JP7449406B2 - 医療検出システム及び配置方法 - Google Patents

Description

本発明は、医療検出システムに関し、特に、可動ＥＣＧ電極を備えるシステム、及びＥＣＧ電極の配置をガイドするための手段に関する。

一般的な種類の臨床患者検査は、心臓血管検査である。

心臓血管検査は、多くの場合、患者の心臓の検査だけでなく、手、顔、及び首を包含する体の他の部位の検査を含む。心臓血管検査は、例えば胸の痛み、息切れ、又は心不全といった患者の症状をもたらす任意の心臓血管病理を識別することを目標としている。

心臓の身体検査中に実施される重要な観測は、心拍数の測定、例えば左心室の肥大に対する標示としての（例えば打診、及び心臓の発作を感知することにより測定された）心臓のサイズの測定、及び、例えば、異なる心臓弁（これらは、僧帽弁、大動脈弁、三尖弁、及び肺動脈弁である）に関連した４つの標準位置における心臓の聴診を介して観測される心臓弁機能及び血流の検査を包含する。心音及び心雑音は、弁異常、ボリューム過負荷、圧力過負荷、及び肥厚に対する標示を与える。

心臓血管検査を実施するために使用され得る１つのモダリティは、心エコー検査である。

心エコー図は、心臓の構造物及び心臓内における血流方向を評価するために使用され得る超音波検査である。心エコー検査に関して特別に訓練された技術者は、画像及びビデオを生成するための超音波プローブを使用してスキャンを実施し、多くの場合、異なる方向から心臓を見るために胸壁における様々な場所に配置された特別なプローブ又はトランスデューサーを使用する。心臓専門医、又は心臓専門家は、心機能を評価するために、及び結果の報告を提供するために、獲得された画像を評価するように訓練される。

心エコー図により生成された情報は、以下のうちの１つ又は複数の標示を提供する。

－ 心臓サイズ。衰弱した、又は損傷した心臓弁、高血圧、又は他の疾患は、心臓の心腔が肥大すること、又は心臓の壁が異常に厚くなることをもたらし得る。

－ 心臓ポンプ搬送強度。心エコー図は、心臓ポンプ搬送強度を特定することを支援し得る。特定の測定結果は、各心拍中に充填された心室から排出される血液のパーセンテージ（駆出率）、又は、１分間に心臓によりポンプ搬送された血液のボリューム（心拍出量）を含む。

－ 心筋に対する損傷。心エコー図取得中に、心臓壁の全ての部分が心臓ポンプ搬送活動に正常に寄与しているか否かを判定することが可能である。弱い動きを示す部分は心臓発作中に損傷を受けたか、又は、過度に少ない酸素を受け取っている。これは、冠動脈疾患又は様々な他の症状を示す。

－ 弁問題。心エコー図は、心拍として心臓弁の動きを示す。ここから弁が適切な血流のために十分に幅広く開いている（すなわち狭窄を伴わない）か否か、及び／又は、血液漏出を防ぐために完全に閉じる（すなわち弁逆流を伴わない）か否かが特定され得る。

－ 心不全。心腔に関連した問題、心臓と大血管との間の異常な接続、及び、誕生時に存在する複合的な心不全を包含する多くの心不全が心エコー図により検出される。心エコー図は、誕生前の赤ん坊の心臓の発達を監視するために更に使用され得る。

上述の事項に加えて、（より高度な分析技術を使用して）心臓壁厚、壁運動学、及び血流パターンを評価することも可能である。

超音波検査のための様々な異なるハードウェアによる実施態様が存在する。

最も一般的なアプローチは、その先端部に位置する皮膚接触エリアに音響的に結合された超音波トランスデューサーのアレイを含む超音波プローブの形態をとる。これは、典型的には皮膚とプローブとの間に塗布された音響結合ゲルを使用して、患者の皮膚にわたってスライドさせられる。超音波プローブは、例えばカート又はトロリーの形態により搭載された超音波イメージングシステム又はデバイスに接続された手持ち式プローブデバイスである。

超音波プローブは、音響信号を生成するために超音波トランスデューサーを使用する。異なる種類の超音波トランスデューサーが存在する。最も一般的な種類のトランスデューサーは圧電トランスデューサーである。

１つの代替的な、及び有益なタイプは、容量性微細加工超音波トランスデューサー（ＣＭＵＴ）である。ＣＭＵＴトランスデューサーは、比較的最近の開発物である。ＣＭＵＴは、エネルギー変換機能を提供するための静電容量の変化を使用する。ＣＭＵＴは、微細加工技術を使用してシリコン上に構成される。キャビティがシリコン基材内に形成され、薄い膜がキャビティ上に懸架され、その上において金属化層が電極として機能する。シリコン基材は下側電極として機能する。

ＣＭＵＴは微細加工デバイスであるので、この技術を使用してトランスデューサーの２Ｄ及び３Ｄアレイを構成することが、より簡単である。これは、多数のＣＭＵＴがトランスデューサーアレイに含まれ得ることを意味し、他のトランスデューサー技術に比べて、より広い帯域幅を提供する。

更に、高周波動作を実現することは、ＣＭＵＴの比較的小さい寸法に起因してＣＭＵＴを使用することで更に簡単になる。動作周波数は、トランスデューサーセルサイズ（特に膜によりカバーされたキャビティのサイズ）、及び更には膜のために使用される材料の硬化度に依存する。

更に、ＣＭＵＴトランスデューサーはシリコン上に構成されるので、更なる制御又は駆動電子機器の統合は、他のトランスデューサー技術に比べて更に簡単である。これは、例えばトランスデューサーと同じチップ上に制御コンポーネントを統合することによりデバイスのフォームファクターを低減する可能性を提供する。

代替例においてＰＭＵＴトランスデューサーも使用される。

代替的なハードウェアアプローチは、心臓聴診を実施することを補助する電子聴診器の使用である。例えば、結果に基づく診断を可能にするために、結果として得られる音の改善された分析及び明確化を可能にするために、聴診心音信号のより高度な処理に対する最近の開発がこの分野において行われている。

通信技術の進歩及びコンピュータ化に伴って、リモート監視が可能となってきた。患者を病院に移動させることの困難さに起因して、又は医師を利用できないことに起因して、多くの状況において、物理的パラメータのリモート監視が好ましい。更に、例えば、臨床医が患者に対して別の臨床動作又は検査を実施することと並列に心臓の情報を必要とする場合に、概して手を使わない自律監視も有益である。

心電図記録（ＥＣＧ又はＥＫＧ）は、皮膚上に配置された電極を使用して、ある期間にわたって心臓の電気的活動を記録する工程である。これらの電極は、各心拍中に脱分極及び再分極の心筋の電気生理学パターンから発生する皮膚上の小さい電気的な変化を検出する。

従来の１２リードＥＣＧでは、１０個の電極が患者の肢に、及び胸の表面に配置される。次に、心臓の電位の全体的な大きさが、（「リード」とも呼ばれる）１２個の異なる角度から測定され、ある期間（典型的には例えば１０秒）にわたって記録される。この手法により、心臓の電気的脱分極の全体的な大きさ及び方向が、心周期にわたって各瞬間に捕捉される。この非侵襲性医療処置により生成された電圧対時間のグラフが心電図である。

１０個の標準電極位置が下記の表１に提示されており、図１に概略的に示されている。

標準的な１２個のＥＣＧリードは、以下の標準的なラベル、すなわち、Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ａＶＲ、ａＶＬ、ａＶＦ、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５、Ｖ６を付されており、３つのカテゴリ、すなわち、肢リード、拡張肢リード、及び前胸部リードにカテゴリ分けされる。

異なるＥＣＧリード測定結果の各々が、２つ又は３つの電極の組み合わせを使用して演算される。下記の表２は、標準的な１２個のリードの各々がどのように計算されるかを示している。

右脚（ＲＬ）における電極はリードにおいて使用されず、グランド基準としてのみ使用される。ウィルソン・セントラル端子（ＷＣＴ）と呼ばれる仮想点の電圧が、前胸部電極電位の各々から減算される。ＷＣＴは、右脚における基準電極を基準とした肢における電位を平均化することにより取得される（ＷＣＴ＝（ＲＡ＋ＬＡ＋ＬＬ）／３）。

心周期中における任意の所与の時点において、全てのＥＣＧリードが、異なる角度からではあるが同じ電気的事象を分析する。これは、同様の角度をもつＥＣＧリードが同様のＥＣＧ曲線（図）を表示しなければならないことを意味する。診断は多くの場合、より少ないリードを観察することにより確立され得るので、幾つかの目的（例えば不整脈の診断）に対して、全てのリードを分析することが常に必要というわけではない。また一方では、形態変化（例えば心筋虚血）を診断することを目的とすると、使用されるリードが多いほど、診断がより正確となる。したがって、調査される病理に応じて、異なる数のリードが必要とされる。

１２リードＥＣＧは、感度、特異性、及び実用性の間でトレードオフの関係にある。例えば、極端な例では、（急性心筋梗塞に関する幾つかの研究において検査された）１２０個のリードは、特異性及び実用性を犠牲にして、多くの症状に対して感度を改善する。また一方では、ただ１つのリードを使用することは、幾つかの不整脈を診断することを可能にするが全てというわけではなく、及び、ただ１つのリードを使用することは心臓内の形態変化の診断を可能にしない。

多リードＥＣＧは、心臓の客観的な身体検査に対する補助として大幅な利点となる。しかし、一般的な医師は典型的には、このような多リードＥＣＧ検査（これは電極を配置すること、リードを選択すること、ＥＣＧ結果を読み取ることを有する）を結果的に実行するために、体の正しい位置に必要な１２個のリードのセットを正確に及び精度良く配置するために必要とされる機器、時間、又は経験をもっていない。

したがって、改善されたＥＣＧ測定アプローチは価値がある。

本発明は、請求項により規定される。

本発明の一態様による例によると、
超音波検出手段と心電図（ＥＣＧ）測定における使用のための少なくとも１つの電極とを備える、プローブユニットと、
プローブに動作可能に結合された制御装置であって、体に対する（例えば心臓に対する）プローブの複数のとり得る位置の各々に関連した基準超音波データを記憶したアトラスデータセットと、異なるＥＣＧ測定のための体に対する複数の基準（対象）電極位置を記憶したデータストアとを備える、制御装置と
を備え、
制御装置が、超音波データを獲得するために超音波検出手段を制御し、獲得された超音波データに基づいて、及び、アトラスデータセットへの参照に基づいて、基準電極位置のうちの１つ又は複数にプローブを配置するためのユーザーに対するガイダンス情報を生成するように構成された位置ガイダンス機能を実施するための、少なくとも１つの動作モードであるように構成された、
医療検出システムが提供される。

ＥＣＧ検査のための複数の電極を使用する代わりに、本発明の実施形態は、体における異なる位置間で可動な、プローブユニットに統合された１つの可動ＥＣＧ電極の使用を提案する。このように、多リードＥＣＧ検査は、対象者の体に多数の異なる電極を配置することを必要とせずに実施され得る。

少なくとも１つの基準静的電極が、検査を実施するために可動電極に電気的に結合するためにユーザーの体における固定点に搭載されて更に提供される。可動ＥＣＧ電極は、したがって、完全なＥＣＧ検査（例えば９又は１２リード検査）に必要な上述の異なる標準角度（リード）に対するＥＣＧデータを獲得するために異なる標準ＥＣＧ電極位置間を動かされ得る。したがって、実際には、システムは、異なる位置間で順次的に可動な１つのＥＣＧ電極を使用して、異なる位置のセット内の配置のため複数のＥＣＧリード（及び電極）を置き換える。動作時に使用されるとき、これは、異なるリードに対するＥＣＧ測定を可能にするために可動プローブ電極に電気的に結合された（提供されるシステムの一部である、又は別々に提供された補助電極である）１つ又は複数の静的電極と組み合わされる。

上述のように、異なる標準角度に対するＥＣＧ電極の正しい配置は非専門家にとって困難である。したがって、本発明の実施形態は、ＥＣＧ電極を収容した同じ可動プローブへの超音波検出手段（例えばトランスデューサー構成体）の統合を更に提案し、獲得された超音波データは、ＥＣＧ電極の（すなわちプローブの）配置をガイドするために使用され得る。基準超音波データを異なる体の位置に関連付けるアトラスデータのセットが記憶され、例えば９又は１２リード検査といった標準ＥＣＧ検査を実施するためのＥＣＧ電極配置のための標準位置を記憶したデータストアが参照される。アトラスの組み合わせ、及び基準位置のデータストアを使用して、システムは、（例えば標準位置のシーケンスに従って）１つ又は複数の対象位置のセットの各々にプローブをガイドし得る。

プローブが所与の基準対象位置の各々に配置された後、システムがＥＣＧ測定データの獲得を制御する。

したがって、プローブの正確な配置をガイドするための超音波ベースの位置ガイダンス機能のおかげで、非専門家によっても動作させられ得る順次的又は段階的ＥＣＧ検査システムが提供される。

制御装置は、ガイダンス情報を示す、又はガイダンス情報に基づく情報出力、すなわちガイダンス出力を生成する。

ガイダンス情報は、例えば、システムの一部に含まれる、又は含まれない関連するディスプレイデバイスにおける表示のためのグラフィカルデータを含む。例えば、グラフィカル出力は、対象電極位置に到達するためにプローブを動かすための方向及び／又は距離について視覚的標示を提供する。ガイダンス情報出力は、追加的に、又は代替的に、例えばユーザーに対する聴覚情報及び／又は触覚フィードバックといった１つ又は複数の他の感覚出力を含む。触覚フィードバックは、例えばプローブユニットのハンドルを介して提供される。

超音波検出手段は、例えば超音波トランスデューサー構成体を備え、すなわち、超音波検出手段は、１つ又は複数の超音波トランスデューサーを備える。超音波検出手段は、超音波トランスデューサーアレイを備えてもよい。

基準超音波データは、例えば基準超音波イメージングデータである。

ここまでに言及されているアトラスは単に、例えば、それらの位置の各々に配置されたプローブにより獲得されたデータといった、プローブの複数のとり得る位置の各々に関連した基準超音波データを含むデータのセットを意味する。したがって、「アトラス」という用語は単にデータのセットを表すと理解され、アトラスデータセットとも呼ばれる。

ガイダンス機能は、既定のＥＣＧ測定結果のセットを獲得するために既定の基準電極位置のセットにプローブを配置するようにユーザーをガイドするためのガイダンス情報を生成するように構成される。

言い換えると、この例において、制御装置は、体に対する（特に心臓に対する）複数の基準電極位置を通してユーザーをガイドする。各位置は、心臓に対する異なる角度（すなわち異なる「リード」）に対応したＥＣＧ測定結果を収集するためのものである。

基準電極位置のセットは規定の順序をもつので、基準電極位置のセットは位置のシーケンスを規定する。この手法により、ユーザーは、特定のシーケンスで連続した又は一連の基準電極位置を通してガイドされる。例えば、基準電極位置間の移動距離を最小化するために、これは基準位置を順序化することに基づく。しかし、既定の順序が不可欠というわけではない。

基準電極位置は、共通のグループの基準位置間の移動距離を最小化するために、幾つかの例において時系列的にグループ化される。

制御装置は好ましくは、プローブが１つ又は複数の対象位置の各々に配置されたときに、プローブの少なくとも１つのＥＣＧ電極を使用したＥＣＧ測定データの獲得を制御するように更に構成され、すなわち、制御装置は１つ又は複数の対象位置の各々においてＥＣＧ測定を実施する。

これは、プローブに統合された少なくとも１つのＥＣＧ電極と少なくとも１つの更なる基準電極との間の電気刺激を制御することを有する。基準電極は、例えば、適切な基準位置（例えば、左脚若しくは右脚、又は、左腕若しくは右腕）において対象者の体に搭載されて提供された静的基準電極である。１つ又は複数の基準電極が、ＥＣＧ測定を実施するためにプローブにおける可動電極とペアを形成する。

制御装置は、プローブが対象位置に到達したことに応じて、ＥＣＧデータの獲得を自動的にトリガーし、又は獲得は、例えば、ユーザーインターフェースを介して、又はプローブユニットにおけるユーザー制御部（例えばボタン）を作動させることにより、ユーザーにより手動でトリガーされる。

制御装置は、１つ又は複数の対象位置の各々に対する獲得されたＥＣＧデータに基づいて心臓に関連した１つ又は複数の解剖学的パラメータを特定するように更に構成される。

システムは、ＥＣＧ測定を実施するために、プローブの少なくとも１つのＥＣＧ電極に電気的に結合するために対象者の体における位置に静的に搭載するための少なくとも１つの静的ＥＣＧ電極を更に含む。

少なくとも１つの静的電極がプローブから独立しており、プローブ電極と静的電極とを使用してＥＣＧ測定結果を獲得するために使用中にプローブから空間的に移動させられることを意図されている。

例えば、１つ又は複数の静的電極は、１２又は９リードＥＣＧ検査のために標準電極位置のうちの１つ又は複数（例えば左脚、右脚、左腕、右腕など）に搭載される（上記の表１を参照されたい）。

有益な例において、少なくとも１つの静的ＥＣＧ電極が、体装着型ユニットに統合される。

装着型ユニットは、ユーザーによりユーザーの体の一部、例えば、手首、足首、脚の下部、脚、又は腕などに装着され得るユニットを意味する。装着型ユニットは、例えば足首、腕、手首、又は脚の周囲に取り付けられ得るバンドを備える。

装着型ユニットの利点は、装着型ユニットが、ユーザーの体に対するセンサーの非常に信頼性の高い配置を確実なものとすることである。装着型ユニットは知られた典型的な形状及び輪郭を伴って知られた体の位置に搭載されるので、ユニット内の電極配置は、ユニットが装着されたとき、電極が体における信頼性高く知られた位置に配置されるように構成され得、ＥＣＧ測定精度を改善する可能性がある。

１つ又は複数の例によると、位置ガイダンス機能は、患者の肋骨の少なくとも一部を含むエリアを表す超音波データを獲得することに少なくとも部分的に基づき、及び、アトラスデータセットは異なる位置に対する肋骨に関連した基準超音波データを含む。この超音波データは、したがって、患者の胸における比較的浅いレベルにおいてデータ（例えばＭモードデータ）を獲得することに基づいて収集される。これは、例えばシステムに含まれるビーム形成部により制御される。

追加的に、又は代替的に、位置ガイダンス機能は、心臓の少なくとも一部を含む領域を捕捉する超音波データを収集することに少なくとも部分的に基づく。それは、対象ＥＣＧ電極位置のうちの１つ又は複数に対するプローブの位置オフセットを特定するために、画像位置合わせ工程の使用に基づく。心臓を捕捉するために、胸内のわずかに低い深さからの超音波データが捕捉される。画像位置合わせオプションが更に後で説明される。

１つ又は複数の例によると、獲得された超音波データは超音波画像データを含み、システムは各対象ＥＣＧ電極位置に関連した基準超音波画像ビューを記憶し、画像位置合わせ工程は、所与の対象位置に対する（すなわち、プローブがガイドされる対象ＥＣＧ電極位置に対する）獲得された超音波画像データと基準超音波画像ビューとの間の位置合わせを実施することを有する。

例えば、基準画像が所与のプローブ位置における捕捉された画像ビューと位置合わせされていない場合、これは、プローブが対象電極位置に到達するために動かされることを必要としていることを意味する。２つの画像ビュー間のオフセットを特定することにより、プローブがシフトされる必要のある距離が特定され、例えばガイダンスフィードバックの一部として提供される。

異なる位置に対する基準画像ビューが、アトラスデータセット又はデータストアにより、又は異なるストレージコンポーネントにより記憶される。

１つ又は複数の実施形態によると、位置ガイダンス機能は、２つのモード、すなわち、
少なくとも対象者の肋骨の領域を表すデータを獲得するために、体内における第１の深さレベルにおいて超音波データを獲得するように超音波検出手段が制御される第１のモードであって、位置ガイダンスが、肋骨位置に関連したアトラスデータに基づく、第１のモードと、
心臓を表す超音波データを獲得するために、体内における第２のより深い深さレベルにおいて超音波データを獲得するように超音波検出手段が制御される第２のモードであって、好ましくは位置ガイダンスが心臓に関連したアトラスデータに基づく画像位置合わせ工程に基づく、第２のモードと、
を含む。

プローブが対象位置から遠く離れているとき、第１のモードが動作させられ、プローブがより近いとき、第２のモードが動作させられる。

第１のモードは例えば、対象位置のおおむね近傍又はエリアにプローブを動かすための、おおまかな配置モードである。第２のモードは例えば、プローブ位置の微調節のための微調整モードである。

幾つかの例において、第１のモードにおいて、位置ガイダンス情報は少なくとも、プローブが対象位置に到達するために動かされなければならない方向の標示を含み、第２のモードにおいて、位置ガイダンス情報は、プローブが対象位置に到達するために動かされなければならない方向と距離との標示を含む。

幾つかの例において、制御装置は、モード選択工程を繰り返し実施するように構成され、
所与の対象位置に対する基準超音波画像ビューの少なくとも一部が、獲得された超音波データの視野内にある場合、位置ガイダンス機能が第２のモードにおいて動作し、
問題となっている対象位置に対する基準超音波画像ビューのどの部分も獲得された超音波データの視野内に観測されない場合、ガイダンス機能が第１のモードにおいて動作する。

１つ又は複数の有益な実施形態によると、システムは、１つ又は複数のＥＣＧ測定の第１のセットを実施するために対象電極位置の第１のセットにプローブを配置するようにユーザーをガイドするように、及び、ＥＣＧ測定の第１のセットにおいて獲得されたＥＣＧ測定データに基づいて、１つ又は複数のＥＣＧ測定の第２のセットに対する記憶された対象電極位置を調節するように構成される。

例えば、第１の１つ又は複数のＥＣＧ測定に基づいて、心臓のサイズ、位置、及び／又は角度配向が、標準的なものと異なる、又は、アトラスデータ及び／又は基準位置が基礎とするものと異なると判定される。したがって、位置ガイダンスが問題となっている患者の特定の解剖学的構造に対して調整されるように、又はパーソナライズされるように、残りのＥＣＧ測定に対するアトラスデータ及び／又は基準位置が調節され得る。

位置ガイダンス情報は、対象位置に向けて動かすための、プローブに対する提案された動き方向の標示を含む。

任意選択的に、位置ガイダンスは、移動距離の標示を更に含む。

１つ又は複数の有益な実施形態において、制御装置は、連続的に、又は規則的なインターバルで超音波データを獲得するために、少なくとも１つの動作モードであるように構成され、位置ガイダンス機能は、獲得された超音波データ間の連続的な、又は反復的なフィードバックループ、及び位置ガイダンス情報の生成を有する。

例えば、超音波データは、対象者の体内における第１の（浅い）深さレベルにおいて、例えば対象者の肋骨のレベルにおいて、連続的に獲得される。

制御装置は、対象位置に対するプローブの更新された配置を連続的に確認し得、及び、相応にガイダンス情報を連続的に更新し得る。

本発明の更なる態様による例は、対象者の体に対して医療検出プローブを配置することにおいてユーザーをガイドする方法であって、プローブが、超音波検出手段と少なくとも１つのＥＣＧ電極とを備え、方法が、
超音波検出手段を使用して超音波データを獲得するステップと、
体に対するプローブの複数のとり得る位置の各々に関連した基準超音波データを記憶したアトラスデータセットにアクセスするステップと、
異なるＥＣＧ測定のための体に対する複数の基準又は対象電極位置を記憶したデータセットにアクセスするステップと、
獲得された超音波データに基づいて、及びアトラスデータセットに対する参照に基づいて、基準電極位置のうちの１つ又は複数にプローブを配置するためのユーザーに対するガイダンス情報を生成するように構成された位置ガイダンス機能を実施するステップと、
を有する、方法を提供する。

ガイダンス機能は、有益な例において、既定のＥＣＧ測定結果のセットを獲得するために、既定の基準電極位置のセットを通してプローブを配置するようにユーザーをガイドするためのガイダンス情報を生成するように構成される。基準電極位置のセットは、幾つかの例において既定の順序をもち、したがって、基準電極位置のセットは位置の既定のシーケンスを規定する。

本発明の更なる態様による例は、プロセッサであって、プロセッサが、超音波検出手段と少なくとも１つのＥＣＧ電極とを備えるプローブと通信可能に結合された、プロセッサ上で動作するときに、ここまでに概略的に説明されている、又は以下で説明される任意の例又は実施形態による、又は本出願の任意の請求項による方法を実施することをプロセッサにさせるように構成されるコード手段を含むコンピュータプログラムプロダクトを提供する。

本発明のこれらの態様及び他の態様が、以下で説明される実施形態から明らかとなり、以下で説明される実施形態を参照しながら説明される。

本発明をより良く理解するために、及び、本発明がどのように実現されるかをより明確に示すために、以下で単なる例示として添付図面が参照される。

標準的な１２リードＥＣＧ検査のための標準電極位置を概略的に示す図である。 １つ又は複数の実施形態による例示的なシステムを示す図である。 使用時における一実施形態の例示的なプローブユニットを示す図である。 超音波センサー手段及びプローブユニットのヘッドにおけるＥＣＧ電極に対する例示的な代替的な構成を示す図である。 １つ又は複数の実施形態による１２リードＥＣＧ検査を実施するための可動プローブ電極及び静的基準電極に対する位置を示す図である。 １つ又は複数の実施形態による順次的又は段階的ＥＣＧ検査を実施するための例示的なワークフローをブロック図の形態で概略的に示す図である。 位置ガイダンス機能の１つ又は複数の例による使用のための例示的なモード選択工程をブロック図の形態で示す図である。 １つ又は複数の例によるＥＣＧ検査の結果の例示的な視覚出力を示す図である。 １つ又は複数の実施形態による９リードＥＣＧ検査を実施するための可動プローブ電極及び静的基準電極に対する位置を示す図である。 例示的な超音波イメージングシステムのコンポーネントを概略的に示す図である。

本発明は図を参照しながら説明される。

詳細な説明及び特定の例は装置、システム、及び方法の例示的な実施形態を示しているが、詳細な説明及び特定の例は、例示を目的とすることを意図したものに過ぎず、本発明の範囲を限定することを意図したものではないことが理解されなければならない。本発明の装置、システム、及び方法のこれらの、及び他の特徴、態様、及び利点は、以下の説明、添付の特許請求の範囲、及び添付図面からより良く理解されるようになる。図は概略図に過ぎず、一定の縮尺で描かれないことが理解されなければならない。同一又は類似の部分を示すために、複数の図にわたって同じ参照符号が使用されることも理解されなければならない。

本発明は、ＥＣＧ測定を実施するための、システムを提供し、及び、統合された１つ又は複数のＥＣＧ電極と、例えばトランスデューサー構成体といった超音波検出手段とを含むプローブを備える。したがって、プローブは、心臓に対する異なる角度（すなわち異なる「リード」）からＥＣＧ測定結果を獲得するために、体における異なる位置のセットの間で順次的に動かされ得る可動ＥＣＧ電極を提供する。必要とされる位置の各々におけるプローブの配置は、（超音波体アトラス又はマップを参照しながら）プローブを配置するために超音波検出手段により獲得された超音波データを使用して、及び、記憶された基準体位置のセットを使用して、次に、次の対象電極位置に到達するためにプローブをどのように動かすかについてガイダンス情報を使用してユーザーをガイドする、位置ガイダンス機能によりガイドされる。例において、ユーザーは、各々において獲得されたＥＣＧデータを使用して電極位置のシーケンスを通してガイドされ、以て、標準ＥＣＧリード測定結果のセットを順次的に構築する。

したがって、本発明の実施形態は、連続的な１リードＥＣＧ測定結果により多リードＥＣＧ測定結果を構築することを提案する。

システムの主要素は、超音波イメージングシステムと、統合された１つの電極（又は電極配置）と、及び超音波トランスデューサープローブとを含む。例えば超音波イメージングといった収集された超音波データを介した位置認識により補助されたＥＣＧ配置ガイダンスが提供される。１つ又は複数のアルゴリズムが、例えば対象ＥＣＧ測定のシーケンスにおける次のプローブ点を特定するために含まれる。幾つかの例において、データ処理アルゴリズムが、獲得された１リードＥＣＧ測定結果のセットから多リードＥＣＧ検査報告又は出力結果を構築するために更に含まれる。

探索する（例えば正の）ＥＣＧ電極は、超音波プローブに統合されており、したがって例えば、超音波トランスデューサー構成体又はアレイが電極位置の周囲のエリアをイメージングし得る。どのＥＣＧ測定結果（リード）が獲得される必要があるかに応じて、１つ又は複数の基準（例えば負の）ＥＣＧ電極が、例えば手首又は足首バンドなどにそれらを統合することにより、例えば腕及び／又は脚といったユーザーの体の静的位置に搭載するために提供される。

１つ又は複数の実施形態による例示的な医療検出システムが図２に概略的に示されている。

システム１０はプローブユニット１２を備える。プローブユニットのヘッド１４が図２の下部に正面図として示される。プローブユニットは、超音波（ＵＳ）検出手段１８と、心電図（ＥＣＧ）測定における使用のための少なくとも１つの電極２２とを備える。この例における超音波検出手段は、例えば超音波トランスデューサーアレイといった１つ又は複数の超音波トランスデューサー（例えばＣＭＵＴ又はＰＭＵＴトランスデューサー）の構成体を備える。超音波検出手段は、例えば超音波画像データを獲得する。

図１に示される例において、超音波検出手段１８は、ＥＣＧ電極の両側に配置された第１の部分１８ａと第２の部分１８ｂとを備える。しかし、他の例において、検出手段は１つの部分のみを備えてもよく、又は、例えば２つより多い部分を備えてもよい。

システムは、プローブユニット１２に動作可能に結合された制御装置２４を更に備え、制御装置は、対象者の体（例えば心臓）に対してプローブ１２の複数のとり得る位置の各々に関連した基準超音波データを記憶したアトラスデータセット２８を含み、及び、異なるＥＣＧ測定のための（体に対する）複数の対象／基準電極位置を記憶したデータストア３０を含む。図１ではアトラスデータセットとデータストアとが独立したコンポーネントとして示されているが、アトラスデータセットとデータストアとが他の例において１つのデータ記憶要素に組み込まれてもよい。

示される例における制御装置は、制御を実施するための、及び演算を処理するための処理コンポーネント２６を更に備え、処理コンポーネント２６が、アトラスデータセット２８及びデータストア３０と通信する。更なる例において、アトラス及びデータストア及びプロセッサの全てが、独立したコンポーネントではなく１つの制御装置又はプロセッサコンポーネントに統合されてもよい。

制御装置２４（例えばプロセッサ要素２６）は、超音波データを獲得するように超音波検出手段１８を制御するために、及び、獲得された超音波データに基づいて、及びアトラスデータセット２８に対する参照に基づいて（データストア３０に記憶された）基準電極位置のうちの１つ又は複数にプローブ１２を配置するためのユーザーに対するガイダンス情報を生成するように構成された位置ガイダンス機能を実施するように、少なくとも１つの動作モードであるように構成される。

データストアは、例えば、例えば９リード、１２リードなどの標準ＥＣＧ検査のセットの各々に対して必要とされる異なるＥＣＧ電極位置のデータベースを備える。

アトラスデータセットは、サンプルの獲得された超音波データを体における対応する位置にリンクさせる超音波マップを効果的に提供する。例えばアトラスデータセットは、体におけるプローブのとり得る位置の各々に対してその位置にあるときにプローブにより観測された超音波イメージングビューを記憶する。したがって、（使用中における）所与のプローブ位置における獲得された超音波データを使用してアトラスをクエリする、又は探索することにより、システムは、プローブが現在どの位置に配置されているかを特定し得る。

以上では１つの制御装置２４が言及されているが、制御装置は、複数の制御装置コンポーネント（例えば複数のプロセッサ）を備えてもよく、又は、１つの制御装置コンポーネント（例えば１つのプロセッサ）を備えてもよい。したがって、本開示において制御装置に割り当てられた機能が、異なる例において１つ又は複数の処理コンポーネント間に分散されてもよい。

システムは好ましくは、ＥＣＧ測定を実施するために、プローブユニット１２の少なくとも１つのＥＣＧ電極に電気的に結合するための、対象者の体における位置に静的に搭載するための少なくとも１つの静的ＥＣＧ電極３４を更に含む。代替的には、使用時に、（提供されるシステムの一部ではない）１つ又は複数の補助静的電極が、ＥＣＧ測定を実施するために少なくとも１つのプローブ電極に電気的に結合するために使用される。

図２の例では、手首及び／又は足首搭載可能ストラップ又はバンド３４ａ及び３４ｂの形態をとる２つの静的基準電極３４ａ、３４ｂが示されている。

代替例において、１つ又は複数の静的センサーは、例えば異なる種類の体装着型ユニットといった異なるユニット、又は、接着パッチ又はクリップといった異なる手法により体に搭載するためのユニットに統合されてもよい。

図３は、対象者の胸に位置する、及び、超音波を送信する第１の超音波トランスデューサー構成体１８ａ及び第２の超音波トランスデューサー構成体１８ｂと、ＥＣＧ検出を実施するＥＣＧ電極２２とを含む、使用時におけるシステムのプローブ１２を概略的に示す。

図１の例において、ＥＣＧ電極２２は、２つの超音波トランスデューサー構成体１８ａ、１８ｂの間に対称に配置されたものとして示されている。これは、ＥＣＧプローブの位置が、患者上においてプローブが位置する面内角度に依存しないという利点をもつ。

しかし、他の例において、１つのＥＣＧ電極２２が代替的に、単一超音波トランスデューサー１８に近接して配置されて提供されてもよい。この代替的な構成は（ａ）と記載されて図４に示されている。このようなシステムは同じプローブユニット１２占有領域において、より大きいＵＳトランスデューサーを可能にする。これは、１つのより小さいトランスデューサー（又は更には２つのより小さいトランスデューサー）に比べて改善されたイメージング品質をもたらし、（より少ない駆動回路及び駆動プロセッサに起因して）より低いコストである。このようなシステムにおいて、配置アルゴリズムは、プローブを正しく配置するためにＵＳガイダンス画像の角度を考慮することを必要とする。

図４は、超音波検出手段１８及びＥＣＧ電極２２に対する２つの更なる代替的な構成を示す。例（ｂ）では、ＥＣＧ電極が超音波トランスデューサー構成体１８自体の占有領域内に位置する。例（ｃ）では、ＥＣＧ電極がトランスデューサー構成体の長軸に直交するように、すなわちトランスデューサー構成体の上方に配置されて提供される。超音波検出及びＥＣＧ電極コンポーネントの任意の他の相対的構成も可能である。

上述のように、好ましい実施形態において、制御装置２４の位置ガイダンス機能が、既定のＥＣＧ測定結果のセットを獲得するために既定の基準電極位置のセットにプローブを配置するようにユーザーをガイドするためのガイダンス情報を生成するように構成される。

言い換えると、制御装置は、体に対する（特に心臓に対する）一連の基準電極位置を通してユーザーをガイドする。各位置は、例えば、心臓に対する異なる角度（すなわち多リード検査の異なるリード）に対応したＥＣＧ測定結果を収集するためのものである。

既定の基準電極のセットは、幾つかの例において既定の順序をもち、したがって、既定の基準電極のセットは基準位置の既定のシーケンスを規定するが、これが必須というわけではない。

制御装置は好ましくは、プローブ１２が１つ又は複数の対象位置の各々に配置されたとき、少なくとも１つのＥＣＧ電極２２を使用してＥＣＧ測定データの獲得を制御するように構成され、すなわち、制御装置は、１つ又は複数の対象位置の各々においてＥＣＧ測定を実施する。

これは、プローブ１２に統合された少なくとも１つのＥＣＧ電極２２と少なくとも１つの更なる基準電極３４との間における電気刺激を制御することを有する。例えば図２の例に対して、静的基準電極３４ａ、３４ｂが使用される。これらのうちの一方又は両方が、収集されるＥＣＧ測定結果に応じて使用される。

制御装置２４は、プローブユニット１２が所与の対象位置に到達したことに応じてＥＣＧデータの獲得を自動的にトリガーするように構成され、又は、獲得は、例えばユーザーインターフェースを介して、又はプローブユニット１２におけるユーザー制御部（例えばボタン）を作動させることによりユーザーにより手動でトリガーされる。

制御装置は、例えば心臓サイズ、心臓位置、心臓配向、１つ又は複数の心臓壁の厚さ、１つ又は複数の心腔のサイズ、又はＥＣＧ測定データから典型的に導出可能な任意の他のパラメータといった１つ又は複数の対象位置の各々に対する獲得されたＥＣＧデータに基づく心臓に関連した１つ又は複数の解剖学的パラメータを特定するように更に構成される。

１つ又は複数の実施形態によると、制御装置は、標準的な１２リードＥＣＧ検査を実施するために電極位置の適切なシーケンスを通してユーザーをガイドするために少なくとも１つのモードにより構成される。標準的な１２リード測定の各々を実施するためのプローブユニット１２の必要とされる位置は、基準データストア３３に記憶され、制御装置２３は、アトラスデータセット２８を使用して、例えば連続的に、又は繰り返し収集された超音波データに基づいて、位置の各々にプローブを配置することにおいてユーザーをナビゲートする。

したがって、標準的な１２リードＥＣＧのためのＥＣＧ測定データを取得するために、制御装置は、１２の１リードＥＣＧ測定のシーケンスを通してユーザーをガイドし、その各々に対してプローブ電極２２及び静的基準電極３４ａ、３４ｂが、下記の表３に示されるように、及び図５に概略的に示されているように標準位置に配置される必要がある。

より詳細に参照するために、異なる電極位置の体における位置が、（上述の）図１に示されている。

図５は、上記の表３において概説されている１２個の標準ＥＣＧ検査位置の各々に対する、可動ＥＣＧ電極２２及び静的ＥＣＧ電極３４ａ、３４ｂの位置を概略的に示す。

各ＥＣＧリード測定のための腕及び脚における正しい位置における静的電極の配置は、簡単でなければならない。幾つかの例において、静的電極は測定間にその場に残され得るが、他の場合において、それらは測定間に動かされることを必要とする。静的電極が例えば図２に示されているように手首／足首バンドといった装着型ユニットに統合されている場合に、配置が特に簡単に行われ得る。制御装置は、新しい測定の各々に対して静的ＥＣＧ電極３４ａ、３４ｂがどこに配置される必要があるかについて、ユーザーに対するプロンプト又は他のガイダンスを生成する。

測定の各々に対して正しい位置に探索（正端子）電極２２を含むプローブ１２を配置することは、非専門家にとって困難である。

したがって、説明されているように、本発明は、プローブを配置するために、及びＥＣＧ検査の基準位置にプローブの配置をガイドするために、超音波データを使用するように構成された位置ガイダンス機能を提供する。

本発明の理解を更に説明する、及び補助するために、本発明の１つ又は複数の実施形態に従ったシステムを使用して順次的なＥＣＧ検査を実施するための１つの例示的なワークフローのステップが、図６においてブロック図の形態で概説されている。ワークフローは、工程中にユーザーにより実施されるものと、工程中にシステム（例えば制御装置）により実施されるものとの両方のステップを有する。

第１のステップ１０２において、静的ＥＣＧ基準（負）電極３４ａ、３４ｂが、例えば上述のようにカフに統合されたＥＣＧ基準電極を使用して適切な場所において対象者の肢に装着される（例えば上記の表３を参照されたい）。

ステップ１０４において、統合された超音波トランスデューサー１８及びＥＣＧ探索（正）電極２２を含むプローブユニットが任意の位置において患者の胸に配置される。

ステップ１０６において、システムは、患者の胸郭をイメージングするために連続的な浅い超音波測定を開始する。言い換えると、システムは、対象者の肋骨の少なくとも一部を含む画像データを捕捉することに適した、体内における第１の深さレベルにおいて超音波データを獲得する。

ステップ１０８において、システムは、アトラスデータセット２８に記憶された胸郭に対する記憶された超音波画像データを使用し、及び、プローブが胸郭に対して座標系のどこに配置されるかを特定するために写像アルゴリズムを適用する。

ステップ１１０において、システムは、第１の測定のための対象ＥＣＧ電極位置に対する現在位置の方向及びオフセットを計算する。基準データストア３０は、例えば胸郭の基準座標系に対する、対象電極位置の各々に対する座標を記憶する。

ステップ１１２において、システムは、プローブ１２が標準ＥＣＧ電極位置に到達するためにどの程度遠くに、及びどの方向に動かされることを必要としているかをユーザーに示す例えば感覚出力の形態をとるガイダンス情報を出力する。

ガイダンス情報に応じて、ユーザーが示される方向にプローブ１２を動かしている（１１４）間に、システムがステップ１１６において、プローブが既に対象位置にあるか否かを確認する。プローブが対象位置にない（プローブが依然としてユーザーにより動かされている）間、システムがループするようにステップ１０６～ステップ１１６を繰り返し、超音波データを連続的に再獲得し、プローブ位置を識別し、ガイダンス情報を更新し、対象位置に到達したか否かを再確認する。

プローブ１２が関連する対象ＥＣＧ電極位置に到達したことをシステムが検出した（１１６）後、システムが、適所にプローブを維持することをユーザーに示す感覚ガイダンス出力情報を生成する。

次に、システムは、ステップ１２０において、患者の心臓をイメージングするために深層超音波測定モードに切り替わる。言い換えると、システムは、対象者の心臓の少なくとも一部を捕捉することに適した対象者の体における第２のより深い深さにおいて超音波データを獲得するようにモードを変える。

例えば心臓の厳密な位置、サイズ、配向といった対象者の個人的な解剖学的構造物は、胸郭に対する標準（記憶された）ＥＣＧ位置が患者に対して厳密に正確ではないことを意味し、及び調節が配置を改善する。したがって、システムは、画像アライメントアルゴリズムを実施し、画像アライメントアルゴリズムでは、現在のプローブ位置における心臓のキャプチャされた画像データが、心臓に対する最適な対象位置に対する記憶された基準超音波画像ビューと比較され、任意のオフセットがある場合、プローブ配置を調節するようにユーザーがガイドされる。

したがって、システムは、ＥＣＧデータを捕捉するために心臓に対する厳密な所望の配置（「パーソナライズされた」ＥＣＧ電極位置）を提供する現在位置と対象位置との間の方向及びオフセットを計算する（１２４）ために画像アライメント又は位置合わせアルゴリズムを使用する。

ステップ１２６において、システムは、どの程度遠いか、及び（位置の微調整として）どの方向にプローブが動いてパーソナライズされたＥＣＧ電極位置を取得する必要があるかをユーザーに示す出力ガイダンス情報（例えば感覚出力情報）を生成する。

ユーザーがパーソナライズされたＥＣＧ電極位置に向けてプローブを動かした（１２８）後、システムは、例えば上述の画像アライメント確認を繰り返すことにより、プローブが対象位置にあるか否かを確認する（１３０）。対象位置にない場合、システムはループするようにステップ１２０～ステップ１３０を繰り返し、深層超音波データを再獲得し、画像アライメントを確認し、パーソナライズされた対象位置にユーザーをガイドするために必要な場合、位置ガイダンス情報を更新する。

微調整されたＥＣＧ電極位置に到達した後、システムは、ステップ１３２において、現在位置においてＥＣＧ測定結果を獲得するために必要な電気刺激信号を使用してＥＣＧ電極２２を制御する。測定は適切な静的基準電極と組み合わされてプローブ電極２２を使用して行われる。

（ステップ１３４において確認された）完全なＥＣＧ順次検査のために、更に多くの測定結果が獲得される場合、システムは次に、全てのＥＣＧ測定結果が獲得されるまで、ステップ１０６からステップ１３４を繰り返す。

任意選択的に、システムは、以前の１つ又は複数のＥＣＧ測定中に発見された患者の個人的な解剖学的構造物に基づいて、異なるＥＣＧ電極に対する基準データストア３０に記憶された対象位置を調節する工程１３６を更に実施する。

特に（データストア３０に記憶された）２つ（以上）の対象電極位置と、微調節ステップ１２０～ステップ１２８中に明らかにされた対応する実際の（パーソナライズされた）位置との間の差から、システムが特定の患者に対する残りの記憶された対象位置を調節し得、その結果、それらが将来のＥＣＧ測定のための実際の必要な電極位置に、より適切に適合する可能性が高まる。

記憶された（標準）ＥＣＧ電極位置と実際の（パーソナライズされた）最適なＥＣＧ電極位置との間の差は、対象者に関連した多くの異なる解剖学的因子に起因して発生し、その解剖学的因子は例えば以下のものを含む。

－ 対象者の心臓のサイズを、測定された肋骨形状から想定される基準サイズとどのように比較するか

－ 対象者の心臓の位置を、測定された肋骨形状から想定される基準位置とどのように比較するか

－ 対象者の心臓の角度配向を測定された肋骨形状から想定される基準角度配向とどのように比較するか

異なるＥＣＧ電極に対する基準データストア３０に記憶された対象位置の調節は、例えばこれらの要因のうちの任意の１つ又は複数に基づく。

調節は、様々な異なる手法のうちの任意のものにより、例えば単純な拡大縮小を通して、又はより複雑な工程を通して行われる。後続の測定のためにステップ１０８～ステップ１１４においてこの調節された対象位置情報を適用することは、ユーザーをはるかに迅速に正確な（パーソナライズされた）電極位置に案内する。

調節工程１３６は第１のＥＣＧ測定直後であっても適用されてもよく、これが次に、第２の測定のための位置ガイダンスを改善するために使用される。より多くの測定結果が収集され、調節が繰り返し実施されるにつれて、パーソナライズされたＥＣＧ位置の写像が、益々正確になる。

肋骨を示す浅い超音波データが収集される、及び分析されるステップ１０６～ステップ１１８は、位置ガイダンス機能の第１のモードと理解され、心臓を表すより深い超音波データが捕捉されるステップ１２０～ステップ１３２は、位置ガイダンス機能の第２のモードと理解される。第１のモードが対象位置の近傍にプローブをナビゲートするのに対し、第２のモードは心臓に対するプローブ位置の微調節を実現する。

モード選択工程は、システムがどのモードで動作しなければならないかを特定するためにシステムにより幾つかの例において実施される。これは、以下で説明される。システムの配置ガイダンス機能は、好ましくは、局所的な超音波画像から現在位置を識別し得る写像モデルを使用する。後に、対象プローブ位置に向かう方向は、現在位置と目標点との間のベクトルから簡単に認識可能である。記憶された基準対象電極位置に対してプローブがどの程度近いかに応じて、第１の（浅い超音波）モード又は第２の（より深い超音波）モードが適用される。

幾つかの例において、超音波検出手段１８は、超音波イメージングデータを必要とするように構成され、システム１０は、各対象ＥＣＧ電極位置に関連した基準超音波画像ビューを記憶し、所与の対象位置に対する獲得された超音波画像データと基準超音波画像ビューとの間の位置合わせを実施することを有する画像位置合わせ工程が実施される。

図７は、異なるモードに対する例示的なワークフローステップを概略的に示す。

第１のステップ２０２において、システムはプローブの所与の現在位置に対する基準超音波画像ビューが現在位置においてプローブにより獲得された超音波画像データの視野内にあるか否かを判定する。例は、画像比較又は位置合わせアルゴリズムを適用することを有する。現在位置に対する必要な超音波画像データと現在位置に対する基準超音波画像ビューとの間の負の結果は、対象位置がプローブの現在位置におけるプローブの視野の外側にあることを示す。代替的に、（例えば機械学習アルゴリズムの一部としての）分類器アルゴリズムが、２つのビュー間の解剖学的類似性を特定するために使用される。

対象位置に対する現在のプローブ超音波画像ビューと基準超音波画像ビューとの間に重なりが検出されない場合、システムは、上述の第１のモードにおいて動作する（図７におけるステップ２０６）。本例において、システムは（対象者の肋骨を表す画像データを獲得するために）体内の浅い深さレベルにおいて超音波画像データを獲得し、プローブの現在位置と、対象ＥＣＧ電極位置に到達するためにプローブが動かされなければならない対象方向とを特定するためにアトラスデータセット２８における基準データを使用する。特にシステムは、現在のプローブ位置における必要な超音波データとアトラスデータセット２８における記憶された基準超音波データとの間の一致を確認するために、超音波アトラスデータセット２８内を検索する。

代替例において現在の超音波画像ビューから実際の解剖学的位置を予測するように訓練される分類器アルゴリズムが使用される。対象ＥＣＧ電極位置からのずれは、モデル推定から導出され、例えばアトラスから計算される。この場合において、対象点までの距離は重要ではなく、方向のみが重要である。

現在のプローブ位置において獲得された超音波画像ビューと対象電極位置に対する基準超音波画像ビューとの間に少なくとも幾らかの重なりが検出された場合、対象者の体内におけるより深い深さレベルから超音波データが獲得される、及び、心臓の獲得された超音波画像データと心臓に関連した対象位置に対する基準超音波画像データとの間において画像位置合わせ工程が実施される、上述の第２のモードにおいてシステムが動作する。これは図７のステップ２０４に示されている。比較的小さい調節のみがこのモードにおいて必要とされる。画像位置合わせアルゴリズムが、対象ＥＣＧ電極位置に対する厳密なずれ（距離＋方向）を特定するために現在の画像ビューと（例えばモデルデータベースからの）対象画像ビューとの間のオフセットを特定するために使用され得る。

このモード選択工程は、ここまでに概略的に説明されている図６のワークフロー内において適用される。例えばモード選択工程は、システムが初期プローブ位置を特定するステップ１０８において適用される。ここで、基準超音波画像ビューが現在の超音波画像データの視野の外側にあることが特定される。したがって選択アルゴリズムは、図７のステップ２０６に進む。

モード選択工程は、例えば図６のワークフローのステップ１３４においても適用される。ここで、プローブが最終対象位置に既に近いので、基準超音波画像ビューが獲得された超音波画像データの視野内にあると想定される。したがって、選択アルゴリズムが、図７のステップ２０４に進む。

ユーザーに提供される位置ガイダンス情報（出力情報）は、例えば視覚、聴覚、又は触覚フィードバックといった任意の種類の感覚出力情報の形態をとる。触覚フィードバックは、例えばプローブ１２のハンドル内に振動を含み、又は、幾つかの例において、プローブヘッド１４と対象者の体との間の可変摩擦インターフェースを使用する。

ＥＣＧ測定データが蓄積されている間、標準的な１２リードＥＣＧ報告は、例えば適切な演算又は蓄積アルゴリズムを使用して構築される。結果は、例えば図８に示されているように異なる測定結果の対応する位置を示すディスプレイデバイスに表示される。

上述の例は、（１２リードＥＣＧ検査をシミュレーションするために）１２個のＥＣＧ測定結果の標準的なセットを獲得するための順次的又は段階的ＥＣＧ検査に関連している。しかし、更なる例において、獲得されたＥＣＧ測定結果の数は１２とは異なっていてもよい。

例えば、１つの例示的な実施形態によると、システムは、９つのＥＣＧ測定結果のセット（又はシーケンス）を通してユーザーをガイドするように構成される。

更に、この場合において、異なるＥＣＧ測定間において静的基準電極の位置を調節することを不要とすることが可能である。例えば、右足首のみが、全ての測定に対して基準電極位置として使用される。

９つのＥＣＧ測定結果のシーケンスを獲得するための工程は、例示的な１２測定獲得工程に関連した上述のものと実質的に同じである。しかし、この場合において、例えば足首バンドに組み込まれた電極を使用した、例えば対象者の右脚に配置されたただ１つの静的基準電極３４が必要とされる。

これは、測定工程ワークフローの効率を高め、ユーザーによる静的ＥＣＧ電極の配置における誤り又は不正確さの可能性を減らす。（例えば右脚における）一定の基準電極の簡潔化に伴って、標準的な１２リードＥＣＧのための電極構成の適切なシーケンスが９測定まで短くなる。この工程により９つのＥＣＧ測定結果の各々に対して必要とされる電極位置は、下記の表４において概説され、図９に概略的に示されている。

特に図９は、上記の表４において概説されている９個の標準ＥＣＧ検査位置の各々に対する可動（探索）ＥＣＧ電極位置２２及び静的（基準）ＥＣＧ電極位置３４の位置を概略的に示す。基準電極は白色の長方形により概略的に示されている。探索（プローブ）電極は白色の円により概略的に示されている。

ここまでに概略的に説明されている順次的なＥＣＧ測定工程のいずれかにおいて、複数のＥＣＧ測定結果が、異なるプローブ位置の各々から獲得されたＥＣＧ測定データを使用して計算される。これはデータ処理アルゴリズムの使用を採用する。１２個の異なる電極位置の各々から獲得されたＥＣＧ測定データからＥＣＧ測定結果を演算するためのこのようなアルゴリズムが当分野においてよく知られている。

例示として、標準的な１２リードＥＣＧ工程のための１２個のＥＣＧ測定結果を特定するために実施されるために必要な１２個の計算結果は、下記の表５に概説されている。

しかし、本発明の実施形態では、測定結果は段階的に、又は順次的に獲得されるので、ＥＣＧ電極位置からのデータは、全て同じ心臓サイクルから獲得されるとは限らない。拍動間の電位差及び心拍数の変動に起因して、これが不正確さの導入をもたらし得る。これを解決するために、計算は、（異なる測定結果の心周期を互いに重ね合わせるための）異なる測定結果間の時間及び周波数を写像するための更なる工程を有する。

必要な写像（アライメント）を実施するための１つの可能なアプローチは、例えば、ＥＣＧデータを使用して心臓サイクルのＱＲＳ群を最初に検出すること、又は、ＥＣＧ信号の各々からＲピークを単に検出することであり、これらの基準点に基づいて、異なる測定結果間の心周期が互いに重ね合わされ得る。ＱＲＳ群及び／又はＲピーク及び／又はＥＣＧ信号の他の特性の検出は、本分野においてよく知られた工程であり、このような重ね合わせ工程は、不整脈の場合においてもロバストに動作し得る。

上述の様々な例では、ガイダンス情報は、異なる測定位置間でプローブを動かすときにユーザーをガイドするために生成される。更なる例において、例えば、胸の両側において上部から底部に系統的に胸の表面にわたってプローブをスイープすることにより多数の位置にわたってユーザーが系統的にプローブを動かす迅速獲得工程が実現される。例えば、胸部エリア全体がカバーされるまで、ユーザーが規則的な間隔を伴って段階的手法によりプローブを動かす。超音波及びＥＣＧ測定信号は、これらの位置の全てから獲得される。この例では、最終的な（例えば１２リード又は９リード）ＥＣＧ検査をコンパイルするために必要な数より多くの測定位置から超音波及びＥＣＧ測定データが獲得される。

システムは次に、獲得されたデータセットの全体から、（例えば１２リード又は９リードなどの）コンパイルされる特定のＥＣＧ検査に必要な測定点からのデータをのみを選択する。例えば、データストア３０は、異なる対象ＥＣＧ測定のための体に対する複数の対象電極位置を識別するためにシステムにより参照される。システムは、ユーザーがスキャンした複数の獲得位置の各々から獲得された超音波データに基づいて獲得された超音波データセットの全体からこれらの位置を識別する。システムは例えば、これらのスキャンされた測定点のうちの各々が対応する体の位置を特定するために、これらの位置の各々から獲得された超音波データを、アトラスデータセット２８に記憶された基準超音波データと比較する。システムは次に、これらの獲得された測定点から、コンパイルされる所与の測定のためにデータストア３０から入手された対象電極位置セットに対応した測定点セットを選択する。次に、最終的なＥＣＧ測定結果が、獲得された測定点の選択されたセットの各々から獲得されたＥＣＧ測定データを使用してコンパイルされる。

ユーザーが通るように動かした測定点の各々における獲得された超音波データの、データストア３０に記憶された対象電極位置とのマッチングが、例えば深層学習アルゴリズム又はモデルといった機械学習アルゴリズムの使用に基づいて幾つかの例において実施される。

したがって、このアプローチでは、必要とされる数より多くの位置から測定データが獲得され、システムが、対象電極位置に対する関連するＥＣＧ測定データを後で選択するために、及び、これらの選択された測定点を使用して（例えば９リード又は１２リードといった）総合的なＥＣＧ測定結果をコンパイルするために、アトラスデータセット２８及びデータストア３０を使用する。このアプローチは、ユーザーに対して効率及び利便性を高めるより迅速な獲得工程をもたらす。

このアプローチの更なる可能な発展形において、システムは、コンパイルされる完全なＥＣＧ検査に必要なＥＣＧ測定結果の数を考慮する。上述のように、これは通常、標準的に使用される完全な１２リードＥＣＧ検査未満であり得る。この例において、十分な数のＥＣＧ測定点からのデータがいつ獲得されたかをユーザーに示す初期獲得工程中におけるユーザーに対するガイダンス情報が生成される。例えば、システムは、獲得された測定点の各々の体の位置をリアルタイムに特定し、対象電極位置のうちのどこからユーザーがデータを既に獲得したかを記録し、したがって、必要な対象電極位置の全てを完了したとき、ガイダンスメッセージがユーザーに通信され得る。

上述のように、本発明の実施形態は、例えば超音波画像データといった超音波データの獲得を有する。幾つかの例において、超音波画像は、位置ガイダンス機能の一部として獲得され、及び分析される。

幾つかの例において、超音波イメージングシステムは、プローブユニット１２の超音波検出手段１８を使用して超音波データの獲得を制御するための、及び／又は、データから１つ又は複数の画像を生成するための医療検出システム１０の制御装置２４に関連して提供される。このようなシステムのコンポーネントは、制御装置２４に統合され、又は、使用時に制御装置が動作可能に結合される独立した超音波システムに含まれる。

参照のために、及び更なるより詳細な説明として、（本発明の１つ又は複数の実施形態による用途に適した）例示的な超音波イメージングシステムの概括的な動作が、図１０を参照して以下で説明される。

システムは、超音波を送信するための、及びエコー情報を受信するためのトランスデューサーアレイ１８を含むアレイトランスデューサープローブ１２を備える。トランスデューサーアレイ１８は、ＣＭＵＴトランスデューサー、ＰＺＴ又はＰＶＤＦなどの材料から形成された圧電トランスデューサー、又は、任意の他の適切なトランスデューサー技術を備える。この例において、トランスデューサーアレイ１８は、関心領域の２Ｄ平面又は三次元ボリュームをスキャンすることが可能なトランスデューサー１０８の二次元アレイである。別の例において、トランスデューサーアレイは１Ｄアレイである。

トランスデューサーアレイ１８は、トランスデューサー要素による信号の受信を制御するマイクロビーム形成部１１２に結合されている。マイクロビーム形成部は米国特許第５，９９７，４７９号（Ｓａｖｏｒｄら）、第６，０１３，０３２号（Ｓａｖｏｒｄ）、及び第６，６２３，４３２号（Ｐｏｗｅｒｓら）において説明されているトランスデューサーの「群」又は「パッチ」と一般的に呼ばれるサブアレイにより受信された信号の少なくとも部分的なビーム形成をすることが可能である。

マイクロビーム形成部が概して、完全に任意選択的であることに留意されなければならない。更に、システムは、マイクロビーム形成部１１２が結合され得る、及び、送信モードと受信モードとの間でアレイを切り替える、及び、マイクロビーム形成部が使用されない、及びトランスデューサーアレイが主システムビーム形成部により直接操作される場合に高エネルギー送信信号から主ビーム形成部１２０を保護する送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ１１６を含む。トランスデューサーアレイ１８からの超音波ビームの送信は、Ｔ／Ｒスイッチ１１６によりマイクロビーム形成部に結合されたトランスデューサー制御装置１１８、及び、ユーザーインターフェース又は制御パネル１３８のユーザーの操作から入力を受信し得る（図示されていない）主送信ビーム形成部により方向付けされる。制御装置１１８は、送信モード中に（直接的に、又はマイクロビーム形成部を介して）アレイ１８のトランスデューサー要素を駆動するように構成された送信回路を含み得る。

典型的なラインごとのイメージングシーケンスでは、プローブ内のビーム形成システムは、以下のように動作する。送信中、（実施態様に応じてマイクロビーム形成部又は主システムビーム形成部である）ビーム形成部が、トランスデューサーアレイ、又はトランスデューサーアレイのサブアパチャーを有効化する。サブアパチャーは、より大きいアレイ内の一次元ラインのトランスデューサー又は二次元パッチのトランスデューサーである。送信モードにおいて、アレイ又はアレイのサブアパチャーにより生成された超音波ビームの集束及び操縦は、後述のように制御される。

対象者から後方散乱したエコー信号を受信した後、受信された信号は、受信された信号をアライメントするために（後述のように）受信ビーム形成を実施され、サブアパチャーが使用される場合、サブアパチャーが例えば１つのトランスデューサー要素ぶんシフトされる。次に、シフトされたサブアパチャーが有効化され、トランスデューサーアレイのトランスデューサー要素の全てが有効化されるまで工程が繰り返される。

各ライン（又はサブアパチャー）に対して、最終的な超音波画像の関連するラインを形成するために使用される受信された信号の全体は、受信期間中に所与のサブアパチャーのトランスデューサー要素により測定される電圧信号の和である。後述のビーム形成処理の後に結果として得られるライン信号は、典型的には無線周波（ＲＦ）データと呼ばれる。様々なサブアパチャーにより生成された各ライン信号（ＲＦデータセット）は次に、最終的な超音波画像のラインを生成するために更なる処理を実施される。経時的なライン信号の振幅の変化は、深さに伴う超音波画像の明度の変化に寄与し、高い振幅ピークは、最終画像における明るいピクセル（又はピクセルのセット体）に対応する。ライン信号の始まり付近に現れるピークは、浅い構造物からのエコーを表すのに対し、ライン信号において後から次第に現れるピークは、対象者内において次第に深くなる深さにおける構造物からのエコーを表す。

トランスデューサー制御装置１１８により制御される機能のうちの１つは、ビームが操縦される、及び集束させられる方向である。ビームは、トランスデューサーアレイから真っ直ぐ前方に（トランスデューサーアレイに直交して）、又は、より幅の広い視野のために異なる角度で操縦される。送信ビームの操縦及び集束は、トランスデューサー要素作動時間の関数として制御される。

一般的な超音波データ獲得において、平面波イメージング及び「ビーム操縦式」イメージングという２つの方法が区別され得る。２つの方法は、送信におけるビーム形成（「ビーム操縦式」イメージング）、及び／又は、受信モード（平面波イメージング及び「ビーム操縦式」イメージング）の存在により区別される。

集束機能にまず注目すると、トランスデューサー要素の全てを同時に有効化することにより、トランスデューサーアレイが、対象者を通って平面波が伝播するときに発散する平面波を生成する。この場合において、超音波のビームは集束しないまま留まる。トランスデューサーの有効化に位置依存時間遅延を導入することにより、焦点ゾーンと呼ばれる所望の点にビームの波面を集束させることが可能である。焦点ゾーンは横方向ビーム幅が送信ビーム幅の半分未満である点として規定される。この手法により、最終的な超音波画像の方位分解能が改善される。

例えば、時間遅延が、最も外側の要素から始まりトランスデューサーアレイの中央の要素において終わるように順次的にトランスデューサー要素を有効化させる場合、焦点ゾーンが中央の要素と並ぶようにプローブから離れた所与の距離に形成される。プローブからの焦点ゾーンの距離は、トランスデューサー要素有効化の後続のラウンドの各々間の時間遅延に応じて異なる。ビームが焦点ゾーンを通った後、ビームが発散し始めて、遠距離場イメージング領域を形成する。トランスデューサーアレイの近くに位置する焦点ゾーンに対して、超音波ビームは、遠距離場において急速に発散し、最終画像においてビーム幅アーティファクトをもたらすことに留意されなければならない。典型的には、トランスデューサーアレイと焦点ゾーンとの間に位置する近距離場は、超音波ビームにおける大きい重なりに起因してほとんど詳細を示さない。したがって、焦点ゾーンの位置を変えることは、最終画像の品質の大幅な変化をもたらし得る。

送信モードにおいて、超音波画像が複数の焦点ゾーン（その各々が異なる送信焦点をもつ）に分割されない限り、ただ１つの焦点が規定されることに留意されなければならない。

加えて、対象者内からエコー信号を受信した後、受信集束を実施するために上述の工程の逆を実施することが可能である。言い換えると、入来信号は、トランスデューサー要素により受信され、信号処理のためにシステム内に渡される前に電子時間遅延を施される。これの最も簡単な例は、遅延及び加算ビーム形成と呼ばれる。時間の関数としてトランスデューサーアレイの受信集束を動的に調節することが可能である。

ここでビーム操縦の機能に注目すると、トランスデューサー要素に対する時間遅延の正しい適用を通して、超音波ビームがトランスデューサーアレイを離れるときに超音波ビームに所望の角度を与えることが可能である。例えば、トランスデューサーアレイの第１の側においてトランスデューサーを有効化した後、シーケンス内の残りのトランスデューサーを有効化し、アレイの反対側において終わることにより、ビームの波面が第２の側に向かって傾斜させられる。トランスデューサーアレイの法線に対する操縦角のサイズは、後続のトランスデューサー要素有効化間の時間遅延のサイズに依存する。

更に、操縦されるビームを集束させることが可能であり、各トランスデューサー要素に適用される総時間遅延は、集束時間遅延と操縦時間遅延との両方の和である。この場合において、トランスデューサーアレイはフェーズドアレイと呼ばれる。

それらの有効化のためにＤＣバイアス電圧を必要とするＣＭＵＴトランスデューサーの場合、トランスデューサーアレイのためにＤＣバイアス制御部１４５を制御するために、トランスデューサー制御装置１１８が結合され得る。ＤＣバイアス制御部１４５は、ＣＭＵＴトランスデューサー要素に印加されるＤＣバイアス電圧を設定する。

トランスデューサーアレイの各トランスデューサー要素に対して、典型的にはチャンネルデータと呼ばれるアナログ超音波信号が、受信チャンネルを介してシステムに入る。受信チャンネルにおいて、部分的にビーム形成された信号がマイクロビーム形成部１１２によりチャンネルデータから生成され、次に主受信ビーム形成部１２０に渡され、主受信ビーム形成部１２０において、トランスデューサーの個々のパッチからの部分的にビーム形成された信号が無線周波（ＲＦ）データと呼ばれる完全にビーム形成された信号へと組み合わされる。各段において実施されるビーム形成は、上述のように実行され、又は、更なる機能を含む。例えば、主ビーム形成部１２０は１２８個のチャンネルをもち、その各々が、何十もの、又は何百ものトランスデューサー要素のパッチから部分的にビーム形成された信号を受信する。この手法により、トランスデューサーアレイの何千ものトランスデューサーにより受信された信号が、１つのビーム形成された信号に効果的に寄与し得る。

ビーム形成された受信信号は信号プロセッサ１２２に結合される。信号プロセッサ１２２は、例えば、帯域通過フィルタリング、デシメーション、Ｉ成分とＱ成分との分離、及び、組織及びマイクロバブルから戻された非線形（基本周波数のより高い高調波）エコー信号の識別を可能にするために線形及び非線形信号を分離するように機能する高調波信号分離といった様々な手法により受信されたエコー信号を処理し得る。信号プロセッサは、スペックル低減、信号コンパウンディング、及びノイズ除去などの更なる信号強調を更に実施してもよい。信号プロセッサにおける帯域通過フィルタは、エコー信号が次第に深くなる深さから受信されるのに伴うより高い周波数帯域からより低い周波数帯域へのその通過帯域スライディングを伴うトラッキングフィルタであり得、以て典型的には解剖学的情報を含まないより深くからのより高い周波数におけるノイズを除く。

送信のための、及び受信のためのビーム形成部は、異なるハードウェアにおいて実現され、異なる機能をもち得る。もちろん、受信器ビーム形成部は、送信ビーム形成部の特性を考慮するように設計される。図１０では、簡潔さを目的として受信器ビーム形成部１１２、１２０のみが示されている。完全なシステムでは、送信マイクロビーム形成部及び主送信ビーム形成部を含む送信チェーンが更に存在する。

マイクロビーム形成部１１２の機能は、アナログ信号路の数を減らすために信号の初期コンビネーションを提供する。これは典型的にはアナログ領域において実施される。

最終的なビーム形成は、主ビーム形成部１２０において行われ、典型的にはデジタル化後である。

送信及び受信チャンネルは、固定の周波数帯域をもつ同じトランスデューサーアレイ１８を使用する。しかし、送信パルスが占有する帯域幅は、使用される送信ビーム形成に応じて様々であり得る。受信チャンネルは、トランスデューサー帯域幅全体を捕捉し得る（これはこれまでのアプローチである）、又は、帯域通過処理を使用することにより、それは、所望の情報を含む帯域幅（例えば主高調波の高調波）のみを抽出し得る。

ＲＦ信号は、次にＢモード（すなわち明度モード、又は２Ｄイメージングモード）プロセッサ１２６及びドップラープロセッサ１２８に結合される。Ｂモードプロセッサ１２６は、例えば臓器組織及び血管といった体内における構造物のイメージングのために受信された超音波信号に対して振幅検出を実施する。ラインごとのイメージングの場合、各ライン（ビーム）は関連するＲＦ信号により表され、その振幅は、Ｂモード画像においてピクセルに割り当てられる明度値を生成するために使用される。画像内におけるピクセルの厳密な位置は、ＲＦ信号に沿った関連する振幅測定の位置及びＲＦ信号のライン（ビーム）数により特定される。このような構造物のＢモード画像は、米国特許第６，２８３，９１９号（Ｒｏｕｎｄｈｉｌｌら）及び米国特許第６，４５８，０８３号（Ｊａｇｏら）において説明されているように高調波又は基本波画像モードにより、又は両方の組み合わせにより形成される。ドップラープロセッサ２８は例えば画像フィールドにおける血液細胞の流れといった動く物質の検出のために組織の動き及び血流から発生する時間的に区別される信号を処理する。ドップラープロセッサ２８は典型的には体内における選択された種類の物質から戻されたエコーを通す、又は遮るように設定されたパラメータをもつウォールフィルタを含む。

Ｂモード及びドップラープロセッサにより生成された構造的な信号及び運動信号は、スキャンコンバーター１３２及び多面リフォーマッタ１４４に結合される。スキャンコンバーター１３２はエコー信号を所望の画像形式で、エコー信号が受信された元の空間的関係によりアレンジする。言い換えると、スキャンコンバーターは、円筒座標系から、画像ディスプレイ１４０に超音波画像を表示することに適したデカルト座標系にＲＦデータを変換するように機能する。Ｂモードイメージングの場合、所与の座標におけるピクセルの明度は、その位置から受信されたＲＦ信号の振幅に比例する。例えば、スキャンコンバーターは、二次元（２Ｄ）セクター形の形式又はピラミッド形三次元（３Ｄ）画像にエコー信号をアレンジする。スキャンコンバーターは、画像フィールド内の点における運動に対応した色にＢモード構造画像を重ね合わせ得、ドップラー推定速度が所与の色を生成する。組み合わされたＢモード構造画像及びカラードップラー画像は、構造上の画像フィールド内における組織の運動及び血流を描写する。多面リフォーマッタは、米国特許第６，４４３，８９６号（Ｄｅｔｍｅｒ）において説明されているように、体のボリュメトリック領域における共通面における点から受信されたエコーを、その平面の超音波画像に変換する。ボリュームレンダラー１４２は、米国特許第６，５３０，８８５号（Ｅｎｔｒｅｋｉｎら）において説明されているように、３Ｄデータセットのエコー信号を所与の基準点から見られる射影された３Ｄ画像に変換する。

２Ｄ又は３Ｄ画像は、画像ディスプレイ１４０における任意選択的な表示のために、更なる強調、バッファリング、及び、一時的な記憶のために、スキャンコンバーター１３２、多面リフォーマッタ１４４、及びボリュームレンダラー１４２から画像プロセッサ１３０に結合される。イメージングプロセッサは、最終的な超音波画像から特定のイメージングアーティファクト、例えば、例えば強い減弱部又は屈折によりもたらされる音響シャドウイング、例えば弱い減弱部によりもたらされる後部強調、例えば高い反射性の組織界面が非常に近くに位置する場合の残響アーティファクトなどを除去するように適応される。加えて、画像プロセッサは、最終的な超音波画像のコントラストを改善するために特定のスペックル低減機能を取り扱うように適応される。

イメージングのために使用されることに加えて、ドップラープロセッサ１２８により生成された血流値、及び、Ｂモードプロセッサ１２６により生成された組織構造情報は、定量化プロセッサ１３４に結合される。定量化プロセッサは、例えば臓器のサイズ及び妊娠期間といった構造上の測定結果に加えて、例えば血流の体積流量といった異なる流れの状態の尺度を生成する。定量化プロセッサは、ユーザー制御パネル１３８から例えば測定が行われる画像の解剖学的構造における点といった入力を受信する。

定量化プロセッサからの出力データは、ディスプレイ１４０における画像を使用した測定結果のグラフィック及び値の再現のために、及びディスプレイデバイス１４０からの音声出力のために、グラフィックプロセッサ１３６に結合される。グラフィックプロセッサ１３６は、超音波画像を使用した表示のためにグラフィックオーバーレイを更に生成し得る。これらのグラフィックオーバーレイは、例えば、患者名、画像の日時、イメージングパラメータなどの標準的な識別情報を含み得る。これらの目的のために、グラフィックプロセッサはユーザーインターフェース１３８から患者名などの入力を受信する。ユーザーインターフェースは、トランスデューサーアレイ６からの超音波信号、ひいてはトランスデューサーアレイ及び超音波システムにより生成された画像の生成を制御するために送信制御装置１８にも結合される。制御装置１１８の送信制御機能は実施される機能のうちの１つに過ぎない。制御装置１１８は、（ユーザーにより与えられた）動作モード、及び、受信器アナログ・デジタルコンバーターにおける対応する要求される送信器構成及び帯域通過構成を更に考慮する。制御装置１１８は、固定の状態をもつステートマシンであり得る。

ユーザーインターフェースはＭＰＲ画像の画像フィールド内において定量化された測定を実施するために使用される複数の多面リフォーマット（ＭＰＲ）画像の平面の選択及び制御のために多面リフォーマッタ１４４にも結合される。

有益には、Ｂモードプロセッサ１２６、ドップラープロセッサ１２８、スキャンコンバーター１３２、多面リフォーマッタ１４４、ボリュームレンダラー１４２、画像プロセッサ１３０、定量化プロセッサ１３４、及びグラフィックプロセッサ１３６の各々が、関心のある生理学的パラメータの画像再構成及び推定を円滑化するために、本発明の１つ又は複数の実施形態におけるシステム１０の制御ユニット２４に含まれる。他の例において、ここまでに概略的に説明されている超音波イメージングシステムのコンポーネントを備える、及び、説明されている制御及びデータ処理演算のうちの１つ又は複数を実施するように構成された、独立した超音波イメージングユニットが提供される。

本発明の更なる態様による例は、プロセッサであって、プロセッサが超音波検出手段と少なくとも１つのＥＣＧ電極とを備えるプローブと通信可能に結合されている、プロセッサ上で動作するとき、ここまでに概略的に説明されている任意の例示的な実施形態による、又は、本出願の任意の請求項による方法をプロセッサに実施させるように構成されるコード手段を含むコンピュータプログラムプロダクトを提供する。

上述のように、実施形態は、制御装置２４又は制御ユニットを使用する。制御装置又は制御ユニットは、必要とされる様々な機能を実施するために、ソフトウェア及び／又はハードウェアを使用して多くの手法により実現され得る。プロセッサは、要求される機能を実施するようにソフトウェア（例えばマイクロコード）を使用してプログラムされる１つ又は複数のマイクロプロセッサを使用する制御装置の一例である。しかし、制御装置はプロセッサを使用して実現されてもよく、又は使用せずに実現されてもよく、幾つかの機能を実施する特別なハードウェア、及び、他の機能を実施するプロセッサ（例えば、１つ又は複数のプログラムされたマイクロプロセッサ及び関連する回路）の組み合わせとして実現されてもよい。

本開示の様々な実施形態において使用される制御装置コンポーネントの例は、従来のマイクロプロセッサ、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）を包含するが、これらに限定されない。

様々な実施態様において、プロセッサ又は制御装置は、１つ又は複数の記憶媒体、例えば揮発性及び不揮発性コンピュータメモリ、例えば、ＲＡＭ、ＰＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、及びＥＥＰＲＯＭと関連付けられてもよい。記憶媒体は、１つ又は複数のプロセッサ及び／又は制御装置において実行されたとき、要求される機能を実施する１つ又は複数のプログラムを使用して符号化されてもよい。様々な記憶媒体は、プロセッサ又は制御装置内に固定されてもよく、又は様々な記憶媒体に記憶された１つ又は複数のプログラムがプロセッサ又は制御装置にロードされ得るように、移動可能であってもよい。

開示されている実施形態の変形例が、図面、本開示、及び添付の特許請求の範囲の考察により、請求項に記載された発明を実施する当業者により理解及び実現され得る。特許請求の範囲において、「備える（含む、有する、もつ）」という表現は、他の要素もステップも排除せず、単数形の表現は複数を排除しない。

１つのプロセッサ又は他のユニットが、特許請求の範囲に記載されている幾つかの項目の機能を実現してもよい。

単に特定の手段が相互に異なる従属請求項に記載されているということが、利点を得るためにこれらの手段の組み合わせが使用不可能なことを示すわけではない。

コンピュータプログラムは、他のハードウェアと一体的に、又は他のハードウェアの一部として供給される光記憶媒体又はソリッドステート媒体などの適切な媒体に記憶されてもよい／適切な媒体に格納して配布されてもよいが、例えばインターネット又は他の有線又は無線遠隔通信システムを介して他の形態で配布されてもよい。

「するように適応された」という用語が特許請求の範囲又は説明において使用される場合、「するように適応された」という用語が、「するように構成された」という用語と同等であることを意図したものであることに留意されたい。

特許請求の範囲における参照符号は、いずれも特許請求の範囲を限定するように解釈されてはならない。

Claims (16)

1. 超音波検出手段と、心電図（ＥＣＧ）測定における使用のための少なくとも１つの電極とを備える、プローブと、
   前記プローブに動作可能に結合された制御装置であって、前記制御装置が、体に対する前記プローブの複数のとり得る位置の各々に関連した基準超音波データを記憶したアトラスデータセットと、異なる前記ＥＣＧ測定のための前記体に対する複数の基準対象電極位置を記憶したデータストアとを含む、制御装置と、
   を備え、
   前記制御装置が、超音波データを獲得するために前記超音波検出手段を制御し、獲得された前記超音波データに基づいて、及び、前記アトラスデータセットへの参照に基づいて、基準電極位置のうちの１つ又は複数に前記プローブを配置するためのユーザーに対するガイダンス情報を生成する位置ガイダンス機能を実施するように少なくとも１つの動作モードで構成される、
   医療検出システム。
2. 前記位置ガイダンス機能が、既定のＥＣＧ測定結果セットを獲得するために、既定の基準電極位置セット内に前記プローブを配置するように前記ユーザーをガイドするためのガイダンス情報を生成する、
   請求項１に記載の医療検出システム。
3. 前記ガイダンス情報が、規定の順序をもつ基準電極位置の既定のシーケンスを通して前記ユーザーをガイドするように、既定の前記基準電極位置セットが規定の順序をもつ、
   請求項２に記載の医療検出システム。
4. 前記制御装置が更に、前記プローブが１つ又は複数の対象位置の各々に配置されたとき、前記プローブの少なくとも１つのＥＣＧ電極を使用したＥＣＧ測定データの獲得を制御する、
   請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の医療検出システム。
5. 前記制御装置が更に、前記１つ又は複数の対象位置の各々に対する獲得されたＥＣＧ測定データに基づいて心臓に関連した１つ又は複数の解剖学的パラメータを特定する、
   請求項４に記載の医療検出システム。
6. 医療検出システムが、ＥＣＧ測定を実施するための前記プローブの少なくとも１つのＥＣＧ電極に電気的に結合するための、対象者の前記体における位置に静的に搭載するための少なくとも１つの静的ＥＣＧ電極を更に含み、
   任意選択的に、少なくとも１つの前記静的ＥＣＧ電極が、体装着型ユニットに統合された、
   請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の医療検出システム。
7. 前記位置ガイダンス機能が、患者の肋骨の少なくとも一部を含むエリアを表す超音波データを獲得することに少なくとも部分的に基づき、前記アトラスデータセットが、異なる位置に対する肋骨に関連した基準超音波データを含む、
   請求項１から請求項６のいずれか一項に記載の医療検出システム。
8. 前記位置ガイダンス機能が、対象ＥＣＧ電極位置のうちの１つ又は複数に対する前記プローブの位置オフセットを特定するために、心臓の超音波データを収集することに少なくとも部分的に基づき、
   獲得された前記超音波データが、超音波画像データを含み、医療検出システムが、各前記対象ＥＣＧ電極位置に関連した基準超音波画像ビューを記憶する、
   請求項１から請求項７のいずれか一項に記載の医療検出システム。
9. 前記位置ガイダンス機能が、対象ＥＣＧ電極位置のうちの１つ又は複数に対する前記プローブの位置オフセットを特定するために、前記心臓に関連したアトラスデータに基づいたり、画像位置合わせ工程の使用に基づき、
   前記画像位置合わせ工程が、所与の対象位置に対する獲得された超音波画像データと基準超音波画像ビューとの間の位置合わせを実施することを有する、請求項８に記載の医療検出システム。
10. 前記位置ガイダンス機能が、２つのモード、すなわち、
    前記超音波検出手段が、少なくとも対象者の肋骨の領域を表すデータを獲得するために、前記体内における第１の深さレベルにおいて超音波データを獲得するように制御される第１のモードであって、位置ガイダンスが、肋骨位置に関連したアトラスデータに基づく、第１のモードと、
    前記超音波検出手段が、心臓を表す超音波データを獲得するために、前記体内における第２のより深い深さレベルにおいて超音波データを獲得するように制御される、第２のモードと、
    をもつ、
    請求項１から請求項９のいずれか一項に記載の医療検出システム。
11. 前記第２のモードにおいて、位置ガイダンスが、前記心臓に関連したアトラスデータに基づく画像位置合わせ工程に基づく、請求項１０に記載の医療検出システム。
12. 前記制御装置が、モード選択工程を繰り返し実施し、所与の対象位置に対する前記基準超音波画像ビューの少なくとも一部が、獲得された前記超音波データの視野内にある場合、前記位置ガイダンス機能が、前記第２のモードにおいて動作し、問題となっている前記対象位置に対する前記基準超音波画像ビューのどの部分も、獲得された前記超音波データの視野内に観測されない場合、前記位置ガイダンス機能が、前記第１のモードにおいて動作する、
    請求項８若しくは９に従属する請求項１０、又は、請求項８若しくは９に請求項１０を介して従属する請求項１１に記載の医療検出システム。
13. 医療検出システムが、ＥＣＧ測定の第１のセットを実施するために前記プローブを対象電極位置の第１のセットに配置するように前記ユーザーをガイドし、前記ＥＣＧ測定の第１のセットにおいて獲得されたＥＣＧ測定データに基づいてＥＣＧ測定の第２のセットに対して記憶された対象電極位置を調節する、
    請求項１から請求項１２のいずれか一項に記載の医療検出システム。
14. 前記制御装置が、連続的に又は規則的なインターバルで、超音波データを獲得するように少なくとも１つの動作モードをとり、前記位置ガイダンス機能が、獲得された超音波データと生成された位置ガイダンス情報との間の連続的な又は反復的なフィードバックループを含む、
    請求項１から請求項１３のいずれか一項に記載の医療検出システム。
15. 対象者の体に対して医療検出プローブを配置する際にユーザーをガイドする方法であって、
    前記医療検出プローブが、超音波検出手段と少なくとも１つのＥＣＧ電極とを備え、
    前記方法が、
    前記超音波検出手段を使用して超音波データを獲得するステップと、
    前記体に対する前記医療検出プローブの複数のとり得る位置の各々に関連した基準超音波データを記憶したアトラスデータセットに、制御装置がアクセスするステップと、
    異なるＥＣＧ測定のため前記体に対する複数の基準電極位置を記憶したデータストア部に、前記制御装置がアクセスするステップと、
    獲得された前記超音波データに基づいて、及び、前記アトラスデータセットへの参照に基づいて、前記基準電極位置のうちの１つ又は複数に前記医療検出プローブを配置するためのユーザーに対するガイダンス情報を生成する位置ガイダンス機能を、前記制御装置が実施するステップと、
    を有する、方法。
16. 前記位置ガイダンス機能が、既定のＥＣＧ測定結果のセットを獲得するために、既定の基準電極位置のセットを通して前記医療検出プローブを配置するように前記ユーザーをガイドするためのガイダンス情報を生成する、
    請求項１５に記載の方法。

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