JP2005521501A - 画像シーケンスから画像を決定する方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、動いている対象物の画像シーケンスであって、動きの状態のシーケンスとして対象物の動きを表す画像シーケンスからの基準画像に対する対応する画像を決定する方法に関する。この目的のために、関連する動きの進行を表す２つの動き信号が類似性について調べられる。得られた類似性関数を用いて、基準画像において表される少なくとも略対象物の動きの状態を表す、画像シーケンスにおける画像を決定することができる。更に、本発明は、この方法を実行するために適切なシステム、データ処理ユニットがこの方法を実行することを可能にするコンピュータプログラム及びコンピュータプログラムプロダクトに関する。

Description

本発明は、動いている対象物の画像シーケンスであって、動きの状態のシーケンスとして対象物の動きを表す画像シーケンスからの基準画像に対する対応する画像を決定する方法に関する。本発明は又、データ処理ユニットがその方法を実行することを可能にするコンピュータプログラムプロダクト及びコンピュータプログラムに対して同様にその方法が実行されることができる、システム及び検査装置に関する。

上記方法は、例えば、動きの状態の画像が画像シーケンスにおいて決定され、前記の動きの状態が又、対象物の第２の類似する状態の間に捕捉された基準画像において表されるどのような場合においても用いられる。対象物が動いている間に、各々の動きに対する動きの状態に合わせたシーケンスを表す信号が、逐次、決定される。この種の装置は、例えば、医療分野で周知である。米国特許第４，７２９，３７９号明細書において、鼓動している心臓の２つのＸ線画像シーケンスが捕捉された心臓検査のためのＸ線検査承知について開示されている。２つのシーケンスの１つの捕捉の間に、心臓の血管にコントラスト媒体が注入される。

次の段階の間に、２つのシーケンスは互いに即ち1つの画像は他の画像の後に減算され、それ故、コントラスト媒体で満たされた血管は、結果としての差分シーケンスにおけるバックグラウンドの最小量を用いて再生される。この目的のために、２つの画像シーケンスは、同じ動きの状態を表す画像が各々の画像シーケンスから減算されるような方法で、２つの画像シーケンスは互いに対して位置合わせされる必要がある。これは、心電図によりそれぞれの心電（ＥＣＧ）信号の捕捉により、即ち、２つの画像シーケンスの捕捉と同時に達成される。両方のＥＣＧにおいて、２つの連続するＲ歪みが決定される度に、２つのＥＣＧは互いに対して位置合わせされる。２つのＥＣＧにおける２つのＲ歪みの間の時間経過が異なる場合、この時間差は線形補完により補償され、それ故、２つの対応する画像シーケンスのＲ歪みの間で捕捉される画像は互いに関連付けられることができる。

１つの基準例のみが心臓周期に対して用いられるため、画像シーケンスは１つの瞬間のみに互いに位置合わせされ、それ故、一方で、全体的な心臓周期の期間に関し、他方で、心臓の動きの個々のセグメントの圧縮又は拡張に関して、２つのＥＣＧ信号の間の差が考慮される。このことは、差分シーケンスにおける不所望で厄介なアーチファクトを生じさせる。

従って、本発明の目的は、上記のようなシステムを改善することである。

この目的は、本発明に従って、第１動き信号及び第２動き信号により動いている対象物の画像シーケンスからの基準画像についての対応する画像を決定する方法であって、
− 第１動き信号及び第２動き信号は、対象物の第１動き及び第２動きの動きの状態に調子を合わせたそれぞれの変化を表し、
− 画像シーケンスは、動きの状態の画像のシーケンスとして対象物の第１動きを表し、
− 基準画像は第２対象物の動きから動きの状態を表し、対象物の第２動きの間の基準の瞬間において捕捉される、
方法であり、
ａ．第１動き信号及び第２動き信号の類似性比較としての類似性関数を決定する段階、
ｂ．その類似性関数により第1動き信号における対応瞬間を決定する段階であって、その対応瞬間は第２動き信号から基準画像の捕捉瞬間に対応する、段階、並びに
ｃ．第１動き信号を用いて、捕捉瞬間が少なくとも対応瞬間に略対応する画像シーケンスの画像を決定する段階、
を有する方法により達成される。

上記の方法は、基準画像についての対応する画像を決定する役割を果たし、対応する画像は、基準画像において表される、少なくとも動いている対象物の略その動きの状態を表す。対象物の第１動きから、各々の画像が対象物の動きの状態を表す画像シーケンスをここで捕捉する。次いで、画像の連続が、対象物の動きの動き画像シーケンスを表す。対象物が第２動きを実施している間に、基準画像は、対象物の第２動きの間に生じる動きの状態について捕捉される。動きについての動きの状態に調子をあわせて変化を表し又は特徴付ける動き信号が、第２動き及び第１動きから利用可能である。この種の信号は、例えば、関連する動きが生じる間に捕捉されることができるＥＣＧである。他の動き信号は、患者の呼吸の動きの間に、呼吸センサにより生成される信号である。

この方法の第１段階の間に、２つの動き信号は類似性を調べられる。これは、対象物が２つの瞬間において少なくとも略同じ動きの状態を仮定されるような方法において、他の動き信号の対応する瞬間を１つの動き信号のいずれの瞬間に対応付けるために用いられることができる類似性関数を与える。類似性関数を用いると、２つの動きにおいて、対象物がそれぞれの動きの間に略同じ動きの状態を仮定する２つの瞬間を決定することができる。動きの動き信号が互いに対して非線型に歪んでいるような領域に対して動きが異なるとき、既知の方法と反対に、本発明に従った方法は、評価について適切である結果を生成する。

この方法の第２段階の間に、第２動き信号の基準の瞬間に対応する第１動き信号における瞬間が決定される。この方法の第３段階において、捕捉瞬間が対応する瞬間に略対応する画像シーケンスの画像は、対応する画像として決定される。このようにして選択された対応する画像は、基準画像において表される、動いている対象の少なくとも略動きの状態を表す。画像シーケンスからの基準画像及び対応する画像が互いから減算されるとき、減算画像は、異なる動きの状態の２つの画像が互いから減算される事実によることが可能である非常に少しおんアーチファクトのみを示す。

請求項２に従って、類似性の比較を、既知の“動的タイムワーピング”方法により実行することができる。この方法は、類似性の比較の非常に速く、効率的な実行を可能にする。

対象物の動きが原理的に認識される場合、それ故、付加情報が、画像シーケンスの画像の捕捉の間に対象物により仮定された動きの状態に関して提供されることができる場合、人工的な中間的画像が、補間によりこれらの動きの状態に対して生成されることができる。例えば、呼吸の間に一部の組織により実行される動きは、動きモデルにより十分正確に表されることができる。請求項３に従って、基準画像の捕捉の間に、対象物により仮定された動きの状態を同様に表す画像を生成することが可能である。これは、画像シーケンスの画像の捕捉の実際の瞬間と対応する瞬間との間の差が非常に大きいとき、例えば、減算画像において非常に多くのアーチファクトが生成され、特に有利である。中間画像の補間は又、対象物の動きの間に画像シーケンスに対してほんの僅かな画像が捕捉されるとき、有利に用いられることができる。

請求項４に従って、本発明の方法は、人間又は動物の心臓の画像又は画像シーケンスが生成され、更に、心臓の動きのＥＣＧが利用可能であるシステムにおいて、特に有利に用いられることができる。本発明に従った方法は、病気又は所定の物理的条件のためにＥＣＧが互いに対して非線形歪みを示す心臓周期を有する患者の場合に特に、心臓の動きの同じ状態を表す画像の信頼できる決定を提供する。

請求項５に従って、本発明に従った方法は、減算造影法が実行されるシステムにおいて用いられる。心臓の動きの状態の画像の捕捉に対して適切である画像化方法は、請求項６に一致して、Ｘ線システムとすること、及び、請求項７に一致して、超音波システムとすることが可能である。しかしながら、磁気共鳴断層撮影装置又はＸ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置のようなスライス画像又はボリューム画像を生成する画像化システムは又、非常に近い将来、心臓の動きの状態を記録することができるようになるであろう。この方法は、それ故、結果的に用いられることができる。

従って、請求項８に従って、医療分野において現代の画像化システムで用いられるこの種のデータ処理ユニットを有するシステムにおける方法を用いることは特に有利である。Ｘ線検査システムは、請求項９に従ったシステムを用いて提供されることが可能である。データ処理ユニットがプログラム可能であるように構成される場合、請求項10に記載されているようなコンピュータプログラム又はコンピュータプログラムプロダクトは、データ処理ユニットが本発明に従った方法を実行することを可能にする。

本発明の実施形態について、図を参照して、以下、詳細に説明する。

図１は、時間ｔに対する心臓周期の心電図（ＥＣＧ）Ｅ１を表す図である。心電図は、人間又は動物の心臓の活動電流を記録する方法である。活性化された心筋の位置は、非活性位置に対して電荷を有する。この電荷は、心筋の残りの部分を通って所定の速度で伝播する。そのような電流は、図１に従って再生されることができ、身体に取り付けられる適切な電極により既知の方法で測定される。人間心臓周期の典型的な持続時間は約１秒である。

心臓周期の間に、心臓のそれぞれの画像Ｉ1乃至Ｉ１４が、複数の瞬間ｔ１乃至ｔ１４において捕捉される。各々の画像Ｉ1乃至Ｉ１４は、非常に複雑な心臓の動きの瞬間的画像として心臓の動きの状態を表す。この種の画像は、例えば、Ｘ線画像化又は超音波画像化等の既知の画像化方法により捕捉されることができる。現代のＸ線システムは、最大1秒当たり３０乃至６０画像の捕捉が可能であり、それ故、心臓周期の画像シーケンスの画像はそれぞれ、３０乃至６０の心臓の動きの異なる状態を表す。しかしながら、そのような多くの画像は図に表すことは困難であり、それ故、ここでは、少ない数を用いている。

一部の心臓の検査に対しては、心臓の血管ツリーのみを画像化することが有用である。この目的のために、心臓の動きの状態について第１画像及び第２画像が捕捉される。第２画像の捕捉の間に、例えば、Ｘ線を吸収するコントラスト媒体が、例えば、カテーテルにより心臓の血管に導入され、それ故、血管はＸ線システムにおいて非常にうまく強調される。第１画像の捕捉は、コントラスト媒体なくして得られることはない。次の段階の間に、両方の画像は、例えば、互いから減算され、例えば、１つの画素は他の画素から減算され、それ故、理想的な場合には、コントラスト媒体で満たされた血管ツリーのみが尚、視認される。この方法は又、減算血管造影と呼ばれ、デジタル画像の場合、デジタル減算血管造影（ＤＳＡ）と呼ばれる。図１は、心血管がコントラスト媒体で満たされる第２画像シーケンスの生成及び対応する心臓周期のＥＣＧ Ｅ１´を図に表したものである。画像Ｉ´１乃至Ｉ´１４は瞬間ｔ´１乃至ｔ´１４において捕捉される。

減算により取り除かれる画像要素又は画素が2つの画像において実質的に同じであるとき、ＤＳＡにより生成される画像はアーチファクトを殆ど含んでいない。更に、2つの画像において強調されるべき対象物の形状は又、実質的に同じである必要がある。従って、特に、心臓の動きのように複雑な動きの場合、心臓の動きの同じ状態を表す２つの画像を互いに減算することは重要である。例えば、画像Ｉ８において表される動きの状態がＤＳＡ画像として表されるべきである場合、画像Ｉ８と同じ心臓の動きの状態を実質的に表す画像Ｉ８を第２画像シーケンスから見つけることが必要である。これは、破線で示されている。今まで用いられてきたシステムにおけるように、特に、所謂Ｒ偏向（Ｉ８の捕捉の瞬間の少し前の著しい偏向）のみが参照例として取り上げられ、この偏向がＥＣＧ Ｅ１（ＥＣＧ Ｅ１´の破線部分）におけるよりＥＣＧ Ｅ´１において実質的に広い場合、既知の方法はＲ偏向の減少された部分に尚も位置されている画像Ｉ´８を生成し、それ故、それは、実際に調査されたＩ´８とは全く異なる動きの状態を表す。特に、心疾患を患っている患者の場合、２つの異なる心臓周期のＥＣＧの曲線が全く同様であることを単純に仮定することはできない。一般的に言って、１つのＥＣＧは、他のＥＣＧに対する非線型歪みを表し、それ故、１つのＥＣＧの捕捉の間の所定の瞬間において、心臓は、他のＥＣＧの捕捉の間の動きの状態とは異なる動きの状態にある。このことは、画像Ｉ８に対応する画像Ｉ´８の決定のための2つのＥＣＧの比較を非常に困難にする。

図２は、２つの時間的に非線形な歪み信号が類似性に関して調べられることを可能にする実行可能な方法の一般的表現である。水平方向と垂直方向にプロットされた（一次元）関数は、２つの略同じ関数に対応している。２つの関数の異なる時間的構成は、それらの時間スケールの相対的歪みにおいて明らかとなった。動きの状態のような対応するイベントの瞬間の仮定された関連性は、スケールのプロダクトグリッド（ｐｒｏｄｕｃｔ ｇｒｉｄ）における経路として印が付けられている。

そのようなパターン比較アルゴリズムを使用することは、発話認識の分野において利用される単語認識システムにより認識される（例えば、文献、Ｅ．Ｇ．Ｓｃｈｕｋａｔ−Ｔａｌａｍａｚｚｉｎｉ ”Ａｕｔｏｍａｔｉｃｈｅ Ｓｐｒａｃｈｅｒｋｅｎｎｕｎｇ”，ＩＳＢＮ ３−５２８−０５４９２−１，Ｖｉｅｗｅｇ Ｖｅｒｌａｇ，１９９５，ｃｈａｐｔｅｒ５．１において）。図３との一致性において、基準パターンＹ_ｌ（又、プロトタイプ又はテンプレートと呼ばれる）により表される語彙の入力毎に語彙Ｙ＝Ｙ_１．．．Ｙ_Ｔが与えられ、各々の基準パターンＹ_ｌは、特徴ベクトルシーケンスＹ_ｌ＝ｙ_ｌ１．．．ｙ_ｌｓの形式で与えられる。語彙入力は、システム寸法記入フェーズの間に捕捉された単語の選択的認識を生成する。更に、短期間に解析された単語は、特徴ベクトルシーケンスＸ＝ｘ１．．．ｘＴの形式で与えられる。個々の単語を認識するタスクは、語彙のどの単語が実際に発話された単語に最もよく対応するかを調べることにより、語彙から発話された可能性の大きい単語の同一性を決定することにある。

異なる期間Ｓ≠Ｔの基準シーケンスＹ＝ｙ_１．．．ｙ_Ｓと入力シーケンスＸ＝ｘ_１．．．ｘ_Ｔとの間の距離Ｄ（Ｘ，ｙ）は、ベクトルシーケンスの間の適切なタイムワーピングに沿った局所距離の合計として決定される。局所距離関数ｄ（・，・）は、例えば、ユークリッドメトリックにより実現される。この目的のための適切な歪み関数は、全体的な長さに亘ってＹにおいてＸをマッピングし、ｔスケール及びｓスケールにおいて所定の単調性と恒常性の特性を満足し、そして最小の全体的距離を与える。この非常に複雑な離散最適化タスク（組み合わされた実現可能経路の数は、前記制限が課せられるときでさえ、プロトタイプの長さの関数として指数関数的に増加する）は、最適化の原理を満足し、それ故、一般に周知の“動的プログラミング”方法により解かれることができる。ベクトルシーケンスＸ、Ｙの初期セグメント間の累積距離Ｄ_ｙ＝Ｄ（ｘ_１．．．ｘ_ｉ，ｙ_１．．．ｙ_ｊ）は次の漸化式を条件とする。

従って、全体距離Ｄ（Ｘ，Ｙ）＝Ｄ_ＴＳは、Ｏ（Ｔ・Ｓ）演算を単に実行することにより決定されることができる。図４は、簡単な例のための累積距離ＫＤと局所距離ＬＤのマトリクスを示している。最適な歪み経路、即ち、最小距離を有する経路は、太線で示す四角により強調されている。それは、上記の漸化式における最小決定と一致する漸化マトリクスＲＶにおけるポインタの設定により、即ち、全体距離と共に同時に、決定されることができる。漸化式の最小式における項の数及び形状は、歪関数の許容される局所遷移ＬＴに依存する。例において選択された構成に加えて、多くの他の修正される経路制限が既知である。この時間弾性距離の計算のための既知のアルゴリズムは、動的タイムワーピング（ＤＴＷ）と呼ばれる。

この方法は、２つのＥＣＧ曲線が類似性のために比較されることを可能にする。これを達成するために、ＥＣＧ曲線はデジタルの方式で提供され、即ち、各々の曲線における多数の特徴的ポイント（例えば、３００）により表される。これは、ＥＣＧ信号をサンプリングすることによる既知の方法において実現されることができる。それ故、ＥＣＧ曲線はスカラのシーケンスをなす。局所距離関数は、それ故、次の代替の基準により表される。
ｄ_ｉｊ＝ｄ（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）＝｜ｘ_ｉ−ｙ_ｊ｜，
ｄ_ｉｊ＝ｄ（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）＝（ｘ_ｉ−ｙ_ｊ）^２，または
一般に基準として‖ｘ_ｉ，ｙ_ｊ‖を用いて、ｄ_ｉｊ＝ｄ（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）＝‖ｘ_ｉ，ｙ_ｊ‖である。

式‖ｘ_ｉ，ｙ_ｊ‖は、一般に、数学で周知であり、条件、‖ｘ，ｙ‖＋‖ｙ，ｚ‖≧‖ｘ，ｚ‖（三角不等式）、‖ｘ，ｘ‖＝０、‖ｘ，ｙ‖≧０及び‖ｘ，ｙ‖＝‖ｙ，ｘ‖（対称）である。

上記のように、累積距離は前の局所距離の合計として構成され、最も好ましい歪み経路は、最小条件を用いて漸化的に決定される。一旦、歪み経路が規定されると、他のＥＣＧ曲線の特性ポイントを、一のＥＣＧ曲線の各々の特性ポイントに対して示すことができる。

最適な経路を決定する間に、漸化式は、漸化段階においてどのボックスに到達することができるかを規定する。上記の式に従って、３つの異なる累積距離から最小値が決定され、それら３つの距離は１つのボックスから直接隣接するボックスまで測定される。それに代えて、対応する漸化式からもたらされる次の漸化マトリクスを用いることができる。

この場合は、３つの累積距離が再び比較されるが、対応するボックスは３つの比較の１つにおいて直接隣接していない。漸化式において、実際に互いに比較される距離は、正確なシステムの条件に依存し、必要に応じて、漸化式により与えられる局所遷移又はバックポインタにより所定のタスクに一致して変化されることができる。

図５及び６は、２つのＥＣＧに対する幾つかの局所距離についてのそれぞれの図を示している。簡単のために、信号値は、０と１０との間の絶対値を有する、対応する整数値に四捨五入（量子化）される。時間軸ｔの各々の特性ポイントに対してボックスがあり、時間毎の第１特性ポイントは、ｘ１乃至ｘ５及びｙ１乃至ｙ５により示されている。局所距離は、ｄ_ｉｊ＝ｄ（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ）＝｜ｘ_ｉ−ｙ_ｊ｜としての時間毎に計算される。最適経路は、次の漸化式と累積距離（図示せず）により決定される。

２つのＥＣＧ曲線Ｅ２及びＥ３波実質的に図５におけるものと同じであり、それ故、太線で示されるボックスにより表されている最適経路は対角線方向に延びている。図６におけるＥＣＧ Ｅ４は、ＥＣＧ Ｅ２に対して僅かな非線型歪みを示している。２つの曲線の経路が略同じ領域において、最適経路は特に対角線方向にある。信号の経路がそれた領域においては、最適経路は対角線方向からずれている。最適経路が規定されたとき、ＥＣＧ Ｅ２の対応する瞬間ｘは、ＥＣＧ Ｅ４の各々の瞬間ｙに対して決定されることができ、その逆も同様であり、それ故、ＥＣＧ曲線は、対応する瞬間における心臓の動きの同じ状態を実質的に表す。

図７は、対応する瞬間が規定されるときに、一致する、対応する画像を選択するための可能性を示している。ＥＣＧ Ｅ５の捕捉の間に、心臓の血管はコントラスト媒体で満たされ、画像Ｉ５１は瞬間ｔ５１において捕捉される。ＥＣＧ Ｅ６及びＥ７および対応する画像シーケンスの捕捉の間、コントラスト媒体は使用されない。ＥＣＧ Ｅ６との類似性の比較は、画像Ｉ５１と同じ心臓の動きの状態を表す、対応する画像Ｉ６３が捕捉された、対応する瞬間ｔ６３を与える。画像Ｉ６３を減算アルゴリズムのために用いることができる。ＥＣＧ Ｅ７との類似性の比較は対応する瞬間ｔ７５を与える。しかしながら、瞬間ｔ７５において破線の矢印により示されるように、その瞬間に画像は捕捉されない。対応する瞬間ｔ７５に先立ち、画像Ｉ７２は捕捉され、画像Ｉ７３は瞬間ｔ７５の後に捕捉される。

減算造影図に適する画像を得る第１の可能性は、捕捉の瞬間が対応する瞬間ｔ７５のできるだけ近くにある画像を選択することである。換言すれば、その画像は、画像の捕捉の瞬間と対応する瞬間ｔ７５との間の時間差が最も小さくなるように選択される。これは、画像Ｉ７３である。この可能性は、コントラスト媒体を用いることなく捕捉されたＥＣＧ（図示せず）を有する更なる画像が存在するときに特に、用いられる。これらの更なるＥＣＧの各々に対して、この方法は、関連する対応する瞬間と最近接の画像との間の時間差を決定することを可能にする。この時間差が最小である画像が、減算造影図に対して選択される。

減算造影図に適する画像を得るための他の可能性は、対応する瞬間の前後の各々の時間に捕捉された画像から画像を補間することである。例えば、図Ｉ７２とＩ７３に示された動きの状態の間の心臓の動きが、対応する瞬間ｔ７５における心臓の動きの状態を表す人工的画像を生成するように、補間される。他の場合、心臓の全体的動きが動きモデルで表され、それにより、画像Ｉ７２の捕捉の瞬間とＩ７３の捕捉の瞬間との間の心臓の殆ど正確な動きが補間され、対応する瞬間ｔ７５における動きの状態の画像が決定されることができる。

本発明に従った方法を使用することは、１つの基準画像に限定されない。複数の基準画像を有する画像シーケンスの場合、対応する画像は、上記の方法により各々の個々の画像に対して決定又は生成されることができる。

図８は、医療Ｘ線検査システムを図に表したものである。このシステムは、Ｘ線に対して透明であるテーブル４３に配置された患者４１が存在するこの場合、Ｘ線は検査される対象を横断する方式でＸ線４２を放射するように配列されたＸ線源４０を有する。従って、Ｘ線がテーブル４３の下に配置されたＸ線画像検出器４４により検出することができる。Ｘ線画像検出器４４は、Ｘ線に対して感度を有するセンサ素子のアレイを有する。患者４１を横断するＸ線４２についての器官に特定の減衰のために、画像はＸ線画像検出器４４において生成され、前記画像のデータはデータ処理ユニット４６に供給される。データ処理ユニット４６は又、ここで説明していないシステム制御タスクを実行することができ、最適画像がビューアに対して生成される方式で入力画像データ４５を処理する。このようにして処理される画像データ４７は、視覚化ユニット４８であって、例えば、データがビューアに提供されることができるモニタに提供される。データ処理ユニットは、プログラマブルであるように任意に構成されることができる。その場合、データ処理ユニット４６に結合され、データ処理ユニット４６に適用するようにコンピュータプログラムプロダクトからコンピュータプログラムを読み出すことができるデータ読み出し装置５２が利用可能である。コンピュータプログラムは、特に、データ処理ユニットが本発明に従った方法を実行することを可能にする。

ＥＣＧ装置５１に接続される電極は患者に取り付けられる。図８は、身体に取り付けられた電極を有する１つの接続リード線５０のみを単なる例として示している。実際には、複数の電極が、基準電位（しばしば、接地）に対する電極（図示せず）と同様な既知の方式で使用される。データ処理ユニット４６に接続されたＥＣＧ装置は、データ処理ユニット４６の制御下でＸ線画像捕捉の間に患者４１のＥＣＧを生成し、本発明に従った方法を実行するようにデータ処理ユニット４６にＥＣＧを供給する。

又、心臓検査の間に患者の腿の付け根の領域における血管に代表的に導かれたカテーテルを示している。このとき、医師は、身体内のナビゲーションのための支援としての役割を果たす低照射量を用いて、Ｘ線画像シーケンスを捕捉しながら、心臓までカテーテルの先端を進める。一旦、心臓に達すると、カテーテルにより、コントラスト媒体が心臓の血管に注入される。カテーテルの先端からコントラスト媒体が現れる少し前に、Ｘ線画像検出器４４とＸ線源４０は、次の捕捉のために動作の高照射量モードに切り換えられ、それ故、詳細な高照射量画像が、コントラスト媒体で満たされた心臓の血管ツリーとして生成される。

その後、Ｘ線源は動作を停止され、又は低照射量画像が再び生成され、医師は更なる動作のためのナビゲーションの支援を必要とする。コントラスト媒体により満たされた血管ツリーの高照射量画像がデータ処理ユニット４６において記憶される。本発明に従った方法とＥＣＧ装置４１により生成されるＥＣＧを用いて、これらの高照射量画像が、低照射量画像又は更なる高照射量画像に上記の方法で重ね合わされることができ、視覚化ユニット４８により医師に提供されるように、コントラスト媒体なしで血管ツリーを表すことができる。

本発明に従った方法は種々の心臓検査のために用いられることができる。
１．鼓動している心臓の複数の心臓周期がコントラスト媒体の注入を用いることなく、捕捉される。次いで、幾つかの心臓周期又はただ1つの心臓周期がコントラスト媒体を用いてが捕捉され、次いで、いくつかの心臓周期がコントラスト媒体を用いることなく捕捉される。コントラスト媒体を用いないそれぞれの画像が、本発明に従った方法により、コントラスト媒体で満たされた心臓をどの画像が表すかを、心臓周期の幾つかの又は全ての画像に対して決定された後、及びその減算の後、画像が心臓サイクルの動きの種々の段階における心臓の血管ツリーのみを実質的に全く表す心臓周期の画像シーケンスが得られる。これらの画像はデータ処理ユニットに記憶され、動いている画像シーケンスとして医師に即座に提供されることができる。コントラスト媒体を伴う画像は、それ故、基準画像を有し、コントラスト媒体を伴わない画像は対応する画像を生成する。
２．検査システムのデータ処理ユニットは、上記１項において生成されるような画像シーケンスを有し、その画像は、特に、心臓周期の動きの種々の状態における心臓の血管ツリーのみを表す。心臓の近くのカテーテルを位置付けるために、医師は、低照射量で連続的に捕捉されるＸ線画像シーケンスの生成において身体におけるナビゲーションのための支援を利用する。これらのシーケンスにおいて、血管ツリー及び心臓は、物理的条件のための困難のみを伴って認識されることができる。ちょうど捕捉されたＸ線画像に対して、対応する画像は、本発明に従った方法によりＸ線画像に重ね合わされるように、記憶されたシーケンスから自動的に又はマニュアルで決定される。結果として、コントラスト媒体で満たされた血管ツリーは、医師が適切なナビゲーションの支援を提供されるように、瞬間のＸ線画像に重ね合わされる。必要に応じて、そのような重ね合わせは又、実際には捕捉されたＸ線画像全てに対して連続的に実行される。それ故、コントラスト媒体を伴わない画像は基準画像を生成し、コントラスト媒体を伴う画像は対応する画像を生成する。

本発明に従った方法はＸ線検査システムに限定されるものではないことに留意されたい。本発明に従った方法は、図８に示すＸ線検査装置における方法と同様の方法で超音波検査システムにおいて実行されることができる。この目的のために、基準画像及び対応する画像が超音波により生成され、基準画像又は対応する画像の捕捉の間に検査される組織又は血管に対して超音波反射コントラスト媒体が与えられる。

画像捕捉の組み合わせにおける２つのＥＣＧを表す図である。 ２つの信号の類似性の比較のための一般的方法を示す図である。 発話認識において設定された類似のタスクを示す図である。 関連する漸化マトリクスの上に局所距離及び累積距離を、例として示す図である。 異なるＥＣＧに対するいくつかの局所距離を表す図である。 異なるＥＣＧに対するいくつかの局所距離を表す図である。 対応画像の決定を表す図である。 Ｘ線検査システムを示す図である。

Claims (10)

1. 第１動き信号及び第２動き信号により動いている対象物の画像シーケンスからの基準画像について対応する画像を決定する方法であって：
   前記第１動き信号及び前記第２動き信号は、前記対象物の第１動き及び第２動きの状態に調子を合わせたそれぞれの変化を表し；
   前記画像シーケンスは、動きの状態の画像シーケンスとして前記対象物の前記第１動きを表し；
   前記基準画像は第２の対象物の動きから動きの状態を表し、前記対象物の前記第２動きの間の基準の瞬間に捕捉される；
   方法であり、
   前記第１動き信号及び前記第２動き信号の類似性比較としての類似性関数を決定する段階；
   前記類似性関数により前記第１動き信号における対応瞬間を決定する段階であって、前記対応瞬間は前記第２動き信号からの前記基準画像の捕捉瞬間に対応する、段階；並びに
   前記第１動き信号を用いて、捕捉瞬間が少なくとも前記対応瞬間に略対応する画像シーケンスの画像を決定する段階；
   を有することを特徴とする方法。
2. 請求項１に記載の方法であって、前記類似性関数は、所謂、動的タイムワーピング方法により得られる、ことを特徴とする方法。
3. 請求項１に記載の方法であって、補間画像は前記対応する画像から生成され、更なる画像は前記画像シーケンスから生成され、その補間画像は少なくとも実質的に前記対応瞬間の前記対象物の動きの状態を表す、ことを特徴とする方法。
4. 請求項１に記載の方法であって、前記第１動き信号及び前記第２動き信号は心電図信号を生成し、前記画像シーケンスの前記画像及び前記基準画像は人間又は動物の心臓の動きの状態を表す、ことを特徴とする方法。
5. 請求項４に記載の方法であって、前記心臓の血管は、前記画像シーケンスの画像又は前記基準画像のコントラスト媒体で少なくとも一部を満たされている、ことを特徴とする方法。
6. 請求項１に記載の方法であって、前記画像シーケンスはＸ線画像シーケンスを生成し、及び／又は、前記基準画像はＸ線画像を生成する、ことを特徴とする方法。
7. 請求項１に記載の方法であって、前記画像シーケンス及び／又は前記基準画像は超音波画像を生成する、ことを特徴とする方法。
8. 第１動き信号及び第２動き信号により画像シーケンスから基準画像のための動いている対象物の対応する画像を決定するためのデータ処理ユニットを有するシステムであって、
   請求項１に記載の方法を実行するために配置されている、ことを特徴とするデータ処理ユニット。
9. 心電図信号の検出のための手段及びＸ線画像検出器を有する検査装置であって、請求項８に記載のシステムを有する、ことを特徴とする検査装置。
10. データ処理ユニットが請求項１に記載の方法を実行することができるような方法で、前記データ処理ユニットと協働するように配置されているコンピュータプログラム又はコンピュータプログラムプロダクト。

Images