JPH09509603A

JPH09509603A - ドップラー角の自動測定方法及びこれを実施するための装置

Info

Publication number: JPH09509603A
Application number: JP8517458A
Authority: JP
Inventors: アントワーヌグジョン
Original assignee: フィリップスエレクトロニクスネムローゼフェンノートシャップ
Priority date: 1994-12-07
Filing date: 1995-11-24
Publication date: 1997-09-30
Also published as: US5690116A; DE69530480T2; EP0744915B1; DE69530480D1; EP0744915A1; ATE238565T1; WO1996017549A1

Abstract

(57)【要約】本発明は、エコーグラフ画像のエコーグラフ励振方向と血管軸とによって囲まれるドップラー角ＤＡを、血管の初期点（Ｐｉ）を前もって指定することにより自動的に測定する方法に関するものである。本発明による方法は以下の工程を含む。初期点（Ｐｉ）から開始する第１の等方性の光線追跡（１６）を行なって、光線の点のグレーレベルのヒストグラムを形成する工程。前記ヒストグラムにアルゴリズムを適用して、選択された点のグレーレベルを分類する工程。血管の経壁部を限定する第２の光線追跡（１８）を行って、三角形のセクタ（１２）を有する局部マークを形成し、それに続いて回帰線の傾斜（ａ）を決定する工程。ＤＡ＝アークタンジェント（ａ）としてドップラー角を計算する工程。用途：超音波エコーグラフにより得られる画像の分析。

Description

【発明の詳細な説明】ドップラー角の自動測定方法及びこれを実施するための装置本発明は、超音波エコーグラフによるグレーレベル画像のエコーグラフ励振方向と血管軸とによって囲まれるドップラー角ＤＡを、前記血管軸付近に位置する初期点を前もって指定することにより自動的に測定する方法に関するものである。本発明は前記方法を実施するための装置にも関するものである。動脈内の血液の速度を定量的に測定するために、カラーエンコーディングによって血液速度を超音波撮像する方法は、入射超音波ビームと、血管の局部的な軸との間の角度を求めることを基礎としている。このことは、市販されている任意のエコーグラフに血液をカラーエンコードして表現させるのに近年行われているあらゆる超音波処理方法について言えることである。さらに、ドップラー角と称される前記角を正確に求めることは、パラメータの測定が多少複雑なエコーグラフデータを抽出し、動脈の挙動についてさらに研究を進めるのに必要なことである。上述したことに鑑みて、医療超音波像からドップラー角の値を、例えば１度程度の高精度で抽出するための自動的な方法を想定し、実施することは価値のあることである。ドップラー角は市販のあらゆる装置にとって依然として困難な要件であり、放射線技師は、分析する血管の軸に対する超音波像内でトレースされる短いラインセグメントの整合度を判断することにより、幾分近似的な方法でドップラー角を求める必要がある。エコーグラフビームの方向に対する血液の方向が成す角度を自動的に検出することは日本の特開平５−３１１１０号公報から既知である。数個のトランスジューサを具えているエコーグラフプローブを用いて超音波ビームを送信してから、プローブの２つの受信区分にて受信された反射ビームの位相及び周波数について別々の分析をして、所定のドップラー偏移を求め、これからプローブを作用させた個所における速度ベクトルを推論することができ、これがドップラー角の決定に相当する。しかし、中間のエコーグラフ像なしで直接測定を行なうことは極めて困難であり、その理由は、探触される血管の軸が実際には、ドップラー角を速度するのに必要とされるような動脈像の平面内に存在するとは限らないからである。エコーグラフ励振の軸と血管の軸とが同じ平面内に位置していない場合、ドップラー角の検出は依然可能であるも、かなりの誤差により悪影響を受けることとなり、これは１度程度の精度を必要とする場合には容認できない。本発明の目的はエコーグラフ像における血管のトレースのドップラー角を、このトレースの直ぐ近くの指定点から出発して自動的に測定する方法を提供することにある。本発明の他の目的は、正確且つ高速に前記ドップラー角を自動的に測定する方法を提供することにある。本発明のさらに他の目的は上述した方法を実施するための装置を提供することにある。上述した目的を達成し、且つ従来の諸欠点を軽減するために、本発明は冒頭にて述べた種類のドップラー角度自動測定方法において、当該方法が、ａ）エコーグラフ画像に亘って伝播する光線を用い、前記初期点から第１の等方性の光線追跡を行ない、前記光線に沿って規則的に分布する選択された点のグレーレベルのヒストグラムを形成する工程と、ｂ）前記ヒストグラムに適用される画像処理アルゴリズムを実行し、前記選択された点のグレーレベルを、２個の互いに隣接するクラスかグレーレベルで表わされる閾値Ｔ₁，Ｔ₂---により分離され、より低い閾値Ｔ_i-1によって境界される一方のクラスＣＬ_iがエコー画像中の血管の壁部を表わす少なくとも２個のクラスＣＬ₁，ＣＬ₂に分類する工程と、ｃ）前記初期点から第２の光線追跡を行ない、各光線の各点のグレーレベルを前記閾値Ｔ_i-1と比較し、各光線についてグレーレベルが前記閾値Ｔ_i-1に等しいか又はこれより高い第１の端部点Ｐ１を規定し、前記血管を、前記初期点を共通点として有する複数の三角形のセクタから成る第１の局部マークの形態として表わす工程と、ｄ）前記第１局部マークの座標ｘ（ｎ）及びｙ（ｎ）を有するＮ画素に対する線形回帰法を用いることにより、前記第１局部マークの回帰線の傾斜ａを、として決定し、この場合、ｅ）ドップラー角ＤＡを、ＤＡ＝アークタンジェントａとして計算する工程とを含むことを特徴とするものである。よくあるように、エコーグラフ像には幾つもの血管のトレースが含まれている。このために、角度測定を望む放射線技師は、先ず例えばエコーグラフ像を表示させるワークステーションのスクリーン上にてマウスによって関心のある血管を指定する。従って、本発明によるドップラー角度測定法は、前記初期点を指定した後に正確に、しかも極めて迅速な方法にて自動的に行なうことができる。本発明の好適な実施に当っては、前記第１の局部マークの画素の補正係数ｒを、とした場合に、この補正係数ｒが、０と１との間の予め定めた値の閾値Ｒｍを超える場合にだけドップラー角ＤＡの値を有効であるとする追加の工程を含む。Ｒｍに対する選定値は０．５よりも大きな値として、実施する角度測定に課す品質基準を最小とするのが好適である。式(1)に基づく傾斜及び式(2)に基づく係数γの計算に当り、本発明の他の好適例では、補正係数ｒ及び回帰線の傾斜を計算する項を、以下の分析式：に基づいて、端部が座標ｘｍ，ｙ（ｘｍ）及びＸｍ，ｙ（ｘＭ）を有する二つの光線によって形成された各三角形のセクタに対して計算し、関数ｆ（ｘ，ｙ）を所定の以下の連続的な値１；ｘ；ｘｙ；ｘｘ；ｙｙとし、終端に対して用いられる係数ａ₀，ａ₁，ａ₂，ｂ₂，ａ₃，ｂ₃を、前記二つの光線の端点の座標にのみ依存するとともに相違する三角形のセクタの６個の相違するクラスに関連する６組のあり得る値を有する所定の値の組とする。他のドップラー角の自動測定方法では、前記血管軸の傾斜を表す前記傾斜ａを決定する前記工程ｄ）を、として獲得し、ａを、前記第１の局部マークの慣性軸の傾斜とする。他の変形として、回帰線（又は慣性軸）に対する前記局部マークの対称が十分であると考えられる場合のみ前記ドップラー角ＤＡの値が有効であるとする追加の有効ステップを具え、前記対称を、３次の中心モーメントの計算から導き出し、ｓｋ（ｆ）を、とし、この場合、とし、ｆを関数ｙ（ｎ）＝ｆ（ｘ（ｎ））とし、この場合ｎを［１，…，Ｎ］の範囲内とし、３次の中心モーメントを、横座標の軸として取り出された回帰線（又は慣性軸）より上（ｙ＞０）に位置した前記局部マークの光線の先端により形成された曲線に対してｓｋ１とし、前記ライン（ｙ＜０）よりしたに位置した光線の先端により形成された曲線に対してｓｋ２とし、これらｓｋ１及びｓｋ２の値を後に比較する関数ｆを表す二つの曲線に対して計算することも考えることができる。比較を行うために、予め規定され、勾配ａによって決定された軸のマークから開始し、第１ｓｋ１及びｓｋ２を、既に説明したようにして計算する。次いで、信頼係数を得るために以下の検査を連続的に実行する。１−ｓｋ１の絶対値及びｓｋ２の絶対値が１より小さい場合、マークは理想的に対称である：信頼性＝１００％２−そうでない場合、ｓｋ１及びｓｋ２が同一符号（二つの曲線の比較しうる非対称）を有する場合、以下の評価が行われる：信頼性＝100.0^*（1- ｜sk1-sk2｜/｜sk1+sk2｜）％３−そうでない場合、マークはこの軸に対して十分対称でない：信頼性＝０％ドップラー角の自動測定を正しく行なうために、放射線技師はドップラー角を測定すべき血管内の初期点を選択するようにし、たとえその初期点が血管内に位置していても、この選定初期点が血管壁に極めて接近して位置する場合があり、このような位置は最適位置とは言えない。そこで、本発明の他の好適な実施に当っては、前記第１の局部マークの重心Ｇを計算した位置決めする追加の工程を含み、この重心を、測定方法によりドップラー角ＤＡの最適な決定を行なうように最適化された新しい初期点として選択する測定方法である。初期点を以前に得た局所マークの重心によって形成される新規の初期点にシフトさせる斯様な操作は数回繰り返すのが有利である。本発明による方法を実施するために、次のような要素、即ち − エコーグラフ像のグレーレベル値を画素値のマトリックス形態に記憶するメモリと、 − エコーグラフ像を二次元の画素マトリックス形態に表示するスクリーンと、 − エコーグラフ像における前記初期点用のポインタと、 − 前記メモリにアクセスすると共に前記初期点を表わす画素にアクセスし、ドップラ角度の測定方法を実施するのに必要なアルゴリズム及び計算を実行するように特別にプログラムした計算手段と、を含む装置（好ましくは専用ワークステーション）を用いることを提案する。本発明によって許容されるようにドップラー角の自動的かつ正確に供給することにより、エコーグラフ装置すなわちそれに接続されたワークステーションのスクリーン上の超音波源の所定の情報の表示が容易となり、かつ、オペレータにとって相互作用がさらに活発になる。今日利用される全ての超音波エコーグラフシステムは、ドップラー効果に基づく一つの同一技術による血液流の速度の測定に利用される。システム間の差は、従来のドップラーのいわゆる「周波数的な」アプローチとフィリップス社によって特に開発された「時間的な」アプローチの二つの技術が同時に存在する注入のレベルで発生する。後者に関しては、欧州特許明細書第0225667 号（ＰＨＦ８５／５９３）を参照すればよい。全ての実際の場合には、超音波パルスが、血管を含むと仮定される分析すべき媒体に、周期Ｔ（パルス繰り返し周波数すなわちＰＲＦ）で注入され、各パルスに応答して媒体から戻ってきた超音波信号は、エコーグラフ（ラインＲＦ）によって記録される。したがって、ラインＲＦの各サンプルは、所定の深さｚにおける媒体の反射を表し、すなわちパルスの飛び出しの所定の時間に相当する。戻ってきた信号はプローブから散乱中心及び後方まで伝わる。ｃを、分析された媒体の音速とする場合、ｚ＝ｃｔ／２となる。ラインＲＦ（例えば、血管中）の所定の深さに位置する窓において、信号スライスは、分析された媒体と超音波ビームとの間の相互作用分量（分析細胞）中の分散中心（血液細胞）の瞬時の空間分布に属する「サイン」に相当する。このサインは、分析細胞中の分散中心の特定の性質に属する。その理由は、これら分散中心をを構成する全ての第２ソース間の干渉の結果だからである。統計的に言えば、それをほとんど真似できない。その結果、ＰＲＦが十分に低く、分散中心が、連続的な二つのＲＦライン取得間で空間的な性質が目立つように変化する時間を有しない場合、分散中心の同一群は、ライン間で非常に類似したサインを与え、深さ方向のシフトを検出することができ、かつ、時間の経過に従わせることができる。所定の深さで続くこの位相中、（ＣＶＩすなわちカラー速度イメージングと称する）時間的な技術及び周波数的な（すなわちドップラー）技術は相違する。ドップラー技術は連続的なラインＲＦの局所周波数の展開の分析中サインのシフトをマークし、それに対してＣＶＩ技術はラインＲＦの時間的な信号を直接分析する。二つの連続的なライン間の所定のサインがシフトすると、リソースを、ＣＶＩ（ｄｔ＝２ｖＴ／ｃ）によって評価された時間シフトｄｔ又はドップラー技術（ｄｆ＝２πｆｄｔ、ここでｆをパルスの超音波周波数とする。）によって評価されるデフェージングにより、関連の分散中心の群の速度ｖとなる。したがって、これら二つの方法は理論的には同等である。超音波ビームの軸及び分散中心の流れ方向によって囲まれた角ＤＡをドップラー角と称する。パルスの伝播軸上で観察される、考察中の分散中心の群の速度は、その実際の速度ｖの投射ｖｃｏｓ（ＤＡ）となる。これから、ｖ＝ｃｄｔ／（２Ｔｃｏｓ（ＤＡ））を容易に導き出すことができる。その結果、ドップラー角は、この評価に用いられる方法に関係なく、超音波エコーグラフの血液の流速の評価に対して基本パラメータを構成する。今日では、医療分野で用いるのに適切な方法で血液の流速情報を符号化すなわち処理することができる（ここではＡ，Ｂ，Ｃ，Ｄと称する）四つの主な用途がある。Ａ画像の形態の速度情報の表示すなわちカラー速度マップＢ速度のダイナミックの展開時間の経過の表示すなわち速度分布（ドップラースペクトル）のヒストグラムＣ血液の流速の決定（フィリップスＣＶＩ−Ｑ）Ｄ心臓サイクルの間の血管の拡張の研究にリンクした動脈パラメータの抽出これら技術のうちの最初の三つは、このパラメータの速度に依存することによりドップラー角の測定にリンクした関数であることがわかる。時間シフトｄｔ（ＣＶＩ）又は周波数シフトｄｆ（ドップラー）に基づく分散中心の群速度を評価する基本的な表現は、ＣＶＩ：＝ｃｄｔ／（２Ｔｃｏｓ（ＤＡ））ドップラー：＝ｃｄｔ／（４πｆＴｃｏｓ（ＤＡ））に従う。この方法に対する技術Ｄはｓｉｎ（ＤＡ）の依存関係を利用する。カラー速度マッピングの原理（用途Ａ）エコーグラフ表示、デフォールトによる、エンベロープが取り出されるとともに興味ある区域（モードＢるをカバーするために並んで記録されたラインＲＦの併置により形成されるグレーレベルの反射画像。これらラインは、速度の評価に用いられるラインに関するものではない。速度分布のマップは、（心臓サイクルの経過中）前記反射画像上に動画を重ね合わせることにより形成され、そのカラースケールは、所定の対応する規則（速度に比例する色強度、速度の符号の色関数，…）に適合して観察される瞬時速度のスケールに対応する。実際には、（「カラー」と称される）追加のパルスが、従来の画像走査中プローブから放出され、情報処理動作がそれに適用されて、（血管があると仮定される）興味ある画像領域のシフトを検出する。パラメータｄｔ（又はｄｆ）は、興味ある領域の画素に対応するラインＲＦ「カラー」の全てのロケーションで評価され、速度カラー対応規則（すなわち同等のｄｔカラー又はｄｆカラー）を適用することにより、動画中の前記画素に色が割り当てられる。これらの状況では、ＣＶＩ（時間的又は周波数的）に適用された本発明の方法の変形は、前記スケールの二つの終端のこれら速度の最大の正及び負の値を自動的に表示することにより、前記血管の軸に沿って観察される速度のダイナミックを含むように前記速度色スケールを自動的に補正することからなる追加の工程を具える。速度分布ヒストグラムの原理（用途Ｂ）（グルーレベル又はカラー）エコーグラフ画像は、媒体の興味ある区域を走査するために互いに関連して空間的にシフトしたパルスの放出に相当する。代案は、媒体の同一ロケーション中に連続的なパルスを注入することからなり、その結果時間経過中のラインＲＦの展開（モードＭ）を観察することができる。「カラー」励振がこの放出に混合され、既に説明した方法と同様にして、すなわち血液流のロケーションでパラメータｄｔ（又はｄｆ）の評価中に処理された場合、時間経過中の速度分布の展開を、血管の関連のセグメント中で観察することができる。この展開の表示は、時間の関数（時間の関数としてのｄｔ又はｄｆ）として速度のダイナミックを示すヒストグラムの形態をとる。周波数分析から生じる実スペクトルに相当する当該ヒストグラムは、ドップラースペクトルと称される。その構成の原理は非常に簡単である。対応するカラーライン上で観察されるパラメータのダイナミックの先端は、それらが表される前の瞬時ｔにおいて考察され、ｄｔ最小＜ｄｔ＜ｄｔ最大で獲得される。それらから、ドップラー角ＤＡの値は既知となり、この瞬時ｔで表現すべき速度ダイナミックが、 c dt min/(2Tcos(DA))<v<cdtmax/(2Tcos(DA)) が導き出される。したがって、この速度ダイナミックは、観察される極限速度の値によって制限され及び支配される、ヒストグラムの横座標に対してラインを垂直にプロットすることにより表される。これらの状況において、モードＭにおける血管の関連のセグメントの時間経過の速度分布の展開が、このために設けられたスクリーン上に、ドップラースペクトルと称される時間関数として速度のダイナミックを示すヒストグラムの形態で表される、本発明による自動測定の好適な変形は、前記血管の軸に沿って観察される速度のダイナミックを含むようにするために前記ドップラーすぺとくるで表される速度のスケールを自動的に補正することからなる追加の工程を具える。考察される本発明の全ての用途に対して、自動的に測定されたドップラー角ＤＡの値を、エコーグラフデータを含むスクリーンの領域中に自動的に表示する際に有利である。本発明のこれら及び他の態様を、後に説明する実施の形態を参照して詳細に説明する。図面中、図１は、本発明を実施するために特別に配置されたワークステーションの図を示す。図２は、初期点が選択されるエコーグラフ像を示す。図３は、初期点からの光線の第１軌跡を表す。図４は、第１局部マークを発生させる構成の第２軌跡を示す。図５は、第１局部マークから導き出された回帰線を示す。図６は、本発明の全方法の実行を要約するアルゴリズムを示す。図７は、局部マークの矩形区分の種々の実現可能な形態を示す。明瞭のために、図２，３，４，５においてコントラストを逆にしている。図１に示すワークステーションは、双方向データバス２及びアドレスバス３を介してメモリ４に接続されるマイクロプロセッサ１を既知の態様にて具えており、さらにメモリ４に格納されているデータをスクリーン６に表示するためのモニタ５と、スクリーン上に印をつけて、複数の点をトレースすることができるマウス７との２つの周辺装置も具えている。データがグレーレベルを表わす画素形態でメモリ４に格納されているエコーグラフ画像を、スクリーン６上に表示させると、放射線技師は、この画像（この画像のエコーグラフ励振方向をベクトル１０にて示してある）における所定の血管に由来する９の如きトレースの方位を決定することに関する通例の問題に直面する。従って、通常は、関連するトレースの想定した最も大きな直径にほぼ沿う直線の小さなセグメントを、マウスによってこのトレース上に重ね合せている。いわゆるドップラー角であるサーチされる角度はプロセッサ１により容易に計算することができ、この角度はエコーグラフの励振方向（ベクトル１０）に等しい縦方向（図１）に対する（図示しない）直線の微小セグメントのなす角度となる。この方法は、操作に長時間かかり、複雑であり、しかも正確でない。この問題を改良するため、マイクロプロセッサ１を配置し、使用者（放射線技師、操作者）によって選択された血管のトレースにおいて初期点と称する単一点の指示に基き高速で正確な方法によりドップラー角を計算する。このために、マイクロプロセッサ１を有する特別な目的のプロセッサ１１も本発明を実施するのに必要な計算手段１２を含む。尚、本発明については、本発明の方法の原理及び実施の細部を順次述べるセクション及び所定の計算を詳細に特定した添付書類において後述する。一般的に、本発明の方法は軸の方向を確立するため、２ステップ、すなわち画像８中の血管の局部的な軸跡９のセグメント化ステップ及び局部マークと称する得られた点全体に亘る線形回帰ステップを含む。エコー画像は放射線技師にとって重要な複数個の血管の軸跡を含む場合があるため、図２に図示したようなシステムのマウスにより、処理を行なう前に画像中の注目する血管をオペレータが指示する必要があり、血管の局部的な軸跡９中において初期点Ｐｉを選択する。次に、選択した血管の形状に関する整列性を特定するため、最初に局部マークを画像中の周囲のグレーレベルから抽出する。この血管のセグメントは、実際には使用者（実験者、医者）によって指示された初期点のまわりの血管の壁部の方向となる。従って、使用者は血管の均一な暗い部分の中で指示操作を行なう必要があり、また壁部１１の反射レベルと血液の反射レベル（軸跡９）とを分離する有用な閾値（Ｔ_i-1と称する）を有する必要もあり、従って、操作者はほとんど目で見えず血管の内部に存在する微小な組織を回避して所定のへりに沿ってトレースすることができる。この閾値を決定する場合、ＩＳＯＤＡＴＡと称されている通常のアルゴリズムを用いるのが好ましい。このアルゴリズムは少なくとも２個のクラスを有する画素のグレーレベルのヒストグラムに基いている。好ましくは、３個のクラスＣＬ₁ ＝ＶＥＳＳＥＬ（低反射率）、ＣＬ₁＝ＩＮＴＥＲＭＥＤＩＡＴＥ及びＣＬ₃＝ＷＡＬＬ（高反射率）を有するヒストグラムを用いる。クラスＩＮＴＥＲＭＥＤＩＡＴＥとクラスＷＡＬＬとの間の閾値Ｔ₂を用いて望ましく信頼性のある壁部検出を達成する。これらの閾値により、スタート点がクラスＶＥＳＳＥＬに好適に属するか否かを決定することができる。これにより、初期位置が誤っている場合操作者はスタート点を新たに設定することができ、これにより初期点の確認が構成される。できるだけ高速の処理を行なう場合、光線追跡法を利用した部分的なヒストグラムを用いる。すなわち、選択した初期点Ｐｉを中心にして等角度で分布する放射状の予め定めた数の光線により縁部に達成するまで画像をトレースし、光線に沿う画素だけがヒストグラムの形成に関与させる。この光線追跡法を図３に図示する。ＩＳＯＤＡＴＡアルゴリズムが必要な閾値（Ｔ_i-1）を発生する場合、上述した光線追跡法を用いて各光線に沿う壁部と関連する最初の画素Ｐ１を見い出す（使用者による前の処理により血管中でスタートすることを確実にする）。瞬時の画素のグレーレベルの値が閾値Ｔ_i-1を超えると直ちに各光線の追跡を停止する（壁部の反射率が血液の反射率を超える）。表示画像の端部において血管の識別が中断した場合、この方向において評価された血管の端部は真の壁部を構成しないが、角度的に隣接する２個の光線間の画素は血管の局部的なマークの一部を構成する。後者の工程により、画像中の血管の限界部を形成するセグメントのサンプリングが行なわれ、順次の光線の各対の末端を結合することにより図４に示す三角形のセクタ１２から成る血管の表示が得られる。これらのセクタは外部の頂点Ｐ１_j，Ｐ１_j+1からなる座標系により特徴付けられ、第２の点は共通の原点Ｐｉとなる。各セクタについて、２個の外部頂点の座標系に対して６個の分析式が適用され、血管の局部マーク全体に亘って実行されるべき線形回帰を行なうのに必要な局部的情報を発生させる。ドップラー角ＤＡ（図５）の値は回帰線１３の傾き、既知の（ベクトル１０）超音波伝播軸（すなわち励振軸）、及び並行して計算し得る補正係数ｒから直接取り出され、得られた結果の関連性についての指示を発生する。図６のアルゴリズムにおいてプロセス全体の工程を要約する。ステップ１５の第１の工程において、初期点（又は画素）Ｐｉの座標をメモリ４に記憶する。ステップ１６において、初期点からスタートする第１の光線追跡を実行する。ステップ１７において、選択した点のヒストグラムに基いて閾値Ｔ_i-1を決定する。ステップ１８において、閾値Ｔ_i-1と関連する第２の光線追跡を行ない、組み合わされた三角形のセクタ１２により構成される第１の局部的マークを形成する。ステップ１９において、セクタについての計算及び記憶を行なう。ステップ２０において、上述したステップ中に得られた結果を用いて線形回帰処理（ｒの計算）を行ない、ステップ２１において角度ＤＡとしての結果が得られる。次に、上述したプロセスを実行する一例について説明する。まず始めに、上記プロセスは水平軸及び垂直軸について同一のサンプリング処理を必要とすることを明記する。従って、ディジタル走査変換（ＤＳＣ）処理を受けた画像について適用すべきである。ＤＳＣは処理について従来から必要なものであるから、画像はいかなる型式のトランスジューサ回路からも獲得される。実際には、基準として用いる画像は、システムのスクリーンに通常表示されるグレーレベルの反射像とする。光線追跡及びヒストグラムの形成はじめに、操作者は血管中の位置を指定することにより画像について位置決め操作を行なう。したがって、光線追跡操作は、この位置のｘ座標及びｙ座標のシフト対（各対は光線を特徴付ける）について画像の端部に到達するまで循環付加（当業者にとって明らかなサンプルプログラミングにより）を行なうことからなる。各中間の位置について、画像の画素を光線に沿ってアドレス指定する（図３参照）。明らかなように、光線の数が多くなればなるほど、血管の区域についてのサンプルが良好になる。実際には、３２本未満の光線を用いたのでは場合によっては不十分であり、実験的に得たデータによれば３２本の光線を選択した場合良好な結果が得られた。従って、３２本の光線を用いることが好ましい。画像中のグレースケールの数をＮＧＬで表示する場合、この処理工程によりＮＧＬ整数の組が発生し、ｑ（ｑ＝０．１，---,ＮＧＬ）が添付された各値は光線の経路に沿ってｑが添えられた各画素値毎に１だけ増分する。ＩＳＯＤＡＴＡの合体アルゴリズムこのアルゴリズムの目的は、閾値を決定して画像の内容に関して物理的意義を有するｎｃグループにセグメント化された画素に分類することである。この場合、３個のクラス（ｎｃ＝３）（ＶＥＳＳＥＬ，ＩＮＴＥＲＭＥＤＩＡＴＥ，ＷＡＬＬ）が選択され、各クラスの応答（反射率）は知られており、クラスＩＮＴＥＲＭＥＤＩＡＴＥとＷＡＬＬとの間の閾値Ｔ₂が必要である。このグループ化アルゴリズムにより、画像のグレーレベルのヒストグラムから取り出した閾値を決定することにより画像全体についてセグメント化され、従って、セグメント化されるべき物体の位置に依存しないこのアルゴリズムは各クラスについての平均グレーレベル値の初期選択だけが必要であり、これらの値の更新は各クラス間の閾値を決定することにより終了する。第１の初期化工程：ｈ（ｊ）をオリジナル画像のグレーレベル値ｊの取り得る強度とする。〔最小，最大〕を、零でないｈ（ｊ）の値をはさむ最小グレーレベル値間隔とする。ｉ∈｛1,...,ｎｃ｝を、全てのクラスについての平均初期値とする。この初期評価は、グレーレベルの軸をｎｃ個の等間隔のものに分割すると共に各間隔について取り得る強度が最大値と最小値との間で均一であるとして数字的な平均値を計算する。第２の工程：次の関係式（ここで、〔ｘ〕はｘの整数部を表わす）を用いて（ｎｃ−１）の閾値Ｔ_iを評価する。Ｔ_i＝［(m _i m_i+1)/2］，ｉ∈｛1,...,ｎｃ-1｝グレーレベル値が上記間隔内に位置する全ての画素：Ａ_i＝［(Ｔ_i-1．Ｔ_i］，ｉ∈｛1,...,ｎｃ-1｝にクラスｉを割り当てる（ここで、Ｔ_o＝最小値−１、Ｔ_nc＝最大値）。第３工程：以下の関係式（ここで、〔ｘ〕はｘの整数部を表わす）を用いて各クラスの平均値を更新する。第４の最後の（反復）工程：少なくとも１個のｍ_i値が第３工程中に変更された場合、第２の工程に戻る必要があり、従ってアルゴリズムが収束するまでループ処理を行なう。変更されない場合、最終の閾値が得られる。この処理工程により、画像について血液を動脈の壁部から分離する整数の閾値Ｔ_i-1が発生する。壁部検出及びセクタの血管表示所望の閾値Ｔ_i-1を得た後、前述したのと同一の光線追跡法を実行して、画素値を閾値と比較することにより、走査した各光線に沿って血管の壁部が現われる区域を検出する。各光線に沿う壁部の存在をマークする最後の画像の座標をメモリ（図１のメモリ４）に記憶する。このようにして、画像中の血管の境界のサンプリングが得られ、等角度で互いに隣接する光線の端部の各対を結合することにより三角形の放射状のセクタ（図４参照）からなる血管の表示が得られる。ｎｒを光線の数とする。この処理工程において整数ｎｒの２組のものが発生し、添字ｓが付された値は添字ｓが付された光線の最後の点Ｐ１_sの座標に対応する。セクタ表示の評価全体の操作の実際の目的は、以下の２個のパラメータを発生させることにある。通常の最小２乗法により得られた回帰線の傾きａはドップラー角ＤＡ（ＤＡ＝アークタンジェントａ）のタンジェントを与える。ここで、｛ｘ（ｎ），ｙ（ｎ）｝，ｎ∈｛1,...,Ｎ｝は三角形のセクタとしての血管表示に含まれる画素、すなわち血管の局部マークに関連する画素の座標である。絶対値がセクタ表示に際して１に近い補正係数ｒ、所定の軸に沿う規則的な整列性を与える点の集合により近くなる（０＜｜ｒ｜＜１）。実際的な観点より、これら２個の値（ａ及びｒ）を決定するには、含まれている各画素の座標と関連する６個の異なる量（６個の項）から成る局部マーク全体について測定及び記憶する必要がある。血管の局部マークを三角形のセクタに分解することの正しさがここで見い出される。すなわち、所定のセクタ中に含まれる全ての点を特徴付ける上記パラメータの値は、このセクタについての２個の外部頂点の座標からだけ取り出すことができる。これは、セクタの評価は、６個の分析式を後述する４個の整数値に適用することにより達成される。〔ｘｍ，ｙ（ｘｍ）〕及び〔ｘＭ，ｙ（ｘＭ）〕は２個の外部頂点（Ｐ１_i，Ｐ１_i+1）の座標とする。ここで、ｘＭ＞ｘｍをし、今注目しているセクタを対称に配置し、（ｘ＞０及びｙ＞０になるまで−１を負の座標に乗じることによる）右上からの直角三角形の第１象限において、この形態では第１象限に限定され、図７（特に図７のライン７６参照）のような回部頂点座標の値及び縁連的な連続性に依存するので、６タイプの相違するあり得るセクタが獲得される。図７において、全ての取り得るセクタの形状は７個のクラスのセクタに分けることがてき、これらのクラスは７１，７２，７３，７４，７５，７６，７７として表わされる７個のラインとして図示され、ライン７１，７２及び７３は共に同一のクラスに関係する２種類のセクタ形状をそれぞれ表わす。これらのクラスは以下のように特徴付けられる。７１：ｙ（ｘｍ）＝ｙ（ｘＭ）７２：ｘｍ＝ｘＭ７３：ｘｍ＝０７４：ｙ（ｘＭ）＝０７５：ｙ（ｘｍ）＝０７６：ｙ（ｘｍ）＞ｙ（ｘＭ）×ｘｍ／ｘＭ７７：ｙ（ｍ）＜ｙ（ｘＭ）×ｘｍ／ｘＭライン７６及び７７のクラスは同じ式であるが不等号の向きが反対向きの不等式により特徴付けられ、これらのクラスは数学的見地より同一のクラスに属するものと考えることができる。計算のために用いた分析式は以下の通りである。ここで、ｆ（ｘ，ｙ）＝１画素を推定しＮを得るためｆ（ｘ，ｙ）＝ｘ，ｓｘを得るためｆ（ｘ，ｙ）＝ｙ，ｓｙを得るためｆ（ｘ，ｙ）＝ｘｙ，ｓｘｙを得るためｆ（ｘ，ｙ）＝ｘｘ，ｓｘ２を得るためｆ（ｘ，ｙ）＝ｙｙ，ｓｙ２を得るため積分経路の境界は補遺１（図７のクラスに関係する）に示すセクタの形状に依存するが、各セクタのタイプについて加算するための計算を行なう最終的な式は極めて簡単であり、補遺２（図７のクラスに関係する）に示すように複雑な計算を必要としない。血管を表わす各セクタについて処理されると、実際の回帰処理を行なうことができる。線形回帰及び結果の有効性の評価ドップラー角ＤＡ及び補正係数ｒは、前述した工程の最後において全てのセクタの処理が終了した後得られる６個の値から直接得られる。及びＤＡ＝Ａｒｃｔｇ（ａ）それに対してこの値ｒは測定についての信頼性の基準を形成するために用いることができる制御パラメータである。この値ｒが例えば０．５よりも大きい場合、結果は信頼性のあるものと考えられる。一方、ｒが０．５よりも大きくない場合、有効であるとする結果（特に、セクション平面の検討が不十分な位置決めに起因する円形の局部マーク）をシステムが発生しない同題が生じ、操作者は補正後の別の試みが必要となる。上述した基本的な方法は、自動的に位置決めして血管内の順次の区域について適用することにより一層高い精度を得ることができる。一旦血管のセクタについて第１の表示を得れば、その重心Ｇの座標の計算は容易である（例えば、第１の局部マークの画素の縦軸及び横軸の座標の平均値を取り出すと共に、上述した全プロセスを繰り返し、最適値を有する第２の局部マーク及び最適なドップラー角を決定することによりこの重心Ｇを新しい初期点として選択することにより）。この改良により、初期点の選択に関してへりを一層大きなものとすることができ、従って使用者は血管の内部において自動的に位置決めできる利点があり（例えば、ワークステーションのマウスを用いて設けることなく壁部に接近した位置を指示することができる）、しかも得られた結果は一層信頼性の高いものとなる（１°以下の標準偏差）。全プロセスの第１の繰り返しは、例えば２０回以上の予め定めた回数だけ繰り返すことができる、又は特有な点が得られるまで繰り返すこともできる。繰り返すことにより得られた点は、使用者による第１の初期点の選択から推定された第１の局部マークの中心に対応するだけでなく、エコー画像の血管の全体のトレースの重心にも対応する。従って、本発明による方法は局部的な測定に関するだけでなく、血管の全体のトレースについても最良の結果が得られ、局部的な測定からドップラー角の値を取り出すことができる。補遺１：各三角形セクタ形状についての積分の境界条件補遺２：計算すべき式（この表において、ｓ＋＝ｘはｓにｘを加算することを意味する）

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＪＰ，ＵＳ

Claims

【特許請求の範囲】１．超音波エコーグラフによるグレーレベル画像のエコーグラフ励振方向と血管軸とによって囲まれるドップラー角ＤＡを、前記血管軸付近に位置する初期点を前もって指定することにより自動的に測定するに際し、ａ）エコーグラフ画像に亘って伝播する光線を用い、前記初期点から第１の等方性の光線追跡を行ない、前記光線に沿って規則的に分布する選択された点のグレーレベルのヒストグラムを形成する工程と、ｂ）前記ヒストグラムに適用される画像処理アルゴリズムを実行し、前記選択された点のグレーレベルを、２個の互いに隣接するクラスかグレーレベルで表わされる閾値Ｔ₁，Ｔ₂---により分離され、より低い閾値Ｔ_i-1によって境界される一方のクラスＣＬ_iがエコー画像中の血管の壁部を表わす少なくとも２個のクラスＣＬ₁，ＣＬ₂に分類する工程と、ｃ）前記初期点から第２の光線追跡を行ない、各光線の各点のグレーレベルを前記閾値Ｔ_i-1と比較し、各光線についてグレーレベルが前記閾値Ｔ_i-1に等しいか又はこれより高い第１の端部点Ｐ１を規定し、前記血管を、前記初期点を共通点として有する複数の三角形のセクタから成る第１の局部マークの形態として表わす工程と、ｄ）前記第１局部マークの座標ｘ（ｎ）及びｙ（ｎ）を有するＮ画素に対する線形回帰法を用いることにより、前記第１局部マークの回帰線の傾斜ａを、として決定し、この場合、ｅ）ドップラー角ＤＡを、ＤＡ＝アークタンジェントａとして計算する工程を含むことを特徴とするドップラー角の自動測定方法。２．前記血管軸の傾斜を表す前記傾斜ａを決定する前記工程ｄ）を、として獲得し、ａを、前記第１の局部マークの慣性軸の傾斜とすることを特徴とする請求の範囲１記載のドップラー角の自動測定方法。３．前記第１の局部マークの画素の補正係数ｒを、とした場合に、この補正係数ｒが、０と１との間の予め定めた値の閾値Ｒｍを超える場合にだけドップラー角ＤＡの値を有効であるとする追加の工程を含む請求の範囲１に記載のドップラー角の自動測定方法。４．回帰線（又は慣性軸）に対する前記局部マークの対称が十分であると考えられる場合のみ前記ドップラー角ＤＡの値が有効であるとする追加の有効ステップを具え、前記対称を、３次の中心モーメントの計算から導き出し、ｓｋ（ｆ）を、とし、この場合、とし、ｆを関数ｙ（ｎ）＝ｆ（ｘ（ｎ））とし、この場合ｎを［１，…，Ｎ］の範囲内とし、３次の中心モーメントを、横座標の軸として取り出された回帰線（又は慣性軸）より上（ｙ＞０）に位置した前記局部マークの光線の先端により形成された曲線に対してｓｋ１とし、前記ライン（ｙ＜０）よりしたに位置した光線の先端により形成された曲線に対してｓｋ２とし、これらｓｋ１及びｓｋ２の値を後に比較する関数ｆを表す二つの曲線に対して計算することを特徴とする請求の範囲１記載のドップラー角の自動測定方法。５．補正係数ｒ及び回帰線の傾斜を計算する項を、以下の分析式：に基づいて、端部が座標ｘｍ，ｙ（ｘｍ）及びＸｍ，ｙ（ｘＭ）を有する二つの光線によって形成された各三角形のセクタに対して計算し、関数ｆ（ｘ，ｙ）を所定の以下の連続的な値１；ｘ；ｘｙ；ｘｘ；ｙｙとし、終端に対して用いられる係数ａ₀，ａ₁，ａ₂，ｂ₂，ａ₃，ｂ₃を、前記二つの光線の端点の座標にのみ依存するとともに相違する三角形のセクタの６個の相違するクラスに関連する６組のあり得る値を有する所定の値の組とすることを特徴とする請求の範囲４記載のドップラー角の自動測定方法。６．前記第１の局部マークの重心Ｇを計算した位置決めする追加の工程を含み、この重心を、請求の範囲１から３までのいずれか１項に記載の測定方法によりドップラー角ＤＡの最適な決定を行なうように最適化された新しい初期点として選択することを特徴とする請求の範囲１から５までのいずれか１項に記載のドップラー角の自動測定方法。７．位置決めしドップラー角ＤＡの最適な決定を行なう前記追加の工程が、１回と２０回との間の予め定めた回数だけ繰り返されることを特徴とする請求の範囲４に記載のドップラー角の自動測定方法。８．超音波エコーグラフによるグレーレベル画像のエコーグラフ励振方向と血管軸とによって囲まれるドップラー角度ＤＡを、前記血管軸付近に位置する初期画像を前もって指定することにより自動的に決定する装置であって、エコーグラフ画像のグレーレベル値を画素レベルのマトリックスの形態として記憶するメモリと、エコーグラフ画像を２次元マトリックス画素の形態として表示するスクリーンと、前記エコーグラフ画像中で初期画素に対する指示手段と、前記メモリ及び初期画素をアクセスすることができる計算手段とを具え、前記計算手段を、エコーグラフ画像に亘って伝播する光線を用い、前記初期点から第１の等方性の光線追跡を行ない、前記光線に沿って規則的に分布する選択された点のグレーレベルのヒストグラムを形成する工程と、前記ヒストグラムに適用される画像処理アルゴリズムを実行し、前記選択された点のグレーレベルを、２個の互いに隣接するクラスかグレーレベルで表わされる閾値Ｔ₁，Ｔ₂---により分離され、より低い閾値Ｔ_i-1によって境界される一方のクラスＣＬ_iがエコー画像中の血管の壁部を表わす少なくとも２個のクラスＣＬ₁，ＣＬ₂に分類する工程と、前記初期点から第２の光線追跡を行ない、各光線の各点のグレーレベルを前記閾値Ｔ_i-1と比較し、各光線についてグレーレベルが前記閾値Ｔ_i-1に等しいか又はこれより高い第１の端部点Ｐ１を規定し、前記血管を、前記初期点を共通点として有する複数の三角形のセクタから成る第１の局部マークの形態として表わす工程と、前記第１局部マークの座標ｘ（ｎ）及びｙ（ｎ）を有するＮ画素に対する線形回帰法を用いることにより、前記第１局部マークの回帰線の傾斜ａを、として決定し、この場合、ｅ）ドップラー角ＤＡを、ＤＡ＝アークタンジェントａとして計算する工程とを実行するように配置したことを特徴とするドップラー角の自動決定装置。９．グレーレベル及び／又はカラーの画素の２次元行列の形態のエコーグラフ画像を含むスクリーンのフィールド中の前記ドップラー角ＤＡの値を自動的に表示するとともに、前記画像中で指摘された前記血管の軸を表すラインセグメントを描写することからなる追加のステップを具えることを特徴とする請求の範囲１から７のうちのいずれかに記載のドップラー角の自動測定方法。 10．画像又は少なくとも２色のカラー速度マップの形態で速度情報を表すことに応じ、これらの色の各々を、速度の符号及び速度の絶対値に比例する色強度の関数とし、速度色スケールを、このために設けたスクリーンのフィールドに表し、前記スケールの二つの終端のこれら速度の最大の正及び負の値を自動的に表示することにより、前記血管の軸に沿って観察される速度のダイナミックを含むように前記速度色スケールを自動的に補正することからなる追加の工程を具えることを特徴とする請求の範囲１から７のうちのいずれか又は請求の範囲９記載のドップラー角の自動測定方法。 11．モードＭの前記血管の関連のセグメントの時間の経過の速度分布の評価を、ドップラースペクトルと称される時間の関数として速度のダイナミックを示すヒストグラムの形態で、このために設けられたスクリーン上に表示することに応じ、前記血管の軸に沿って観察される速度のダイナミックを含むようにするために前記ドップラースペクトルに表された速度のスケールを自動的に補正することからなる追加のステップを具えることを特徴とする請求の範囲１から７のうちのいずれかに記載のドップラー角の自動測定方法。