JP2004514527A - 超音波診断画像におけるひずみ速度分析方法 - Google Patents

Abstract

ひずみ速度分析は、速度の空間勾配が組織の動きの方向に計算される超音波画像に対して行われる。ひずみ速度は、心筋画像の場合は、心筋の平面上であるか又は心筋を横切るかのいずれかでありうる動きの方向で心臓超音波画像のために計算される。ひずみ速度情報は、心周期の画像のシーケンスについて計算され、心周期全体に亘る心内膜境界といった自動的に描かれた境界について表示される。

Description

【０００１】
本発明は超音波診断撮像システムに係り、特に超音波画像中でひずみ速度分析を自動的に行う超音波診断撮像システムに関連する。
【０００２】
身体の機能及び構造を定量化する多くの超音波診断手順は、測定されている人体構造及び器官がはっきりと描写され画成されることを頼りに行われる。定量化又は測定手順が静止画像又は小さい測定値の集合を用いて行われるとき、測定されている人体構造の描写は手で行われうる。このような手順の例としては、発育している胎児の産科測定がある。発育している胎児の静止画像は胎児の活動が少ない期間に捕捉することができる。画像が捕捉されると、例えば妊娠期間や予想される出産日といった発育特徴を計算するために通常は数回の外周又は長さの測定のみが必要とされる。これらの測定は、胎児の画像上で手動で容易に行われうる。他の診断的な手順、特に心臓とその機能の測定に関連する手順は、更に難点を有する。心臓は常に拍動しており、従って常に動いている。心臓が動くと、器官が収縮し拡張すると共に心臓の輪郭は常に動き変化する。心臓の機能の多くの特徴を完全に評価するためには、３０乃至１５０以上の画像に等しいものでありうる心周期（１回の心臓の拍動）中に捕捉される多くの又は時には全ての画像を評価する必要がある。心内膜、心外膜、又は弁といった関心となる構造は、これらの画像の夫々において描写されねばならず、これは手間と時間のかかる作業である。これらの構造は常に動いているため、心周期中に捕捉される各画像ではわずかに異なって見え、患者ごとに大きく異なりうる。産科における手順等の適用は、超音波画像上で特定の解剖学的構造を自動的に描写するプロセッサにより利益を受けるが、心臓の診断は更に利益を受けるであろう。
【０００３】
数年に亘り開発されている超音波心臓診断技術は、ひずみ速度分析として知られるパラメトリック撮像方法である。ひずみ速度分析では、画像の点における速度変化の測定値を生じさせるために、超音波ビーム線に沿った連続的な点における速度が微分される。しかしながら、このようにして計算されるひずみのパラメータは任意であり、なぜならばビーム線の方向と画像中の人体構造の対応は本質的には関連がなく、多くの場合は臨床医がスキャンヘッドを保持し向けようとする位置によって決定される。従って、診断されている人体構造の特徴に関連するようにひずみ速度パラメータを計算することが可能であることが望ましい。
【０００４】
本発明の原理によれば、ひずみ速度分析は、速度の空間勾配が組織の動きの方向に計算される超音波画像に対して行われる。ひずみ速度は、心筋画像の場合は、心筋の平面上であるか又は心筋を横切るかのいずれかでありうる動きの方向で心臓超音波画像のために計算される。ひずみ速度情報は、心周期の画像のシーケンスについて計算され、心周期全体に亘る心内膜境界といった自動的に描かれた境界について表示される。
【０００５】
まず、図１を参照するに、心臓画像の捕捉中の超音波システム表示が示される。超音波画像１０は、図示される扇形の画像を生じさせるためにフェーズド・アレイ・トランスデューサ・プローブによって捕捉される心臓の４室ビューである。図示される画像は、プローブが尖端１１の近傍から心臓を見るように向けられた心臓の尖端４室ビューのためにプローブを配置することによって得られるリアルタイム画像のシーケンスのうちの１つである。画像の中央と右上の部分にある画像中の最大の室は、左心室（ＬＶ）である。リアルタイムの超音波画像シーケンスが捕捉されると共に心周期のＥＣＧトレース１２が同時に捕捉され、現在表示されている画像が捕捉された心周期の点又は位相を示す三角形のマーカ１４と共にディスプレイの下側に表示される。体が安静であるときの心周期の一般的な持続期間は約１秒であり、この間に心臓の約３０乃至９０の画像フレームが捕捉され、速く連続して表示される。臨床医は心周期の画像のシーケンスを捕捉し保存し、選択された心周期を繰り返し表示する連続的な「ループ」として心周期の画像のシーケンスを再生することが多いため、心周期の画像フレームシーケンスを、本願では、画像の「ループ」と称するものとする。臨床医が図１のディスプレイを見ると、ＥＣＧ波形１２が超音波画像１０の下側でスクロールするとともに超音波ディスプレイ中で心臓がリアルタイムで拍動するのが見え、瞬間的に表示される信号の位相はマーカ１４によって示される。
【０００６】
本発明による捕捉の１つの態様では、臨床医は、ＬＶが最大の断面ではっきりと見られるようトランスデューサ・プローブを操作する一方で、拍動する心臓をリアルタイムで観察する。４室ビューが連続的にはっきりと捕捉されているとき、現在の心周期の画像を画像フレーム又は超音波システムのＣｉｎｅｌｏｏｐ（登録商標）メモリに維持するために、臨床医は「フリーズ」ボタンを押す。Ｃｉｎｅｌｏｏｐ（登録商標）メモリは、フリーズボタンが押された時点でメモリ中に全ての画像を維持し、メモリのサイズによっては、ボタンが押された時点で見られているループだけでなく先行するループ又は後続するループの画像を含みうる。一般的なＣｉｎｅｌｏｏｐ（登録商標）メモリは、４００の画像フレーム、又は、約８乃至１０の心周期からの画像を保持しうる。臨床医は、分析のために最も適した画像を有するループを選択するためにトラックボール、矢印キー等の制御手段を用いて格納された画像をスキャンする。臨床医が特定のループに決めると、境界描画処理を開始するために「ＡＢＤ」プロトコルが作動される。
【０００７】
ＡＢＤプロトコルが作動されると、ディスプレイは、図２に示すように、拡張期終末画像１６と収縮期終末画像１８が並べて表示されるデュアル・ディスプレイに変わる。超音波システムは、選択されたループに関連するＥＣＧ波形の持続期間によって選択されたループを構成する全ての画像を識別する。超音波システムはまた、ＥＣＧ波形１２のＲ波に関連する心周期の拡張期終末点及び収縮期終末点を認識し、心周期のこれらの２つの位相において超音波画像を識別し表示するためにＥＣＧ波形のＲ波を使用する。図２のデュアル・ディスプレイは、選択された心周期のＥＣＧ波形１２を、各超音波画像の下側に、２つの表示された画像が捕捉された拡張期終末位相及び収縮期終末位相を示すマーカ１４と共に表示する。
【０００８】
Ｃｉｎｅｌｏｏｐ（登録商標）メモリは、心周期の全ての画像を保持するため、ユーザはデュアル・ディスプレイに示される画像に先行する画像及び後続する画像を含むループ中の全ての画像をレビューするオプションを有する。例えば、臨床医はいずれかの画像上でその画像を選択するために「クリック」し、超音波システムによって選択された画像に先行する画像又は後続する画像を連続してレビューするためにトラックボール又は他の制御手段を用いてスキャンすることができる。このように、臨床医は、超音波システムによって選択される先の又は後の拡張期終末画像又は収縮期終末画像を選択することができる。臨床医が表示された画像１６及び１８で満足するとき、ＡＢＤプロセッサは、２つの表示された画像並びに拡張期終末及び収縮期終末の間にある表示されていない画像上にＬＶ境界を自動的に描写するために作動される。
【０００９】
本例では、ＡＢＤプロセッサは収縮期終末画像１８中のＬＶの心内膜境界を描くことから開始する。ＬＶの境界を描くときの最初の段階は、画像中に３つの主なランドマーク、即ち内側僧帽弁輪（ＭＭＡ）、外側僧帽弁輪（ＬＭＡ）、及び心内膜尖の位置を見つけることである。この処理は、図示を容易とするために超音波画像のグレースケールが白から黒へ反転されている図３ａに示すようにＭＭＡの探索領域を画成することによって始まる。ＡＢＤプロセッサは、本例では心臓をその尖端から見るトランスデューサ２０で心臓の４つの部屋のビューを分析するよう予め調整されているため、プロセッサは画像の中心の最も明るい垂直近視野構造が左心室と右心室を隔てる中隔であると予想する。これは画像中の最も大きい全体輝度値を有する画素のカラムが中隔を画成するはずであることを意味する。これらのキューを用いて、ＡＢＤプロセッサは中隔２２の位置を見つけ、ＭＭＡが同定されるべき領域を画成する。この領域は、心臓の尖端からのビューでのトランスデューサからの僧帽弁のおおよその深さの経験的な知識から決められる。図３Ａのボックス２４によって囲まれるような探索領域は、このようにして画成される。
【００１０】
ＭＭＡの予想される形状を決めるフィルタテンプレートは、ＭＭＡ探索領域中の画素と相互相関される。このテンプレートは、例えばウィルソン（Ｗｉｌｓｏｎ）外の文献”Ａｕｔｏｍａｔｅｄ ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ ｅｃｈｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｉｃ ａｐｉｃａｌ ４−ｃｈａｍｂｅｒ ｉｍａｇｅｓ，” Ｐｒｏｃ． ｏｆ ＳＰＩＥ， Ａｕｇｕｓｔ， ２０００で用いられるように、他の４室画像中のＭＭＡの外観についての専門的な知識から作成されうるが、本願発明の発明者は幾何学的なコーナーテンプレートを使用することを好む。直角コーナーテンプレートが使用されうるが、構築された実施例では、本願発明の発明者は、図６ａの右側に示すようにＭＭＡのための探索テンプレートとして八角形のコーナーテンプレート２８（八角形の左下のコーナー）を使用する。実際は、八角形テンプレートは図６ａの左側に示すような２値マトリクスによって表わされる。ＡＢＤプロセッサは、異なる大きさのこのテンプレートを所定の閾値を超える最大の相関係数が見つかるまで異なる平行移動及び回転の画素データと相互相関させることによってテンプレートマッチングを行う。相関処理を加速させるために、テンプレートマッチングは最初に主な構造を強調する低解像度の形式の画像上で行われてもよく、元々の画像解像度を間引きすることによって生成されてもよい。テンプレートの最初の一致が見つかると、解像度は元々の画質まで徐々に復元されえ、ＭＭＡの位置は隔解像度レベルにおけるテンプレートマッチングによって徐々に厳密になる。
【００１１】
いったんＭＭＡの位置が見つかると、図３ｂに示すようにＬＭＡの位置に対して同様の探索が行われる。小さいボックス２６は画像１８中のＭＭＡに対して定められる位置をマークし、ＭＭＡの右側の探索領域はボックス３４によって示されるように定義される。望ましくは図６ｂに示すように正八角形コーナーテンプレート３８である正コーナー幾何学テンプレートは、ボックス３４の探索領域中の画素値に対する相互相関によってマッチングされる。再び、画像解像度は、計算処理を加速させるために間引きされてもよく、異なるテンプレートサイズが使用されてもよい。所定の閾値を超える最大相関係数は、ＬＭＡの位置を決める。
【００１２】
ＭＭＡ２６及びＬＭＡ３６が見つかると、処理の次の段階において、心内膜尖の位置を決定し、これは図４に示すように決定されうる。中隔２２の上側半分の画素値は、破線４３によって示されるように中隔の上側半分の公称角度を同定するために分析される。ＬＶの外側壁４２の画素値は、破線４５によって示されるように外側壁４２の上側半分の公称角度を同定するために分析される。外側壁角度が確実性をもって見つけられない場合は、セクタの右側の走査線の角度が使用される。破線４３、４５の間の角度は４８によって二等分され、尖端は最初はこの線上のいずれかの点に配置されると想定される。尖端の水平座標が線４８によって決められると、尖端の垂直座標を決定するために線４８に沿って画素強度変化の勾配についての探索が行われる。この探索は、トランスデューサ・プローブから少なくとも最小の奥行きであり最大の奥行きよりも大きくなく、ＭＭＡ２６とＬＭＡ３６の間の僧帽弁平面の上の線４８の長さのうちの略上側の四分の一である線４８の部分に対して行われる。線４８に沿った線４８に平行な画素の線は、（鏡面反射体が殆どない）ＬＶ室から（多くの反射体が位置する）心臓の壁への最大の正の輝度勾配を見つけるために調べられる。
【００１３】
この勾配を見つけるための望ましい技術は図７に示される。図７ａは、画像中のより明るい画素によって表わされる心臓の壁５０の断面を含む超音波画像の一部を示す。心臓の壁５０に対して垂直に描かれているのは、右から左へ向かって、ＬＶの室から心臓の壁５０の中へ入り心臓の壁５０を通過して延びる線４８である。線４８に沿った画素値が図式的にプロットされると、図７ｂ中の曲線５２によって示されるように見え、より明るい画素がより大きい画素値を有する。心内膜の位置は心臓の壁の中心の近傍にある曲線５２のピークではないが、曲線の傾きの方向に関連する。従って、曲線５２の傾きは、図７ｃ中の曲線５８によって示されるように曲線５２の微分を計算することによって分析される。この微分曲線は心臓の壁の外側（心外膜）において最大の負の傾きを有するピーク５６を有する。曲線５８に沿って右から左へ進むときにぶつかる最初の主なピークであるピーク５４は、心内膜のおおよその位置である最大の正の傾きである。図４中の線４８に沿った平行な画素は、このようにして心内膜壁を見つけ、それにより図４中で小さいボックス４６によってマークされる心内膜の尖端の位置を見つけるために分析される。
【００１４】
いったんＬＶの３つの主なランドマークの位置が見つけられると、ＬＶについての多数の所定の標準的な形状のうちの１つが３つのランドマークと心内膜壁とに当てはめられる。このような３つの標準的な形状は、図５ａ，図５ｂ及び図５ｃに示される。第１の形状である境界６２は、比較的高さが高く、左へ曲がって見える。第２の形状である境界６４は、比較的高さが低く丸く見える。第３の形状である境界６６は、三角形に近い。各標準的な形状は、３つのランドマーク２６、３６
４６に当てはまるよう適当に拡大縮小される。適当に拡大縮小された標準的な形状が３つのランドマークに当てはめられた後、形状がエコーデータに当てはまる程度についての分析が行われる。これは、例えば、形状と、形状に沿った点における心臓の壁の間の距離を測定することによって行われうる。このような測定は、形状に対して直交し、形状に沿った点から延びる経路に沿って行われる。心臓の壁は、例えば図７ａ乃至図７ｃを参照して説明される演算を用いて検出される。例えば距離測定の平均によってトレーシングされるべき境界に最もよく当てはまると評価された形状は、プロトコルの続きにおいて使用される形状として選択される。
【００１５】
選択された形状は、本例では心内膜の壁である形状を「引き伸ばす（ストレッチする）」ことによってトレーシングされるべき境界に当てはめられる。引き伸ばしは、境界の周りに均等に置かれ心臓の壁に対して略直角な４８の画素の線を分析することによって行われる。４８の線の夫々に沿った画素は、隣接する心内膜壁を見つけるために図７ａ乃至図７ｃに示すように分析され、選択された形状は心内膜の壁に当てはまるよう引き伸ばされる。点２６と点３６の間の基準線は、僧帽弁の公称平面であるため、形状には当てはまらず直線であるように残される。形状が心臓の壁に沿った点に当てはめられたとき、境界トレースは平滑化され、図８のデュアル・ディスプレイの右側の画像７８に示されるように収縮期終末画像の上に表示される。表示は、ＭＭＡランドマークと尖端の間の境界に沿ってＸとして示される５つの制御点と、尖端ランドマークとＬＭＡランドマークとの間の境界に沿ってＸとして示される５つの制御点とを含む。本例では、尖端と僧帽弁平面との間の線４８の部分は、引き伸ばし操作によって調整されたものとして示される。
【００１６】
収縮期終末境界がこのようにして描かれると、ＡＢＤプロセッサは拡張期終末境界を決定する段階へ進む。ＡＢＤプロセッサは、この操作を拡張期終末画像１６に対して繰り返すのではなく、収縮期終末と拡張期終末との間のシーケンスにおいて各介在画像上の境界を見つけることによって行う。所与の画像シーケンスでは、これは２０乃至３０の画像フレームを含みうる。これは画像が捕捉されたシーケンスの逆であるため、１つの画像から次の画像へは心内膜の境界の位置には増分的な変化しかない。従って、連続する画像間には比較的高い相関があることが予想される。従って、拡張期終末境界は先行する画像についての境界を見つけるための開始位置として使用され、このようにして先行画像について見つけられた画像は次の先行する画像についての境界を見つけるための開始場所として使用され、これが繰り返される。構築された実施例では、これはＭＭＡとＬＭＡの周りの拡張期終末画像の小さい部分を保存し、この画像部分を、直前の画像中のＭＭＡ及びＬＭＡ位置を見つけるために直前の画像と相関させマッチングするためのテンプレートとして使用することによって行われる。尖端は、中隔及びＬＶ外側壁の上側の部分の間の角度を二等分し、次に輝度勾配の最大の傾斜によって心内膜の位置を見つけることにより、前と同様に位置が見つけられる。ＬＶは、収縮期から拡張期へ進むときは膨張するため、確実な測定は、フレームからフレームへランドマーク点の変位が外向きであることを含む。フレーム中で３つのランドマーク点が見つかると、適当に拡大縮小された標準形状が３つの点に当てはめられる。他の確実な方法は、標準形状の膨張であり；描かれたＬＶ境界が標準形状からあまりにも逸脱すると処理は中止される。
【００１７】
境界の描写は、このようにして拡張期終末画像が処理され、その心内膜境界が画成されるまで続く。図８に示すようなデュアル・ディスプレイが表示され、心内膜境界は拡張期終末画像７６及び収縮期終末画像７８の両方に描かれる。
【００１８】
図８に示すように、拡張期終末画像及び収縮期終末画像の両方の心内膜境界は、３つの主なランドマークを示す小さいボックスと、中隔及び外側境界上にＸでマークされる制御点とを有する。臨床医は、最初に表示される制御点のデフォルトの数を選択し、図９に示す境界８０上には中隔壁上に３つの制御点が示され、外側壁上には４つの制御点が示される。臨床医は、拡張期終末画像及び収縮期終末画像、並びに、必要であればループの全ての介在画像をレビューし、自動化された処理が境界を正しくない位置に置いたことが分かったときはランドマークボックス及び制御点Ｘの位置を手動で調整することができる。臨床医は、ボックス又はＸを境界に沿って新しい位置まで動かし、境界に更なる制御点を追加するか境界から制御点を削除することができる。臨床医がボックス又はＸを横方向へ再配置する処理は、ラバーバンディングとして知られている。ＡＢＤプロセッサが最初に、制御点及び境界を縁８３と破線８４で示される点に配置し、臨床医がこれを正しくないと認めたとする。臨床医は、画面ポインティングデバイスを用いてＸを参照番号８６で示す新しい位置へドラッグすることによって制御点を横方向に再配置しうる。Ｘはドラッグされるため、境界はＸに沿って移動又は引き伸ばされ、それにより実線境界８８によって示される新しい境界を画成する。
【００１９】
このようにして、臨床医は、ＡＢＤプロセッサによって描かれる境界を手動で修正及び調整しうる。臨床医は制御点Ｘを横向きに再配置するため、ＡＢＤプロセッサは、境界が滑らかに連続的に維持されるよう、必要であれば隣接する境界及び隣接する制御点の位置を自動的に再計算することによって応答する。再計算は、臨床医によって以前に手動で再配置された制御点又はランドマークボックスの位置を調整しないため、この専門的な入力を境界描画処理中に保つ。臨床医がランドマークボックスを再配置すると、ＡＢＤプロセッサは境界全体を再計算しランドマーク及び心臓の壁に再び当てはめる。画像シーケンス中の１つの境界の調整は、シーケンス中の時間的に隣接する画像の境界に影響を与えうるため、ＡＢＤプロセッサはまた、手動の調整がループ中の幾つか又は全ての画像中に正しく連続的に現れるよう調整された境界を時間的に隣接する境界と相関させることによって手動調整に応答する。
【００２０】
描かれた境界を対話的に調整するための他の方法は、例えばキネティック・パララックス・ディスプレイのように３次元で見られる境界によって画成される表面を形成するためにＥＤからＥＳまでの又はその後のタイムシーケンス中の「スタック」中の境界トレースのみを組み合わせることである。境界によって形成される連続的な表面は、アクティブ表面調整として知られるラバーバンディング技術によって望まれるように評価され調整されうる。臨床医が、境界によって形成される表面上の点が時間的に隣接するトレーシング又は所望の境界から逸脱していることを見つけると、臨床医は表面をポインティングデバイスで引くか又は押しうる。アクティブ表面調整は、風船が押されたときにその表面上の点でその形に合わせるのと同様に、隣接する境界及びそれによって画成される表面を臨床医によって行われた調整に形を合わせる。臨床医は、このように心周期の時間的に囲む境界上の１つの境界に対して行われた影響を観察しうる。
【００２１】
望ましい実施例では、制御点は描かれた境界の周りに均等な間隔で単純に分布されるのではなく、それらの位置は心周期に亘るフレームからフレームへの一定の解剖学的構造の位置に対応する。これは、スペックル追跡、特徴追跡、又は任意の種類のベクトル速度又は変位処理によって、参照画像の制御点に対して画像の制御点を参照することによって行われる。超音波画像中に示される解剖学的構造中の点はフレームからフレームへのスペックルの略一定のパターンを示すため、他の画像中の制御点は、参照画像上の特徴スペックル位置に対応する夫々の描かれた境界上の点に配置されうる。制御点が一定の解剖学的構造の位置に配置されると、心臓の壁が収縮し拡張すると心周期を通じて制御点は互いに近づいて動き次に互いから遠ざかるよう動くように見える。制御点Ｘが臨床医によって境界上に再配置されると、他の画像上の対応する制御点Ｘは各画像上の新しいスペックル追跡された位置に対して対応して自動的に再配置される。制御点に対するこのような解剖学的構造の位置は、以下説明するように局所的な心臓の壁の動きを評価するときに重要である。
【００２２】
図８中に示す各画像は、画像の心臓ループ中の１つの画像であるため、画像の心臓ループを図８のディスプレイ上に描かれる境界の後ろで再生することにより、臨床医は拡張期終末画像７６及び収縮期終末画像７８の境界の精度を更に確かめることができる。これは、図８の画像のうちの１つを選択し、心臓ループをリアルタイムで又は次に境界の後ろの選択されたフレームレートで繰り返し再生するためにシステムメニューから「再生」を選択することによって行われる。拡張期終末画像７６中で、心内膜は最大に拡張された状態であり、従って、ループ中の心内膜は拡張期終末画像上に描かれた心内膜境界に向かって内向きに動き次に心内膜境界から外向きに動くように見えるはずである。収縮期終末画像７８中では、心内膜は完全に収縮されており、従って、ループ中の心内膜はこの画像中の境界から外向きに動き次に境界へ戻るよう動くように見えるはずである。心内膜がこのように動かず、例えば、境界を通過するように見える場合は、拡張期終末及び収縮期終末のために他の画像を選択する必要があるか、描かれた境界の手動調整が必要でありうる。もちろん、ループとその心周期全体に亘って描かれた境界は再生されえ、臨床医が心内膜トレースをリアルタイムで心臓の動きと共に変化するのと同時に見ることを可能とする。
【００２３】
ＡＢＤプロセッサは主なランドマークを同定し境界を画像のシーケンスに当てはめるため、画像境界が正確に位置が見つけられトレーシングされるという可能性を判断するための信頼性の高い測定を定期的に行う。例えば、中隔がＬＶ室中の血液プールから明確にコントラストが付けられていない場合、自動化された処理は停止する。種々の相関係数が所定の閾値を超えなければ処理は停止する。空間的及び時間的な信頼性測定の両方が使用される。例えば、画像の計算された境界が寸法又は形状のいずれにおいても標準形状からあまりにも異なるとき、処理は停止する。これは、例えば、ランドマークが互いに対して通常でない位置に配置されている場合に生じうる。シーケンス中の１つの画像と他の画像との間で計算された境界の変化があまりにも大きければ、処理は同様に停止する。処理が停止すると、臨床医に対して処理の停止理由を知らせるメッセージが通知され、臨床医に対して、自動化された処理を続けるか、臨床医が入力を行うと同時に又は入力を行った後に自動化された処理を続けるか、臨床医が新しい画像ループを捕捉するか現在画像を手動でトレーシングするかのオプションを与える。
【００２４】
図８に示す例では、拡張期終末画像及び収縮期終末画像の自動的に描かれた境界は、心臓の駆出率を計算するために使用される。これは、描写された心臓の室を各位相において仮想円盤の積み重ねへと分割する自動的な修正シンプソン規則によって行われる。各円盤の直径は、各円盤の有効体積を計算するために円盤の高さと共に使用され、これらの体積は拡張期終末及び収縮期終末の両方において心臓の室の体積を計算するために加算される。これらの２つの差は駆出率、即ち、各心周期中に駆出された血液として排出される体積又は心臓の体積の割合を与える。駆出率の計算は、図８の左下の隅の測定ボックス中に示され、つねに更新される。このように、臨床医がラバーバンディング技術によって描画された境界を調整するとき、その位相中の心臓の計算された体積は変化し、駆出率の計算に影響を与え、新しい計算は測定ボックス中に直ぐに出現する。臨床医は、描写された境界を調整すると、駆出率の計算に対するこれらの変化の影響を瞬時に見る。
【００２５】
前の例では、臨床医は自動的に境界をトレースするべき心臓ループを捕捉することから開始した。図１０は、ＡＢＤプロセッサが画像上に境界を自動的に描く可能性に基づいてループが捕捉される超音波画像ディスプレイを示す。図示されるディスプレイでは、リアルタイム超音波画像１０は、臨床医が心臓の所望の４室ビューを捕捉するためにトランスデューサ・プローブを操作すると同時に、図１と同様に連続的に見られる。臨床医がプローブを操作すると、ＡＢＤプロセッサは各心周期の画像のうちの少なくとも１つに境界を描こうと試みるよう動作可能である。ＥＣＧトレース１２のＲ波タイミングを用いて、超音波システムは各ループからトレースすべき１つ又は複数の画像を自動的に選択する。選択された画像は、例えば、心周期の最初の画像、拡張期終末画像、又は、収縮期終末画像でありうる。
【００２６】
ＡＢＤプロセッサがリアルタイムループの選択された画像上にすぐに境界を描こうと試みると、各ループの画像のＡＢＤ処理の結果はリアルタイム画像１０の下の小さい「サムネイル」画像９２−９８として示される。図示される例では、４つの連続的なループのために４つのサムネイル画像が示される。新しいサムネイルがＡＢＤプロセッサによって処理されるたびに、このサムネイルはサムネイル画像の列の右側に現れ、最も古いサムネイル画像は消え、列は左へスライドする。最初は、臨床医はＡＢＤ処理に合った向きで心臓を捕捉しないことがあるが、そのときＡＢＤプロセッサは画像上に境界をうまく描くことができないため、サムネイル画像の連続は境界を示さない。しかし、臨床医が満足のいくＡＢＤパフォーマンスのために必要なビュー平面を捕捉するためにプローブを操作し画像がより良い明瞭性及び鮮明度で捕捉されると、図面に示すように境界はサムネイル画像の連続上に現れる。ＡＢＤ処理が連続的に成功するよう臨床医がプローブを心臓に対して必要な角度で持っているとき、サムネイル画像の連続はうまく描かれた境界を連続的に示す。臨床医は、Ｃｉｎｅｌｏｏｐ（登録商標）メモリ中にうまくトレースされた１以上のループを捕捉するために捕捉をフリーズさせ、完全なＡＢＤ処理のためにループのうちの１つを選択し、上述のように表示する。このように、ＡＢＤプロセッサは、臨床医が、画像捕捉が成功するようプローブを操作すること、及び、ＡＢＤプロセッサによって境界画成のためにうまく処理されうるループを捕捉することを支援するために使用される。
【００２７】
ＡＢＤ処理のための許容可能な画像が捕捉されていることを臨床医に示すための他の方法は、グラフィックなＡＢＤ成功インジケータによるものである。このようなインジケータは、図１０に示す例のように定性的、定量的、又はその両方でありうる。図１０のディスプレイの右には、ゼロから１００％に量が表わされたゲージ１１０がある。臨床器がＡＢＤ処理に適さない画像を捕捉しているとき、ゲージ１１０は空の状態である。しかし、適当な画像が捕捉され始めると、ゲージの下から色付きバー１１２が上昇し始める。ゲージによって表わされる量は、描くことが試みられうまく描かれた境界の割合、又は、上述のように全体の信頼性尺度の変化のいずれかを示す。図中、緑のバーは８０％のレベルであり、ＡＢＤプロセッサが例えば最後の幾つかの心周期といった最近の間隔に亘って画像の８０％をうまく処理することが可能であったこと、又は、描かれた境界が８０％の精度の信頼性を達成したことを示す。
【００２８】
臨床医に対しＡＢＤ成功を示す第３の方法は、リアルタイム画像１０上にリアルタイムで描かれた境界を表わすことである。ＡＢＤプロセッサは、例えば収縮期終末画像といった各心周期に対して単一の画像上に境界を描こうと試みることができ、うまく描かれた境界は次の収縮期画像の時間まで心周期の持続時間に亘ってリアルタイム画像上に表示される。或いは、十分な処理速度が可能であれば、境界は心周期中に各画像に対して計算され表示されうる。いずれの場合も、描かれる境界は適していない又は取るに足らない心臓画像が捕捉されているときは出現しないか点滅するが、一連の適した画像が捕捉されているときは常に出現し、そのとき臨床医はＡＢＤ処理のために良い４室ビューを捕捉するようプローブが向けられていることを知る。
【００２９】
４室ビューのＬＶに加え、本発明のＡＢＤプロセッサは他の種類の超音波画像において境界を画成しうる。短軸ビューは、自動境界画成のために処理され得、この場合使用されるランドマークは輪又は流出路でありうる。或いは、心臓の室の中心は囲む心臓の壁とのコントラストと、円形の標準形状の放射方向の拡張と当てはめによって位置が見つけられる所望の境界とから見つけられうる。頸動脈といった血管の壁は同様に血管の中心線を同定し、次に直線形状を内皮壁に対する小さい線分に当てはまるよう中心線の両方の側から外向きに伸ばすことによって同様にトレースされうる。胎児の頭蓋といった胎児の解剖学的構造もまた、楕円形状を使用することによって自動的にトレースされうる。
【００３０】
完全な画像ループ上に心内膜といった心臓の構造の境界を自動的に描く可能性により、多くの診断上の技術が実際的となる。例えば、図１１は、自動化された境界検出を用いて局所的な壁の動きを評価する技術を示す。図１１は、幾つかの完全な心周期に亘って心内膜又は心筋の連続的な動きを示す超音波ディスプレイを表わす。ＡＢＤプロセッサは、上述のように、１以上のループの画像の心内膜境界に沿って又は心筋を連続的に通ってトレースを描くよう動作する。心筋を連続的に通ってトレースを描くことは上述のように心内膜境界をトレースし、次に心内膜曲線に平行にそれよりも僅かに大きい曲線を描くことによって行われる。このような曲線は、高い信頼性で、心臓の筋肉を連続的に通過する。１つのこのような画像に対する境界１００は、図の左側に示され、ランドマーク点及び制御点は境界の周りに順番に１から８まで番号が付けられる。壁の動きの分析のために、境界の下の画像点は、画成された境界に沿って速度、ドップラー力、又は偏差を決定するためにドップラー処理される。このように、自動的に描かれた境界によって画成される位置において心内膜又は心筋に沿って組織ドップラー画像が計算される。このドップラー処理は、１つ又は複数のループ中の各画像の画成された境界に対して行われる。
【００３１】
動く組織からのドップラー処理された情報は、米国特許第６，０３６，６４３号に記載されるように処理されうる基本周波数信号又は高調波周波数信号でありうる。全ての画像についてのドップラー値の線は、図１１の右側に示される垂直な直線に数字１−８の垂直シーケンスによって示されるように表示される。線は、画像の時間シーケンス中に互いに順次に隣接して配列される。ドップラー値は、色付けされて表示されカラーＭモードディスプレイ領域１０２を形成することが望ましい。領域１０２中のディスプレイは、ＡＢＤ−ＴＤＩ（組織ドップラー撮像を伴うＡＢＤ）ディスプレイと称されうる。図示されるディスプレイでは、第１のループについてのカラードップラー線は括弧Ｌ１で示される領域に亘って配列され、次のループについてのカラードップラー線は括弧Ｌ２で示される領域に亘って配列され、第３のループについてのカラードップラー線は括弧Ｌ３で示される領域に亘って配列され、以下同様である。ディスプレイ領域１０２の下部の矢印が示すように、ドップラーは時間が経過するにつれ水平方向に進む。
【００３２】
このディスプレイ１０２は、このように、心周期に亘る連続体としてＬＶ心筋の動きを示す。このディスプレイは、臨床医が、ディスプレイの水平な列を観察することにより心周期全体に亘り心臓の壁の１つの点又は領域の動きを追跡することを可能とする。例えば、心臓の尖端における心臓の壁は領域１０２の左において５でマークされ、境界１００上の尖端ランドマーク５に対応する。領域１０２中の５の右側のドップラーデータ（色）を見ることにより、臨床医は、心臓の尖端における心臓の壁の動きの速度又は速度変化又は強度を１つ又は複数の心周期に亘って変化すると同時に見ることができる。壁の領域が梗塞又は他の異常により動いていないとき、これはＡＢＤ−ＴＤＩディスプレイ中の特定の水平の上昇における色の変化又は差によって見つけることができる。
【００３３】
ＬＶ心臓壁は心臓が拍動すると共につねに拡張し収縮しているため、尖端の周りのＭＭＡからＬＭＡへ戻る線１００の長さは対応して常に変化することが認められる。制御点が線１００の周りで等間隔で単純に描写されるとき、これらは心周期全体に亘って心臓の壁の幾つかの点に連続的に対応しないことがある。これは、上述のようにフレームからフレームへＡＢＤトレースに沿って心臓の壁の各局所的な点をスペックル追跡することによって、心周期に亘って制御点の基準線から解剖学的構造を追跡することによって克服される。異なる長さの線は、ディスプレイ１０２の左側の各番号から右へ延ばされる水平の線が組織ドップラー線の連続体に亘り心臓の壁のいずれかの点又は領域に関連するよう、共通の長さへ再び拡大縮小されるか正規化される。
【００３４】
ＡＢＤ−ＴＤＩディスプレイはまた、心臓の短軸画像から形成されうる。短軸ビューでは、心臓の壁は環状を示す。上述のように、心内膜は、心周期の各フレームに対して自動的にトレースされえ、トレースに平行でトレースよりも僅かに大きい縁が画像中の心筋を通って描かれうる。ドップラー値１は、図１１の領域１０２に示す形式で線の連続体の中に表示される円の夫々の周りで捕捉される。このように、ディスプレイ形式１０２は、心臓の短軸視又は長軸視の何れのためにも使用されうる。
【００３５】
図１２は、自動的に描かれる心臓の境界のための他の適用を示す図である。図中、境界３００は上述のように自動化された境界検出によって画成される心内膜境界を表わし、下部に僧帽弁平面のための線３０６が示される。第１の境界３０の周りに、第２の僅かに大きい境界３０２が描かれる。この第２の境界は、心外膜のＡＢＤ生成された境界であるか、心内膜境界３００に対して垂直に所定の横方向の距離ｄだけ離間されたトレースでありうる。距離ｄだけ離間している場合、トレース３０２は心筋を通って連続的に通過しうる。このように、トレース３０２に沿ったドップラー値は、心臓の筋肉の中央部分で得られる動きの測定値を生じさせる。２つのトレース間の空間は、小さい領域３０４へ分割されえ、各領域中のドップラー値はＬＶ壁の特定の場所において領域の壁の動きの測定値を生じさせる。これらの測定は、殆ど又は全ての心周期に亘って心臓のパフォーマンスの定量化された測定値を迅速に正確に与えるために心臓ループの多くの又は全ての画像のＡＢＤ処理を使用して行われる。
【００３６】
領域３０４から得られる測定値は、心臓のパフォーマンスのための解剖学的に対応するスコアカードを自動的に埋めるために使用されうる。例えば、図１３ａは、４室ビューでＬＶのグラフィックな表現３１０を心筋を番号が付された領域へ分割して示す。解剖学的なスコアカード３１０上の番号６が付された領域は、自動的に描かれた境界によって画成される小さい領域３０４ａ−３０４ｄに対応する。これらの領域３０４ａ−３０４ｄで得られる測定値は、総計が取られ、数値的であるか例えばコード化された色といった定性的でありうる領域６についてのスコアカード３１０にスコアを自動的に置くために使用される。スコアは、心周期の１つの位相について測定されるか又は心周期全体の全てのフレームに亘って取られるピーク又は平均値でありうる。図１３ｂは、心臓の短軸ビューについて、そのビューから捕捉される自動的に描かれた境界と共に画像にスコアを付けるために使用されうる同様の解剖学的スコアカード３１２を示す。スコアカードは、一緒に得られた一群の画像フレームのための単一の画像フレームのためにのみ埋められても良く、又は、スコアカードは心臓シーケンスの各フレームに対して全てが埋められてもよい。全てが埋められる場合、色分けされたスコアカードは、スコアカードの画像のリアルタイム（又は更にゆっくりの又は更に速い）ループ中で速い連続で再生されえ、臨床医がフレームからフレームへディスプレイ画面上で静止したスコアカードのセグメント中で心臓の領域の時間変化を見ることを可能とする。
【００３７】
自動的に描かれる心臓境界は、コントラスト強調された画像又はループ中で心筋領域を画成するためにも使用されうる。心臓撮像検査に造影剤を加えれば、心臓の筋肉が血液でどれだけよく灌流されているかを医師が評価することが可能となる。自動的に計算される境界は、種々の灌流定量化アルゴリズムへの入力として使用されうる。自動的に描かれる心臓境界と画像又はループ中に同時に表わされる灌流情報は、医師が壁の動き、壁が厚くなること、及び灌流を同時に評価しうるため、強力な組合せである。境界が既知であれば、心内膜縁と心外膜縁との間の心筋の壁の厚さは、図１２に示すようにセグメント毎に決定されうる。独立のアルゴリズムによって定量化される灌流情報もまた、定量的な壁が厚くなることの情報と共に横に並べて表示されうる。定量的な灌流情報及び壁が厚くなることはまた、パラメトリックに組み合わされ、ドップラー及び壁の動きの統合のために色分けされたディスプレイ上にセグメント毎に表わされる。
【００３８】
自動的な境界検出によって実用化される他の診断上の技術は、心臓のパフォーマンスのひずみ速度分析である。ひずみ速度は、組織の速度の軸方向の導関数として計算される測定値であり、収縮又は拡張中の組織の相対的な変形の表現を生じさせうる。超音波画像においてひずみ速度を計算する従来の方法は、超音波ビームに沿ってドップラー速度値を見つけ、ビームに沿った順次の速度値を用いて導関数として空間的な傾斜を計算することである。この速度の空間的な傾斜は、ビーム方向と画像中の解剖学的な構造との間の可変の関係に強く依存し、即ちひずみ速度値はプローブが動かされるにつれて変化することを意味する。本願発明の発明者は、任意のビーム方向ではなく組織の動きの方向に依存するひずみ速度計算を用いることを好む。従って、本願発明の発明者は、組織の動きの速度ベクトルの方向にひずみ速度を計算する。これを行うためには、画像中の組織画像についての速度値だけではなく、公知のベクトルドップラー技術によって取得されうる動きの方向又はベクトル成分も得る必要がある。動きの方向に隣接する画素間の差は、ひずみ速度として計算される。ひずみ速度は基本周波数エコー情報から、又は基本周波数信号よりもクラッターのない高調波周波数信号から計算されうる。
【００３９】
図１４ａは、ＬＶの４室ビューの境界に上に自動的に描かれた２つのトレースを示す図である。境界２５０は心内膜を画成するよう描かれ、境界２５２はＬＶの心外膜を画成するよう描かれている。第３のトレース２６０は心内膜境界と心外膜境界との間に自動的に描かれている。この第３のトレース２６０は、高い信頼性で連続的に心筋を通る。これらのトレースは、ひずみ速度がＬＶの動きの２つの主な成分について計算されることを可能とする。これらの成分のうちの１つは、心臓の筋肉中の隣接する細胞の拡張及び収縮である。この動きは一般的には２６０の方向に沿う。この細胞の動きのひずみ速度表現は、図示するようにトレース２６０に沿って連続的な点Ａ−Ａ’の速度値を微分することによって見つけられうる。筋肉細胞が収縮し拡張するときの心臓の室の全体的な動きは、心臓の室の中心に向かうもの及び遠ざかるものである。この第２の動きの成分のひずみ速度表現は、例えば心臓の筋肉を横切る点Ｂ−Ｂ’といった描かれた境界に対して垂直方向に速度を微分することによって計算される。このように心筋に沿って計算されるひずみ速度は、望ましくは色分けされた表現で表示される。同様の一組のひずみ速度測定は、図１４ｂに示されるような心臓の短軸ビュー上に描かれた境界２７０（心内膜）２７２（心外膜）及びトレース２８０（心筋）を用いて得られる。描くとき、心臓の細胞の収縮及び拡張は、画像中の点Ａ−Ａ’において速度から計算されるように円周方向上のひずみ速度を計算するために使用される。拡張及び収縮の放射方向成分は、例えば点Ｂ−Ｂ’、Ｃ−Ｃ’及びＤ−Ｄ’における速度を使用することによって、放射方向に微分することによってひずみ速度ディスプレイ中に表わされる。心周期全体に亘るひずみ速度は、心周期中に各フレームに対して境界全体の周りのひずみ速度を計算し、次に各フレームについてのひずみを図１１中のディスプレイ１０２によって示されるように線の時間シーケンスで垂直線として表示することによって表示されうる。
【００４０】
図１５ａ及び図１５ｂは、３次元イメージングでの自動化された境界検出の使用について示す図である。上述の例は、境界がどのようにして２次元心臓画像上に自動的に描かれうるかを示すものであった。上述の技術は、３次元心臓画像の境界を画成するためにも有効である。３次元心臓画像が心臓の一連の空間的に隣接する２次元平面を捕捉することによって生成されるとき、上述のＡＢＤ処理は、一緒になって例えば心内膜表面といった心臓の表面を画成する一連の境界を画成するために各成分フレームに対して実行されうる。３次元心臓画像が、”ＵＬＴＲＡＳＯＮＩＣ ＤＩＡＧＮＯＳＴＩＣ ＩＭＡＧＩＮＧ ＯＦ ＴＨＥ ＣＯＲＯＮＡＲＹ ＡＲＴＥＲＩＥＳ”なる名称の米国特許出願第０９／６４５，８７２号に記載されるように心臓を３次元的にリアルタイムでスキャンするために３次元でステアリングされる超音波ビームから生成されるとき、結果として得られる３次元データセットは、心臓の壁といった境界を与えるために組み立てられうる一連の平面的な境界を画成するために上述のように処理される一連の平行な平面へ分割されうる。望ましくは、３次元データセットは３次元的に処理され、その場合、３次元境界をより高い信頼性で画成するためにデータセット中の３次元の心臓の壁の連続的な性質が利用される。いずれの場合も、ＬＶ心内膜の結果として得られる３次元境界は図１５ａに示されるように尖端Ａにおいて閉じており僧帽弁平面Ａ’において開いている幾らか細長い袋状の表面として現れる。図１５ａは、心周期の１つの位相においてトレースされる３次元心内膜表面を表わす。３Ｄ心臓ループの各３Ｄ画像中、ＬＶは心周期に亘って連続的に収縮及び拡張するため心内膜表面はわずかに異なる。従って、異なる境界表面２００は、ループ中の各３次元画像について計算されうる。音速は完全な３Ｄ画像についての超音波データが所望の３Ｄフレームレートで捕捉されることを可能としないことがあるため、３Ｄ画像は、心周期全体に亘って所望の時間的な感覚の３Ｄ画像を生成するのに必要な完全なデータセットが捕捉されるまで、多数の心周期に亘って心臓の特定の位相において３Ｄ画像の一部についてのデータを捕捉するためにＥＣＧ波形からトリガされる心臓ゲートを用いて時間に亘って構築されうる。
【００４１】
図１５ａ中の心内膜の３Ｄ画像は、ドップラー処理によって生成されえ、それにより心内膜組織ドップラー表面２００を回転させ検査することによってＬＶ壁上の各点における速度、偏差、及びドップラー力を明らかとされる。心内膜全体についてドップラー情報を見るための他の方法は、組織ドップラー表面２００を図１５ｂに示す２次元形式に「開く」ことである。この図中、尖端はＡに配置され、僧帽弁平面はＡ’とＡ’の間の下縁に沿って延びる。このディスプレイで、臨床医は心内膜全体の動きを１つのビューで検査しうる。このようなディスプレイは心周期の１つの位相、即ち、ディスプレイのＥＣＧ波形１２の下のカーソル１４によって示される位相、においてのみ動きを示し、従って心周期の全ての３Ｄ画像からの全ての心内膜表面を開き、これらを臨床医が任意の順序で順次に診ることが出来るよう「スタック」に入れることが必要である。臨床医が例えばボックス２０２によって示される領域といった開かれていない画像のうちの１つの上に動きに関する異常を見つけたとき、異常が見つかった心臓の壁の位置に焦点を当てることができる。次に、心周期全体に亘ってより詳細に異常を検査するためにいずれかの時間的な順序でボックス２０２中で画像のスタックをスキャンしうる。或いは、臨床医はボックス２０２中の異常を通る線を描き、上述のようにＡＢＤ−ＴＤＩディスプレイ１０２中のシーケンス中の全ての画像からその線に沿って組織ドップラー値を表示しうる。
【００４２】
リアルタイム３Ｄ撮像機能が利用可能でなくとも、３Ｄ診断は異なる向きから心臓の室の多数の画像平面を捕捉し、これらを自動境界検出によって処理することによって行われうる。体の器官の選択された平面からのみ超音波情報を捕捉する超音波システムは、”ＭＥＴＨＯＤ ＯＦ ＣＲＥＡＴＩＮＧ ＭＵＬＴＩＰＬＡＮＡＲ ＵＬＴＲＡＳＯＮＩＣ ＩＭＡＧＥＳ ＯＦ Ａ ＴＨＲＥＥ ＤＩＭＥＮＳＩＯＮＡＬ ＯＢＪＥＣＴ”なる名称の米国特許［出願第０９６４１，３０６号］に記載される。図１５ｃは、上述のように尖端ビューのために配置されるトランスデューサ・プローブによってどのように心臓が見られるかを示す、図面の中央の尖端Ａから見た心内膜境界２００を示す図である。プローブがこのように配置されるとき、超音波情報は図中２０４、２０６、２０８として示される心臓の室を通る３つの平面から捕捉される。図中、平面は縁から見たものであり、本例では３つの平面はＬＶの尖端の近傍で交わる。３つの平面からの超音波情報は、ＥＣＧ心臓ゲートによって選択される心周期の特定の位相において、又は、多数の心周期に亘ってＥＣＧゲーテッド捕捉によって支援されうる心周期全体に亘って捕捉されうる。３つの平面の画像中のＬＶ心内膜境界は、上述のように自動的に描かれ分析される。
【００４３】
より詳細な調査が必要とされる心臓の領域を識別する速い方法は、心臓の抽象的な表現上に心臓パフォーマンスをスコアするものである。このような抽象的な表現のうちの１つは、図１５ｄに示すようなブレット（ｂｕｌｌｅｔ）式スコアカード２１０である。スコアカード２１０は、心筋が、尖端をスコアカードの中心にして、心筋と僧帽弁平面の連結部をスコアカードの周囲の周りに配置されるようにして単一の平面状に広がるように、心臓の室の心臓の筋肉を表す。中心から周囲へ延びるスコアカード２１０の各セクタは、尖端から僧帽弁平面へ延びる心臓の筋肉の異なる部分を示す。スコアカード中の領域は、心臓の壁の特定の領域を参照するよう番号が付される。例えば、図１５ｃの画像平面２０４は、領域１、７、スコアカードの中心、及び、領域１０及び４と交わる。図１５の画像平面２０６は、スコアカードの領域６、１２、１６、１４、９、及び３と交わり、図１５の画像平面２０８は、スコアカードの領域５、１１、１５、１３、８及び２と交わる。画像平面上の１以上の画像フレーム中の自動的に描かれた境界上のドップラー検出された動きは、スコアカード２１０にデータを入力するために使用される。スコアカードは、詳細な診断が保証される心臓の領域を示すために自動的に描かれた境界からの動き情報を自動的に用いて埋められる。例えば、ＬＶの平面２０４上の心臓の挙動が正常であれば、領域１、７、１０及び４は超音波システムディスプレイ上に緑で表示されうる。心筋と僧帽弁平面の連結部の近傍において異常な動きといった通常でない特徴が見つかると、臨床医がその領域をより良くみるよう注意を払わせるために領域１は（軽い不規則性の場合に）黄色又は（重大な不規則性の場合に）赤で表示されうる。色分けに加えて、又は、色分けの代わりに、数値的なスコアが使用されうる。心臓のパフォーマンスのための望ましい４段階スコアリング方式は、心臓の筋肉の領域を通常、運動低下、運動障害、又は運動不能のいずれかにスコアする。このように、表示されたブレット式スコアカードは、その色分け又は数値的にスコアされた領域と共に、臨床医に対してより詳しい診断が行われるべきである心臓の領域を指す。
【００４４】
もちろん、スコアカード２１０を埋めるために完全な３Ｄデータセットを使用することが望ましい。例えば、図１５ａの画成された心臓の壁２００は「平らに」されえ、データセット中の心筋の各領域がスコアカードの領域に対応するよう尖端を中心とする円へ広げられうる。平らにされた心臓の壁２００のセクションに亘る動きのデータは、ブレット式のスコアカード２１０の対応するセクションを埋めるよう平均化されうる。例えば、心内膜データ２００のセクション２１２に亘る動きデータは、スコアカード２１０の対応する領域５についてのスコア（定量的又は定性的）を自動的に計算するために平均化されうる。心臓パフォーマンスの平均又は異常パフォーマンスの最大の度合いのスコアカードを得るために、心周期全体から得られる複数の心内膜データセットからのセクション２１２のためのスコアもまた平均化されるか範囲外の値が検出される。
【００４５】
図１６は、本発明によって構築される超音波システムを示す図である。１Ｄ又は２Ｄのアレイ・トランスデューサを含むプローブ又はスキャンヘッド４１０は、超音波を送信し、超音波エコー信号を受信する。この送信及び受信は、スキャンされている解剖学的構造からエコー信号のコヒーレントなビームを形成するよう受信されたエコー信号を処理するビーム形成器４２０の制御の下で行われる。エコー情報は、ＡＢＤ−ＴＤＩ情報又はひずみ速度情報が表わされるときにドップラープロセッサ４３０によってドップラー処理され、処理されたドップラー情報は２Ｄ又は３Ｄグレースケール又はドップラー画像を形成する画像プロセッサ４４０に結合される。画像は、Ｃｉｎｅｌｏｏｐ（登録商標）メモリ４６０を通り、そこから直接ビデオプロセッサ４７０に結合され画像ディスプレイ４８０上に表示されうる。画像は、画像中の解剖学的構造の境界や界を画成するために上述のように２Ｄ又は３Ｄ画像に対して動作するＡＢＤプロセッサに与えられうる。画成された境界は、表示のためにビデオプロセッサ４７０に結合される画像上に重ねられる。システムは、Ｃｉｎｅｌｏｏｐ（登録商標）メモリ４６０に保存された画像のループ上で境界を画成し表示するか、患者の生のスキャン中に生成されるリアルタイム画像上に描かれる境界を表示するよう動作しうる。
【図面の簡単な説明】
【図１】
心臓の４室超音波画像を示す図である。
【図２】
拡張期終末及び収縮期終末の心臓画像の両方の超音波表示を示す図である。
【図３ａ】
左心室（ＬＶ）の超音波画像中で内側僧帽輪（ＭＭＡ）の位置を見つける段階を示す図である。
【図３ｂ】
左心室（ＬＶ）の超音波画像中で外側僧帽輪（ＬＭＡ）の位置を見つける段階を示す図である。
【図４】
ＬＶの尖端の位置を見つける段階を示す図である。
【図５ａ】
ＬＶについての標準境界形状を示す図である。
【図５ｂ】
ＬＶについての標準境界形状を示す図である。
【図５ｃ】
ＬＶについての標準境界形状を示す図である。
【図６ａ】
ＭＭＡの位置を見つけるために使用される幾何学的なテンプレートを示す図である。
【図６ｂ】
ＬＭＡの位置を見つけるために使用される幾何学的なテンプレートを示す図である。
【図７ａ】
標準境界形状をＬＶの心内膜境界線に当てはめる技術を示す図である。
【図７ｂ】
標準境界形状をＬＶの心内膜境界に当てはめる技術を示す図である。
【図７ｃ】
標準境界形状をＬＶの心内膜境界に当てはめる技術を示す図である。
【図８】
本発明の原理に従って自動的に描かれた心内膜境界で拡張期終末及び収縮期終末表示を示す図である。
【図９】
自動的に描かれた境界を調整するためのラバーバンディング技術を示す図である。
【図１０】
自動的に描かれた境界を見ることによる心周期の選択を示す図である。
【図１１】
複数の心周期に亘る心内膜運動の組織ドップラーマップを示す図である。
【図１２】
心臓の壁の画像を分割するための自動化された境界検出の使用について示す図である。
【図１３ａ】
心臓の壁のセグメントをスコアリングするためのスコアカードを示す図である。
【図１３ｂ】
心臓の壁のセグメントをスコアリングするためのスコアカードを示す図である。
【図１４ａ】
ひずみ速度測定値を組織運動の関数として得る技術を示す図である。
【図１４ｂ】
ひずみ速度測定値を組織運動の関数として得る技術を示す図である。
【図１５ａ】
心臓のパフォーマンスを評価する３Ｄ技術を示す図である。
【図１５ｂ】
心臓のパフォーマンスを評価する３Ｄ技術を示す図である。
【図１５ｃ】
心臓のパフォーマンスを評価する３Ｄ技術を示す図である。
【図１５ｄ】
心臓の３次元画像をスコアリングするためのスコアカードを示す図である。
【図１６】
本発明の原理によって構築される超音波診断撮像システムをブロック図として示す図である。

Claims (24)

1. 超音波画像フィールド中の点における速度情報を捕捉する段階と、
   上記点における動きの方向を決定する段階と、
   上記動きの方向によって関連付けられる速度情報を用いて上記フィールド中の点についての空間勾配値を計算する段階と、
   上記空間勾配値を用いて超音波画像を表示する段階とを含む、
   超音波信号情報を用いてひずみ速度を決定する方法。
2. 上記空間勾配値を計算する段階において、動きの局所的な方向上の連続する速度値を用いて導関数値を計算する、請求項１記載の方法。
3. 上記捕捉段階は、超音波速度情報を捕捉する段階を更に含む、請求項２記載の方法。
4. 上記捕捉段階は、ベクトル速度技術によって動き情報を捕捉する段階を含む、請求項３記載の方法。
5. 上記捕捉段階は、組織動き情報を捕捉する段階を含む、請求項１記載の方法。
6. 上記捕捉段階は、組織ドップラー信号情報を捕捉する段階を更に含む、請求項５記載の方法。
7. 上記空間勾配値を計算する段階は、局所的な動きの方向上に上記フィールド中の隣接する点の間の微分速度を計算する段階を含む、請求項６記載の方法。
8. 上記捕捉段階は、超音波画像フィール中の点から受信される高調波信号を用いて速度情報を捕捉する段階を含む、請求項１記載の方法。
9. 超音波心臓画像中でひずみ速度を決定するために、
   心筋に対応する点からの超音波速度情報を捕捉する段階と、
   心筋の動きの方向によって関連付けられる速度情報を用いて心筋の点についての空間勾配値を計算する段階と、
   上記空間勾配値を用いて超音波画像を表示する段階とを含む、請求項１乃至８のうちいずれか一項記載の方法。
10. 心臓の筋肉の細胞の動きは心臓の心内膜壁に略平行である、請求項９記載の方法。
11. 心臓の心内膜又は心外膜境界を自動的にトレーシングする段階を更に含み、
    空間勾配値を計算する段階は、境界トレーシングによって描写される点を用いて空間勾配値を計算する段階を含む、請求項１０記載の方法。
12. 自動的にトレーシングする段階は、心臓の心内膜境界及び心外膜境界の両方をトレーシングし、心筋を通って延びる心内膜境界と心外膜境界の中間の路を画成する段階を含み、
    空間勾配値を計算する段階は、中間の路によって描写される点を用いて空間勾配値を計算する段階を含む、請求項１１記載の方法。
13. 自動的にトレーシングする段階は、心臓の心内膜境界又は心外膜境界のいずれかをトレーシングし、心筋の中心の方向のトレーシングからずれた路を画成する段階を含み、
    空間勾配値を計算する段階は、ずれた路によって描写される点を用いて空間勾配値を計算する段階を含む、請求項１１記載の方法。
14. 超音波心臓画像中のひずみ速度を決定するために、
    心筋に対応する点から超音波速度情報を捕捉する段階と、
    心臓の壁の動きの方向によって関連付けられる速度情報を用いて心筋の点に対して空間勾配値を計算する段階と、
    空間勾配値を用いて超音波画像を表示する段階とを含む、請求項１乃至８のうちいずれか一項記載の方法。
15. 心臓の壁の動きの方向は、心臓の心内膜壁に対して略垂直である、請求項１４記載の方法。
16. 心臓の心内膜及び心外膜境界を自動的にトレーシングする段階を更に含み、
    空間勾配値を計算する段階は、２つの境界のトレーシングによって描写される点を用いて空間勾配値を計算する段階を含む、請求項１４記載の方法。
17. 自動的にトレーシングする段階は、心臓の心内膜境界又は心外膜境界のいずれかをトレーシングし、心筋の中心の方向のトレーシングからずれた路を画成する段階を含み、
    空間勾配値を計算する段階は、ずれた路によって描写される点を用いて空間勾配値を計算する段階を含む、請求項１４記載の方法。
18. 心臓のひずみ速度を表示するために、
    超音波心臓画像のシーケンスを捕捉する段階と、
    画像の心臓の組織に対応する点から超音波速度情報を生成する段階と、
    画像中で心臓の組織の境界を自動的にトレーシングする段階と、
    トレーシングによって描写された速度値を用いて空間勾配値を計算する段階と、
    心臓画像のシーケンスに対して一連の空間勾配値を表示する段階とを含む、請求項１乃至８のうちいずれか一項記載の方法。
19. 上記表示段階は、心周期の一部に対応する空間的な座標及び時間的な座標を有するディスプレイ中に心臓のひずみ速度情報を表示する段階を含む、請求項１８記載の方法。
20. 上記空間的な座標は境界トレーシングによって描写された路を含み、上記時間的な座標は１つの境界トレーシングと他の境界トレーシングの対応する点を含む、請求項１９記載の方法。
21. 空間勾配値を計算する前に自動的にトレーシングされた境界を手動で調整する段階を更に含む、請求項１８記載の方法。
22. 自動的にトレーシングされた境界を表示された心臓画像中で手動で調整し、計算動作を繰り返し、手動で調整された境界を用いて表示する段階を更に含む、請求項１８記載の方法。
23. 超音波信号情報を捕捉する捕捉手段と、
    超音波信号情報を用いてひずみ速度を決定する計算手段と、
    超音波画像を表示するための表示手段とを含む、請求項１乃至２２のうちいずれか一項記載の超音波方法を実行するための診断用ビューイングステーション。
24. 超音波エコー信号を送信し受信するためのトランスデューサ手段を有するプローブ手段と、
    エコー信号のコヒーレントなビームを形成するためのビーム形成器と、
    情報を処理するプロセッサと、
    ２次元又は３次元画像を形成する画像プロセッサと、
    画像を格納するＣｉｎｅｌｏｏｐ（登録商標）メモリと、
    画像中の人体構造の境界又は境界線を画成するために２次元又は３次元画像に対して動作するプロセッサと、
    画像を表示するために画像ディスプレイに結合されるビデオプロセッサとを含む、請求項１乃至２２のうちいずれか一項記載の方法を実行するための超音波診断撮像装置。

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