JP5249218B2 - 超音波画像形成システム - Google Patents

Description

本発明は、超音波画像形成システム及び対応する方法に関する。

医療の超音波画像形成システムは、US5993390に開示されており、臓器の３次元画像を取得するのを可能にする。開示される例では、臓器は心臓である。係るシステムは、トランスデューサアレイを形成するトランスデューサと呼ばれる、関連される同軸ケーブルをもつ数千以上の圧電素子からなるマトリクスと協働し、このトランスデューサは、臓器を通して超音波走査線を送出するのを可能にする。これは、圧電素子は、超音波パルスを送信し、圧力波を受信し、それを電気信号に変換するのを可能にすることを意味する。走査線は、圧電素子から到来する複数の電気信号から構成される。このトランスデューサアレイ及びその電子回路は、画像形成される臓器の近くの患者の人体で作動される超音波プローブを形成する。したがって、超音波画像は、両者共に異なるグレイレベルで前記画像の定義を可能にする、全ての超音波スキャンライン及び前記スキャンライン間の補間に基づいている。３Ｄ画像は、通常、臓器の欠陥を検出するために使用される。

米国特許US5993390明細書

上記画像形成システムの１つの問題点は、良好な画質で心臓の左心室のような臓器全体をチェックするため、取得を支配する物理の法則のために３Ｄ画像レートは、特に１５４０ｍ／ｓｅｃの音速で低いことである。典型的に、画像レートは、（毎秒２０画像を意味する）約２０Ｈｚである。たしかに、画像の取得レートは、視野、走査線の数、走査線の密度、画像の深さの関数である。取得の時間を減少し、したがって画像レートを減少させるため、走査線の数を減少するか、走査線の密度を減少することができる。しかし、残念なことに、このソリューションは、非常に低解像度の画像をもたらす。したがって、高い画像レートで３Ｄ超音波画像の使用を介して臓器の欠陥を検出することは困難である。

本発明の目的は、臓器の異なる部位間での同時性の欠陥（synchronism defect）を検出するため、良好な画像の解像度で臓器の超音波３Ｄ画像の取得を可能にする超音波画像形成システムを提案することにある。

上記目的を達成するため、超音波画像形成システムは、以下を有する。コントローラは、以下の動作を制御する。臓器の超音波画像の第一の系列の第一の画像レートの取得、前記第一の系列における関心のある部位をカバーするサブボリュームの超音波３次元画像の第二の系列の第二の画像レートでの取得。基準のサブボリュームの超音波３次元画像の第三の系列の第二の画像レートでの取得。コンパレータは、３次元画像の前記第二の系列と前記第三の系列とを比較する。

したがって、２つの異なる画像レートでの画像取得により、はじめに、関心のある前記臓器の部位を探すことができ、その後、より正確且つ高速な時間取得で前記部位に焦点を当てることができる。全体として、前記部位のビューは、高い画像レートで利用可能であり、画質が向上されるので同時性の欠陥を定量化することが容易である。

限定されるものではない実施の形態では、第二の画像レートは、５０Ｈｚに等しいか又は５０Ｈｚよりも高い。良好な３Ｄ画像の品質につながる、非常に良好な空間及び時間解像度でサブボリュームに焦点を与えることができる。このケースでは、第一の画像レートは、４０Ｈｚよりも高いか又は４０Ｈｚに等しい。大きな臓器の視野を有することができる。

第二の実施の形態では、第一の画像レートで第一のステップの間に取得された画像は、３次元である。関心のある臓器の部位のより正確なビューを有することができる。

限定されるものではない実施の形態によれば、システムは、超音波画像の前記第一の系列で関心のある前記部位の選択を可能にする手段を更に有する。関心のある部位の自動選択を行なうのを可能にするか、又は関心のある部位をユーザが選択するのを助けるのを可能にする。

選択の第一の変形例によれば、関心のある部位の選択を可能にする手段は、臓器の幾つかの部位の速度情報に基づいた選択を可能にするために構成される。関心のある部位の定量的な検出を行なうことができる。

選択の第二の変形例によれば、関心のある部位の選択を可能にする手段は、Color Kinesis（登録商標）に基づく選択を可能にするために構成される。

画像の取得の限定されるものではない実施の形態によれば、コントローラは、同じ時間器官の間に複数の面における複数の画像系列の取得を制御するために構成される。臓器がセグメントにより現されるとき、臓器の内壁の多数のセグメントの部位からなる画像を取得することができる。

また、本発明は、以下のステップを含む超音波画像の方法に関する。臓器の超音波画像の第一の系列を第一の画像レートで取得するステップ。前記第一の系列における関心のある部位をカバーするサブボリュームからなる超音波３次元画像の第二の系列を第二の画像レートで取得するステップ。基準のサブボリュームからなる超音波３次元画像の第三の系列を第二の画像レートで取得するステップ。３次元画像の前記第二の系列と前記第三の系列とを比較するステップ。

限定されるものではない実施の形態によれば、当該方法は、関心のある部位を選択するステップを更に含む。

選択の第一の変形例に拠れば、選択するステップは、以下のステップを含む。臓器の幾つかの部位に関する速度情報を取得するステップ。これら速度情報をカラー化（colorization）するステップ。その色が他の部位と一致しない臓器の部位を視覚的に評価するステップ。関心のある部位の定量的な検出が行われる。

選択の第二の変形例に拠れば、選択するステップは以下を有する。臓器の幾つか部位に関連される速度の曲線を取得するステップ。代表的な時間でこれら速度曲線間の遅延を視覚的に評価するステップ。関心のある部位の定量的な検出が行われる。

本発明は、最後に、前記方法を実現するプログラム命令を含むコンピュータプログラムに関する。
本発明のこれらの態様及び他の態様は、以下に記載される実施の形態を参照して明らかにされるであろう。

本発明は、添付図面を参照して、限定されるものではない例を通して更に詳細に記載される。
超音波プローブと協働する本発明に係る超音波画像形成システムの概念図である。 図１の超音波画像形成システムを介して画像の系列が取得される、心臓のような臓器の概念図である。 図１の超音波画像形成システムにより使用される、心臓の左心室のような臓器のセグメント化の第一のビューである。 図１の超音波画像形成システムにより使用される、心臓の左心室のような臓器のセグメント化の第二のビューである。 図１の超音波画像形成システムによる画像の取得の第一の変形例を表す図である。 図５の変形例が適用されるときに使用される、心臓の左心室の概念図である。 図５の変形例で使用される２つの曲線である。 図１の超音波画像形成システムによる画像の取得の第二の変形例を表す図である。 図８の変形例で使用される、その壁をもつ心臓の左心室の第一の概念図である。 図８の変形例で使用される、その壁をもつ心臓の左心室の第二の概念図である。 図８の変形例で使用される、その壁をもつ心臓の左心室の第三の概念図である。 図８の変形例で使用される、その壁をもつ心臓の左心室の第四の概念図である。 図１の超音波画像形成システムにより２つの異なる平面で取得される心臓の左心室の画像系列の概念図である。 図１の超音波画像形成システムを介して取得される心臓の部位の第一のサブボリュームを示す図である。 図１の超音波画像形成システムを介して取得される心臓の部位の第二のサブボリュームを示す図である。 本発明に係る超音波画像形成の方法の実施の形態の図である。

超音波画像形成システムＳＹＳは、心臓のような臓器の画像を取得するために使用される。心臓ＨＲＴの例は、以下の説明で考慮され、心臓の左心室が更に正確に考慮される。

超音波画像形成システムＳＹＳは、図１で記載される。

この超音波画像形成システムは、全体として超音波プローブＰＲＢを形成するトランスデューサアレイＴＡＲ及びその関連する電子回路と協働する。

当該システムＳＹＳは、コントローラＣＴＲＬ、コンパレータＣＭＰ、スクリーンＳＣＲ及びユーザインタフェースＭ＿ＵＳＥＲを有する。コントローラＣＴＲＬは、前記超音波ブローブＰＲＢを介して画像の系列の取得を制御する。このコントローラＣＴＲＬは、画像レートの取得を変え、以下の動作を実行するためにトランスデューサアレイＴＡＲの圧電素子を構成することができる。第一の画像レートＩＲ１での臓器の超音波画像の第一の系列Ｉ１の取得。前記第一の系列Ｉ１において関心のある部位ＲＩ／ＶＩをカバーするサブボリュームＳ＿Ｖ１の超音波３次元画像の第二の系列の第二の画像レートＩＲ２での取得。第二の画像レートＩＲ２での基準のサブボリュームＳ＿Ｖ０の超音波３次元画像の第三の系列の取得。コンパレータＣＭＰは、３次元の画像系列に基づいて、前記第一のサブボリュームＳ＿Ｖ１を前記基準のサブボリュームＳ＿Ｖ０と比較する。スクリーンＳＣＲは、ＬＣＤスクリーンのような取得された超音波画像の系列を表示する。

なお、コントローラＣＴＲＬは、命令によりプログラムされるか、又はインタフェースＭ＿ＵＳＥＲを介してシステムＳＹＳのユーザによりプログラムされるマイクロプロセッサを有する。

限定されるものではない実施の形態では、超音波画像形成システムＳＹＳは、以下を有する。手段Ｍ＿ＳＥＬは、前記画像の第一の系列Ｉ１で関心のある部位ＲＩ／ＶＩの選択を可能にする。手段Ｍ＿ＤＥＦは、前記関心のある部位ＲＩ／ＶＩをカバーする第一のサブボリュームＳ＿Ｖ１を決定し、基準となるサブボリュームＳ＿Ｖ０を決定する。心臓ＨＲＴは、図２に示されるように、左心室ＬＶと右心室ＲＶ、大動脈ＡＯ、左心房ＬＡ及び右心房ＲＡから構成されており、動脈血は、左心室ＬＶから大動脈ＡＯに進み、右心室ＲＶは、右心房ＲＡから肺動脈に受けられる静脈血から出る。左心室ＬＶが機能する状態は、心臓ＨＲＴの健康を示すので、超音波画像形成システムＳＹＳを使用するとき、前記左心室ＬＶに更に詳細に焦点を当てる。

図３を参照して、心臓ＨＲＴの左心室ＬＶの内壁は、標準“Standardized Myocardial segmentation and Nomenclature for Tomographic Imaging of the Heart” Cardiac Imaging Committee of the Council on Clinical Cardiology of the American Heart Associationで定義されるように１７のセグメントＳＧにセグメント化される。したがって、図３は、係るセグメント化の円周の極のプロットでの表示であり、図４は、係るセグメント化の３Ｄビューである。１７のセグメントは、標準によりネーミングされる。たとえばセグメント番号１７は頂点（apex）であり、ベース（base）及びミッドキャビティ（mid-cavity）での前壁の位置を識別するセグメント番号１及び７は、基礎の前壁及び中央の前壁と呼ばれる。係るセグメント化は、以下に記載される超音波画像形成システムにより使用される。

本出願では、心臓ＨＲＴの左心室ＬＶは、それ自身で臓器であると考えられる。

心臓ＨＲＴの画像を取得するため、超音波プローブＰＲＢは、限定されるものではない実施の形態では心臓近くの頂点で患者の人体で作動され、超音波画像形成システムＳＹＳは、以下に記載される動作を実行する。

１）第一の画像レートＩＲ１での、より詳細には左心室ＬＶである心臓ＨＲＴの超音波画像Ｉ１の第一の系列の取得。この画像レートＩＲ１は、心臓全体又は少なくとも左心室ＬＶ全体を見るため、大きな視野を有するために使用される。

第一の実施の形態では、１５Ｈｚと３０Ｈｚの間の第一の画像レートＩＲ１で、三次元での取得が行なわれる。なお、画像レートが低い場合、画像が動くのを見ることができない。この３Ｄでの取得により、あるボリュームを取得すること、次いで、任意の平面で幾つかのセクションを作るのを可能にする。左心室ＬＶのボリューム全体を見るため、画像の取得は、４つの心臓周期の間に実行され、左心室ＬＶの４分の１は、それぞれの心臓の周期で取得される。

第二の実施の形態では、取得は、４０Ｈｚよりも高いか、又は４０Ｈｚに等しい第一の画像レートＩＲ１で、２次元で行なわれる。限定されるものではない実施の形態では、このレートは、トランスデューサアレイＴＡＲの構造に依存して、１８０Ｈｚと同じ高さである。この２Ｄでの取得は、３Ｄでの取得よりも高速であるが、トランスデューサアレイＴＡＲに垂直の平面でのみ行なわれる。
２Ｄ取得と３Ｄ取得との間でユーザが選択するため、ユーザインタフェースＭ＿ＵＳＥＲは、これら２つのモード間で選択する手段を有する。

２）関心のある領域／ボリュームＲＩ／ＶＩの選択。
第一の変形例によれば、第一のステップ１において、左心房ＬＶのセグメントの速度情報ＳＰＤを取得するため、当業者により知られているドップラ（DOPPLER）画像形成方法を使用する。この結果は、たとえばトランスデューサのアレイＴＡＲに向かって動いているとき、セグメントの速度画像の系列である。

第二のステップ２ａ）では、及びこの第一の変形例の第一の実施の形態では、はじめに、カラーＣＬＲは、スクリーンＳＣＲで表示されるため、心臓ＨＲＴのセグメントの速度ＳＰＤに関連付けされる（２ａ１）。たとえば、赤のカラーは、セグメントが収縮するときに使用され、青のカラーはセグメントが緩むときに使用される。心臓が正しく機能しているとき、左心室ＬＶ全体は、それが収縮するときに赤で表示されるべきであり、それが緩むときに青で表示されるべきである。そうでない場合、左心室ＬＶは幾つかの部位が赤で表示され、他の部位が青で表示される。色は、一様ではない。心臓ＨＲＴの他のセグメントよりも後に幾つかのセグメントは収縮するか又は緩むことを意味する。これは、それらの速度のピークが異なるためである。

第二に（２ａ２）、関心のある幾つかの領域／ボリューム（ＲＩ／ＶＩ）を定義するこれらのセグメントが選択される。これは、選択を可能にする手段Ｍ＿ＳＥＬにより自動的に実行される。

勿論、同じフェーズ（収縮又は緩和）における色の違いに基づいて、領域／ボリュームＲＩ／ＶＩの自動的な検出／及び選択は、視覚的評価により置き換えられる。このため、ユーザインタフェースＭ＿ＵＳＥＲは、関心のある部分ＲＩ／ＶＩの自動的な検出／選択と視覚的な検出／選択との間でユーザに選択させる手段を有する。この場合、関心のある部分の選択を可能にする手段Ｍ＿ＳＥＬは、色付きの速度画像を取得する手段を有する。

第二のステップ２ｂ）では、及びこの第一の変形例の第二の実施の形態では、速度の曲線は、速度画像に基づいて定義される。

はじめに（サブステップ２ｂ１）、カーソルＣは、あるボリュームＶの１つのスライスが（３Ｄ画像取得の例において）表される図６に例示されるように、左心室ＬＶに第一のセグメントＳＧ１に対応する第一の位置Ｃ１で表示される画像Ｉ１で位置される。図７に例示される第一の曲線ＣＶ１は、速度画像に基づいて定義される。この曲線は、左心室ＬＶの第一のセグメントＳＧ１の一部の動きを表す。図７に示されるように、Ｘ軸は、時間（ｓｅｃ）を表し、Ｙ軸は、動きの速度（ｃｍ／ｓｅｃ）を表す。

第二に（サブステップ２ｂ２）、カーソルＣは、心臓ＨＲＴの第二のセグメントＳＧ２に対応する第二の位置Ｃ２で表示される画像Ｉ１に位置される。図７に例示されるように、動きの第二の曲線ＣＶ２が定義される。

第三に（サブステップ２ｂ３）、２つの曲線ＣＶ１及びＣＶ２での代表的な時間、限定されるものではない実施の形態では、心臓ＨＲＴのセグメントの一部が速く動く時間であるピーク速度までの時間ＴＰＶを検出し、これら２つの時間の間の遅延ＴＤを検出するため、２つの時間をピーク速度ＴＰＶ１，ＴＰＶ２に比較する。図７の例では、遅延ＴＤは、セグメントＳＧ１とセグメントＳＧ２との間で発見される。

最後に（サブステップ２ｂ４）、予め決定された閾値よりも大きな遅延ＴＤが検出された場合、更に分析されるべき関心のある領域ＲＩ（２Ｄ画像の取得の場合）又は関心のあるボリュームＶＩ（３Ｄ画像の取得の場合）が選択される。

遅延が検出されないか又は遅延が余りに低い場合、第一のセグメントＳＧ１と別のセグメントＳＧＮの間の遅延が検出されるまで、第二及び第三のサブステップ２ｂ２、２ｂ３が繰り返される。このため、カーソルＣの第二の位置Ｃ２が変更され、遅延が検出されるまで第二のステップ及び更なるサブステップが繰り返される。なお、望まれる場合、２以上のカーソルを使用することができる。

なお、勿論、２つの曲線間の遅延の自動的な検出、従って関心のある領域／ボリュームＲＩ／ＶＩの自動的な選択は、視覚的評価により置き換えることができる。このため、ユーザインタフェースＭ＿ＵＳＥＲは、自動的な選択と視覚的な選択の間でユーザに選択させる手段を有する。このケースでは、関心のある部位の選択を可能にする手段は、曲線ＣＶ１及びＣＶ２を計算する手段を有する。

第二の変形例に拠れば、図８に示される第一のステップ１）において、画像の２Ｄ系列又は３Ｄ系列の取得の後、左心室ＬＶの内壁ＷＩを決定する。これは、限定されない例では、当業者から公知の聴覚の定量化の方法（acoustic quantification method）により自動的に行なわれる。

第二のステップ２）では、心臓の収縮を表す期間ＴＳＤの間に内壁ＷＩの収縮に追従する。内壁ＷＩ及び外壁ＷＯは、図９に示される。心臓の収縮のフェーズは、心臓ＨＲＴが収縮するフェーズであり、動脈への血液の放出をもたらし、心臓の拡張のフェーズは、心臓ＨＲＴが緩和するフェーズである。心臓の収縮のフェーズを判定するため、心臓の収縮の開始及び終了を示す患者の心電図ＥＣＧが使用される。したがって、超音波画像の取得は、前記心電図ＥＣＧに同期される。同期化を行なうため、超音波画像形成システムＳＹＳは、ＥＣＧトリガＥＣＧ＿Ｔを有する。この期間ＴＳＤは、画像レートの取得ＩＲの関数であり、多数の予め定義されたインターバルＴＩ_nに分割される。このインターバルの数は、心拍数及び画像レートに依存する。それぞれのインターバルＴＩの間、インターバルＴＩの第一の時間ｔｉから第二の時間ｔｉ＋１への内壁ＷＩの動きに追従する。図９から図１２で与えられる例では、第一のインターバルＴＩ１は、２つの時間ｔ０及びｔ１により定義され、第二のインターバルＴＩ２は、２つの時間ｔ１及びｔ２により定義される等である。２Ｄ画像の取得のケースでは、インターバルＴＩは、たとえば１００Ｈｚの画像レートＩＲ１に対応する１０ｍｓに等しい。このインターバルは、３Ｄ画像の取得のケースでは低い。なお、期間ＴＳＤは拡張期である場合がある。

第三のステップ３）では、内壁ＷＩのそれぞれの動きに関連される輪郭であって、それぞれのインターバルＴＩに対応する輪郭を定義することができる。説明される例では、５つの表面Ｓ１〜Ｓ５が描かれ、表面は、２つの輪郭により区切られる。次いで、表面ＳＩは、当業者により知られるColor Kinesis（登録商標）CKと呼ばれる技術で色づけされる。この技術は、リアルタイムで、心臓内の動きの振幅及びタイミングの両者を表示する。Color Kinesisのディスプレイは、２次元の心エコー画像に関してカラーオーバレイを重ね合わせる。画素数は、心臓内の動きの振幅を表し、異なる色は、予め定義されたカラーエンコードされたマップに従って心臓内の動きのタイミングを表す。

第四のステップ４）では、正しく収縮する心臓ＨＲＴの領域／ボリューム及び正しく収縮しない領域／ボリュームを区別することができる。これらの後の領域／ボリュームは、選択することができる関心のある領域ＲＩ／ＶＩの領域／ボリュームを表す。

図９及び図１０の例では、心臓ＨＲＴの全ての領域／ボリュームは、正しく収縮し、図１１では、心臓ＨＲＴの関心のある領域／ボリュームＲＩ１／ＶＩ１は、全く収縮せず、図１２では、心臓ＨＲＴの関心のある領域ＲＩ２／ＶＩ２の領域／ボリュームは遅延と共に収縮する。

なお、勿論、色の差の自動検出、したがって領域／ボリュームＲＩ／ＶＩの自動選択は、視覚的な評価により置き換えられる。このため、ユーザインタフェースＭ＿ＵＳＥＲは、自動的な選択と視覚的な選択の間でユーザに選択させる手段を有する。

この第二の変形例の（図示されない）別の実施の形態では、第三のステップ３）で、前記内壁ＷＩのセグメントの（第一の変形例に記載される）速度曲線を抽出することもでき、移動は、内壁に垂直に行なわれるか（たとえば図１０に例示される軸ＡＸ０）、ＬＶの重力の中心に向かって、又は（たとえば図１０に例示される軸ＡＸ１）予め定義された軸に向かって行なわれる。

Ｘ平面モードは、以下に説明されるように、第一のレートＩＲ１で取得動作において使用される。

Ｘ平面モードの取得は、たとえば心臓の収縮フェーズの間といった同じ時間期間の間に複数の平面で画像の系列を取得するのを可能にする。

たとえば、図１３に例示されるように、２つの異なる平面Ｐ１及びＰ２における少なくとも２つの画像系列が取得される。これらは、２平面モードと呼ばれる。第一のプレーンＰ１の第一の画像Ｉ１＿１は、図１３に例示されるように取得され、これはベースラインとして考慮され、第二の平面Ｐ２の第二の画像Ｉ１＿２は、ベースラインから数°だけシフトされる。限定されるものではない実施の形態では、シフトは６０°からなる。

限定されるものではない実施の形態では、３つの画像系列は、３つの異なる平面Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３で取得される。ベースライン、ベースラインから６０°シフトされた系列、及びベースラインから１２０°シフトされた系列である。左心室ＬＶの異なるセグメントＳＧであるセグメントの３つの部分の画像を有することが可能である。

たとえば、第一の平面Ｐ１は、セグメント１，７，１，１３，１５，１０及び４における第一の部位の画像を有することができ、第二の平面Ｐ２は、セグメント２，８，１４，１７，１６，１１，５における第二の部分の画像を有することができ、最後の平面Ｐ３は、セグメント３，９，１４，１７，１６，１２及び６における第三の部位の画像を有することができる。したがって、左心室の全てのセグメントがカバーされる。２Ｄの取得では、これら２つ（又は３つ）の系列を同時に取得する。３Ｄの取得では、ボリュームが取得され、次いで、これら２つ（又は３つ）の系列を取得するために２つ（又は３つ）の異なるセクションを取得する。

なお、このＸ平面モードは、半径方向の拡張のような移動といった、２つ（又は３つ）の異なる部分間の幾つかの移動の存在に関する視覚的な評価のために使用される。係る大きな移動は、裸眼で見ることができ、２つの異なるセグメントＳＧ間の収縮の遅延が存在することを示す。遅延が検出された場合、遅延が存在する関心のある（２Ｄ画像が取得された場合）領域ＲＩ又は（３Ｄ画像が取得された場合）ＶＩは、ユーザインタフェースＭ−ＵＳＥＲを介してユーザにより選択される。

したがって、コントローラＣＴＲＬ及び選択を可能にする手段Ｍ＿ＳＥＬは、正確なやり方ではないが、（異なる曲線により、又はカラー化により）左心室ＬＶの異なる部位間の非同期を探すため、関心のある領域ＲＩ／ボリュームＶＩを定量的にスクリーニングするのを可能にする。勿論、代替的に、先に記載されたように、（カラー化による視覚的評価によるか、カラー化によらない視覚的評価により）質的なスクリーニングが実行される場合がある。

３）判定手段Ｍ＿ＤＥＦを介して、関心のある前記選択された領域ＲＩ／ボリュームＶＩにフォーカスされる、サブボリュームＳ＿Ｖ１の決定。画像の系列Ｉ１（２Ｄ又は３Ｄ系列）での前記サブボリュームＳ＿Ｖ１の位置及びサイズは、たとえば破線においてスクリーンＳＣＲで表示される。

サブボリュームＳ＿Ｖ１は、自動的に決定され、関心のある領域ＲＩ／ボリュームＶＩをカバーするため、そのパラメータ（深さＲ１、方位角θ１及び仰角）と共にスクリーンＳＣＲに表示される。

次いで、ユーザは、たとえば別の画像レートを取得するため、（たとえば図１４で例示されるようにスクリーンＳＣＲに表示される２つのカーソルＣＣ１，ＣＣ２により）前記サブボリュームの位置及びサイズを手動で変更する。このため、ユーザインタフェースＭ＿ＵＳＥＲは、ユーザにこの可能性を与える手段を有する。なお、画像レートは、（一定の走査線密度での）サブボリュームＳ＿Ｖ１のサイズの関数である。

勿論、代替的に、ユーザは、２つのカーソルＣＣ１，ＣＣ２によりこのサブボリュームＳ＿Ｖ１を手動で、彼自身で決定することができる。第一のレートＩＲ１で取得された画像の系列が２Ｄである場合、ユーザは、たとえば画像の第二の平面Ｐ２を見ることで仰角を定義することができる。

したがって、ユーザインタフェースＭ＿ＵＳＥＲは、自動的なサブボリュームの決定と手動的なサブボリュームの決定の間の選択をユーザに与える手段を有する。

４）第二の画像レートＩＲ２での、前記サブボリュームＳ＿Ｖ１の超音波３次元画像Ｉ３Ｄ＿１の第二の系列の取得。限定されるものではない実施の形態では、この第二の画像レートＩＲ２は、５０Ｈｚよりも高いか、又は５０Ｈｚに等しい。非常に良好な空間及び時間解像度で領域ＲＩ／ボリュームＶＩにフォーカスすることができ、良好な３Ｄ画像の品質に繋がる。

なお、３Ｄ画像を取得する技術は、当業者により公知であり、したがって、ここでは記載されない。なお、高い画像レートＩＲ２で３Ｄ画像を取得することで、高速な取得が可能である。たとえば、画像レートの取得が８０Ｈｚまでに増加されたとき、画像レートの取得が２０Ｈｚであるときよりも、４倍速くなる。なお、使用されるトランスデューサアレイは、限定されるものではない実施の形態では０，５°と１，５°の間で互いに配置される多数の走査線を生成する。これは、３Ｄの超音波画像の良好な空間解像度、したがって良好な画質を得るのを可能にする良好な走査線密度をもたらす。
この画像の３Ｄ系列Ｉ３Ｄ＿１は、スクリーンＳＣＲで表示される場合がある。

５）判定手段Ｍ＿ＤＥＦを介して図１５に例示されるような基準として考慮される別のサブボリュームＳ＿Ｖ０の決定。
勿論、第一のサブボリュームＳ＿Ｖ１についてと同様に、代替的に、ユーザはこの動作を彼自身で実行することができる。

６）前記基準のサブボリュームＳ＿Ｖ０に対応する３Ｄ画像Ｉ３Ｄ＿２の第三の系列の取得。この画像の３Ｄ系列Ｉ３Ｄ＿２は、スクリーンＳＣＲで表示される場合がある。

７）コンパレータＣＭＰを介して基準のサブボリュームＳ＿Ｖ０とのサブボリュームＳ＿Ｖ１の比較。この比較は、多くの異なるやり方で実行することができる。たとえば、心周期の間にサブボリュームＳ＿Ｖ１と基準のサブボリュームＳ＿Ｖ０との位置ずれを表す位置ずれ曲線を計算することが可能である。これらの曲線が同一である場合、サブボリュームＳ＿Ｖ１と基準のサブボリュームＳ＿Ｖ０との間に非同時性は存在しない。曲線が異なる場合、非同時性が存在する。たとえば、（最大の位置ずれの時間のような）代表的な時間でこれら２つの曲線間の遅延ＴＤＬが検出される場合がある。３Ｄ超音波画像の分野、特に心臓再同期療法で知られているように、２つの異なるボリュームをどのように計算するかについて、更に説明する必要はない。本発明と従来技術との間の主要な違いは、この比較が従来技術におけるよりも高い画像レートで取得される画像間で実行されることであり、これにより、非常に正確な比較となる。

比較の結果は、スクリーンＳＣＲで表示される。たとえば、ユーザは、サブボリュームＳ＿Ｖ１と基準のサブボリュームＳ＿Ｖ０との間に遅延ＴＤＬが存在することが警告される場合がある。

要約として、図１６は、システムＳＹＳにより制御される異なる動作を見ることができる、本発明に係る超音波画像形成の方法を例示する。勿論、幾つかの動作は、並列に実行される場合がある。たとえば、関心のある部位ＲＩ／ＶＩをカバーするサブボリュームＳ＿Ｖ１の３Ｄ系列の取得、基準のサブボリュームＳ＿Ｖ０の３Ｄ系列の取得は、並列に実行され、システムＳＹＳのスクリーンＳＣＲで共に表示される場合がある。

なお、係る超音波画像形成システムＳＹＳは、限定されるものではないが、同期化の措置とのような心臓向けの複数の用途で使用される場合がある。

同期化の措置により、左心室の部位が左心室の別の部位と同期して収縮しているかを検出し、左心室の部位が左心室の別の部位と同期して収縮していない場合に潜在的な欠陥を検出することができる。記載される超音波画像形成システムにより、同期が存在するか否かを検出することができる。続いて、ペースメーカを使用して、この心臓の欠陥が訂正され、正しく機能しない心臓の部位が活性化される。なお、前記心臓の２つの部位間の収縮の遅延が４０ｍｓ前後である場合、心臓の同期の欠陥が存在する。記載されるシステムによる３Ｄの取得の画像レートにより、係る欠陥を検出することができ、これは、従来技術の２０Ｈｚ（２つの画像間で５０ｍｓ）の３Ｄ画像の取得レートでは不可能である。

したがって、記載された本発明の超音波画像形成システムは、以下の利点を有する。
先に見られたように、同期化の措置により心臓の２つの異なる部位間の機能障害を検出することができる。

３Ｄの取得により、正確なビューを有するために幾つかの問題となる可能性がある心臓の部位のかなりの数の画像（毎秒５０画像を超えるか又は５０画像に等しい）をもつ画像系列であって、良好な解像度（走査線の数は数千以上に保持される）もつ画像系列を取得することができる。この場合、画像レートの取得及び走査線の密度が満足されるときに良好な視野を有する。

さらに、記載される画像形成システムによる画像の第一の系列の取得により、第一のステップが心臓の内壁を与えるとき、広範囲のボリューム測定を行なうことができる。広範囲のボリューム測定は、心臓の空洞内の血液のボリュームを測定することからなる。より詳細には、心臓の拡張周期のボリュームに関して心室により放出される血液の割合である駆出率ＥＦ（ejection fraction）が計算される。したがって、ＥＦはＥＦ＝（ＳＶ／ＥＤＶ）・１００から計算され、ここでＳＶ（stroke volume）は１回の拍出量、ＥＤＶ（end-diastolic volume）は心臓の拡張周期のボリュームである。したがって、心臓の拡張周期のボリューム（ＥＤＶ）及び収縮末期容量（ＥＳＶ：end-systolic volume）及び１回拍出量（ＳＶ＝ＥＤＶ−ＥＳＶ）の良好な推定値が提供される。

記載される超音波画像形成システムにより、心臓麻痺を防止することができ、たとえば、人体への血液の供給においてより効果的であるように、心腔（心室及び心房）に刺激を与えて同期して鼓動させることから構成される心臓再同期治療ＣＲＴといった、適切な治療を利用することができる。この刺激は、心臓組織の隣に配置されるパルスジェネレータ及びペースリード（ペースメーカ）を介して行なわれる。

上述された実施の形態は、本発明を限定するのではなく例示するものであり、当業者であれば、特許請求の範囲により定義された本発明の範囲から逸脱することなしに多くの代替的な実施の形態を設計することができる。

請求項では、括弧間に配置される参照符号は、請求項を限定するものとして解釈されるべきではない。単語「有する“comprising”及び“comprises”」等は、全体として請求項又は明細書に列挙された以下のエレメント又はステップの存在を排除するものではない。エレメントの単一の参照は、係るエレメントの複数の参照を排除するものではなく、逆も然りである。

本発明は、幾つかの個別のエレメントを有するハードウェアにより、適切にプログラムされたコンピュータにより実現される場合がある。幾つかの手段を列挙している装置の請求項では、これらの手段の幾つかは、ハードウェアの同一アイテムにより実施される。所定の手段が相互に異なる従属の請求項で引用される事実は、これらの手段の組み合わせを使用することができないことを示すものではない。

Claims (14)

1. 臓器の超音波ライブ画像の第一の系列を第一の画像レートで取得し、前記第一の系列における関心のある部位をカバーするサブボリュームの超音波３次元ライブ画像の第二の系列を第二の画像レートで取得し、基準となるサブボリュームの超音波３次元ライブ画像の第三の系列を第二の画像レートで取得する動作を制御するコントローラと、
   ３次元ライブ画像の前記第二の系列と前記第三の系列とを比較するコンパレータと、
   を有することを特徴とする超音波画像取得システム。
2. 前記第二の画像レートは、５０Ｈｚに等しいか、又は５０Ｈｚよりも高い、
   請求項１記載の超音波画像取得システム。
3. 前記第一の画像レートで取得される画像は２次元の画像である、
   請求項１記載の超音波画像取得システム。
4. 前記第一の画像レートは、４０Ｈｚよりも高いか、４０Ｈｚに等しい、
   請求項３記載の超音波画像取得システム。
5. 前記第一の画像レートで取得される画像は３次元の画像である、
   請求項１記載の超音波画像取得システム。
6. 前記第一の系列の超音波画像における前記関心のある部位の選択を可能にする手段を更に有する、
   請求項１記載の超音波画像取得システム。
7. 前記関心のある部位の選択を可能にする手段は、前記臓器の幾つかの部位に関する速度情報に基づいた選択を可能にする、
   請求項６記載の超音波画像取得システム。
8. 前記関心のある部位の選択を可能にする手段は、Color Kinesis（登録商標）方法に基づく選択を可能にする、
   請求項７記載の超音波画像取得システム。
9. 前記コントローラは、同じ時間の間に複数の平面における複数の画像系列の取得を制御する、
   請求項１記載の超音波画像取得システム。
10. 臓器の超音波ライブ画像の第一の系列を第一の画像レートで取得するステップと、
    前記第一の系列における関心のある部位をカバーするサブボリュームの超音波３次元ライブ画像の第二の系列を第二の画像レートで取得するステップと、
    基準となるサブボリュームの超音波３次元ライブ画像の第三の系列を第二の画像レートで取得するステップと、
    ３次元ライブ画像の前記第二の系列と前記第三の系列とを比較するステップと、
    を含むことを特徴とする超音波画像形成方法。
11. 関心のある部位を選択するステップを更に含む、
    請求項１０記載の超音波画像形成方法。
12. 前記選択するステップは、
    前記臓器の幾つかの部位の速度情報を取得するステップと、
    前記速度情報をカラー化するステップと、
    その色が一様でない前記臓器の部位を他の部位と視覚的に評価するステップと、
    を含む請求項１１記載の超音波画像形成方法。
13. 前記選択するステップは、
    前記臓器の幾つかの部位に関連する速度曲線を取得するステップと、
    代表的な時間で前記速度曲線の間の遅延を視覚的に評価するステップと、
    を含む請求項１１記載の超音波画像形成方法。
14. プロセッサにより実行されたとき、請求項１０記載の方法を実現するプログラム命令を含むコンピュータプログラム。

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