JPH10262975A - 心臓診断用超音波装置 - Google Patents
心臓診断用超音波装置Info
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- JPH10262975A JPH10262975A JP9321968A JP32196897A JPH10262975A JP H10262975 A JPH10262975 A JP H10262975A JP 9321968 A JP9321968 A JP 9321968A JP 32196897 A JP32196897 A JP 32196897A JP H10262975 A JPH10262975 A JP H10262975A
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- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
- A61B8/0883—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of the heart
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- A61B8/0891—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of blood vessels
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- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
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- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
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- Cardiology (AREA)
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Abstract
(57)【要約】
【解決手段】 相違する走査平面配置で心臓を走査する
超音波変換器プローブ；心臓の同じ心室の超音波データ
を含む、空間配置された多数の走査平面を保存する手
段；該走査平面からの超音波データを結合し、心臓の該
心室の容積測定を実施する手段；および、該測定から得
られた心臓診断情報を表示する手段、からなる心臓の心
室容積を測定する該超音波診断画像処理装置。 【効果】 左心室機能を含めて、心臓挙動の評価が可能
であり、さらに心臓心室容積の測定が可能な超音波診断
画像処理装置が提供される。特に放射性核種心室造影法
などにおける侵襲的な放射性核種の使用を避けることが
できる。
超音波変換器プローブ；心臓の同じ心室の超音波データ
を含む、空間配置された多数の走査平面を保存する手
段；該走査平面からの超音波データを結合し、心臓の該
心室の容積測定を実施する手段；および、該測定から得
られた心臓診断情報を表示する手段、からなる心臓の心
室容積を測定する該超音波診断画像処理装置。 【効果】 左心室機能を含めて、心臓挙動の評価が可能
であり、さらに心臓心室容積の測定が可能な超音波診断
画像処理装置が提供される。特に放射性核種心室造影法
などにおける侵襲的な放射性核種の使用を避けることが
できる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、体内の心臓血管系
の超音波診断および画像処理に関し、特に心臓の左心室
の機能の超音波分析に関する。
の超音波診断および画像処理に関し、特に心臓の左心室
の機能の超音波分析に関する。
【０００２】
【従来の技術】心臓は、非常に変化に富んだ侵襲的およ
び非侵襲的装置が開発され、また現在開発中の器官であ
る。冠状動脈、心臓弁、および心筋などそれら自体全て
が、心臓病の診断、治療用の多数の装置による調査の対
象となっている。分析された心臓挙動の多くのパラメー
タの中の一つに、血液を送り出す心臓の能力に関するパ
ラメータがある。左心室は、大動脈への、そしてその他
全ての体内領域に酸素で満たされた血液を送出する心臓
の心室なので、左心室の評価には重大な診断上の関心が
持たれている。左心室の診断のために開発されたパラメ
ータおよび測定には、左心室容積、重量、および送出比
がある。送出比は、心臓の拍動毎の血液送出容積の尺度
であって、左心室の心臓拡張終期の容積に対する、左心
室が一拍動で送出する容積の比として計算される。左心
室送出比は、左心室の機能に最も敏感な値の１つと考え
られており、心不全の初期症状の発見に役に立ってい
る。
び非侵襲的装置が開発され、また現在開発中の器官であ
る。冠状動脈、心臓弁、および心筋などそれら自体全て
が、心臓病の診断、治療用の多数の装置による調査の対
象となっている。分析された心臓挙動の多くのパラメー
タの中の一つに、血液を送り出す心臓の能力に関するパ
ラメータがある。左心室は、大動脈への、そしてその他
全ての体内領域に酸素で満たされた血液を送出する心臓
の心室なので、左心室の評価には重大な診断上の関心が
持たれている。左心室の診断のために開発されたパラメ
ータおよび測定には、左心室容積、重量、および送出比
がある。送出比は、心臓の拍動毎の血液送出容積の尺度
であって、左心室の心臓拡張終期の容積に対する、左心
室が一拍動で送出する容積の比として計算される。左心
室送出比は、左心室の機能に最も敏感な値の１つと考え
られており、心不全の初期症状の発見に役に立ってい
る。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】超音波心臓診断法、放
射性核種心室造影法、選択的血管心臓造影法、高速Ｃ
Ｔ、ＭＲＩなど、左心室機能評価のための多くの診断方
法が開発されてきた。超音波心臓診断法は、その携帯
性、安全性、および使いやすさにより、しばしば最初に
使用される診断方法である。しかし、超音波心臓診断法
は、肋門からの診断その他の胸郭解剖学上課される走査
平面配置の制限、及び心臓内および心臓外の輪郭を決め
るのに使用される形態上の仮定の必要性など、本質的な
制限が存在する。超音波心臓診断法により目的が達せら
れないときには、放射性核種心室造影法が診断に一般に
採用される方法である。この方法では、放射性のトレー
サーが血流内に注射され、体内を流れる間に放射線を放
射する。心臓に向けられたガンマ線カメラは、空間基準
でカメラの画像平面に照射された放射線粒子を蓄積し、
そして蓄積された粒子の数とそれらの蓄積速度が、数値
的に表示されるか、画像化され、左心室収縮期と心臓拡
張期の挙動評価に使用され、それらから送出量が決定さ
れる。しかし非侵襲的超音波心臓診断法により送出量を
測定する能力を改良することにより、侵襲的な放射性核
種法の使用を避けられることが望ましい。
射性核種心室造影法、選択的血管心臓造影法、高速Ｃ
Ｔ、ＭＲＩなど、左心室機能評価のための多くの診断方
法が開発されてきた。超音波心臓診断法は、その携帯
性、安全性、および使いやすさにより、しばしば最初に
使用される診断方法である。しかし、超音波心臓診断法
は、肋門からの診断その他の胸郭解剖学上課される走査
平面配置の制限、及び心臓内および心臓外の輪郭を決め
るのに使用される形態上の仮定の必要性など、本質的な
制限が存在する。超音波心臓診断法により目的が達せら
れないときには、放射性核種心室造影法が診断に一般に
採用される方法である。この方法では、放射性のトレー
サーが血流内に注射され、体内を流れる間に放射線を放
射する。心臓に向けられたガンマ線カメラは、空間基準
でカメラの画像平面に照射された放射線粒子を蓄積し、
そして蓄積された粒子の数とそれらの蓄積速度が、数値
的に表示されるか、画像化され、左心室収縮期と心臓拡
張期の挙動評価に使用され、それらから送出量が決定さ
れる。しかし非侵襲的超音波心臓診断法により送出量を
測定する能力を改良することにより、侵襲的な放射性核
種法の使用を避けられることが望ましい。
【０００４】
【課題を解決するための手段】本発明により、左心室機
能を含めて、心臓の挙動を評価することができる超音波
診断画像処理装置が提供される。心臓心室が超音波で走
査され、心臓心室の空間的に区分された多数の二次元画
像が得られる。走査平面内の画素は、心室内のボクセル
の位置に関連付けられ、心室容積を決めるのに統合され
る。好適例では、心室内におけるボクセルとの画像画素
の関連付けは、マッピング手法によりなされ、ここで画
素は、多数の走査平面により表わされた心室容積のサン
プリング量に比例して重み付けされる。
能を含めて、心臓の挙動を評価することができる超音波
診断画像処理装置が提供される。心臓心室が超音波で走
査され、心臓心室の空間的に区分された多数の二次元画
像が得られる。走査平面内の画素は、心室内のボクセル
の位置に関連付けられ、心室容積を決めるのに統合され
る。好適例では、心室内におけるボクセルとの画像画素
の関連付けは、マッピング手法によりなされ、ここで画
素は、多数の走査平面により表わされた心室容積のサン
プリング量に比例して重み付けされる。
【０００５】送出比を計算するのに、心臓位相における
心臓心室について、心臓拡張末期とピーク収縮期の二つ
の容積測定がなされる。次いで二つの容積測定値は、心
室の送出比の計算に使用される。
心臓心室について、心臓拡張末期とピーク収縮期の二つ
の容積測定がなされる。次いで二つの容積測定値は、心
室の送出比の計算に使用される。
【０００６】図１は、本発明による超音波診断画像処理
装置をブロックダイヤグラムにより説明する。図２は、
心臓左心室尖部の超音波走査を説明する。図３は、図２
の尖部走査により得られた超音波画像を説明する。図４
は、その中心軸についての超音波変換器の回転により得
られた走査平面を説明する。図４ａは、平面間間隔に基
づく画像平面中の画素のボクセルの重み付けを説明す
る。図５は、超音波変換器を扇状に振ることにより角度
付けされた多数の走査平面による左心室の超音波走査を
説明する。図６ａ−６c は、多数の平行走査平面による
左心室の超音波走査を説明する。そして図７は、心電図
（ＥＣＧ）波形によるピーク心臓収縮期及び心臓拡張末
期のゲーティング(gating)のタイミングを説明する。
装置をブロックダイヤグラムにより説明する。図２は、
心臓左心室尖部の超音波走査を説明する。図３は、図２
の尖部走査により得られた超音波画像を説明する。図４
は、その中心軸についての超音波変換器の回転により得
られた走査平面を説明する。図４ａは、平面間間隔に基
づく画像平面中の画素のボクセルの重み付けを説明す
る。図５は、超音波変換器を扇状に振ることにより角度
付けされた多数の走査平面による左心室の超音波走査を
説明する。図６ａ−６c は、多数の平行走査平面による
左心室の超音波走査を説明する。そして図７は、心電図
（ＥＣＧ）波形によるピーク心臓収縮期及び心臓拡張末
期のゲーティング(gating)のタイミングを説明する。
【０００７】
【発明の実施の態様】最初に図１を参照すると、本発明
の超音波診断画像処理装置がブロックダイヤグラム方式
で示されている。好ましくはフェーズドアレー変換器を
有する超音波変換器プローブ１０が、患者体内に超音波
を発信し、体内の器官および組織からのエコーを受信す
る。好適例では、超音波の発信は、心電図検出器１４に
より作成された心電図心臓ゲート波形を使用して心臓拍
動周期の選択した位相に同期するか、ゲートされる。プ
ローブの個々の変換器素子により受信されたエコーは、
ビーム形成器１２により位相のそろったエコービームに
成形され、該ビーム形成器は変換器素子による発信位相
も制御して、ビームを操作し、焦点合わせをする。受信
エコーは、所望のエコー通過帯域に調和した帯域通過フ
ィルタでろ過され、次いで処理されてＢ−モードあるい
はドップラー信号を作成する。Ｂ−モード画像プロセッ
サ１８が、エコー信号を検知、処理し、身体構造の二次
元（２Ｄ）画像を作成する。ドップラー処理されたエコ
ーは、まず心臓壁などの体内構造から戻る、高振幅、低
周波数エコーを除去するためにウォ−ルフィルタ２２で
処理される。血流から生じた残りの流れ信号は次に、ド
ップラー 計算器２０により処理され、血流速度
（ｖ）、ドップラーパワー（Ｐ）、または分散(varianc
e)(σ)のドップラー計算値を与える。選択された１また
は複数の血流パラメータは、２Ｄドップラー画像マッピ
ングプロセッサ２４により、２Ｄ画像にマッピングさ
れ、生成画像は画像フレームメモリー３０に保存され
る。
の超音波診断画像処理装置がブロックダイヤグラム方式
で示されている。好ましくはフェーズドアレー変換器を
有する超音波変換器プローブ１０が、患者体内に超音波
を発信し、体内の器官および組織からのエコーを受信す
る。好適例では、超音波の発信は、心電図検出器１４に
より作成された心電図心臓ゲート波形を使用して心臓拍
動周期の選択した位相に同期するか、ゲートされる。プ
ローブの個々の変換器素子により受信されたエコーは、
ビーム形成器１２により位相のそろったエコービームに
成形され、該ビーム形成器は変換器素子による発信位相
も制御して、ビームを操作し、焦点合わせをする。受信
エコーは、所望のエコー通過帯域に調和した帯域通過フ
ィルタでろ過され、次いで処理されてＢ−モードあるい
はドップラー信号を作成する。Ｂ−モード画像プロセッ
サ１８が、エコー信号を検知、処理し、身体構造の二次
元（２Ｄ）画像を作成する。ドップラー処理されたエコ
ーは、まず心臓壁などの体内構造から戻る、高振幅、低
周波数エコーを除去するためにウォ−ルフィルタ２２で
処理される。血流から生じた残りの流れ信号は次に、ド
ップラー 計算器２０により処理され、血流速度
（ｖ）、ドップラーパワー（Ｐ）、または分散(varianc
e)(σ)のドップラー計算値を与える。選択された１また
は複数の血流パラメータは、２Ｄドップラー画像マッピ
ングプロセッサ２４により、２Ｄ画像にマッピングさ
れ、生成画像は画像フレームメモリー３０に保存され
る。
【０００８】体内の立体領域の異なる空間位置から取得
される多くのフレームが、種々の方法でさらに処理する
ためにフレームメモリー３０に保存される。実施可能な
処理方法の１つが、３Ｄ画像プロセッサ３２による３Ｄ
画像処理であり、これは画像フレームを操作して、米国
特許第５,４７４,０７３および５,４８５,８４２の記載
のようにして、３Ｄの描画を作成する。本発明による
と、左心室などの体内領域の血流の空間区分された多数
の画像の画素が、画素からボクセルへのマッピングプロ
セッサ４０により当該領域内のボクセル位置にマッピン
グされる。画素は、画像中の画素に与えられた心臓心室
のサンプリング密度との関連で重み付けされ、そして重
み付けされた画素は４４で合計されるか統合され、心室
の血液溜りの容積の寸法となる値を作成する。このよう
な値が、左心室の血液溜りについて二つ、一つはピーク
心臓収縮期、もう一つは心臓拡張末期、について作成さ
れ、これら二つの値が、送出比計算器４６による左心室
送出量の計算に使用される。
される多くのフレームが、種々の方法でさらに処理する
ためにフレームメモリー３０に保存される。実施可能な
処理方法の１つが、３Ｄ画像プロセッサ３２による３Ｄ
画像処理であり、これは画像フレームを操作して、米国
特許第５,４７４,０７３および５,４８５,８４２の記載
のようにして、３Ｄの描画を作成する。本発明による
と、左心室などの体内領域の血流の空間区分された多数
の画像の画素が、画素からボクセルへのマッピングプロ
セッサ４０により当該領域内のボクセル位置にマッピン
グされる。画素は、画像中の画素に与えられた心臓心室
のサンプリング密度との関連で重み付けされ、そして重
み付けされた画素は４４で合計されるか統合され、心室
の血液溜りの容積の寸法となる値を作成する。このよう
な値が、左心室の血液溜りについて二つ、一つはピーク
心臓収縮期、もう一つは心臓拡張末期、について作成さ
れ、これら二つの値が、送出比計算器４６による左心室
送出量の計算に使用される。
【０００９】種々のプロセッサ出力が、ビデオプロセッ
サ５０に接続する。ビデオプロセッサは、表示装置６０
による表示用の種々の画像信号を処理する。ビデオプロ
セッサが、Ｂ−モード画像プロセッサ１８により提供さ
れた信号から二次元Ｂ−モード画像を作成し、そしてフ
レームメモリー３０中の対応するドップラー画像と、二
次元Ｂ−モード画像を結合し、色流れドップラーまたは
ドップラーパワー画像を作成する。ビデオプロセッサ
は、３Ｄ画像プロセッサ３２により提供された信号から
表示用３Ｄ画像を作成し、送出比計算器４６により算出
された送出比計算値を表示する。
サ５０に接続する。ビデオプロセッサは、表示装置６０
による表示用の種々の画像信号を処理する。ビデオプロ
セッサが、Ｂ−モード画像プロセッサ１８により提供さ
れた信号から二次元Ｂ−モード画像を作成し、そしてフ
レームメモリー３０中の対応するドップラー画像と、二
次元Ｂ−モード画像を結合し、色流れドップラーまたは
ドップラーパワー画像を作成する。ビデオプロセッサ
は、３Ｄ画像プロセッサ３２により提供された信号から
表示用３Ｄ画像を作成し、送出比計算器４６により算出
された送出比計算値を表示する。
【００１０】図２を見ると、心臓の左心室を超音波で走
査する手法が示されている。胸郭１１０、１１２の後の
部分的に囲んで示されている、心臓１００が胸郭の左側
後方に位置している。心臓の中に囲まれている、斜めの
ハッチング部分が、心臓１００の左心室１０２である。
左心室は、成人の患者の場合、肋骨１１０と１１２の間
から、そして一部の小児患者の場合には、最下部の肋骨
１１２の下から上に向かって心臓を走査することによ
り、超音波画像処理用にアクセス可能である。プローブ
１０が走査した画像セクタの外郭線１２０が示すよう
に、プローブ１０は心臓尖部１０４ から心臓を走査す
る。図２に説明するように、左心室１０２は胸郭１１０
と１１２の間から実施するセクタ走査に充分包含され、
走査可能である。
査する手法が示されている。胸郭１１０、１１２の後の
部分的に囲んで示されている、心臓１００が胸郭の左側
後方に位置している。心臓の中に囲まれている、斜めの
ハッチング部分が、心臓１００の左心室１０２である。
左心室は、成人の患者の場合、肋骨１１０と１１２の間
から、そして一部の小児患者の場合には、最下部の肋骨
１１２の下から上に向かって心臓を走査することによ
り、超音波画像処理用にアクセス可能である。プローブ
１０が走査した画像セクタの外郭線１２０が示すよう
に、プローブ１０は心臓尖部１０４ から心臓を走査す
る。図２に説明するように、左心室１０２は胸郭１１０
と１１２の間から実施するセクタ走査に充分包含され、
走査可能である。
【００１１】心臓心室の容積を測定するのに、心室の空
間的に区分された多数の走査平面が取得される。多くの
取得手法が実施可能である。ほぼ中心線１２２上に位置
する、左心室１０２の１つの走査平面が図３に示されて
いる。変換器プローブ１０は、ほぼこの中心線に沿って
回転され、共通の中心軸を有する左心室の角度付けされ
た多数の走査平面を取得する。このようにして取得され
た一群の走査平面が、図４に端部から(edge-on)示され
ている。好ましくは変換器は、変換器の中心と直角に中
心線に対して自動的に回転され、それはマッカンらの
「心臓学における多次元超音波画像処理」(McCann et a
l., "Multidimensional Ultrasonic Imaging for Cardi
ology" Proceedings of the IEEE, vol.76, no.6, Sep
t. 1988 at1063-73)に記載された変換器プローブ機構に
より実施可能である。図４は、左心室１０２を通り、共
通の中心線１２２を有する走査平面１２０.１、１２０.
２、１２０.３、１２０.４・・・１２０.ｎ からなる多
数の超音波走査平面を示す。好適例では、それぞれの連
続する走査平面は、約４゜の回転角により隣の走査平面
に対して配置されている。
間的に区分された多数の走査平面が取得される。多くの
取得手法が実施可能である。ほぼ中心線１２２上に位置
する、左心室１０２の１つの走査平面が図３に示されて
いる。変換器プローブ１０は、ほぼこの中心線に沿って
回転され、共通の中心軸を有する左心室の角度付けされ
た多数の走査平面を取得する。このようにして取得され
た一群の走査平面が、図４に端部から(edge-on)示され
ている。好ましくは変換器は、変換器の中心と直角に中
心線に対して自動的に回転され、それはマッカンらの
「心臓学における多次元超音波画像処理」(McCann et a
l., "Multidimensional Ultrasonic Imaging for Cardi
ology" Proceedings of the IEEE, vol.76, no.6, Sep
t. 1988 at1063-73)に記載された変換器プローブ機構に
より実施可能である。図４は、左心室１０２を通り、共
通の中心線１２２を有する走査平面１２０.１、１２０.
２、１２０.３、１２０.４・・・１２０.ｎ からなる多
数の超音波走査平面を示す。好適例では、それぞれの連
続する走査平面は、約４゜の回転角により隣の走査平面
に対して配置されている。
【００１２】左心室の血液溜り１０２の画素１３０-１
３７'を含む、図４の走査平面の一つが図３に示されて
いる。好適例ではこれらの画素は、左心室の血液溜りの
ドップラーパワー画像処理により得られ、それは非常に
詳細な、区分化された血液溜りの画像を有効に提供す
る。画像平面の画素は、左心室の血液溜りのボクセルに
マッピングされ、そしてそれらが血液溜りをサンプリン
グした程度が記録される。図４において、各走査平面が
中心線１２２ に沿った画素を含むので、共通中心線１
２２（この図での交点）での全ての走査平面の交線にお
いて、左心室のこの領域で相対的にボクセルの過剰サン
プリングの結果となる。しかしながら、心室の周辺部で
は、隣接走査平面間の角度付けにより相対的に大きな間
隔ができるため、ボクセルは相対的にサンプリング不足
となる。
３７'を含む、図４の走査平面の一つが図３に示されて
いる。好適例ではこれらの画素は、左心室の血液溜りの
ドップラーパワー画像処理により得られ、それは非常に
詳細な、区分化された血液溜りの画像を有効に提供す
る。画像平面の画素は、左心室の血液溜りのボクセルに
マッピングされ、そしてそれらが血液溜りをサンプリン
グした程度が記録される。図４において、各走査平面が
中心線１２２ に沿った画素を含むので、共通中心線１
２２（この図での交点）での全ての走査平面の交線にお
いて、左心室のこの領域で相対的にボクセルの過剰サン
プリングの結果となる。しかしながら、心室の周辺部で
は、隣接走査平面間の角度付けにより相対的に大きな間
隔ができるため、ボクセルは相対的にサンプリング不足
となる。
【００１３】走査平面間隔の変化と、それによるボクセ
ルサンプリングの相対的密度を考慮して、それに従って
血液溜り画像の画素は、重み付けされる。角度付け配置
された多数の走査平面１２０.k、１２０.ｌ、および１
２０.m の、このような重み付けが、 図４ａに誇張され
て描かれており、そこでは走査平面が、再び端部側から
示されている。この図において、隣り合う走査平面と相
対的に近接して配置された画素は、比較的小さい係数ｗ
1で重み付けされ、小さいボックスｗ1により表現されて
いる。走査平面内部の画素から外側に、より広く離れた
画素は、増大するボックスの大きさｗ2、およびｗ3で示
されるように、より大きな重みで重み付けされる。走査
平面の周縁部において、平面間間隔は最大となり、従っ
て血液溜りが最もまばらにサンプリングされ、画素は最
も大きいボックスｗ4により示されるように、最も大き
な重みが付与される。図３の走査平面１２０において、
この重み付け手法が、最も軽く重み付けされている画素
１３０から画素１３０’までの画像の重なりの中心線に
沿って位置する画素(小さいボックスで示されている)と
なり、次の外側の列の画素、画素１３３から画素１３
３’、そして画素１３２から画素１３２’はより大きく
重み付けされ；そして画素１３６から画素１３６’まで
のより外側の画素の列となり、そして画素１３７から画
素１３７ではさらに大きく重み付けされる。従って 、
それぞれの平面１２０.１ ... １２０.ｎの画素は、選
択された平面間間隔により、血液溜りのボクセルのサン
プリング密度に従って重み付けされる。全ての走査平面
の画素が重み付けされた後、４４で示されるように、血
液溜りの重み付けされた画素が統合されるか、または合
計され、血液溜りの容積寸法が得られる。
ルサンプリングの相対的密度を考慮して、それに従って
血液溜り画像の画素は、重み付けされる。角度付け配置
された多数の走査平面１２０.k、１２０.ｌ、および１
２０.m の、このような重み付けが、 図４ａに誇張され
て描かれており、そこでは走査平面が、再び端部側から
示されている。この図において、隣り合う走査平面と相
対的に近接して配置された画素は、比較的小さい係数ｗ
1で重み付けされ、小さいボックスｗ1により表現されて
いる。走査平面内部の画素から外側に、より広く離れた
画素は、増大するボックスの大きさｗ2、およびｗ3で示
されるように、より大きな重みで重み付けされる。走査
平面の周縁部において、平面間間隔は最大となり、従っ
て血液溜りが最もまばらにサンプリングされ、画素は最
も大きいボックスｗ4により示されるように、最も大き
な重みが付与される。図３の走査平面１２０において、
この重み付け手法が、最も軽く重み付けされている画素
１３０から画素１３０’までの画像の重なりの中心線に
沿って位置する画素(小さいボックスで示されている)と
なり、次の外側の列の画素、画素１３３から画素１３
３’、そして画素１３２から画素１３２’はより大きく
重み付けされ；そして画素１３６から画素１３６’まで
のより外側の画素の列となり、そして画素１３７から画
素１３７ではさらに大きく重み付けされる。従って 、
それぞれの平面１２０.１ ... １２０.ｎの画素は、選
択された平面間間隔により、血液溜りのボクセルのサン
プリング密度に従って重み付けされる。全ての走査平面
の画素が重み付けされた後、４４で示されるように、血
液溜りの重み付けされた画素が統合されるか、または合
計され、血液溜りの容積寸法が得られる。
【００１４】左心室の送出比を計算するために、左心室
について二つの容積が測定され、その一つは左心室が最
も収縮したときのピーク心臓収縮期であり、もう一方
は、左心室が最も拡張したときの心臓拡張末期である。
これは空間的にはっきり異なる二組の走査平面が取得さ
れなくてはならないことを意味しており、一つはピーク
心臓収縮期のもの、そして他方は心臓拡張末期のもので
ある。これらの時期における走査平面取得は、図７の心
電図波形１４４により示されるように、心電図波形を使
用して、心臓がゲートされた走査平面の取得により実行
することができる。ピーク心臓収縮は、それぞれの心臓
拍動周期の時間tsで生じ、そして心臓拡張末期は、それ
ぞれの時間tdで生じる。走査平面はこれらの二つの時間
に取得され、それによりそれぞれの心臓拍動周期の間、
それぞれの走査平面の組について、一つの走査平面の取
得が許容される。走査平面が回転する速度と、所望の測
定精度に依存して、いくつかの走査平面が、各時間tsお
よびtdで続けて迅速に取得される。必要によりいくつか
の平面が、それぞれのゲート時間間隔で同じ配置で取得
され、フレーム・フレーム方式(frame to frame basis)
で平均化され、より信号脱落を免れたデータの単一走査
平面を作成する。このゲートされた取得の終了により二
組の、空間的に区分された走査平面１２０.１... １２
０.n が図１のフレームメモリ３０に保存され、その一
つの組が時間tsの近辺で取得され、その他の組は時間td
の近辺で取得される。走査平面の血液溜りの画素の各組
は、次に心室ボクセルサンプリング密度に従って重み付
けされて蓄積され、一つはピーク心臓収縮期の左心室容
積測定値、他方は心臓拡張末期の左心室容積測定値を出
す。
について二つの容積が測定され、その一つは左心室が最
も収縮したときのピーク心臓収縮期であり、もう一方
は、左心室が最も拡張したときの心臓拡張末期である。
これは空間的にはっきり異なる二組の走査平面が取得さ
れなくてはならないことを意味しており、一つはピーク
心臓収縮期のもの、そして他方は心臓拡張末期のもので
ある。これらの時期における走査平面取得は、図７の心
電図波形１４４により示されるように、心電図波形を使
用して、心臓がゲートされた走査平面の取得により実行
することができる。ピーク心臓収縮は、それぞれの心臓
拍動周期の時間tsで生じ、そして心臓拡張末期は、それ
ぞれの時間tdで生じる。走査平面はこれらの二つの時間
に取得され、それによりそれぞれの心臓拍動周期の間、
それぞれの走査平面の組について、一つの走査平面の取
得が許容される。走査平面が回転する速度と、所望の測
定精度に依存して、いくつかの走査平面が、各時間tsお
よびtdで続けて迅速に取得される。必要によりいくつか
の平面が、それぞれのゲート時間間隔で同じ配置で取得
され、フレーム・フレーム方式(frame to frame basis)
で平均化され、より信号脱落を免れたデータの単一走査
平面を作成する。このゲートされた取得の終了により二
組の、空間的に区分された走査平面１２０.１... １２
０.n が図１のフレームメモリ３０に保存され、その一
つの組が時間tsの近辺で取得され、その他の組は時間td
の近辺で取得される。走査平面の血液溜りの画素の各組
は、次に心室ボクセルサンプリング密度に従って重み付
けされて蓄積され、一つはピーク心臓収縮期の左心室容
積測定値、他方は心臓拡張末期の左心室容積測定値を出
す。
【００１５】左心室容積の２つの測定値は、次式による
左心室送出比の計算に使用される。
左心室送出比の計算に使用される。
【００１６】
【数１】
【００１７】ここにVedは、心臓拡張末期に測定された
心室容積であり、Vpsは、ピーク心臓収縮期に測定され
た心室容積である。計算された送出比は、ビデオプロセ
ッサ５０と表示装置６０により使用者に表示される。
心室容積であり、Vpsは、ピーク心臓収縮期に測定され
た心室容積である。計算された送出比は、ビデオプロセ
ッサ５０と表示装置６０により使用者に表示される。
【００１８】心臓心室を走査するのに、他の手法を使用
することができる。図５において例えば、矢印１４０で
示すように、患者の身体に対して変換器プローブ１０を
揺動させ、血液溜り１０２に対し、走査平面１２０.
１... １２０.nを扇状に形成させる。図５の走査平面１
２０.１... １２０.n を端部から示すと図４のようにな
る。この図が示すように、走査平面の扇形の群が、先の
例と相違した形状であるが、再度互いに角度をもって配
置され、そして図の左側よりも右側でより大きく離れて
いる。右側の血液溜りのボクセル(変換器プローブから
より遠い) は、左側(変換器プローブにより近い)よりも
より広くサンプリングされている。従って、相対的な画
素の重み付けを表わす円ｗ1- ｗ4により示されるよう
に、右側の走査平面画素が、左側の画素よりもより大き
く重み付けされる。前記のように、送出量測定のため
に、走査平面の２つの組が取得され、一つはピーク心臓
収縮期であり、他方は心臓拡張末期である。重み付けさ
れた画素値は統合されるか、または合計され、各走査平
面の組から心室容積の測定値と、左心室送出比を計算す
るための上式に使用される二つの測定値を算出する。変
換器プローブを扇状に走査するための機器は、米国特許
第５,４８７,３８８に記載されている。
することができる。図５において例えば、矢印１４０で
示すように、患者の身体に対して変換器プローブ１０を
揺動させ、血液溜り１０２に対し、走査平面１２０.
１... １２０.nを扇状に形成させる。図５の走査平面１
２０.１... １２０.n を端部から示すと図４のようにな
る。この図が示すように、走査平面の扇形の群が、先の
例と相違した形状であるが、再度互いに角度をもって配
置され、そして図の左側よりも右側でより大きく離れて
いる。右側の血液溜りのボクセル(変換器プローブから
より遠い) は、左側(変換器プローブにより近い)よりも
より広くサンプリングされている。従って、相対的な画
素の重み付けを表わす円ｗ1- ｗ4により示されるよう
に、右側の走査平面画素が、左側の画素よりもより大き
く重み付けされる。前記のように、送出量測定のため
に、走査平面の２つの組が取得され、一つはピーク心臓
収縮期であり、他方は心臓拡張末期である。重み付けさ
れた画素値は統合されるか、または合計され、各走査平
面の組から心室容積の測定値と、左心室送出比を計算す
るための上式に使用される二つの測定値を算出する。変
換器プローブを扇状に走査するための機器は、米国特許
第５,４８７,３８８に記載されている。
【００１９】図６ａは、多数の平行走査平面１２０.
１...１２０.n.により走査された血液溜り容積１０２を
示している。走査平面が平行に配置されると、隣接する
走査平面間の平面間間隔が一定となるので、一定の重み
付け値を、各走査平面画素に使うことができる。これを
一定の大きさの丸１５０で示し、走査平面１２０.c−１
２０.dに沿っての均一な画素の重み付け値を表してい
る。もし、走査平面が平行であっても不均一間隔である
と、画素の重み付けは平面毎の不均一ボクセルサンプリ
ング密度を補償するために、走査平面毎に変化する。心
臓心室の胸郭を介しての平行走査は、肋骨の近接のため
に簡単に実行できないが、横に配列された多数の平行平
面による、食道からの心臓走査用の変換器プローブが、
米国特許第５,２９５,４８６に記載されている。
１...１２０.n.により走査された血液溜り容積１０２を
示している。走査平面が平行に配置されると、隣接する
走査平面間の平面間間隔が一定となるので、一定の重み
付け値を、各走査平面画素に使うことができる。これを
一定の大きさの丸１５０で示し、走査平面１２０.c−１
２０.dに沿っての均一な画素の重み付け値を表してい
る。もし、走査平面が平行であっても不均一間隔である
と、画素の重み付けは平面毎の不均一ボクセルサンプリ
ング密度を補償するために、走査平面毎に変化する。心
臓心室の胸郭を介しての平行走査は、肋骨の近接のため
に簡単に実行できないが、横に配列された多数の平行平
面による、食道からの心臓走査用の変換器プローブが、
米国特許第５,２９５,４８６に記載されている。
【００２０】図６bと６cは、それぞれ走査平面１２０.d
と１２０.jの左心室血液溜りの断面図１０２dと１０２j
を表している。全体の血液溜りは、およそ円筒形であ
るので、図６bおよび図６cが示すように、より外側に配
置された走査平面は、さらに小さい血液溜り領域を横断
し、示すであろう。試料の走査平面は平行であり、一定
間隔をおかれているので、各領域の画素１６０および１
６２は、均一に重み付けされ、走査平面の全ての血液溜
り領域の重み付け画素は、統合され、または合計され
て、血液溜り容積の測定値を算出する。前記のように、
一つはピーク心臓収縮期、他方は心臓拡張末期に取得さ
れた走査平面の二つの組が取得され、二つの心臓拍動位
相における容積が計算され、次いで左心室送出比の計算
に使用される。
と１２０.jの左心室血液溜りの断面図１０２dと１０２j
を表している。全体の血液溜りは、およそ円筒形であ
るので、図６bおよび図６cが示すように、より外側に配
置された走査平面は、さらに小さい血液溜り領域を横断
し、示すであろう。試料の走査平面は平行であり、一定
間隔をおかれているので、各領域の画素１６０および１
６２は、均一に重み付けされ、走査平面の全ての血液溜
り領域の重み付け画素は、統合され、または合計され
て、血液溜り容積の測定値を算出する。前記のように、
一つはピーク心臓収縮期、他方は心臓拡張末期に取得さ
れた走査平面の二つの組が取得され、二つの心臓拍動位
相における容積が計算され、次いで左心室送出比の計算
に使用される。
【００２１】多くの改良が本発明の心臓分析を補助する
であろうことは、当業者には明白であろう。例えば、心
臓心室上端部と左房室弁を環状とする仮定が、血液溜り
の大きさの決定に採用される。血液溜り境界のこのよう
な輪郭描写は、画像カーソルで心室の辺縁を手動で描く
ことにより、自動化された境界トレーシングにより、あ
るいは心臓心室の範囲を決定する「ダム(dam)」の自動
計算により実施される。このような輪郭描写手法に固有
の仮定は、比の分子と分母の両方に影響を及ぼすであろ
うから、これら仮定は送出比計算の正確さに大きく悪影
響を及ぼすべきではない。
であろうことは、当業者には明白であろう。例えば、心
臓心室上端部と左房室弁を環状とする仮定が、血液溜り
の大きさの決定に採用される。血液溜り境界のこのよう
な輪郭描写は、画像カーソルで心室の辺縁を手動で描く
ことにより、自動化された境界トレーシングにより、あ
るいは心臓心室の範囲を決定する「ダム(dam)」の自動
計算により実施される。このような輪郭描写手法に固有
の仮定は、比の分子と分母の両方に影響を及ぼすであろ
うから、これら仮定は送出比計算の正確さに大きく悪影
響を及ぼすべきではない。
【００２２】当業者には、上記例からその他の変形も明
白であり、それらも本発明の範囲内である。その比較的
高感度により、パワードップラー画像処理は心臓内の血
流の検知に好ましい手法であるが、ドップラー速度検出
を含む、その他のドップラー手法も使用することができ
る。米国特許出願０８／６５５，３９４に記載されてい
るような、パルス−パルス減算法も、心室内の血流より
むしろ心室の心臓内境界の検知に採用することができ
る。多数の心室境界の空間区分された走査平面が取得さ
れ、次いで心臓内膜の領域がサンプリングされた密度、
心臓壁の平面間間隔に従って、境界の画素もしくは部分
が重み付けされる。これらの重み付けされた値を蓄積
し、心臓心室容積の測定値が得られ、これら測定値は前
記のように、送出比の計算に使用される。
白であり、それらも本発明の範囲内である。その比較的
高感度により、パワードップラー画像処理は心臓内の血
流の検知に好ましい手法であるが、ドップラー速度検出
を含む、その他のドップラー手法も使用することができ
る。米国特許出願０８／６５５，３９４に記載されてい
るような、パルス−パルス減算法も、心室内の血流より
むしろ心室の心臓内境界の検知に採用することができ
る。多数の心室境界の空間区分された走査平面が取得さ
れ、次いで心臓内膜の領域がサンプリングされた密度、
心臓壁の平面間間隔に従って、境界の画素もしくは部分
が重み付けされる。これらの重み付けされた値を蓄積
し、心臓心室容積の測定値が得られ、これら測定値は前
記のように、送出比の計算に使用される。
【００２３】本発明技術は、超音波造影剤(contrast ag
ent)の使用により改良することができ、米国特許第５,
４５６,２５７に記載されているように、あるいは超音
波ドップラー技術により、心室内の高感度な造影剤の検
知を可能とする。ピーク心臓収縮期および心臓拡張末期
にしばしば生じる低速流れの状態においてさえも良好な
エコー感度を与えるので、高調波（harmonic）造影剤は
特に有用である。
ent)の使用により改良することができ、米国特許第５,
４５６,２５７に記載されているように、あるいは超音
波ドップラー技術により、心室内の高感度な造影剤の検
知を可能とする。ピーク心臓収縮期および心臓拡張末期
にしばしば生じる低速流れの状態においてさえも良好な
エコー感度を与えるので、高調波（harmonic）造影剤は
特に有用である。
【００２４】本発明の容積測定手法は、心臓の他の心
室、心房の容積測定に使用することもでき、体内のいか
なる流体で満たされた血管や器官の容積測定にも使用可
能であることは明らかである。
室、心房の容積測定に使用することもでき、体内のいか
なる流体で満たされた血管や器官の容積測定にも使用可
能であることは明らかである。
【００２５】本発明は左心室機能分析用超音波診断画像
処理装置に関し、要約すると、心臓心室、その他の器
官、血管の容積を測定するための超音波診断画像処理装
置を提供する。超音波変換器プローブが、心室を空間的
に別個配置された多数の走査平面での走査に使用され
る。各走査平面の心室内の画素が、容積寸法を算出する
のに集められる。好適例では、心室中の血液からのドッ
プラー信号から心室内画素が形成され、平面間分割によ
り得られたボクセルサンプリング密度に従って走査平面
内の画素を重み付けすることにより、心室内のボクセル
と心室内画素が関連付けされる。
処理装置に関し、要約すると、心臓心室、その他の器
官、血管の容積を測定するための超音波診断画像処理装
置を提供する。超音波変換器プローブが、心室を空間的
に別個配置された多数の走査平面での走査に使用され
る。各走査平面の心室内の画素が、容積寸法を算出する
のに集められる。好適例では、心室中の血液からのドッ
プラー信号から心室内画素が形成され、平面間分割によ
り得られたボクセルサンプリング密度に従って走査平面
内の画素を重み付けすることにより、心室内のボクセル
と心室内画素が関連付けされる。
【００２６】本発明の態様は以下の通りである。 １．心臓の心室容積を測定する超音波診断画像処理装置
であって：相違する走査平面配置で心臓を走査する超音
波変換器プローブ；心臓の同じ心室の超音波データを含
む、空間配置された多数の走査平面を保存する手段；該
走査平面からの超音波データを結合し、心臓の該心室の
容積測定を実施する手段；および、該測定から得られた
心臓診断情報を表示する手段、からなる該超音波診断画
像処理装置、２．該超音波データが超音波ドップラーデ
ータからなる１の超音波診断画像処理装置、３．該超音
波ドップラーデータが超音波パワードップラーデータで
ある２の超音波診断画像処理装置、４．該結合手段がさ
らに、該走査平面により与えられた心室のサンプリング
密度に従って走査平面の超音波データを重み付けする手
段を有する１の超音波診断画像処理装置、５．該重み付
け手段が、該走査平面の平面間間隔に従って走査平面の
超音波データを重み付けする手段からなる４の超音波診
断画像処理装置、６．該超音波データが画像の画素デー
タからなり、ここに該結合手段がさらに、該走査平面に
より得られた心室のサンプリング密度に従って走査平面
の画素データを重み付けする手段を有する１の超音波診
断画像処理装置、７．該重み付け手段が、該走査平面の
平面間間隔に従って走査平面の画素データを重み付けす
る手段からなる６の超音波診断画像処理装置、８．さら
に心臓拍動周期の希望する位相で心臓を走査する心臓ゲ
ート手段を有する１の超音波診断画像処理装置、９．空
間配置された該多数の走査平面が、実質的に同じ心臓拍
動周期の位相で取得される８の超音波診断画像処理装
置、１０．心臓診断情報を表示する該手段がさらに、該
容積測定から送出比を計算する手段を有する９の超音波
診断画像処理装置、１１．該保存手段が、それぞれ異な
る心臓拍動周期の位相で取得された、空間配置された二
群の走査平面を保存する手段からなり；該結合手段が、
走査平面の該群のそれぞれからの心室容積の測定値を得
る手段からなり；そして心臓診断情報を表示する該手段
がさらに、該容積測定値から送出比を計算する手段から
なる９の超音波診断画像処理装置、１２．心臓の心室容
積を測定するための超音波診断画像処理装置であって：
相違する走査平面配置で心臓を走査する超音波変換器プ
ローブ；心臓の同じ心室の超音波データを含む空間的に
区分された多数の走査平面を保存する手段；該走査平面
の該心室の心臓内境界データを特定する手段；該走査平
面により得られた心内膜のサンプリング密度に従って、
特定された該心臓内境界データを重み付けする手段；そ
して、重み付けされた心臓内境界データを結合し、該心
室の容積測定値を得る手段、からなる超音波診断画像処
理装置、１３．重み付けする手段が、該走査平面の平面
間間隔に従って、走査平面の、特定された心臓内境界デ
ータを重み付けする手段からなる１２の超音波診断画像
処理装置、１４．体内の血管や器官の容積測定する超音
波診断画像処理装置であって：異なる走査平面配置にあ
る血管または器官を走査する超音波変換器プローブ；該
血管または器官の超音波データを含む空間配置された多
数の走査平面を保存する手段；該走査平面で得られた該
血管または器官内部のサンプリング密度に従って、走査
平面の超音波データを重み付けする手段；そして、該走
査平面から重み付けされた超音波データを結合して該血
管または器官の容積測定を実施する手段、からなる超音
波診断画像処理装置、１５．該超音波データが、超音波
ドップラーデータからなる１４の超音波診断画像処理装
置、１６．該超音波ドップラーデータが、超音波パワー
ドップラーデータからなる１５の超音波診断画像処理装
置、１７．超音波造影剤を含む心臓心室の容積測定方法
であって：異なる走査平面配置での心臓心室の走査；心
臓の該心室の造影剤から受信した超音波信号から得られ
た超音波データを含む空間配置された多数の走査平面の
保存；および、該画像平面からの超音波データの結合、
以上の段階を含む心臓心室容積測定方法。１８．該超音
波造影剤が、高調波超音波造影剤である１７の方法。１
９．心臓心室容積測定用超音波診断画像処理装置であっ
て：共通の走査線配置を有する、異なる走査平面配置で
心臓を走査する超音波変換器プローブ；心臓の同じ心室
の超音波データを含む空間配置された複数の走査平面を
保存する手段；および、該走査平面からの該超音波デー
タを結合し、該心臓心室容積測定を実施する手段、から
なる超音波診断画像処理装置、２０．心臓心室容積測定
用超音波診断画像処理装置であって：互いに角度付けら
れた、異なる走査平面配置で心臓を走査する超音波変換
器プローブ；心臓の同じ心室の超音波データを含む空間
配置された複数の走査平面を保存する手段；および、該
走査平面からの該超音波データを結合し、心臓の該心室
の容積の測定を実施する手段、からなる超音波診断画像
処理装置、２１．心臓心室容積測定用超音波診断画像処
理装置であって：互いに平行な、異なる走査平面配置で
心臓を走査する超音波変換器プローブ；心臓の同じ心室
の超音波データを含む空間配置された複数の走査平面を
保存する手段；および、該走査平面からの該超音波デー
タを結合し、該心臓心室容積測定を実施する手段、から
なる超音波診断画像処理装置、２２．さらに、隣接走査
平面との間隔に従って該走査平面の該超音波データを重
み付けする手段からなり；ここに、該結合する手段が、
該重み付けされた超音波データを結合する手段からなる
２１の超音波診断画像処理装置。
であって：相違する走査平面配置で心臓を走査する超音
波変換器プローブ；心臓の同じ心室の超音波データを含
む、空間配置された多数の走査平面を保存する手段；該
走査平面からの超音波データを結合し、心臓の該心室の
容積測定を実施する手段；および、該測定から得られた
心臓診断情報を表示する手段、からなる該超音波診断画
像処理装置、２．該超音波データが超音波ドップラーデ
ータからなる１の超音波診断画像処理装置、３．該超音
波ドップラーデータが超音波パワードップラーデータで
ある２の超音波診断画像処理装置、４．該結合手段がさ
らに、該走査平面により与えられた心室のサンプリング
密度に従って走査平面の超音波データを重み付けする手
段を有する１の超音波診断画像処理装置、５．該重み付
け手段が、該走査平面の平面間間隔に従って走査平面の
超音波データを重み付けする手段からなる４の超音波診
断画像処理装置、６．該超音波データが画像の画素デー
タからなり、ここに該結合手段がさらに、該走査平面に
より得られた心室のサンプリング密度に従って走査平面
の画素データを重み付けする手段を有する１の超音波診
断画像処理装置、７．該重み付け手段が、該走査平面の
平面間間隔に従って走査平面の画素データを重み付けす
る手段からなる６の超音波診断画像処理装置、８．さら
に心臓拍動周期の希望する位相で心臓を走査する心臓ゲ
ート手段を有する１の超音波診断画像処理装置、９．空
間配置された該多数の走査平面が、実質的に同じ心臓拍
動周期の位相で取得される８の超音波診断画像処理装
置、１０．心臓診断情報を表示する該手段がさらに、該
容積測定から送出比を計算する手段を有する９の超音波
診断画像処理装置、１１．該保存手段が、それぞれ異な
る心臓拍動周期の位相で取得された、空間配置された二
群の走査平面を保存する手段からなり；該結合手段が、
走査平面の該群のそれぞれからの心室容積の測定値を得
る手段からなり；そして心臓診断情報を表示する該手段
がさらに、該容積測定値から送出比を計算する手段から
なる９の超音波診断画像処理装置、１２．心臓の心室容
積を測定するための超音波診断画像処理装置であって：
相違する走査平面配置で心臓を走査する超音波変換器プ
ローブ；心臓の同じ心室の超音波データを含む空間的に
区分された多数の走査平面を保存する手段；該走査平面
の該心室の心臓内境界データを特定する手段；該走査平
面により得られた心内膜のサンプリング密度に従って、
特定された該心臓内境界データを重み付けする手段；そ
して、重み付けされた心臓内境界データを結合し、該心
室の容積測定値を得る手段、からなる超音波診断画像処
理装置、１３．重み付けする手段が、該走査平面の平面
間間隔に従って、走査平面の、特定された心臓内境界デ
ータを重み付けする手段からなる１２の超音波診断画像
処理装置、１４．体内の血管や器官の容積測定する超音
波診断画像処理装置であって：異なる走査平面配置にあ
る血管または器官を走査する超音波変換器プローブ；該
血管または器官の超音波データを含む空間配置された多
数の走査平面を保存する手段；該走査平面で得られた該
血管または器官内部のサンプリング密度に従って、走査
平面の超音波データを重み付けする手段；そして、該走
査平面から重み付けされた超音波データを結合して該血
管または器官の容積測定を実施する手段、からなる超音
波診断画像処理装置、１５．該超音波データが、超音波
ドップラーデータからなる１４の超音波診断画像処理装
置、１６．該超音波ドップラーデータが、超音波パワー
ドップラーデータからなる１５の超音波診断画像処理装
置、１７．超音波造影剤を含む心臓心室の容積測定方法
であって：異なる走査平面配置での心臓心室の走査；心
臓の該心室の造影剤から受信した超音波信号から得られ
た超音波データを含む空間配置された多数の走査平面の
保存；および、該画像平面からの超音波データの結合、
以上の段階を含む心臓心室容積測定方法。１８．該超音
波造影剤が、高調波超音波造影剤である１７の方法。１
９．心臓心室容積測定用超音波診断画像処理装置であっ
て：共通の走査線配置を有する、異なる走査平面配置で
心臓を走査する超音波変換器プローブ；心臓の同じ心室
の超音波データを含む空間配置された複数の走査平面を
保存する手段；および、該走査平面からの該超音波デー
タを結合し、該心臓心室容積測定を実施する手段、から
なる超音波診断画像処理装置、２０．心臓心室容積測定
用超音波診断画像処理装置であって：互いに角度付けら
れた、異なる走査平面配置で心臓を走査する超音波変換
器プローブ；心臓の同じ心室の超音波データを含む空間
配置された複数の走査平面を保存する手段；および、該
走査平面からの該超音波データを結合し、心臓の該心室
の容積の測定を実施する手段、からなる超音波診断画像
処理装置、２１．心臓心室容積測定用超音波診断画像処
理装置であって：互いに平行な、異なる走査平面配置で
心臓を走査する超音波変換器プローブ；心臓の同じ心室
の超音波データを含む空間配置された複数の走査平面を
保存する手段；および、該走査平面からの該超音波デー
タを結合し、該心臓心室容積測定を実施する手段、から
なる超音波診断画像処理装置、２２．さらに、隣接走査
平面との間隔に従って該走査平面の該超音波データを重
み付けする手段からなり；ここに、該結合する手段が、
該重み付けされた超音波データを結合する手段からなる
２１の超音波診断画像処理装置。
【００２７】
【発明の効果】左心室機能を含めて、心臓挙動の評価が
可能な超音波診断画像処理装置が提供され、さらに心臓
心室容積の測定が可能である。特に放射性核種心室造影
法などにおける侵襲的な放射性核種の使用を避けること
ができる。
可能な超音波診断画像処理装置が提供され、さらに心臓
心室容積の測定が可能である。特に放射性核種心室造影
法などにおける侵襲的な放射性核種の使用を避けること
ができる。
【図１】 本発明による超音波診断画像処理装置をブロ
ックダイヤグラムにより説明する。
ックダイヤグラムにより説明する。
【図２】 心臓左心室尖部の超音波走査を説明する。
【図３】 図２の尖部走査により得られた超音波画像を
説明する。
説明する。
【図４】 超音波変換器の中心軸についての回転により
得られた走査平面を、図４ａは平面間間隔に基づく画像
平面中の画素のボクセルの重み付けを説明する。
得られた走査平面を、図４ａは平面間間隔に基づく画像
平面中の画素のボクセルの重み付けを説明する。
【図５】 超音波変換器を扇状に振って角度付けされた
走査平面による左心室の超音波走査を説明する。
走査平面による左心室の超音波走査を説明する。
【図６】 多数の平行走査平面による左心室の超音波走
査を説明する。
査を説明する。
【図７】 心電図（ＥＣＧ）波形によるピーク心臓収縮
期及び心臓拡張末期のゲーティング(gating)のタイミン
グを説明する。
期及び心臓拡張末期のゲーティング(gating)のタイミン
グを説明する。
１０・・・超音波変換器プローブ、１２・・・ビーム形成器、
１４・・・心電図検出器、１６・・・フィルタ、１８・・・Ｂ−
モード画像プロセッサ、２０・・・ドップラー計算器、２
２・・・ウォールフィルタ、２・・・４２Ｄドップラー画像マ
ッピングプロセッサ、３０・・・フレームメモリ、３・・・２
３Ｄ画像プロセッサ、４０・・・画素−ボクセルマップ、
４６・・・送出比計算器、５０・・・ビデオプロセッサ、６０
・・・表示装置。
１４・・・心電図検出器、１６・・・フィルタ、１８・・・Ｂ−
モード画像プロセッサ、２０・・・ドップラー計算器、２
２・・・ウォールフィルタ、２・・・４２Ｄドップラー画像マ
ッピングプロセッサ、３０・・・フレームメモリ、３・・・２
３Ｄ画像プロセッサ、４０・・・画素−ボクセルマップ、
４６・・・送出比計算器、５０・・・ビデオプロセッサ、６０
・・・表示装置。
Claims (22)
- 【請求項１】 心臓の心室容積を測定する超音波診断画
像処理装置であって：相違する走査平面配置で心臓を走
査する超音波変換器プローブ；心臓の同じ心室の超音波
データを含む、空間配置された多数の走査平面を保存す
る手段；該走査平面からの超音波データを結合し、心臓
の該心室の容積測定を実施する手段；および、該測定か
ら得られた心臓診断情報を表示する手段、からなる該超
音波診断画像処理装置。 - 【請求項２】 該超音波データが超音波ドップラーデー
タからなる請求項１の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項３】 該超音波ドップラーデータが超音波パワ
ードップラーデータである請求項２の超音波診断画像処
理装置。 - 【請求項４】 該結合手段がさらに、該走査平面により
与えられた心室のサンプリング密度に従って走査平面の
超音波データを重み付けする手段を有する請求項１の超
音波診断画像処理装置。 - 【請求項５】 該重み付け手段が、該走査平面の平面間
間隔に従って走査平面の超音波データを重み付けする手
段からなる請求項４の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項６】 該超音波データが画像の画素データから
なり、ここに該結合手段がさらに、該走査平面により得
られた心室のサンプリング密度に従って走査平面の画素
データを重み付けする手段を有する請求項１の超音波診
断画像処理装置。 - 【請求項７】 該重み付け手段が、該走査平面の平面間
間隔に従って走査平面の画素データを重み付けする手段
からなる請求項６の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項８】 さらに心臓拍動周期の希望する位相で心
臓を走査する心臓ゲート手段を有する請求項１の超音波
診断画像処理装置。 - 【請求項９】 空間配置された該多数の走査平面が、実
質的に同じ心臓拍動周期の位相で取得される請求項８の
超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１０】 心臓診断情報を表示する該手段がさら
に、該容積測定から送出比を計算する手段を有する請求
項９の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１１】 該保存手段が、それぞれ異なる心臓拍
動周期の位相で取得された、空間配置された二群の走査
平面を保存する手段からなり；該結合手段が、走査平面
の該群のそれぞれからの心室容積の測定値を得る手段か
らなり；そして心臓診断情報を表示する該手段がさら
に、該容積測定値から送出比を計算する手段からなる請
求項９の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１２】 心臓の心室容積を測定するための超音
波診断画像処理装置であって：相違する走査平面配置で
心臓を走査する超音波変換器プローブ；心臓の同じ心室
の超音波データを含む空間的に区分された多数の走査平
面を保存する手段；該走査平面の該心室の心臓内境界デ
ータを特定する手段；該走査平面により得られた心内膜
のサンプリング密度に従って、特定された該心臓内境界
データを重み付けする手段；そして、重み付けされた心
臓内境界データを結合し、該心室の容積測定値を得る手
段、からなる超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１３】 重み付けする手段が、該走査平面の平
面間間隔に従って、走査平面の、特定された心臓内境界
データを重み付けする手段からなる請求項１２の超音波
診断画像処理装置。 - 【請求項１４】 体内の血管や器官の容積測定する超音
波診断画像処理装置であって：異なる走査平面配置にあ
る血管または器官を走査する超音波変換器プローブ；該
血管または器官の超音波データを含む空間配置された多
数の走査平面を保存する手段；該走査平面で得られた該
血管または器官内部のサンプリング密度に従って、走査
平面の超音波データを重み付けする手段；そして、該走
査平面から重み付けされた超音波データを結合して該血
管または器官の容積測定を実施する手段、からなる超音
波診断画像処理装置。 - 【請求項１５】 該超音波データが、超音波ドップラー
データからなる請求項１４の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１６】 該超音波ドップラーデータが、超音波
パワードップラーデータからなる請求項１５の超音波診
断画像処理装置。 - 【請求項１７】 超音波造影剤を含む心臓心室の容積測
定方法であって：異なる走査平面配置での心臓心室の走
査；心臓の該心室の造影剤から受信した超音波信号から
得られた超音波データを含む空間配置された多数の走査
平面の保存；および、該画像平面からの超音波データの
結合、以上の段階を含む心臓心室容積測定方法。 - 【請求項１８】 該超音波造影剤が、高調波超音波造影
剤である請求項１７の方法。 - 【請求項１９】 心臓心室容積測定用超音波診断画像処
理装置であって：共通の走査線配置を有する、異なる走
査平面配置で心臓を走査する超音波変換器プローブ；心
臓の同じ心室の超音波データを含む空間配置された複数
の走査平面を保存する手段；および、該走査平面からの
該超音波データを結合し、該心臓心室容積測定を実施す
る手段、からなる超音波診断画像処理装置。 - 【請求項２０】 心臓心室容積測定用超音波診断画像処
理装置であって：互いに角度付けられた、異なる走査平
面配置で心臓を走査する超音波変換器プローブ；心臓の
同じ心室の超音波データを含む空間配置された複数の走
査平面を保存する手段；および、該走査平面からの該超
音波データを結合し、心臓の該心室の容積の測定を実施
する手段、からなる超音波診断画像処理装置。 - 【請求項２１】 心臓心室容積測定用超音波診断画像処
理装置であって：互いに平行な、異なる走査平面配置で
心臓を走査する超音波変換器プローブ；心臓の同じ心室
の超音波データを含む空間配置された複数の走査平面を
保存する手段；および、該走査平面からの該超音波デー
タを結合し、該心臓心室容積測定を実施する手段、から
なる超音波診断画像処理装置。 - 【請求項２２】 さらに、隣接走査平面との間隔に従っ
て該走査平面の該超音波データを重み付けする手段から
なり；ここに、該結合する手段が、該重み付けされた超
音波データを結合する手段からなる請求項２１の超音波
診断画像処理装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/747,100 US5846200A (en) | 1996-11-08 | 1996-11-08 | Ultrasonic diagnostic imaging system for analysis of left ventricular function |
| US08/747,100 | 1996-11-08 |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10262975A true JPH10262975A (ja) | 1998-10-06 |
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
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| EP (1) | EP0846442B1 (ja) |
| JP (1) | JPH10262975A (ja) |
| KR (1) | KR100491623B1 (ja) |
| CA (1) | CA2217256A1 (ja) |
| DE (1) | DE69734230T2 (ja) |
| NO (1) | NO975110L (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2011526181A (ja) * | 2008-06-26 | 2011-10-06 | ヴェラゾニックス，インコーポレーテッド | 非集束送信ビームを用いる高フレームレートの量的ドップラーフローイメージング |
Families Citing this family (32)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5608690A (en) * | 1995-03-02 | 1997-03-04 | Acuson Corporation | Transmit beamformer with frequency dependent focus |
| US5928151A (en) * | 1997-08-22 | 1999-07-27 | Acuson Corporation | Ultrasonic system and method for harmonic imaging in three dimensions |
| WO2000019227A1 (en) * | 1998-09-28 | 2000-04-06 | Nycomed Imaging As | Method of magnetic resonance imaging |
| US7837624B1 (en) * | 1998-11-20 | 2010-11-23 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Medical diagnostic ultrasound imaging methods for extended field of view |
| US6535623B1 (en) * | 1999-04-15 | 2003-03-18 | Allen Robert Tannenbaum | Curvature based system for the segmentation and analysis of cardiac magnetic resonance images |
| US7778688B2 (en) | 1999-05-18 | 2010-08-17 | MediGuide, Ltd. | System and method for delivering a stent to a selected position within a lumen |
| US7840252B2 (en) | 1999-05-18 | 2010-11-23 | MediGuide, Ltd. | Method and system for determining a three dimensional representation of a tubular organ |
| US7386339B2 (en) | 1999-05-18 | 2008-06-10 | Mediguide Ltd. | Medical imaging and navigation system |
| US8442618B2 (en) * | 1999-05-18 | 2013-05-14 | Mediguide Ltd. | Method and system for delivering a medical device to a selected position within a lumen |
| US9833167B2 (en) | 1999-05-18 | 2017-12-05 | Mediguide Ltd. | Method and system for superimposing virtual anatomical landmarks on an image |
| US9572519B2 (en) | 1999-05-18 | 2017-02-21 | Mediguide Ltd. | Method and apparatus for invasive device tracking using organ timing signal generated from MPS sensors |
| US7343195B2 (en) * | 1999-05-18 | 2008-03-11 | Mediguide Ltd. | Method and apparatus for real time quantitative three-dimensional image reconstruction of a moving organ and intra-body navigation |
| US6249693B1 (en) * | 1999-11-01 | 2001-06-19 | General Electric Company | Method and apparatus for cardiac analysis using four-dimensional connectivity and image dilation |
| US6503199B1 (en) | 1999-11-03 | 2003-01-07 | Atl Ultrasound | Uniform volumetric scanning ultrasonic diagnostic imaging system |
| US6512943B1 (en) | 2000-05-22 | 2003-01-28 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Combined ultrasound-radionuclide device for percutaneous ultrasound-guided biopsy and method of use |
| US6468216B1 (en) * | 2000-08-24 | 2002-10-22 | Kininklijke Philips Electronics N.V. | Ultrasonic diagnostic imaging of the coronary arteries |
| US6592518B2 (en) | 2001-04-05 | 2003-07-15 | Kenergy, Inc. | Cardiac monitoring system and method with multiple implanted transponders |
| JP2002306477A (ja) * | 2001-04-11 | 2002-10-22 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 超音波送受信方法、超音波送受信装置、超音波撮影方法および超音波撮影装置 |
| JP2003010182A (ja) * | 2001-06-19 | 2003-01-14 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 超音波撮影方法および超音波撮影装置 |
| US7397937B2 (en) * | 2001-11-23 | 2008-07-08 | R2 Technology, Inc. | Region growing in anatomical images |
| US6547735B1 (en) | 2001-12-05 | 2003-04-15 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Partial rayline volumetric scanning ultrasonic diagnostic imaging system |
| US6723050B2 (en) | 2001-12-19 | 2004-04-20 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Volume rendered three dimensional ultrasonic images with polar coordinates |
| IL148299A (en) * | 2002-02-21 | 2014-04-30 | Technion Res & Dev Foundation | Ultrasonic to the heart |
| US6824517B2 (en) * | 2002-06-25 | 2004-11-30 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Ultrasound quantification in real-time using acoustic data in more than two dimensions |
| EP1596718A4 (en) * | 2002-11-05 | 2006-05-10 | Diagnostic Ultrasound Corp | 3D ULTRASONIC INSTRUMENT FOR NON-INVASIVE MEASUREMENT OF AMNIOTIC LIQUID VOLUME |
| US7505809B2 (en) * | 2003-01-13 | 2009-03-17 | Mediguide Ltd. | Method and system for registering a first image with a second image relative to the body of a patient |
| US8900149B2 (en) * | 2004-04-02 | 2014-12-02 | Teratech Corporation | Wall motion analyzer |
| CN101258525A (zh) * | 2005-09-07 | 2008-09-03 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 用于对心脏右心室进行可靠的3d评价的超声系统及其方法 |
| CN102551791B (zh) * | 2010-12-17 | 2016-04-27 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 一种超声成像方法和装置 |
| GB201603216D0 (en) * | 2016-02-24 | 2016-04-06 | King S College London | Measurement of cardiac first phase ejection fraction |
| EP3941358A1 (en) * | 2019-03-19 | 2022-01-26 | Koninklijke Philips N.V. | Three dimensional volume flow quantification and measurement |
| US11678862B2 (en) * | 2019-09-16 | 2023-06-20 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Muscle contraction state triggering of quantitative medical diagnostic ultrasound |
Family Cites Families (22)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4341120A (en) * | 1979-11-09 | 1982-07-27 | Diasonics Cardio/Imaging, Inc. | Ultrasonic volume measuring system |
| DE3914619A1 (de) * | 1989-05-03 | 1990-11-08 | Kontron Elektronik | Vorrichtung zur transoesophagealen echokardiographie |
| IL91803A0 (en) * | 1989-09-27 | 1990-06-10 | Andre F Stupnicki | Method and apparatus for reliable measurement of cardiac power index |
| US5056526A (en) * | 1989-10-27 | 1991-10-15 | Khalil Hassan H | Device for global evaluation of the left ventricular ejection fraction by thermodilution |
| US5211169A (en) * | 1990-11-08 | 1993-05-18 | Prism Imaging, Inc. | Blood pool imaging and analysis technique using ultrasound |
| US5195521A (en) * | 1990-11-09 | 1993-03-23 | Hewlett-Packard Company | Tissue measurements |
| US5181514A (en) * | 1991-05-21 | 1993-01-26 | Hewlett-Packard Company | Transducer positioning system |
| US5302372A (en) * | 1992-07-27 | 1994-04-12 | National Science Council | Method to opacify left ventricle in echocardiography |
| US5379769A (en) * | 1992-11-30 | 1995-01-10 | Hitachi Medical Corporation | Ultrasonic diagnostic apparatus for displaying an image in a three-dimensional image and in a real time image and a display method thereof |
| US5322067A (en) * | 1993-02-03 | 1994-06-21 | Hewlett-Packard Company | Method and apparatus for determining the volume of a body cavity in real time |
| US5460181A (en) * | 1994-10-06 | 1995-10-24 | Hewlett Packard Co. | Ultrasonic transducer for three dimensional imaging |
| US5435310A (en) * | 1993-06-23 | 1995-07-25 | University Of Washington | Determining cardiac wall thickness and motion by imaging and three-dimensional modeling |
| US5415171A (en) * | 1993-08-09 | 1995-05-16 | Hewlett-Packard Company | Phase imaging and myocardial performance |
| JP3392482B2 (ja) * | 1993-11-05 | 2003-03-31 | 株式会社東芝 | 心機能検査システム |
| US5458126A (en) * | 1994-02-24 | 1995-10-17 | General Electric Company | Cardiac functional analysis system employing gradient image segmentation |
| US5465721A (en) * | 1994-04-22 | 1995-11-14 | Hitachi Medical Corporation | Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic diagnosis method |
| US5570430A (en) * | 1994-05-31 | 1996-10-29 | University Of Washington | Method for determining the contour of an in vivo organ using multiple image frames of the organ |
| JP3713303B2 (ja) * | 1994-06-22 | 2005-11-09 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| US5487388A (en) * | 1994-11-01 | 1996-01-30 | Interspec. Inc. | Three dimensional ultrasonic scanning devices and techniques |
| US5474073A (en) * | 1994-11-22 | 1995-12-12 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Ultrasonic diagnostic scanning for three dimensional display |
| US5456257A (en) | 1994-11-23 | 1995-10-10 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Ultrasonic detection of contrast agents |
| US5485842A (en) * | 1994-11-30 | 1996-01-23 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Ultrasonic diagnostic scan conversion for three dimensional display processing |
-
1996
- 1996-11-08 US US08/747,100 patent/US5846200A/en not_active Expired - Fee Related
-
1997
- 1997-09-29 CA CA002217256A patent/CA2217256A1/en not_active Abandoned
- 1997-11-06 KR KR1019970058297A patent/KR100491623B1/ko not_active IP Right Cessation
- 1997-11-06 NO NO975110A patent/NO975110L/no not_active Application Discontinuation
- 1997-11-07 DE DE69734230T patent/DE69734230T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1997-11-07 EP EP97308966A patent/EP0846442B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-11-10 JP JP9321968A patent/JPH10262975A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2011526181A (ja) * | 2008-06-26 | 2011-10-06 | ヴェラゾニックス，インコーポレーテッド | 非集束送信ビームを用いる高フレームレートの量的ドップラーフローイメージング |
| US10914826B2 (en) | 2008-06-26 | 2021-02-09 | Verasonics, Inc. | High frame rate quantitative doppler flow imaging using unfocused transmit beams |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| KR19980042140A (ko) | 1998-08-17 |
| CA2217256A1 (en) | 1998-05-08 |
| EP0846442A2 (en) | 1998-06-10 |
| NO975110L (no) | 1998-05-11 |
| EP0846442A3 (en) | 1999-05-06 |
| DE69734230D1 (de) | 2006-02-02 |
| NO975110D0 (no) | 1997-11-06 |
| DE69734230T2 (de) | 2006-06-14 |
| KR100491623B1 (ko) | 2005-09-16 |
| EP0846442B1 (en) | 2005-09-21 |
| US5846200A (en) | 1998-12-08 |
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| JPH10262975A (ja) | 心臓診断用超音波装置 | |
| US5360006A (en) | Automated method for digital image quantitation | |
| Gopal et al. | Normal values of right ventricular size and function by real-time 3-dimensional echocardiography: comparison with cardiac magnetic resonance imaging | |
| Qin et al. | Validation of real-time three-dimensional echocardiography for quantifying left ventricular volumes in the presence of a left ventricular aneurysm: in vitro and in vivo studies | |
| US5211169A (en) | Blood pool imaging and analysis technique using ultrasound | |
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