JP2010516408A

JP2010516408A - 超音波データと心電図データとの同期

Info

Publication number: JP2010516408A
Application number: JP2009547413A
Authority: JP
Inventors: ハロルド・エム・ヘイスティングス
Original assignee: イマコー・エルエルシー
Priority date: 2007-01-24
Filing date: 2008-01-24
Publication date: 2010-05-20
Also published as: CN101677776A; US20080177181A1; WO2008091990A1; ATE526874T1; EP2111154B1; CA2676325A1; ES2372891T3; EP2111154A1

Abstract

心電図データ及び超音波データは、両方のデータのセットにマーカを追加し、そしてデータ内のマーカの位置を検出すると共に、検出された位置を２つのデータのセットの時間をそろえるために使用することによって同期化される。これは、超音波データのどのフレームが時間的に心電図波形のどの部分に対応するかを、オペレータが視覚化することを可能にする。

Description

電気計測値、より詳しくは心電図データと、超音波データとを同期させる方法及び装置に関係するものである。

この出願は、参照によってここに組み込まれる、２００７年１月２４日に出願された米国仮特許出願番号第60/886,483号の利益を要求する。

患者の心臓の手術は、生体において、様々なアプローチを用いて監視され得る。心臓の手術を監視するための１つの一般的に使用されたアプローチは、心電図（ＥＣＧまたはＥＫＧ）であり、それは経時的な心臓の電気活動の図式化である。心臓の手術を監視するための別の一般的に使用されたアプローチは、心臓超音波検査図（心エコー図：echocardiogram）であり、それは一般的に、心臓が鼓動しているときに、二次元の心臓の動画ビデオ画像（moving video image）をリアルタイムに生成するために使用される。

これらのアプローチの各々は、リアルタイムに心臓の手術に関する情報の異なるセットを提供する。

それぞれのデータにおいてマーカを形成するために心電図装置及び超音波装置に取り入れられる波形のセットのグラフである。心電図装置及び超音波装置のためのマーカを生成することに適当である回路の構成図である。心電図装置及び超音波装置のためのマーカを生成することに適当である代替の回路の構成図である。

発明者は、超音波データのどのフレームが時間的に心電図波形のどの部分に対応するかを、オペレータが視覚化することができるように、心電図データと超音波データとを同期化することによって、著しい利点が獲得され得るということを認識したと共に、本発明は、心電図データと超音波データとの同期化または記録化に関係する。対象とする主要なアプリケーションが心臓超音波（cardiac ultrasound）の分野に存在すると同時に、本発明は多数の他のアプリケーションにも使用され得る。

１つの好ましい実装において、同期化は、（ａ）心電図装置によって検出され得る第１の信号、及び（ｂ）超音波装置によって検出され得る第２の信号を、同時に生成することによって提供される。そのような信号の１つの適当なセットが図１で描写され、図１において、上段の線は心電図装置によって検出され得ると共に、下段の線は超音波装置によって検出され得る。

心電図装置によって検出可能である信号には、心電図信号に対する基準線から正方向に向かう短い電流のパルスが適当である。超音波装置によって検出可能である信号には、好ましくは振動子（transducer）の動作周波数（例えば６［ＭＨｚ］）に近い無線周波数（ＲＦ）搬送波を有する、超音波の無線周波数の短いバーストが適当である。好ましくは、信号は、超音波装置のフレームからフレームへの期間と比べて少なくとも同じくらい長いべきである。例えば、２０［ｍＳ］のパルスが、５０フレーム／秒で画像化する装置に適当であろう。好ましくは、パルスの立ち上がり時間及び立ち下がり時間は、フレームからフレームへの期間よりはるかに短いべきである（例えば１［ｍＳ］未満）。

例えば図１で示されたように、無線周波数のバーストは、心電図装置に印加されるパルスと同期化される。図１が下側の波形を１０個のサイクル（周期：cycle）の波形によって概略的に描写する一方、実際に使用される波形には更に多くのサイクルの波が存在することになるということに注意が必要である。例えば、６［ＭＨｚ］の無線周波数信号では、２０［ｍＳ］のバーストの間に１２０，０００個のサイクルが存在するであろう。

必要とされる同期化されたパルスは、図２において描写された回路によって生成され得る。商業上利用可能な関数発生器（例えば“BK Precision 4017A”）が、信号発生器１として使用され得ると共に、その場合に、それは、好ましくは、使用される超音波振動子の中心周波数に適合するようにセットされるべきである。例えば、もし超音波振動子の中心周波数が６［ＭＨｚ］であるならば、信号発生器１は、６［ＭＨｚ］の正弦波を生成するようにセットされるべきである。その代りに、正弦波発振器が、所望の周波数で動作するように注文設計され得ると共に、その場合に、全体の回路は、バッテリで動作し得ると共に、任意に電気的に隔離され得る。抵抗器２は、好ましくは、信号発生器１の出力インピーダンス（例えば５０［Ω］）に適合する負荷抵抗器である。

スイッチ３は、作動したときに信号発生器１の出力を残りの回路に渡す、手動操作型のスイッチであり得る。その代わりに、適当な回路（例えばワンショット（one-shot））の制御下で、所定期間（例えば、約１０［ｍＳ］から約５０［ｍＳ］の間で好ましくは約１０［ｍＳ］）の間閉じられる電子スイッチであり得る。

抵抗器４（例えば１００［Ω］）及び背中合わせのダイオード５とダイオード６は、心電図装置に印加される電圧を制限するための保護回路を形成する。ダイオード７は、交流を半波整流すると共に、コンデンサ８（例えば１０００［ｐＦ］）は、ピークを獲得する。コンデンサ８は、抵抗器９（例えば３［ｋΩ］）及びポテンショメータ１０の抵抗路（例えば１０［Ω］）を通して放電されると共に、出力電圧は、ポテンショメータ１０の摺動子（wiper）の位置を調整することによって、心電図装置に適合するように設定される。総合すれば、ダイオード７、コンデンサ８、抵抗器９、及びポテンショメータ１０は、包絡線検出器として機能する。

動作に関して回路を調整するために、超音波ボックスが画像化（imaging）のためにセットアップされると共に、アンテナが、超音波探触子（ultrasound probe）の近くに、もしくは、超音波ボックスに対するコネクタの近くに配置される。（超音波ボックスに対する物理的接続は、信号を超音波ボックスに連結するのに必要とされない。）スイッチ３を閉じると、無線周波数信号がアンテナに送られると共に、スイッチ３が開いていたときより顕著に白く超音波画像が出現するまで、信号発生器出力レベル及び／またはアンテナ位置が調整される。白色度のこの増加は、超音波画像におけるマーカまたは人為的要素（artifact）としての機能を果たす。次に、包絡線検出器からの出力が心電図装置に接続される。この接続を生成する１つの適当な方法は、包絡線検出器からの出力を心電図装置のＲＡ入力端子に接続すると共に、グランド（ground：アース端子）を心電図装置の他のリード線に接続することによるものであるが、しかし、関連する技術の当業者にとって明白であるように、他のリード線の接続配置が同様に使用され得る。パルスは、その場合に、満足できる信号が心電図に現れるまで、スイッチ３を閉じること及びスイッチ３を開くことによって、そしてポテンショメータ１０を調整することによって、Ｒ波（R-wave）のはね（upstroke）に類似している正方向に向かうパルスの前縁（立ち上がりエッジ）の形で生成される。このパルスは、心電図におけるマーカまたは人為的要素（artifact）としての機能を果たす。

調整の後で、超音波装置と心電図装置は、被験者の画像及び心電図を獲得するために、同時に動かされる。これが起こっている間に、パルスは、Ｓ３を閉じること及び開くことによって生成され得ると共に、超音波画像及び心電図が記録される。後で、超音波画像は、フレーム毎に再生されると共に、超音波画像におけるマーカの出現は、心電図におけるマーカの出現と比較される。超音波画像と心電図との間のタイミング関係が、その場合に決定され得る。その代りに、パルス列発生器が一定間隔のパルスを生成するために使用され得ると共に、超音波画像と心電図との間のタイミング関係は、その場合に、パルス繰り返し率（pulse repetition rate）を用いて決定され得る。

一度２つの装置の間のタイミング関係が確立されたならば、両方の装置において経過した時間の量を追跡することによって、次の時期に関して計算され得る。一般的に、どの瞬間にも超音波画像の１つのフレームだけが表示されると共に、心電図は、一度にそろって、データの多くの秒数を表示するので、超音波画像と心電図との間のタイミング関係を示すための１つの適当なユーザインタフェースは、心電図の軌跡上で、どの瞬間にも表示されている超音波画像のフレームに対応する場所をカラー化することである。超音波画像が再生されるとき、カラー化された場所は、その場合に、心電図の軌跡に沿って動くであろう。その代りに、もし現在の時刻が心電図の表示画面上の固定位置に対応するならば、固定位置は、縦線を使用することでスクリーン上に示されることができると共に、どの瞬間にもその固定位置にある心電図のどんな部分にも対応する超音波のフレームが表示されることができるであろう。両方の情報のセットを表示すると共に、それらの間のタイミング関係を示すための多種多様な代替ユーザインタフェースが容易に構想され得る。

図３は、超音波と心電図とにおいてマーカを生成するための代替回路の構成図である。それは、保護ダイオード５及び保護ダイオード６が省略されると共に、抵抗器９とポテンショメータ１０との組み合わせ（それはコンデンサを放電すると共に電圧を分圧する（dividing down）２つの役目を果たす）が、コンデンサを放電するための固定抵抗器１６と、電圧を分圧する（dividing down）ための抵抗器１７及び抵抗器１８とによって置き換えられるということを除けば、図２で示された回路と類似している。この実施例に関する成分値の適当なセットは、抵抗器１３が２００［Ω］、抵抗器１６が１０［ｋΩ］、抵抗器１７が２２０［ｋΩ］、抵抗器１８が２００［Ω］、そしてコンデンサ１５が１０００［ｐＦ］である。

超音波画像を心電図と同期させることは、心臓再同期療法（Cardiac Resynchronization Therapy：ＣＲＴ）においてとりわけ重要であり得る。ＣＲＴにおいて、人は、心臓の壁運動のタイミングにおける問題−同期不全（dyssynchrony）−を克服するための両心室ペースメーカ（bi-ventricular pacemaker）の使用に興味がある。特に、人は、−心尖部（apex）から心基部(base)までの滑らかな勾配を除いて−収縮は左心室の至る所で適切に同期している、ということを知っていたい。例えばシネ（CINE）ループの形で、心電図、そして特にＲ波に対して正確に時間を計られた超音波データは、ペースメーカリード線（pacemaker lead）の配置の適切さ、及びペースメーカインパルス（pacemaker impulse）のタイミングを評価するために使用されることができるであろう。

１信号発生器
２抵抗器
３スイッチ
４抵抗器
５ダイオード
６ダイオード
７ダイオード
８コンデンサ
９抵抗器
１０ポテンションメータ
１２スイッチ
１３抵抗器
１５コンデンサ
１６抵抗器
１７抵抗器
１８抵抗器

Claims

心電図測定値を超音波画像と同期させる方法であって、
心電図装置を使用して被験者の心臓の少なくとも１つの鼓動の心電図を獲得する段階と、
前記心電図にマーカを挿入する第１の信号を、前記心電図装置に連結する段階と、
超音波装置を使用して前記被験者の超音波画像を獲得する段階と、
前記超音波画像にマーカを挿入する第２の信号を、前記超音波装置に連結する段階とを含み、
前記超音波画像が、前記被験者の心臓の少なくとも１つの鼓動を描写するための十分なフレームを含み、
前記第１の信号及び前記第２の信号が、それぞれ前記心電図装置及び前記超音波装置に、実質的に同時に連結される
ことを特徴とする方法。
前記第１の信号が、方形パルスを含み、
前記第２の信号が、前記超音波装置によって検出可能である周波数における無線周波数のバーストを含む
ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
前記第１の信号が、方形パルスを含み、
前記第２の信号が、約４［ＭＨｚ］から約８［ＭＨｚ］の間の中心周波数を有する無線周波数のバーストを含み、
前記第１の信号及び前記第２の信号の両方の持続期間が、約１０［ｍＳ］から約５０［ｍＳ］の間である
ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
前記第１の信号が、方形パルスを含み、
前記第２の信号が、約４［ＭＨｚ］から約８［ＭＨｚ］の間の中心周波数を有する無線周波数のバーストを含み、
前記第１の信号及び前記第２の信号の両方の持続期間が、約２０［ｍＳ］である
ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
前記第１の信号が、一定間隔で間隔を開けられた、複数の方形パルスを含み、
前記第２の信号が、一定間隔で間隔を開けられた、前記超音波装置によって検出可能である周波数における無線周波数の複数のバーストを含む
ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
前記第１のマーカが現れる、前記心電図の少なくとも１つの部分を特定する段階と、
前記第２のマーカを含む、前記超音波画像の少なくとも１つのフレームを特定する段階と、
前記心電図の特定された少なくとも１つの部分と前記超音波画像の特定された少なくとも１つのフレームとに基づいて、前記心電図と前記超音波画像の時間をそろえる段階と
を更に含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
前記第１の信号が、方形パルスを含み、
前記第２の信号が、約４［ＭＨｚ］から約８［ＭＨｚ］の間の中心周波数を有する無線周波数のバーストを含み、
前記第１の信号及び前記第２の信号の両方の持続期間が、約１０［ｍＳ］から約５０［ｍＳ］の間である
ことを特徴とする請求項６に記載の方法。
前記第１の信号が、方形パルスを含み、
前記第２の信号が、約４［ＭＨｚ］から約８［ＭＨｚ］の間の中心周波数を有する無線周波数のバーストを含み、
前記第１の信号及び前記第２の信号の両方の持続期間が、約２０［ｍＳ］である
ことを特徴とする請求項６に記載の方法。
前記第１の信号が、一定間隔で間隔を開けられた、複数の方形パルスを含み、
前記第２の信号が、一定間隔で間隔を開けられた、前記超音波装置によって検出可能である周波数における無線周波数の複数のバーストを含む
ことを特徴とする請求項６に記載の方法。
電気計測値を超音波画像と同期させる方法であって、
電気装置を使用して被験者の心臓の少なくとも１つの鼓動の間に電気計測値を獲得する段階と、
前記電気計測値にマーカを挿入する第１の信号を、前記電気装置に連結する段階と、
超音波装置を使用して前記被験者の超音波画像を獲得する段階と、
前記超音波画像にマーカを挿入する第２の信号を、前記超音波装置に連結する段階とを含み、
前記超音波画像が、前記被験者の心臓の少なくとも１つの鼓動を描写するための十分なフレームを含み、
既知の時間関係が、前記第１の信号と前記第２の信号との間に存在する
ことを特徴とする方法。
前記電気計測値が、心電図を含み、
前記電気装置が、心電図装置を含む
ことを特徴とする請求項１０に記載の方法。
前記第１の信号及び前記第２の信号が、実質的に同時に発生する
ことを特徴とする請求項１０に記載の方法。
前記第１の信号が、方形パルスを含み、
前記第２の信号が、前記超音波装置によって検出可能である周波数における無線周波数のバーストを含む
ことを特徴とする請求項１０に記載の方法。
前記第１の信号が、方形パルスを含み、
前記第２の信号が、約４［ＭＨｚ］から約８［ＭＨｚ］の間の中心周波数を有する無線周波数のバーストを含み、
前記第１の信号及び前記第２の信号の両方の持続期間が、約１０［ｍＳ］から約５０［ｍＳ］の間である
ことを特徴とする請求項１０に記載の方法。
前記第１の信号が、方形パルスを含み、
前記第２の信号が、約４［ＭＨｚ］から約８［ＭＨｚ］の間の中心周波数を有する無線周波数のバーストを含み、
前記第１の信号及び前記第２の信号の両方の持続期間が、約２０［ｍＳ］である
ことを特徴とする請求項１０に記載の方法。
前記第１のマーカが現れる、前記電気計測値の少なくとも１つの部分を特定する段階と、
前記第２のマーカを含む、前記超音波画像の少なくとも１つのフレームを特定する段階と、
（ａ）前記電気計測値の特定された少なくとも１つの部分、（ｂ）前記超音波画像の特定された少なくとも１つのフレーム、及び（ｃ）前記既知の時間関係に基づいて、前記電気計測値と前記超音波画像の時間をそろえる段階と
を更に含むことを特徴とする請求項１０に記載の方法。
前記第１の信号が、方形パルスを含み、
前記第２の信号が、約４［ＭＨｚ］から約８［ＭＨｚ］の間の中心周波数を有する無線周波数のバーストを含み、
前記第１の信号及び前記第２の信号の両方の持続期間が、約１０［ｍＳ］から約５０［ｍＳ］の間である
ことを特徴とする請求項１６に記載の方法。
前記第１の信号が、方形パルスを含み、
前記第２の信号が、約４［ＭＨｚ］から約８［ＭＨｚ］の間の中心周波数を有する無線周波数のバーストを含み、
前記第１の信号及び前記第２の信号の両方の持続期間が、約２０［ｍＳ］である
ことを特徴とする請求項１６に記載の方法。
心電図測定値を超音波画像と同期させるための装置であって、
無線周波数信号を受け取るように構成された入力端子と、
作動状態で前記無線周波数信号のバーストを出力するように動作可能に接続されたスイッチと、
前記無線周波数信号のバーストを放送するように動作可能に接続されたアンテナと、
前記無線周波数信号のバーストのエンベロープを検出すると共に、検出されたエンベロープに対応し、心電図装置に連結することに適当である出力レベルを有する出力を生成するように動作可能に接続されたエンベロープ検波器と
を備えることを特徴とする装置。
前記無線周波数信号が、約４［ＭＨｚ］から約８［ＭＨｚ］の間の中心周波数を有している
ことを特徴とする請求項１９に記載の装置。