 | Tissue Differentiation Intelligence, Llc | Methods and systems for improved nerve detection |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FR2650071B1 (fr) * | 1989-07-20 | 1991-09-27 | Asulab Sa | Procede de traitement d'un signal electrique |
| US5293871A (en) * | 1993-05-05 | 1994-03-15 | Cornell Research Foundation Inc. | System for ultrasonically determining corneal layer thicknesses and shape |
| US5748188A (en) | 1995-10-12 | 1998-05-05 | Ncr Corporation | Hypertext markup language (HTML) extensions for graphical reporting over an internet |
| JP3707882B2 (ja) * | 1995-11-21 | 2005-10-19 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| EP0840139B1 (fr) * | 1996-10-29 | 2005-02-16 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Procédé de traitement de signaux relatifs à un objet ayant des parties en mouvement et dispositif échographique mettant en oeuvre ce procédé |
| US6086539A (en) * | 1996-12-04 | 2000-07-11 | Acuson Corporation | Methods and apparatus for ultrasound image quantification |
| US5800356A (en) * | 1997-05-29 | 1998-09-01 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Ultrasonic diagnostic imaging system with doppler assisted tracking of tissue motion |
| EP0908137A1 (en) * | 1997-10-06 | 1999-04-14 | Technologiestichting STW | A method and apparatus for making an image of a lumen or other body cavity and its surrounding tissue |
| EP0961577A1 (en) * | 1997-11-18 | 1999-12-08 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method for the processing of signals relating to an object having moving parts and echographic device for carrying out this method |
| US6071242A (en) * | 1998-06-30 | 2000-06-06 | Diasonics Ultrasound, Inc. | Method and apparatus for cross-sectional color doppler volume flow measurement |
-
1999
- 1999-11-29 WO PCT/EP1999/009272 patent/WO2000036433A1/en not_active Application Discontinuation
- 1999-11-29 EP EP99958137A patent/EP1055133A1/en not_active Withdrawn
- 1999-11-29 JP JP2000588619A patent/JP2002532172A/ja active Pending
- 1999-12-15 US US09/462,000 patent/US6358206B1/en not_active Expired - Fee Related
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| JP2020523149A (ja) * | 2017-06-15 | 2020-08-06 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 超音波画像を処理するための方法及びシステム |
| JP7171625B2 (ja) | 2017-06-15 | 2022-11-15 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 超音波画像を処理するための方法及びシステム |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO2000036433A1 (en) | 2000-06-22 |
| EP1055133A1 (en) | 2000-11-29 |
| US6358206B1 (en) | 2002-03-19 |
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