JP4682149B2 - 血流及び潅流パラメータを同時に表示するための超音波イメージングシステムおよび方法 - Google Patents

Description

本出願は、２００１年１２月１８日に出願された米国特許出願第１０／０２５，２００号の一部継続出願である。

本発明は、超音波診断イメージングに関し、より詳細には、血流および組織潅流パラメータを同時に表示するためのシステムおよび方法に関する。

超音波診断イメージングシステムは、完全に非侵襲的な方法で体内の生理機能を画像化し測定することが可能である。超音波が皮膚の表面から体内へと伝達され、体内の組織および細胞から反射される。反射されたエコーは超音波トランスデューサにより受信され、画像を作成したり血流を測定したりするために処理される。そのため、患者の体に侵襲を加えずに診断することが可能である。

超音波診断の画質を向上させるために、超音波コントラスト剤（造影剤）として知られる物質を体内へ導入することが可能である。コントラスト剤は、超音波を強力に反射する物質であり、血液や組織から反射するエコーとは明確に区別できるエコーを反射する。超音波コントラスト剤として特に有用であることが明らかになっている１つの物質群は、マイクロバブルと呼ばれる小さな泡の形態の気体である。マイクロバブルは体内で超音波を強力に後方散乱するため、マイクロバブルを含有する組織および血液を、特別な超音波処理によって容易に検出することが可能になる。マイクロバブルコントラスト剤は、例えば心臓の壁のような体内の血管組織を撮像するために用いることができるが、これは、コントラスト剤は血流中へ注入可能で、肺、腎臓、肝臓中で血流から除去されるまでは、血液供給とともに静脈、動脈および毛細血管中を通過するためである。

コントラスト剤が大いに役立つ診断方法は、酸素化された血流による心筋潅流のような、組織潅流の可視化および測定である。体内の指定された点での潅流イメージングおよび潅流の測定は、例えば米国特許第５，８３３，６１３号に記載されている。親出願第１０，０２５，２００号は、特定のサンプル体積位置だけというよりはむしろ、組織の広い領域についての潅流測定の結果を作成し表示するための方法および装置について記載する。このような性能により、例えば心筋のような組織の重要領域の潅流速度を迅速に診断することが可能になり、虚血や他の血流状態に起因して潅流に問題がある組織の小さな領域を、臨床医が速やかに同定することが可能になる。

親出願に記載の通り、体の２次元または３次元の組織潅流を、診断している解剖学的構造のパラメトリックオーバレイとして表示することができる。心筋上に表示される潅流の様々な定量値を表す色または輝度のオーバレイの具体例が親出願に記載されている。カラーオーバレイの色は下層の組織の潅流を表し、各色が異なる潅流速度やレベルに対応する。このような潅流画像はカラーフロー画像と概念が類似しており、カラーフロー画像では、血流速度を測定している器官または血管の上に血液の速度のカラーオーバレイが示される。カラーフロー画像と同様に、潅流オーバレイは、血液自体を描画するのではなく、血流パラメータ、今ケースでは、下層組織の潅流を描画する。

しかしながら、このような潅流画像においては、潅流オーバレイは、血流についての下層画像を覆い隠してしまう。臨床医は潅流パラメータと組織の血流の両方を観察したいと望む可能性があるが、一般的に、組織と血流の画像、または、パラメトリック潅流画像のいずれかを別々に観察することによってしかこれは不可能である。すなわち、臨床医には、どれか１つの画像を観察するという選択しかない。血流と潅流パラメータの両方を同時に観察することができれば望ましいであろう。両画像をレジストレーションして同時に表示し、その結果臨床医が特定の関心領域の潅流とその領域の血流の両方を即時に観察し理解することが可能になればさらに望ましいであろう。

本発明の原理に基づく方法およびシステムは、組織潅流のパラメトリック画像と組織の血流の両方を、解剖学的にレジストレーションして表示する。不透明度の制御によって、ユーザは血流画像とパラメトリック画像の相対的な不透明度を変化させることが可能である。例示された実施形態においては、両画像の不透明度を連続的に変化することが可能であり、臨床医が関心領域の潅流パラメータとその領域の血流を同時に観察することが可能になる。不透明度を、血流画像のみを表示する場合とパラメトリック画像のみを表示する場合とで変化させることが可能であるし、両者の中間表示に変化させることも可能である。相対的な不透明度を、連続的に、または離散的なレベルに段階的に変化させることが可能である。

本発明の原理にしたがって構成された超音波診断イメージングシステム１０を図１に示す。超音波スキャンヘッド１２は、超音波パルスを送信および受信する超音波トランスデューサのアレイ１４を含有する。アレイは、２次元イメージングのための一次元の直線状または曲線状のアレイ、もしくは、３次元に向かう電子ビームのためのトランスデューサ要素の２次元マトリックスとすることができる。アレイ１４の内部の超音波トランスデューサは、超音波エネルギーを送信し、この送信に応じて反響するエコーを受信する。送信周波数制御回路２０は、アレイ１４の内部の超音波トランスデューサに結合された送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ２２を介して、所望の周波数または周波帯の超音波エネルギーの送信を制御する。トランスデューサアレイが信号を送信するために活性化される時間を、内部システムクロック（図示せず）に同期させることも可能であるし、心周期のような身体機能に同期させることも可能であって、そのために、心周期波形を心電図装置２６によって供給する。心拍が、心電図装置２６によって供給される波形により決まる心周期の所望の位相であるとき、スキャンヘッドは超音波画像を取得するよう指令を受ける。スキャンヘッド１２によって送信される超音波エネルギーは、画像視野内のコントラスト剤を破壊もしくは粉砕するような比較的高いエネルギー（高いメカニカルインデックス（ＭＩ））にすることができ、またコントラスト剤を粉砕することなくコントラスト剤からのエコーの反射を可能にするような比較的低いエネルギーにすることができる。送信周波数制御回路２０によって発生される超音波エネルギーの周波数と帯域幅は、中心制御装置２８により発生される制御信号f_trによって制御される。

送信された超音波エネルギーからのエコーはアレイ１４内部のトランスデューサによって受信され、これらのトランスデューサがエコー信号を発生し、これらのエコー信号はＴ／Ｒスイッチ２２を経て供給され、システムがデジタル・ビーム成形器を使用するとき、アナログ‐デジタル（Ａ／Ｄ）コンバータ３０によってデジタル化される。アナログ・ビーム成形器を使用することも可能である。Ａ／Ｄコンバータ３０は、受信エコー信号を中心制御装置２８により発生される信号f_sで制御されるサンプリング周波数でサンプリングする。サンプリング理論により決まる所望のサンプリングレートは、受信通過帯域の最高周波数の少なくとも２倍であり、少なくとも３０〜４０ＭＨｚのオーダとすることができる。必要最低値よりも高いサンプリングレートも望ましい。

アレイ１４内部の個々のトランスデューサからのエコー信号サンプルは、コヒーレントエコー信号を形成するために、ビーム成形器３２によって遅延され加算される。デジタルコヒーレントエコー信号は、その後デジタルフィルタ３４によりフィルタ処理される。本実施例では、送信周波数および受信周波数は個別に制御されるため、ビーム成形器３２は送信帯域の数周波数と異なる周波数の帯域を自由に受信する。デジタルフィルタ３４はバンドパスフィルタ処理し、周波数帯域を低周波数又はベースバンド周波数帯域へシフトさせることもできる。デジタルフィルタは、米国特許第５，８３３，６１３号に開示されているタイプのフィルタとすることができる。

組織からのフィルタ処理されたエコー信号は、デジタルフィルタ３４からＢモードプロセッサ３６へ供給され、通常のＢモードの処理を受ける。Ｂモードの画像は、非破壊性超音波イメージングパルスに応答して反響するマイクロバブル・エコーから生成することも可能である。上記のように、低振幅で高周波数で短いバースト継続時間のパルスは、概してマイクロバブルを破壊しない。

マイクロバブルのようなコントラスト剤のフィルタ処理されたエコー信号は、コントラスト信号プロセッサ３８へ供給される。コントラスト信号プロセッサ３８は、好ましくはハーモニックコントラスト剤から反響するエコーをパルス反転技術によって分離し、この技術では画像位置への多数のパルスの送信に起因するエコーを合成して基本信号成分を相殺し、ハーモニック成分を高める。好適なパルス反転技術は、例えば米国特許第６，１８６，９５０号に記載されており、参考までにここに示す。低いＭＩでのハーモニックコントラスト信号の検出及びイメージングは米国特許第６，１７１，２４６号に記載されており、参考までにここに示す。

デジタルフィルタ３４からのフィルタ処理されたエコー信号は通常のドップラー処理を行うドップラープロセッサ４０にも供給され、速度およびパワードップラー信号を生成する。これらのプロセッサの出力は平面画像として表示することができ、また３次元画像を描画するための３Ｄ画像レンダリングプロセッサに供給することもでき、３Ｄ画像は３Ｄ画像メモリ４４に保存される。３次元レンダリングは、米国特許第５，７２０，２９１号、および米国特許第５，４７４，０７３号および第５，４８５，８４２号に記載の通りに実行可能であり、参考までにここに示す。

コントラスト信号プロセッサ３８、プロセッサ３６および４０からの信号、および３Ｄ画像メモリ４４からの３次元画像信号はシネループメモリ４８（シネループ（Cineloop）は登録商標）に供給され、このメモリ４８は多数の超音波画像の各々の画像データを格納する。画像データはセット単位でシネループメモリ４８に格納するのが望ましく、各セットの画像データは各時間において得られた画像に対応する。複数の心拍動の各々の間に同時に得られた画像に対する画像データのセットは、シネループメモリ４８に同一に格納するのが望ましい。画像データは、心拍動中の各時間における組織潅流を示すパラメトリック画像を表示するために、グループ単位で使用することが可能である。シネループメモリ４８に格納された画像データのグループはビデオプロセッサ５０に供給され、このプロセッサがディスプレイ５２に表示するための対応するビデオ信号を生成する。ビデオプロセッサ５０は残像処理を含むことが望ましく、この処理によって、参考までにここに示す米国特許第５，２１５，０９４号に記述されているように、検出されたコントラスト剤の瞬間的な強度ピークを画像中に維持することができる。

潅流をパラメトリック画像内に表示する方法を、始めに図２を参照して説明する。図２に示される画像６０は、好ましくはコントラスト剤としてマイクロバブルを利用することで、関心領域から得られる。図２に示される生体組織は心臓の左心室６２であるが、関心領域は他の組織や器官を含むことが可能であると理解されるだろう。左心室６２は心筋６４によって囲まれていて、心筋６４は内側および外側の境界６６および６８をそれぞれ有し、これらの境界によって関心領域である潅流された心筋６４が限定される。後述するように、心室は分析のために手動的に又は慣例の技術又は後述する新開発技術を用いて自動的に区分化することができる。

図３は、心臓中に存在するコントラスト剤を用いて得られた心筋の画像のリアルタイムシーケンス７０を図示している。シーケンス中の画像フレームには、Ｆ：１、Ｆ：２、Ｆ：３などと番号がつけられている。シーケンスは、心周期の心電図波形７２に時間的に対応して示されている。当然のことながら、心拍数および超音波システムのフレームレートに依存して、１心周期の間に１０、２０、３０、４０ないしもっと多くの画像を取得することができる。本発明の一実施例では、得られた画像シーケンス７０はシネループメモリ４８に格納される。この実施例では、１つの画像インターバル７４の間、画像を取得するために高いＭＩ値のパルスを用いる。これは、典型的には、１〜１０個の画像フレームのインターバルである。高強度の送信パルスを用いることによって、画像平面または画像体積におけるマイクロバブルを実質的に粉砕するか破壊する。ここでは、これらの高いＭＩ値のフレームを「フラッシュ」フレームと呼ぶ。インターバル７４の終了時に、コントラスト剤が心筋を再潅流するので、インターバル７６で示す複数の心周期に亘って後続の画像フレームを生成するために低いＩＭパルスを使用する。この画像シーケンスは心周期の動態並びに多数の心周期に亘るコントラスト剤の再潅流を示す。

連続的なリアルタイム画像シーケンスを取得する代わりに、画像をリアルタイムのシーケンスの中から選択したり、心周期における特定の時間に取得したりすることができる。図４は、このように、トリガにより画像を収集する様子を図示しており、矢印７８は心電図波形７２からトリガされる時点を示しており、この時点において画像が心周期の特定の位相で収集される。矢印８０は、１つ又は複数のフラッシュフレームが送信される時点を示しており、これに低いＭＩ値の画像が収集されるインターバル７６が続く。この実施例では、各心周期中に１つの画像のみが収集され、シネループメモリに格納される。ユーザは、心周期のどの位相でトリガ画像を収集するかを決定するためにトリガタイミングを設定する。これらの画像をリアルタイムでシネループメモリから再生すると、各画像の間で心臓が心周期の同じ位相にあるため、これらの画像は心周期の動態を示さない。この画像シーケンスは低ＭＩインターバル７６中に収集されたトリガ画像にコントラスト剤の再潅流を示す。観察者は、画像から画像へ、心臓の心拍ごとに多量の血液がマイクロバブルとともに心筋組織内へ送られるのにつれて心筋組織内の血流の増加を見ることができる。フラッシュフレームの直後から、心筋は心拍ごとに注入されるマイクロバブルにより明るくなるので、再潅流を視覚的に観察することができる。急速に明るくならない組織、或いは、隣の組織より最終的な明るさが低い組織は動脈閉塞などの病的状態の可能性を示すことになる。
この画像シーケンスは、低いＭＩインターバル７６の間に収集されたトリガ画像にコントラスト剤の再潅流を示す。各心拍ごとに、より多くの血液がマイクロバブルと共に心筋組織中へと送られるため、観察者は、心筋組織中への血液のうっ滞を、画像から画像へと観察することができる。フラッシュフレーム直後の時点から、各心拍毎により多くのマイクロバブルが注入されて心筋がより明るくなるので、再潅流を視覚的に観察することができる。隣接組織ほど速く明るくならない組織、或いは、隣接組織より最終的な明るさが低い組織は動脈閉塞などの病的な状態である可能性が示唆される。

図５および図６ａ，６ｂ，６ｃはリアルタイムの連続収集シーケンスからの、複数の単相シーケンスのアセンブリを図示している。図５は、すでに図３に示した連続的なリアルタイムシーケンスを図示している。破線８２は異なる心周期の区切りを表している。図示した画像は低ＭＩ画像であり、１つ以上のフラッシュフレーム（図示せず）の後に続く。円８４ａは、心電図波形７２でトリガされる収集時間を示しており、これらの円の中の画像は、ＱＲＳ波形８６と一致するとみなされる。これらのトリガ画像は、図６ａの画像シーケンス８４ａに示されるように、心臓のこの位相における画像のシーケンスにまとめられる。同様に、トリガ画像は、円８４ｂおよび円８４ｃに示されるように、心周期の他の位相において、リアルタイムシーケンスから選択される。これらのトリガ画像は、図６ｂおよび図６ｃに示されるように、心臓のそれぞれの位相の画像のシーケンスにまとめられる。このようなトリガはリアルタイムで行うことができ、または図５のリアルタイムシーケンスをシネループメモリに収集し、その後に、図６ａ，６ｂ，６ｃのトリガ画像を、格納したリアルタイムシーケンスからまとめるというポスト処理で行うこともできる。

画像中の関心領域は、この実施例では心筋であるが、図７ａ〜７ｄに示されるように、補助境界検出によって任意に輪郭を描くこともできる。図７ａは、コントラスト画像のシーケンス９０を図示しており、これは、リアルタイムシーケンス７０またはトリガシーケンス８０とすることができる。画像のシーケンス９０から、ユーザは心内膜および心外膜の境界が比較的明確に規定されている、画像９２を選択する。画像９２は図７ｂに拡大して示されている。選択された画像は、その後、補助境界検出の処理を受けるが、これについては"Automated Border Detection in Ultrasonic Diagnostic Images "というタイトルの米国特許第６，４９１，６３６号に記述されており、参考までにここに示す。自動または補助境界検出は、図７ｃおよび図８ａに示されるように、境界９４によって心筋の輪郭を描く働きをする。選択された画像上の境界の輪郭９４は、その後、シーケンス９０中の他の画像上に自動的に境界を描くために使用されるが、これは‘６３６特許で説明され、図５ｄに示されている。或いは又、シーケンス中の他の画像を自動境界検出アルゴリズムで個別に処理することによって他の画像上に境界を描くことも可能である。潅流をパラメータ的に表示すべき関心領域は、今やその後の処理のために明確に定義される。所望により、関心領域を、図８ｂに示すように、マスク９６によってさらに定義することが可能であり、ここでは境界トレース線内の領域をマスクしている。本実施例では、マスクの下の全てのピクセルはパラメータ的に処理するが、マスク外のピクセルはパラメータ的に処理しない。補助境界検出技術については、出願番号［代理人整理番号ＡＴＬ−３４９］、タイトル"ULTRASONIC DIAGNOSTIC IMAGING SYSTEM WITH ASSISTED BORDERTRACING"の、同時継続出願にも記載されており、参考までにここに示す。

図９ａおよび９ｂは、関心領域内のピクセルを処理するための好適な技術を図示しており、この場合は、図８ａの境界トレース線９４によって心筋の輪郭が描かれている。図９ａおよび９ｂが示すように、関心領域内の各ピクセルに対して、１ピクセルおよびその周囲の８個の隣接するピクセルについて平均画像強度値を計算する。本実施例では、心筋９８内の各ピクセルについてピクセル値をこのように計算し、図１０の画像１０２，１０４，１０６について示すように、シーケンス中の各画像内の同一位置の全てのピクセルについて、この処理を繰り返す。その後、図１１に示すように、少なくとも概念的に、共通位置のピクセル値を時間および平均輝度の関数としてプロットする。図１１は、図１０において、矢印１００との交点における、共通位置のピクセル値のプロットを示す。その後、共通位置のピクセル値を、関心領域の２次元または３次元の画像において、表示用の潅流パラメータを作成するために用いる。好適な実施例では、
I（t）=Ａ（1-exp^（-B*t））+Ｃ
で表される曲線１１０にプロット値をあてはめることによってパラメータを生成するが、ここで、Ａは最終的なカーブ強度を表し、Ｂは曲線の初期勾配に比例し、そしてＣは浮動小数点定数である。この形の曲線１１０は、図１２に図示される。その後、以下に示すように、値Ａ，Ｂおよびそれらの組み合わせ（Ａ*Ｂ，Ａ／Ｂなど）を用いてパラメータを作ることができる。

図１３ａ〜１３ｂは、上述した曲線特性を用いて、Ａ*Ｂの形のパラメータ値からパラメトリック画像を生成する様子を図示する。表１３ａでは、最初の２列は、２次元画像におけるピクセルの位置座標を示す。３次元画像の場合は、第３の座標を用いることになる。各々のピクセル位置におけるＡ*Ｂのパラメータ値を３番目の列に表す。次に、図１３ａおよび図１３ｂの処理の間に、０〜２５５の目盛りがついたカラーバー１１２が示すパラメータ値の範囲を用いて各パラメータ値を色、輝度、または他の表示特性へと符号化する（マッピングする）。次に、図１３ｂに示すように、２次元または３次元のパラメトリック画像１２０中のそれぞれの位置に色を表示する。図１３ｂには心筋の潅流がパラメータ的に表示されている。

本発明の技術は、図１３ｂに示されるような単一の静画像１２０を生成するために用いることが可能であるし、順次にまたはリアルタイムに表示可能な、パラメトリック画像のシーケンスを作成するために用いることも可能である。例えば、図１４は、心電図波形７２上の異なる点からシーケンス１３０中の各画像に引かれた矢印で示されるように、心周期の異なる位相におけるパラメトリック潅流画像のシーケンスを図示している。パラメトリック画像のシーケンス１３０中の各パラメトリック画像は、例えば図６ａ，６ｂ，および６ｃの異なる位相の画像シーケンスの各シーケンスの画像から作ることが可能である。図６ａの画像をパラメトリック画像１３０ａを生成するために用い、図６ｂの画像をパラメトリック画像１３０ｂを生成するために用い、そして図６ｃの画像をパラメトリック画像１３０ｃを生成するために用いる。シーケンス１３０を完全にまたは部分的にリアルタイムで再生すると、心周期の異なる位相の間における、心筋中の様々な位置での潅流の変化が明らかになる。したがって、この画像シーケンスは、心筋潅流の情報および心内膜の壁運動の動態の両方を同じ診断的画像シーケンス中で明らかにする。

パラメトリック画像を、そのパラメトリック画像の基礎である解剖学的構造と組み合わせて表示する方法は、図１５ａ〜１５ｅに示される。図１５ａは、コントラスト剤を含む左心室の超音波ドップラー画像９２を有する超音波画像表示を示す。画像中の明るい中心部は、相当量のコントラスト剤を含む左心室腔であり、より暗い周囲の領域は、コントラスト剤を含む血液によってちょうど潅流され始めている心筋である。ディスプレイの左上方の角には、長方形のボックス１６０があり、ボックスの頂点に白いスライダを含む。本実施例において、ボックス１６０中のスライダが頂点にあるとき、解剖学的画像９２は完全に不透明であり、対応するパラメトリック画像のオーバレイは完全に透明である。図１５ｂでは、マウスまたはトラックボールのようなポインティング・デバイスを用いた、ユーザの操作によって、ボックス１６０中の白いスライダは、ボックス１６０内のわずかに低い位置へと移動している。このスライダの位置では、構造画像９２は依然として不透明であるが、今やパラメトリック画像のオーバレイ１２０は心筋上で半透明となり、潅流を表示するようになる。この画像表示においては、心筋組織周囲の境界トレース線９４も目に見える。図１５ｃにおいては、スライダはボックス１６０のほぼ中心部にまで移動しており、この結果、パラメトリック画像のオーバレイ１２０は、構造画像９２の心筋上で完全に不透明になる。この時、組織および心筋中の血流は、パラメトリック画像のオーバレイ１２０によって完全に不明瞭となる。構成して実施例では、「ストップライト（赤、緑、黄）」マップとして知られるマッピングを用いて、パラメトリック画像の潅流パラメータの値をディスプレイの右上に示されるカラーバーの色にマッピングする。ストップライトマップにおいては、正常または十分量の血流潅流を呈する心筋領域は緑色で示されるが、図１５ｃではグレー陰影として示されている。疑問の余地があったり不確かであったりする潅流を呈する心筋領域は黄色で示されるが、図１５ｃのパラメトリック画像では最も明るい陰影として示され、潅流が乏しいか全くない心筋領域は赤色で示されるが、パラメトリック画像では最も暗い陰影として示されている。ユーザの好みに応じて、単一の色の異なる明度や輝度といった、他のカラーマップを用いることも可能である。

図１５ｄでは、スライダはボックス１６０内のより低い位置へと移動しており、構造画像９２はわずかに透明または半透明になる。最終的に、スライダがボックス１６０の底部へと移動すると、構造画像は完全に透明になり、図１５ｅに示されるように、不透明のパラメトリック画像１２０のみが残る。したがって、スライダを操作することによって、臨床医は心筋組織の潅流、または血流自体、またはその両方を、単純にスライダ１６０を移動させ、構造画像９２とパラメトリック画像１２０の相対的な不透明度を変化させることによって、同時に容易に観察することができる。この２つの画像は解剖学的にレジストレーションされたままに留まるため、臨床医は常に、潅流を、潅流が存在していて測定している体内の部位と関連付けることが可能である。

このような不透明度の調節を可能にする超音波システムの一部は、図１６に示される。エコー信号はハーモニック信号検出器１３８によって受信され、この検出器１３８が組織および／または血流中のコントラスト剤によって反響するエコー信号からの高調波（ハーモニック）信号成分を分離し検出する。高調波信号の分離は、米国特許第５，７０６，８１９号（Hwang氏）、第５，９５１，４７８号（Hwang氏ら）、および第６，１９３，６６２号（Hwang氏）に記載されているバンドパス・フィルタリングまたはパルス反転によって実行されうる。高調波信号は、振幅検波またはドップラー処理（米国特許第６，０９５，９８０号を参照されたい）によって検出され、画像データメモリ１４０に格納される。画像のために用いる画像データは、例えば扇形、長方形、仮想頂点または湾曲線形などの所望の画像フォーマットの画像データを生成するスキャン・コンバータ１４２へ転送される。スキャン変換したデータは画像データメモリに格納され、補助境界検出器１４４および潅流パラメータプロセッサ１５６によってアクセスされる。本出願と同時に提出した出願番号［代理人整理番号ＡＴＬ−３４９］で十分に議論される通り、補助境界検出器１４４は、ユーザパネル１５０上のトラックボール・ポインティング・デバイスからの入力に応答して画像データに関して制御ポイントの位置を決め、画像データに対して境界テンプレートを位置決めし広げる。テンプレートのデータは、境界テンプレート記憶装置１４６により供給される。制御ポイントおよび境界が描かれて画面上に位置決めされるにつれて、補助境界検出器１４４によって生成された制御ポイントおよび境界データがグラフィックスプロセッサ１４８へと送られ、このプロセッサは画像データと共に表示すべき制御ポイントおよび境界のグラフィックオーバレイを生成する。輪郭が検出された境界も潅流パラメータプロセッサ１５６へと供給され、このプロセッサは、図８〜１３に関連して既に説明したように、潅流パラメータを計算して、輪郭が検出された境界の領域または体積の上にカラーマッピングする。関心領域の潅流のカラー値もまたグラフィックスプロセッサ１４８に供給され、このプロセッサは、図１５b〜１５eに示されるパラメトリック画像を形成するために、潅流パラメータと境界を組み合わせ、更にスライダ１６０の画像も付加する。パラメトリック画像に対応する（従って解剖学的にレジストレーションされた）画像データは、画像データプロセッサ１５４に供給される。スライダ１６０を動かすために用いるユーザ制御パネル上のポインティング・デバイスからの信号は、画像データプロセッサ１５４およびグラフィックスプロセッサ１４８の両方に供給され、ここで、この信号は画像データプロセッサの構造画像とグラフィックスプロセッサのパラメトリック画像の相対的な不透明度を適切に調節するために使用される。スライダのグラフィックオーバレイおよびパラメトリック画像と構造画像のデータは、画面メモリ１５２に格納され、表示のためにビデオ・プロセッサ５０によってアクセスされる。

図１７ａ〜１７ｃは、パラメトリック画像、画像シーケンス、潅流のグラフィカル・プロット、および本発明の原理による構造画像とパラメトリック画像の合成画像を示す超音波表示の複写である。表示の中心にあるのは、潅流パラメータを計算するために用いる、画像のシネループのシーケンス画像の水平なストリップである。ストリップの最初の３つの画像フレームは、潅流の測定に先立ってコントラスト剤を粉砕または破壊する間の、フラッシュフレームを示す。ストリップの中央にある、明るい枠で強調された画像フレームは、ディスプレイの左上部分に、構造画像９２として拡大表示される。左心室の拡大構造画像の右側には、潅流を異なるパラメータで示す４つのパラメトリック画像がある。左上のパラメトリック画像は、心筋内で到達した最終的な潅流レベルを示し、定常状態の最大潅流を表す。これは、例えば図１２の曲線１１０の最終水平レベルまたは振幅である。右上のパラメトリック画像は、潅流曲線の時定数、すなわち潅流速度を示す。これは、例えば曲線１１０の時定数（傾き）である。左下のパラメトリック画像は、曲線１１０の方程式に関して先に説明した、A×Bの潅流を示す。このパラメトリック画像は明るい枠で強調されており、このパラメトリック画像１２０が左側の拡大構造画像９２とレジストレーションして示されることを示す。右下のパラメトリック画像は、画像シーケンスの潅流データへの曲線当てはめの品質を示しており、潅流分析のために収集されたデータの信頼性を示す。

大きな構造画像９２には、心筋上に位置し、「１」および「２」と示される、２つの白いマーカが示される。強調されたパラメトリック画像１２０を生成するために用いたのと同じ処理で計算した、心筋上のこの２点の潅流曲線がディスプレイの下部に示される。１つ以上の潅流曲線をディスプレイのこの領域に同時に表示することができる。各々の潅流曲線は２つの方法、即ち図１１のように線分によってつながれた潅流データの点として、および、図１２の曲線１１０のようにこれらのデータの点に当てはまる曲線として、示される。ユーザは、画像９２の解剖学的構造の任意の点をクリックし、直ちに体内の指定の点における潅流データおよび曲線を観察することができる。

図１７aのディスプレイにおいて、ボックス１６０中のスライダはボックスの頂点にあり、その結果、解剖学的画像は完全に不透明で、パラメトリック画像は完全に透明である。図１７bに示すように、ユーザがスライダをボックス１６０中の下方へ移動させると、構造画像とレジストレーションされたパラメトリック画像が現れ始める。この説明図では、不透明なパラメトリック画像１２０は、心臓の不透明な構造画像９２の上に示される。図１７cでは、スライダはボックス１６０の底部へと移動し、パラメトリック画像が完全に不透明である一方で、解剖画像９２は完全に透明となっている。図１７ａ〜１７ｃの実施例は、心臓等の状態の迅速かつ正確な診断のための、多様な診断画像およびデータの表示を臨床医にもたらす。

解剖学的パラメータを示す画像を、該パラメータが計算される解剖学的構造の画像とレジストレーションして示すとき、可変不透明度調節が有用であること当然である。例えば、カラーフロー画像のような解剖学的ドップラー画像は、心臓や血管といった解剖学的構造を、血管または器官の血流速度のような解剖学的構造物のパラメータのカラーオーバレイとともに示す。本発明の可変不透明度調節は、これらの画像に対して、血流とその速度の両方を、血液または速度パラメータとともに、解剖学的にレジストレーションして、完全に不透明、透明、または半透明のいずれかで同時に示すために用いることができる。

また、前述の実施例では連続的に可変のスライダを示したが、解剖学的画像とパラメトリック画像の相対的な不透明度を、１つの相対的不透明度の離散的な設定値から次の設定値へと調節するような、段階的な調節方法を採用してもよいこと当然である。

当業者であれば、パラメトリック画像とＢモード画像の両方の不透明度を調節する単一のスライダを用いるかわりに、不透明度の調節機能を２つ以上の別々のスライダに分割することも可能であることは容易にわかるだろう。例えば、１つのスライダを解剖学的構造のディスプレイの不透明度を調節するために使用し、第２のスライダをパラメトリックオーバレイの不透明度を調節するために使用することが可能である。解剖学的画像および潅流画像はリアルタイムの画像シーケンスとして再生されるが、２つのディスプレイの相対的な不透明度はダイナミックに調節されることも明らかであろう。

本発明の一実施例による超音波イメージングシステムのブロック図である。 図１のシステムを用いて得られた心筋のＢモード画像を示す概略図である。 パラメトリックイメージングのためのリアルタイム画像フレームのシーケンスの収集を示す図である。 パラメトリックイメージングのための画像フレームのシーケンスのゲート（トリガ）収集を示す図である。 数心周期にわたるリアルタイム画像のシーケンスを示す図である。 図５のシーケンスの画像から組み立てられる心周期の特定位相における画像シーケンスを示す図である。 補助境界検出による画像中の関心領域の輪郭形成を示す図である。 関心領域のマスキングを示す図である。 関心領域中のピクセル値を定量化するための好適な技術を示す図である。 ピクセルの位置において潅流曲線を決定するために、複数の画像からピクセル値を選択することを示す図である。 画像データからの潅流曲線のプロッティングを示図である。 図１１の潅流曲線への滑らかな曲線の当てはめを示す図である。 潅流パラメータをカラー・スケールおよび２次元画像にマッピングする処理を示す図である。 心周期の異なる位相に対応するパラメトリック潅流画像のリアルタイム表示を示す図である。 ２つの画像を様々な不透明度でレジストレーションしたパラメトリック潅流画像および解剖学的パワードップラー画像を示す図である。 本発明の一実施例による超音波イメージングシステムの潅流イメージングに関連する部分のブロック図である。 本発明の原理により操作される超音波システムディスプレイのスクリーンショットである。

Claims (8)

1. 潅流のパラメトリック画像を、該パラメトリック画像が基づく被験者の関心領域の解剖学的形態の構造画像と解剖学的にレジストレーションして表示するための診断イメージングシステムであって、
   被験者の関心領域の構造画像のソースと、
   前記被験者の関心領域のパラメトリック画像のソースと、
   前記構造画像のソースと前記パラメトリック画像のソースに結合され、構造画像と対応するパラメトリック画像を解剖学的にレジストレーションして表示するディスプレイと、
   前記ディスプレイに結合され、レジストレーションされた構造画像とパラメトリック画像の相対的な不透明度を設定するように作動するディスプレイプロセッサと、
   該ディスプレイプロセッサに結合され、ユーザが使用してレジストレーションされた構造画像とパラメトリック画像の相対不透明度を位置の範囲にわたり設定することができるユーザコントロールと、
   を備え、
   前記位置は、
   前記構造画像が不透明であり、前記パラメトリック画像が透明である第一の位置と、
   前記構造画像が不透明であり、前記パラメトリック画像が半透明である第二の位置と、
   前記構造画像が半透明であり、前記パラメトリック画像が不透明である第三の位置と、
   前記構造画像が透明であり、前記パラメトリック画像が不透明である第四の位置と、
   を含むことを特徴とする診断イメージングシステム。
2. 前記構造画像のソースは、血流を含む関心領域の診断画像のソースを備え、
   前記パラメトリック画像のソースは、前記関心領域における血流の特徴についての、少なくとも１つのパラメトリック画像のソースを備えたことを特徴とする請求項１に記載の診断イメージングシステム。
3. 前記パラメトリック画像のソースは、関心領域で描画される組織の血流潅流についての、少なくとも１つのパラメトリック画像のソースを備えたことを特徴とする請求項２に記載の診断イメージングシステム。
4. 前記ディスプレイプロセッサは、レジストレーションされた構造画像とパラメトリック画像の相対不透明度を、不透明な構造画像および透明なパラメトリック画像から、不透明なパラメトリック画像でオーバレイされた不透明な構造画像へ変化する、および、透明な構造画像および不透明なパラメトリック画像へ変化する範囲内で設定するように作動する不透明度プロセッサをさらに備えたことを特徴とする請求項１に記載の診断イメージングシステム。
5. 前記ユーザコントロールは、前記ディスプレイプロセッサに結合され、ユーザが使用してレジストレーションされた構造画像とパラメトリック画像の相対的な不透明度を相対不透明度設定値の連続範囲内で設定することができるユーザコントロールを含むことを特徴とする請求項１に記載の診断イメージングシステム。
6. 前記ユーザコントロールは、前記ディスプレイプロセッサに結合され、ユーザが使用してレジストレーションされた構造画像とパラメトリック画像の相対的な不透明度を離散数の相対不透明度設定値の１つに設定することができるユーザコントロールを含むことを特徴とする請求項１に記載の診断イメージングシステム。
7. 前記ディスプレイは、構造画像のシーケンスと対応するパラメトリック画像のシーケンスを解剖学的にレジストレーションしてリアルタイムで表示するディスプレイをさらに備えたことを特徴とする請求項１に記載の診断イメージングシステム。
8. 前記ユーザコントロールは、ユーザが使用してパラメトリック画像の不透明度およびレジストレーションされる構造画像の不透明度をそれぞれ設定することができる複数のユーザコントロールをさらに具えることを特徴とする請求項１に記載の診断イメージングシステム。

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