JP3894586B2 - 解剖学的m−モード表示を生成する方法および超音波映像装置並びに超音波映像装置の使用方法 - Google Patents
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Description
【発明の属する技術分野】
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。
【0002】
【従来の技術とその問題点】
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。
【0003】
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。
【0004】
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。
【0005】
【本発明の目的および目的を達成するための手段】
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。
【0006】
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。
【0007】
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。
【0008】
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。
【0009】
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。
【0010】
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。
【0011】
【実施例】
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。
【0012】
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。
【0013】
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。
【0014】
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。
【0015】
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。
【0016】
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。
【0017】
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。
【0018】
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。
【0019】
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。
【0020】
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。
【0021】
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。
【0022】
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。
【0023】
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。
【0024】
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。
【図面の簡単な説明】
【図1】先行技術のM−モード表示の計算を示す概略図。
【図2】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。
【図3】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。
【図4】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。
【図5】参照点が特定されていない解剖学的M−モードを示す図。
【図6】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。
【図7】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。
【図8】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。
【図9】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 (7)
- 超音波ビームの組を発生する変換器と、前記超音波ビームの組と関連した超音波情報を記憶するメモリと、該メモリに連結された計算機処理装置にして、前記超音波ビームとは別個の仮想M−モード・ラインを生成するとともに、このM−モード・ラインに基づいて像データを生成する前記計算機処理装置とを含み、前記計算機処理装置は、解剖学的組織の運動時の異なる時点でのユーザ入力に基づき前記仮想M−モード・ラインの位置および方向の少なくともいずれか一つを変化させて前記解剖学的組織の運動を補償するようになっている超音波映像装置。
- 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一致していないことを特徴とする装置。
- 請求項2に記載の装置において、更に、前記計算機処理装置に連結されていて、前記像データに基づく像を表示する表示器を含むことを特徴とする装置。
- 請求項3に記載の装置において、前記像は解剖学的組織上の関連する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。
- 請求項4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・ラインに沿った時間的変化に応じたものになっていることを特徴とする装置。
- 請求項4に記載の装置において、前記色エンコード情報は解剖学的組織の厚さに応じたものになっていることを特徴とする装置。
- 請求項2に記載の装置において、前記超音波情報は超音波情報の時系列を含むことを特徴とする装置。
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