JP2003503138A - 延長視野超音波診断イメージングシステム - Google Patents

延長視野超音波診断イメージングシステム

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Abstract

(57)【要約】 延長視野のイメージメモリは、延長視野画像の視野領域に対応するｘｙ座標、及び、延長視野画像のピクセルの形成のため合成されうる画像単位の最大数に対応する深さを有する。各画像単位は、前に捕捉された画像単位と位置合わせされてメモリ内に格納され、重なり合う既に格納された画像を押し下げる。メモリの有限の深さは、このように各ピクセル位置において、新たに格納された画像によってその位置での最大のピクセル深さが増したとき、最も古いピクセルデータを削除するＦＩＦＯレジスターを形成する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 本発明は、超音波診断の画像システムに係り、特に、延長視野（ＥＦＯＶ）を
有する超音波診断画像に関する。
【０００２】 1970年代及び1980年代の超音波診断画像システムは、Ｂ−ａｒｍ走査として知
られているものとを用いて製造されていた。Ｂ−ａｒｍシステムでは、Ａライン
（単一の光線）変換器は、関節でつながれたアームの端部に搭載されていた。関
節でつながれたアームの結合部は、アームのセグメントの相対的な位置を連続的
に監視し、変換器の空間的な位置が常に観測することを可能とするセンサを含ん
でいた。変換器が患者の人体の上を走査するとき、連続したＡラインは、関節ア
ームのセンサから算出され、画像表示上に連続的に隣接して組み込まれる。Ｂ−
ａｒｍシステムは、このように、システムが記憶及び表示できうる、及び、Ｂ−
ａｒｍが達しうる連続的なＡラインの最大の数まで横方向に延長されうる超音波
画像を表示することができる。
【０００３】 近年では、電子式走査アレイ変換器が、同じ目的のために適用されてきた。電
子式走査アレイ変換器は、自動的に２次元画像を作成するので、アレイ変換器の
画像平面内の移動によって、連続的で空間的に離れている２次元画像が作成され
る。新たな空間での各新しい画像は、前に捕捉された画像であって、それと重な
り合う画像と空間的に位置合わせされ、アレイ変換器の移動方向に横方向に延び
る延長された画像を作成するために前の画像と結合される。延長視野画像の範囲
は、部分的に重なり合う２次元画像を複数記憶し表示する超音波システムの能力
によって決定される。
【０００４】 先行技術の延長視野イメージングシステムは、スキャンヘッドが人体の表面に
沿って与えられた方向に連続的に移動するので、連続的な延長視野画像を作成で
きる。しかし、延長視野画像を捕捉する臨床医は、腕や足の血管のような人体の
中の延長された長さの組織を想像しようとすることが良くある。臨床医は、血管
とスキャンヘッドの撮像平面との整列を維持しようとするが、血管の経路及び移
動するスキャンヘッドは、整列状態から脱し、血管はもはや画像内に現れなくな
ることが良くある。そのような場合、最初から走査を繰り返すことが通常の頼み
である。臨床医にとって、延長視野画像において血管を再度得られることができ
ることによって、走査の早期的な終了を補償されること望ましい。
【０００５】 そのような延長視野（ＥＦＯＶ）イメージングシステムの重要な特徴点は、迅
速かつ簡易的に前に結合された延長視野画像に新たに捕捉された画像を位置合わ
せする能力である。交差補正探索、ブロックマッチングアルゴリズム、最大の明
るさに対する調整、その他を含む、一の画像と他の画像の変位を見積もりするこ
とによる画像の位置合わせをする多くの技術が利用できる。これらの技術が採る
アルゴリズムは、１次オーダーでグローバルトランスフォーメーション（平行移
動及び／又は回転）又は、未加工で膨大な変位に基づく高次のオーダーの複雑な
処理であるだろう。しかし、これらの技術のたいていは、計算的に膨大であり、
多大な量のピクセルデータの甚だしい処理を必要とする。したがって、延長視野
の超音波表示を作成するために連続する画像を位置合わせする効果的で信頼性の
高い技術を利用することが望ましいであろう。
【０００６】 まず、図１を参照すると、延長視野画像を作成するためのアレイ変換器を走査
するための技術が示されている。電子式走査アレイ変換器１２を備えた超音波ス
キャンヘッド１０が、患者のスキンライン９４と関連して示されている。この例
では、臨床医は、血管９０，９２，９３の長さを走査し、延長視野画像に血管を
表示することを望んでいる。図面が示すように、分岐９６の狭い範囲だけが、ア
レイ変換器１２のアパーチャの直接的な下にあり、単一の従来の画像において表
示されうる。血管の長さを走査するために、臨床医は、アレイ変換器及び画像平
面の長手方向の軸と平行である方向１４に走査ヘッドをスライドさせる。走査ヘ
ッドを方向１４に移動させたとき、連続的な平面の画像（以下、画像単位と称す
）が捕捉され、方向１４に前の画像から少しずつ（スキャンヘッドの動作速度及
び画像捕捉速度の機能に合わせて）各々移しかえられていく。血管の延長視野画
像の合成を作成するため、連続する画像単位間の変位が算出され、その変位に基
づいて画像が位置合わせされ、結合される。
【０００７】 理想的には、スキャンヘッドは、個々の画像単位が前に捕捉された画像に相対
的に横方向に引き伸ばされ、又は、圧縮されないので、画像が捕捉されている間
は、一定の速度で移動されることが望ましい。更に、スキャンヘッドは、各画像
単位から次の画像単位への大きな相関のため、一平面内で移動されるのことが望
ましい。しかし、不規則な人体の表面を手動によって走査するため、これらの望
ましい条件のいずれか又は双方から逸脱することがよくある。下記のように、本
発明は、より望ましくない手動走査の影響の解決方法をもたらす。
【０００８】 本発明の原理によって、延長視野画像を作成する超音波診断画像システムが、
図２に示されている。スキャンヘッド１０は、連続的に捕捉された画像Ｆｎ−４ −Ｆｎの平面の方向１４に移動している。捕捉された画像Ｆｎ−４−Ｆｎは、そ
れらの空間的な重なり合いが認識されうるため、本図において透明に示されてい
る。この順番で捕捉される最初の画像は、画像フレームＦｎ−４で、最後に捕捉
される画像は、アレイ変換器１２のアパーチャと整列されて示されている画像フ
レームＦｎである。各捕捉された画像フレームのエコーは、光線形成体２０によ
って光線に形成される。コーヒレントなエコーは、その後、信号プロセッサ２２
によって処理され、スキャンコンバータ２４によってそれぞれの超音波画像に配
列される。従来のリアルタイムの画像を形成するため、各画像は、ビデオプロセ
ッサ２６に連結され、画像表示体３０上に表示される。
【０００９】 本発明の原理に従うと、各画像は、延長視野画像プロセッサ４０に連結される
。延長視野画像プロセッサは、見積もられた（プレスキャンコンバートされた）
データの画像又は表示されたデータ（スキャンコンバートされたピクセルデータ
）の画像のどちらかを扱っても良いが、延長視野モードの作動中に捕捉された新
たな各画像を受け入れ、以下でより十分に説明される方法で、新たな画像と前に
捕捉された延長表示域の画像の画像単位との間の変位を算出する。延長視野画像
プロセッサは、以下に説明するように、前に補足された画像単位と位置合わせさ
れた新たな画像を延長視野イメージメモリ４２に記録する。延長視野画像が新た
な画像データの追加によって延長される毎に、延長イメージメモリ４２内に記憶
された延長視野画像データが、メモリから抽出され、表示体上で見るためのビデ
オプロセッサ２６に連結された新たな延長視野画像を形成するため、コンバイナ
ー４４によって結合される。
【００１０】 図３ａ−３ｄは、複数の離れた画像単位が位置合わせされ、結合して１個の延
長視野画像になるように画像間の変位を算出する本発明による好ましい技術を示
す。位置合わせされるべき２個の画像は、新たに捕捉された画像単位、及び、前
に形成された延長視野画像であり得る。本発明の好ましい実施例では、新たに捕
捉された画像単位は、前に捕捉された画像単位と位置合わせされる。最初のステ
ップは、各画像を異なるレベルの解像度の画像のセットに処理することである。
初期の画像は、セットの中で最も高い解像度を有し、セットに追加される各画像
は、順次より粗い解像度を呈する。図３ａ−３ｄには、そのような４個の画像の
セットが示され、画像３２は受信画像単位で、他の画像３４，３６，３８は、順
次粗い解像度を有する。画像３４，３６、及び３８は、様々な方法によって作成
されうる。画像３４，３６、及び３８は、画像３２を順次より低いカットオフ周
波数で低周波通過型フィルタに通過させることによって生成されうる。画像３４
，３６、及び３８は、画像３２のデータの連続的なダウンサンプリング及び／又
は、打切りによって作成されうる。図３ａ−３ｄが示すように、順次より粗い解
像度の各画像は、画像の中で重要度のより高くなる画像の特徴部のみをはっきり
と示す。例えば、画像３２において、高く解像されたミトン状の形状の組織５０
は、図３ｂのより低い解像度の画像３４における同一組織５２よりも詳細をはっ
きりと表していない。同じ組織５４の更に高いレベルの詳細部だけが、図３ｃの
より低い解像度の画像３４内に表され、同じ組織の最も高いレベルのアウトライ
ン５６だけが、図３ｄの最も低い解像度の画像３８内に表されている。解像度の
レベルを区分する方法の１つは、現画像３２の解像度の半分で画像３４を、現画
像３４の解像度の半分で画像３６を、及び、現画像３６の解像度の半分で画像３
８を作成することである。
【００１１】 処理における次のステップでは、２個の画像単位からの最も低い解像度の画像
３８が、２個の画像間の空間的な変位を確認するためにそれぞれ比較される。好
ましい実施例においては、画像内の１つの点周りの小さい領域のみが比較のため
に用いられうる。点は、画像内の主要な特徴部の位置、又は、画像の中心のよう
な任意の点でありうる。比較を実行するに適した領域は、図３ｄにおいて“＋”
の記号によって示された点回りの８個のピクセル領域６０の８個のピクセルであ
る。２個の画像の領域６０は、領域内の粗く定義された特徴部が最も緊密に調和
する整列がされるように様々な方法で整列される。それらの整列を実行する秩序
的な方法は、各画像内の＋点回りのピクセルの残差の絶対和（ＳＡＤ）の探索を
、最適な適合を示す最小のＳＡＤを決定するため実行することである。ＳＡＤ探
索は、アルゴリズムによって比較を実行することによってピクセルＰを比較する
。
【００１２】
【数１】 ここで、Ｐｎは、新たに捕捉された画像のピクセル、Ｐ０は、前の（古い）画像
のピクセル、ｘ及びｙは、計算が実行される基になるパラメータ、及び、Ｘ及び
Ｙは、ピクセル領域内の一般的には領域の中心である特徴部の参考座標である。
アルゴリズムは、最小のＳＡＤ（Ｘ，Ｙ，ｄｘ，ｄｙ）が見つかるまで整列用の
変分ｄｘ，ｄｙに対して反復される。ＳＡＤ探索が実行されるとき、境界条件は
、結果が真の最小値であるのか又は単なる特異値であるのかを確認するために常
にチェックされる。例えば、一の領域の中心点＋が、探索領域のエッジと整列さ
れた時に生じる最小のＳＡＤは、無視されるであろう。最小のＳＡＤ値は、絶対
値及びパーセント値の双方の点における妥当性のため、閾値に対して比較される
。各ＳＡＤ計算は、変位のパラメータが０に設定される変分なしの条件に対する
比較を含む。比較される画像は、最も粗い解像度のレベルであるので、画像の最
も重要な特徴部だけがデータセット内に存在し、処理の結果、それらの重要な画
像の特徴部の最も緊密な整列がもたらされるはずである。
【００１３】 最小のＳＡＤ値が、２個のピクセル領域に対して見つけられると、パラメータ
の見積もりは、グラジエント探索アルゴリズムによって精密化される。このアル
ゴリズムは、最小のＳＡＤを算出するために使用される変位パラメータ値（ｘ，
ｙ，θ）の各々における微小な変分を関数として、ＳＡＤ値の差異を算出する。
変分の結果、ＳＡＤ値が改善された場合、変位パラメータは精密化されたパラメ
ータを用いて置き換えられる。精密化の処理は、より細かさを増していく変分を
もって、何回も反復して繰り返されうる。
【００１４】 次のステップでは、次に解像度が高いレベルの新しい画像及び古い画像につい
ての同様の比較がなされる。このとき、比較は、図３ｃの小さい領域６０，６２
によって示されたようなより多数の個数の小さな画像領域を用いることによって
される。領域が周囲に位置する＋点は、任意的に選択されるが、好ましくは、認
定された画像の特徴部を含むように選択される。図３ｃでは、領域６０の位置は
、任意的に選択されており、一方、領域６２は、画像組織５４の特徴部上に位置
するように定義されている。再度、対応するピクセル領域のＳＡＤ探索のような
秩序的な比較が実行される。好ましくは、第２及び次のレベルの解像度に対する
整列の解析は、前のレベルの解析から導出された変位測定によって決定されるよ
うに初期的に整列された（前もって写像した）２個の画像からはじめる。前のレ
ベルの変位パラメータを適用する前に、解像度の違いによってあるレベルからそ
の次のレベルまでのピクセルの大きさ及び／又は密度に差異がありうるので、パ
ラメータを増減する必要がある場合もある。
【００１５】 複数の小さなピクセル領域６０，６２が最小ＳＡＤのため解析される第２及び
その次の解像度のレベルにおいては、所定の数の領域は、前の変位パラメータ値
が新たなものに置き換えられる前に、妥当な最小のＳＡＤ値を生じなければなら
ない。例えば、第２レベルの解像度の４個の領域６０，６２中の少なくとも３個
の比較によって妥当な最小ＳＡＤが生じる場合、３又は４個の結果が、統計され
、新たな変位のパラメータとして用いられる。３個以下の領域で妥当な最小ＳＡ
Ｄが生じる場合、結果は捨てられ、前の解像度のレベルでの画像の比較のパラメ
ータは、好ましい変位パラメータとして保有される。再度、境界条件は、特異な
点がレジスターパラメータ値として用いられないようにチェックされる。
【００１６】 ２個のより高い解像度の画像セット３４，３２についての更なる２個の位置合
わせ解析が、同一の処理によって実行される。好ましくは、更に高い解像度のレ
ベルにおける解析は、より多数の個数の比較するピクセル領域によって実行され
る。例えば、各ピクセル領域が好ましくは画像の重要な特徴部に一致するように
選択された１６個までの領域６０，６２は、画像３４，３２を伴う比較に用いら
れうる。特徴部は、正確及びロバストに一致されうる、点や角のような構造を含
む画像の範囲として定義される。これらの比較によってより良いパラメータ値が
生じる場合は、新たな変位パラメータ値が用いられる。より良いパラメータが見
つからない場合は、前の結果が変位パラメータとして保有される。グラジエント
精密化処理は、多数の特徴部又は異なる画像の位置で任意的に選択された点を用
い、改善された最小ＳＡＤの全体値の結果を生じる変位パラメータを保有するこ
とによって、より高い解像度のレベルで適用されうる。これらの精密化されたパ
ラメータは、延長視野画像の前の画像単位と新たな画像単位を整列させるために
用いられる。新たな画像単位は、図５−７と連係しながら以下で説明するように
、ヒストリーバッファー内の前の画像に追加される。
【００１７】 画像の変位を測定する先行技術は、一般的に計算的に膨大である。米国特許第
5,566,674号で示された技術は、例えば、高い解像度の画像全体のピクセル領域
の全てについて計算を実行するものである。本発明の技術は、各画像の少数の小
さく分離した領域のみを比較することに依存し、そのような膨大な処理を必要と
しない。改善された精度及びロバストは、盲目的に全ての画像の全てのデータを
処理することよりもむしろ、より少ない局所的な最小値を生成する傾向にある同
一画像の複数の解像度のレベルの用いること、及び、特徴部に基づく比較を用い
ることによって提供される。このことは、図４ａ−４ｃのＳＡＤ特性によって示
される。
【００１８】 複数の小さなピクセル領域を整列解析用に用いることによって、弾性的に可変
の画像の正確な整列が可能になる。例えば、画像単位は、走査中のスキャンヘッ
ドの移動速度の変化が原因で、前の画像と相対的に横方向に引き伸ばされ、又は
、圧縮される場合がある。画像内での画像の変形は、心臓のような、走査されて
いる組織の動きによって生じうる。スキャンヘッドの動きが増加すると、新たな
画像は、前の画像と関連して引き伸ばされ、動きが減少した場合は、相対的に圧
縮されうる。弾性の度合いは、スキャンヘッドの動きと画像の走査線が移動する
方向的な順位の双方の関数である。複数の区分された画像領域６０，６２におい
て最小のＳＡＤを算出することによって、古い画像及び新たな画像の区分された
部分が、別々に整列されうる。中間的な画像領域に対するレジスターパラメータ
は、特定の領域６０、６２に対して計算されたパラメータに比例して増減されう
る。このようにして、弾性的な変形のエラーは、打破され、位置合わせ処理から
排除されうる。
【００１９】 図４ａは、最大の解像度の画像３２に対する典型的なＳＡＤ特性１００を示し
、整列パラメータに対する完全なＳＡＤ特性の計算及びプロットから得られる。
本発明の構成された実施例では、プロセッサ４０が最小のＳＡＤ点１０８を特定
しようとするとき、ＳＡＤ特性の少数の点のみが計算され、比較される。高い解
像度の画像３２の高い空間的な周波数の含有によって、ＳＡＤ特性は、全体の最
小値１０８に加えて局所的な最小値の点１０４，１０６を示す傾向にある。これ
は例えば、斑点のような画像の人為構造の整列によるものでありうる。このよう
に、ＳＡＤ解析は、特性全体の最小値１０８よりも、むしろ局所的な最小値１０
４に近づく点１０２の証明を導きうる。
【００２０】 しかし、異なる画像解像度のレベルを用いることは、粗い解像度のレベルの画
像のＳＡＤ特性が更に低い空間的な周波数の含有を示す原因となる。追加的に、
これらのより低い解像度の範囲のＳＡＤ特性は、図４ｂのＳＡＤ特性１１０によ
って示され、高い解像度のＳＡＤ特性の局所的な最小値はスムーズ化されている
。このように、初期の最小ＳＡＤ点の見積もりは点１１２で、他の局所的な最小
値よりも特性全体の最小値１０８に近づいてくる。初期の前もった写像、グラジ
ェント精密化処理、及び、高い解像度での反復ＳＡＤ計算によって、初期の最小
ＳＡＤ点の見積もり１１４から反復的に点１１６及び１１８に進み、図４ｃに示
すように、望ましい最小ＳＡＤ点１０８の目標に向かって進むことになる。
【００２１】 新たな画像単位を延長視野の連なりの前画像と整列するのに必要な変位が知ら
れているとき、新たな画像単位は、延長視野画像を作成するために他と結合され
うる。この１つの方法として、前に捕捉された画像単位から形成された単一の延
長視野画像が記憶されている延長視野画像バッファー４２を使用することである
。新たな画像は、表示用の新たな延長視野画像を作成するため、一般的な重み付
け又は平均化の手法を介して、バッファー内の延長視野画像に追加される。一度
、新たな画像単位が延長視野画像に追加されると、新たな画像単位は、延長視野
画像の中に混合され、その主要な部分になるため、区別して識別されえない。本
発明の更なる局面によると、個々の画像単位のピクセルを継続して区分的に識別
できるヒストリーバッファーをイメージメモリ４２に用いることが好ましい。図
６は、好ましいヒストリーバッファー１３０の構成を示す。上面１３２上に示さ
れたヒストリーバッファー１３０のｘｙ座標は、表示された延長視野画像の最大
視野に一致する。ヒストリーバッファーの縦列の深さｚは、延長視野画像を形成
するために位置合わせされ、結合されうる、異なる画像単位のピクセルの最大数
である。図示された実施例では、ヒストリーバッファーは、描写１３２によって
示された６個のピクセル深さを示している。構成された実施例では、ヒストリー
バッファーは、８から１６個のピクセル深さである。
【００２２】 図５ａでは、延長視野画像に対する初期の画像単位として捕捉された３個の典
型的な画像単位Ａ、Ｂ、Ｃが示されている。画像Ａは、スキャンヘッドが左から
右に画像Ａ、Ｂ、Ｃを順番に捕捉するために移動しているときに、最初に捕捉さ
れる。画像Ａは、最初にヒストリーバッファー１３０内に格納され、図６に示す
ようにバッファーの左端に整列される。スキャンヘッドが右から左に移動する場
合は、最初の画像Ａは、延長視野画像がこの例で示すように左から右に代わって
、右から左に延長されうるように、バッファーの右側に整列される。画像Ａがヒ
ストリーバッファー内に格納されたとき、図７ａに示すように、ｘｙ座標の下方
のピクセル記憶領域（深さｚ）は画像Ａのピクセル値で完全に満たされる。図７
ａ−７ｃは、図６の矢印７と７間の平面１４０内のヒストリーバッファーの断面
を示す。ヒストリーバッファーの残されたピクセル記憶領域は、このときの妥当
な値に設定され続ける。
【００２３】 画像Ｂが次に捕捉され、上述のように画像Ａと整列される。画像Ｂは、ｘｙ座
標における画像Ａに対して整列された位置でヒストリーバッファー内に格納され
る。画像Ｂが画像Ａと重なり合う場所では、画像Ａのピクセルは、図７ｂに示す
ように、上層のピクセルは画像Ｂのピクセルによって占拠され、残こりは、画像
Ａのピクセルによって占拠されたままとなるように、１個のピクセル深さ分“押
し下げ”られる。画像Ｂが画像Ａと重なり合わない領域では、ピクセルの最大深
さを画像Ｂのピクセル値によって満たされる。
【００２４】 画像Ｃが捕捉され、画像Ｂと整列されるとき、図７ｃに示された押し下げ処理
が繰り返される。矢印１４２によって示された３個の全ての画像が重なり合う縦
列では、一番上のピクセルは画像Ｃからで、次に下のピクセルは画像Ｂからで、
残りのピクセル深さは、画像Ａのピクセルによって満たされている。画像Ｂ及び
画像Ｃが重なり合う画像領域では、縦列の一番上のピクセルは画像Ｃのピクセル
で、その下のピクセルは画像Ｂピクセルである。
【００２５】 この処理は、延長視野画像を延長するために追加の画像単位が捕捉されたとき
、継続する。ヒストリーバッファーの有限の深さは、本例では６ピクセルである
が、どのピクセル位置においても重なり合うことができる画像の数を最新の６個
の重なり合う画像に制限する。その位置でのより古い画像のピクセルは、ＦＩＦ
Ｏ（先入れ先出し）バッファーとして作動するバッファーの底から“押し下げ”
られる。これは、無限の数の重なり合う画像を共に混合する延長視野画像に新た
な画像単位を単に追加する上述した技術と類似しない。ヒストリーバッファーの
有限の制限は、ヒストリーバッファーのオーバーレイの古い画像は，ＦＩＦＯの
押出し処理によって除かれるので、単に延長視野画像を繰り返して混合する技術
と比較してくもった画像を低減するという効果をもたらす。画像単位が延長視野
画像の中に混同され、区別して認識されない場合には、各画像単位が記憶されそ
の位置が延長視野画像から連続的に削除するために把握されていない限り、不可
能である。さらに、ヒストリーバッファーは、走査中に走査方向を逆にさせるこ
とを簡単に許容する。その他の利点は、画像単位を結合して延長視野画像にする
アルゴリズムは、変更可能であること、及び、異なるアルゴリズムが同じ延長視
野画像セットに適用されうることである。
【００２６】 ヒストリーバッファーに新たな画像が追加される毎に、結合アルゴリズムは、
ヒストリーバッファー内のピクセルの各縦列から延長視野画像のピクセルを形成
するためにピクセルデータに適用される。ｘｙ座標で最初に捕捉された画像のピ
クセルによる縦列全体の初期の充填は、初期画像を支持するピクセルデータの重
み付けを果たすことがわかる。そのような重み付けが望ましくない場合は、ヒス
トリーバッファーの縦列は１ピクセル深さのみ充填され、又はその他の所望の深
さの重み付けによることができ得る。結合アルゴリズムは、平均、又はメディア
ンフィルタリング処理、又は、他の線形又は非線形のフィルタリング関数（ＦＩ
Ｒ，ＩＩＲ，静的、条件付き、又は適応）が、自動的に、又は適応的に選択され
、又はユザーによって選択され、各縦列でのピクセルデータの合計をもたらす。
画像単位Ａ、Ｂ、Ｃに対する延長視野画像は、図５ｂのアウトライン１２０によ
って示されるように明らかになるであろう。
【００２７】 本発明の更なる側面においては、ヒストリーバッファーの深さｚは、可変であ
る。画像条件に反応して適応的に可変であるのが望ましい。例えば、ヒストリー
バッファーは、画像の捕捉の開始時にはｚ（ＦＩＦＯ）方向に６又は８個のピク
セル深さでよい。しかし、ユーザが所望の走査線から逸脱し、走査される組織を
見失うかもしれない。ユーザは、同時に係属中の出願系統番号［ＡＴＬ−２０５
］、タイトル名“EXTENDED FIELD OF VIEW ULTRASAONIC DIAGNOSTIC IMAGING WI
TH IMAGE REACQUISITION”に説明されているように、延長視野画像に所望の組織
を再捕捉するために走査経路を再トレースすることができる。走査方向の変化は
、位置合わせパラメータの変化によって示される。この変化に反応し、ヒストリ
ーバッファー１３０の深さｚは、ユーザが所望の走査平面を再捕捉しようとして
いるとき、新たな画像単位がより速く延長視野画像を支配できるように自動的に
低減されうる。新たに細くされた画像単位が記憶されているヒストリーバッファ
ーの活性領域のみの深さを低減することは可能であり、ヒストリーバッファーの
前に充填された部分は、元の深さのままである。
【００２８】 或いは、この適応的処理は、コンバイナー４４によって実行されるアルゴリズ
ムの適応性のある変化によって履行される。通常の走査中、コンバイナー４４は
、延長視野画像の情報に対してヒストリーバッファーの最大深さｚ上の画像デー
タを抽出する。血管又は臓器に沿って所望の走査経路を再捕捉するためスキャン
ヘッドの動作が逆になるとき、コンバイナーのアルゴリズムは、ヒストリーバッ
ファーのより浅い深さｚ上の画像のみが抽出され、逆のスキャンヘッド動作によ
って画像単位が捕捉される延長視野画像のセクションを形成するために用いられ
るように調整される。
【００２９】 本発明の好ましい実施例では、延長視野画像において画像単位の全ては用いら
れず、図８ａ及び８ｂに示すように、画像単位の中心部分だけが用いられる。図
８ａは、新たな画像単位８２によって延長された延長視野画像８０を示す。新た
な画像単位８２の全体は、新たな画像８２上の括弧７０によって描写されたよう
に、アレイ変換器の全てのアパーチャによって得られたものである。しかし、括
弧７２の上方にあり、画像全体の幅の略２０％のみを含む部分である、新たな画
像８２の中心部分だけが、延長視野画像８０に追加される。このパーセンテージ
は、画像の捕捉又は表示フレームの速度のような走査パラメータに依存して調整
されうる。新たな画像８２の中心部分は、画像が一般的に最も良好な合焦状態で
ある、アパーチャの中心によって形成される。中心部分は、平衡アパーチャによ
って形成され、直接的に前に向かっており（位相アレイの場合）、人体と解剖学
的に最も一致する可能性が最も高いだろう。さらに、画像の中心部分は、最も解
像度の高い領域である可能性が高いため、新たな画像単位の中心領域だけが、前
に形成された延長視野画像に結合される。画像単位８２の中心の画像領域が追加
された結果の延長視野画像が図８ｂに示される。
【００３０】 グレースケールのＢモードの画像に加えて、たいていの超音波システムは、組
織及び液体の動作及び流動をカラーで表示する画像を作成する。カラーチャート
イメージング、ドップラーパワーイメージング、パワーモーションイメージング
、及び、組織ドップラーイメージングは、単独又はＢモードの組織画像データと
結合して動作や流動がイメージングされるモードである。本発明の更なる局面に
よると、２個の延長イメージメモリ４２は、これらの複合モードの延長視野画像
に対して用いられる。好ましくは、２個のヒストリーバッファー１３０が用いら
れ、第１には、Ｂモードの画像情報が位置合わせされ、格納され、第２には、流
動や動作に一致した画像情報が位置合わせされ、格納される。２個のバッファー
を用いることによって、２個のバッファーの画像単位を結合して単一の延長視野
画像するための異なる技術を用いることの柔軟性が得られる。１つのアプローチ
では、結合アルゴリズムが最初に、一のヒストリーバッファーのデータからＢモ
ードの延長視野画像を、他のヒストリーバッファーのデータからカラーの延長視
野画像を作成する。これらの延長視野画像は、交互に表示され又は同時にビュー
スクリーンの異なる領域に表示されうる。或いは、２個のバッファーからの画像
単位が結合して、直接的に画像データの分布に基づいた延長視野画像になりうる
。合成の延長視野画像のため、結合アルゴリズムは、Ｂモード及びカラーデータ
を結合して単一の延長視野画像にさせうる。２個のバッファーのデータは、一の
延長視野のピクセルにおいて両方のタイプのデータが利用できる場合に優位的に
Ｂモードのデータを用いることによって、カラーデータが所定の閾値を越えたと
きに優位的にカラーデータを用いることによって、又は、両方のデータタイプの
特性によって決定される色相又は色彩を有するピクセルを形成するために双方を
混合させることによって結合される。
【００３１】 ヒストリーバッファー１３０内の画像単位の区分された識別を保有することに
よって、定量化されうる、選択された特徴を呈しうる延長視野画像を作成するこ
とができる。例えば、画像単位は、動脈血の流動の鼓動を表す血管又は臓器から
捕獲され記憶されうる。画像の系列は、各画像単位が捕捉される心臓のサイクル
の位相を記録するために用いられる、心臓サイクルの心電図の波形に連係しなが
ら捕捉されうる。画像単位又はピクセルは、フレーム捕捉された心臓のサイクル
の位相を付加されうる。完全に系列が捕捉された後、又は、捕捉中、コンバイナ
ー４４は、心臓サイクルの特定のポイントにおいて表れる血管や臓器の延長視野
画像を作成するために結合された、心臓サイクルの特定の位相の画像データのみ
を抽出するアルゴリズムを実行することができる。例えば、作業者は、心電図の
波形の特定のポイントを指示すべくスクリーン上にカーソルを移動するトラック
ボール又はその他のコントローラーを操ることができる。この指示に反応して、
コンバイナー４４は、指示された心臓の位相において捕捉された画像から組織の
延長視野画像を作成する。
【００３２】 心電図の波形は、望む場合には、捕捉中に画像単位を選択的にゲートするため
にも用いられうる。作業者がゆっくりと血管や臓器を走査している間、画像単位
は、作業者によって前もって選択された心臓サイクルの特定の位相のみで捕捉さ
れる。心電図の波形は、所望の心臓の位相の発生時間を確認するために用いられ
る。ヒストリーバッファーは、このように、連続の心臓サイクルの選択された位
相のみで捕捉された画像単位であって、位置合わせされ、ヒストリーバッファー
内に記憶され、延長視野に画像を作成するためにコンバイナー４４によって抽出
される画像単位を含むだろう。
【図面の簡単な説明】
【図１】 延長視野画像を作成するスキャンアレイ変換器の技術を示す図である。
【図２】 本発明の原理によって構成された、延長視野超音波診断画像システムを示す図
である。
【図３ａ】 異なるレベルの解像度を表示した画像セットを使用して、画像の位置合わせを
示す図である。
【図３ｂ】 異なるレベルの解像度を表示した画像セットを使用して、画像の位置合わせを
示す図である。
【図３ｃ】 異なるレベルの解像度を表示した画像セットを使用して、画像の位置合わせを
示す図である。
【図３ｄ】 異なるレベルの解像度を表示した画像セットを使用して、画像の位置合わせを
示す図である。
【図４ａ】 異なるレベルの解像度の画像に対するＳＡＤ特性を示す図である。
【図４ｂ】 異なるレベルの解像度の画像に対するＳＡＤ特性を示す図である。
【図４ｃ】 異なるレベルの解像度の画像に対するＳＡＤ特性を示す図である。
【図５ａ】 延長視野画像を形成する３個の重なり合う画像単位を示す図である。
【図５ｂ】 延長視野画像を形成する３個の重なり合う画像単位を示す図である。
【図６】 延長視野ヒストリーバッファーの構成を表した図である。
【図７ａ】 連続的な画像単位が、図６のヒストリーバッファーに形成される方法を示す図
である。
【図７ｂ】 連続的な画像単位が、図６のヒストリーバッファーに形成される方法を示す図
である。
【図７ｃ】 連続的な画像単位が、図６のヒストリーバッファーに形成される方法を示す図
である。
【図８ａ】 連続的な超音波画像単位の中心の位置からの延長視野超音波画像の組合せを示
す図である。
【図８ｂ】 連続的な超音波画像単位の中心の位置からの延長視野超音波画像の組合せを示
す図である。
【図９ａ】 走査方向を逆にすることによって延長視野画像内に血管の再捕捉を示す図であ
る。
【図９ｂ】 走査方向を逆にすることによって延長視野画像内に血管の再捕捉を示す図であ
る。
【図９ｃ】 走査方向を逆にすることによって延長視野画像内に血管の再捕捉を示す図であ
る。
【図９ｄ】 走査方向を逆にすることによって延長視野画像内に血管の再捕捉を示す図であ
る。
【図９ｅ】 走査方向を逆にすることによって延長視野画像内に血管の再捕捉を示す図であ
る。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 オルソン，ラーズ ジェイ オランダ国，5656 アーアー アインドー フェン，プロフ・ホルストラーン ６ (72)発明者 ピーターソン，ロイ ビー オランダ国，5656 アーアー アインドー フェン，プロフ・ホルストラーン ６ Ｆターム(参考） 4C301 AA02 BB05 BB13 CC01 DD06 DD30 EE10 EE13 GB02 JB35 JB38 JC14 JC20 KK07 KK24 LL03 LL04 LL08 5B057 AA07 BA05 CA02 CA08 CA12 CA16 CB02 CB08 CB12 CB16 CC01 CD02 CD03 CD05 CE05 CE06 CE08 CE11 DA07 DB02 DB05 DB09 DC32 DC36

Claims (24)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 視野が延長された延長視野画像を形成するために結合される
    複数の部分的に重なり合う画像単位を捕捉する延長視野超音波イメージングシス
    テムであって、 画像単位のソースと、 該ソースに連結された、延長視野画像を形成するため結合される画像単位を記
    憶するための、延長視野画像の視野領域に対応する第１、第２の座標、及び、該
    延長視野画像の点で結合される画像単位の数に対応する第３の座標を有するイメ
    ージメモリと、 該イメージメモリに連結された、延長視野画像を形成するため画像単位を結合
    するコンバイナーとを含む、延長視野超音波イメージングシステム。
  2. 【請求項２】 該第３の座標は、該延長視野画像の各ピクセル位置において
    ＦＩＦＯメモリから成る、請求項１記載の延長視野超音波イメージングシステム
    。
  3. 【請求項３】 ＦＩＦＯメモリに記憶される第１の画像単位は、該画像単位
    のピクセル値でＦＩＦＯメモリを完全に満たす、請求項２記載の延長視野超音波
    イメージングシステム。
  4. 【請求項４】 該コンバイナーは、各ＦＩＦＯメモリの画像データを結合す
    ることによって延長視野画像を形成する、請求項２記載の延長視野超音波イメー
    ジングシステム。
  5. 【請求項５】 延長視野画像のための画像単位捕捉中に該メモリに記憶され
    る第１の画像単位は、第１及び第２の座標の一の参考位置から始まって記憶され
    る、請求項１記載の延長視野超音波イメージングシステム。
  6. 【請求項６】 第３の座標のパラメータは、適応的に調整される、請求項１
    記載の延長視野超音波イメージングシステム。
  7. 【請求項７】 該イメージメモリに連結された、２個の超音波画像の空間的
    な位置合わせのためのレジスタープロセッサを更に含み、 上記第１の画像単位後の各新たな画像単位は、前の画像単位と位置合わせされ
    る該メモリの位置に格納される、請求項１記載の延長視野超音波イメージングシ
    ステム。
  8. 【請求項８】 該ソースは、組織構造データ及び流動又は動作データの双方
    を含む画像単位を供給し、該イメージメモリは、組織構造データを記憶し、 該ソースに連結された、延長視野画像を形成するため結合される流動又は動作
    の画像単位を記憶するための、延長視野画像の視野領域に対応する第１、第２の
    座標、及び、該延長視野画像の点で結合される画像単位の数に対応する第３の座
    標を有する第２イメージメモリを更に含む、請求項１記載の延長視野超音波イメ
    ージングシステム。
  9. 【請求項９】 該コンバイナーは、流動又は動作の延長視野画像を形成する
    ため該第２イメージメモリからの画像単位データを結合するため該第２イメージ
    メモリに連結された、請求項８記載の延長視野超音波イメージングシステム。
  10. 【請求項１０】 組織構造の延長視野画像を流動又は動作の延長視野画像と
    結合する結合手段を更に含む、請求項９記載の延長視野超音波イメージングシス
    テム。
  11. 【請求項１１】 該結合手段は、組織構造の画像データを流動又は動作の画
    像データと重ね合わせ又は混合によって結合する、請求項１０記載の延長視野超
    音波イメージングシステム。
  12. 【請求項１２】 部分的に重なり合う画像単位の系列を捕捉するステップと
    、 空間的に位置合わせされた該画像単位を結合されない状態で、押し下げメモリ
    に記憶するステップと、 延長視野画像を形成するため該メモリに記憶された画像単位を結合するステッ
    プとを含む、延長視野の超音波画像を形成するための方法。
  13. 【請求項１３】 押し下げメモリは、該延長視野画像の点で重ね合わせされ
    うる画像単位の個数Ｎに一致した押し下げ深さを有し、 重ね合わせされた画像単位の数が点でＮを超える原因となる該押し下げメモリ
    への画像単位の格納によって、該点で最も古い画像データが削除される、請求項
    １２記載の方法。
  14. 【請求項１４】 連続して捕捉される画像単位を空間的に位置合わせするス
    テップを更に含む、請求項１２記載の方法。
  15. 【請求項１５】 延長視野画像を形成するために結合される複数の部分的に
    重なり合う画像単位を捕捉する延長視野超音波イメージングシステムであって、 画像単位のソースと、 該ソースに連結された、延長視野画像を形成するため結合される位置合わせさ
    れた画像単位を分離して記憶するためのイメージメモリと、 該メモリに連結された、該イメージメモリから画像単位データを抽出し、延長
    視野画像を形成するため結合アルゴリズムによって該画像単位データを結合する
    コンバイナーとを含む、延長視野超音波イメージングシステム。
  16. 【請求項１６】 該コンバイナーは、複数の事前に選択されたアルゴリズム
    の一によって該画像単位を結合する、請求項１５記載の延長視野超音波イメージ
    ングシステム。
  17. 【請求項１７】 該アルゴリズムは、適応的に選択される、請求項１６記載
    の延長視野超音波イメージングシステム。
  18. 【請求項１８】 該アルゴリズムは、該画像単位を線形及び非線形フィルタ
    処理の一によって結合される、請求項１６記載の延長視野超音波イメージングシ
    ステム。
  19. 【請求項１９】 該アルゴリズムは、該画像単位を、平均、メディアンフィ
    ルタ、ＦＩＲ、ＩＩＲ、条件付き、又は、適応処理の一によって結合する、請求
    項１８記載の延長視野超音波イメージングシステム。
  20. 【請求項２０】 生理学上のデータのソースを更に含み、 該延長視野画像は、該生理学上のデータに関連して作成される、請求項１５記
    載の延長視野超音波イメージングシステム。
  21. 【請求項２１】 該生理学上のデータは、該延長視野画像と共に表示される
    、請求項２０記載の延長視野超音波イメージングシステム。
  22. 【請求項２２】 該コンバイナーは、該延長視野画像の作成のため該生理学
    上のデータに反応する、請求項２０記載の延長視野超音波イメージングシステム
    。
  23. 【請求項２３】 該生理学上のデータは、心臓のサイクルを含み、該コンバ
    イナーは、心臓のサイクルの特定の位相で組織の延長視野画像を形成する、請求
    項２２記載の延長視野超音波イメージングシステム。
  24. 【請求項２４】 該イメージメモリは、選択された画像単位の記憶のため該
    生理学上のデータと選択された関係にある画像単位データに反応する、請求項２
    ０記載の延長視野超音波イメージングシステム。
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