JPH07148165A - 心臓の２乗平均速度の診断と心筋性能監視の方法及び装置 - Google Patents
心臓の２乗平均速度の診断と心筋性能監視の方法及び装置Info
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- JPH07148165A JPH07148165A JP6187403A JP18740394A JPH07148165A JP H07148165 A JPH07148165 A JP H07148165A JP 6187403 A JP6187403 A JP 6187403A JP 18740394 A JP18740394 A JP 18740394A JP H07148165 A JPH07148165 A JP H07148165A
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Abstract
(57)【要約】
心エコーの伝送と受信とを含み、差のデータの２乗平均
を含む時系列フレームを形成する心臓の性能監視方法お
よびシステム。信号変化の２乗平均、速度の２乗平均、
又は速度の２乗平均平方根が、選択された時間間隔での
平均速度やピーク速度のような動作画像を作成するため
に用いられる。
を含む時系列フレームを形成する心臓の性能監視方法お
よびシステム。信号変化の２乗平均、速度の２乗平均、
又は速度の２乗平均平方根が、選択された時間間隔での
平均速度やピーク速度のような動作画像を作成するため
に用いられる。
Description
【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システ
ムに関する。
関し、より詳しくは心エコーを画像化する方法とシステ
ムに関する。
【０００２】
【従来の技術】心筋性能の診断に関する伝統的なアプロ
ーチは、大局的、又は局部的なレベルのどちらにおいて
も、実施できる分析の程度と容易さの双方で制約があ
る。局部的な動作の診断は一般的には、心エコー検査、
磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）、高速ＣＴ、又はバイ−プレ
ーン・Ｘ線撮影を使用した心壁の運動の解析によって行
われる。これらのアプローチのほとんどは心臓収縮期の
局部的収縮性能の強さ、収縮と弛緩のいずれかに関連す
る局部的な変化率、心臓周期中の平均性能、又は一つの
心拍から次の心拍までの局部的な心筋性能の変化を診断
することができない。
ーチは、大局的、又は局部的なレベルのどちらにおいて
も、実施できる分析の程度と容易さの双方で制約があ
る。局部的な動作の診断は一般的には、心エコー検査、
磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）、高速ＣＴ、又はバイ−プレ
ーン・Ｘ線撮影を使用した心壁の運動の解析によって行
われる。これらのアプローチのほとんどは心臓収縮期の
局部的収縮性能の強さ、収縮と弛緩のいずれかに関連す
る局部的な変化率、心臓周期中の平均性能、又は一つの
心拍から次の心拍までの局部的な心筋性能の変化を診断
することができない。
【０００３】心エコー検査では、一般的に、より精密な
診断のため、壁の厚さなどの変数を手で測定する必要が
ある。現在研究中の他の定量的診断方法には、心筋速度
の測定のためにドップラを利用する方法が含まれてお
り、ドップラは従前から血流速度の測定に利用されてき
た。残念なことに、ドップラ技術は運動が変換器の照準
線に沿っている場合だけしか正確でないので、この技術
には生来の制約がある。また照準線と運動の間の角度に
も左右されるので、運動が照準線に対して垂直向きの場
合は測定結果に大幅な誤差を生ずる。更に、９０°セク
タの現行ドップラ処理方法はフレーム速度を約１２Ｈｚ
に制限しているので、多くの心臓症状の検査は制約され
る。
診断のため、壁の厚さなどの変数を手で測定する必要が
ある。現在研究中の他の定量的診断方法には、心筋速度
の測定のためにドップラを利用する方法が含まれてお
り、ドップラは従前から血流速度の測定に利用されてき
た。残念なことに、ドップラ技術は運動が変換器の照準
線に沿っている場合だけしか正確でないので、この技術
には生来の制約がある。また照準線と運動の間の角度に
も左右されるので、運動が照準線に対して垂直向きの場
合は測定結果に大幅な誤差を生ずる。更に、９０°セク
タの現行ドップラ処理方法はフレーム速度を約１２Ｈｚ
に制限しているので、多くの心臓症状の検査は制約され
る。
【０００４】
【本発明が解決しようとする課題】本発明の課題は現行
の技術と方法の諸制約を克服する、局部的な心臓性能の
診断方法とシステムを提供することにある。
の技術と方法の諸制約を克服する、局部的な心臓性能の
診断方法とシステムを提供することにある。
【０００５】上記の課題は、局部的な心筋性能を診断す
るために、リアルタイムの心エコー図で局部的速度測定
を行う心エコー検査方法およびそのシステムによって達
成される。このアプローチは心運動を監視する際に第１
の時系列フレームを形成して、フレーム間の２乗平均差
データを判定し、次に２乗平均速度または２乗平均平方
根速度を測定するものである。これらの測定結果は、診
断対象、すなわち心運動に直接関連する。
るために、リアルタイムの心エコー図で局部的速度測定
を行う心エコー検査方法およびそのシステムによって達
成される。このアプローチは心運動を監視する際に第１
の時系列フレームを形成して、フレーム間の２乗平均差
データを判定し、次に２乗平均速度または２乗平均平方
根速度を測定するものである。これらの測定結果は、診
断対象、すなわち心運動に直接関連する。
【０００６】
【課題を解決するための手段】第１の時系列フレームは
患者の心臓の特定の部位からの戻り信号（Ｓ）の包絡線
の関数であるデータ・ポイントの集合である。第２の時
系列フレームはデータ・ポイント毎に第１の時系列フレ
ーム内の一時的に隣接するフレーム間でのデータ・ポイ
ント値間の差を判定することによって、第１の時系列フ
レームから生成される。データ・ポイント値の差は２乗
され、第２の時系列フレーム内の各データ・ポイントに
対する信号変化率を２乗したデータ（ｄＳ／ｄｔ）2 が
得られる。
患者の心臓の特定の部位からの戻り信号（Ｓ）の包絡線
の関数であるデータ・ポイントの集合である。第２の時
系列フレームはデータ・ポイント毎に第１の時系列フレ
ーム内の一時的に隣接するフレーム間でのデータ・ポイ
ント値間の差を判定することによって、第１の時系列フ
レームから生成される。データ・ポイント値の差は２乗
され、第２の時系列フレーム内の各データ・ポイントに
対する信号変化率を２乗したデータ（ｄＳ／ｄｔ）2 が
得られる。
【０００７】第３の時系列フレームは第２の時系列フレ
ームの各データ・ポイント毎の（ｄＳ／ｄｔ）2 を、当
該データ・ポイントがある、近傍のデータ・ポイントの
複数の（ｄＳ／ｄｔ）2 の値と平均することによって第
２の時系列フレームから生成できる。その結果、第３の
時系列フレームは信号変化率の２乗平均データを含むこ
とになる。
ームの各データ・ポイント毎の（ｄＳ／ｄｔ）2 を、当
該データ・ポイントがある、近傍のデータ・ポイントの
複数の（ｄＳ／ｄｔ）2 の値と平均することによって第
２の時系列フレームから生成できる。その結果、第３の
時系列フレームは信号変化率の２乗平均データを含むこ
とになる。
【０００８】第３の時系列フレームは心運動の関数画像
として利用されうる。あるいは、各データ・ポイントに
基づいてフレームの一部又は全部に関して対応するデー
タ・ポイント値を平均することによって“暫定平均”画
像を作成することができる。その結果として生ずる暫定
平均は時間平均された信号変化率の２乗平均の単一の関
数画像である。第３の時系列フレームについて各ポイン
ト・データに基づくピーク値から単一の関数画像を生成
することによって“ピーク”画像を作成することができ
る。解析的データを生成し、又は関数画像を得るために
調波処理を利用することもできる。
として利用されうる。あるいは、各データ・ポイントに
基づいてフレームの一部又は全部に関して対応するデー
タ・ポイント値を平均することによって“暫定平均”画
像を作成することができる。その結果として生ずる暫定
平均は時間平均された信号変化率の２乗平均の単一の関
数画像である。第３の時系列フレームについて各ポイン
ト・データに基づくピーク値から単一の関数画像を生成
することによって“ピーク”画像を作成することができ
る。解析的データを生成し、又は関数画像を得るために
調波処理を利用することもできる。
【０００９】更に別の方法として、速度データの時系列
フレームを生成することができ、ここに速度は速度ベク
トル・ベクトルＶの大きさとして定義される。この時系
列は２乗平均平方根速度データ（ｍ）又は２乗平均速度
データ（ｖ2 ）のいずれかを含むことができる。推奨実
施例では、心エコー信号（Ｓ）が時間及び空間依存性を
有する場合、Ｓ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）である。第３の時系
列フレームにおける信号変化率の２乗平均は分析的に次
のとおり定義される。
フレームを生成することができ、ここに速度は速度ベク
トル・ベクトルＶの大きさとして定義される。この時系
列は２乗平均平方根速度データ（ｍ）又は２乗平均速度
データ（ｖ2 ）のいずれかを含むことができる。推奨実
施例では、心エコー信号（Ｓ）が時間及び空間依存性を
有する場合、Ｓ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）である。第３の時系
列フレームにおける信号変化率の２乗平均は分析的に次
のとおり定義される。
【００１０】
【数１】
【００１１】上記の方程式は信号変化率の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
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
【００１２】
【数２】
【００１３】を比例定数として示したものである。ビー
ム幅がパルス長と等しい場合は、球面応答ボリューム
（spherical interrogation volume)が得られ、それぞ
れの勾配成分は２乗平均的に全て同一である。すなわ
ち、
ム幅がパルス長と等しい場合は、球面応答ボリューム
（spherical interrogation volume)が得られ、それぞ
れの勾配成分は２乗平均的に全て同一である。すなわ
ち、
【００１４】
【数３】
【００１５】第１の時系列フレームから２乗平均勾配デ
ータ
ータ
【００１６】
【数４】
【００１７】の一連のフレームを得るために２乗平均勾
配プロセッサを使用できる。この処理には選択されたデ
ータ・ポイントと隣接するデータ・ポイントとのデータ
・ポイント値の差を判定することが含まれる。この判定
は選択されたデータ・ポイントからの単一の座標方向で
行うことができ（すなわちｄｇがｄｘ又はｄｙと等し
い）、又は、選択されたデータ・ポイントからの２つ以
上の座標方向での差の平均値（すなわちｄｇがｄｘとｄ
ｙの平均値）とすることができる。この判定は、第１の
時系列フレームの個々のデータ・ポイント毎にｄＳ／ｄ
ｇの値を得るために各々の選択されたデータ・ポイント
毎に繰り返される。次に信号変化率の２乗平均を２乗平
均勾配で割り、次に２乗平方根を求めることによって、
すなわち、
配プロセッサを使用できる。この処理には選択されたデ
ータ・ポイントと隣接するデータ・ポイントとのデータ
・ポイント値の差を判定することが含まれる。この判定
は選択されたデータ・ポイントからの単一の座標方向で
行うことができ（すなわちｄｇがｄｘ又はｄｙと等し
い）、又は、選択されたデータ・ポイントからの２つ以
上の座標方向での差の平均値（すなわちｄｇがｄｘとｄ
ｙの平均値）とすることができる。この判定は、第１の
時系列フレームの個々のデータ・ポイント毎にｄＳ／ｄ
ｇの値を得るために各々の選択されたデータ・ポイント
毎に繰り返される。次に信号変化率の２乗平均を２乗平
均勾配で割り、次に２乗平方根を求めることによって、
すなわち、
【００１８】
【数５】
【００１９】によって、ポイント・データ毎に速度デー
タの時系列フレームを生成することができる。
タの時系列フレームを生成することができる。
【００２０】速度データの時系列フレームは、２乗平均
平方根速度又は２乗平均速度データの一連の関数画像で
ある。第３の時系列フレームから形成されるものとして
前述した、暫定平均画像又はピーク画像又は調波画像と
同様に、このような画像は速度データの時系列フレーム
から作成することができる。
平方根速度又は２乗平均速度データの一連の関数画像で
ある。第３の時系列フレームから形成されるものとして
前述した、暫定平均画像又はピーク画像又は調波画像と
同様に、このような画像は速度データの時系列フレーム
から作成することができる。
【００２１】
【実施例】図１を参照すると、患者に超音波信号を送出
し、超音波反射を受信して第１の時系列フレーム３４の
データを形成するために標準型の心エコー装置が使用さ
れている。この心エコー装置は患者の心臓の動作に反応
してデータを得るためのものである。
し、超音波反射を受信して第１の時系列フレーム３４の
データを形成するために標準型の心エコー装置が使用さ
れている。この心エコー装置は患者の心臓の動作に反応
してデータを得るためのものである。
【００２２】単なる一例として、０．７５°の間隔を有
する１２１の音響線データの形式で生データを心エコー
装置から得ることができ、前記音響線データの最初の線
は真上から−４５°の角度で始まる。生データの包絡線
と大きさはコンピュータによって計算され、第１の時系
列３４のデータとして使用される。次にこのデータは処
理及び視覚化のためにＸ，Ｙ座標データに走査変換され
る。生データは超音波変換器のアレイ、又は単一の機械
的な走査変換器を有する心エコー装置を使用して得られ
る。
する１２１の音響線データの形式で生データを心エコー
装置から得ることができ、前記音響線データの最初の線
は真上から−４５°の角度で始まる。生データの包絡線
と大きさはコンピュータによって計算され、第１の時系
列３４のデータとして使用される。次にこのデータは処
理及び視覚化のためにＸ，Ｙ座標データに走査変換され
る。生データは超音波変換器のアレイ、又は単一の機械
的な走査変換器を有する心エコー装置を使用して得られ
る。
【００２３】後に詳述するように、図１の処理ステップ
は速度データのフレームを得るために行われるものであ
る。推奨実施例では、速度データは２乗平均速度、又は
２乗平均平方根速度である。２乗平均速度と２乗平均平
方根速度は心臓の運動に直接関連するので、心臓の性能
を監視するために全方向の心筋運動を感知するリアルタ
イムの心エコー図による局部速度測定法を利用できる。
は速度データのフレームを得るために行われるものであ
る。推奨実施例では、速度データは２乗平均速度、又は
２乗平均平方根速度である。２乗平均速度と２乗平均平
方根速度は心臓の運動に直接関連するので、心臓の性能
を監視するために全方向の心筋運動を感知するリアルタ
イムの心エコー図による局部速度測定法を利用できる。
【００２４】心筋性能を診断する目的での速度測定は心
筋からの超音波後方散乱に適用される連続方程式を用い
て行われる。時間及び空間依存性Ｓ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）
を有する後方散乱信号から始まって、関連する連続方程
式は次の通りである。
筋からの超音波後方散乱に適用される連続方程式を用い
て行われる。時間及び空間依存性Ｓ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）
を有する後方散乱信号から始まって、関連する連続方程
式は次の通りである。
【００２５】
【数６】
【００２６】ここに、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、戻り信号の伝搬中に電力
のシンク又はソースがない場合は、ｄＳ／ｄｔは０に等
しい。それによって次の関係式が生ずる。
る。超音波心エコー検査では、戻り信号の伝搬中に電力
のシンク又はソースがない場合は、ｄＳ／ｄｔは０に等
しい。それによって次の関係式が生ずる。
【００２７】
【数７】
【００２８】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。
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。
【００２９】
【数８】
【００３０】方程式（３）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
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
【００３１】
【数９】
【００３２】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。このように
して、心筋の局部的性能を診断する、改良された方法が
開発されたのである。
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。このように
して、心筋の局部的性能を診断する、改良された方法が
開発されたのである。
【００３３】図１では、単一又は複数の心臓周期を通し
て第１の時系列３４の心エコー・データのフレームが形
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１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は第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
当てられる。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。
て第１の時系列３４の心エコー・データのフレームが形
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１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は第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
当てられる。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。
【００３４】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。
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。
【００３５】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。
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。
【００３６】勾配成分はビーム幅とパルス長に関連して
いる。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。
いる。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。
【００３７】
【数１０】
【００３８】図１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（３）の一つ、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１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、勾配
データの計算後、第１の時系列５０内の一時的に隣接す
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。
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（３）の一つ、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１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、勾配
データの計算後、第１の時系列５０内の一時的に隣接す
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。
【００３９】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。
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。
【００４０】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。
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。
【００４１】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。
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。
【００４２】方程式（４）に関連して前述したように、
理想的には、応答ボリューム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、理想的
には、５８，６０及び６２からの出力は等しい。しか
し、勾配平均化回路６０は理想的ではない環境のもとで
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。
理想的には、応答ボリューム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、理想的
には、５８，６０及び６２からの出力は等しい。しか
し、勾配平均化回路６０は理想的ではない環境のもとで
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。
【００４３】図１及び図２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
乗平均勾配データはここではデータ
【００４４】
【数１１】
【００４５】として参照され、これは図２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（３）及び方程
式（４）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
り、次に２乗平方根を求めることによって、すなわち
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（３）及び方程
式（４）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
り、次に２乗平方根を求めることによって、すなわち
【００４６】
【数１２】
【００４７】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。
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。
【００４８】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。
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。
【００４９】ここで図３を参照すると、データ・ポイン
ト毎に第３又は第５の時系列４６又は７２のフレームの
少なくとも幾つかの平均値を暫定的に求める（７４）こ
とによって、時間平均された局部的心筋速度の単一の関
数画像７６が作成される。関数画像の作成は、フレーム
ｉからフレームｉ＋ｍまでの収縮間隔のような心臓周期
の間隔に限定されるので、心筋の局部的収縮性能を診断
できる。あるいは、フレームの部分集合で心臓周期の弛
緩部分を画像化するフレームに限定することができるの
で、弛緩性能を診断できる。局部的平均速度は１つの心
拍から次の心拍までの速度差を検査するための完全な心
臓周期に関する関数画像を作成するために利用できる。
オプションとして、単一の関数画像８０を形成するため
に局部ピーク速度を７８で判定できる。ピーク速度の判
定は、７４で平均速度を利用する場合と同様に、収縮間
隔又は弛緩間隔のような、いくつかの間隔に限定するこ
とができる。
ト毎に第３又は第５の時系列４６又は７２のフレームの
少なくとも幾つかの平均値を暫定的に求める（７４）こ
とによって、時間平均された局部的心筋速度の単一の関
数画像７６が作成される。関数画像の作成は、フレーム
ｉからフレームｉ＋ｍまでの収縮間隔のような心臓周期
の間隔に限定されるので、心筋の局部的収縮性能を診断
できる。あるいは、フレームの部分集合で心臓周期の弛
緩部分を画像化するフレームに限定することができるの
で、弛緩性能を診断できる。局部的平均速度は１つの心
拍から次の心拍までの速度差を検査するための完全な心
臓周期に関する関数画像を作成するために利用できる。
オプションとして、単一の関数画像８０を形成するため
に局部ピーク速度を７８で判定できる。ピーク速度の判
定は、７４で平均速度を利用する場合と同様に、収縮間
隔又は弛緩間隔のような、いくつかの間隔に限定するこ
とができる。
【００５０】図３の関数画像７４，７８及び８２はいず
れも心拍毎の性能診断のために２周期、又はそれ以上の
周期に亘って得ることができる。これは不整脈、虚血、
梗塞、又は電気生理学的疾患の場合に特に有用である。
れも心拍毎の性能診断のために２周期、又はそれ以上の
周期に亘って得ることができる。これは不整脈、虚血、
梗塞、又は電気生理学的疾患の場合に特に有用である。
【００５１】時間平均された、フレーム４６からの信号
変化率の２乗平均とフレーム７２からの速度データは収
縮期、弛緩期、全周期又は心拍間のバリエーションを持
った関数画像の形式で局部的心筋性能の診断に利用でき
る。収縮期及び弛緩期中のピーク値は関数画像を作成す
るために利用でき、また心拍間のバリエーションを判定
するために別個の画像を作成することもできる。更に、
２乗平均勾配が全て等しい場合は、上記の性能面のどの
速度についても定量的な関数画像を作成できる。
変化率の２乗平均とフレーム７２からの速度データは収
縮期、弛緩期、全周期又は心拍間のバリエーションを持
った関数画像の形式で局部的心筋性能の診断に利用でき
る。収縮期及び弛緩期中のピーク値は関数画像を作成す
るために利用でき、また心拍間のバリエーションを判定
するために別個の画像を作成することもできる。更に、
２乗平均勾配が全て等しい場合は、上記の性能面のどの
速度についても定量的な関数画像を作成できる。
【００５２】図３に記載された別のアプローチは関数画
像８４を得るための調波処理方式８２として参照され
る。Ｎ−１個のデータ・フレーム、又はそのいくつかの
部分集合に亘る各ポイント毎に第３又は第５の時系列、
４６又は７２のデータを分析し、データの時間シーケン
スを得ることができる。例えば、部分集合は収縮期収縮
の開始時点での僧帽弁の閉鎖前のフレーム（ｉ）から、
弛緩期充填の開始時点での僧帽弁の開放前のフレーム
（ｉ＋ｍ）までの収縮期でありうる。各フレーム内の同
じポイントから抽出されたデータの時間シーケンスは時
系列として処理され、フーリエ変換を用いてスペクトル
成分が抽出される。各々の空間ポイントに関するスペク
トル・データからｄｃ項だけを抽出することによって、
時間に関して平均化された単一のデータ・フレームが得
られる。この単一データ・フレームは前述と同様の態様
で心筋運動の詳細な描写を行うために利用できる。しか
し、心筋の周期的運動の別の詳細な描写を作成するよう
に、心臓周期を含むスペクトル・データから第１の調波
を抽出することによって、基本的な収縮−弛緩周期レベ
ルでの更に詳細な心筋性能が得られる。
像８４を得るための調波処理方式８２として参照され
る。Ｎ−１個のデータ・フレーム、又はそのいくつかの
部分集合に亘る各ポイント毎に第３又は第５の時系列、
４６又は７２のデータを分析し、データの時間シーケン
スを得ることができる。例えば、部分集合は収縮期収縮
の開始時点での僧帽弁の閉鎖前のフレーム（ｉ）から、
弛緩期充填の開始時点での僧帽弁の開放前のフレーム
（ｉ＋ｍ）までの収縮期でありうる。各フレーム内の同
じポイントから抽出されたデータの時間シーケンスは時
系列として処理され、フーリエ変換を用いてスペクトル
成分が抽出される。各々の空間ポイントに関するスペク
トル・データからｄｃ項だけを抽出することによって、
時間に関して平均化された単一のデータ・フレームが得
られる。この単一データ・フレームは前述と同様の態様
で心筋運動の詳細な描写を行うために利用できる。しか
し、心筋の周期的運動の別の詳細な描写を作成するよう
に、心臓周期を含むスペクトル・データから第１の調波
を抽出することによって、基本的な収縮−弛緩周期レベ
ルでの更に詳細な心筋性能が得られる。
【００５３】更に別のアプローチを図４及び図５に示し
てある。このアプローチは位相画像化として参照され
る。心エコーシステム１０が患者１２に超音波信号を送
信し、超音波反射信号を受信する。フレーム記憶１４は
図５の時系列１６を得るための処理を含んでいる。時系
列１６は図３の時系列４６の１つ又は時系列７２の１つ
のいずれか一方である。次に、患者の心臓の特定部位に
対応するデータ・ポイントの各組毎に、データ・ポイン
ト値がフレームからフレームにプロットされる。図４で
は、これは時間領域信号生成１８として示され、一方、
図５では単一時間領域信号２０が示されている。理想的
には、時系列１６内のフレームの各データ・ポイントは
２０で示されるような時間変動信号をプロットし、それ
によってフレーム内のデータ・ポイント数に対応する多
数の時間領域信号を得るのに利用される。しかし、時間
領域信号のプロットは、必要ならば心臓の特定部位に対
応するデータ・ポイントに限定できる。
てある。このアプローチは位相画像化として参照され
る。心エコーシステム１０が患者１２に超音波信号を送
信し、超音波反射信号を受信する。フレーム記憶１４は
図５の時系列１６を得るための処理を含んでいる。時系
列１６は図３の時系列４６の１つ又は時系列７２の１つ
のいずれか一方である。次に、患者の心臓の特定部位に
対応するデータ・ポイントの各組毎に、データ・ポイン
ト値がフレームからフレームにプロットされる。図４で
は、これは時間領域信号生成１８として示され、一方、
図５では単一時間領域信号２０が示されている。理想的
には、時系列１６内のフレームの各データ・ポイントは
２０で示されるような時間変動信号をプロットし、それ
によってフレーム内のデータ・ポイント数に対応する多
数の時間領域信号を得るのに利用される。しかし、時間
領域信号のプロットは、必要ならば心臓の特定部位に対
応するデータ・ポイントに限定できる。
【００５４】図４及び図５に示すように、次に特定の時
間領域信号からの変換値２４を得るために、フーリエ変
換２２が各時間領域信号２０毎に実行される。変換値２
４に関しては、各調波は関連する振幅と位相を有してい
る。次に所望の調波の単一の位相値と単一の振幅値を得
るためにフィルタ２６が用いられる。一般的には、所定
の周期関数では第１の調波の振幅が最大であることが典
型的であるので、第１の調波が選択される。しかし、本
発明は第１の調波の選択に限定されるものではない。第
２の調波のような、第１の調波より高く、より強い調波
がある場合、それも位相角を求めるために利用される。
２乗平均速度の場合、第２の調波が潜在的に極めて重要
である。２乗平均速度は２乗された速度の関数であるの
で、心臓周期でプロットされた（２乗されない）速度曲
線の最強の調波が第１の調波であるものとすると、２０
での２乗速度曲線の最強の調波は理論上は第２の調波と
なる。
間領域信号からの変換値２４を得るために、フーリエ変
換２２が各時間領域信号２０毎に実行される。変換値２
４に関しては、各調波は関連する振幅と位相を有してい
る。次に所望の調波の単一の位相値と単一の振幅値を得
るためにフィルタ２６が用いられる。一般的には、所定
の周期関数では第１の調波の振幅が最大であることが典
型的であるので、第１の調波が選択される。しかし、本
発明は第１の調波の選択に限定されるものではない。第
２の調波のような、第１の調波より高く、より強い調波
がある場合、それも位相角を求めるために利用される。
２乗平均速度の場合、第２の調波が潜在的に極めて重要
である。２乗平均速度は２乗された速度の関数であるの
で、心臓周期でプロットされた（２乗されない）速度曲
線の最強の調波が第１の調波であるものとすると、２０
での２乗速度曲線の最強の調波は理論上は第２の調波と
なる。
【００５５】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
より高い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。
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
より高い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。
【００５６】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。
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。
【００５７】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５では、外挿３０
は信号２０から直接実施可能である。
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５では、外挿３０
は信号２０から直接実施可能である。
【００５８】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。ＥＣＧ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、必要である予備情報を得るために利用できる。
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。ＥＣＧ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、必要である予備情報を得るために利用できる。
【００５９】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。
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。
【００６０】別の実施例では、位相画像３２は単一画像
のディスプレイ、又は動的画像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。心臓収縮が心臓の基底部から頂部ま
で隔壁を越え、頂部の周囲を経てから自由心室の壁を上
昇する運動であるならば、画像は基底部での自由心室の
壁が頂部よりも高い輝度で示され、一方、この頂部は隔
壁の基底部よりも輝度が高いグレースケール画像とな
る。
のディスプレイ、又は動的画像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。心臓収縮が心臓の基底部から頂部ま
で隔壁を越え、頂部の周囲を経てから自由心室の壁を上
昇する運動であるならば、画像は基底部での自由心室の
壁が頂部よりも高い輝度で示され、一方、この頂部は隔
壁の基底部よりも輝度が高いグレースケール画像とな
る。
【００６１】あるいは、位相画像３２は画像フレームの
動的画像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。
ピクセルは一旦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。
動的画像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。
ピクセルは一旦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。
【００６２】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３
２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。
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３
２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。
【００６３】以下に本発明の実施態様を列挙する。
【００６４】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、前記心エコ
ー信号に基づいてリアルタイムで前記心臓の対象部位の
速度を診断するステップと、前記対象部位の前記速度に
基づいて前記心臓の動作を解析するステップとから成る
ことを特徴とする方法。
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、前記心エコ
ー信号に基づいてリアルタイムで前記心臓の対象部位の
速度を診断するステップと、前記対象部位の前記速度に
基づいて前記心臓の動作を解析するステップとから成る
ことを特徴とする方法。
【００６５】２．前記心エコー信号から複数のデータ・
フレームを形成し、前記フレームが対応するデータ・ポ
イントを持ち、前記速度診断ステップがデータ・ポイン
ト毎に前記フレームの対応するデータ・ポイント間の差
を判定して信号差を得るステップを更に含む前項１に記
載の方法。
フレームを形成し、前記フレームが対応するデータ・ポ
イントを持ち、前記速度診断ステップがデータ・ポイン
ト毎に前記フレームの対応するデータ・ポイント間の差
を判定して信号差を得るステップを更に含む前項１に記
載の方法。
【００６６】３．前記速度診断ステップが更に前記信号
差を２乗することを含む前項２に記載の方法。
差を２乗することを含む前項２に記載の方法。
【００６７】４．前記速度診断ステップが前記信号変化
率の２乗平均を判定することを含む前項１又は２に記載
の方法。
率の２乗平均を判定することを含む前項１又は２に記載
の方法。
【００６８】５．前記速度診断ステップが更に前記心臓
の前記対象部位の２乗平均速度を判定することを含む前
項２に記載の方法。
の前記対象部位の２乗平均速度を判定することを含む前
項２に記載の方法。
【００６９】６．前記心臓の前記動作を解析する前記ス
テップが所望の期間に亘って速度を平均し、暫定平均値
を算出することを含み、前記解析ステップが更に、前記
暫定平均値の算出に従ってピクセル値を割当てることに
よって、心臓の動作を画像化し、それによって心臓の動
作を部分平均速度の関数として画像化することを含む前
項１又は２に記載の方法。
テップが所望の期間に亘って速度を平均し、暫定平均値
を算出することを含み、前記解析ステップが更に、前記
暫定平均値の算出に従ってピクセル値を割当てることに
よって、心臓の動作を画像化し、それによって心臓の動
作を部分平均速度の関数として画像化することを含む前
項１又は２に記載の方法。
【００７０】７．前記心臓の動作を解析する前記ステッ
プが所望の期間中のピーク速度を判定してピーク速度を
得ることを含み、前記解析ステップが更に前記ピーク速
度に従ってピクセル値を割当てることによって心臓の動
作を画像化し、それによって部分ピーク速度の関数とし
て心臓の動作を画像化することを含む前項１又は２に記
載の方法。
プが所望の期間中のピーク速度を判定してピーク速度を
得ることを含み、前記解析ステップが更に前記ピーク速
度に従ってピクセル値を割当てることによって心臓の動
作を画像化し、それによって部分ピーク速度の関数とし
て心臓の動作を画像化することを含む前項１又は２に記
載の方法。
【００７１】８．前記心臓の動作の前記解析ステップが
調波処理を含むことを特徴とする前項１又は２に記載の
方法。
調波処理を含むことを特徴とする前項１又は２に記載の
方法。
【００７２】９．前記動作解析ステップが、選択された
心臓事象の間の選択部分における運動の開始を判定する
ことを含み、更に、前記運動の開始に従ってピクセル値
を割当て、相対的な運動開始の関数として前記動作を画
像化することを含む前項１に記載の方法。
心臓事象の間の選択部分における運動の開始を判定する
ことを含み、更に、前記運動の開始に従ってピクセル値
を割当て、相対的な運動開始の関数として前記動作を画
像化することを含む前項１に記載の方法。
【００７３】１０．心臓の性能を監視するシステムにお
いて、超音波を生体に送出し、且つ全方向に対して心運
動に感応するエコー信号を受信するための心エコー測定
手段と、前記心エコー測定手段と電気的に連通し、前記
エコー信号に反応して心エコー・データの第１の時系列
データ・フレームを記録する手段と、前記第１フレーム
に記録された前記心エコー・データから前記心臓の部位
の速度を２乗平均法に基づいて判定する手段と、前記心
臓の前記各部位の前記速度を示すデータを記憶する手段
とを含むことを特徴とするシステム。
いて、超音波を生体に送出し、且つ全方向に対して心運
動に感応するエコー信号を受信するための心エコー測定
手段と、前記心エコー測定手段と電気的に連通し、前記
エコー信号に反応して心エコー・データの第１の時系列
データ・フレームを記録する手段と、前記第１フレーム
に記録された前記心エコー・データから前記心臓の部位
の速度を２乗平均法に基づいて判定する手段と、前記心
臓の前記各部位の前記速度を示すデータを記憶する手段
とを含むことを特徴とするシステム。
【００７４】
【発明の効果】本発明の効果は、このアプローチではフ
レーム毎の、コンピュータに支援された手作業による計
測を必要としないことである。その代わりに、局部的な
収縮率のような心筋の局部運動の強さを判定するのにリ
アルタイムの局部測定方式が利用できる。加えて、局部
弛緩率、局部ピーク速度、特定の期間に亘る局部平均速
度及び心拍−心拍間の局部速度変化も関数画像で評価で
きる。局部測定はリアルタイムでの信号変化率の２乗平
均又は２乗平均平方根速度のどちらかの波形を表示する
ことによって評価されうる。第３の時系列又は速度デー
タの時系列における各フレーム毎に、ユーザが定義した
対象部位の平均値を表示できる。心臓の性能の解析は異
なる対象部位の平均値の比較によって行うことができ
る。
レーム毎の、コンピュータに支援された手作業による計
測を必要としないことである。その代わりに、局部的な
収縮率のような心筋の局部運動の強さを判定するのにリ
アルタイムの局部測定方式が利用できる。加えて、局部
弛緩率、局部ピーク速度、特定の期間に亘る局部平均速
度及び心拍−心拍間の局部速度変化も関数画像で評価で
きる。局部測定はリアルタイムでの信号変化率の２乗平
均又は２乗平均平方根速度のどちらかの波形を表示する
ことによって評価されうる。第３の時系列又は速度デー
タの時系列における各フレーム毎に、ユーザが定義した
対象部位の平均値を表示できる。心臓の性能の解析は異
なる対象部位の平均値の比較によって行うことができ
る。
【図１】本発明に従った速度データを得るための信号処
理の手順の概略図である。
理の手順の概略図である。
【図２】図１の２乗平均勾配プロセッサの一実施例の概
略図である。
略図である。
【図３】本発明に従った関数画像の生成を示した概略図
である。
である。
【図４】心臓の性能を監視し、画像化するための方法と
システムの流れ図である。
システムの流れ図である。
【図５】図４のシステムを実施するための信号処理手順
の概略図である。
の概略図である。
１０ 心エコー・システム １２ 人体 １４ エコー信号フレーム記憶 ２２ 位相データ判定（フーリエ変換） ２６ 調波選択（フィルタ） 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 ３６ 第１の処理（隣接フレームとのデータ・ポイント
毎の差） ３８ 第２の処理（差の値を２乗する） ４２ 低域フィルタ（全体平均） ４６ 第３の時系列データ・フレーム ４８ ２乗平均勾配プロセッサ ７２ 第５の時系列データ・フレーム ７４ 暫定的な平均値を求める ７６ 関数画像 ７８ ピーク速度判定 ８０ 関数画像 ８２ 調波処理
毎の差） ３８ 第２の処理（差の値を２乗する） ４２ 低域フィルタ（全体平均） ４６ 第３の時系列データ・フレーム ４８ ２乗平均勾配プロセッサ ７２ 第５の時系列データ・フレーム ７４ 暫定的な平均値を求める ７６ 関数画像 ７８ ピーク速度判定 ８０ 関数画像 ８２ 調波処理
Claims (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、 前記心エコー信号に基づいてリアルタイムで前記心臓の
対象部位の速度を診断するステップと、 前記対象部位の前記速度に基づいて前記心臓の動作を解
析するステップとから成ることを特徴とする方法。
Applications Claiming Priority (2)
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| US08/104,292 US5419328A (en) | 1993-08-09 | 1993-08-09 | Mean squared speed and myocardial performance |
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| JPH07148165A true JPH07148165A (ja) | 1995-06-13 |
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