JP2007296336A - 超音波システム内で情報を表示するためのユーザ・インターフェース及び方法 - Google Patents

Abstract

【課題】超音波システム内の情報を表示するためのユーザ・インターフェース及び方法を提供する。
【解決手段】超音波システムの医学的画像表示装置（１１０）が複数の区分された領域（１１２）を含み、該複数の領域の各々がイメージング対象の心臓の一領域に対応する。医学的画像表示装置（１１０）は更に、前記複数の区分された領域（１１２）の内の、所定のレベルよりも低い追跡品質を持つ１つ以上の領域に関連して表示される追跡品質インジケータを含む。
【選択図】図３

Description

本発明の実施形態は、一般的に云えば、医学的イメージング・システムに関するものであり、より具体的には、イメージング対象の心臓に関係した歪み情報を表示する医学的イメージング・システムに関するものである。

超音波システムは様々な用途で、様々な熟練度の個人によって使用されている。多くの検査では、超音波システムのオペレータがシステムによって使用される入力を供給して、その後の分析のために情報を処理する。その情報は、処理された後、異なるフォーマットで表示することができる。例えば、処理後の情報は、量的なパラメータ又は値を示す異なる図表又はグラフで表示することができる。例えば、心臓の駆出及び／又は充満に起因した心筋の変形（例えば、心臓壁の収縮期及び／又は拡張期の圧縮／膨張）に基づいた歪み値を、ブルズアイ（bullseye）表示装置上に描画することができる。典型的には複数のセグメントに区分されているブルズアイ表示装置を使用して、局所的心筋機能の量的評価を行うことができる。複数のセグメントは、半径方向、縦方向及び円周方向の座標を持つ心臓の区分化モデルに対応させることができる。

局部的な変形を測定することにより、例えば心臓壁の延伸／短縮及び肥大化／薄小化に基づいた駆出及び／又は充満に対する局部的寄与分を決定することができ、しかもこれは歪み率(strain rate）を規定する。従って、局部的な歪み速度(strain velocity）を測定することにより、心臓壁の局部的な短縮及び延伸についての情報が提供される。また、歪み速度を決定することにより、筋肉の局部的な肥大化についての情報が提供される。

筋肉組織に関連した歪みは、一般に、初期長さに対する或る期間中の筋肉組織の長さの変化の比に対応する。超音波イメージングでは、歪みの変化率（例えば、歪み率、歪み速度など）は、ブルズアイ描画のようなカラー化した区分化画像として医師に対して視覚的に提示することができ、この場合、色の変化は異なる歪み速度に対応する。例えば、歪み速度は、収縮し弛緩する心筋の能力の直接的な量的測度を提供する。心尖ビューから心筋に沿ってイメージングすることによって、心臓の長軸に沿った局部的歪み速度成分を測定することができる。胸骨傍ビューからイメージングすることによって、心臓壁に垂直な歪み速度成分を決定することができる。
米国特許第６３５２５０７号

従って、歪み及び歪み率超音波イメージングを使用して、心筋機能の評価を行うことができる。組織の歪み及び歪み速度のような組織の変形特性に基づいて心臓の変形を推定する異なる既知の方法を使用して、歪みの測定を行うことができる。しかしながら、歪みの値の決定、例えば、心臓機能の追跡が、画像品質（例えば、画像中のノイズ）に起因すること等により悪い場合、計算値は信頼できないことがある。従って、再検討及び評価のために提示された表示が許容可能でない心臓機能追跡に基づいた数値を含むことがあり、その結果、評価とその後の処置に誤りが生じる可能性がある。

本発明の一実施形態によれば、各々がイメージング対象の心臓の一領域に対応している複数の区分された領域を含む医学的画像表示装置を提供する。表示装置は更に、前記複数の区分された領域の内の、所定のレベルよりも低い追跡品質(tracking quality)を持つ１つ以上の領域に関連して表示される追跡品質インジケータを含む。

本発明の別の実施形態によれば、各々がイメージング対象の心臓の一領域に対応していて、ブルズアイ配列を形成する複数のセグメントを含む区分化描画表示装置を提供する。複数のセグメントの各々は、その中に、イメージング対象の心臓に関係した歪み情報を含み、該情報は数値及びカラー符号化情報の内の少なくとも１つを含む。区分化描画表示装置は更に、心臓の複数のイメージングされたビューの各々についての平均歪み値のために表示される複数のグローバル歪み値を含む。

本発明のまた別の実施形態によれば、区分化表示部上に心臓歪み情報を供給するための方法を提供する。本方法は、心臓歪み情報に関する測定情報が、イメージング対象の心臓の複数の領域の各々について所定の閾値よりも大きいかどうか判定する段階を含む。複数の領域は区分化表示部の複数のセグメントに対応する。本方法は更に、測定情報が所定の閾値よりも大きい場合に複数のセグメントの各々に歪み情報を表示する段階を含む。

情報を表示するための超音波システム及び方法の模範的な実施形態を以下に詳しく説明する。具体的に述べると、最初に模範的な超音波システムの詳しい説明を行い、その後で心臓活動に関連した歪み値情報を表示するための方法及びシステムの様々な実施形態についての詳しい説明を行う。本書で述べるシステム及び方法の様々な実施形態の技術的効果は、少なくとも、潜在的に信頼性のない歪み値情報の識別を容易にすることを含む。

様々な実施形態を超音波システムに関連して説明することがあるが、本書で述べる方法及びシステムが超音波イメージングに制限されないことに留意されたい。具体的に述べると、様々な実施形態は、例えば、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）及びコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングを含む異なるタイプの医学的イメージングに関連させて具現化することができる。更に、様々な実施形態は、例えば、非破壊試験システムなどの他の非医学的イメージング・システムにおいて具現化することができる。

図１は、超音波システム２０、より具体的に述べると、本発明の一実施形態に従って形成された診断用超音波システム２０のブロック図である。超音波システム２０は、身体又はボリュームの中にパルス状超音波信号を放出するためにトランスデューサ２６内の素子２４（例えば、圧電結晶）のアレイを駆動する送信器２２を含む。様々な幾何学的配置を用いることができ、またトランスデューサ２６は、例えば、異なるタイプの超音波プローブの一部分として設けることができる。超音波信号は、身体内の構造、例えば、血球又は筋肉組織から後方散乱されて、素子２４へ戻るエコーを生じさせる。エコーは受信器２８で受け取る。受け取ったエコーはビームフォーマ３０に供給され、ビームフォーマ３０はビーム形成するを行って、ＲＦ信号を出力する。ＲＦ信号は、このＲＦ信号を処理するＲＦプロセッサ３２に供給される。代替態様として、ＲＦプロセッサ３２は、エコー信号を表すＩＱデータ対を形成するようにＲＦ信号を復調する複素復調器（図示せず）を含むことができる。ＲＦ又はＩＱ信号は、次いで、保存（例えば、一時的な保存）のためにメモリ３４に直接に供給することができる。

超音波システム２０はまた、取得した超音波情報（例えば、ＲＦ信号データ又はＩＱデータ対）を処理し且つ表示装置３８で表示するために超音波情報のフレームを用意するプロセッサ・モジュール３６を含む。プロセッサ・モジュール３６は、取得した超音波情報について複数の選択可能な超音波モダリティに従って１つ以上の処理動作を行うように構成されている。取得した超音波情報は、エコー信号を受け取ったときに走査期間中に実時間で処理することができる。追加として又は代替として、超音波情報は走査期間中にメモリ３４に一時的に記憶し、且つ生の又はオフライン動作において実時間ではなく処理することができる。直ちに表示する予定になっていない取得超音波情報の処理済みのフレームを記憶するために画像メモリ４０が含まれる。画像メモリ４０は、任意の既知のデータ記憶媒体、例えば、永久記憶媒体、着脱可能な記憶媒体などを含むことができる。

プロセッサ・モジュール３６はユーザ・インターフェース４２に接続されており、ユーザ・インターフェース４２は、以下により詳しく説明するようにプロセッサ・モジュール３６の動作を制御し、またオペレータから入力を受け取るように構成されている。表示装置３８は、再検討、診断及び分析のためにユーザに対して診断用超音波画像を含む患者情報を提示する１つ以上のモニタを含んでいる。表示装置３８は、例えば、メモリ３４又は４０に記憶されている３次元（３Ｄ）超音波データ・セットから複数の平面を自動的に表示することができる。メモリ３４及びメモリ４０の内の一方又は両方は超音波データの３Ｄデータ・セットを保存することができ、このような３Ｄデータ・セットは２Ｄ及び３Ｄ画像を提示するためにアクセスされる。例えば、３Ｄ超音波データ・セットは対応するメモリ３４又は４０に、並びに１つ以上の基準平面にマッピングすることができる。データ・セットを含むデータの処理は、部分的にユーザの入力、例えば、ユーザ・インターフェース４２で受け取られるユーザ選択に基づいてなされる。

動作について説明すると、システム２０はデータ、例えば、ボリューム・データ・セットを様々な手法（例えば、３Ｄ走査、実時間３Ｄイメージング、ボリューム・イメージング、ボリューム走査、位置決めセンサを持つトランスデューサによる２Ｄ走査、ボクセル相関手法を使用するフリーハンド走査、２Ｄ又はマトリクス・アレイ・トランスデューサを使用する走査など）によって取得する。データは、トランスデューサ２６を直線又は弓形経路のような経路に沿って動かしながら、関心領域（ＲＯＩ）を走査することによって取得される。各々の直線上の又は弓形上の位置において、トランスデューサ２６は走査平面を求め、これらの平面はメモリ３４に記憶される。

図２は、本発明の一実施形態に従って形成された図１の超音波プロセッサ・モジュール３６の模範的なブロック図を示す。超音波プロセッサ・モジュール３６はサブモジュールの集合として概念的に例示されているが、専用のハードウエア・ボード、ＤＳＰ、プロセッサなどの任意の組合せを利用して具現化することができる。代替態様として、図２のサブモジュールは、市販のＰＣを単一のプロセッサ又は複数のプロセッサと共に利用し、機能動作をプロセッサ間で分散させることにより、具現化することができる。更なるオプションとして、図２のサブモジュールは、或る特定の機能を専用のハードウエアにより遂行すると共に、残りの機能を市販のＰＣなどにより遂行するようにしたハイブリッド構成を利用して具現化することができる。これらのサブモジュールはまた、１つの処理装置内の複数のソフトウエア・モジュールとして具現化することができる。

図２に示したサブモジュールの動作は、局部的な超音波制御装置５０又はプロセッサ・モジュール３６によって制御することができる。サブモジュール５２〜６８は中間プロセッサ動作を遂行する。超音波プロセッサ・モジュール３６は超音波データ７０を幾つかの形態の内の１つの形態で受け取ることができる。図２の実施形態では、受信した超音波データ７０は、各データ・サンプルに関連した実数及び虚数成分を表すＩ，Ｑデータ対を構成する。Ｉ，Ｑデータ対は、カラーフロー・サブモジュール５２、パワー・ドップラー・サブモジュール５４、Ｂモード・サブモジュール５６、スペクトル・ドップラー・サブモジュール５８及びＭモード・サブモジュール６０の内の１つ以上に供給される。オプションとして、とりわけ、音響放射力インパルス（ＡＲＦＩ）サブモジュール６２、歪みモジュール６４、歪み率サブモジュール６６、組織ドップラー（ＴＤＥ）サブモジュール６８のような、他のサブモジュールを含むことができる。歪みサブモジュール６２、歪み率サブモジュール６６及びＴＤＥサブモジュール６８は共に、心エコー処理部分を規定することができる。

サブモジュール５２〜６８の各々は、対応する態様でＩ，Ｑデータ対を処理して、カラーフロー・データ７２、パワー・ドップラー・データ７４、Ｂモード・データ７６、スペクトル・ドップラー・データ７８、Ｍモード・データ８０、ＡＲＦＩデータ８２、心エコー歪みデータ８４、心エコー歪み率データ８６及び組織ドップラー・データ８８を生成するような構成されており、これらのデータの全てはその後の処理の前に一時的にメモリ９０（又は図１に示されたメモリ３４又は画像メモリ４０）に記憶させることができる。データ７２〜８８は、例えば、各セットが個別の超音波画像フレームを規定するようにした複数セットのベクトル・データ値として記憶することができる。ベクトル・データ値は一般に極座標系に基づいて編成される。

走査変換器サブモジュール９２がメモリ９０にアクセスして、メモリ９０から画像フレームに関連したベクトル・データ値を取得し、次いで該ベクトル・データ値のセットをデカルト座標系に変換して、表示用のフォーマットにした超音波画像フレーム９４を生成する。走査変換器モジュール９２によって生成された超音波画像フレーム９４はその後の処理のためにメモリ９０に戻してもよく、或いはメモリ３４又は画像メモリ４０に供給してもよい。

走査変換器サブモジュール９２が、例えば、歪みデータ、歪み率データなどに関連した超音波画像フレーム９４を生成したとき、これらの画像フレームはメモリ９０に再記憶させるか、又は母線９６を介してデータベース（図示せず）、メモリ３４、画像メモリ４０及び／又は他のプロセッサ（図示せず）に伝送することができる。

一例として、心エコー機能に関する異なるタイプの超音波画像を（図１に示した）表示装置３８で実時間で観察することが望ましいことがある。そうするために、走査変換器サブモジュール９２がメモリ９０に記憶されている画像についての歪み又は歪み率ベクトル・データ・セットを得る。ベクトル・データは必要な場合に補間され、ビデオ表示のためにＸ、Ｙフォーマットに変換されて超音波画像フレームを生成する。走査変換後の超音波画像フレームは表示制御装置（図示せず）に供給される。表示制御装置は、ビデオをマッピングしてビデオ表示のためのグレースケール・マッピングを得るビデオ・プロセッサを含むことができる。グレースケール・マッピングは、生の画像データから、表示されるグレー・レベルへの伝達関数を表すことができる。ビデオ・データがグレースケール値にマッピングされたとき、表示制御装置は表示装置３８（これは表示装置の１つ以上のモニタ又はウィンドウを含むことができる）を制御して、画像フレームを表示させる。表示装置３８で表示される心エコー画像は、画像フレームのデータから生成され、その場合、各データは表示装置内のそれぞれの画素の強度又は輝度を指示する。この例で、表示画像は、イメージングしている関心領域内の筋肉の動きを表す。

再び図２について説明すると、２Ｄビデオ・プロセッサ・サブモジュール９４が、異なるタイプの超音波情報から生成された１つ以上のフレームを組み合わせる。例えば、２Ｄビデオ・プロセッサ・サブモジュール９４は、一タイプのデータをグレー・マップへマッピングし且つ他のタイプのデータをビデオ表示のためのカラー・マップにマッピングすることによって、異なる画像フレームを組み合わせることができる。最終的な表示画像では、カラー画素データがグレースケール画素データに重畳されて、単一のマルチモード画像フレーム９８を形成し、この画像フレーム９８は再びメモリ９０に再記憶されるか又は母線９６を介して伝送される。相次ぐ画像フレームをメモリ９０又はメモリ４０（図１に示す）にシネ・ループとして記憶することができる。シネ・ループは、ユーザに対して実時間で表示される画像データを取得する先入れ先出し環状画像バッファを表す。ユーザはユーザ・インターフェース４２に凍結指令を入力することによってシネループを凍結（動作中止）させることができる。ユーザ・インターフェース４２は、例えば、超音波システム２０（図１に示す）に情報を入力することに関連してキーボード及びマウス並びに全ての他の入力制御部を含むことができる。

また、３Ｄプロセッサ・サブモジュール１００がユーザ・インターフェース４２によって制御されて、メモリ９０にアクセスすることにより、空間的に連続した超音波画像フレーム群を取得して、既知であるボリューム・レンダリング又は表面レンダリング・アルゴリズム等を介してその３次元画像表現を作成する。３次元画像は、レイ・キャスティング、最大強度画素投影などのような様々なイメージング手法を利用して、作成することができる。

本発明の様々な実施形態は、測定された心臓活動から計算された歪み情報を表示すると共に、表示部上に歪み情報の信頼性の表示を行う。具体的に述べると、図３に示すような区分化表示部(segmented display) １１０を提供し、これはブルズアイ配列で構成することができる。例えば、区分化表示部１１０は一般的に区分された区域又は領域を形成する複数のセグメント１１２を含み、これらのセグメント１１２は一緒に円形の表示部を規定し、この円形の表示部は心臓の心筋表面全体のパラメトリック表示として構成することができる。パラメトリック表示は任意の既知の態様で、例えば、３つの標準的な心尖ビュー（心尖長軸（ＡＰＬＡＸ）、四腔及び二腔）のような異なるビューにおいて取得されて処理された心臓の心筋壁に沿ったピーク収縮期値の補間によって、作成することができる。区分化表示部１１０は異なる数のセグメント１１２、例えば、１７又は１６個のセグメントを含むように修正できることに留意されたい。セグメント１１２の数は一般に図示の１８個のセグメントよりも多くしても少なくしてもよく、また、例えば、図４に示すような心臓の区分化モデル１２０に基づいて定めることができる。

また、区分化モデル１２０に基づいて、そこから表示される情報を取得した位置／向きを示す位置ラベル１１４（例えば、後部（ＰＯＳ）、前部（ＡＮＴ）など）を設けることができる。位置ラベル１１４は一般に区分化表示部の異なるスライスに関連する。セグメント１１２の順序は、例えば、任意の既知の又は通常の／標準的な番号付け及び順序付けを使用して、図３では数字で識別されており、例えば、番号を付けたセグメント１１２は対応する壁（例えば、中隔、側部、前部、後部など）に沿った様々な心臓セグメント（例えば、尖端部、中間部及び基底部）を表す。しかしながら、セグメント１１２の配列、位置決め及び順序付けは、希望に応じて又は必要に応じて変更することができる。

一般に、区分化表示部１１０は、心臓活動の測定された歪みから導き出された量的パラメータを表示する。例えば、各々のセグメント１１２は、関連した歪みから導き出したパラメータ（これは、一実施形態では、ピーク収縮期歪みである）を示すために数値で及び／又は図形でラベル付けすることができる。組織の変形から測定された計算された歪みは、任意の既知の態様で、例えば、一画像フレームから次の画像フレームへと心臓内の構造を追跡することに基づいて各々の区分された領域について速度場を決定することによって、決定することができる。局部の速度は、例えば、フレームのマップから決定することができる。超音波イメージングを使用して組織の変形を計算する方法の一例が、「超音波イメージングで組織の変形の実時間計算及び表示を行うための方法及び装置」と題する米国特許第６３５２５０７号に記載されている。

区分化表示部１１０は、表示装置３８（図１に示す）のスクリーン又はその一部（例えば、ウィンドウ）に提示することができる。詳しく述べると、図５に示されているように、区分化表示部１１０はカラー符号化領域１３０を持つように表示することができ、カラー符号化領域１３０は、区分化表示部１１０内に、歪みレベル凡例１３２によって規定されるような範囲に対応する歪み値を持つ区域を定める。歪みレベル凡例１３２は、例えば、一範囲内の複数のピーク収縮期壁肥大化パーセントを規定する連続的スケールであってよい。様々なパラメータを、例えば、異なる応力レベルに対して描画することができ、また、カラー符号化領域１３０をより多くのセグメント１１２の中へ延在させることができ、又は単一のセグメント１１２の中に含まれるようにすることができる。カラー符号化領域１３０はセグメント１１２の境界とは無関係に表示することができ、また１つ以上の境界を横切ることができる。更に、歪み値１３４が各セグメント１１２内に表示され、且つ該歪み値はそのセグメント１１２についての計算された平均ピーク収縮期歪みに対応する。

更に、平均歪み情報１３６をスクリーン上に、例えば、スクリーンの別のウィンドウ又は一部の中に表示することができる。平均歪み情報１３６は、心臓の異なる領域にわたって又は異なるビューについて平均化した歪み値を含むことができる。例えば、ＡＰＬＡＸ平均歪み値１３８（ＧＬＰＳＳ＿ＬＡＸ）、心尖四腔平均歪み値１４０（ＧＬＰＳＳ＿Ａ４Ｃ）、心尖二腔平均歪み値１４２（ＧＬＰＳＳ＿Ａ２Ｃ）、及び心筋壁全体についての平均歪みを表す全体歪み値１４４（ＧＬＰＳＳ＿Ａｖｇ）を含んでいるグローバル・ピーク収縮期歪み（ＧＬＰＳＳ）値のような、心筋壁全体についての平均歪み値は、複数のビューの各々について別々に提供することができる。

区分化表示部１１０はまた、計算された歪み値がエラーを含んでいると決定されたセグメント１１２、又は正確な測定値を取得するには不十分な情報が存在する結果として信頼性のないデータが生じる虞のあるセグメント１１２が、所定のレベルよりも低い、例えば、許容可能な又は貧弱な追跡レベルよりも低い追跡情報を持つものとして示されるように設けられる。この決定は、例えば、画像品質、画像ノイズなど含む複数の因子のいずれかに基づくものであってよい。所定のレベルよりも低い取得データに基づくものである計算された歪み値を持つセグメント１１２は、例えば、追跡品質インジケータ（例えば、そのセグメント１１２内のグレー充填区域１４６のようなマスク）を設けることによって、対応してマークされる。更に、歪み値１３４はそのセグメント１１２には表示されない。従って、グレー充填区域１４６は、歪みデータを取得するために使用される追跡品質又は他の処理が、それより低い場合に取得された歪み情報が不正確になることのある許容可能なレベルのような、所定のレベルよりも低くなるセグメント１１２を規定する。

ここで、グレー充填区域１４６は、他のセグメント１１２に隣接するか又は他のセグメント１１２によって分離することのできる２つ以上のセグメント１１２に設けることができることに留意されたい。様々な実施形態では、単一のグレー充填区域１４６が設けられたとき、平均歪み情報１３６は表示され続ける。グレー充填区域１４６の数が所定の数、例えば、２を超えたとき、平均歪み情報１３６はもはや表示されない。

様々な実施形態では、心臓歪み情報を区分化表示部上に、例えば、超音波システムの表示装置上に表示するために、図６に示されるような方法２００を提供する。詳しく述べると、段階２０２で、測定された心臓活動情報を受け取る。例えば、心臓の心筋壁に沿ったピーク収縮期値を受け取る。ピーク収縮期値は、任意の既知の方法によって、例えば、異なる組織変形パラメータ（例えば、膨張／収縮及び／又は延伸／短縮）を得るための組織速度イメージング又は歪み率イメージングを使用して、得ることができる。心臓活動は、或る期間にわたる歪み率推定値を決定するために幾つかの画像フレーム（例えば、幾つかの相次ぐフレーム）をサンプリングすることによって取得することができる。本質的に、毎フレームに異なる特性を測定する（例えば、構造を追跡する）ために追跡機能を遂行することができる。この追跡は、例えば、歪み値を得るために毎フレームの追跡によって生成される速度場を測定することを含むことができる。その後、段階２０４で、例えば、心筋壁に沿って心筋表面の異なるセグメントについての歪み値を計算する。これは、３つの標準的な心尖ビュー（心尖長軸（ＡＰＬＡＸ）、四腔及び二腔）のような異なるビューにおける取得されたピーク収縮期値を処理することを含むことができる。

次いで、段階２０６で、各セグメントについての測定された心臓活動の追跡品質を決定する。このプロセスは一般に、信頼性レベルを決定すること、例えば、取得されたデータを使用し且つ信頼できると見なすことのできる所定の許容可能なレベルを決定することを含む。追跡のために使用されるフレームの画像品質に関して決定を行うことができる。例えば、フレームについてのノイズ・レベルを決定して、ノイズの許容可能な閾値レベルと比較することができる。しかしながら、追跡品質は、規定された設定値に基づいて取得されたデータが信頼できるかどうか可能であるかどうか判定するための任意の方法を使用して、測定することができる。別の例として、測定された区域における速度の分散を評価することができる。例えば、区域内の隣り合う点についての計算された速度場を比較して、分散を決定することができる。それより上では取得されたデータが信頼できない又は許容可能であると決定される閾値分散差を設定することができる。別の追跡法として、一区域内の座標を追跡して、画像フレーム間を行き来するときに該座標が同じ点に対応しているがどうか決定することができる。再び、許容可能な分散を設定することができる。

その後、段階２０８で、セグメント（例えば、区分化表示部のセグメントの１つ）についての追跡品質が所定のレベルよりも低いかどう判定し、すなわち追跡品質が所定のレベルを満足していないので品質は許容可能でない又は信頼できないと決定する。例えば、追跡品質を決定するために上述の異なる閾値を使用することができる。追跡品質が所定の閾値よりも低くない場合、段階２１０で、決定された歪み値、例えば、ピーク収縮期歪み値を表示する。例えば、区分化表示部１１０の各セグメント１１２内に歪み値１３４を表示することができ、歪み値１３４はそのセグメント１１２についての計算されたピーク収縮期歪みに対応する（図５には全て示されている）。また、段階２１２で、計算された歪み値に基づいてカラー符号化歪みマップを作成する。例えば、計算された歪み値を、（図４に示すような）心臓モデルの座標又はイメージング対象の心臓の特定の画素と共に、該歪み値に関連するデータベースに記憶させることができる。これらの歪み値を使用することにより、カラー符号化歪みマップを作成することができる。マップは任意の既知の方法を使用して作成することができる。カラー符号化歪みマップは次いで、例えば、区分化表示部１１０の上に重畳する。表示部の着色は区分化表示部１１０内の規定された場所に基づいて定められ、例えば、様々なセグメント１１２の配置方向と該セグメント１１２が関係する心臓の対応する部分とに基づいて定められる。

次いで、段階２１６で、異なるビューについて平均歪み値を決定する。例えば、心筋壁全体にわたる平均歪みと等価なグローバル歪み値を複数のビューの各々について決定する。測定された歪み値の平均を決定するために任意の平均化手法を使用することができる。次いで、段階２１８で、平均歪み値を、例えば、区分化表示部１１０とは別個のウィンドウ内に表示する。

再び、セグメントについての追跡品質が所定のレベルよりも低いかどうかについて判定する段階２０８について説明すると、追跡品質が所定のレベルよりも低い場合、段階２２０で、許容できない追跡品質状態であることを表示部上に表す。例えば、一実施形態では、所定のレベルよりも低い追跡レベルを持つセグメント１１２にマスク、例えば、グレー充填区域１４６（図に示す）を設けて、何らマッピング又は値情報がそのセグメント１１２に表示されないようにする。また、段階２２２で、２つ以上のセグメントについて追跡品質が所定の閾値よりも低いかどうかについて判定する。２つ以上のセグメントについての追跡品質が所定のレベルよりも低い場合、段階２２４で、その状態を、例えば、グレー充填区域１４６によって追加のセグメント１１２に表す。更に、異なるビューについての平均歪み値は計算及び表示を行わない。２つ以上のセグメントについて追跡品質が所定のレベルよりも低くない場合、異なるビューについての平均歪み値を段階２１６で決定して段階２１８で表示する。

ここで、ピーク収縮期歪みは心臓サイクル内の全ての歪み値の汎関数（ＰＳＳ＝Ｆ｛Ｓ（ｔ_１ ）｝）のほんの一例に過ぎないことに留意されたい。様々な実施形態では、各心筋位置について異なる及び／又は追加の汎関数を演算することができ、また異なる及び／又は追加の汎関数を表すために多色方式を使用することが可能である。

以上のように、本発明の様々な実施形態では、歪み情報を与える区分化表示部を提供すると共に、歪み値が許容可能な品質レベル（例えば、許容可能な追跡レベル）であるかどうかの表示を行う。区分化表示部はまた、区分化表示部の異なるセグメントにまたがって延在するカラー符号化歪みマップを提供する。歪みの全体の平均値もまた表示することができる。

本発明を様々な特定の実施形態について説明したが、当業者には本発明の様々な実施形態が特許請求の範囲の精神及び範囲内で変更して実施できることが認められよう。また、図面の符号に対応する特許請求の範囲中の符号は、単に本願発明の理解をより容易にするために用いられているものであり、本願発明の範囲を狭める意図で用いられたものではない。そして、本願の特許請求の範囲に記載した事項は、明細書に組み込まれ、明細書の記載事項の一部となる。

本発明の一実施形態に従って形成された診断用超音波システムのブロック図である。 本発明の一実施形態に従って形成された図１の診断用超音波システムの超音波プロセッサ・モジュールのブロック図である。 それに関連して本発明の様々な実施形態を具現化するこのとのできる区分化表示部の略図である。 図３の区分化表示部に対応する心臓の区分化モデルの斜視図である。 本発明の一実施形態に従って形成された区分化表示部を持つ表示ウィンドウの略図である。 区分化表示部上に心臓歪み情報を表示するための本発明の一実施形態による方法の流れ図である。

符号の説明

２０ 超音波システム
２４ 素子
２６ トランスデューサ
３４ メモリ
４０ 画像メモリ
７０： 超音波データ
７２： カラーフロー・データ
７４： パワー・ドップラー・データ
７６： Ｂモード・データ
７８： スペクトル・ドップラー・データ
８０： Ｍモード・データ
８２： ＡＲＦＩデータ
８４： 心エコー歪みデータ
８６： 心エコー歪み率データ
８８： 組織ドップラー・データ
９４： 超音波画像フレーム
９６： 母線
９８： 単一のマルチモード画像フレーム
１１０： 区分化表示部
１１２： セグメント
１１４： 位置ラベル
１２０： 心臓の区分化モデル
１３０： カラー符号化領域
１３２： 歪みレベル凡例
１３４： 歪み値
１３６： 平均歪み情報
１３８： ＡＰＬＡＸ平均歪み値
１４０： 心尖四腔平均歪み値
１４２： 心尖二腔平均歪み値
１４４： 全体歪み値
１４６： グレー充填区域
２００： 方法

Claims (10)

1. 各々がイメージング対象の心臓の一領域に対応している複数の区分された領域（１１２）と、
   前記複数の区分された領域（１１２）の内の、所定のレベルよりも低い追跡品質を持つ１つ以上の領域に関連して表示される追跡品質インジケータと、
   を有している医学的画像表示装置（１１０）。
2. 前記追跡品質インジケータは、前記複数の区分された領域（１１２）の内の、所定のレベルよりも低い追跡品質を持つ前記１つ以上の領域を覆うように構成されている充填区域（１４６）を有している、請求項１記載の医学的画像表示装置（１１０）。
3. 更に、複数のセグメント（１１２）の上に重ねたカラー符号化歪みマップを有している請求項１記載の医学的画像表示装置（１１０）。
4. 前記カラー符号化歪みマップは、歪み値範囲に対応する歪み値を持つ区域を規定するカラー符号化領域（１３０）を有している、請求項３記載の医学的画像表示装置（１１０）。
5. 前記カラー符号化領域（１３０）は前記複数の区分された領域（１１２）の内の２つ以上の領域を横切っている、請求項４記載の医学的画像表示装置。
6. 更に、イメージング対象の心臓の複数のビューの各々について表示される平均歪み値（１３４）を有している、請求項１記載の医学的画像表示装置（１１０）。
7. 前記複数の区分された領域（１１２）の内の２つ以上の領域が所定のレベルよりも低い追跡品質を持っている場合には、前記平均歪み値（１３４）が表示されない、請求項６記載の医学的画像表示装置（１１０）。
8. 区分化表示部上に心臓歪み情報を供給するための方法（２００）であって、
   心臓歪み情報に関する測定情報が、イメージング対象の心臓の複数の領域の各々について所定の閾値よりも大きいかどうか判定する段階（２０８）であって、前記複数の領域が区分化表示部（１１０）の複数のセグメント（１１２）に対応している、当該段階（２０８）と、
   測定情報が所定の閾値よりも大きい場合に前記複数のセグメント（１１２）の各々に歪み情報を表示する段階（２１０）と、
   を有している方法（２００）。
9. 前記歪み情報は、歪み値情報（１３４）及びカラー符号化歪みマッピング情報（１３０）の内の少なくとも一方を有している、請求項８記載の方法（２００）。
10. 更に、前記複数のセグメント（１１２）の内の２つよりも少ないセグメントが所定の閾値よりも低い測定情報を含んでいる場合に、グローバル歪み情報（１３８，１４０，１４２，１４４）を表示する段階（２１８）を有している請求項８記載の方法（２００）。

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