JP2004195253A - 超音波映像装置 - Google Patents

Abstract

【課題】運動中の生物組織を、超音波変換器を用いて検査し、解剖学的Ｍ−モード表示を生成する方法において、Ｍ−モードラインを位置、方向を自由に選択することが可能で、良好な解剖学的情報を獲得できる方法を提供する。
【解決手段】例えば心臓作用のような運動中の生の生物組織を超音波変換器（２１）を使用して超音波検査を行う際の、解剖学的Ｍ−モード表示を生成する方法にして、２次元または３次元の超音波映像（２２）の時系列を得る段階と、該時系列を、少なくとも１本の同時に記録された仮想Ｍ−モードライン（２３）をもつデータセットを構成するように配列する段階と、該データセットを、仮想Ｍ−モードラインに沿って補間操作がされるように計算機処理をする段階と、計算結果の解剖学的Ｍ−モード表示を表示ユニットに表示する段階とを有する。
【選択図】図２

Description

本発明は、例えば心臓作用のような生きている作動中の生物組織を、超音波変換器を使用して超音波検査を行う際における解剖学的Ｍ−モード表示をする方法、超音波映像装置、超音波映像を提供する装置、及び超音波映像装置の使用方法に関する。

本発明は、２Ｄ（２次元）または３Ｄ（３次元）の超音波像映像からデータを抜粋して解剖学的意義のあるＭ−モード表示を得るための技術を記載している。従来のＭ−モードは超音波変換器の１本の音響ビームに沿って取得され、ｘ軸に沿って時間を、ｙ軸に沿って深さを示して、表示ユニットに、時間と共に変化するデータを表示する。従来のＭ−モードにおけるＭ−モードラインの配置は、変換器により生成（走査）され得るビーム方向のセットに限定されている。

心臓学において、Ｍ−モード方法の使用は、かなり標準化されており、基準の位置と角度で心臓を切るようになっている。Ｍ−モード計測を良好に実行し得るための重要な判断基準は以下の通りである。
１． 映像の品質。 心臓の種々の組織の間の境界面、接触面が明瞭に見えねばならぬ。これを実現するための最も重要な要因の一つは、超音波変換器を身体上の音響的特性が最適な点に位置させることである。かかる位置は度々「音響的窓」と称されている。老年の患者においては、これら窓は乏しく、発見困難である。
２． 整列性（Ａｌｉｇｎｍｅｎｔ）。 標準Ｍ−モード計測は、記録が特定の角度、通常は検査される心臓の組織に対して９０°の角度に沿ってなされることを要求している。
３． 運動。 心臓は胸部内を収縮、弛緩しつつ動くから、心臓周期の１点において正しいＭ−モードライン位置は、同じ心臓周期の他の点においては不適切になる。これを手動で補整することは、探査器を心臓の鼓動に同期して動かさねばならぬから、非常に困難である。従って、多くのソノグラファ（音響記録器）は、Ｍ−モードラインすなわち変換器ビームを、固定した妥協の方向に向けている。
４． 壁肥厚化の解析。 冠状動脈疾患においては、観察すべき重要な要素は、種々の点における左心室筋肉の肥厚化である。

多くの場合、良好な音響的窓において正しい整列を得るには問題がある。良好な音響的窓はしばしば悪い整列を与えるし、これと逆なこともある。従って、ソノグラファまたは使用者は、２個の判断基準（整列、映像品質）に関し映像を最適化するために多くの時間と努力を費やす。
上述したように、単一音響ビームを時間の関数として写像することによるＭ−モード映像化のための技術は既に知られている。

整相列変換探査器の高性能デジタル前端制御の出現に伴い、非常に高いフレーム率（各２Ｄ映像毎に１０ｍｓ以下）を有して２Ｄ映像を獲得する可能性が存在している。これら２Ｄデータは、２Ｄデータとして記録に値する１個以上の全心臓周期を保持するに充分な記憶容量を備えた計算機のＲＡＭに記憶される。Ｍ−モード表示がこれら記録に基づいて適切な時間解像度を有して生成され得る。本発明に従えば、Ｍ−モードラインを完全な柔軟性をもって位置させることができる。本発明は、この柔軟性が、抜粋されたＭ−モード表示における解剖学的情報内容を改良するために如何に利用され得るかを記載している。

本発明はまた、３Ｄ映像の時系列からＭ−モード表示を抜粋するのにも適用される。３Ｄにおいては、心室の真の３Ｄ運動を補整することが可能である。２Ｄ記録に基づけば、操作者は映像面において計測され得る運動を補整することに限定されよう。本発明はまた、如何にして、３Ｄ取得資料から引き出された局部的Ｍ−モード情報が、壁肥厚化に関する情報を提供する心室壁の色エンコーディングを得るために利用され得るかを記載している。

解剖学的Ｍ−モード表示は、２Ｄ映像を走査中、または実時間空間走査中実時間で生成され得る。その際、本発明は多数のＭ−モード表示が如何にして生の２Ｄまたは３Ｄ映像と共に維持され得るかを記載している。これら多数のＭ−モード表示もまた自由に位置されることが可能であり、心臓周期中心室壁の位置と方向とに追随することさえ可能である。
解剖学的Ｍ−モードはまた後処理手段としての使用も可能であり、その場合は、使用者が２Ｄ／３Ｄ映像の経過を非常に速いフレーム率で、Ｍ−モード記録を行うことなく取得する。２Ｄデータが心臓を通る適切な切断／図解を含んでいる限り、使用者は解剖学的Ｍ−モードを後刻Ｍ−モード解析をするために使用し得る。

原則として、本発明を実施する際にも使用される操作または段階を含むデータセットの計算機処理は下記のような文献から既に既知である：〔１〕Ｊ．Ｄ．Ｆｏｌｅｙ，Ａ Ｖａｎ Ｄａｍ，Ｓ．Ｋ．Ｓｅｉｎｅｒ，Ｊ．Ｆ．Ｈｕｇｈｅｓの“計算機図形処理：原理と実際”Ａｄｄｉｔｉｏｎ Ｗｅｓｌｅｙ ＵＳＡ １９９０。この文献には、線引きのアルゴリズムも記載されている。従って、かかる計算機処理、操作、段階は以下詳細には説明しない。ここに特に関係ある技術に関連する他の文献は下記のようなものである。
〔２〕Ｂ．Ｏｌｓｔａｄ の“空間データセット形成における映像変動の最大化”Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ，１：２４５−２６５，１９９２年７月号。
〔３〕Ｅ．Ｓｔｅｅｎ，Ｂ．Ｏｌｓｔａｄ の“医学超音波映像における空間表示”映像解析に関する第８回スカンジナビア会議報告．Ｔｒｏｍｓφ，ノルウェー １９９３年５月。
〔４〕Ｇ．Ｂｏｒｇｅｆｏｒｓ の“デジタル映像における距離変換”計算機映像、図形処理、３４，１９８６，ｐｐ．３４４−３７１。
〔５〕Ｐｅｔｅｒ Ｓｅｉｔｚ の“固体素子のカメラとデジタル信号処理を使用した光学的超解像度”光学工学２７（７）１９８８年７月号。
本発明は既知の技術を背景として、従来のＭ−モードの計算方法を出発点とし、Ｍ−モード映像化を利用する確立した臨床的手段をとる。本発明は、２Ｄまたは３Ｄの超音波映像の時系列に基づいて、解剖学的Ｍ−モード表示を計算する新しい技術を記載している。解剖学的Ｍ−モードは、任意の、または仮想のタイトルＭ−モードラインに沿う仮想Ｍ−モード計測として導かれる。本発明の方法における新規で特殊な点は添付の特許請求の範囲に、さらに詳しく決められている。

本発明によれば超音波映像を提供する装置であって、超音波ビームの組を発生させる変換器と、該超音波ビームの組に基づいて超音波情報を提供する第１の手段と、前記超音波ビームとは別個の仮想Ｍ−モード・ライン手段の少なくとも部分に基づいて像データを生成する第２の手段とを含み、前記超音波情報は、３次元（3Ｄ）超音波情報の時系列を含むことを特徴とする装置が提供される。

本発明の利点は次のように纏められる。
１． 任意に位置され得る多数のＭ−モード表示が、２Ｄまたは３Ｄ取得資料に基づいて計算され得る。
２． Ｍ−モードラインの位置は走査地形に限定されることなく、自由に位置され得る。
３． 総体的心臓運動が、Ｍ−モードラインを心臓周期間の心臓の運動に応じて移動させることにより補整され得る。
４． 壁肥厚化解析が、Ｍ−モードラインを全心臓周期の間、心臓壁に直角に維持し得ることにより改良される。
５． 対象領域における参照点を、Ｍ−モード表示の所与のｙ軸上に固定することが出来、従って、相対的運動／肥厚化現象の視覚化を改良する。
６． ３Ｄ取得資料が、局部的Ｍ−モードラインから抜粋された特性を心室壁の色エンコーディングを伴って写像することにより視覚化され得る。

以下、付図を参照して、本発明を種々の実施例に関して詳細に説明する。
図１は従来のＭ−モード映像化を示している。超音波変換器１１が、変換器の音響ビームを角度走査して得られる超音波映像１２に関連して概略示されている。この従来の方法においては、Ｍ−モードラインまたは対応する音響ビーム１３は、所与の点において固定され、該ビームに沿った超音波信号が時間の関数としてＭ−モード表示１４に写像される。本先行技術においては、新時間サンプルが、１ビームのデータが収集され終わるや否や生成され得るから、極端な時間的解像度が達成される。他面、このＭ−モード映像化の先行技術は、Ｍ−モードライン１３を音響的窓および走査図形に対応して位置させるという制限を受ける。

タイトルＭ−モードライン
本発明は、Ｍ−モード映像が如何にして２Ｄまたは３Ｄ映像の時系列から、補間された表示を抜粋することにより生成され得るかに関している。“タイトル”Ｍ−モード表示２４の概念が図２に示されている。この場合、“仮想”Ｍ−モードライン２３は自由に移動可能であり、２Ｄ映像２２の頂部に起源する音響ビーム（変換器２１）と一致する必要はない。

多数Ｍ−モードライン
図３は、２個のタイトルＭ−モード表示３４Ａ，３４Ｂが、３３Ａ，３３Ｂにそれぞれ示された仮想、タイトルＭ−モードラインを用いて、単一２Ｄ系列または映像３２から計算されている例を示している。２Ｄまたは３Ｄ映像に基づきＭ−モード表示が生成されるから、任意の区域数をもつＭ−モード表示が生成可能であり、同一の心臓鼓動からの種々の寸法の解析を可能にしている。かくて、図２に１、２、３、４で示す取得時系列がデータセットを構成するように配列され、少なくとも１本の仮想Ｍ−モードライン２３または図３における３３Ａ，３３Ｂが設けられ、データセットと共に登録され、次に、これらが、関連する仮想Ｍ−モードラインに沿った補間を伴い計算機処理される。補間の重要性を以下さらに説明する。

運動補正
心臓は胸部内を収縮、弛緩しながら動くから、心臓周期の１点において正しいＭ−モードライン位置は、同じ心臓周期の他の点においては正しくない。これは、手動で補整することが非常に困難であり、探査器を心臓の鼓動に同期して動かさねばならぬ。
本発明の解剖学的Ｍ−モードは、この運動に対し補整を行うことが出来る。図４はこの概念を説明する。使用者はＭ−モードライン４３Ａ，４３Ｂの各位置を、心臓周期の違った点において、２Ｄ映像ループを、スクロールし、新Ｍ−モードライン位置を固定することにより決める。このために適切な計算機操作法またはソフトウェアが前述の文献に示したように当業者により利用可能であり、そこでは、“固定”Ｍ−モードライン４３Ａと４３Ｂとの間にＭ−モードラインを補間し、Ｍ−モード表示４４を生成し、該表示においては、各垂直線が位置指定のＭ−モードラインに対応して抜粋されている。
本方法においては明らかに、仮想Ｍ−モードラインの位置および／または方向は、図４の説明において言及した心臓鼓動以外の、生体組織または身体における律動的運動に対応して動かすことが可能である。

運動参照点
生の身体の時間と共に変化する器官の寸法を研究する際には、身体内の器官全体の変位を観察することなく、種々の組織の互いに対する相対的寸法を知ることが望まれることが多い。これは、筋肉組織の肥厚化が観察すべき重要な要素である心臓心室の収縮、弛緩を観察する際に特に興味がある。

本発明の実施例においては、相対的変化を強調するために、使用者は参照点を、運動補正に関する文節に記載した“固定”Ｍ−モードライン上に決めることが出来る。典型的には、この点は指定容易な臨床的組織に対応しよう。図５、６は所与の参照点６６を、映像化区域６２内に固定した場合、または固定しない場合のＭ−モードの生成を示している。かくて、図６に示された６３Ａから６３Ｂまでの補間されたＭ−モードライン位置に関連した参照点６６に基づいて、Ｍ−モード表示６４が生成され、そこでは、点６６が直線６７（運動なし）として、すなわち、表示における選択された垂直座標点として現れている。代わりに、所与のｙ座標点が、Ｍ−モード表示内で追跡され、Ｍ−モード表示が、追跡された映像構造が最終Ｍ−モード表示において水平構造として現れるように、種々の時点においてＭ−モードラインの位置を滑らせることにより再生成されることも可能である。

壁肥厚化解析
冠状動脈の病気においては、観察すべき重要な要素は種々の位置における左心室筋肉の肥厚化である。前記文節に述べた技術を組み合わせることにより、本発明は図７に示すように、左心室壁肥厚化解析のための特に有用な手段を提供する。
各Ｍ−モード表示７４Ａ，７４Ｂ，７４Ｃは心室７０の一部の局部的肥厚化と収縮とを示し、該各部は、対応する仮想Ｍ−モードライン７３Ａ，７３Ｂ，７３Ｃにより貫通されている。図７は、左心室７０の短軸図と、前文節に記載した技術を用いて生成された３個の解剖学的Ｍ−モード表示７４Ａ，７４Ｂ，７４Ｃとを示している。

実行
２Ｄ／３Ｄフレームの系列は、超音波サンプルの３次元または４次元配列、またはデータセットとして使用されるべくスキャナー／計算機の中に記憶される。この配列は、使用される変換器の探査地形に依存して、また、映像が記憶に先だって矩形のフォーマットに走査変換されたかどうかに依存して、違った地形特性を有している。説明のため、図８の構成においては、２Ｄ区域データが（典型的には、超音波スキャナーハードウェア変換器を使用して）走査変換されており、矩形データセットフォーマットを有して、〔ｘ，ｙ，ｔ〕の次元をもつサンプルの３Ｄ配列として、ディスク／記憶装置に記憶されている。

Ｍ−モード表示８４を生成するには、３Ｄデータセット８２を平面８８で切断し、所望の表示四角形８４に適合するようにデータを補間、再採取する。前述の運動補正技術は、切断面８８を、〔ｘ，ｙ〕平面と線形的に交差する曲面へ修正する。適切な補間技術を空間、時間双方に関して適用することが第１に重要である。かかる補間は、図１に示したような変換器により生成された音響ビームに沿った従来のＭ−モードに比較して劣った解像度を、ある程度補償することが出来る。
本発明の１実施例に従い、補間を含む計算機処理の結果に対し、周縁強調の既知の映像処理を行い、計算機処理された解剖学的Ｍ−モード表示を製作することは、利点の多い他の段階である。

３Ｄ超音波映像化
ここに説明する技術は全て２Ｄ系列と３Ｄ系列の双方の超音波映像に適用される。３Ｄ取得資料は、心臓の真の３Ｄ運動が評価され得るのであるから、上記運動補正の能力をさらに改良する。
Ｍ−モード表示を実際に生成することの他に、本発明の技術は左心室内の心内膜表面を横切る全ての点に対して解剖学的Ｍ−モードを抜粋するのに利用され得る。この構成が図９に例示されている。４次元超音波データセット９２は、心臓周期の間に記録されたｍ短軸平面とｎ３Ｄ立方体とから成ると想定される。簡単のため図には、Ｍ−モード表示９４Ａ，９４Ｂ，９４Ｃにそれぞれ関連した３本の仮想Ｍ−モードライン９３Ａ，９３Ｂ，９３Ｃだけが図示されているが、同様なＭ−モード表示が、心室９０の心内膜表面の全ての点または位置に関して存在すべきである。

独立の各Ｍ−モード表示９４Ａ，９４Ｂ，９４Ｃ，．．．，は次いで、心室壁の関連の位置を色エンコーディングして可視可能にする処理が行われる。写像方針が図９に示されており、これは、文献〔２〕，〔３〕の方法に類似している。この特徴ある方法が解剖学的Ｍ−モード表示に対して実施され、Ｍ−モード映像に導かれた生理学的特性を反映する単一値または色インデックスを生成する。これら特性の一つは、心臓周期間の壁肥厚化の変動を評価することにより壁肥厚化の量を決めることである。この場合、解剖学的各Ｍ−モード表示９４Ａ，９４Ｂ，９４Ｃが解析される。壁は前記Ｍ−モード表示において、先行技術方法〔５〕を用いて、Ｍ−モード表示の種々の瞬間における超解像度周縁集中を得るように位置され、厚さ変動が、前記の壁肥厚化の定量化のために使用される。第２の特性は、Ｍ−モード表示９４Ａ，９４Ｂ，９４Ｃにおける所与の空間座標または空間座標の範囲における時間的信号特性により特徴付けられる。

第２の代替案は、時間的に互いに近接しているか、または、心臓の収縮期、拡張期に位置している２個だけの立方体を使用することである。この場合、Ｍ−モードは、時間的方向において単なる２個のサンプルに減少する。この方法は計算がより容易で、立方体が時間的近傍にあるときは、心室壁の段階的肥厚化情報を提供する。この場合の壁肥厚化解析とは、２個の１次元信号を比較し、先行技術の方法〔５〕を用いて肥厚化を超解像度集中につき評価することである。

上述の３Ｄ映像化のための色エンコーディングはまた２Ｄ映像化にも適用されるが、この場合、色エンコーディングは２Ｄ映像の血液領域の境界と関連する。図７はかかる２Ｄ映像系列を示している。図は、関連したＭ−モード表示７４Ａ，７４Ｂ，７４Ｃにそれぞれ関連する３本の仮想Ｍ−モードライン７３Ａ，７３Ｂ，７３Ｃだけを示しているが、同様なＭ−モード表示が、心室７０の心内膜表面の全ての点または位置に関して存在すべきである。次に、各独立のＭ−モード表示７４Ａ，７４Ｂ，７４Ｃが、３次元の場合の対応するＭ−モード表示９４Ａ，９４Ｂ，９４Ｃを得るために前記したのと同じ技術を用いて処理される。
本実施例のＭ−モードラインは心室壁表面の点または位置に関連しており、方向は心室壁に直角になっている。局部的Ｍ−モードの方向は、心室壁上の点の位置を示す２元の２次元または３次元の映像に対し２次元または３次元の距離変換を行うことにより得られる方向として計算される。距離変換に関する情報については文献〔４〕を参照されたい。

要約すると、上述した本発明は、２Ｄまたは３Ｄの超音波映像の時系列に基づき解剖学的Ｍ−モード表示を計算する方法を提供している。本方法は、心臓作用のような運動中の生の生体組織を検査するために使用される。主に病院等において使用される。解剖学的Ｍ−モード表示は、映像獲得時に実時間で計算されるか、２Ｄまたは３Ｄの映像ループの後処理として計算される。解剖学的Ｍ−モードは任意のタイトルＭ−モードラインに沿った仮想Ｍ−モード計測として導かれる。多数の、同時のＭ−モードラインとＭ−モード表示とが特定され得る。Ｍ−モードラインを任意に位置させ得ることは、先行技術においてＭ−モードの位置付けを制限している音響的窓に無関係になり、解剖学的有意義なＭ−モード計測を可能にしている。Ｍ−モードラインの位置は、総体的運動を補償するため、時間の関数として移動され得る。この方法においては、Ｍ−モードラインは全心臓周期の間、心臓壁に垂直に位置され得る。この特性は、斜めの計測により生じる肥厚化の誤解が避けられるから、壁肥厚化解析におけるＭ−モードの価値を増大させる。さらに、映像区域の参照点は、相対的変化がより良く可視化されるようにＭ−モード表示内に固定され得る。３Ｄ映像ループにおいては、Ｍ−モードは心室壁上の全ての点において、心内膜表面に直角なＭ−モードラインに沿って局部的に計算され得る。これら局部的Ｍ−モードは壁肥厚化を査定するために、また、これら計測を心内膜表面の色エンコーディングに利用するために使用される。

先行技術のＭ−モード表示の計算を示す概略図。 対応するＭ−モード表示の計算のための解剖学的または仮想のタイトルＭ−モードラインの本発明の概念を示す概略図。 本発明の１実施例の、多数のＭ−モードラインを有する構成を示す図。 Ｍ−モードラインの位置を、心臓周期中の位置の関数として動かすことが、運動補正のために使用され得ることを示す図。 参照点が特定されていない解剖学的Ｍ−モードを示す図。 参照点が、解剖学的Ｍ−モードの表示における所与の垂直位置に特定し、固定されているときの解剖学的Ｍ−モードラインを示す図。 ３個の解剖学的同時Ｍ−モード表示を有する構成における肥厚化解析を示す図。 Ｍ−モードラインの位置が心臓周期中固定されている状態において、解剖学的Ｍ−モード表示が如何にして計算されるかを示す図。 壁肥厚化を示す心室壁の色エンコーディングが如何にして４Ｄ超音波映像化において計算されるかを示す概略図。

符号の説明

１１，２１ 超音波変換器
１２ 超音波映像
１３ 音響ビーム
１４，２４，３４，７４，９４ Ｍ−モード表示
２３，３３，４３，６３，７３，９３ Ｍ−モードライン
６６ 参照点
８８ 切断面
９２ データセット

Claims (8)

1. 超音波映像を提供する装置であって、超音波ビームの組を発生させる変換器と、該超音波ビームの組に基づいて超音波情報を提供する第１の手段と、前記超音波ビームとは別個の仮想Ｍ−モード・ライン手段の少なくとも部分に基づいて像データを生成する第２の手段とを含み、前記超音波情報は、３次元（3Ｄ）超音波情報の時系列を含むことを特徴とする装置。
2. 請求項１に記載の装置において、前記仮想Ｍ−モード・ラインは前記超音波ビームの組とは一致していないことを特徴とする装置。
3. 請求項１に記載の装置において、更に、像データに関連した像を表示する表示手段を含むことを特徴とする装置。
4. 請求項２に記載の装置において、前記解剖学的組織の関連の位置に基づいた色エンコード情報を含むことを特徴とする装置。
5. 請求項３に記載の装置において、前記色エンコード情報は前記仮想Ｍ−モード・ライン手段に対する時間的変動に従っていることを特徴とする装置。
6. 請求項３に記載の装置において、前記色エンコードは解剖学的組織の厚さに従っていることを特徴とする装置。
7. 請求項１に記載の装置において、前記第２の手段は前記仮想Ｍ−モード・ライン手段の位置及び方向の少なくとも一方を変化させる手段を含むことを特徴とする装置。
8. 請求項６に記載の装置において、前記第２の手段は前記解剖学的組織の運動時の異なる位置でのユーザ入力に基づき、前記仮想Ｍ−モード・ライン手段の位置及び方向の少なくとも一方を変化させ、該解剖学的組織の運動を補正するようになっていることを特徴とする装置。
   

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