JPH07148134A - 位相画像化と心筋性能の診断に関する方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 心エコー・データの時系列フレーム(16)の形成を含む心
臓性能監視の方法及びシステム。時系列は収縮間隔に適
しているが、より長い間隔にも適用可能である。時系列
フレームは患者の心臓の特定部位に関して対応するデー
タ・ポイントの集合を持つ。それぞれの対応するデータ
・ポイントに関し、選択されたスカラの関数としての時
間領域信号(20)が決定され、それによって選択されたス
カラのフレーム毎の変動を伴った時間領域信号が得られ
る。スカラは収縮状態又は心筋運動に対して生理学的重
要性を持つ。２乗平均速度、２乗平均平方根速度、信号
変化率の２乗平均、積分後方散乱、相関面積、及び心エ
コー信号の振幅は適当なスカラである。各時間領域信号
について、ピクセル値を画像データ・ポイントに割り当
てる(30)ことにより、位相角(28)が得られる。ピクセル
値は二次元グレースケール画像(32)、心臓性能の時系列
のどちらの生成にも用いられる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は一般に心臓性能の監視に
関し、より詳しくは心エコーを画像化する方法とそのシ
ステムに関する。

【０００２】

【従来の技術】心臓の動作を監視する医療器具として、
心臓の電気的挙動を記録するシステムと機械的挙動を画
像化するシステムの２種類がある。電気的挙動について
いえば、心臓の減極は波として発生し収縮を引き起こ
す。心臓の筋肉細胞に減極が拡散するにつれて、それを
取り巻く組織に電流が流れて体の表面に電位差が発生す
る。心電図（ECG）では多数のリードを用いてこれらの
電位を測定し記録する。ECGデータは病理過程の診断に
用いられる。しかし、ECGの提供することのできる詳細
な情報は限られている。

【０００３】心臓の運動の画像化に関する研究分野の１
つに放射性核種心室造影法がある。放射性核種心室造影
法では血流に放射性のトレーサを注入する。放射性トレ
ーサはより安定した形態に自然崩壊するさいにガンマ線
あるいはエックス線の形態の放射線を放射する。ガンマ
カメラからピクセル単位で時の経過と共に蓄積された放
射能を表示することによって動的な心臓の画像が生成さ
れる。心臓の収縮に関する情報は位相画像化を用いて得
られる。位相画像化においては、平面的な血液プールの
画像中のそれぞれのデータ・ポイントの、時の経過と共
に蓄積された放射能は、心臓周期にわたってプロットさ
れたスカラである。次に、それぞれのピクセル値におけ
る時間放射能曲線の第１の調波の位相から関数画像が生
成される。放射性核種心室造影法の欠点は、収縮シーケ
ンスの情報が血液プールに接触する心臓の唯一の領域で
ある心臓内の心臓境界部分に限られていることである。

【０００４】心臓の機械的運動の画像化に関する別の研
究分野として、特に心室の早期収縮の部分を直接可視化
するために試されている高速デジタル減算心エコー検査
がある。この研究については、American College of Ca
rdiology、40th Annual Scientific Sessionにおけるプ
レゼンテーション用の資料の抜粋であるIshihara他の論
文“Direct Visualization of the Forces of Ventricu
lar Premature Contraction by High-Speed Digital Su
btraction Echocardiograph”に記述されている。Bモー
ド心エコー図が164フレーム／秒の割合で得られる。こ
れによって、収縮波が各フレーム間で隔壁の約1/3下を
進行している心筋収縮をありのままに見ることができ
る。30゜のセクターでは可視範囲は隔壁に限定される。
心臓の頂部あるいは自由心室壁等の心臓の他の部分にお
ける心筋収縮を見ることは試みられることはなく、又既
存の技術では不可能であった。収縮のシーケンスを描写
する同様のアプローチに、血管造影法データ・フレーム
対の減算を行なうものがある。ウォルフ・パーキンソン
・ホワイト症候群の患者の心室収縮のシーケンスと副経
路位置の評価を行なうためにデジタル減算血管造影法が
行なわれている。

【０００５】1992年1月のCirculation, vol. 85, No.
1, 130-142ページの“Two-Dimensional Echocardiogra
phic Phase Analysis”にKuechererその他が記述してい
るように、位相画像化の考え方は心エコー検査にも応用
されている。経胸腔心エコー図から得られたデータはビ
デオテープに記録される。この研究では、このビデオテ
ープから16フレームのデジタル画像ループを取りだし、
ビデオデータのピクセル強度に基づいて位相分析を行な
う。この位相分析から高い信頼度で副経路の配置を示す
画像が得られたが、心臓の動作の詳細は得ることができ
なかった。したがって、更に心臓性能の研究に対する改
良が必要とされている。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、心臓
の機械的運動のシーケンスの評価を改善する方法と装置
を提供することである。

【０００７】

【課題を解決するための手段】上記の課題は、心臓性能
の生理力学に明確に関係付けられた心臓性能データを用
いる心エコー・システムとその方法によって達成され
た。すなわち、心臓の動作に関する情報は、心臓周期に
つれて生理学的に重要な態様で予測可能に変動する、以
下で“スカラ”と呼ばれる変数を監視し分析することに
よって得られる。スカラとしては、収縮状態につれて、
あるいは心筋の運動につれて変動するものが適当であ
る。

【０００８】この方法では超音波エネルギーを患者に送
出し、患者の心臓から反射されたエコー信号を受信す
る。このシステムは心エコー装置を用いてエコー信号の
送受信を行なう。

【０００９】心エコー・データの時系列フレームが生成
される。これらのフレームは患者の心臓の特定の場所に
対応するスカラ量のデータ・ポイントの集合である。心
臓の生理力学と特定の関係を有する適当なスカラ量とし
ては、２乗平均速度、２乗平均平方根速度、信号変化率
の２乗平均、積分後方散乱、相関面積および心エコー・
データの振幅がある。それぞれの特定の場所について、
各フレームのスカラ量がプロットされ、それによってフ
レーム間で選択されたスカラ量が変動する複数の時間領
域信号を得ることができる。

【００１０】それぞれの時間領域信号について、時系列
フレームのデータ・ポイントに対応するそれぞれの集合
に関係する位相と振幅データを得るために、フーリエ変
換が行われる。それぞれのフーリエ変換について、位相
はそのフーリエ変換が抽出された対応するデータ・ポイ
ントの集合に関係する心臓の特定部位の運動の開始を識
別する。あるいは、フーリエ変換以外の処理方法を用い
て時間領域信号から位相角を得ることができる。

【００１１】次に、心臓動作のシーケンスを画像化する
ためのピクセル値を位相角に応じて割り当てることがで
きる。この方法と装置は、一連の運動を心臓のさまざま
な部位に関して割り当てられたピクセル値を用いて画像
化する。たとえば、ピクセル値は１つの二次元画像を形
成するように適当に構成されたグレースケール値とする
ことができる。グレースケール値は黒から白までを表わ
す+πから-πまでが割り当てられ、したがって心臓収縮
の画像は、心臓収縮のシーケンスにともなって輝度が増
大する。心臓収縮は、通常、隔壁を心臓の基底から頂部
を越え、頂部をまわって、自由心室壁を上がる運動であ
る。この場合、基底の自由心室壁部分は頂部の自由心室
壁部分より明るく、頂部は隔壁の基底より明るい。

【００１２】あるいは、そのフレーム中の他の心臓の部
位での運動の途中あるいはその前に、特定のピクセルで
表された心臓の部位において運動が発生した場合、動画
ループ中の１つのフレームのピクセルを、特定の色（た
とえば赤）で表わし、画像フレームの動画ループが形成
される。たとえば、ピクセル値は、+πから-πまでの位
相値にしたがって割り当てることができる。次に、この
動画ループのそれぞれのフレーム中の個々のデータ・ポ
イントは、データ・ポイントが特定のピクセル値のウイ
ンドウ内のピクセル値を有する場合、赤を表示するよう
に設定される。一度赤に設定された後は、データ・ポイ
ントは以降のフレームでは“オフになり”、その結果、
動画ループは運動の波面を表示する。あるいは、データ
・ポイントは、発生した運動を表示するために、この動
画ループの持続時間中赤のままとすることも可能であ
る。ウインドウの幅は、２πを動画ループのフレーム数
で割ったものとすることができ、時間の進行を示すため
+πから-πまでの運きを伴う。あるいは、この動画ルー
プを上述した二次元グレースケール画像に重ねて心臓動
作のシーケンスの解剖的な可視性を向上させる。

【００１３】あるいはまた、位相角は画像化を含む必要
がない他の分析を行なうために単一のフレームに維持す
ることができる。たとえば、位相角の値自体は、対象と
する領域の位相角を比較することによって分析されう
る。

【００１４】この方法とシステムを用いて心臓周期全体
の動作を監視することができ、また心臓収縮といった特
定の心臓の事象に限って監視することができる。しか
し、分析を特定の心臓の事象に限定する場合、他の主要
な心臓の事象はこの処理の間に得られる振幅と位相に影
響を与える可能性が小さい。たとえば、収縮運動のシー
ケンスについては、収縮期収縮が同じである別の心臓
は、弛緩期充填と房性刺激の特性が異なる可能性があ
る。この異なる特性は第１調波の位相に影響する。この
ような影響は対象とする特定の心臓周期だけを用いて位
相角を判定することによって排除することができる。収
縮期収縮については、間隔を最小限、僧帽弁が閉じる前
のフレームから僧帽弁が開く前のフレームまでに拡張す
る。

【００１５】選択された最適な調波が第１調波ではない
場合がある。２乗平均速度等の特定のスカラ量について
は、第２調波の方が有益な場合がある。心臓周期に亘っ
てプロットされた速度曲線の最も強い調波が第１調波で
あるとすると、２乗速度曲線の最も強い調波は理論的に
は第２調波である。

【００１６】

【実施例】図１において、心エコー・システム１０は超
音波信号の送出と患者１２からの超音波反射を受けるの
に用いられるものとして示されている。この心エコー・
システムは患者の心臓の動作に応じたデータを得るため
のものである。

【００１７】心エコー・システム１０からの生データは
非走査変換ｒ−シータフォーマットでのデータのような
同相および直角位相（ＩおよびＱ）成分に処理すること
ができる。しかし、Ｉ成分およびＱ成分の計算は不要で
あり、殆どの場合望ましくない。単なる一例として、１
２１本の音響線データを０．７５゜の間隔で得ることが
でき、最初の線は直上から−４５゜の角度で始まる。次
に、このデータは処理および視覚化するためにｘ，ｙ座
標データに走査変換される。この生データは超音波変換
器のアレーあるいは単一の機械的に走査される変換器を
有する心エコー・システム１０を用いて得ることができ
る。

【００１８】重要なステップは位相画像化によって心臓
の動作を分析するためのスカラの選択である。選択され
たスカラは、心臓周期につれて予測可能に変化するもの
でなければならない。すなわち、このスカラと心臓周期
は同時に変化するものでなければならない。また、この
スカラは生理的変数と特定の関係を持って変化しなけれ
ばならない。可能な関係としては、スカラと心筋運動の
関係あるいはスカラと心筋の収縮状態の関係がある。２
乗平均速度、２乗平均平方根速度、信号変化率の２乗平
均、積分後方散乱、相関面積および心エコー・データの
振幅は次に説明する方法とシステムに最も適したスカラ
であることがわかっている。

【００１９】図１および図２において、フレームの記憶
された時系列１６はフレーム１から始まり、フレームＮ
−１まで進行するものとして示す。この時系列１６は１
つあるいはそれ以上の心臓周期に亘るものとすることが
できる。あるいは、フレームｉからフレームｉ＋ｍまで
のような部分集合を分析対象とすることもできる。たと
えば、部分集合は収縮期収縮の開始時の僧帽弁の閉鎖前
のフレーム（ｉ）から弛緩期充填の開始時の僧帽弁の開
放前のフレーム（ｉ＋ｍ）までの収縮間隔とすることが
できる。

【００２０】所望のフレームの集合について、選択され
たスカラがデータ・ポイントごとに監視される。すなわ
ち、患者の心臓の特定の部位に対応するデータ・ポイン
トの集合のそれぞれについて、スカラ量がフレームから
フレームにプロットされる。図１において、これは時間
領域信号生成１８として示され、図２には単一の時間領
域信号２０として示されている。理想的には、時系列１
６中の１つのフレーム中のそれぞれのデータ・ポイント
は２０に示されているような時間で変化する信号をプロ
ットし、それによってフレーム中のデータ・ポイントの
数に対応する多数の時間領域信号を得るのに用いられ
る。しかし、時間領域信号のプロットは望むのなら心臓
の特定の部位に対応するデータ・ポイントに限定するこ
とができる。

【００２１】図１および図２に示すように、次にそれぞ
れの時間領域信号２０に対してフーリエ変換２２が実行
され、各々の時間領域信号から変換値２４が得られる。
変換値２４について、それぞれの調波は関係する振幅と
位相を有する。次に、フィルタ２６を用いて所望の調波
の１つの位相値と１つの振幅が得られる。通常、第１調
波が選択される。これは、周期関数においては第１調波
の振幅が通常最大であるためである。しかし、本発明で
は調波の選択を第１調波に限るものではない。第２調波
のようなそれよりも強く高い調波がある場合、それも位
相角を求めるために利用される。２乗平均速度等のスカ
ラを用いる場合、第２調波は非常に重要である。２乗平
均速度は２乗した速度の関数であるため、心臓周期につ
いてプロットされた速度（２乗されていない）曲線の最
も強い調波は第１調波であるとすると、２０に示す速度
２乗曲線の最も強い調波は理論的には第２調波である。

【００２２】第１調波以外の調波を選択する場合は、位
相ラッピングの問題を考慮しなければならない。例え
ば、割当てられた位相値が−πから＋πの範囲内で、第
２調波が関心対象の調波である場合は、π／４と９π／
４に対応する２つの異なる時点で起こる活動はπ／４の
同じ位相を持っているようにみえる。第２の、又はそれ
以降の調波によって生成される位相描写を解読するには
位相ラッピングを除去する技術が必要になろう。

【００２３】心運動の研究では、心臓周期の特定の動き
に関する情報は主としてその動きが発生する間隔の間に
含まれている。しかし、心臓周期の全体に亘って、別の
主要な心運動の動きが選択された調波の振幅と位相に影
響することがある。例えば、同じ収縮期収縮の推移を有
する異なる２つの心臓の場合、弛緩期充填と房性刺激の
特性が異なり、それによって第１調波の位相に影響を及
ぼすことがある。収縮期収縮の推移を測定する上で、こ
のような外部作用を排除する１つの方法は、選択された
スカラの監視を、収縮期収縮の開始時点での僧帽弁の閉
鎖前のフレーム（ｉ）から、弛緩期充填開始時点での僧
帽弁の開放前のフレーム（ｉ＋ｍ）までの収縮期の間隔
に限定することにある。

【００２４】活動の推移を描写するためにデータは波形
２８に適合せしめられる。このように、位相画像３２を
作成するために位相角外挿とピクセル値の割当て３０が
ピクセル毎に実行される。すなわち、各時間領域信号２
０毎に、時間領域信号の処理によって抽出された位相角
に従ってピクセル値が割当てられる。フーリエ変換によ
る処理は本発明にとって重要なものではない。時間領域
信号２０から位相角を外挿する別の方法も公知であり、
利用することができる。すなわち、図２では、外挿３０
は信号２０から直接実施可能である。

【００２５】位相画像３２の各ピクセルは−πから＋π
の範囲の対応する位相で符号化される。最も早い動きは
＋πによって表され、最後の動きは−πによって表され
る。データの獲得で心電図（ＥＣＧ）のＲ波群がゲート
オフされることがある。心電図は心臓周期及び周期内の
収縮期及び弛緩期の開始のような主要な心臓の動きに関
して必要な予備情報を得るために利用できる。

【００２６】一実施例では、位相画像３２は心臓の動作
に関する判定を行うための分析を更に行うために保持で
きるデータ・フレームである。例えば、対象となる異な
った部位の位相角の間で比較を行うことができる。

【００２７】別の実施例では、位相画像３２は単一画像
のディスプレイ、又は動画ループであることができる。
単一画像ディスプレイは、＋πから−πまでの位相値が
黒から白にディスプレイされるように、画像内の各ピク
セルを符号化することによって作成することができる。
＋πは心エコー・データ時系列フレーム１６内の最も早
い運動を表し、−πは最も遅い運動を表すので、あるタ
イミングにおける単一画像ディスプレイ３２では、より
後の活動領域が、より早い活動領域のディスプレイより
も輝度が高い。心臓の収縮は通常、隔壁を心臓の基底か
ら頂部に移動し、頂部をまわって、自由心室壁を上がる
運動である。したがって、基底での自由心室壁部分は頂
部での自由心室壁部分より高い輝度で示され、一方、頂
部は隔壁の基底より輝度が高いグレースケール画像とな
る。

【００２８】あるいは、位相画像３２は画像フレームの
動画ループであってもよい。特定フレーム内での個々の
ピクセルは特定の色にセットされる。例えば、ピクセル
によって表される心臓部位の運動の開始が別の心臓部位
での運動中、又はそれ以前に生じた場合には、赤にセッ
トされる。ピクセル値が＋πから−πまでの位相値に従
って割当てられる場合、ピクセル値がピクセル値の特定
のウインドウ内にあるならば、赤をディスプレイするよ
うにセットできる。例えば、ウインドウは、２πを時間
の進行を示すために＋πから−πまでの移動を伴う画像
ループ内のフレーム数で割った幅を有することができ
る。このように、画像ループ内のフレーム数は収縮の推
移を観察する際に得られる詳細さの程度を決定する。ピ
クセルは一端赤にセットされると、“オフになり”画像
ループが運動の波面をディスプレイするか、又は、既に
発生している運動をディスプレイするために画像ループ
の継続期間中、赤のままにしておくことができる。ある
いはオプションとして、心臓の推移の解剖学的な視覚化
を促進するために、画像ループに前述のグレースケール
位相画像を重ねることもできる。

【００２９】ディスプレイ目的のため、信号の大きさで
フィルタし、ＤＣ成分の大きさでフィルタし、且つ第１
調波の大きさでフィルタすることによって位相画像３２
から静的クラッタ及びその他の空洞雑音を除去すること
ができる。位相画像化では、大きさが所定のしきい値未
満であるならば、位相角は抑制される。一般に、空洞内
の雑音は基本的にランダムであり、かなりの大きさを有
することがあるとしても、一般に重要な第１調波成分を
有することがないので、第１調波フィルタのほうが好ま
しい。

【００３０】前述したように、図２の時間領域信号２０
を形成するために選択されたスカラは、好適には測定対
象に正確に、直接的に関係する。たとえば、２乗平均速
度は心臓の機械的運動と直接的関係にある。

【００３１】［選択されたスカラとしての積分後方散
乱］心エコー・システム１０は時系列フレーム１６を得
るのに用いられる。この心エコー・システムは患者１２
に超音波エネルギーを送出する。心臓による超音波エネ
ルギーの散乱は異なる心臓領域の局部的な密度と圧縮度
の変動によって部分的に決定される。生理的な心筋の収
縮と弛緩は積分後方散乱の平列の周期性変動と関係があ
ることがわかっている。(1985年７月のCirculation, V
ol. 72, No. 1, 183-192ページのWicklineその他の
“The Dependence of Myocardial Ultrasonic Integrat
ed Backscatter on Contractile Performance”を参
照）分析的に積分後方散乱（ＩＢＳ）は次のように定義
される

【００３２】

【数１】

【００３３】ここで、Ｉは心エコー・システム１０から
の心エコー信号の同相成分であり、Ｑは直角位相成分で
ある。しかし、ＩＢＳの判定において、Ｉ成分とＱ成分
は計算される必要はない。積分後方散乱は方程式（１）
のバーで示すように、ある領域の、あるいは全体のデー
タ・ポイントに亘って平均された心エコー信号の振幅の
２乗に等しい。適当な処理としては、それぞれのデータ
・ポイントにおける振幅データを２乗し、次にこの２乗
した値をある領域あるいは全体のデータ・ポイント中の
隣接するデータ・ポイントの２乗した値で平均する方法
がある。

【００３４】積分後方散乱は生理学的に重要な態様で心
臓周期に対し共変する。Wicklineその他の論文には、心
筋の中央にあり、信号の領域の線に対して正常な心筋層
の積分後方散乱は心臓の収縮特性と関係付けることがで
きることが示されている。積分後方散乱は、筋原線維の
弾性パラメータの周期的変動、特に、固有音響インピー
ダンスと空間的分離が異なる細胞内および細胞外の弾性
要素の並置を反映する。それによって、局所的な音響イ
ンピーダンスの不一致の程度の変化に依存する心臓周期
が、観察される後方散乱に変化を発生させる可能性があ
る。積分後方散乱は、正常なイヌの心臓の周期において
は整然と変化し、最高値は弛緩期の最後に近く、最低値
は収縮期の最後に近いことが報告されている。

【００３５】［スカラとしての心エコー信号の振幅］時
系列フレーム１６内の心エコー・データの振幅はもう１
つの適当なスカラである。振幅は積分後方散乱の２乗平
方根である。この関係から、振幅はまた心臓の収縮状態
とも関係付けられる。振幅（Ｅ）は次のように信号の同
相成分（Ｉ）と直角位相成分（Ｑ）から形成することが
できる。

【００３６】

【数２】

【００３７】ビデオ表示用のビデオデータは通常この振
幅データをロギングし、圧縮することによって計算され
る。標準的なビデオデータは、二次元フレーム・データ
をデジタル化するための“フレーム・グラバー”を用い
る研究者によって、あるいは心エコー画像化システムの
バック−エンド出力からのデータを得る者によく用いら
れるデータである。Kuechererその他の上述した研究雑
誌における分析ではビデオデータが用いられている。

【００３８】［選択されたスカラとしての相関面積］相
関面積と積分後方散乱はいずれも心臓の収縮状態に関係
し、それによって、図１および図２に示す位相画像化に
所望の生理学的な重要性を与える。相関面積は心エコー
処理中での心筋の超音波散乱パターンの関数である。

【００３９】それぞれｉとｊの次元を持つある範囲（Ｎ
_IおよびＮ_J）に対して定義されたデータ集合（X）の領
域について、Ｘの二次元の自己相関面積は次のように定
義される。

【００４０】

【数３】

【００４１】ここで、Ｃ(Ｋ，Ｌ)はこの領域の二次元自
己共分散であり、次のように定義される。

【００４２】

【数４】

【００４３】ここで、μはＸの平均である。したがっ
て、Ｃ(０，０)は、Ｋ＝Ｌ＝０である時Ｘの自己共分散
の値である。これは、この位相画像化法のための相関面
積の判定に用いられる。

【００４４】［選択されたスカラとしての２乗平均速
度］２乗平均速度は心臓の運動に直接関係する。リアル
タイム心エコー図における部分的な速度測定は心筋運動
の全方向に対して有効であり、心臓性能の監視に用いら
れる。

【００４５】心筋の性能を評価するための速度測定は心
筋からの超音波エコー散乱に適用される連続方程式の使
用に基づいている。必要な信号は図１のリアルタイム二
次元心エコー・システムにおいて簡単に利用できる。空
間および時間への依存性Ｓ(ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）を有する
エコー散乱信号から初まって、関係する連続方程式は次
の通りである。

【００４６】

【数５】

【００４７】ここで、ベクトルＶは速度ベクトルであ
る。超音波心エコー検査ではｄＳ／ｄｔは通常、戻り信
号の伝搬中にシンクあるいはソースがない場合、０に等
しい。その結果次の関係式が成立する。

【００４８】

【数６】

【００４９】上記の方程式は信号変化率∂Ｓ／∂ｔ、空
間勾配▽Ｓ、及び速度ベクトル・ベクトルＶ間の関係を
示すものである。上記方程式の２乗の全体平均を形成す
ることによって、変化率の２乗平均が見いだされる。

【００５０】

【数７】

【００５１】方程式（７）は信号変化率の２乗平均と、
各方向への運動の２乗平均速度ｖ² _(x,y,z)との関係を、
２乗平均勾配成分

【００５２】

【数８】

【００５３】を比例定数として示したものである。方程
式におけるバーは全体平均を表している。信号変化率の
２乗平均によって運動速度の相対的な尺度が得られ、そ
れによって、正常に動く心筋に関して、心筋運動の局部
的な欠陥が識別できることが理解されよう。

【００５４】勾配成分∂Ｓ／∂（ｘ，ｙ，ｚ）は応答変
換器のビーム幅とパルス長によって決まり、後方散乱信
号の２乗平均差が２乗平均速度成分に対して次のように
線形比例する。

【００５５】

【数９】

【００５６】ここで、Ｃは定数、Ｙはビーム幅、Ｒは応
答パルスのパルス長、ＩおよびＱは信号の同相成分と直
角位相成分である。ビーム幅がパルス長に等しいとき、
球面応答ボリューム（spherical interrogation volum
e）が得られ、方程式（７）および方程式（８）を用い
て２乗平均速度を直接測定することができる。

【００５７】図３において、時系列３４のエコー・デー
タのフレームが１つあるいはそれ以上の心臓周期にわた
って形成される。第１の処理３６は隣接するフレーム間
の信号変化を判定するためにデータ・ポイント毎に行わ
れる。図３では、そのデータ・ポイントでのフレーム間
の信号変化の判定を行うため、フレーム２のデータ・ポ
イント１，１がフレーム３のデータ・ポイント１，１と
比較される。第２の処理３８で第１の処理３６で得られ
た信号の差を２乗する。２乗された差の値は次に新たな
時系列４０におけるフレーム２のデータ・ポイント１，
１に割り当てられる。この時系列４０は時系列３４より
もフレーム数が１つ少ないが、それは、第２の時系列に
おける各フレームが第１の時系列における２つのフレー
ムの比較によって形成されるためである。

【００５８】第２の時系列４０はフレーム差の２乗の時
系列（“ＳＦＤ”）である。各ＳＦＤフレームはＳＦＤ
フレームの領域４４用に４２で全体平均を得るために全
体に低域フィルタがかけられる。このようにして、各デ
ータ・ポイントは領域４４において隣接する複数のデー
タ・ポイントと平均される。

【００５９】４２における全体平均化はデータ・ポイン
ト毎に第３の時系列４６を形成するために用いられる。
第３の時系列４６における各フレームは一時的に第２の
時系列４０におけるフレームに対応する。しかし、第３
の時系列は信号変化率の２乗平均（“ＭＳＦＤ”）の概
算を含んでいる。従って、フレームは単一又は複数の心
臓周期に亘る心筋動作の関数画像である。

【００６０】上述したように、勾配成分は応答変換器の
ビーム幅とパルス長に関係する。ビーム幅とパルス長は
２乗平均的に全て同一であるそれぞれの勾配成分が得ら
れるように設計されうる。すなわち、方位角及び仰角に
おけるビーム幅は同一で、パルス長と等しく、従って下
記のようになる。

【００６１】

【数１０】

【００６２】図３は第４の時系列フレーム５０を得るた
めに使用される２乗平均勾配プロセッサ４８を示してい
る。第４の時系列は方程式（９）の１つ、又は複数の２
乗平均勾配に関連するデータ・フレームから構成されて
いる。図２は第４の時系列フレーム５０の２乗平均勾配
データを得るためにＸ方向とＹ方向の双方での変化を利
用したプロセッサの実施例を示している。プロセッサは
オリジナル・データのフレーム５２から処理を開始す
る。フレーム５２は図３の第１の時系列３４と同じフレ
ームで、最終フレームＮは無視される。あるいは、第１
の時系列３４中の一時的に隣接するフレームをデータ・
ポイント毎に平均してフレーム数をＮ−１に減少させ
る。

【００６３】２乗平均勾配プロセッサ４８はＸ方向での
フレームのデータ・ポイント間の差を判定するための回
路５４を含んでいる。同時に、回路５６はＹ方向での隣
接するデータ・ポイント間の差を判定する。５４で判定
される差の値は勾配平均化回路６０への第１入力を提供
するために、回路５８で２乗される。平均化回路への第
２入力は２乗回路６２で５６からの差の値を２乗するこ
とによって得られる。

【００６４】勾配平均化回路６０の出力は２乗された勾
配データのフレーム６４を形成するために利用される。
各々のオリジナル・データのフレーム５２毎に、Ｎ−１
個のフレーム６４を作成するためにデータ・ポイント毎
に勾配平均化が行われる。

【００６５】全体平均化は選択されたサイズの領域６６
に対して低域フィルタ６８で実行される。従って、第４
の時系列フレーム５０の各データ・ポイントは対応する
データ・ポイントと、フレーム６４からのその周辺のデ
ータ・ポイントとの全体平均である。

【００６６】方程式（９）に関連して前述したように、
理想的なケースでは、応答変換器のビーム幅とパルス長
は、全ての勾配成分が２乗平均的に等しくなるように設
計されうる。従って、この理想的なケースでは、５８、
６０および６２からの出力は等しい。しかし、勾配平均
化回路６０は理想的でない環境のもとで生成されるノイ
ズの不利な影響を低減するために利用することができ
る。

【００６７】図３及び図４に関して、フレーム５０の２
乗平均勾配データはここではデータ

【００６８】

【数１１】

【００６９】として参照され、これは図４の実施例の様
に単一の座標方向、又は２つ以上の方向での信号変化に
よって判定されうる。この場合、方程式（７）及び方程
式（９）を用いて、２乗平均速度、又は２乗平均平方根
速度（ｍ）はフレーム４６の信号変化率の時間平均され
た２乗平均をフレーム５０の２乗平均勾配データで割る
ことによって、すなわち

【００７０】

【数１２】

【００７１】によってデータ・ポイント毎に見積もるこ
とができる。データ・ポイント毎の除算は回路７０で速
度データの第５の時系列フレーム７２を生成するために
行われる。

【００７２】第５の時系列フレームは２乗平均速度、又
は２乗平均平方根速度の関数画像から構成されている。
従って、性能の直接的な定量化が行われる。

【００７３】図２および図３において、第３の時系列フ
レーム４６あるいは第５の時系列フレーム７２のどちら
も図２の位相画像３２を得るために用いられうる。すな
わち、時系列１６はフレーム４６あるいはフレーム７２
のどちらかからなる。時系列１６に含まれるデータは、
Ｎ−１個のデータ・フレームあるいはその部分集合にお
けるそれぞれのデータ・ポイントについて分析される。
このようなデータ・ポイントのそれぞれについて、時間
領域信号２０が得られ、この時間領域信号から位相角が
外挿される。公知の様々な位相角の外挿方法がある。こ
の中の方法の１つにフーリエ変換２２を用いるものがあ
る。前述したように、位相画像３２は単一の二次元画
像、画像フレームの動画ループ、あるいは他の分析を行
なうために保持されるデータ・フレームである。たとえ
ば、対象領域が異なる位相角の比較を行なうことができ
る。

【００７４】以下に本発明の実施態様を列挙する。

【００７５】１． 心臓の性能を監視する方法におい
て、人体の心臓から伝わる心エコー信号を収集できるよ
うに前記人体に心エコー装置を繋ぐステップと、前記の
心エコー装置を介して前記心臓の動作を評価するための
心臓に関係するスカラ量を、評価されるべき前記動作に
よって前記心臓に関係するスカラ量が変化することを予
測可能にするように選択するステップ、前記心臓に関係
するスカラ量を前記心臓のさまざまな点について所定の
時間間隔だけ監視するステップであって、前記の心エコ
ー装置を用いた別々の心エコー信号の時系列の収集と、
前記のさまざまな点のそれぞれについて前記心臓に関係
するスカラ量の、時間によって変化する信号が得られる
ような前記の時系列からのデータの抽出を含むステッ
プ、および前記心臓の前記のさまざまな点のそれぞれに
ついて運動の相対的なタイミングを判定するステップで
あって、前記の時間によって変化する信号からの位相角
データの抽出を含むステップからなる方法。

【００７６】２． 前項１記載の方法であって、前記心
臓に関係するスカラ量の選択と監視が、心エコー・デー
タの２乗平均速度、２乗平均平方根速度、信号変化率の
２乗平均、積分後方散乱、相関面積、および振幅のうち
の１つを選択するステップと監視するステップである方
法。

【００７７】３． 前項１あるいは前項２記載の方法で
あって、さらに前記心臓の前記のさまざまな点のそれぞ
れの画像を前記位相角データを抽出することによって判
定される運動の相対的タイミングにしたがってピクセル
値を用いて符号化するステップと前記ピクセル値に基づ
いて少なくとも１つの画像を形成し、それによって心臓
運動の相対的なタイミングが判定される画像を形成する
ステップを含む方法。

【００７８】４． 前項３記載の方法であって、前記運
動の相対的タイミングをさまざまな点のそれぞれについ
て判定するステップが、前記のさまざまな点をピクセル
値を用いて符号化するために第２調波を選択するステッ
プを含む方法。

【００７９】５． 前項３記載の方法であって、前記の
さまざまな点のそれぞれを符号化するステップが、位相
角データに基づいてグレースケール値を割り当てるステ
ップであって、前記心臓運動の前記相対的タイミングの
前記画像化は前記グレースケール値に従って静止画像を
形成するステップである方法。

【００８０】６． 前項３記載の方法であって、前記の
さまざまな点のそれぞれを符号化するステップが、位相
角データが所定の位相角範囲内にあるかどうかに基づい
てピクセル値を割り当てるステップである方法。

【００８１】７． 前項６記載の方法であって、少なく
とも１つの画像を形成するステップが、複数のフレーム
を有する動画ループを形成するステップであって、前記
所定の位相角範囲が前記の動画ループ中の前記フレーム
の形成にともなって累進的に変化するようなステップで
ある方法。

【００８２】８． 前項３記載の方法であって、位相角
データを抽出するステップが、-πから+πの範囲の位相
角をなす調波を選択するステップを含み、前記符号化が
前記心臓運動の画像化の際に形成される前記画像のデー
タ・ポイントにピクセル値を割り当てるステップである
方法。

【００８３】９． 前項１あるいは前項２記載の方法で
あって、さらに、前記心臓の異なる対象領域について位
相角データを比較することによって前記心臓性能を分析
するステップを含む方法。

【００８４】１０． 心臓の性能を監視するシステムで
あって、生体に超音波を送出し、心臓から反射されるエ
コー信号を受信する心エコー測定手段、前記心エコー測
定方法から所定の期間中に受信したエコー信号に反応し
て心エコー・データ・ポイントの時系列フレームを記録
する手段、前記記録方法からの心エコー・データをデー
タ・ポイント単位に抽出し、前記心エコー・データの心
臓に関係するスカラ量の、時間で変化する複数の信号を
形成する手段、それぞれの、時間で変化する信号を位相
角データに変換する手段、および前記の時間で変化する
信号から変換された位相角データの単一フレームを記憶
する手段からなるシステム。

【００８５】

【発明の効果】本発明の効果は、心臓の機械的運動のシ
ーケンスをリアルタイムの二次元心エコー検査を用いて
評価することができることである。心筋の部分的動作は
より高い信頼性で評価することができる。２乗平均速
度、２乗平均平方根速度、信号変化率の２乗平均、積分
後方散乱、相関面積および心エコー・データの振幅のス
カラが監視される時、分析用の単一の二次元画像、動画
ループ、又は位相情報が形成されうる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明による心臓性能を監視し画像化するため
の方法とシステムのフローチャートである。

【図２】図１のシステムを実施するための信号処理シー
ケンスの概略図である。

【図３】図２の処理を行なうための下位処理の一実施例
を実行するための概略図である。

【図４】図２の処理を行なうための下位処理の一実施例
を実行するための概略図である。

【符号の説明】

１０ 心エコー・システム １２ 人体 １４ エコー信号フレーム記憶 １６ 心エコー・データ時系列フレーム １８ 時間領域信号生成 ２０ 時間領域信号 ２２ 位相データ判定（フーリエ変換） ２６ 調波選択（フィルタ） ２８ 波形 ３０ ピクセル値割り当て（位相角外挿） ３２ 画像ディスプレイ（位相画像） ３４ 第１の時系列データ・フレーム

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】心臓の性能を監視する方法において、 人体の心臓から伝わる心エコー信号を収集できるように
   前記人体に心エコー装置を繋ぐステップと、 前記の心エコー装置を介して前記心臓の動作を評価する
   ための心臓に関係するスカラ量を、評価されるべき前記
   動作によって前記心臓に関係するスカラ量が変化するこ
   とを予測可能にするように選択するステップ、 前記心臓に関係するスカラ量を前記心臓のさまざまな点
   について所定の時間間隔だけ監視するステップであっ
   て、前記の心エコー装置を用いた別々の心エコー信号の
   時系列の収集と、前記のさまざまな点のそれぞれについ
   て前記心臓に関係するスカラ量の時間によって変化する
   信号が得られるような前記の時系列からのデータの抽出
   を含むステップ、および前記心臓の前記のさまざまな点
   のそれぞれについて運動の相対的なタイミングを判定す
   るステップであって、前記の時間によって変化する信号
   からの位相角データの抽出を含むステップからなる方
   法。