JP6944087B2 - 超音波中の肺パルス検出装置、システム、及び方法 - Google Patents

Description

本開示は、概して、解剖学的構造の超音波画像を取得するための超音波システム及び方法に関する。例えば、超音波システムは、超音波撮像装置によって得られる画像内の肺パルスを識別又は検出することができる。

超音波画像は、患者の内部解剖学的構造の画像を得るために頻繁に使用される。超音波システムは、典型的には1つ以上の超音波トランスデューサ素子を有する超音波トランスデューサプローブを有する。超音波トランスデューサ素子は、患者の解剖学的構造に超音波エネルギーを送信するために超音波周波数で振動するように作動され、それから、患者の解剖学的構造によって反射又は後方散乱される超音波エコーを受信して画像を生成する。各送信／受信サイクルは、撮像データの単一のスキャン又はラインを生成することができる。スキャン方向を漸増的に変化させることによって、2次元画像は、線スキャンと呼ばれることもある一連のスキャンからコンパイルすることができる。一連のAラインスキャンからコンパイルされる2次元画像は、Bモード画像と呼ぶことができる。一連のAラインスキャンからBモード画像をコンパイルするこのプロセスは1秒間に数回(例えば、30／s)繰り返されて、撮像される解剖学的構造のライブビューを生成することができる。送信位置／方向がある期間にわたっていくつかのAラインを取得するために1つの位置に固定される場合、これらのAラインは、Mモード画像を生成するために使用される。同様に、超音波プローブ−トランスデューサを固定し、超音波検査中の位置に静止したままにしておけば、Bモード画像シーケンスからMモード画像を生成することができる。

超音波プローブは、気胸(PTX)や、肺と胸壁の間の胸膜腔に空気がたまって起こる肺虚脱の診断に用いられる。PTXを診断するために、超音波トランスデューサ(例えば、高周波リニアアレイトランスデューサ又は湾曲アレイトランスデューサ)が、胸膜ラインを識別するために患者の胸部の最も前方の点に配置される。この線は、肋骨の最も浅い範囲よりも約1／2センチメートル深くに位置するエコー源性水平線として現れる。胸膜線は、臓側胸膜と壁側胸膜が密接に対抗したものである。正常な肺では、臓側胸膜が壁側胸膜に逆らって前後に滑り、「肺滑り」と呼ばれる生理学的現象が見られ、被験者が呼吸する際に輝く態様又はかすかに光る様相を呈する。B線又はB線アーチファクト(「コメットテール」アーチファクトとも呼ばれる)は、対向する胸膜からスクリーンの底部又は最大撮像深度まで後方に延在し得る垂直高エコー線である。B線の数、幅、及び／又は強度などのB線の特性は、患者が呼吸することにつれて変化する。

PTXの別の有用な指標は、肺パルスの有無である。肺パルスは、患者の心拍に同期した、胸膜線の離散的な動きとして記述することができる。これは、心臓の動きが肺や臓側胸膜に伝わることによって起こる。肺パルスは2つの胸膜ブレードが互いに接触している場合にのみ見ることができるため、肺のスライディング及びBラインと同様に、肺パルスの存在もPTXを除外する。

肺パルスは通常、心拍の収縮部分と拡張部分の両方の伝達から生成されるので、肺パルスは、心臓振動を伴う壁側胸膜上の臓側胸膜の微妙なリズミカルな動きのため、通常、組織の強いバックグラウンド内で相対的に弱いパルス信号である。現在、胸部のMモード画像又はBモード画像シーケンスに肺パルスがあるかを決定する際に、視覚的超音波検査が使用されている。

しかしながら、救急医による肺パルスの決定は時間のかかるプロセスであり、特に心拍が弱い場合や超音波プローブの位置が最適な位置にない場合(心臓に近くないなど)には、救急医による胸部の超音波画像の読影は主観的である。

本開示は、肺パルスを検出するために超音波画像シーケンスの動的特性を利用する、低い計算負荷での自動化される高速肺パルス検出アプローチのためのシステム、装置、及び方法を提供する。一実施形態では、PTXを検出するためのシステムがプロセッサと通信する超音波プローブを有する。超音波プローブはプロセッサによって制御することができ、患者の胸部のMモード画像、又はBモード画像シーケンスから再構成されるMモード画像を生成するために超音波撮像データを取得するように構成することができる。プロセッサは肺パルスの存在を検出するために、Mモード画像又は再構成されるBモード画像を分析するように構成され得る。プロセッサが肺パルスを検出した場合、システムは、肺パルスの存在／不在のグラフィカル表現をディスプレイに出力することができる。本開示の実施形態は、Mモード画像又はBモード画像シーケンスの単一フレームにおいて肺パルスが視覚的に不明瞭である困難な場合に特に有用である。

一実施形態によれば、患者の肺パルスを検出するためのシステムは、患者の肺を表す超音波撮像データを取得するように構成される超音波プローブと、超音波プローブに通信可能に結合されるプロセッサとを有する。プロセッサは、超音波プローブから受信される超音波撮像データを使用して、肺の胸膜線を有するMモード画像を生成するように構成される。Mモード画像は、スキャンラインに沿って得られる複数のサンプルを有する。前記プロセッサは前記Mモード画像から、前記Mモード画像の隣接するサンプルを減算することによって生成される複数の差分線を有する差分画像を生成するようにさらに構成され、前記複数の差分線のそれぞれは、軸方向に沿って複数の強度値を有する。プロセッサは差分画像が患者の心拍に対応する周期的信号を含むかを決定するために差分画像を分析し、差分画像が心拍に対応する周期的信号を有すると決定することに基づいて肺パルスを検出するグラフィカル表現をプロセッサと通信するディスプレイに出力するようにさらに構成される。

いくつかの実施形態では、プロセッサがMモード画像における胸膜線の位置を決定するように構成される。いくつかの実施形態では、プロセッサが軸方向に沿って複数の差分線のそれぞれにおける複数の強度値を合計することによって軸方向強度曲線を生成し、軸方向強度曲線が患者の心拍に対応する周期的信号を含むかを決定することによって、差分画像が周期的信号を含むかを決定するために、差分画像を分析するように構成される。プロセッサは軸方向強度曲線に自己相関関数を適用することにより、軸方向強度曲線が心拍に対応する周期的信号を含むかを決定できる。

いくつかの実施形態では、プロセッサがある期間にわたって超音波プローブによって取得される複数のBモード画像のそれぞれにおいて、スキャンラインからMモード画像を生成するように構成される。他の実施形態では、プロセッサがMモード画像を生成するためにMモードで動作するように超音波プローブを制御するように構成される。いくつかの態様において、複数の差分線は、Mモード画像においてすぐ隣のサンプルを差し引くことによって生成される複数の1次差分線を有する。別の態様では、前記複数の差分線が隣接する(n−1)次差分線を差し引くことによって生成される複数の(n)次差分線を有する。

いくつかの実施形態では、システムがディスプレイをさらに有し、グラフィカル表現は肺パルスの存在又は肺パルスの周期のうちの少なくとも1つを示す。グラフィック表現は、Mモード画像上の肺パルスの位置を識別する、Mモード画像上にオーバーレイされるマーカを有することができる。別の態様では、システムがプロセッサに通信可能に結合されるユーザインターフェース装置をさらに備え、プロセッサはユーザインターフェース装置からユーザ入力を受信し、Mモード画像中の関心領域を識別し、ユーザ入力によって識別されるMモード画像中の関心領域の差分画像を生成するように構成される。

本開示の別の態様では、患者の肺パルスを検出する方法が、超音波プローブによって、患者の肺を表す超音波撮像データを取得するステップと、超音波プローブに通信可能に結合されるプロセッサによって、超音波プローブから受信される超音波撮像データを使用して、肺の胸膜線を有するMモード画像を生成するステップと、Mモード画像に沿って取得される複数のサンプルを有するMモード画像を取得するステップと、プロセッサによって、Mモード画像から差分画像を生成するステップとを含み、差分画像はMモード画像の隣接するサンプルを減算することによって生成される複数の差分線を含み、複数の差分線の各々は軸方向に沿って複数の強度値を有する、ステップと、プロセッサによって、差分画像が患者の心拍に対応する周期的信号を含むかを決定するステップと、プロセッサと通信するディスプレイに、差分画像が心拍に対応する周期的信号を有すると決定することに基づいて、肺パルスを検出するグラフィカル表現を出力するステップとを有する。
いくつかの実施形態では、方法がプロセッサによって、Mモード画像における胸膜線の位置を決定するステップをさらに有する。いくつかの実施形態では、プロセッサによって、差分画像が周期信号を含むかを決定するステップは軸方向に沿って複数の差分線のそれぞれにおける複数の強度値を合計することによって、プロセッサによって軸方向強度曲線を生成するステップと、軸方向強度曲線が患者の心拍に対応する周期信号を含むかをプロセッサによって決定するステップとを有する。いくつかの実施形態では、本方法は、軸方向強度曲線に自己相関関数を適用することによって、軸方向強度曲線が心拍に対応する周期的信号を含むかを、プロセッサによって決定するステップをさらに有する。

いくつかの実施形態では、Mモード画像を生成するステップは、ある期間にわたって超音波プローブによって得られる複数のBモード画像のそれぞれにおいて、スキャンラインからMモード画像を生成するステップを有する。いくつかの態様では、患者の肺を表す超音波撮像データを取得するステップは、プロセッサによって、Mモード画像を生成するためにMモードで動作するように超音波プローブを制御するステップを有する。他の態様において、Mモード画像から差分画像を生成するステップは、Mモード画像においてすぐ隣のサンプルを減算することによって複数の1次差分線を生成するステップを有する。いくつかの実施態様において、Mモード画像から差分画像を生成するステップは、隣接する(n−1)次差分線を減算することによって、複数の(n)次差分線を生成するステップを有する。いくつかの実施形態では、グラフィカル表現をディスプレイに出力するステップは肺パルスの存在又は肺パルスの周期のうちの少なくとも1つを示すステップを有する。いくつかの態様ではグラフィカル表現がMモード画像上にオーバーレイされるマーカを含み、マーカはMモード画像上の肺パルスの位置を識別する。別の態様では、差分画像を生成するステップはプロセッサと通信するユーザインターフェース装置において、Mモード画像中の関心領域を識別するユーザ入力を受信するステップと、ユーザ入力によって識別されるMモード画像中の関心領域の差分画像を生成するステップとを有する。

本開示のさらなる態様、特徴、及び利点は、以下の詳細な説明から明らかになるのであろう。本開示の例示的な実施形態を、添付の図面を参照して説明する。

本開示の態様による超音波撮像システムの概略図である。 本開示の態様による、患者の胸膜線を有する超音波画像の概略図である。 本開示の態様による、肺パルス検出システムのユーザインターフェースの図である。 本開示の態様による、関心領域のMモード画像の図である。 本開示の態様による、Mモード画像の2つの隣接するサンプリング線と、2つのサンプリング線から生成される対応する差分線とのグラフ図である。 本開示の態様による、図4Aのものとは異なるMモード画像の2つの隣接するサンプリング線と、2つのサンプリング線から生成される対応する差分線とのグラフ図である。 本開示の態様による、1次の差分画像の図である。 本開示の態様による、2次の差分画像の図である。 本開示の態様による、3次の差分画像の図である。 本開示の態様による、4次の差分画像の図である。 本開示の態様による図5Aに示される差分画像から生成される軸方向強度曲線のグラフ図である。 本開示の態様による図5Bに示される差分画像から生成される軸方向強度曲線のグラフ図である。 本開示の態様による図5Cに示される差分画像から生成される軸方向強度曲線のグラフ図である。 本開示の態様による図5Dに示される差分画像から生成される軸方向強度曲線のグラフ図である。 本開示の態様による、肺パルスを示すMモード画像の図である。 本開示の態様による、図7のMモード画像から作成される軸方向強度曲線のグラフ図である。 本開示のいくつかの態様による、図8の軸方向強度曲線に適用される自己相関関数のグラフ図である。 本開示の態様による、Mモード画像の軸方向強度曲線及び対応する平滑化される軸方向強度曲線のグラフ図である。 本開示の態様による、Mモード画像上に重ね合わされる肺パルスのグラフィカル表現を有するMモード画像の図である。 本開示の態様による、超音波検査によって肺パルスを検出するための方法を示すフロー図である。

本開示の原理の理解を促進する目的のために、ここで、図面に示される実施形態を参照し、それを説明するために特定の言語を使用する。それにもかかわらず、本開示の範囲への限定は意図されないことが理解される。説明される装置、システム、及び方法に対する任意の変更及びさらなる修正、ならびに本開示の原理の任意のさらなるアプリケーションは本開示が関係する当業者に通常想起されるように、本開示内に完全に企図され、含まれる。特に、一実施形態に関して説明される特徴、構成要素、及び／又はステップは、本開示の他の実施形態に関して説明される特徴、構成要素、及び／又はステップと組み合わせることができることが十分に企図される。しかしながら、簡潔さのために、これらの組み合わせの多数の反復は、別々に説明されない。

図1には、本開示の実施形態による超音波システム100がブロック図形式で示されている。超音波プローブ10は、複数の超音波トランスデューサ素子を有するトランスデューサアレイ12を有する。場合によっては、アレイ12が任意の数の超音波トランスデューサ素子を有することができる。例えば、アレイ12は2個のトランスデューサ素子、4個のトランスデューサ素子、36個のトランスデューサ素子、64個のトランスデューサ素子、128個のトランスデューサ素子、500個のトランスデューサ素子、812個のトランスデューサ素子などの値、及び／又はより大きい又はより小さい他の値の両方を有する、1個のトランスデューサ素子と1000個のトランスデューサ素子との間を有することができる。いくつかの例では、アレイ12のトランスデューサ素子が線形アレイ、平面アレイ、曲面アレイ、曲線アレイ、円周アレイ、環状アレイ、フェーズドアレイ、マトリクスアレイ、一次元(1D)アレイ、1．x次元アレイ(例えば、1．5Dアレイ)、又は二次元(2D)アレイなどの任意の適切な構成で配置されてもよい。トランスデューサ素子のアレイ(例えば、1つ以上の行、1つ以上の列、及び／又は1つ以上の向き)は、均一に又は独立して制御され、活性化され得る。アレイ12は、患者の解剖学的構造の一次元、二次元、及び／又は三次元画像を得るように構成することができる。

超音波トランスデューサ素子は、圧電／圧電抵抗素子、圧電微細加工超音波トランスデューサ(PMUT)素子、容量性微細加工超音波トランスデューサ(CMUT)素子、及び／又は任意の他の適切なタイプの超音波トランスデューサ素子を有することができる。アレイ12の超音波トランスデューサ素子は電子回路14と通信している(例えば、電気的に結合されている)。図1Aの実施形態などのいくつかの実施形態では、電子回路14がマイクロビームフォーマ(μBF)を有することができる。他の実施形態では、電子回路がマルチプレクサ回路(MUX)を有する。電子回路14は、プローブ10内に配置され、トランスデューサアレイ12に通信可能に結合される。いくつかの実施形態では、電子回路14の1つ又は複数の構成要素をプローブ10内に配置することができる。いくつかの実施形態では、電子回路14の1つ又は複数の構成要素をプロセッサ28、つまり処理システム内に配置することができる。いくつかの態様では電子回路14のいくつかの構成要素がプローブ10内に配置され、電子回路14の他の構成要素はプロセッサ28内に配置される。電子回路14は、1つ又は複数の電気スイッチ、トランジスタ、プログラマブル論理デバイス、又は複数の入力を組み合わせ、及び／又は連続的に切り替えて、1つ又は複数の共通通信チャネルにわたって複数の入力のそれぞれから信号を送信するように構成される他の電子コンポーネントを有することができる。電子回路14は、複数の通信チャネルによってアレイ12の素子に結合することができる。電子回路14は、超音波撮像データを有する信号をプロセッサ28に伝送するケーブル16に結合されている。

プロセッサ28では、信号はデジタル化され、各信号を適切に遅延させるシステムビームフォーマ22のチャネルに結合される。それから、遅延される信号を組み合わせて、コヒーレントなステアリング及びフォーカスされる受信ビームを形成する。システムビームフォーマは、電子ハードウェアコンポーネント、ソフトウェアによって制御されるハードウェア、又はビームフォーミングアルゴリズムを実行するマイクロプロセッサを有することができる。その点に関し、ビームフォーマ22は、電子回路として参照することができる。いくつかの実施形態では、ビームフォーマ22が図1Aのシステムビームフォーマ22のようなシステムビームフォーマであってもよいし、超音波プローブ10内の回路によって実現されるビームフォーマであってもよい。いくつかの実施形態では、システムビームフォーマ22は、プローブ10内に配置されるマイクロビームフォーマ(例えば、電子回路14)と連動して機能する。ビームフォーマ22は、一部の実施形態ではアナログビームフォーマであっても、一部の実施形態ではデジタルビームフォーマであってもよい。ディジタルビームフォーマの場合、このシステムは、アレイ12からのアナログ信号をサンプリングされるディジタルエコーデータに変換するA／D変換器を有する。ビームフォーマ22は一般に、エコーデータをコヒーレントエコー信号データに処理するために、1つ又は複数のマイクロプロセッサ、シフトレジスタ、及び／又はデジタル又はアナログメモリを有する。遅延は例えば、受信信号のサンプリング時間、メモリーに一時的に記憶されるデータの書込み／読出しインターバル、又は、その全体が参照により本明細書に組み込まれている、McKeighen他の米国特許第4，173，007号に記載されているようなシフトレジスタの長さ又はクロックレートのような種々の手段によって行われる。加えて、いくつかの実施形態では、ビームフォーマがアレイ12によって生成される信号のそれぞれに適切な重みを加えることができる。画像フィールドからのビーム形成される信号は、信号及び画像処理装置24によって処理されて、画像ディスプレイ30上に表示するための2D又は3D画像を生成する。信号及び画像処理装置24は、電子ハードウェアコンポーネント、ソフトウェアによって制御されるハードウェア、又は画像処理アルゴリズムを実行するマイクロプロセッサを有することができる。また、一般に、受信したエコーデータを、スキャンコンバータのような所望の表示フォーマットの画像のための画像データに処理する専用のハードウェア又はソフトウェアを有する。いくつかの実施形態では、ビーム形成機能が異なるビーム形成コンポーネント間で分割することができる。例えば、いくつかの実施形態では、システム100がプローブ10内に配置され、システムビームフォーマ22と通信するマイクロビームフォーマを有することができる。マイクロビームフォーマは、受信信号をプロセッサ28に送信するために必要な通信チャネルの数を減らすことができる予備的なビーム形成及び／又は信号処理を実行することができる。

スキャンモード(例えば、Bモード、Mモード)、プローブ選択、ビームステアリング及び焦点合わせ、並びに信号及び画像処理のような超音波システムパラメータの制御は、システム100の種々のモジュールに結合されるシステムコントローラ26の制御下で行われる。システムコントローラ26は、特定用途向け集積回路(ASIC)又はマイクロプロセッサ回路、及びRAM、ROM、又はディスクドライブなどのソフトウェアデータ記憶装置によって形成することができる。プローブ10の場合、この制御情報の一部は、ケーブル16を介してプロセッサ28から電子回路14に供給され、特定のスキャン手順に必要とされるようにアレイの動作のために電子回路14を調整することができる。ユーザはユーザインターフェース装置20の手段により、これらの動作パラメータを入力する。

いくつかの実施形態では、画像処理装置24がディスプレイ30にさらに分析又は出力される異なるモードの画像を生成するように構成される。例えば、いくつかの実施形態では、画像プロセッサが患者の解剖学的構造のライブBモード画像などのBモード画像をコンパイルするように構成することができる。他の実施形態では、画像処理装置24がMモード画像を生成又はコンパイルするように構成される。Mモード画像は、単一のスキャンラインに沿って撮像される解剖学的構造の時間的変化を示す画像として記述することができる。Mモード画像は複数のサンプルを有することができ、各サンプルは、特定の時間に取得される超音波撮像データのラインを有する。この点に関して、Mモード画像はある期間にわたってスキャンラインに沿って取得される超音波撮像データを示し、各サンプルは異なる時間に取得される。例えば、図3に示されるように、Mモード画像はx軸に沿って複数のサンプルを示すことができ、ここで、各サンプルはy軸上の奥行きの関数として強度又は振幅を示し、振幅は、スキャンラインに沿って奥行きの各ピクセルに適用される変化する陰影によって表される。いくつかの実施形態では、プローブ10がMモード画像を得るためにMモードで動作するようにプロセッサによって制御することができる。他の実施形態では、Mモード画像が複数のBモード画像フレームを使用してコンパイル、再構成、又は生成することができる。いくつかの実施形態では、Mモード画像が少なくとも1つの心周期について取得される超音波撮像データを有する。いくつかの実施形態では、Mモード画像が5、10、15、又はそれ以上の心周期など、いくつかの心周期について取得される超音波撮像データを有する。

プロセッサ28は、胸膜ライン検出モジュール23及び肺パルス検出モジュール25を有する。胸膜線検出モジュールは、画像処理装置24からの処理済み超音波撮像データを分析して、画像内の胸膜線を識別又は検出するように構成することができる。胸膜線検出モジュールは、Bモード画像及び／又はMモード画像において胸膜線を識別することができる。例示的な実施形態では以下でさらに説明するように、胸膜線検出モジュールはMモード画像内の胸膜線の存在及び位置の両方を識別するように構成される。例えば、本書で参照により組み込まれているWangらのWO2017／162860は、多重線の自動検出のための模範的なシステム、装置、及び方法を提供している。

肺パルス検出モジュール25は、Mモード画像などの処理される超音波画像を分析して、画像内の1つ又は複数の肺パルスを識別するように構成される。以下でさらに説明されるように、肺パルス検出モジュール25は、Mモード画像の隣接するサンプルを比較することによって、Mモード画像におけるある期間にわたる撮像される解剖学的構造の周期的な動的変化を識別することができる。いくつかの実施形態では、肺パルスが検出されると、Mモード画像上の肺パルスの存在及び／又は位置を示す視覚的インジケータ又はグラフィカル表現をディスプレイ30に出力することができる。

胸膜ライン検出モジュール23及び／又は肺パルス検出モジュール25などのプロセッサ28の様々な構成要素は、プロセッサ28の様々な構成要素の機能を実行するためのコンピュータ可読命令を有するコンピュータ可読メモリデバイスと通信するコンピュータプロセッサなどのコンピューティングデバイスによって実行することができることは理解される。したがって、プロセッサ28は、コンピュータプロセッサ、特定用途向け集積回路(ASIC)、フィールドプログラマブルゲートアレイ(FPGA)、キャパシタ、抵抗器、及び／又は他の電子デバイス、ソフトウェア、又はハードウェアとソフトウェアの組合せなどのハードウェアを有することができる。いくつかの実施形態では、プロセッサ28の各構成要素又はモジュールが単一のコンピューティングデバイスによって実行される。他の実施形態ではプロセッサ28の様々な構成要素(例えば、モジュール23、25、ビームフォーマ22、信号及び画像処理装置24など)は互いに通信する別個のコンピュータデバイスによって実行される。

図2は、超音波プローブによって得られる患者の胸部及び／又は腹部の二次元超音波画像50の図を示す。超音波プローブは胸膜ライン52の撮像データを得るように、スキャンライン64によって表される軸方向に沿って超音波撮像データを得るために、患者に対して位置決めされる。軸方向は、肺パルスの伝播方向に対応することができる。すなわち、超音波プローブは軸方向に沿って撮像することにより、肺パルスの超音波撮像データを得ることができる。画像50は、正常な肺について見られる上肋骨54a及び下肋骨54bを示す。より大きな撮像深度では影55a、55bは肋骨54a、54bによる超音波吸収から生じる。解剖学的ランドマークである胸膜線52は、正常な肺において、胸膜線52の2つの線で表される、緊密に対抗する壁側胸膜及び臓側胸膜を有する。肺56は、影55a、55bの間に見られる。肋骨54a、54b及び胸膜線52は超音波プローブによって表面組織58(例えば、皮膚)を通して撮像され得る。

正常な、又は健康な肺の場合、肺パルスは、胸膜線52の下の領域における肺組織56の振動として観察することができる。したがって、肺パルスの識別は、PTXを除外することができる。PTXの場合、肺パルスは、肺組織56を通って胸膜線52に伝播しないことがある。

Mモード画像が生成されると、撮像データの種々のフレーム又はサンプルがスキャンライン64に沿って得られる。スキャンライン64は胸膜ライン52と交差し、肺56に続く。いくつかの実施形態では、肺パルスを検出するために、胸膜線52の下の領域に肺組織を有するスキャンライン64に沿って関心領域62が選択される。関心領域62は肺パルスを識別するために、スキャンライン64に沿って取得される対応するMモード画像において識別される。

図3A及び図3Bは、超音波撮像システムのユーザインターフェース200を示し、ユーザインターフェース200は、Bモード画像及びMモード画像を示す。図3A及び3Bの一部には、J. Davis及びS. Cusikからの態様、"Ultrasound of Lung" in Atlas of Emergency Ultrasound, pp. 35−37(J. Christian Fox, ed., 2011)が含まれ、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。図3Aは、本開示のいくつかの実施形態による、肺パルス検出システムのユーザインターフェース200を示す。インタフェース200は、肺のBモード画像210と、スキャンライン212に沿って取得されるMモード画像220とを有する。いくつかの実施形態では、Mモード画像220がある期間にわたって取得される複数のBモード画像フレームからコンパイル、再構成、又は生成され、複数のサンプルを表すことができる。複数のBモード画像フレームからMモード画像をコンパイル又は再構成することにより、単一のスキャンラインよりも大きな視野を撮像することができ、これにより検査手順の効率を改善することができる。各サンプルは、スキャンライン212に沿って得られる超音波撮像データの単一のAラインとして記述することができる。例えば、Bモード画像は、視野を横切ってスキャンラインを掃引することによって視野を横切って得られる複数のA線スキャンを有する。対照的に、Mモード画像は、同じスキャンラインに沿って一定期間にわたって、又はスキャンライン212のような同じ方向にわたって得られる複数のAラインスキャンを有する。

Mモード画像220は、胸膜線222を示す。いくつかの実施形態では、胸膜線222がプロセッサ(例えば、胸膜線検出モジュール)によって自動的に識別することができる。関心領域(ROI)224は、胸膜線222の下の領域を有するMモード画像220において選択される。図3Aの実施形態では、ROIは胸膜線222を有する。他の実施形態では、ROIが胸膜線222を含まなくてもよい。

図3Bは、本開示のいくつかの実施形態による、Mモード画像220の図である。図3Bでは、Mモード画像220がROI 224を表すデータを有することができる。Mモード画像220は、スキャンライン212に沿って得られる複数のサンプルからのデータを含むことができる。Mモード画像220は、約400個のサンプルを有する。他の実施形態では、Mモード画像220が50、100、500、1，000、又はそれ以上のサンプルのような、より少ない又はそれ以上のサンプルを有することができる。具体的には、Mモード画像が第1の隣接するサンプルペア222a、222bと、第2の隣接するサンプルペア224a、224bとを有する。隣接するサンプルは、互いに直接隣接していてもよく、又は1つ以上の追加のサンプルによって分離されていてもよい。隣接するサンプル222a、222b、224a、224bは例示的な目的のために互いに分離して示されているが、隣接するサンプル222a、222b、224a、224bは直ちに隣接しているものとみなすことができる。以下にさらに説明するように、隣接するサンプルは例えば、差分画像を生成してMモード画像220内の肺パルスを識別するために、減算によって比較することができる。

x軸はMモード画像の離散サンプルを示すが、y軸は組織内の深さの各ピクセルにおける反射超音波画像の強度又は振幅を示す。言い換えれば、y軸はピクセルによって測定される組織内の深さを示すものとして特徴付けることができ、一方、Mモード画像内の各ピクセルの陰影は、深さの各ピクセルにおける超音波信号の強度を表す。

図4Aは図3Bに示されるように、隣接するサンプル222a及び222bについてのプロット232a、232bを示すグラフ230である。グラフ230はまた、232aからプロット232bを減算することによって生成される差プロット236を有する。同様に、図4Bは、図3Bに示す隣接サンプル224a、224bのプロット234a、234bを示すグラフ240である。グラフ240はまた、234aからプロット234bを減算することによって生成される差プロット246を有する。各プロット232a、232b、234a、及び234bは単一サンプルを表すため、図4A及び4Bのグラフ230及び240はx軸上に深さ(ピクセル)を含み、y軸上に振幅又は強度を含み、これは、図3A及び3Bとは逆である。図4Aを参照すると、プロット232a、232bによってそれぞれ表される隣接サンプル222a、222bは、肺パルスの間に得られる。したがって、差プロット236は、プロット232a及び232bの値の間の有意な変動を示す。対照的に、図4Bではプロット234a、234bによって表される隣接するサンプル224a、224bは撮像される解剖学的構造が比較的安定しているか、又は静止していないときに肺パルス間で得られる。したがって、図4Bの差分プロット246は、プロット234a及び234bの値の間の変動が比較的少ないことを示す。

図5A、5B、5C及び5Dは、Mモード画像220に基づく肺パルス検出システムによって生成される差分画像250a、250b、250c、250dである。各差分画像250a、250b、250c、250dはMモード画像にわたって隣接するサンプル(例えば、222a、222b)を減算することによって生成することができる。Mモード画像内の隣接するサンプルを差し引くことにより、Mモード画像から、静止している組織を反映する不要な情報を除去することができ、軸方向に沿って肺パルスによる動きを示す情報を残すことができる。図5Aは、Mモード画像220からすぐ隣のサンプルを差し引くことによって生成される一次差分線252aを含む一次差分画像250aである。一次差分線252aは比較的高い強度の点線又は破線を含み、肺パルスによる肺組織の周期的な動きを示す。図5Bは、1次差分画像250aからすぐに隣の1次差分線252aを差し引くことによって生成される2次差分線252bを含む2次差分画像250bである。図5Cは、2次差分画像250bからすぐに隣の2次差分線252bを差し引くことによって生成される3次差分線252cを含む3次差分画像250cである。図5Dは、3次差分画像250cからすぐに隣の3次差分線252cを差し引くことによって生成される4次差分線252dを含む4次差分画像250dである。高次差分画像250b、250c、及び250dは、静止組織に対応するMモード画像からの不要な情報をさらに低減して、差分画像内の信号対雑音比(SNR)を増大させて、組織内の肺パルス運動を識別することができる。差分線252a、252b、252c、及び252dは図に示されているが、これに限定されるものではない。5A−Dは差分画像において比較的目立つものであり、差分画像は差分画像に示されていない複数の差分線を含んでいることが理解されるのであろう。言い換えれば、差分画像は、元のMモード画像がサンプルを有するのとほぼ同数の差分線を有することができる。

図6A、6B、6C及び6Dは、図5A、5B、5C及び5Dの差分画像250a、250b、250c、250dからそれぞれ生成される軸方向強度曲線である。各軸方向強度曲線260a、260b、260c、260dは、軸方向に沿って、対応する差分画像内の差分線に対する強度値を合計することによって生成することができる。この点に関して、軸方向強度曲線のピーク262a、262b、262c、262dは、比較的大きな動きが組織内で生じたサンプルを示すことができる。したがって、軸方向強度曲線のピーク262a、262b、262c、262dは、Mモード画像における1つ又は複数の肺パルスの時間的位置を示すことができる。

図7及び図8は、それぞれ、複数の肺パルス226a、226b、226c、及びMモード画像220から生成される軸方向強度曲線プロット260を有するMモード画像220を示す。図8の軸方向強度曲線プロット260は、図5Cに関して上述したようにコンパイルすることができる3次差分画像の強度値を軸方向に合計することによって生成することができる。図7及び図8に示すように、ピーク266a、266b、及び266cは対応する肺パルス226a、226b、及び226cの位置(すなわち、サンプル)と位置合わせする。以下でさらに説明するように、Mモード画像の軸方向強度曲線をさらに分析して、患者の心拍に対応する周期を有する周期的な動きを識別することができるかを決定することができる。

図9は、図8のプロット260に示される軸方向強度曲線に自己相関関数を適用することによって生成される自己相関プロット272を有するグラフ270である。曲線に自己相関関数を適用して、曲線内の規則的な、つまり周期的な信号を識別できる。その点に関して、自己相関関数は、軸方向強度曲線の平均周期を決定するために使用することができる。図9のプロット272において、自己相関関数は約65ラグにおける組織運動(すなわち、肺パルス)の周期的増加を表すピーク274を明らかにする。いくつかの実施形態では、ラグはMモード画像及び／又は差分画像におけるサンプルの数に対応し得る。したがって、65ラグは患者の心拍に対応し得る。実施形態では、軸方向強度曲線に周期的運動があるかを決定するステップは知識ベースのルールを適用するステップを有する。例えば、ピーク274の、遅れて測定される位置は、患者の実際に測定される心拍と比較されて、軸方向強度曲線において識別される周期運動が患者の心拍、したがって肺パルスを表すことを検証することができる。いくつかの実施形態では、実際の心拍が心電図システム(ECG)又は心拍モニタなどの心臓監視装置によって測定される。

図10は、軸方向強度曲線282及び対応する平滑化される軸方向強度曲線284を示すグラフ280である。いくつかの実施形態では、平滑化曲線284が上述のように、肺パルスを表す軸方向強度曲線282内の周期的信号を決定又は識別するために、知識ベースのルールと共に使用することができる。例えば、平滑化される曲線284は、自己相関プロット272によって決定される平均周期と共に使用されて、元のMモード画像における複数の肺パルスの各々の位置を決定することができる。いったん決定されると、システムは、プロセッサによって、肺パルスのグラフィカル表現をディスプレイに出力することができる。例えば、図11は、肺パルスの時間的位置を示すMモード画像320上にオーバーレイされる複数の肺パルス識別マーカ310を有するユーザインターフェース300を示す。他の実施形態では、システムは、肺パルスが検出されることを識別するための緑色のボックス又はラベル、肺パルスの期間又は周波数を表す数値インジケータ、又は任意の他の適切な視覚的インジケータなど、肺パルスの他の視覚的インジケータを出力することができる。いくつかの実施形態では、システムが肺パルスを検出しない場合、視覚的インジケータをディスプレイに出力して、肺パルスが検出されなかったことをユーザに通知することができる。他の実施形態では、システムは、肺パルス検出が完結していないこと、不十分なデータが収集されること、誤差が発生したこと、及び／又は結果が確認できないことをユーザに通知する視覚的インジケータをディスプレイに出力することができる。

図11は、本開示のいくつかの実施形態による、超音波システムを使用して肺パルスを検出するための方法400を示すフロー図である。ステップ410では、患者の肺を表す超音波撮像データが軸方向に沿って撮像データを取得するように配置される超音波プローブを使用して取得される。軸方向は、肺パルスの伝播方向に対応し得る。超音波撮像データは、いくつかの例において、胸膜線を表す画像データを含むことができる。ステップ420では、超音波撮像データがプロセッサによって受信される。上述のように、プロセッサは、コントローラ、ビームフォーマ、信号プロセッサ、画像処理装置、胸膜ライン検出モジュール、及び／又は肺パルス検出モジュールを有することができる。ステップ430では、取得される超音波撮像データから超音波プローブ及び／又はプロセッサによってMモード画像が生成される。いくつかの実施形態では、超音波プローブがスキャンラインに沿ってMモードデータを取得するためにMモードで動作するようにプロセッサによって制御される。他の実施形態では、プロセッサは、Bモードデータの複数のフレームを取得するためにBモードで動作するように超音波プローブを制御することができ、プロセッサは複数のBモードフレームからMモードデータをコンパイルし、生成し、又は再構成することができる。

ステップ440において、プロセッサ(例えば、肺検出モジュール)は、Mモード画像から差分画像を生成することができる。いくつかの実施形態では、Mモード画像を生成するステップは、胸膜線の下のMモード画像内の関心領域(ROI)を選択するステップ、又は識別するステップを有する。いくつかの実施形態では、関心領域を識別するステップは、画像内の胸膜線を識別するステップを含む。胸膜線及び／又はROIは、いくつかの実施形態では胸膜線検出モジュールによって自動的に識別することができる。胸膜線が自動的に検出される場合、システムは胸膜線を識別するために、Mモード画像の上部又は半分における胸膜線領域を示す入力をユーザから受け取ることができる。他の実施形態では、胸膜線がユーザインターフェース装置を介したユーザ入力によって手動で識別することができる。差分画像は、Mモード画像から隣接するサンプルを減算することによって生成することができる。いくつかの実施形態では、すぐ隣接するサンプルが差し引かれる。他の実施形態では、遠くに隣接するサンプルが差し引かれる。

一部の実施形態では、差分画像は1次差分画像である。その他の実施形態において、差分画像は、2次差分画像、3次差分画像、4次差分画像、又は高次差分画像である。その点に関し、(n)次差分画像は、隣接する(n−1)次差分線を差し引くことによって生成される複数の(n)次差分線を有することができる。ステップ450では、差分画像の各差分ラインの強度値を合計することによって、差分画像から軸方向強度曲線が生成される。ステップ460において、プロセッサは、軸方向強度曲線に基づいて、肺パルスを表す軸方向強度曲線において周期が識別されるかを決定する。いくつかの実施形態では、ステップ460が軸方向強度曲線に自己相関関数を適用するステップを有する。いくつかの実施形態では、ステップ460は、平滑化される軸方向強度曲線を生成するステップを有する。いくつかの実施形態では、ステップ460は、検出される期間が患者の心拍に対応するかを検証するために、軸方向強度曲線に知識ベースのルールを適用するステップを有する。

ステップ470において、肺パルスを検出するグラフィック表現がディスプレイに出力される。いくつかの実施形態では、グラフィック表現がMモード画像内の1つ又は複数の肺パルスの位置を示す、Mモード画像上にオーバーレイされるマーカを有する。いくつかの実施形態では、グラフィカル表示は、肺パルスが検出されるかを示す。例えば、緑色のマーカーは肺パルスが検出されることを示すことができ、赤色のインジケータは、肺パルスが検出されなかったことを示すことができる。他の実施形態では、グラフィック表現が肺パルスの態様の数値指標を有することができる。

当業者であれば、上述の装置、システム、及び方法は、様々な方法で修正することができることを理解するのであろう。したがって、当業者は、本開示によって包含される実施形態が上述の特定の例示的な実施形態に限定されないことを理解するのであろう。その点に関して、例示的な実施形態が示され、説明されてきたが、前述の開示において、広範囲の修正、変化、及び置換が企図される。このような変動は、本開示の範囲から逸脱することなく、上記になされ得ることが理解される。したがって、添付の特許請求の範囲は、本開示と一致するように広く解釈されることが適切である。

Claims (15)

1. 患者の肺パルスを検出するためのシステムであって、
   前記患者の肺を表す超音波撮像データを得るように構成される超音波プローブと、
   前記超音波プローブに通信可能に結合されるプロセッサであって、
   前記超音波プローブから受信される前記超音波撮像データを使用して、前記肺の胸膜線を含むMモード画像を生成するように構成され、前記Mモード画像は、スキャンラインに沿って取得される複数のサンプルを有し、
   前記Mモード画像から、前記Mモード画像の隣接サンプルを減算することによって生成される複数の差分線を有する差分画像であって、前記複数の差分線の各々は軸方向に沿って複数の強度値を有する差分画像を生成し、
   前記差分画像が前記患者の心拍に対応する周期的信号を含むかを決定するために前記差分画像を分析し、
   前記差分画像が前記患者の前記心拍に対応する前記周期的信号を含むことを決定することに基づいて前記肺パルスを検出するグラフィカル表現を前記プロセッサと通信してディスプレイに出力する
   ように構成されるプロセッサと
   を有する、システム。
2. 前記プロセッサは、前記Mモード画像における前記胸膜線の位置を決定するように構成される、請求項1に記載のシステム。
3. 前記プロセッサは、
   前記軸方向に沿って前記複数の差分線の各々における前記複数の強度値を合計することによって軸方向強度曲線を生成し、
   前記軸方向強度曲線が前記患者の前記心拍に対応する前記周期的信号を含むかを決定する
   ことによって、前記差分画像が前記周期的信号を含むかを決定するために前記差分画像を分析するように構成される、請求項1に記載のシステム。
4. 前記プロセッサは、前記軸方向強度曲線に自己相関関数を適用することによって、前記軸方向強度曲線が前記患者の前記心拍に対応する前記周期的信号を含むかを決定するように構成される、請求項3に記載のシステム。
5. 前記プロセッサは、ある期間にわたって前記超音波プローブによって取得される複数のBモード画像の各々において、前記スキャンラインから前記Mモード画像を生成するように構成される、請求項1に記載のシステム。
6. 前記プロセッサは、前記Mモード画像を生成するためにMモードで動作するように前記超音波プローブを制御するように構成される、請求項1に記載のシステム。
7. 前記複数の差分線は、前記Mモード画像においてすぐ隣のサンプルを減算することによって生成される複数の1次差分線を有する、請求項1に記載のシステム。
8. 前記複数の差分線は、隣接する(n−1)次差分線を減算することによって生成される複数の(n)次差分線を有する、請求項1に記載のシステム。
9. 前記グラフィカル表現は、前記肺パルスの存在又は前記肺パルスの周期のうちの少なくとも1つを示す前記ディスプレイをさらに有する、請求項1に記載のシステム。
10. 前記グラフィカル表現は、前記Mモード画像上の前記肺パルスの位置を識別する、前記Mモード画像上にオーバーレイされるマーカーを有する、請求項9に記載のシステム。
11. 前記プロセッサに通信可能に結合されるユーザインターフェース装置をさらに備え、前記プロセッサは、
    前記ユーザインターフェース装置から、前記Mモード画像内の関心領域を識別するユーザ入力を受信し、
    前記ユーザ入力によって識別される前記Mモード画像内の前記関心領域の前記差分画像を生成する
    ように構成される、請求項1に記載のシステム。
12. 患者の肺パルスを検出する方法であって、
    超音波プローブによって、前記患者の肺を表す超音波撮像データを得るステップと、
    前記超音波プローブに通信可能に結合されるプロセッサによって、前記超音波プローブから受信される前記超音波撮像データを使用して、前記肺の胸膜線を含むMモード画像を生成するステップであって、前記Mモード画像は、スキャンラインに沿って取得される複数のサンプルを有する、ステップと、
    前記プロセッサによって、前記Mモード画像から差分画像を生成するステップであって、前記差分画像は、前記Mモード画像の隣接サンプルを減算することによって生成される複数の差分線を有し、前記複数の差分線の各々は、軸方向に沿って複数の強度値を有する、ステップと、
    前記プロセッサによって、前記差分画像は、前記患者の心拍に対応する周期的信号を含むかを決定するステップと、
    前記差分画像は前記患者の前記心拍に対応する前記周期的信号を含むことを決定するステップに基づいて前記肺パルスを検出するグラフィカル表現を、前記プロセッサと通信するディスプレイに出力するステップと
    を有する、方法。
13. 前記プロセッサによって、前記Mモード画像における前記胸膜線の位置を決定するステップをさらに有する、請求項12に記載の方法。
14. 前記プロセッサによって、前記差分画像は前記周期的信号を含むかを決定する前記ステップは、
    前記プロセッサによって、前記軸方向に沿って前記複数の差分線の各々における前記複数の強度値を合計することによって軸方向強度曲線を生成するステップと、
    前記プロセッサによって、前記軸方向強度曲線は前記患者の前記心拍に対応する周期的信号を含むかを決定するステップと
    を有し、
    前記方法は、前記プロセッサによって、前記軸方向強度曲線は、自己相関関数を前記軸方向強度曲線に適用することによって前記患者の前記心拍に対応する前記周期的信号を含むかを決定するステップをさらに有する、請求項12に記載の方法。
15. 前記Mモード画像を生成するステップは、ある期間にわたって前記超音波プローブによって得られる複数のBモード画像のそれぞれにおいて前記スキャンラインから前記Mモード画像を生成するステップを有する、請求項12に記載の方法。

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