(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
組織変形情報を生成する組織変形情報生成方法において、
ある空間領域をカバーする関心領域中の超音波ビームに沿った複数のレンジ位置についてのエコー信号を取得するステップと、
前記エコー信号に基づいて、前記空間領域内の前記レンジ位置における組織の変形値を求める変形値演算ステップと、
前記空間領域についての前記変形値の画像を提供するために、各レンジ位置における組織変形値をディスプレイ・ユニット上に表示する表示ステップと、
を備える組織変形情報生成方法であって、
組織変形値を求める前記組織変形値演算ステップは、所定の時間間隔にわたって歪み率を積分して歪みを求める歪み演算ステップを含み、
歪みを求める前記歪み演算ステップが、
前記エコー信号に基づいて、超音波ビームに沿った複数のレンジ位置についての複素パルス−パルス間相関（Ｒ（ｒ））を求めるステップと、
放射方向の所定距離だけ離間した少なくとも２つのレンジ位置から歪み率相関関数（Ｓ（ｒ））を計算するステップと、
計算した歪み率相関関数の角度に基づいて前記歪み率を計算するステップと、
前記所定の時間間隔にわたって前記歪み率を累積することによって、前記歪みを計算するステップと、
を含むこと
を特徴とする方法。
【請求項２】
前記表示ステップにおいて、前記空間領域での前記組織変形値の実時間の画像を提供するため、各レンジ位置における前記組織変形値を、前記空間領域に関連するディスプレイ・ユニット上の空間座標に関連づけて表示することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記歪み率が、組織速度の空間微分として定義されることを特徴とする請求項１または２に記載の方法。
【請求項４】
前記歪み率相関関数は、第１のレンジ位置における複素共役のパルス−パルス間相関に、第２のレンジ位置における複素パルス−パルス間相関を乗することによって与えられ、前記第２のレンジ位置は、前記第１のレンジ位置から前記放射方向所定距離だけ離れた位置にあることを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載の方法。
【請求項５】
歪み率は、前記歪み率相関関数の角度と音速との積で定義される分子を、４πと前記放射方向所定距離と前記複数パルスの内の連続パルス間の時間幅との積で定義される分母で割ることによって与えられることを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載の方法。
【請求項６】
前記所定の時間間隔が一心周期中に起こる事象に関係する請求項１乃至５に記載の方法。
【請求項７】
組織変形値を求める前記組織変形値演算ステップが、
フレーム間隔にわたって第１のサンプル・ボリュームの歪み率を求めるステップと、
前記第１のサンプル・ボリュームに関する歪み率にフレーム間隔を乗して、第１の歪み値を決定するステップと
前記第１のサンプル・ボリュームの組織速度を求めてフレーム間の相対変位値を計算するステップと、
フレーム間隔にわたって、前記フレーム間の相対変位値だけ前記第１のサンプル・ボリュームから変位した第２のサンプル・ボリュームの歪み率を求めるステップと、
第２の歪み値を決定するため、前記第２のサンプル・ボリュームに関する歪み率にフレーム間隔を乗する、ステップと、
少なくとも前記第１および第２の歪み値を合計するステップとを含む請求項１乃至６のいずれかに記載の方法。
【請求項８】
組織変形値を求める前記組織変形値演算ステップは、
所定のサンプル・ボリュームに関する歪み率を、１つのフレーム間隔でそれぞれが分離された複数のフレームにわたって、求めるステップと、
前記各フレームに関して求めた歪み率を前記フレーム間隔に乗して前記複数のフレームのそれぞれについての歪み値を決定するステップと、
前記複数のフレームそれぞれの歪み値を合計するステップ、
とを含む請求項１乃至７に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
関連出願の相互参照（該当する場合）
１９９９年８月２３日に出願の仮出願第６０／１５０２６４号
【０００２】
連邦政府の助成による研究および開発に関する陳述（該当する場合）
【０００３】
【発明の属する技術分野】
本発明は、解剖学的構造およびそれらの運動を測定および撮像する診断用超音波システムに関する。さらに詳細には、本発明は、超音波撮像システム中で使用される、組織変形を計算および表示するための信号処理方法および信号処理装置に関する。
【０００４】
【従来の技術】
近年、超音波撮像の分野では、医師は、組織の歪みや歪み速度など、組織変形（tissue deformation）の諸性質を臨床測定に使用することに関心を持つようになってきている。
【０００５】
「歪み（strain）」という用語は、検査する物質のある特性を指す。例えば、筋肉組織に関連した歪みは、規定時間間隔中の筋肉組織の長さの変化と、筋肉組織の最初の長さとの比に対応している。超音波撮像では、歪みの変化率（例えば歪み率（strain rate）や歪み速度（strain velocity）など）は、色の変化が様々な歪み速度に対応している着色２次元画像として、医師に対して視覚的に提示することができる。筋肉のある区域の生存度（viability）は、筋肉の歪みの量と、その区域の筋肉が引き起こす、またはそこに加わる歪みの時間的な挙動とに関係することが明らかになっている。また、悪性腫瘍は、圧迫に対するそれらの抵抗（resistance）に基づいて検出することができることも確認されている。
【０００６】
実時間歪み速度撮像の１つの応用分野は、心臓病学である。歪み速度は、心筋が収縮および弛緩する能力についての直接的かつ量的な尺度を与える。先端撮影（apical view）で心筋に沿って撮像することにより、心臓の長軸に沿った局所的な歪み速度成分を測定することができる。局所的な歪み速度成分を測定することにより、心臓壁の局所的な収縮および伸びについての情報が与えられる。傍胸骨撮影（parasternal view）で撮像することにより、心臓壁に対して垂直な歪み速度成分を求めることができる。心臓壁に対して垂直な歪み速度成分を求めることにより、局所的な筋肉の肥厚についての情報が与えられる。Ｍモードで、または２Ｄ画像から測定した壁面の肥厚は、一般に使用される筋肉の生存度についての尺度である。歪み速度撮像を用いると、この肥厚についての直接的な尺度が得られる。歪み速度画像は、潜在的にいくつかの心臓疾患の診断の助けとなる可能性がある。
【０００７】
歪み速度撮像の別の応用分野は、心臓移植である。心筋内の速度変化は、心臓移植後の拒絶反応の診断に重要である。歪み速度画像は、これらの速度変化を直接表示する。
【０００８】
歪み速度撮像のもう１つの応用分野は、非侵襲性の電気生理学である。好ましい実施態様で、局所的な収縮／弛緩の寄与を高い空間的および時間的解像度で撮像する技法について述べる。局所的な収縮／弛緩の情報を使用すると、例えば心腔中の機械的運動がどこで活性化されたかという位置決定を、ＡＶ平面のすぐ下の断面に基づいて正確に決定することができる。さらに、心房から心室への異常伝導経路（ウルフ・パーキンソン・ホワイト）を、後に切除するために位置決定することができる。患者をカテーテル法で処置すべきか外科手術で処置すべきかを決定するために、これらの経路の心筋内の深さも、本発明でより良好に位置決定することができる。
【０００９】
歪み速度撮像のもう１つの応用分野は、心臓壁の肥厚の測定である。心臓の診断で十分に確立されている方法は、Ｍモード画像を取得し、収縮期の間に心筋の壁面の肥厚を測定するものである。好ましい実施態様として、この壁面の肥厚の情報を取得し、それを空間領域および時間領域の両方について高い精度で実時間で測定する技法を提供する。現行の壁面の肥厚測定の診断上の高い関連性は、本発明で述べる撮像様式が、心臓の診断についての関連性の高い情報を含むことを示す。
【００１０】
歪み速度または歪み率をより詳細に理解するために、最初の長さがＬ0である対象を伸ばす、または圧縮する、あるいはその対象がそれ自体で伸びる、または収縮して、異なる長さＬになるものと仮定する。下記の数式１で定義される１次元歪みは、この変化の無次元の記述を表す。長さＬが時間の関数であると考えられる場合には、歪みの時間微分、つまり歪み速度は、下記の数式２を使用して求めることができる。
【数１】
0004932984.tif 000002
【数２】
0004932984.tif 000003
【００１１】
対象中のあらゆる点の速度νが既知である場合には、等価な歪み速度の定義は下記の数式３となる。
【数３】
0004932984.tif 000004
【００１２】
これらの数式は、対象の変形についての有効な記述も与える。数式３で、ｒは伸長または圧縮の空間的な距離である。数式２と数式３の間の関係は、ｒ1が対象の一端までの距離、ｒ2がもう一端までの距離であり、ｔ≧ｔ0、ｒ1≧ｒ2であるものとして、長さＬをＬ（ｔ）＝ｒ2（ｔ）−ｒ1（ｔ）、Ｌ0＝Ｌ（ｔ0）と定義すれば分かる。数式３に示すように、歪み速度は、実際には、速度の空間的勾配である。したがって、歪み速度は、対象の変形率を測定するものである。歪み速度がゼロである場合には、対象の形状は変化していない。歪み速度が正である場合には、対象の長さが増大しており、歪み速度が負の場合には、対象の長さが減少している。歪み速度は変形率、伸長、歪み率、または速度歪みとも呼ばれる。
【００１３】
歪み撮像は、現在では、超音波撮像における確立された研究領域である。撮像した構造中の変形の程度は、圧力増加の前後に取得した２Ｄ画像の相関によって推定することができる。画像の相関に基づいて画像の変形を推定することの１つの欠点は、歪みの瞬時値が実時間で計算も表示もされないことである。実時間能力がないことは、臨床上、重大な欠点である。例えば、歪み撮像を実時間で実行することができれば、歪み撮像をより効果的に心臓の超音波検査に適用することも、あるいは組織の圧縮性の異常を、撮像される構造に加わる圧力勾配に従って実時間で視覚化することができる対話式検査様式として歪み撮像を使用することもできる。
【００１４】
高周波（ＲＦ）Ｍモード取得に基づいて局所的な心筋の歪み速度を推定するための位置トラッキング方法が提案されている。この位置トラッキング方法は、Ｈ．Ｋａｎａｉ、Ｈ．Ｈａｓｅｇａｗａ、Ｎ．Ｃｈｕｂａｃｈｉ、Ｙ．Ｋｏｉｗａ、およびＭ．Ｔａｎａｋａによる「Ｎｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ  ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｌｏｃａｌ  ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ  ａｎｄ  ｉｔｓ  ｃｏｌｏｒ−ｃｏｄｅｄ  ｉｍａｇｉｎｇ」、ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓ．ｏｎ  Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ、Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ  ａｎｄ  Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  Ｃｏｎｔｒｏｌ、ｖｏｌ．４４、７５２〜７６８ページ、１９９７年に記載されている。しかし、Ｋａｎａｉ等の論文に記載の方法は、時間的解像度が低く、また計算コストも高く、それにより実時間撮像が困難かつコスト高になるという欠点を有する。さらに、Ｋａｎａｉ等の論文に記載の方法は、実時間の２次元歪み画像の基礎となるのに十分に適していない、手動のＭモード技法である。また、歪み速度は速度の推定値の微分であり、したがって雑音に対して極めて敏感である。組織速度撮像に固有の基本的な速度のエイリアシングの問題により、雑音を克服することが困難になるが、これは、エイリアシングによって、長い観察時間を見込むのに十分に低い率でパルス繰返し周波数をセットすることができなくなるからである。観察時間を長くすることができれば、歪み速度画像の雑音に対する耐性を大幅に改善することができる。
【００１５】
上記の確認されている難点のいくつかは、参照により本明細書に組み込む「ＡＭＥＴＨＯＤ  ＡＮＤ  ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ  ＦＯＲ  ＰＲＯＶＩＤＩＮＧ  ＲＥＡＬ−ＴＩＭＥ  ＣＡＬＣＵＬＡＴＩＯＮ  ＡＮＤ  ＤＩＳＰＬＡＹ  ＯＦＳＴＲＡＩＮ  ＩＮ  ＵＬＴＲＡＳＯＵＮＤ  ＩＭＡＧＩＮＧ」という名称の１９９８年１０月７日に出願された米国特許出願第０９／１６７８９６号の教示によって対処され、克服されている。しかし、本発明の目的は、この教示を補足および／または改善することである。従来技術のいくつかの追加の難点および欠点を以下に述べる。
【００１６】
カラー・ドップラーの応用例で高いフレーム率を達成するために、２つの既知の技法、すなわちマルチ・ライン取得（ＭＬＡ）技法およびインターリービング技法が一般に使用されている。これらの技法では、１つのパルスを受信した後、同方向の次のパルスが発出されるまでスキャナが特定のパルス繰返し時間（Ｔ）待機する基本モードより、多くのデータを取得することができる。基本モードでドップラー・データのフレームを取得するのにかかる時間は、下記の数式４となり、ここでＮは各方向のパルス数、Ｎbは画像中のビーム数である。議論を簡単にするために、送信機およびビームフォーマのセットアップ中の変化に関する比較的小さな余分の遅延は無視する。
【数４】
0004932984.tif 000005
【００１７】
ＭＬＡ法では、ブロード・ビームを送信する。エコーを受信すると、全てのトランスデューサ素子からの信号を、２つ以上のビームフォーマ中で並列に処理する。各ビームフォーマは、これらの素子信号を様々に時間遅延させ、様々な受信ビームを生成する。このようにして、１つのパルス・エコー・サイクルの時間中に２つ以上のビームを取得することができ、それに応じてフレーム率を高めることができる。ＭＬＡを使用すると、ドップラー・データのフレームを取得するための時間は、下記の数式５となる。ここで、ＮMLAは並列処理されるビームの数である。
【数５】
0004932984.tif 000006
【００１８】
インターリービング技法では、図１に示すように、１つのパルスから同方向の次のパルスまでの待機時間Ｔを利用して、別の方向にパルスを送信する。ただし、どの方向にも別のパルスを発出することができない最低待機時間Ｔ0がある。
これは、パルスが最大深さまで進行して戻るのにかかる時間によって与えられ、Ｔ0＞２ｄ／ｃである。時間Ｔの間にパルスが発出される方向の数は、インターリーブ・グループ・サイズＮintと呼ばれる。これは明らかに整数でなければならず、Ｔ＝ＮintＴ0である。インターリービング法を使用すると、ドップラー・データのフレームを取得するためにかかる時間は、下記の数式６となる。
【数６】
0004932984.tif 000007
【００１９】
図１は、インターリービング法における異なる３つのインターリーブ・グループ・サイズＮintについてのパルスの順序およびビームの方向を示している。図１の例では、ビーム数Ｎbは８に等しく、パケット・サイズＮは２に等しい。インターリーブ・パターン１００では、インターリーブ・グループ・サイズＮintは８に等しく、インターリーブ・パターン１１０では、Ｎintは４に等しく、インターリーブ・パターン１２０では、Ｎintは１に等しい。
【００２０】
組織ドップラーの応用例についての代表的な走査手順を図２に示す。図２の例では、パケット・サイズＮは３に等しく、インターリーブ・グループ・サイズＮintはＮbに等しい。Ｔはパルス繰返し時間であり、ｔTおよびｔDはそれぞれ組織フレームおよびドップラー・フレームを取得するのに必要な時間であり、ｔFは１つの組織ドップラー・フレームについての総取得時間である。組織フレーム１３０は、高いビーム密度を使用して最初に捕捉される。組織ドップラーに使用されるＰＲＦは、通常は、インターリーブ・グループが１つしか必要ない程度に低い。したがって、Ｎ個のドップラー・サブフレーム１３２、１３４、および１３６は、通常は組織フレーム中より少ないビームを使用して別個に捕捉される。速度は、Ｎ個のサブフレーム１３２、１３４、および１３６から計算され、色分けされ、次いで組織フレーム上にマップされる。組織ドップラー・フレームを取得するためにかかる時間は、下記の数式７となる。ここで、ｔTは組織フレームを取得するのに必要な時間である。したがって、最大フレーム率が上述の超音波データ取得方式によって制限されることは明らかである。
【数７】
0004932984.tif 000008
【００２１】
【発明が解決しようとする課題】
超音波信号の基本波成分または第２高調波成分を使用して組織速度を推定することができることは既知である。グレイ・スケール画像で画質を改善するために第２高調波成分を使用すること（オクターブ撮像）が報告されており、同じ改善が組織ドップラーでも期待できる。しかし、基本波成分の代わりに第２高調波を使用したときにはナイキスト限界が半分になるという欠点がある。低いＰＲＦを使用することも、コンプレックス信号の位相振幅が雑音に比べて増大し、その結果として速度推定値の分散が小さくなるので好ましい。低いＰＲＦ使用の欠点は、ナイキスト限界がさらに低いことである。ナイキスト限界の低下によりエイリアシングの危険性が増し、それが高速度の誤った提示を招く。
【特許文献１】
ＷＯ９９／１７６６０Ａ（対応日本特表２００１−５１８３４２）
【特許文献２】
米国特許６０９９４７１号（米国特許出願０９／１６７８９６号）
【非特許文献１】
JACKSON J R ET AL: "3-D ultrasonic imaging of the structure and elasticity of the carotid bifurcation", ULTRASONICS SYMPOSIUM, 1995. PROCEEDINGS., 1995 IEEE SEATTLE, WAY USA 7-10 NOV. 1995, NEW YORK, NY, USA,IEEE, US, 7 November 1995 (1995-11-07), pages 1419-1422, XP010157376 ISBN: 0-7803-2940-6
【非特許文献２】
SHIMUZU, UEMATSU, NAKAMURA, MIYATAKE: "Peak Negative Myocardia1 Velocity Gradient in Early Diastole as a Noninvasive Indicator of Left Ventricular Dialstolic Function" JOURNAL OF THE AMERICAN COLLEGE OF CARDIOGRAPHY, vol. 32, no. 5, 1 November 1998 (1998-11-01), pages 1418-1425, XP002298643
【００２２】
【課題を解決するための手段】
組織変形のパラメータを計算および表示するための超音波システムおよび方法を開示する。
【００２３】
本発明の好ましい実施態様によれば、組織速度撮像または歪み率撮像で高いフレーム率を可能にする超音波取得技法が開示される。この取得技法では、組織の画像およびドップラー・ベースの画像について同じ超音波パルスを使用する。処理にはスライディング・ウィンドウ技法を使用する。
【００２４】
本発明の好ましい実施態様によれば、歪みは、ある間隔にわたる連続したフレームについての歪み率の推定値を累積することによって決定される。この間隔は、例えばＥＣＧトレース中のＲ波によって生成されるトリガ間隔にすることもできる。歪みの計算は、元のサンプル・ボリューム内での組織の相対変位に従って、歪み率を累積する対象であるサンプル・ボリュームをフレームごとに移動させることによって改善することができる。組織の相対変位は、サンプル・ボリュームの瞬間的な組織速度によって決定される。
【００２５】
本発明の好ましい実施態様によれば、歪み率の推定に使用される空間的オフセットであるｄｒは、画像全体を通じて適応可能に変化する。空間的オフセットｄｒを最大限にして組織区域全体（例えば心臓壁の幅）をカバーしながら、オフセットの各末端のサンプル・ボリュームを両方ともその組織区域内に保つことができる。これは、その空間的オフセット内のサンプル・ボリュームの様々なパラメータ（例えばグレイスケール値、絶対パワー推定値、単位時間遅れについての自己相関関数の大きさ、および／または歪み相関の大きさ）が所定のしきい値より高いかどうかを判定することによって実施することができる。
【００２６】
本発明の好ましい実施態様によれば、様々な空間的オフセットを有する２つのサンプルの歪み率推定量の加重和に基づく、一般的な歪み率推定量を利用する。重みは、各空間的オフセットについての歪み率相関推定値の大きさに比例し、したがって雑音となる、すなわち相関の低いサンプルの影響を低減する。
【００２７】
本発明の好ましい実施態様によれば、通常の時間遅れに加えて空間遅れも使用する、改善された信号相関推定量が開示される。空間遅れは、組織速度から求められる。この改善された信号相関推定量は、歪み率の推定にも組織速度の推定にも利用することができる。
【００２８】
本発明の好ましい実施態様によれば、組織速度は、空間的解像度を維持しながらエイリアシングを減少させる方法で推定される。受信した超音波信号の３つのコピーを、３つの中心周波数で帯域濾波する。３つの中心周波数のうち中間の周波数は、超音波信号の第２高調波を中心とする。基準組織速度は、外側の中心周波数で濾波された２つの信号から推定される。基準組織速度は、第２高調波を中心とする信号から推定したいくつかの組織速度から、ある組織速度を選択するために使用される。
【００２９】
本発明の好ましい実施態様によれば、サンプル・ボリューム付近の小さな対象領域からの組織速度データに基づいて、任意の方向（必ずしも超音波ビームに沿った方向ではない）の歪み率を推定する方法が開示される。
【００３０】
本発明の好ましい実施態様によれば、応力エコーなどの応用分野で、組織速度、組織速度の積分、歪み率、および／または歪みなど、複数の定量的組織変形パラメータを、時間および／または空間位置の関数として提示することができる。例えば、異なる３つの応力レベルについての歪み率または歪みの値を、心周期にわたって時間に関して一緒にプロットすることができる。ピーク収縮期の壁面の肥厚の百分率など、歪み率または歪み速度から導出したパラメータも、様々な応力レベルに関してプロットすることができる。
【００３１】
本発明のその他の目的、特徴、および利点は、添付の図面および以下の詳細な説明から明らかになるであろう。
【００３２】
【発明の実施の形態】
歪み率、歪み、および組織速度などの組織変形のパラメータの診断用画像を、実時間で、かつ／または後処理モードで生成するための方法および装置について述べる。以下の記述には、本発明の好ましい実施態様が完全に理解されるように、多数の特定の実施形態を記載する。しかし、これらの特定の実施形態を用いずに本発明を実施することができることは、当業者には明らかであろう。
【００３３】
本発明の好ましい実施形態による超音波撮像システムのブロック図を図３に示す。送信機１４０が、超音波振動子１４２を駆動し、パルス化された超音波ビーム１４４を人体中に放出させる。超音波パルスは、筋肉組織など人体中の諸構造で後方散乱されてエコーを生成し、これが振動子１４２に戻り、それによって検出される。受信機１４６は、このエコーを検出する。エコーは、受信機１４６からコンプレックス復調ステージ１４８および組織処理ステージ１４９に渡される。コンプレックス復調ステージ１４８は、エコー信号を復調して、エコー信号を表すＩ、Ｑのデータ対を形成する。復調されたＩ、Ｑのデータ対はコンプレックス・ドップラー信号であり、以下で説明するように組織速度、歪み率、および／または歪みの計算を実行する組織変形計算ステージ１５０に渡される。コンプレックス・ドップラー信号は、対象領域中のレンジ位置（range position）およびビームによって決まるサンプル・ボリュームと関連する。コンプレックス・ドップラー信号は、通常は、ドップラー・シフトを推定するために使用されるデータ・サンプルのセグメントを含む。エコー信号は、組織処理ステージ１４９にも渡され、これが、Ｂモード処理などの処理を実行して、走査した解剖学的構造の２Ｄまたは３Ｄの画像を形成する。
【００３４】
組織変形計算ステージ１５０から出力される組織変形の値、例えば組織速度、歪み率、および／または歪み、ならびに組織処理ステージ１４９から出力される組織画像値が表示システム１５２に渡され、表示される。表示システム１５２は、モニタ１５４を含む。
【００３５】
参照により本明細書に組み込む「Ａ  ＭＥＴＨＯＤ  ＡＮＤ  ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ  ＦＯＲ  ＰＲＯＶＩＤＩＮＧ  ＲＥＡＬ−ＴＩＭＥ  ＣＡＬＣＵＬＡＴＩＯＮ  ＡＮＤ  ＤＩＳＰＬＡＹ  ＯＦ  ＳＴＲＡＩＮ  ＩＮ  ＵＬＴＲＡＳＯＵＮＤ  ＩＭＡＧＩＮＧ」という名称の１９９８年１０月７日に出願された米国特許出願第０９／１６７８９６号には、図３のシステムを使用して歪み率を推定することができる方法が記載されている。
【００３６】
歪み率撮像（ＳＲＩ）、およびその他の低いパルス繰返し周波数（ＰＲＦ）を許容できるドップラー・ベースの応用例では、より高いフレーム率を可能にする走査手順を使用することができる。図２に示したような別個の組織フレームを収集する方法の代わりに、ドップラー・サブフレーム中のビームの数を増加させ、これらのフレームのみに基づいて組織を視覚化できるようにすることができる。このため、別個の組織フレームを取得する必要はなくなる。図４は、高いフレーム率を可能にする走査手順を示している。この走査手順は、組織ドップラーまたはＳＲＩの応用例のどちらでも使用することができる。図４の例では、パケット・サイズはＮ＝３であり、インターリーブ・グループ・サイズはＮint＝Ｎbである。Ｔはパルス繰返し時間であり、ｔTおよびｔDはそれぞれ組織フレームおよびドップラー・フレームを取得するのに必要な時間であり、ｔFは１つの組織／ドップラーまたはＳＲＩのフレームについての総取得時間である。図４に示すように、ドップラー・フレームは、やはりＮ個のサブフレーム（サブフレームには１６０、１６１、１６２、１６３、および１６４の番号が付いている）から生成されるが、スライディング・ウィンドウ技法を使用することができ、それにより、１つのドップラー・サブフレームを取得するのにかかる時間が、従来の方法で１つの組織フレームを取得するのにかかる時間と等しいものと仮定すると、１つのドップラーまたはＳＲＩフレームを生成するのにかかる時間は、わずかに下記の数式８に過ぎない。数式（７）と（８）を比較すると、１つのフレームについての取得時間が大幅に短縮され、それにより、より高いフレーム率が可能になることが分かる。
【数８】
0004932984.tif 000009
【００３７】
組織変形計算ステージ１５０で計算することができる１つのパラメータは、歪みである。例として、歪みと歪み率の間の関係について詳しく説明することができる。空間的に一定の歪み率の場ｓ（ｔ）を有する長さＬ（ｔ）の１次元の一様な対象について考慮する。「歪み率」という用語は、ここでは、速度勾配について使用している。したがって、速度場は下記の数式９で与えられる。ここで、ｒは対象中の位置である。分かりやすくするためにｒ＝０での速度をゼロに設定するが、ν（ｔ、０）がゼロでないときにも、同じ関係が適用される。
【数９】
0004932984.tif 000010
【００３８】
この場合、わずかな時間ステップΔｔにわたる長さの変化は、下記の数式１０で推定することができる。
【数１０】
0004932984.tif 000011
【００３９】
Δｔ→０とすると、下記の数式１１のように長さの時間微分が得られる。
【数１１】
0004932984.tif 000012
【００４０】
この微分方程式の解は下記の数式１２となり、歪みは最終的に、下記の数式１３で求められる。
【数１２】
0004932984.tif 000013
【数１３】
0004932984.tif 000014
【００４１】
画像中のサンプル・ボリューム中の歪みｅ（ｉ）は、下記の数式１４のように、数式（１３）中の積分を累積和で置換することによって実時間で推定することができる。
【数１４】
0004932984.tif 000015
【００４２】
ここで、ｉはフレーム番号、Δｔは各フレーム間の時間である。Ｃ（ｉ）は累積和であり、ｓ（ｉ）はその所与のサンプル・ボリュームについての歪み率推定値である。対応するフレーム番号ｉに対してＣ（ｉ−１）をゼロにセットすることにより、この累積はいつでも（例えばＥＣＧ信号によってトリガされる特定の時間に）リセットすることができる。上記の計算は、画像中のあらゆるサンプル・ボリュームに対して実行することができ、その視覚化は、組織速度撮像（ＴＶＩ）およびＳＲＩの場合と同様に、ただし組織速度または歪み率ではなく歪みを表すカラー・マップのみを使用して、実行することができる。
【００４３】
各サンプル・ボリュームについて組織速度νも利用することができれば、さらなる改善が可能である。放射方向サンプル・ボリューム番号ｍ0についての累積和では、歪み率推定値は、組織速度によって与えられる異なるサンプル・ボリュームからとることができる。最初に、フレーム間の相対変位指数を下記の数式１５で推定する。ここで、νはサンプル番号ｍ0中の組織速度推定値であり、ｋsは空間的サンプリング周波数である。次に、ｍ0ではなく、下記の数式１６のサンプル・ボリューム番号からの歪み率推定値を累積和に使用する。組織がビームの方向にしか運動しない場合には、この方法により、累積和によって、同一の解剖学的サンプルの運動を、それが運動している間追跡することができる。組織がその他の方向に移動している場合にも、改善が期待できる。
【数１５】
0004932984.tif 000016
【数１６】
0004932984.tif 000017
【００４４】
特許出願第０９／１６７８９６号の歪み率推定量は、最も簡単な形態では、下記の数式１７のように記述される。ここで、ｒは超音波ビームに沿った放射方向位置、νは組織速度、ｄｒは空間的オフセットである。この空間的オフセットは、画像全体を通じて適応可能に変化することができる。ｄｒのサイズに上限および下限を与えると、ｄｒを可能な限り大きくしながら、オフセットの各末端のサンプル・ボリュームを両方ともその組織内に保つことができる。オフセットがその組織内に収まることを保証するために使用できるいくつかの異なる基準がある。可能な１つの基準は、対応する組織サンプル・ボリュームが所与の限界より高いグレイスケール値を有さなければならないことである。もう１つの可能な基準は、サンプル・ボリュームのパワー推定値が所与の限界より大きな絶対値を有さなければならないことである。もう１つの可能な基準は、２つのサンプル・ボリュームのいずれでも、単位時間遅れについての自己相関関数の大きさが所与の限界より大きくならなければならないことである。もう１つの可能な基準は、歪み相関（特許出願第０９／１６７８９６号の数式（８）に記載）の大きさが所与の限界より大きくなければならないことである。これらの基準は、いずれか１つを別個に使用することも、あるいはそれらを組み合わせて、オフセットｄｒの末端のサンプル・ボリュームがその組織内にあることを肯定するためには２つ以上の基準を満たさなければならないようにすることもできる。
【数１７】
0004932984.tif 000018
【００４５】
組織変形計算ステージ１４は、いくつかのサンプルに基づく、歪み相関推定量の大きさで重み付けされた歪み率推定量を使用して、歪み率を計算することができる。直角復調ドップラー信号ｘ（ｍ，ｎ）について考慮する。ここで、ｍは空間的なサンプル・ボリュームの指標であり、ｎは時間的指標である。この信号は、中心周波数ｆ0、パルス繰返し時間Ｔ、および点広がり関数の放射方向サイズと等しい放射方向サンプリング周波数ｒsを使用して取得されているものと仮定する。撮像する対象中の音の速度はｃであると仮定する。ドップラー信号のＭ個の空間的サンプルおよびＮ個の時間的サンプルに基づく歪み率の推定量は、下記の数式１８となる。
【数１８】
0004932984.tif 000019
ここで、
【数１９】
0004932984.tif 000020
は歪み率相関推定量であり、
【数２０】
0004932984.tif 000021
は歪み率相関推定量の角度であり、
【数２１】
0004932984.tif 000022
は重み係数である。信号相関推定量Ｒ＾（ｍ）について以下で述べる（本明細書において＾はその左側の文字の上に来るべきであるが、そのような処理ができないのでずらして表示する）。
【００４６】
数式（１８）の歪み率推定量には、Ｄ．Ｆｌｅｍｉｎｇ等の「Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  ｖｅｌｏｃｉｔｙ  ｇｒａｄｉｅｎｔｓ  ｄｅｔｅｃｔｅｄ  ｂｙ  Ｄｏｐｐｌｅｒ  ｉｍａｇｉｎｇ」Ｂｒ．Ｊ．Ｒａｄｉｏｌ．、６７（７９９）：６７９−６８８、１９９４に最初に述べられ、Ｕｅｍａｔｓｕ等の「Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  ｖｅｌｏｃｉｔｙ  ｇｒａｄｉｅｎｔｓ  ａｓ  ａ  ｎｅｗ  ｉｎｄｉｃａｔｏｒ  ｏｆ  ｒｅｇｉｏｎａｌ  ｌｅｆｔ  ｖｅｎｔｉｃｕｌａｒ  ｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎ：  Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ  ｂｙ  ａ  ｔｗｏ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ  ｔｉｓｓｕｅ  Ｄｏｐｐｌｅｒ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ」Ｊ．Ａｍ．Ｃｏｌ．Ｃａｒｄｉｏｌ．、２６（１）：２１７−２３、１９９５によってさらに発展した、従来技術の心筋速度勾配（Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  Ｖｅｌｏｃｉｔｙ  Ｇｒａｄｉｅｎｔ）（ＭＶＧ）技法に優る利点がいくつかある。例えば、ＦｌｅｍｉｎｇおよびＵｅｍａｔｓｕは、速度勾配（歪み率）を得るために、速度データの最小二乗線形回帰を使用することを開示している。線形回帰では、全ての速度サンプルに対して等しい重みを加える。しかし、数式（１８）の加重歪み推定量では、数式（１９）の歪み率相関の大きさとともに変化する重みを使用して、歪み率推定量の改善をもたらす。
【００４７】
図５および図６は、最小二乗線形回帰推定量と数式（１８）の歪み率推定量の、コンピュータ・シミュレーションによる比較を示している。図５は、様々な深さにおけるシミュレートした速度推定量（円）についての、線形回帰フィット（ｆｉｔ）（破線）および加重歪み率の直線フィット（実線）を示している。雑音を含む信号が、１．０ｓ-1の速度勾配（歪み率）で発生した。代表的な結果を図５に与えてある。線形回帰直線（破線）では最も外側の２点が大きな誤差を与えるが、加重歪み率推定量に対する影響はそれよりはるかに小さいことに留意されたい。図６では、線形回帰法で推定した歪み率（星）と加重歪み率推定量（円）とを、独立した５０回のシミュレーションについて比較している。この場合も、雑音を含む信号が、１．０ｓ-1の速度勾配（歪み率）で発生した。加重歪み率推定量は、線形回帰法より小さな分散を示す。
【００４８】
信号相関Ｒ＾（ｍ）（上記の数式（１９）で使用した）は、様々な方法で推定することができる。例えば、１つの推定値としては、下記の数式２２がある。
【数２２】
0004932984.tif 000023
【００４９】
数式（２２）中のＲ＾（ｍ）の分散および本明細書に記載のＲ＾（ｍ）のその他の推定量を減少させるために、空間平均を使用することもできる。
【００５０】
信号相関Ｒ＾（ｍ）を推定するためのより強力な方法は、下記の数式２３のように、空間遅れΔｍを導入し、同じ深さｍからの信号サンプルだけでなく、ｍ＋Δｍからの信号サンプルの相関もとるものである。
【数２３】
0004932984.tif 000024
【００５１】
空間遅れΔｍは、Ｒ＾（ｍ）の大きさを最大にするように選択されることが好ましい。Δｍを選択する１つの方法は、１９９８年に出版されたＡ．ＰｅａｓｖｅｎｔｏおよびＨ．Ｅｒｍｅｒｔによる「Ｔｉｍｅ−ｅｆｆｉｃｉｅｎｔ  ａｎｄ  ｅｘａｃｔ  ａｌｇｏｒｉｔｈｍｓ  ｆｏｒ  ａｄａｐｔｉｖｅ  ｔｅｍｐｏｒａｌ  ｓｔｒｅｔｃｈｉｎｇ  ａｎｄ  ２Ｄ−ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ  ｆｏｒ  ｅｌａｓｔｏｇｒａｐｈｉｃ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｕｓｉｎｇ  ｐｈａｓｅｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ」Ｐｒｏｃ．ｏｆ  ｔｈｅ  １９９８  Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ  Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍに記載の技法など、位相ルート探索（ｐｈａｓｅｒｏｏｔ  ｓｅｅｋｉｎｇ）技法による方法である。別法として、発明者等は、下記の数式２４のように空間遅れΔｍをパルス間の組織の遷移と等しくなるように選択したときに、Ｒ＾（ｍ）のピーク値が現れることを発見した。ここで、νは組織速度、ＰＲＦはパルス繰返し周波数、ｋsは信号の空間的サンプリング周波数である。この方法では、エイリアシングのない（un-aliased）速度推定値を利用できることが必要である。
【数２４】
0004932984.tif 000025
【００５２】
組織変形計算ステージ１５０は、下記のように速度推定値を計算することができる。受信信号の３つの同等のコピーを、異なる３つのフィルタで帯域濾波する。ｆ1およびｆ2を中心とする２つの狭帯域フィルタと、ｆ3を中心とするより広帯域の第３のフィルタとを使用する。ここで、ｆ1＜ｆ3＜ｆ2であり、ｆ3は受信信号の第２高調波成分付近を中心とする。これら３つの信号それぞれの信号相関を数式（２２）を使用して推定し、相関推定値Ｒ＾1（ｍ）、Ｒ＾2（ｍ）、およびＲ＾3（ｍ）をそれぞれもたらす。組織速度は、下記の数式２５のように、Ｒ＾3（ｍ）の角度から求めることができる。ここで、ｃは音の速度である。残念ながら、数式（２５）の速度推定値は、エイリアシングが生じやすい。次に、差分相関を、下記の数式２６のように求める。
【数２５】
0004932984.tif 000026
【数２６】
0004932984.tif 000027
【００５３】
組織の速度は、この差分相関の角度から、下記の数式２７のように求められる。ここで、ｃは音の速度である。（ｆ2−ｆ1）＜ｆ3であるので、この速度推定値は、それほどエイリアシングが生じやすくはない。しかし、Ｒ＾1（ｍ）およびＲ＾2（ｍ）の推定で狭帯域信号を使用しているので、数式（２７）を用いると、空間的解像度が不十分となる。ここまでは、この２周波数の速度推定方法は、Ｄｏｕｓｓｅ等による「Ｔｗｏ  ｙｅａｒｓ  ｅｘｐｅｒｉｅｎｃｅ  ｉｎ  ｍｅａｓｕｒｉｎｇ  ｖｅｌｏｃｉｔｉｅｓ  ｂｅｙｏｎｄ  ｔｈｅ  Ｎｙｑｕｉｓｔ  ｌｉｍｉｔ  ｗｉｔｈ  Ｃｏｌｏｒ  Ｆｌｏｗ  Ｍａｐｐｅｒ」Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ＥＵＲＯＤＯＰ’９２、２１９ページ、Ｂｒｉｇｈｔｏｎ、Ｕｎｉｔｅｄ  Ｋｉｎｇｄｏｍ、１９９２に記載の方法と同様である。
【数２７】
0004932984.tif 000028
【００５４】
数式（２５）の推定値の空間的解像度を回復するために、下記のアルゴリズムを使用する。各速度推定値（おそらくはエイリアシングが生じている）ν＾3について、いくつかの候補速度を下記の数式２８で求める。
【数２８】
0004932984.tif 000029
【００５５】
次に、（エイリアシングのない）差分速度推定値ν＾dに最も近い候補速度ν＾3,kを、出力速度推定値として選択する。このようにして、エイリアシングの問題を回避しながら、ν＾3の推定値の空間的解像度を保つ。
【００５６】
図７に関連して歪み率推定の角度補正方法について述べる。左心室の各筋肉区域ごとに局所的に、以下のように座標を定義する。
ｒ−超音波ビームに沿い、トランスデューサから離れる向きが正。
ｌ−横方向（ビーム間）であり、超音波画像中で左から右が正。
ｕ−心尖から見て時計回りに周方向。
ｖ−心尖から基部の向きの経線方向（縦方向）。
ｗ−心内膜から心外膜の向きの経壁方向。
ここで、ｕ、ｖ、およびｗは図７に示すようにほぼ直交する。これらの方向についての歪み率をそれぞれ、ｓr、ｓl、ｓu、ｓv、およびｓwとする。原点（ｕ，ｖ，ｗ）＝（０，０，０）は、巨視的な心室の幾何形状に関して定義する必要はなく、撮像する筋肉区域中の任意の箇所に選択することができる。
【００５７】
さらに、αを、ゼロ度が筋肉に沿った経線方向の測定に対応するように、ｖ軸とｒ軸の間の角度として定義する。角度αはｖ−ｗ平面（長軸像または先端像）内にあるものと仮定し、したがって問題は２次元となる。図７では角度αが負であることに留意されたい。
【００５８】
普遍性を失うことなく、点（ｖ，ｗ）＝（０，０）が移動しないと仮定することができる。歪み率が筋肉区域中の小さな距離Δｒにわたって空間的に一様である場合には、筋肉の点（ｖ，ｗ）は下記の数式２９および３０の速度成分で移動することになる。
【数２９】
0004932984.tif 000030
【数３０】
0004932984.tif 000031
【００５９】
これらの速度成分を図８に示す。図８は、小さな筋肉区域中の速度成分ｖv、ｖw、およびｖrと、距離Δｒと、角度αとを示す図である。全てのパラメータは正で図示してあるが、心尖から撮像したときには角度αが通常は負であること、および収縮期の間は、ｖv、したがってｖrが通常は負であることに注意されたい。横方向（ビーム間）のｌ軸も参考として含めてある。位置（ｖ，ｗ）における超音波ビームに沿った速度成分は、下記の数式３１となる。
【数３１】
0004932984.tif 000032
【００６０】
分かりやすくするために、速度νrは、トランスデューサから離れる向き、すなわち正のｒ方向が正となると定義してあることに注意されたい。これは、ドップラー撮像における速度の符号についての通常の定義とは逆である。
【００６１】
複数のビームからの速度情報を一度に使用することにより、ビームに沿った方向以外の方向にも歪み率を計算することができる。これらのビームは、対象領域中で平行であると仮定している。
この場合、ｖｗ軸系は、ｌｒ軸系を角度（α−π／２）だけ回転させたものであり、下記の数式３２のように書くことができる。
【数３２】
0004932984.tif 000033
【００６２】
これらの式を式（３１）に代入すると、下記の数式３３が得られる。
【数３３】
0004932984.tif 000034
【００６３】
２つの方向ｒおよびｌについて微分をとると、下記の数式３４が得られる。
【数３４】
0004932984.tif 000035
【００６４】
ｓvおよびｓwについて解くと、下記の数式３５が得られる。
【数３５】
0004932984.tif 000036
【００６５】
これはつまり、角度αが既知である限り、測定した放射方向速度の放射方向勾配および横方向勾配から、解剖学的方向ｖ（経線方向）およびｗ（経壁方向）の歪み率を求めることができるということである。画像平面ｌｒはｖｗ平面と一致しなければならず、これは全ての先端像および傍胸骨長軸像（ＰＬＡＸ）の場合である。心尖から撮像するときには、心室の大部分について角度αがゼロに近くなることに注意されたい。
【００６６】
ｖの代わりにｕを使用する場合にも同じ式が当てはまり、したがってｕ方向（周方向）の歪み率も求めることができる。この場合、画像平面ｌｒはｕｖ平面と一致しなければならず、これは短軸像（ＳＡＸ）の場合である。
【００６７】
しかし、歪み率を得ることができない角度がいくつかある。ｕまたはｖ方向では、これらは、ｔａｎαが無限値に近づくような角度である。ｗ方向では、これらは、ｃｏｔαが無限値に近づくような角度である。
【００６８】
ＳＡＸ像で扇状走査を使用すると、ユーザが心室の中心を規定すれば、αの概算値を自動的に求めることができる。心室のＳＡＸ断面が円形であると仮定することにより、ある特定の位置でのαは、下記の数式３６のように与えられる。ここで、θbは、その点と交差する超音波ビームの角度（θb＝０を中心ビームとして定義する）であり、θcは、中心超音波ビームと、心室の中心からのその点を通る想像ビームの間の角度である。
【数３６】
0004932984.tif 000037
【００６９】
予備試験は、この２次元角度補正方法を使用して実行された。健康なボランティア（healthy volunteer）からの速度データ・セットは、高いビーム密度の組織ドップラー撮像を使用して得た。短軸像を使用し、心周期の３つのフェーズ（収縮中期、拡張初期弛緩、および拡張中期）における周方向および経壁方向の歪み率成分を推定した。心筋は手作業で区分化した。予想通り、その結果生じた画像は、放射方向の歪み率が、１２時および６時では経壁方向の歪み率と等しく、また２時および１０時では周方向の歪み率と等しいことを示した。ｃｏｔαまたはｔａｎαが無限大に近づく場合を除いて、画像中の明白な雑音はこの手順によって増加しないものと考えられる。
【００７０】
３次元角度補正を実行することも可能である。左心室の各筋肉区域ごとに局所的に、以下のように座標を定義する。
ｘ−方位角方向（画像平面に対して垂直）。
ｙ−横方向（ビーム間）。
ｚ−超音波ビームに沿う方向。
ｕ−心尖から見て時計回りに周方向。
ｖ−心尖から基部の向きの経線方向（縦方向）。
ｗ−心内膜から心外膜の向きの経壁方向。
ここで、３つの成分ｘ、ｙ、ｚ、および局所的にはｕ、ｖ、ｗは、直交するものとみなされる。これらの方向についての歪み率をそれぞれ、ｓu、ｓv、およびｓwとする。原点（ｕ，ｖ，ｗ）＝（０，０，０）は、巨視的な心室の幾何形状に関して定義する必要はなく、撮像する筋肉区域中の任意の箇所に選択することができる。
【００７１】
普遍性を失うことなく、点（ｕ，ｖ，ｗ）＝（０，０，０）が移動しないと仮定する。歪み率が筋肉区域中の小さな距離Δｒにわたって空間的に一様である場合には、筋肉中の点（ｕ，ｖ，ｗ）は下記の数式３７の速度成分で移動することになる。
【数３７】
0004932984.tif 000038
【００７２】
複数のビームからの速度情報をその時に使用することにより、ビームに沿った方向以外の方向にも歪み率を計算することができる。これらのビームは、対象領域中で平行であると仮定している。
【００７３】
軸の回転についての式に基づいて、ｕｖｗ方向ではなくｘｙｚ方向の速度成分を表現することができる。ｚ方向（超音波ビームに沿った方向）の速度成分νzは、組織速度撮像を使用して求められる成分である。３つの空間的方向それぞれについてのこの速度成分の勾配は、下記の数式３８となる。
【数３８】
0004932984.tif 000039
【００７４】
ｕｖｗ方向の歪み率との関係は下記の数式３９となる。ここで、Ａ（α，β，γ）は、ｕｖｗ系とｘｙｚ系の間の、３Ｄの軸の回転を記述する行列であり、α、β、およびγはそれぞれｕ軸、ｖ軸、およびｗ軸の周りの回転角である。いくつかの回転角を除けば、この行列は反転することができ、下記の数式４０のように歪み率を求めることができる。
【数３９】
0004932984.tif 000040
【数４０】
0004932984.tif 000041
【００７５】
ｕｖｗ方向の歪み率についての推定値は、記録した組織速度データに基づく速度勾配推定量を挿入することによって求められる。速度勾配の推定量の例としては、下記の数式４１がある。ここで、Δｘ、Δｙ、およびΔｚはそれぞれ、超音波データ中の方位角方向、横方向、および放射方向のサンプリング距離である。放射方向の増分をｘ方向およびｙ方向の増分で置換する、１Ｄの歪み率について述べた方法と同じ方法を使用して、これらの速度勾配を推定することもできる。
【数４１】
0004932984.tif 000042
【００７６】
筋肉組織は非圧縮性であるとみなすことができるので、下記の数式４２の非圧縮性方程式に対する推定歪み率の最小二乗フィットを実行することにより、さらなる改善を達成することができる。
【数４２】
0004932984.tif 000043
【００７７】
２次元では、歪み率推定値は、ｕｗ平面中の画像（短軸画像）については下記の数式４３としてまとめられ、ｖｗ平面中の画像（先端画像）については下記の数式４４としてまとめられる。しかし、歪み率を得ることができない角度がいくつかある。ｕまたはｖ方向では、これらは、ｔａｎが無限値に近づくような角度である。ｗ方向では、これらは、ｃｏｔが無限値に近づくような角度である。
【数４３】
0004932984.tif 000044
【数４４】
0004932984.tif 000045
【００７８】
本明細書に記載の組織変形計算は、定量的応力エコーの応用分野に適している。抽出することができる主要な定量的パラメータは少なくとも４つあり、これには、壁面の運動を定量化する組織速度、収縮期などの時間間隔中の累積した壁面の運動を定量化する組織速度の時間積分、所与の瞬間における局所的な壁面の肥厚を定量化する歪み率（速度勾配）、および収縮期などの時間間隔中の局所的な壁面の肥厚を定量化する歪み（歪み率の積分）が含まれる。これらのパラメータは、空間位置および時間の両方の関数である。これらのパラメータから、臨床的に関連のあるその他のパラメータを導出することもできる。これらのパラメータを提示する１つの方法は、パラメータの対を互いに対してプロットする（圧力体積ループと同様）ことである。これらのパラメータを提示するもう１つの有用な方法は、応力試験中の様々な応力レベルからの１つまたは複数のパラメータを推定し、記録し（例えばシネループ（cineloop）として）、次いで様々な応力レベルからのそれぞれのパラメータを同時に表示することである。
【００７９】
応力エコー検査の間、評価すべき非常に重要なことの１つは、区域ごとの壁面の運動である。通常は、左心室を複数の区域に細分し、これらの各区域中で、取得した様々なシネループから、壁面の運動の視覚による評価を行う。現在のところ、１６区域の左心室のＡＳＥモデルが、応力エコー検査がうまくいくように左心室を細分する最も一般的な方法である。視覚評価では、所与の区域について、様々な応力レベルの同様の像（二腔像、四腔像、ＬＡＸ像、ＳＡＸ像など）を視覚で比較することにより、運動および壁面の肥厚の点から比較を行う。応力レベルは、通常は、休止状態と、運動または薬理学的注入（pharmacological infusion）によって引き起こされる１つまたは複数の応力レベルと、最終的な回復状態とを含む。ある区域の正常な読みは、壁面の運動および局所的な壁面の肥厚がともに、収縮期の間に、加えられた応力レベルの関数として増大するようになっている。
【００８０】
図９は、どのようにすれば所与の位置または壁面区域についての歪み率の時間トレースを、複数の応力レベルから組み合わせることができるかを示している。休止状態（線２００）、中間応力状態（線２０２）、およびピーク応力状態（線２０４）の間に推定した歪み率を、時間に関してプロットしてある。参考のために、表示の最下部にＥＣＧトレース（線２０６）も与えてある。様々な応力レベルから生じる心拍数の差は、この例では、様々な歪み率トレースの時間の尺度を変更することによって説明される。この組合せ表示は、局所的な壁面の機能、および壁面区域が応力レベルの上昇に対してどのように応答するかということについての有用な臨床情報を含む。この例は、先端像で記録することができる縦方向の短縮の正常な読みの代表的なものである。心筋の質量および非圧縮性が保存されるので、このようにして評価された縦方向の短縮が、短軸像中の壁面の肥厚についても間接的に説明することに留意されたい。この例は、縦方向の短縮が応力レベルとともに増大する、正常な読みを示している。
【００８１】
図１０は、瞬間的な歪み率ではなく累積した歪みを休止状態（線２１０）、中間応力状態（線２１２）、およびピーク応力状態（線２１４）についてプロットしたことを除けば、図９と同様の図である。図１０は、縦方向の短縮が応力レベルの関数としてどのようにして増大するかを示している。図１１および図１２はそれぞれ図９および図１０に対応するが、図１１は、休止状態（線２３０）、中間応力状態（線２３２）、およびピーク応力状態（線２３４）についての歪み率の代表的な病的な読みを示し、図１２は、休止状態（線２４０）、中間応力状態（線２４２）、およびピーク応力状態（線２４４）についての累積した歪みの代表的な病的な読みを示している。図１１および図１２の例は、縦方向の短縮についての休止状態の値は正常であるが、応力レベルが上昇すると短縮が減少する場合を示している。ピーク応力で、これらの曲線は、歪み率および歪み両方の逆転を示し、これは、局所的な壁面区域の受動的伸長（passive stretching）を示すことができる。
【００８２】
図１３は、所与の位置または壁面区域について歪み情報から抽出した特性値を、応力レベルの関数としてどのように表示することができるかを示している。図１３の例は、最大収縮期の縦方向の短縮を応力レベルの関数としてプロットしたものである。縦方向の短縮が一様に増加する正常な場合（線２５０）、および縦方向の短縮が減少し、さらに収縮期の間に受動的伸長に切り替わる病的な場合（線２５２）が示してある。
【００８３】
歪みから導出した定量的パラメータを提示するもう１つの有用な方法は、関連する歪みから導出したパラメータに従ってＬＶ区域に対応する各領域に数字または図でラベルを付けることによる、ブルズ・アイ・プロット（Bull's-eye plot）にある。図１３に示す値は、この有用な歪みから導出したパラメータの例である。
【００８４】
以上の明細書では、特定の例示的な実施形態に関連して本発明を述べた。しかし、添付の特許請求の範囲に記載のより広範な本発明の趣旨および範囲を逸脱することなく、それらに様々な修正および変更を加えることができることは明らかであろう。したがって、本明細書および図面は、限定的ではなく例示的なものとみなすべきものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】異なる３つのインターリーブ・グループ・サイズについてのパルス順序およびビーム方向を示す図である。
【図２】組織／ドップラーの応用例についての代表的な超音波取得手順を示す図である。
【図３】本発明の好ましい実施形態による超音波システムを示す図である。
【図４】本発明の好ましい実施形態による、組織／ドップラー、歪みまたは歪み率の応用例についての超音波取得手順を示す図である。
【図５】従来技術による線形回帰歪み率推定量と、本発明の好ましい実施形態による加重歪み率推定量を、コンピュータ・シミュレーションで比較した結果を示すグラフである。
【図６】従来技術による線形回帰歪み率推定量と、本発明の好ましい実施形態による加重歪み率推定量を、コンピュータ・シミュレーションで比較した結果を示すグラフである。
【図７】本発明の好ましい実施形態による歪み率推定値の角度補正技法で使用する座標ｒ、ｕ、ｖ、およびｗと、インソネーション（ｉｎｓｏｎａｔｉｏｎ）角αとを示す図である。
【図８】本発明の好ましい実施形態による歪み率推定値の角度補正技法で使用される小さな筋肉区域中の速度成分ｖv、ｖw、およびｖrと、距離Δｒと、角度αとを示す図である。
【図９】本発明の好ましい実施形態による、正常な場合について複数の応力レベルからの歪み率を時間の関数として表す表示を示す図である。
【図１０】本発明の好ましい実施形態による、正常な場合について複数の応力レベルからの累積した歪みを時間の関数として表す表示を示す図である。
【図１１】本発明の好ましい実施形態による、病的な場合について複数の応力レベルからの歪み率を時間の関数として表す表示を示す図である。
【図１２】本発明の好ましい実施形態による、病的な場合について複数の応力レベルからの累積した歪みを時間の関数として表す表示を示す図である。
【図１３】本発明の好ましい実施形態による、歪みから導出したパラメータであるピーク収縮期の壁面の肥厚を応力レベルの関数として表す表示を示す図である。
【符号の説明】
１４０  送信機
１４２  超音波振動子
１４４  パルス化超音波ビーム
１４６  受信機
１４８  コンプレックス復調ステージ
１４９  組織処理ステージ
１５０  組織変形計算ステージ
１５２  表示システム
１５４  モニタ
【図１】
0004932984.tif 000046
【図２】
0004932984.tif 000047
【図３】
0004932984.tif 000048
【図４】
0004932984.tif 000049
【図５】
0004932984.tif 000050
【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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