JP2001170047A

JP2001170047A - Ｅｃｇゲーテッド超音波画像合成

Info

Publication number: JP2001170047A
Application number: JP2000335472A
Authority: JP
Inventors: Bjorn Olstad; ビョーン・オルスタッド
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 1999-11-02
Filing date: 2000-11-02
Publication date: 2001-06-26
Also published as: US6447450B1; DE10054106A1

Abstract

(57)【要約】【課題】心周期などの合成超音波画像のシネループを
統合するためのＥＣＧゲーテッド超音波撮像合成システ
ムおよび方法を提供すること。【解決手段】画像フレームの連続をあるフレーム・レ
ートで心周期にわたって記録してシネループ・メモリ
（1050）に記憶する。第２の連続が、第２の心周期にわ
たって記録される。第２の心周期の画像フレームは、フ
レームごとに、シネループ・メモリ（1050）からの対応
する画像フレームと時間的かつ空間的に整合される（10
20）。次いで、整合されたフレームが結合されて（103
0）統合画像フレームの連続が形成され、シネループ・
メモリ（1050）中の元の画像フレームを置換する。後続
の画像フレームの連続も、シネループ・メモリ（1050）
中の統合画像フレームと結合されて、新しい統合画像フ
レームが形成され、次いで、メモリ中の古い統合画像フ
レームを置換し、以後同様である。画像フレームの連続
は、Ｒイベントなどの心臓イベント時に開始するように
トリガすることができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、心周期などの合成
超音波画像を統合する超音波撮像合成システムおよび方
法に関する。

【０００２】

【従来の技術】基礎をなす画質は、医療超音波撮像スキ
ャナの重要な側面である。この分野全体にわたり、画質
を向上させる努力が絶えず行われている。しかし、超音
波撮像は、患者に著しく依存するというモダリティ（mo
dality）のままである。画像が、診断を確実にするのに
十分な質の画像でない場合、重要な病理現象の超音波撮
像および検出ができない可能性がある。

【０００３】画質の制限に加え、超音波撮像に影響する
可能性のある生理的影響もある。例えば、連続する心拍
動間の小さな変動が、撮像および画質に悪影響を与える
可能性がある。これらの拍動間の変動は、呼吸、心拍数
の変動、二重収縮、早期興奮および他のいくつかの生理
的影響を含めた人的要因によって引き起こされる可能性
がある。これらの変動は、超音波によって検出されるパ
ラメータ、例えば血流速度、壁運動、または壁肥厚など
の反復可能な測定と再生可能な測定の両方の実施に対す
る制限を与える。

【０００４】反復可能な超音波測定の実施に付きものの
困難のために、超音波撮像オペレータが連続するいくつ
かの心拍動の同じ測定を繰り返し、その平均を報告する
ように指示されるいくつかの測定プロトコルが開発され
てきた。これらの測定プロトコルは、正常な心拍動を表
さない可能性のある単一の測定ではなく平均測定が報告
されるため、測定の反復可能性および再生可能性を向上
させる。

【０００５】従来技術には、超音波データを時間的に処
理して雑音を低減するための技法が記載されている。こ
れらの技法は所与の場所での連続する測定を含み、これ
らは雑音を低減するために結合される。しかし、心臓撮
像におけるこれらの技法に伴う問題は、撮像される器官
が動いていることである。すなわち、心臓が鼓動すると
き、それは、例えば血流パターン、腔形状、壁運動、お
よび壁肥厚に関してその状態を変化させる。撮像される
器官が動き、かつ変化しているため、単純な時間的処理
技法は効果的でなく、従来技術の技法は、容認できない
画質の画像を生じる。心臓の撮像に対する同様の制限は
また、動くまたは変化する他の器官および血管にも当て
はまる。多くの器官は、例えば呼吸または血液脈動に応
じて変化する場合がある。この結果、時間的処理を使用
するとき、時間的平均化の副作用として、撮像される器
官の動的特性および画質が落ちる。

【０００６】従来技術にはまた、超音波データを時間的
に処理してフレーム・レートを上げるための技法も記載
されている。例えば、Ｐｏｗｅｒｓ他に譲渡された米国
特許第５０９９８４７号は、医療超音波撮像システムの
表示フレーム・レートを上げるための技法を記載してい
る。システムは、患者の心周期中の所定のイベントに基
づいてトリガ信号を生成する。システムは、第１の心周
期の間の第１のトリガ信号に応答して画像フレームの第
１の連続を、かつ第２の心周期の間の第２のトリガ信号
に応答して画像フレームの第２の連続を作成する。次い
で、画像フレームの第１および第２の連続は、心周期中
で発生した順にインタリーブされて、撮像フレーム・レ
ートの２倍のフレーム・レートとする。したがって、Ｐ
ｏｗｅｒｓの特許は、より高いフレーム・レートでマー
ジされた画像の連続を得るために、第１と第２の心周期
中の異なる瞬間でフレームを記録することに依拠する。
しかし、Ｐｏｗｅｒｓ特許は、より高いフレーム・レー
トを実現することができるが、順番に並べられる画像
は、異なる心周期からとられる。画像が異なる心周期か
らとられるため、１つまたは複数の周期が、例えば呼吸
から誘発されたアーチファクトの影響を受ける可能性が
ある。さらに、患者の位置またはプローブの位置が、あ
る心周期から別の心周期まで動いていた可能性もある。
動きの影響を受けた心臓シーケンスからフレームをイン
タリーブすることにより、ジッタのある不正確な結合画
像シーケンスが生じる可能性があり、これは、診断に悪
影響を及ぼす可能性がある。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】したがって、特に心臓
撮像および心臓の影響を受ける撮像で、反復可能性およ
び再生可能性を最大限にする改良された超音波画像を提
供する改良された超音波撮像システムが長く必要とされ
てきた。また、明瞭かつ容易に診断可能であり心周期を
通して正確な画像を表す画像を提供し、呼吸の影響や動
きの影響などの悪い撮像影響を最小限にする超音波撮像
システムも必要とされている。

【０００８】

【課題を解決するための手段】本発明は、例えば心周期
にわたる合成超音波画像のシネループ（cineloop）を統
合する。リアルタイムの例では、画像フレームの連続が
心周期にわたって記録され、画像アレイに記憶される。
画像フレームの第２の連続が、第２の心周期にわたって
記録される。次いで、第２の心周期の画像フレームは、
第１の心周期の画像フレームと時間的かつ空間的に整合
される。画像フレームの第１および第２の連続は、この
ときに結合されて統合画像フレームの連続が形成され、
次いで、画像フレームの第１の連続の代わりに画像アレ
イに記憶される。後続の画像フレームの連続もまた、統
合画像フレームと結合されて、新しい統合画像フレーム
が形成される。画像フレームの連続は、Ｒイベントなど
の心臓イベント時に開始するようにトリガすることがで
きる。経時属性を画像フレームに割り当てて、結合中に
画像フレームに重み付けするために使用することもでき
る。さらに、画像フレーム間の不整合誤差推定を決定す
ることもできる。高い不整合誤差を有する画像フレーム
又は心周期は結合しないか、あるいは最小の不整合誤差
を有する一部の心周期だけを結合することができる。さ
らに、画像フレームの標準偏差をベースにシネループを
構築して、心周期中の非反復性の変動を表示することも
できる。

【０００９】本発明の好ましい実施形態のこれらおよび
他の特徴は、本発明の好ましい実施形態に関する後続の
詳細な説明で考察する、またはその中で明らかである。

【００１０】

【発明の実施の形態】本発明の好ましい実施形態は、小
さい改良によって、タイム・モーション、二次元（２−
Ｄ）、または三次元（３−Ｄ）のどんな超音波撮像にも
適用される。本発明の好ましい実施形態は、組織／Ｂモ
ード撮像、カラー・フロー撮像、血管／パワー・ドプラ
ー撮像、組織運動または速度撮像およびひずみ速度撮像
またはタイム・モード撮像、Ｍモード、あるいはＰＶま
たはＣＶドプラーなどの既存の適用例を含めた、どんな
撮像モードにも適用することができる。本発明はまた、
心臓以外の多くの適用例に使用することもでき、特に、
例えば様々な器官中の血管および血流の調査など、撮像
される物体が心周期に従う周期的な挙動を有する場合に
有用である。

【００１１】図１に、例示のための本発明の好ましい一
実施形態による例示的な撮像シーケンス１００を示す。
撮像シーケンス１００は、心電計（ＥＣＧ）トレース１
１０、３つの画像フレーム１２０〜１４０、整合／結合
システム１５０、結合フレーム１７０〜１９０を備える
シネループ（cineloop）１６０を含む。

【００１２】心電計（ＥＣＧ）トレース１１０は、３つ
の心周期または心拍動のＥＣＧを表示している。ＥＣＧ
トレース１１０は、時間（ｔ１、ｔ２、ｔ３、ｔ４）で
の４つのトリガ・イベントを含む。トリガ・イベントは
通常、ＱＲＳ群中のＲイベント（心室収縮に関連する）
だが、Ｓイベントなどの他のイベントを採用することも
できる。ＥＣＧトレース１１０は、時間（Ｔ１、Ｔ２、
Ｔ３）での３つのサンプル・イベントも含む。この例に
おける各サンプル・イベント時間に心臓の二次元画像フ
レーム１２０〜１４０が形成される。

【００１３】時間（Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３）でのサンプル・
イベントは、時間（ｔ１、ｔ２、ｔ３、ｔ４）での先行
するトリガ・イベントから時間インクリメントが同じに
なるように選択され、したがって、心周期の同じ位相が
各画像フレームによって撮像される。すなわち、（Ｔ１
−ｔ１）＝（Ｔ２−ｔ２）＝（Ｔ３−ｔ３）を必要とす
ることによって、３つの画像フレーム１２０〜１４０
は、ＥＣＧトレース中の最後のＲイベントの後に同じ時
間遅延で記録される。次いで、時間（Ｔ１、Ｔ２、Ｔ
３）に関連する３つの画像フレーム１２０〜１４０は、
整合／結合システム１５０によって空間整合および結合
されて、以下に考察するように単一の画像フレーム１８
０が形成される。結合画像フレーム１８０は、心周期全
体のシネループ１６０の単一フレームを形成する。

【００１４】図１は、心周期１つにつき単一のトリガ・
イベントで示してあるが、超音波システムは、動作する
際には連続して画像フレームを形成することができる。
次いでシステムは、各画像フレームに対して心周期の対
応する位相を決定し、次いで、同じまたは類似する位相
の画像フレームを連続的な順序で結合してシネループ画
像フレームを形成することができる。

【００１５】システムは、心周期の生のリアルタイム画
像、ならびに複数の心周期による記録型シーケンスの両
方に対して動作することができる。図２に、本発明の好
ましい実施形態によるリアルタイム撮像用のシステム２
００の好ましい実施態様を示す。図２は、現画像フレー
ム２１５を有する現ＥＣＧトレース２１０、記憶済みＥ
ＣＧトレース２２０、いくつかの記憶済み画像フレーム
からなる画像アレイ２３０を含む。画像アレイ２３０
は、現画像フレーム２１５の心周期位相に対応する選択
されたフレーム２４０を含む。

【００１６】画像アレイ２３０は、シネループに記憶さ
れ、かつ心周期の様々な位相に対応するいくつかの画像
フレーム（アレイ中の正方形で示す）を含む。画像フレ
ームはフレーム・レートと呼ばれるレートで形成され
る。フレーム・レートは、システムの最大フレーム・レ
ートまで選択することができる。最大フレーム・レート
は、基礎をなす超音波撮像システムが画像フレームを形
成する速度によって決まり、形成される画像のタイプに
応じて様々なことがある。例えば、３−Ｄ画像は一般に
２−Ｄ画像よりも画像を形成するのに長くかかり、した
がって、３−Ｄ撮像システムに対するフレーム・レート
はより低い。画像アレイ２３０は、好ましくはＲイベン
トで開始した後で対応する選択されたフレーム・レート
で生成されて得られた画像を含む。画像アレイ２３０
は、心周期全体をカバーする画像フレームを含む。画像
フレームは、所望の超音波撮像のタイプに応じて、ドプ
ラーまたはスペクトル・データ、Ｍモード・データ、あ
るいはその他の超音波データの２−Ｄまたは３−Ｄデー
タ・フレームとすることができる。

【００１７】最初に、画像アレイ２３０の画像フレーム
は、第１の心周期の間に記録された画像フレームとする
ことができる。後続の心周期の間に新しい画像フレーム
が得られたとき、新しい各画像フレームは、画像アレイ
２３０中の先行する画像フレームの１つと空間的かつ時
間的に整合される。次いで、以下に述べるように、新し
い画像フレームと画像アレイ２３０からの関連する先行
画像フレームは統合されて、統合アレイ画像フレームが
形成される。次いで、統合アレイ画像フレームは、画像
アレイからの古い画像フレームを置換する。例えば、図
２では、現画像フレーム２１５が撮像されている。現Ｅ
ＣＧトレース２１０の心周期中の現画像フレーム２１５
の位相は、最も新しいＲイベントからの時間に基づい
て、あるいはシネループの持続時間に基づく心周期持続
時間の推定に基づいて決定される。これは以下に述べ
る。次いで、現画像フレーム２１５に類似する心周期中
の位相に対応する画像アレイ２３０中の画像フレームが
選択される。次いで、選択されたフレーム２４０は現画
像フレーム２１５と空間整合され、２つのフレームは結
合されて、統合フレームが形成される。統合フレーム
は、表示され、更新済み画像フレームとして画像アレイ
２３０に記憶される。

【００１８】現画像フレーム２１５および選択された画
像フレーム２４０を結合するためのシステムは、Ｏｌｓ
ｔａｄ他に譲渡された米国特許第５４７６０９５号に記
載のシステムに基づくものとすることができる。この結
合システムは、プローブが静止状態に保たれている間に
患者が呼吸した場合に起こる可能性のある呼吸雑音を軽
減するための強力にフィルタリングすることができる。
さらに、Ｏｌｓｔａｄの特許のシステムは、プローブが
新しい撮像位置に移動した後で、新しい画像データと矛
盾する画像アレイ２３０中の古い画像データによって引
き起こされる場合のある「ゴースト」画像を回避するの
に役立つことができる。

【００１９】心周期は、選択された時間整合マッピング
に応じて時間的長さが周期間で様々なことがあるため、
画像アレイ２３０中のすべての画像が各心周期の間に更
新されることにはならない可能性がある。したがって、
画像アレイ２３０中の各画像フレームに、画像フレーム
の最後の更新からの時間の長さに対応する経時属性を割
り当てることができる。画像アレイ中の画像フレーム
は、現画像フレームと結合されるとき、画像フレームの
最後の更新からの増加時間でその重み付けが低減される
ように重み付けすることができる。

【００２０】前述のように、画像アレイ２３０中の画像
フレームに類似する心周期位相を有する少なくとも１つ
の画像フレームを結合して、単一シネループ・フレーム
を形成することができる。いくつかの例示的な方法を利
用して、異なる心周期のフレーム間で心臓位相または時
間の整合を達成することができる。図３に、第１の心周
期３１０および第２の心周期３２０の時間整合３００を
示す。前述のように、心周期を整合する第１の例示的な
方法は、１）いくつかの全心周期にわたる画像フレーム
を生成し、２）ＥＣＧトレース中のＲイベントに対する
時間インデックスを決定し、３）フレームと最も新しい
Ｒイベントとの時間差に基づいて各フレームの心周期中
の位相を決定し、４）同じまたは類似する心臓位相のフ
レームを結合して結合フレームを形成することを含む。
別法として、Ｒイベントの代わりに、何らかの弁開放の
音による指示を時間インデックスとして使用することも
できる。

【００２１】上の方法は、心周期の時間の長さがおよそ
同じである場合によく動作するが、実際には、連続する
心周期の長さは様々なことがある。しかし、それでも、
各心周期中の類似する心周期フレームを整合して、シネ
ループ中の単一フレームを形成しなければならない。様
々な長さの時間の心周期を整合する代替方法は、心周期
の線形伸長である。図３に示すように、線形伸長を行う
ためには、心周期中の様々なイベントに対応するいくつ
かの時点（ｔ１、ｔ２、ｔ３、ｔ４）が各心周期中で決
定される。次いで、第２の心周期３２０に対する時点を
第１の心周期３１０に一致させ、換算係数を決定するこ
とができる。次いで、各心周期中の対応する位相を、線
形伸長点を参照することによって決定することができ
る。線形伸長は、臨床心臓撮像で特に有用なことがあ
る。というのは、すべての心周期が同じ長さというわけ
ではないからである。

【００２２】線形伸長はまた、複数の時間間隔（例えば
図２のｔ１からｔ２、ｔ２からｔ３、ｔ３からｔ４）の
区分的線形伸長として達成することもできる。区分的線
形伸長は、この期間がフレーム獲得と次のトリガ・イベ
ントとの間の時間に従って整合される場合、最後のＲイ
ベントのすぐ前に起こる心房収縮がよりよい時間整合を
得ることができるために有用である。さらに、心拍数の
変動を引き起こす時間変動が主に心弛緩期に影響するた
め、心収縮期と心弛緩期の分離が有利な場合がある。

【００２３】最後に、心周期は、トレースまたは画像に
よって導き出された、時間の関数であるパラメータを使
用することによって整合することができる。これらのパ
ラメータは、２つの心周期中のイベント間およびフレー
ム間の最適データ依存マップを推定するために、例えば
ビタビ・アルゴリズム（Viterbi algorithm）に直接に
相関させることができる。

【００２４】心周期の心収縮期部分は、すべての時間整
合方式において、最も新しいトリガ・イベントからの遅
延を同じだけ有するフレームが結合されるように、ほぼ
一致させることができることが好ましい。また、超音波
獲得は、トリガ・イベントまたは画像から絶えず独立で
きることが好ましい。これは、Ｒイベントがトリガ・イ
ベントで使用されないために、Ｒイベントと得られた第
１の画像フレームとの間にジッタまたは不整合がある場
合があることを意味する。この不整合は、０から単一の
画像フレームを得るために必要な時間までの間である。
したがって、トリガ・イベントが検出されたときに超音
波獲得を中断し、次いでトリガ・イベント発生後に固定
遅延で再開することができれば、時間整合を向上させる
ことができる。このような、トリガによる獲得のリセッ
トによって、たとえ低いフレーム・レートを伴う状況で
も完全な時間整合がもたらされることになる。

【００２５】時間整合後の心周期から選択された画像フ
レームは、画像アレイ２３０からの画像フレームと必ず
しも１ピクセルずつ空間的に完全に一致しない可能性が
ある。空間的不整合は、呼吸、オペレータによるプロー
ブの移動など、いくつかの要因によって引き起こされる
場合がある。図４に、２つの画像フレーム、すなわち心
拍動Ａからの画像フレーム４１０と心拍動Ｂからの画像
フレーム４２０との間の空間的不整合を示す。２つの画
像フレーム４１０、４２０が重ね合わされて結合フレー
ム４３０が形成されるとき、空間的不整合は明白であ
る。画像が結合されてシネループ中にフレームが形成さ
れる前に画像の一方がＸおよびＹ方向でのオフセットを
伴って移動させれば、空間的不整合を低減することがで
きる。いくつかのアルゴリズムがあり、画像の自動整合
に関して知られている。可能性の１つは、画像間の平方
誤差を最小限にするＸおよびＹのオフセットを選択する
ことである。組織構成要素がより頑強な幾何情報を伝え
る場合、この誤差計算を、カラー・モダリティであって
も組織画像に基づかせることが有利なことがある。組み
合わされた移行／回転や局所的に変動する変換などのよ
り複雑な画像ワーピング・モデル用のマッチング・アル
ゴリズムも、文献中に存在する。

【００２６】さらに、生の超音波情報は通常、多くの超
音波スキャナ中で内的に極形式で表される。極形式は、
値域および外角を関数として画像を表す。したがって極
形式は、効率的な空間整合アルゴリズムの実施に有用な
表現であることがある。

【００２７】図５に、デカルト座標および極座標を使用
して２つのフレームの空間整合を行う比較５００を示
す。図５は、極座標の心拍動Ａ５１０、極座標の心拍動
Ｂ５２０、デカルト座標の心拍動Ａ５３０、デカルト座
標の心拍動Ｂ５４０を含む。極幾何形状からデカルトま
たは直交幾何形状への変換は、一般に走査変換と呼ばれ
る。デカルト画像中でＸおよびＹのオフセットを導き出
すために空間整合を行う代わりに、極領域中で空間整合
を行って、値域および外角のオフセットを導き出すこと
ができる。デカルトと極の領域表現における違いと、選
択される空間適合方法のために、得られるデカルトと極
の空間整合は必ずしも同一ではない場合がある。デカル
ト領域はいくつかの撮像形式にとってより望ましい場合
があるが、極領域での処理は、いくつかの撮像形式でよ
り正確な空間整合をもたらす可能性がある。例えば、頂
点心臓図を撮像するときは、極領域での処理が好ましい
場合がある。

【００２８】図６に、２つの心周期の画像フレームすべ
てを空間整合するために処理される画像フレームの数を
削減する方法６００を示す。心周期Ａ６１０は、３つの
画像フレームＡ１、Ａ２、Ａ３を含む。画像フレームＡ
１、Ａ２、Ａ３は、ＲイベントおよびＳイベントなど、
心周期中の重要な心臓イベントで、またはその付近で撮
像されることが好ましい。心周期Ｂ６２０もまた、好ま
しくは重要な心臓イベントで、またはその付近で撮像さ
れた３つの画像フレームＢ１、Ｂ２、Ｂ３を含む。空間
的不整合は、心周期全体を通してフレーム間で急激に変
化することはない。したがって、心臓イベントで２つの
心周期６１０、６２０中の画像フレームを空間整合する
ことによって、２つの心周期６１０、６２０中の残りの
画像フレームに対する空間整合もまた決定することがで
きる。例えば、２つの心周期に対する空間整合がＲイベ
ントで、かつもしかすると心収縮の最後に対して決定さ
れた後は、決定された空間整合を使用して、２つの心周
期６１０、６２０中のすべての画像フレームを空間整合
するための空間移行パラメータを生成することができ
る。選択されたフレームに対して決定された空間整合パ
ラメータは、例えば、一時領域中で補間して、すべての
画像フレームに対する空間整合パラメータを決定するこ
とができる。すべての画像フレームに対する空間整合の
補間は、すべての画像フレームに対して実際に空間整合
を行うよりもずっと短時間で行うことができる。

【００２９】本発明は、生のリアルタイム撮像と記録型
の超音波シーケンス撮像の両方に適用することができ
る。記録型の超音波シーケンス撮像の場合、通常３〜１
０秒の長さの画像シーケンスが記録され、その間、超音
波プローブは単一の位置に留まる。次いで、記録された
画像シーケンスの心周期が分析され、処理される。別法
として、ユーザは、画像シーケンス中の記録すべき心周
期の数を指定することもできる。臨床で患者は通常、息
を吐いて待つように指示される。患者が息を吐ききった
後、システムはいくつかの心周期を撮像し、次いで撮像
を中止する。この時点で患者は再び通常通り呼吸を始め
る。次いで、通常取り込まれた心周期が処理され分析さ
れる。

【００３０】シネループを形成するために統合される心
周期は、不規則または不定型ではなく通常の心周期であ
ることが好ましい。不規則なまたは不定型の心周期は、
シネループの診断価値をゆがめる可能性があり、通常、
心周期の間の心臓状態への洞察をほとんど提供しない。
したがって、心周期が不定型の心周期と判定されたと
き、それはシネループ中に含められない。心周期は、い
くつかの方式で不定型と判定することができる。例え
ば、心拍数における大きな変動、呼吸における大きな変
動、または画像フレーム中の画像データがよく一致しな
いことはそれぞれ、心周期が不定型と判断され、したが
ってシネループ中に含められないことを引き起こす可能
性がある。

【００３１】２つの心周期間の心拍数に大きな変動が起
こったとき、心周期の時間整合は、多くの理由で困難で
ある。例えば、画像フレームが一定のレートで記録され
るため、例えば通常の心周期は１０個の画像フレームを
有するが心拍数の高い心周期は５個しか有さない場合が
あり、これは時間整合を非常に複雑にする可能性があ
る。さらに、心拍数の高い心周期では、心臓イベントか
らの画像フレームの時間オフセットは、心周期に対する
時間全体と比較したときにかなり大きい場合がある。

【００３２】呼吸における大きな変動は、２つの心周期
間の画像フレームの空間整合に影響する可能性がある。
例えば、患者の肺が完全に拡張されているとき、特定の
心臓機構の体内深度は、肺が拡張されていないときと比
較して異なる場合がある。呼吸における変動は、撮像中
に患者に呼吸を制御するよう指示することによって最小
限にすることができる。さらに、呼吸の影響は、ＥＣＧ
信号のローパス・コンポーネントとしてＥＣＧ信号から
決定することができる。

【００３３】２つの心周期の画像フレームが時間的かつ
空間的に整合された後で、推定器を利用して２つの心周
期間の時間および空間の不整合の推定値を生成すること
ができる。推定器は、例えば時間整合された画像フレー
ムの対のそれぞれの間の平方誤差の合計として、不整合
誤差推定値を決定することができる。高い不整合誤差推
定値を有する心周期は、不定型の心周期と決定され、シ
ネループから除外される。別法として、記録された心周
期からシネループが構築される場合、最低の不整合推定
値を有する心周期を選択してシネループを形成すること
もできる。例えば、利用可能な心周期の半分を使用して
シネループを構築し、選択する心周期は最低の不整合推
定値を有するものとすることができる。さらに、不整合
推定は、空間整合の前に行うこともできる。不整合推定
値が大きい場合、その心周期はシネループに含められ
ず、その心周期の実際の空間整合を行う必要はない。

【００３４】さらに、シネループに含めるために選択し
た心周期には、シネループに含めるときに不整合推定値
に基づいて重み付けすることができる。例えば、高い不
整合推定値を有する心周期はより小さく重み付けし、低
い不整合推定値を有する心周期はより大きく重み付けす
ることができる。さらに、特にリアルタイム撮像を行う
ときは、心周期は経時によって重み付けすることもでき
る。したがって、より新しい心周期はより高い重み付け
を受け、より古い心周期はより低い重み付けを受けるこ
とができる。

【００３５】別法として、不整合誤差は、平方誤差の合
計ではなく心周期中の画像フレームの標準偏差をベース
とすることもできる。標準偏差に基づいて画像フレーム
を含めることは、いくつかの画像フレームが統合されて
シネループ中の１つの画像フレームが形成されるときに
除去された情報のコンテンツを洞察できる。標準偏差に
基づく不整合誤差を利用して、シネループを構築してこ
の情報を視覚化することができる。この情報の量を定め
るための数学的ツールおよび定義が文献中にある。例え
ば、主成分分析を使用して、直交情報コンテンツとの線
形結合に心拍動を系統的に分けることができる。

【００３６】平均からの標準偏差を利用することによっ
て形成されたシネループは、完全に反復性の挙動からの
心周期の変動を画像ごとに表示したものとなる。組織速
度撮像では、差は分散として表され、得られる画像は、
局所的非反復性の動きにおける運動エネルギーに比例す
る値を含むことができる。反復性の挙動からの分散に関
する情報は、例えば不整脈および電気生理学的疾患など
のいくつかの診断において有用な場合がある。さらに、
単一の心拍動中の早期興奮の表示を生成するために、単
一の心拍動と連続するいくつかの心拍動の平均との間の
組織速度またはひずみ推定の差を生成することが望まし
い場合もある。

【００３７】心周期中の各画像フレームが時間的かつ空
間的に整合された後で、シネループが形成される。シネ
ループは、ピクセルごとに画像フレームを結合して、得
られる単一シネループ・フレームを形成することによっ
て形成される。したがって、シネループ画像フレーム中
の各ピクセルは、選択された心周期の選択された各画像
フレームからの超音波データを反映することができる。
さらに、前述のように、シネループ画像フレームのピク
セルを形成する際に、特定の画像フレーム中のデータを
重み付けすることもできる。

【００３８】画像フレーム中の超音波情報は、当業者に
知られている様々な統合技法を使用してシネループ画像
フレームから結合することができる。例えば、ピーク検
出、平均フィルタおよびメジアン・フィルタを重み付け
と共にまたは重み付けなしで採用することができる。さ
らに、シネループを形成するための画像フレーム結合の
効率は、１）ログ圧縮データの代わりに超音波信号の非
ログ圧縮データを使用して処理する、２）組織強度、血
管、または速度などの個々の超音波属性を使用して処理
し、次いで、元のＲＧＢ画像に処理を加える代わりに、
処理したバージョンからＲＧＢ画像をリミックスする、
３）速度の代わりに、例えば高帯域幅を伴う乱流中の速
度推定の重みを低減することのできる相関係数を使用し
て処理する、および４）例えば乱流を有する領域を強調
することのできるピーク検出を利用して処理するなど
の、いくつかのシステムによって向上させることができ
る。ピーク検出を利用した処理は、弁中の漏れによって
引き起こされるジェットを強調し、そのようなジェット
をシネループ中でより突出させることができる。

【００３９】図７に、ＭモードやＰＷまたはＣＷドプラ
ーなどのタイム・モーション超音波データへの本発明の
例示的な適用を示す。図７は撮像シーケンスの図７００
を含む。これは、ＥＣＧトレース７１０、検出されたほ
ぼ連続する超音波画像７２０、結合システム７５０、シ
ネループ７６０を含む。図１と同様に、ＥＣＧトレース
７１０は、３つの心周期または心拍動のＥＣＧを表示す
る。上と同様に、ＥＣＧトレース７１０は、時間（ｔ
１、ｔ２、ｔ３、ｔ４）での４つのトリガ・イベント、
通常はＱＲＳ群中のＲイベントを含む。Ｓイベントなど
の他のイベントが採用されてもよい。ＥＣＧトレース７
１０はまた、時間（Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３）での３つのサン
プル・イベントも含む。心臓のタイム・モーション超音
波画像は、各サンプル・イベント時間Ｔ１〜Ｔ３で得ら
れる。上と同様に、時間（Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３）でのサン
プル・イベントは、時間（ｔ１、ｔ２、ｔ３、ｔ４）で
の先行するトリガ・イベントから時間インクリメントが
同じになるように選択され、したがって、心周期の同じ
位相が各画像フレームによって撮像される。次いで、時
間（Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３）に関連する３つの画像フレーム
（それぞれ、この場合に例えばＭモード・データまたは
ドプラー・データの線）は、整合／結合システム７５０
によって空間整合および結合されて、心周期全体のシネ
ループ７６０の単一画像フレームが形成される。

【００４０】図７のシステムは、いくつかの形で図１の
システムと異なる。図７のシステムでは、時間整合は、
図１の２−Ｄ撮像例と同様に達成することができる。し
かし、別法として、Ｍモードまたはドプラー表示中の実
際の画像データを使用して、例えばビタビ・ベースの相
関器で、自動時間整合を行うこともできる。

【００４１】さらに、図７のシステムでは、空間整合
は、Ｍモード撮像における値域オフセットとしてのもの
を除いて不可能な場合がある。空間整合を行うには、当
該の複数のＭモード線または複数のドプラー領域を含め
るように超音波信号の獲得を修正することができる。当
該の複数の領域を含むようにシステムが修正された後
で、当該の領域を空間的に比較して整合することができ
る。また、２−Ｄ撮像に関して上に考察したシネループ
の選択、重み付け、および平均化の技法はまた、図７の
タイム・モーション・システムにも適用することができ
る。ドプラー・データを結合する際は、ピーク検出技法
が特に有利な場合がある。

【００４２】前述の２−Ｄ撮像に関する技法は、わずか
な修正によって３−Ｄ撮像にほぼ直接に適用することが
できる。まず、空間整合を２−Ｄに加えて三次元で行う
ことができる。第２に、３−Ｄシステムは通常、２−Ｄ
システムよりも低いフレーム・レートを有することにな
る。したがって、よい時間整合を有する３−Ｄ画像フレ
ームを得るために、フレーム獲得のＥＣＧトリガ・リセ
ットの実施が重要性を増す。

【００４３】リアルタイムの適用例で実施される処理ス
テップを、図８の流れ図８００に示す。まずステップ８
０５で、行うべき超音波撮像のタイプがユーザによって
決定される。次にステップ８１０で、特定のタイプの超
音波撮像を行う特定の超音波システムに対する最大フレ
ーム・レートが決定され、所望のフレーム・レート（最
大フレーム・レート以下）が選択される。あるいは、フ
レーム・レートは、以前に記録されたデータから読み取
ることもできる。次にステップ８１５で、画像アレイが
初期設定されるか、または別の形で例えばコンピュータ
・メモリ中などに構築される。ステップ８２０で、第１
の心周期の撮像が開始される。撮像されるすべての心周
期と同様に、第１の心周期は、Ｒイベントなどの心臓イ
ベント時にトリガされることが好ましい。次にステップ
８２５で、画像アレイが第１の心周期の画像フレームで
埋められる。

【００４４】例えば、Ｒイベントがトリガされた後で、
超音波システムは、患者の２Ｄまたは３Ｄ領域の一連の
超音波スキャンを行う。２Ｄまたは３Ｄの超音波スキャ
ンは処理され、任意選択で、走査変換されてＢモード・
データ、カラー・フロー・データ、パワー・ドプラー・
データ、Ｍモード・データなどの１つまたは複数のタイ
プの超音波データを含む２Ｄまたは３Ｄ画像が形成され
る。２Ｄまたは３Ｄ画像は、相互の時間的な関係でシネ
ループ・メモリに記憶されて、２Ｄまたは３Ｄ画像シー
ケンスが形成される。２Ｄまたは３Ｄ画像シーケンス
は、心臓がＰＱＲＳＴ群を通して収縮および拡張すると
きなどの心周期全体にわたる一連の時点での組織および
／または血液の流れおよび／または状態を示す。

【００４５】ステップ８３０で、選択された心臓イベン
ト時に、連続する各心周期に対して心周期の撮像がトリ
ガされる。システムは、連続する各心周期の各画像フレ
ームに対してステップ８３５〜８７０を行う。まずステ
ップ８３５で、画像フレームの心臓位相が、心周期に対
するトリガとして選択された可能性のあるＲイベントか
らの時間を決定することによって決定され、アレイ中の
関連するフレームが決定される。関連するフレームは、
現画像フレームに最も類似する心臓位相を有する、アレ
イ中のフレームとして決定することができる。次いでス
テップ８５５で、現フレームは、任意選択で、ステップ
８３５で選択された画像アレイからの画像フレームと空
間整合される。空間整合は、任意選択だが、心臓の画像
が心周期間で移動した可能性があるときに性能を向上さ
せる。次にステップ８６０で、空間的かつ時間的に整合
された現画像フレームとアレイ画像フレームが結合され
て、統合画像フレームが形成される。フレームは、前述
のように重み付けすることができる。次いでステップ８
６５で、統合された画像フレームは、任意選択でリアル
タイム表示として表示することができる。最後にステッ
プ８７０で、統合フレームは、元のアレイ画像フレーム
の代わりに画像アレイに記憶される。

【００４６】超音波画像の複数の心周期の記録型シーケ
ンスの処理を、さらに図９の流れ図９００に示す。まず
ステップ９０５で、図８におけるように、行うべき超音
波撮像のタイプがユーザによって決定される。次にステ
ップ９１０で、特定のタイプの超音波撮像を行う特定の
超音波システムに対する最大フレーム・レートが決定さ
れ、所望のフレーム・レート（最大フレーム・レート以
下）が選択される。次いでステップ９１５で、超音波心
臓画像が記録される。臨床で患者は通常、息を吐いて待
つよう指示される。患者が息を吐ききった後、システム
は、いくつかの心周期を撮像し、次いで撮像を中止す
る。この時点で患者は再び通常通り呼吸を開始する。次
いで、取り込まれた心周期は通常、処理され分析され
る。

【００４７】前述のように、選択された心臓イベント時
に、超音波撮像が各心周期に対してトリガされる。次い
で、各心周期中の各画像フレームに対してステップ９２
０〜９３５が行われる。まずステップ９２０で、心周期
に対するトリガとして選択された可能性のあるＲイベン
トからの時間を決定することによって、画像フレームの
心臓位相が決定される。ステップ９２５で、アレイ中の
関連するフレームが識別される。関連するフレームは、
現画像フレームに最も類似する心臓位相を有するアレイ
中のフレームとして決定することができる。現画像フレ
ームはまた、例えば上に考察したような線形伸長によっ
て時間整合することもできる。次にステップ９３０で、
現画像フレームは任意選択で空間整合される。次いでス
テップ９３５で、現画像フレームに対する不整合誤差推
定値が任意選択で決定される。不整合誤差推定値が心周
期中の各画像フレームに対して決定された後、ステップ
９４０で、心周期全体に対する不整合推定値を任意選択
で決定することができる。次いでステップ９４５で、シ
ネループを形成するために統合すべき心周期が選択され
る。選択される心周期は、例えば最小の不整合誤差を有
する周期とすることができる。あるいは、最も新しく記
録された、選択された数（３個または７個など）の周期
を選択してもよい。含めるべき心周期の数は、ユーザに
よって外的に選択することができる。次にステップ９５
０で、シネループ中に含めるべき各画像フレームに対し
て、選択された各心周期に対応する画像フレームが統合
されて、シネループの画像アレイ中に統合画像フレーム
が形成される。最後にステップ９５５で、統合画像フレ
ームは、画像アレイに記憶される。すべての画像フレー
ムが画像アレイに記憶された後、シネループが完了す
る。

【００４８】前述のように、この例示的なケースでは心
臓が撮像されるが、本発明は、心臓に限定されず、多く
の機構の撮像、特に、撮像される機構が心周期に従う周
期的な挙動を有する場合、例えば様々な器官中の血管お
よび血流の調査などに有用である。本発明はまた、組織
／Ｂモード撮像、カラー・フロー撮像、血管／パワー・
ドプラー撮像、組織運動または速度撮像およびひずみ速
度撮像またはタイム・モード撮像、Ｍモード、あるいは
ＰＶまたはＣＶドプラーなどの既存の適用例を含めたど
んな撮像モードにも、あるいは他の超音波撮像モードに
も適用することができる。

【００４９】また、前述のように、本発明は、心周期中
の異なる瞬間を表す連続的な測定値を結合するのではな
く、異なる心周期中の対応する瞬間を結合してシネルー
プを形成する。さらに、本発明では、心周期の異なる画
像は一般に、超音波撮像システムからみて相互に関連し
ない。実際の心臓の動きに対応する記録データは、心臓
が反復性の動きをするので、処理中で関連させることが
できる。しかし、スペックル・パターンなど、超音波画
像の雑音コンテンツは、相互に関連しないままである。
超音波画像を相互に関連しない雑音コンテンツと結合す
ることは、雑音コンテンツ全体を低減し、信号対雑音比
の改善をもたらす。本発明は、撮像される器官の動的特
性を低下させることなく、強力な雑音抑制を実現する。

【００５０】本発明を実施する超音波装置１０００の好
ましい一実施形態を図１０に示す。超音波装置１０００
は、超音波検出器１０１０、整合プロセッサ１０２０、
結合プロセッサ１０３０、記憶プロセッサ１０４０、お
よびメモリ１０５０を含む。動作する際、超音波検出器
１０１０は、少なくとも画像フレームの第１の連続およ
び画像フレームの第２の連続を検出する。上に考察した
ように、画像フレームの第１の連続は、整合プロセッサ
１０２０、結合プロセッサ１０３０、および記憶プロセ
ッサ１０４０を単に処理なしで通過してメモリ１０５０
に達し、そこで記憶されてもよい。超音波画像フレーム
の第２の連続が検出されると、各画像フレームは、検出
されたときに超音波検出器１０１０から整合プロセッサ
１０２０に渡される。整合プロセッサ１０２０は、前述
のように類似する心周期位相を有する画像フレームをメ
モリ１０５０から検索する。次いで整合プロセッサ１０
２０は、検出された画像フレームおよび検索された画像
フレームを空間的と時間的の両方で整合させ、両方のフ
レームを結合プロセッサ１０３０に渡す。結合プロセッ
サ１０３０は、整合された２つの画像フレームを結合し
て統合画像フレームを形成し、統合画像フレームを記憶
プロセッサ１０４０に渡す。次いで記憶プロセッサ１０
４０は、統合画像フレームをメモリ１０５０に記憶す
る。

【００５１】本発明の特定の要素、実施形態、および適
用例を示し、記述したが、本発明は、特に前述の教示に
照らして当業者によって修正を加えることができるた
め、これらに限定されないことを理解されたい。したが
って、添付の特許請求の範囲によってそのような修正を
カバーし、本発明の趣旨および範囲に含まれる特徴を組
み込むものと考えられる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の好ましい一実施形態による例示的な通
常の撮像シーケンスの図である。

【図２】本発明の好ましい実施形態のリアルタイム超音
波撮像用システムの好ましい実施態様を示す図である。

【図３】第１の心周期と第２の心周期の時間整合を示す
図である。

【図４】２つの画像フレーム、心拍動Ａからの画像フレ
ームと心拍動Ｂからの画像フレームとの間の空間的不整
合を示す図である。

【図５】デカルト座標および極座標を使用した２つの画
像フレームの空間整合の実施の比較を示す図である。

【図６】本発明の好ましい実施形態による、処理すべき
画像フレームの数を削減して２つの心周期のすべての画
像フレームを空間整合する方法を示す図である。

【図７】本発明の好ましい実施形態の、ＭモードやＰＷ
またはＣＷドプラーなどのタイム・モーション超音波デ
ータへの例示的な適用例を示す図である。

【図８】リアルタイム超音波処理として実施した、本発
明の好ましい実施形態の流れ図である。

【図９】記録型の超音波シーケンスの処理として実施し
た、本発明の好ましい実施形態の流れ図である。

【図１０】本発明を実施する超音波装置１０００一実施
形態を示すブロック図である。

【符号の説明】

１００撮像シーケンスの図１１０心電計（ＥＣＧ）トレース１２０画像フレーム１３０画像フレーム１４０画像フレーム１５０整合／結合システム１６０シネループ１７０結合フレーム１８０結合フレーム１９０結合フレーム

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】合成超音波画像のシネループを統合する
ための超音波撮像システム（１０００）であって、少なくとも画像フレームの第１および第２の連続を検出
するための超音波検出器（１０１０）と、画像フレームの少なくとも１つの連続を記憶するための
メモリ（１０２０）と、画像フレームの前記第１および第２の連続の画像フレー
ムの位相を決定し、前記第１および第２の連続中の関連
するフレームを識別するための整合プロセッサ（１０３
０）と、画像フレームの前記第１および第２の連続からの関連す
る画像フレームを結合して結合画像フレームを形成する
ための結合プロセッサ（１０４０）と、結合画像フレームを前記メモリに記憶するための記憶プ
ロセッサ（１０５０）とを備えるシステム。
【請求項２】前記超音波検出器（１０１０）が、選択
された生理イベント時にトリガされる請求項１に記載の
システム。
【請求項３】前記生理イベントが心周期のＲイベント
である請求項１に記載のシステム。
【請求項４】画像フレームの前記第１および第２の連
続の画像フレームの時間整合と空間整合のうちの少なく
とも一方を行うことをさらに含む請求項１に記載のシス
テム。
【請求項５】前記超音波画像フレームが心臓画像フレ
ームであり、記憶される前にリアルタイムで表示される
請求項１に記載のシステム。
【請求項６】前記画像アレイの前記超音波画像フレー
ムの少なくとも１つが、前記画像フレームが前記画像ア
レイに記憶されてからの時間に基づく経時属性に関連付
けられる請求項１に記載のシステム。
【請求項７】前記結合プロセッサ（１０３０）が、整
合された画像フレームを結合する際の重み係数として前
記経時属性を含む請求項６に記載のシステム。
【請求項８】前記整合プロセッサ（１０２０）が線形
伸長を行って画像フレームを時間整合する請求項１に記
載のシステム。
【請求項９】前記整合プロセッサ（１０２０）が画像
フレーム間の平方誤差を最小限にすることによって空間
整合を行う請求項１に記載のシステム。
【請求項１０】前記整合プロセッサ（１０２０）が、
画像フレームの連続中のすべてよりも少ない画像フレー
ムの空間整合に基づいて、画像フレームの前記連続中の
すべての画像フレームに対する空間整合を補間する請求
項１に記載のシステム。
【請求項１１】不定型の画像フレームの連続を検出
し、前記不定型の画像フレームの連続を結合から除外す
るための検出器をさらに含む請求項１に記載のシステ
ム。
【請求項１２】異なる連続の画像フレームの時間整合
と空間整合のうちの少なくとも一方の間の不整合誤差に
基づいて不整合誤差推定を生成するための不整合誤差プ
ロセッサをさらに含む請求項１に記載のシステム。
【請求項１３】前記不整合誤差プロセッサが、所定の
レベルより上の不整合誤差推定を有する画像フレームの
連続を結合から除外する請求項１２に記載のシステム。
【請求項１４】前記不整合誤差プロセッサが、より大
きな不整合誤差推定を有する画像フレームの連続の小部
分を結合から除外する請求項１２に記載のシステム。
【請求項１５】前記不整合誤差が、異なる連続の画像
フレームの時間整合と空間整合のうちの少なくとも一方
の間の標準偏差に基づく請求項１２に記載のシステム。
【請求項１６】画像フレームの連続を有する画像アレ
イをメモリ中に形成するステップ（８１５）と、検出された第１の心周期の超音波信号からの画像フレー
ムの第１の連続を前記メモリ中で初期設定するステップ
（８２５）と、後続の心周期の画像フレームを検出するステップ（８３
５）と、前記画像フレームの心臓位相を決定するステップ（８３
５）と、前記画像フレームを前記アレイ中の対応する画像フレー
ムと関連付けるステップ（８３５）と、前記検出されたフレームおよび前記関連付けられたアレ
イフレームを結合して統合画像フレームを形成するステ
ップ（８６０）と、前記画像アレイに前記統合画像フレームの連続を記憶す
るステップ（８７０）とを含む合成超音波画像の連続を
統合する方法。
【請求項１７】画像フレームの前記第１の連続および
画像フレームの前記第２の連続が、選択された生理イベ
ント時にトリガされる（８３０）請求項１６に記載の方
法。
【請求項１８】行うべき超音波撮像のタイプと前記撮
像を行う特定の超音波システムのうちの少なくとも一方
に基づいて最大フレーム・レートを決定するステップ
（８１０）と、前記画像アレイ中の画像フレームの数を、前記最大フレ
ーム・レートによって許容される画像フレーム数以下に
決定するステップとをさらに含む請求項１６に記載の方
法。
【請求項１９】前記超音波画像フレームが心臓画像フ
レームであり、リアルタイムで表示される（８６５）請
求項１６に記載の方法。
【請求項２０】前記画像アレイの前記超音波画像フレ
ームの少なくとも１つが、前記画像フレームが前記画像
アレイに記憶されてからの時間に基づく経時属性に関連
付けられる請求項１６に記載の方法。
【請求項２１】前記結合ステップ（８６０）がさら
に、整合された画像フレームを結合する際の重み係数と
して前記経時属性を含む請求項２０に記載の方法。
【請求項２２】前記関連付けるステップ（８３５）が
さらに、線形伸長を行って画像フレームを時間整合する
ステップを含む請求項１６に記載の方法。
【請求項２３】前記検出された画像フレームを前記ア
レイ中の対応する画像フレームと空間整合するステップ
（８５５）をさらに含み、前記整合ステップ（８５５）
がさらに、画像フレーム間の平方誤差を最小限にするこ
とによって空間整合を行うステップを含む請求項１６に
記載の方法。
【請求項２４】前記整合ステップ（８５５）がさら
に、画像フレームの連続中のすべてよりも少ない画像フ
レームの空間整合に基づいて、画像フレームの前記連続
中のすべての画像フレームに対する空間整合を補間する
ステップを含む請求項２３に記載の方法。
【請求項２５】不定型の画像フレームの連続を検出
し、前記不定型の画像フレームの連続を結合から除外す
るステップをさらに含む請求項１６に記載の方法。
【請求項２６】異なる連続の画像フレームの時間整合
と空間整合のうちの少なくとも一方の間の不整合誤差に
基づいて不整合誤差推定を生成するステップをさらに含
む請求項１６に記載の方法。
【請求項２７】所定のレベルより上の不整合誤差推定
を有する画像フレームの連続を結合から除外するステッ
プをさらに含む請求項２６に記載の方法。
【請求項２８】より大きな不整合誤差推定を有する画
像フレームの連続の小部分を結合から除外するステップ
をさらに含む請求項２６に記載の方法。
【請求項２９】前記不整合誤差が、異なる連続の画像
フレームの時間整合と空間整合のうちの少なくとも一方
の間の標準偏差に基づく請求項２６に記載の方法。
【請求項３０】検出された超音波信号からの画像フレ
ームの少なくとも第１および第２の連続を記録するステ
ップ（９１５）と、少なくとも１つの連続の複数の画像フレームに対して心
周期中の対応する心臓位相を決定するステップ（９２
０）と、画像フレームの前記第１および第２の連続のうちの少な
くとも２つを選択するステップ（９４５）と、前記少なくとも２つの画像フレームを結合して統合画像
フレームを形成するステップ（９５０）と、前記統合画像フレームを画像アレイに記憶するステップ
（９５５）とを含む合成超音波画像の連続を統合する方
法。
【請求項３１】画像フレームの連続を記録する前記ス
テップ（９１５）が、選択された生理イベント時にトリ
ガされる請求項３０に記載の方法。
【請求項３２】行うべき超音波撮像のタイプと前記撮
像を行う特定の超音波システムのうちの少なくとも一方
に基づいて最大フレーム・レートを決定するステップ
（９１０）と、前記画像アレイ中の画像フレームの数を、前記最大フレ
ーム・レートによって許容される画像フレーム数以下に
決定するステップとをさらに含む請求項３０に記載の方
法。
【請求項３３】前記超音波画像フレームが心臓画像フ
レームであり、リアルタイムで表示される請求項３０に
記載の方法。
【請求項３４】前記画像アレイの前記超音波画像フレ
ームの少なくとも１つが、前記画像フレームが前記画像
アレイに記憶されてからの時間に基づく経時属性に関連
付けられる請求項３０に記載の方法。
【請求項３５】前記結合ステップ（９５０）がさら
に、整合された画像フレームを結合する際の重み係数と
して前記経時属性を含む請求項３４に記載の方法。
【請求項３６】線形伸長を含めた時間整合を行って画
像フレームを時間整合するステップをさらに含む請求項
３０に記載の方法。
【請求項３７】少なくとも１つの連続の複数の画像フ
レームに対して時間整合（９２５）、空間整合（９３
０）、および不整合誤差（９３５）のうちの少なくとも
１つを決定するステップをさらに含む請求項３０に記載
の方法。
【請求項３８】前記空間整合（９３０）がさらに、画
像フレームの連続中のすべてよりも少ない画像フレーム
の空間整合に基づいて、画像フレームの前記連続中のす
べての画像フレームに対する空間整合を補間するステッ
プを含む請求項３７に記載の方法。
【請求項３９】不定型の画像フレームの連続を検出
し、前記不定型の画像フレームの連続を結合から除外す
るステップをさらに含む請求項３０に記載の方法。
【請求項４０】異なる連続の画像フレームの時間整合
と空間整合のうちの少なくとも一方の間の不整合誤差に
基づいて不整合誤差推定を生成するステップ（９３５）
をさらに含む請求項３７に記載の方法。
【請求項４１】所定のレベルより上の不整合誤差推定
を有する画像フレームの連続を結合から除外するステッ
プをさらに含む請求項４０に記載の方法。
【請求項４２】より大きな不整合誤差推定を有する画
像フレームの連続の小部分を結合から除外するステップ
をさらに含む請求項４０に記載の方法。
【請求項４３】前記不整合誤差（９３５）が、異なる
連続の画像フレームの時間整合と空間整合のうちの少な
くとも一方の間の標準偏差に基づく請求項４０に記載の
方法。
【請求項４４】画像フレーム間の平方誤差を最小限に
することによって空間整合（９３０）を行うステップを
さらに含む請求項３７に記載の方法。