JPH10305036A - 血管内超音波イメージング・プローブにより受け取られる超音波エコー信号に基いてカラー血流イメージを生成する方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 血管内超音波トランスデューサ・プローブか
ら送られる信号に従って血流を検出してイメージ化する
方法および装置を提供する。 【解決手段】 この方法および装置は、血管内超音波ト
ランスデューサ・プローブから送られる信号に従ってイ
メージを表示する。イメージ・プロセッサは、血管内の
視野の動的部分の計算された速度およびパワーを平滑化
するためにパーシステンス係数を独立的に指定する手段
を含む。更に、静的イメージ点（組織領域など）とは対
照的に、動的イメージ点（血流領域など）としての視野
内の特定のイメージ点の指定が、時間と空間の両方にわ
たって対象とするイメージ点に近接するイメージ点に対
する信号値を平均化することにより、決定される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、イメージング・シ
ステムに関し、特に、流動する血液と比較的静止状態の
組織を含む血管の概観の如き静的な領域と動的な領域の
両方を含むイメージを形成するためのシステムに関す
る。更に、本発明は、特に、動的挙動の変化する度合い
と関連する多色の様々の色で視野の動的部分の超音波イ
メージング・システムにより表されるイメージを表示す
ることに関し、色付けされた動的イメージは、グレー・
スケール・フォーマットで表される比較的静的な部分の
イメージに重ねられる。

【０００２】

【従来の技術】援用文献：出願人は、ここに明瞭に以下
に記述の文献を参照文献として援用する。プロウディア
ン（Proudian）その他の米国特許第４,９１７,０９７号
に記載された「小さいキャビティをイメージ化する装置
と方法（Apparatus and Methodfor Imaging Small Cavi
ties）」、エバール（Eberle）その他の米国特許第５,
１６７,２３３号に記載された「拡大およびイメージ化
装置（Dilating and Imaging Appratus）」、エバール
（Eberle）その他の米国特許第５,３６８,０３７号に記
載された「超音波カテーテル（Ultrasound Cathete
r）」、オドネル（O'Donnel）その他の米国特許第５,４
５３,５７５号に記載された「血管内の超音波イメージ
化における血流を検出するための装置および方法（Appa
ratus And MethodFor Detecting Blood Flow In Intrav
ascular Ultrasonic Imaging）」、および１９９５年１
２月２６日出願の米国特許出願第０８／５７８,２２６
号の継続出願である１９９６年９月１３日出願のエバー
ル（Eberle）その他の米国特許出願第０８／７１２,５
７６号における「柔軟性の基板を備えた高解像度の血管
内超音波トランスデューサ（High Resolution Intravas
cular Ultrasound Transducer Having a Flexible Subs
trate）」、および１９９７年１月８日出願のエバール
（Eberle）その他の米国特許出願第０８／７８０,４３
７号における「柔軟性の基板を備えた高解像度の血管内
超音波トランスデューサ組立体とその製造方法（A High
Resolution Intravascular Ultrasound Transducer As
sembly Having a Flexible Substrate and Method For
Manufacture Thereof）」の記述。

【０００３】米国および他の多くの国において、心臓病
が死亡と廃疾の主要な原因である。１つの特定的な心臓
病の種類は、アテローム性動脈硬化症であり、これは身
体中の動脈壁の壁部と内腔の変性に関与する。科学的研
究は、脂肪物質が堆積されることにより動脈壁部の肥厚
と組織の内腔への結果的な侵食とがなされることを立証
した。この物質は、「斑（plaque）」として知られる。
斑が堆積して内腔が狭搾するに伴い、血流が妨げられ
る。動脈が過度に狭搾すると、あるいは凝血が傷害斑部
位（病巣）に形成されると、血流はひどく減少されるか
又は遮断され、その結果血流が支える筋肉が酸素の欠乏
により傷害を受けるか又は壊死する。アテローム性動脈
硬化症は人体全体に起生し得るが、この症状が心臓に酸
素を供給する冠状動脈に関係する時には最大の生命の脅
威となる。心筋に対する血流が著しく低減あるいは遮断
されると、心筋梗塞、即ち「心臓麻痺」がしばしば生じ
る。即時に処置されなければ、心臓麻痺はしばしば死を
招く。

【０００４】医業は、薬物から開胸「バイパス」手術ま
での範囲にわたる心臓病を処置する広範囲な用具に依存
している。しばしば、病巣は、鼠径部における大腿動脈
を介して冠状動脈へ挿通されるカテーテルに基く用具を
用いて、最小限の介入で診断と処置を受けることができ
る。例えば、病巣に対する１つの処置は、経皮的経管的
冠状動脈形成術（ＰＴＣＡ）として知られる処置であ
り、これにより、先端部に膨張可能なバルーンを持つカ
テーテルが病巣まで挿通されて膨張される。その下にあ
る病巣が形状を変えられて、望ましくは、内腔径が血流
を回復するように増加される。

【０００５】ＰＴＣＡの如き処置中にカテーテルを案内
するための実際の方法は、リアルタイムＸ線イメージで
ある。この方法により、放射線不透性染料が冠動脈ツリ
ー中へ射出されて血流のマップを提供する。この技法
は、外科医が、血流が制限される部位を識別するのを助
ける。これら部位の識別後に、生体Ｘ線イメージを用い
て施療装置が配置される。しかし、Ｘ線イメージは、動
脈の形態、即ち、形状および構造についての情報を与え
るものではない。

【０００６】過去十年間、心臓専門家は、冠状血管につ
いての情報を得て、血流のみではなく血管の形状および
構造についての療法の成果を見ることを助ける新規な技
法を採用してきた。冠状動脈内超音波法（Intracoronar
y Ultrasound）あるいは血管内超音波法（Intravascula
r Ultrasound）（ＩＣＵＳ／ＩＶＵＳ）として知られる
この技法は、内腔、動脈組織および動脈を囲む組織の２
次元または３次元のイメージを生じるために、電子信号
を外部のイメージング・システムに提供するカテーテル
の先端部の小型トランスデューサを用いる。これらイメ
ージは、実質的にリアルタイムに生成され、高い解像度
を有する。Ｘ線イメージングよりも向上したものとし
て、前記のトランスデューサは血管内の配置されたその
部位のイメージの構成を容易にする。

【０００７】現在では、アメリカ合衆国及びその他の国
々で幾つかのＩＣＵＳ／ＩＶＵＳ装置が市販されてい
る。これらの装置は、ソリッドステート・トランスデュ
ーサ・アレイまたは回転クリスタルのいずれかを有する
トランスデューサ・プローブ組立体を含む。外科医は、
内腔の大きさおよび形状、および斑の何らかの組織弁
（flaps）または断裂（tears）を識別することに最も関
心を持つ。市販されるシステムは、これらシステムが用
いる超音波の比較的高い周波数により、これらの比較的
静的な特徴の詳細なイメージを生じる。イメージ信号
は、典型的に１０ないし４０ＭＨzの範囲内の周波数で
送られる。

【０００８】オドネル（O'Donnel）その他の米国特許第
５,４５３,５７５号において先に説明されたように、先
のような高い周波数で動作するこれら装置と関連する共
通の問題が存在する。超音波の周波数が引き上げられる
と、血液からの後方散乱が周波数の４乗で増加する。３
０ＭＨz付近の周波数では、血液からの後方散乱の振幅
は、動脈組織からの後方散乱および反射の振幅に近づ
く。このような現象のため、内腔のイメージが血液のエ
コーで一杯となり、血液を周囲の組織から弁別すること
はしばしば困難である。従って、外科医は、内腔を規定
することの困難を有する。

【０００９】血液エコーの問題は、視野内に動的領域を
イメージ化する多くの異なる方法において解決すべきも
のとされてきた。このようなシステムおよび方法の一例
は、オドネル（O'Donnel）その他の米国特許第５,４５
３,５７５号において提示されており、そこでは、「動
的」イメージが生成された後、血管系における視野の比
較的静的な特徴を表わす第２のイメージに重ねられる。

【００１０】公知のイメージ表示システムおよび方法
が、血管内のイメージングにおける視野内の動的特徴と
静的特徴を弁別することを助けてきたが、幾つかの短所
があった。第一に、公知の血管内血流イメージング・シ
ステムおよび方法は、流動する血液の領域から容易に弁
別できない動的領域として緩やかに運動する組織を提示
しようとする傾向がある。更に、現今の超音波血管イメ
ージング・システムは、不安定なイメージを生じる傾向
があり、イメージの動的部分が表示されるフレーム単位
で急激に変化することにより極端に「フラッシュする」
表示を生じる。換言すれば、表示が新たなイメージ・デ
ータでリフレッシュされる時に、スクリーン上の大部分
のピクセルにおけるカラー・ビットがオン状態とオフ状
態の間でトグルする（切換わる）。特定のピクセルに割
り当てられたカラーが類似した不安定状態を呈する。

【００１１】

【発明が解決しようとする課題】本発明の一般的な目的
は、超音波イメージング装置による血管内イメージング
中に改善された血流イメージを提供することにある。

【００１２】本発明の更に特定的な一般的な目的は、比
較的静的な特徴の領域から血流の領域を弁別することに
より明瞭な血液イメージを提供する、血管内の視野のイ
メージを生成する改善された方法を提供することにあ
る。

【００１３】本発明の一つの目的は、血流の領域が血管
壁及び包囲する組織とから容易に見分けられる血管のイ
メージを構成することにある。

【００１４】本発明の更に特定の目的は、血管内イメー
ジング中に血流領域を緩やかに運動する組織の領域から
弁別する改善された装置を提供することにある。

【００１５】本発明の更に別の目的は、静的および動的
イメージ・データに基いて視野の複合イメージを生成す
る改善された方法を提供することにある。

【００１６】本発明の更に特定の目的は、カラー状態と
非カラー状態の間でのピクセルの「フラッシュするこ
と」を除去することにある。

【００１７】本発明の別の目的は、ＩＣＵＳ／ＩＶＵＳ
イメージの監視者が、血管断面における血流領域のイメ
ージと、血管及び周囲の組織の同時に示されるイメージ
との間の相違を容易に認めることを可能にする装置を提
供することにある。

【００１８】本発明の関連する目的は、血流領域を血管
壁及び周囲の組織とに対して高いコントラストをつける
ようにして血管における血流領域をモニタ上に表示する
ことにある。

【００１９】本発明の別の目的は、リアルタイム・イメ
ージングに近づくように視覚的に見える様式で上記のイ
メージを構成することにある。

【００２０】

【課題を解決するための手段】上記および他の目的は、
動的領域を含む視野のイメージを提供する方法および装
置において達成される。特に、本発明によれば、視野の
イメージが、運動周波数（motion frequency）と運動パ
ワー（motion power）の両成分を持つイメージ・データ
に基いて表示される。運動周波数は、イメージの点に対
する指定された色の形態で表わされ、運動パワーはカラ
ー・イメージ点における明るさレベルの形態で表され
る。

【００２１】より特定的には、新規なイメージ表示方法
および装置によれば、瞬間的な運動パワー・データが、
イメージ化される１つの視野に対して生成される。瞬間
的な運動周波数データもまた、イメージ化される視野に
対して生成される。この運動周波数データは、イメージ
化される視野内の個々のイメージ領域内の物質の変化の
レート（または、流動速度）に対応する。血流イメージ
ングの場合、周波数データは、視野内のイメージ領域に
対する血流速度に対応する。

【００２２】新規なイメージング方法および装置の特質
によれば、時間的に平均化される運動パワーは、瞬間的
な運動パワー・データのセットと、フィードバック運動
パワーと、少なくとも第１のパーシステンス係数（pers
istence factor）とに基いて計算される。時間平均化さ
れる運動周波数は、瞬間的な運動周波数データのセット
と、フィードバック運動周波数と、第１のパーシステン
ス係数と異なる少なくとも第２のパーシステンス係数と
に基いて計算される。時間平均化された運動パワーと時
間平均化された運動周波数とは、カラー・イメージを画
定するためイメージ処理システムにより用いられる。そ
の後、視覚的表示装置に表示するためのイメージが、カ
ラー・イメージに従って生成される。

【００２３】新規なイメージング方法および装置の別の
特質によれば、特定のイメージ点に対するイメージ信号
の状態は、特定の表示特性（カラー化（colorizatio
n））を空間−時間（space-time）フィルタリングによ
って決定される。より特定的には、現在のイメージ・フ
レームに対しての及び現在のイメージ・フレームに最も
近い時間期間に生成されたイメージ・フレームのセット
に対しての、指定されたイメージ点に近接するイメージ
点のセットに対応するイメージ点値が、その指定された
イメージ点に対する時間及び空間平均化された値を得る
ために加算される。次に、イメージ・プロセッサは、時
間及び空間平均化された値を、少なくとも１つの値と比
較して、指定されたイメージ点に対して少なくとも２つ
のポテンシャル（potential、可能性）信号状態の一方
を割り当てる。以下に述べる特定の例においては、信号
状態が、特定のイメージ点がカラーまたはグレースケー
ルのいずれかになるかを識別する。最終イメージがイメ
ージ処理システムにより提示される時、表示されるイメ
ージ点は、このイメージ点に対して割り当てられる信号
状態により少なくとも部分的に規定される。

【００２４】特許請求の範囲の請求項は、本発明の諸特
徴を特定的に記載する。本発明については、その目的と
利点と共に、添付図面及び以降の詳細な記述を参照すれ
ばよく理解されよう。

【００２５】

【発明の実施の形態】図１と図２に示される実施の形態
によれば、心臓１６の冠状動脈１４における脂肪物質、
即ち、斑１２の堆積が、しぼんだ状態のバルーン１８を
カテーテル組立体２０を介して動脈内へ挿入することに
より、幾つかの状況において処置される。図１に示され
るように、カテーテル組立体２０は、案内ワイヤ１９
と、大動脈２２の如き大きな動脈内に挿通される案内カ
テーテル２０ａと、案内カテーテル２０ａの内部に適合
するより小径のカテーテル２０ｂとを有する３部分から
なる組立体である。外科医が案内カテーテル２０ａと案
内ワイヤ１９とを大動脈２２に伸びる大径の動脈内へ送
った後、小径のカテーテル２０ｂが挿入される。斑１２
により部分的に閉塞された冠状動脈１４の初めで、案内
ワイヤ１９が最初に動脈内へ延ばされ、それに、先端部
にバルーン１８を持つカテーテル２０ｂが続く。

【００２６】図２に示されるように、バルーン１８がい
ったん冠状動脈１４に進入すると、バルーン１８の近位
スリーブ（proximal sleeve）２６内に収容されたプロ
ーブ組立体２４を含む超音波イメージング装置が、ビデ
オ・ディスプレイ２８上に動脈の断面図を、外科医に提
示する。プローブ組立体２４は、参考のため本文に援用
される１９９６年９月１３日出願のエバール（Eberle）
その他の米国特許出願第０８／７１２,５７６号に開示
される如き別々の担体材と裏材（backing material）と
を含む。しかし、他の実施の形態では、トランスデュー
サ・アレイの裏材もまた、参考のため本文に援用される
１９９７年１月８日出願のエバール（Eberle）その他の
米国特許出願第０８／７８０,４３７号に開示される形
式の柔軟性の回路設計における集積回路を担持するため
に用いられる。プローブ組立体２４は、エバールその他
の米国特許第５,３６８,０３７号とエバールその他の米
国特許出願第０８／７１２,５７６号において先に開示
された形式の高感度のトランスデューサ材料から作られ
たトランスデューサのアレイを含んでいる。本発明の図
示された実施の形態においては、トランスデューサは２
０ＭＨzの超音波励振（excitation）波形を発する。し
かし、他の適切な励振波形周波数が当業者には知られて
いる。プローブ組立体２４のトランスデューサは、反射
された超音波波形を受け取って、超音波エコーをエコー
波形へ変換する。プローブ組立体２４からの反射超音波
を表す増幅されたエコー波形が、マイクロケーブル２５
に沿って、患者の体外に配置された信号プロセッサ３０
へ送られる。カテーテル２０ｂは、カテーテルを膨張源
３１と、案内ワイヤ管腔と、信号プロセッサ３０とに結
合する従来の構造の３部分からなる接続部２９で終わ
る。膨張ポート２９ａと案内ワイヤ・ポート２９ｂと
は、それぞれ、従来のＰＴＣＡカテーテルの構造であ
る。第３のポート２９ｃは、電子コネクタ３３を介して
信号プロセッサ３０とビデオ・ディスプレイ２８とに接
続する経路をケーブル２５に提供する。

【００２７】本発明は広範囲の超音波イメージング・カ
テーテル組立体に組み込むことができることに留意され
たい。例えば、本発明は、バルーンを含まない診断用カ
テーテルに載置されたプローブ組立体に組み込まれ得
る。更に、このプローブ組立体はまた、教示内容が全て
の観点で参考のため本文に明瞭に援用されるプルーディ
アン（Proudian）その他の米国特許第４,９１７,０９７
号と、エバールその他の米国特許第５,１６７,２３３号
とに教示される様式で取り付けることもできる。しか
し、これらは、種々のプローブ組立体の取り付け形態の
例に過ぎない。他の形態は、超音波カテーテル・プロー
ブの設計の分野の当業者にとっては周知である。

【００２８】超音波イメージング・プローブの視野内の
動的特徴を表示するための超音波イメージ・データを取
得するための多数の技法および装置が当業者にとって周
知であるが、本発明の望ましい実施の形態においては、
カラー・フロー・システムが、血管内の移動する血液を
検出してイメージ化するために、静的イメージング走査
と動的イメージング走査の両方からの情報を用いる。こ
のような走査（スキャン）は、本文においては、それぞ
れＢ走査（明るさ）とＦ走査（フロー（流れ））と呼ば
れる。Ｂ走査とＦ走査とは、一般にＲＦ Ａ走査として
知られる１組の受信された無線周波（以下本文では、
「ＲＦ」）信号から構成される。

【００２９】次に図３において、内容が参考のため本文
に援用される米国特許第５,４５３,５７５号に一般的に
記載される多重ポート・フィルタ・バンク法によって、
動的イメージ・データが最初に取得される。望ましい実
施の形態においては、Ｆ走査の間、８個の隣接するアレ
イ・エレメントが、超音波を血管系へ発射する単一のト
ランシーバとして働く。他の公知のイメージ表示技術と
は異なり、トランスデューサ組立体における特定位置で
のトランスデューサの多重発射からの複数の計測が、活
動状態の開口（アパチャ）を１エレメント進める前に行
われる。各位置ごとに、Ｆ走査中に受け取られる全ての
ＲＦ Ａ走査エコーが、８つの異なる周波数応答イメー
ジ信号のセットを得るために、８ポートのフィルタ・バ
ンク４０によって周知の方法で処理される。図３に示さ
れるこの信号フィルタリング技術は、古典的なコーナ・
ターナ（corner turner）手法として当業者に知られて
いる。

【００３０】図３において、各「ｘ」は、１つのデジタ
ル化された変換されたエコー信号の読み取りを表す。ま
た、各行は、８つのトランスデューサのセットからの種
々の距離における１組の読み取りを表す。望ましい実施
の形態においては、２０４８のこのような読み取りが１
つのトランスデューサ発射（firing）に対して行われ
る。最後に、各カラムは、特定のトランスデューサ発射
位置における特定の深さでのデジタル化された信号の読
み取りのセットを表す。

【００３１】フィルタ・バンク４０を構成する８個の個
々のフィルタは、Ｆ走査内の各位置ごとに８つの出力Ｒ
Ｆ Ａ走査を生じ、そこでは、フィルタ・バンク４０か
らの８つの出力信号のそれぞれが、超音波イメージ表示
装置の選択された視野内の物質の特定の速度を表す信号
を生じるようにチューンされた８個の運動フィルタの１
つによって通される信号を表すようにする。理想的に
は、任意の所与の深さにおける８個のフィルタ・ポート
からの８つの出力信号のそれぞれにおけるパワーは、運
動フィルタの帯域幅により決定される血流速度範囲に対
するフロー（流れ）信号を表す。

【００３２】次に図４を参照する。８個のフィルタが３
４.４ＭＨｚのクロック速度で動作するビーム形成器
（ビーム・フォーマ）５０に組み込まれる。しかし、本
発明の他の実施の形態では、ビーム形成器５０が更に多
くの又は少ない数のフィルタを含み得ることに留意され
たい。現在望ましい超音波プローブは、６４個の超音波
アレイ・エレメントを含む。このため、Ｆ走査は、各ア
レイ・エレメントに１つずつの、６４の開口位置で行わ
れ、５１２の動的イメージング・ベクトルを生じる。こ
の５１２の動的イメージング・ベクトルは、望ましい６
４エレメントのトランスデューサ・アレイの６４の開口
位置のそれぞれにおけるフィルタリングされたイメージ
・データの８つのセットからなっている。

【００３３】更に、番号（数）が、現在望ましいイメー
ジ信号の処理の段と表示システムをつなぐ経路に置かれ
ることに留意されたい。これらの数は、ハードウエア段
の間のデータ経路の幅を表す。このような指定は一般に
設計上の配慮であり、他の経路幅の形態が、本文に含ま
れる実施の形態の観点から、当業者には周知であること
に留意されたい。

【００３４】ビーム形成器５０は、Ｆ走査（運動）とＢ
走査（静的）と間の多重化のために構成され、ビーム形
成器５０によって、個々の運動イメージ・データ・フレ
ームと静的イメージ・データ・フレームが交互に提供さ
れる。１つのフレームに対するＢ走査のイメージ・デー
タ取得の間、各開口位置における４回の発射がアナログ
／ディジタル・コンバータ（ＡＤＣ）ボード（図示せ
ず）において信号平均化され、独立的な計測が、活動状
態の開口における全ての送信／受信エレメント対におい
て行われる。ビーム形成器５０は、Ｂ走査動作中に５１
２のベクトルのそれぞれにおける１４個のエレメントの
活動状態の開口における完全なデータ・セット、即ち、
フェーズ化されたアレイの再構成のために構成される。
Ｂ走査動作中のビーム形成器５０からの５１２のＲＦ
Ａ走査出力は、円筒状の超音波トランスデューサ・アレ
イと対応する円の周囲に規則的に分布された５１２のビ
ームを表す。カラーのフロー・イメージ化動作のため現
在構成されるように、Ｂ走査中のパルス反復間隔は約４
１.６ミリ秒のフレーム期間（２４フレーム／秒）を生
じるように選択される。

【００３５】同じビーム形成器５０のハードウエアは、
Ｆ走査フレームの形成中に使用される。しかし、前述の
ように、このハードウエアは、６４の開口位置のそれぞ
れにおける８組の運動情報を生成するように制御され
る。１つの位置における６４回の発射のそれぞれの間に
８つの隣接するトランスデューサ・エレメントを一つに
短絡することにより、運動検出イメージ・データが得ら
れる。２回の発射の組の各組がＡＤＣにおいて信号平均
化（加算）され、運動処理のためビーム形成器５０へ送
られる３２の独立的な信号を生じる。ビーム形成器５０
については、先に参考のため本文に援用されたオドネル
（O'Donnell）その他の米国特許第５,４５３,５７５号
に記載されている。２４フレーム／秒の動作を達成する
ために、運動検出フレームのためのパルス反復間隔は約
１０μ秒であるべきである。

【００３６】図４および図５に示されるフロー・イメー
ジング・システムの部分の主要機能は、個々に生成され
る「流れ（フロー）」走査と「明るさ（brightness）」
走査からＢ走査（静的イメージ）情報とＦ走査（運動検
出）情報とを選択することであり、これにより、１つの
視野における血流領域の５１２ベクトルの、空間表示を
表す複合フレームを生じることである。これは、Ｂ走査
データから構成されるイメージ上に、フロー・イメージ
信号基準を満たすフロー走査イメージの部分を重ねるこ
とによって行われる。

【００３７】図４の記述を続けると、１６ビットのバレ
ル・シフタ（barrel shifter）５２が、３４.４ＭＨzの
クロック速度でビーム形成器５０から直接（動作のモー
ドに従って）Ｆ走査データまたはＢ走査データを受け取
る。当業者に理解されるように、バレル・シフタ５２
は、１組の制御入力に従って入力データをビット・シフ
トするように選択的に制御される。バレル・シフトされ
るデータは、１６タップの有限インパルス応答（finite
impulse response）（ＦＩＲ）フィルタ５４へ出力さ
れる。

【００３８】ＦＩＲフィルタ５４は、走査の形式に基い
て、１６タップのそれぞれに、プログラム可能に選択さ
れる重みを加える。Ｂ走査フレームの場合、トランスデ
ューサのインパルス応答を向上させ、かつステント・ス
トラット（stent struts）の如き強力な反射器（リフレ
クタ）に見出される軸方向のアーティファクト（artifa
ct）を低減するように、係数が１６タップに適用され
る。これは、周知のフィルタリング法により得られるフ
ィルタ係数を適用することによって達成される。Ｆ走査
フレーム処理の間、ＦＩＲフィルタ５４の各タップに適
用される重みは、周知の方法で、８個の運動検出フィル
タにより生成される帯域外ノイズ（out-of-band-nois
e）を低減すると共に全体的な電子的信号／雑音比を改
善するためにキャリア周波数（公称的に２０ＭＨz）周
辺のパルス帯域幅を狭めるように、選択される。

【００３９】ＦＩＲフィルタ５４からの出力信号は、イ
メージ・ベクトル遅延ＲＡＭ５６へのＢ走査フレーム処
理中にデマルチプレクスされる。フロー・イメージの処
理は多段状の手順である。スループットを改善するため
には、フロー・イメージをパイプラインで処理される。
このパイプラインは、所与の時間に４つまでのフロー・
イメージを処理する。イメージ・ベクトル遅延ＲＡＭ５
６は、リフレッシュされ（新たなフレーム・データ
で）、ラウンド・ロビン方式で読み出される４フレーム
のメモリ段を提供するように構成されるメモリを含んで
いる。このため、イメージ・ベクトル遅延ＲＡＭ５６
は、先に述べたように交互にビーム形成器５０から得ら
れるＦ走査フレームとＢ走査フレームの同期を容易にす
る。記憶されたフィルタリングされたＢ走査データは、
イメージ及びカラー出力マルチプレクサ（ＭＵＸ）５８
（図５に示される）へ出力され、このマルチプレクサ
が、リングダウン減算および検出（ringdown subtracti
on and detection）の如きＢ走査データに対する付加的
な処理を行うデジタル・ベクトル・プロセッサ（図示せ
ず）へ入力される信号を選択する。Ｂ走査データは、最
終的に、ビデオ・ピクセル座標へ変換され、１つの視野
内の比較的静的なイメージ特徴と同時にフロー領域のカ
ラー化イメージを表示する複合イメージを生成するため
に、処理されたＦ走査イメージ・データと選択的に組み
合わされる。

【００４０】Ｆ走査フレームと対応するＦＩＲフィルタ
５４の出力データは、一連のＢ走査イメージ信号処理と
区別される別個の一連のＦ走査信号処理ハードウエア
へ、デマルチプレクスされる。一連のＦ走査信号処理
（Ｆ走査信号処理チェーン）が、図４の残りの部分に示
され、Ｆ走査フレームにおける各イメージ点に対する１
組のカラー（運動）パワー・データと１組のカラー（運
動）周波数データとを生成する。最初に、デマルチプレ
クスされたＦ走査データがビーム・バッファ６０により
受け取られる。

【００４１】アジマスＦＩＲフィルタ６２は、フォーカ
シングが低下する開口を結果として生じる８つの隣接す
るトランスデューサ・エレメントの短絡から生じるＦ走
査フレームに形成するビームと関連するアーティファク
トを低減する。望ましい実施の形態においては、アジマ
スＦＩＲフィルタ６２は、フィルタ・バンク・データの
各組に対する３つの隣接する開口位置（ビーム）にまた
がってビームの平滑化を行うための３つのタップを含ん
でいる。８つのフィルタ・バンク・データの組が各開口
位置と関連させられるので、ビーム・バッファ６０が８
×３組のビーム・データを格納する寸法とされる。

【００４２】１組の範囲変化係数６４が、当業者には公
知の方法で、アーティファクトを形成する範囲（距離）
依存性のアジマス・ビームを補償するように、８×３ビ
ームの処理中に、アジマスＦＩＲフィルタ６２へ印加さ
れる。本発明の望ましい実施の形態においては、範囲変
化係数６４の値は、１つのビーム内の２０４８のデータ
点全体にわたり１６回まで修正される。ビーム・バッフ
ァ６０、アジマスＦＩＲフィルタ６２、及び範囲変化係
数６４により表されるアジマス・フィルタ段は望ましい
が、当該段が本発明の別の実施の形態には存在しないこ
とに留意されたい。

【００４３】アジマス・フィルタリング後に、カラー・
フロー処理システムがＦ走査フレームを構成する５１２
のＲＦ Ａ走査の全てを検出する。整流器６６がアジマ
スＦＩＲフィルタ６２から受け取った５１２のＦ走査ビ
ームを処理した後、受け取ったデータを積分しフィルタ
リングしたデータをデシメータ（decimator）７０へ送
るＦＩＲフィルタ６８へ、整流された出力が与えられ
る。４：１のデシメーション（decimation）が、データ
のクロック・レートを３４.４ＭＨｚから８.６Ｍｚへ低
減し、各ビームの全長を２０４８点から５１２点へ低減
する。８.６ＭＨｚの出力レートは、以下に述べるデジ
タル・ベクトル・プロセッサ（ＤＶＰ）の出力レートと
整合する。

【００４４】Ｂ走査データとは対照的に、検出された運
動信号は、通常、信号対雑音比を改善する付加的な軸に
ついての平滑化から利益をもたらす。その結果、デシメ
ータ７０からの出力データは、各ビームについて付加的
なフィルタリングを行う８タップＦＩＲフィルタ７２に
より受け取られる。８タップＦＩＲフィルタ７２の出力
は、ビット密度を１６ビットから８ビットへ低減する圧
縮ルックアップ・テーブル（ＬＵＴ）７４により受け取
られる。振幅マッピングの形態は、単に設計上の選択で
あり、有効な二つの代替案として線形マッピングと対数
マッピングを含んでいる。

【００４５】圧縮されたデータは、圧縮ルックアップ・
テーブル（ＬＵＴ）７４から受け取られる圧縮されたＦ
走査データに基いて、各イメージ点ごとに信号パワー
（運動パワー）と流速（運動周波数）とを計算する２つ
の別個のフロー・イメージ処理サブシステムへ送られ
る。フロー情報がカラー・イメージとして表示されるの
で、信号パワー（運動パワー）と流速（運動周波数）と
を、本文においてそれぞれ「カラー・パワー」と「カラ
ー周波数」と呼ぶ。

【００４６】カラー・パワーは、運動ピクセル内の信号
強度の概算値を表す。従来のカラー・ドップラ（これ
は、実際に本発明を導入し得る）では、この信号はドッ
プラ・スペクトルのカーブ（曲線）の下の範囲に相当す
る。本発明においてかかるパワーを概算するために、フ
ィルタ・バンクの検出された出力が、８つのフィルタ・
バンク・ビンと対応する特定の開口位置に対して、全８
組のデータについて加算される。８ライン・バッファ７
６とアキュムレータ７８とが、圧縮されたＦ走査データ
について加算を実施する。図面には示されないが、アキ
ュムレータ７８の出力は、図５に示された更なるカラー
・イメージ処理ハードウエアにより受け取られる８ビッ
ト値（カラー・パワー）をなすように、累計された出力
３ビットをビット・シフトすることにより正規化され
る。

【００４７】圧縮ルックアップ・テーブル７４の詳細が
アキュムレータで得られる和に影響を及ぼすことに留意
されたい。純粋な対数的圧縮が用いられるならば、特定
の開口に対する８つのフィルタ・バンク・データ組にわ
たる和は、検出されたフィルタ出力にわたっての積と等
価である。反対に、線形的圧縮が用いられるならば、８
つのフィルタ・バンク・データ組の全てが単に加算さ
れ、これによって、低いフロー振幅をもつノイズの多い
フィルタ出力の影響を増す。このように、適切な圧縮機
能は、フィルタ・バンクにわたっての和がドップラ・ス
ペクトルの曲線の下の範囲を近似するように、慎重に選
択されねばならない。

【００４８】Ｆ走査フレームに対する「カラー周波数」
値を生成するための回路について述べる前に、実際に、
検出された運動Ｆ走査もまた血液の流速を概算するため
に使用できることに留意されたい。無論、これは、フロ
ー方向（面内対面外）、局部的なスペックル（speckl
e）特性、フィルタの漏洩、およびノイズを含む多くの
要因に基く異なるフィルタ・バンク・ビン（bin）にお
いて、同じ速度の流れ（フロー）が現れ得るゆえに、非
常に複雑な問題である。早い流れと遅い流れとを見分け
る１つの方法は、確立されたノイズ・スレッショルドよ
り上のフィルタ・バンク・ビンの数をカウントすること
である。

【００４９】更に、バンク内の各フィルタ、特にゼロ周
波数に最も近いフィルタ、が僅かに異なる特性を持ち得
るので、ノイズ・スレッショルド（閾値）が各フィルタ
・バンク・ビンごとに独立的に設定される。各範囲サン
プルでは、８つのフィルタ・バンク信号の各々が、エン
ベロープにおけるスレッショルド８０において比較さ
れ、論理値１が、調節可能エンベロープ・スレッショル
ド信号入力により与えられるスレッショルド値を越える
８つのフィルタ・バンク信号のそれぞれに割り当てられ
る。スレッショルドの比較の結果として得る８ビットの
結果は、８×５１２（１つの、デシメートされたビーム
（decimated beam））バッファ８２に格納される。８ビ
ット・ワードにおける各ビットは、対応するフィルタ・
ビンに対するスレッショルド・テストの出力を表す。８
ビット・ワードの各々は、カラー周波数ＬＵＴ８４にお
けるエントリをアクセスするために用いられる。本発明
の実施の一形態においては、カラー周波数ＬＵＴ８４の
プログラムされたエントリは、各入力ワードにおけるビ
ット・セットの数をカウントすることにより、フロー
（運動）周波数を表面上概算する。即ち、ビット・セッ
トが多くなるほど、流速が大きくなる。他の更に進歩し
たカラー周波数ＬＵＴは、多くの異なる種類のパターン
が、広範囲の条件下で臨床的試行により最もよく解明さ
れる非常に似たフロー条件に対して予測され得るため、
複雑なアルゴリズムを含みがちである。

【００５０】図５は、カラー（運動）パワー、カラー
（運動）周波数およびＢ走査フレーム・データを１つの
フロー推定値に組み合わせるようにプログラム可能に制
御される信号処理ハードウエアを略図的に示している。
本発明の望ましい実施の形態の１つの特質によれば、そ
れぞれ１つのフィードバックの無限インパルス応答フィ
ルタ／バッファ８５及び８６によって、時間にわたっ
て、カラー・パワーとカラー周波数の両方に対して信号
の安定性が達成される。フィルタ／バッファ８５及び８
６の各々は、全てのＦ走査フレームに対して前に計算さ
れた値を格納するための６４×５１２×（１ワード）の
バッファを含んでいる。カラー・パワー・パーシステン
ス係数（coefficient）Ｋ１とその関連する係数Ｍと
は、第１のパーシステンス係数（factor）を提供する。
カラー周波数パーシステンス係数（coefficient）Ｋ２
とその関連する係数Ｎとは、第２のパーシステンス係数
（factor）を提供する。新規なイメージ表示システムの
特質によれば、前記の第１および第２のパーシステンス
係数は独立的に指定される。

【００５１】上記の実施の形態において、前記の第１お
よび第２のパーシステンス係数はそれぞれ２つの変数の
組み合わせにより確立されることに留意されたい。本発
明の別の実施の形態においては、この第１および第２の
パーシステンス係数は、変数が両方のフィルタに共通で
あっても、１つの調整可能な変数、又は変数の他の組み
合わせからなり得る。このようなシステムの事例は、
「Ｍ」と「Ｎ」とが同じ値である場合のものである。

【００５２】フィルタ／バッファ８５とフィルタ／バッ
ファ８６内部のアキュムレータの動作は、アキュムレー
タ７８およびカラー周波数ＬＵＴからのそれぞれの制御
線「ＰＷＲＲＤＹ」と「ＦＲＱＲＤＹ」によって、「カ
ラー・パワー」と「カラー周波数」と表示される線にお
ける入力値と同期される。フィルタ／バッファ８５およ
び８６の構造、機能および動作は、当業者には理解され
よう。

【００５３】比較的長い期間のパーシステンス値（前に
計算した値からの僅かな変化を助ける）は、この値が、
流動する血液からの散乱係数（scattering coefficien
t）の測定値であるので心臓周期にわたってそれほど変
動すべきでないので、カラー・パワー信号のフィルタリ
ングに対して指定されるべきである（Ｋ１およびＭに対
する値の適正な指定を介して）。従って、カラー・パワ
ーは、ノイズおよびスペックルの変動を平滑化するため
に、心臓周期に比して長い期間にわたり平均化されるべ
きである。カラー・パワー係数（coefficient）Ｋ１と
値「Ｍ」とは、一般に、約１秒のパーシステンス（持
続）期間を得るように選択される。Ｋ１とＭの値により
望ましい実施の形態において決定される第１のパーシス
テンス係数（factor）は、テスト中と患者における使用
中のユーザによる調整を容易にするように調整可能であ
る。

【００５４】対照的に、カラー周波数は、流速と関連す
るので、心臓周期にわたって変化することが予期され
る。このため、Ｋ２とＮに対する値は、心拍より短いパ
ーシステンス期間を持つ時間ベースの平滑化を達成する
ように指定される。係数Ｋ２と値Ｎにより決定されるカ
ラー周波数のパーシステンス係数（factor）は、一般
に、４０ないし１００ミリ秒のカラー周波数パーシステ
ンス期間を生じるように選択される。値Ｋ２および値Ｎ
により望ましい実施の形態において決定される第２のパ
ーシステンス係数（factor）は、テスト中と患者におけ
る使用中におけるユーザによる調整を容易にするように
調整可能である。

【００５５】フレーム平均化された８ビットのカラー・
パワー信号と７ビットのカラー周波数信号の組み合わせ
信号は、フィルタ／バッファ８５および８６それぞれか
らのアキュムレータ出力によりカラー値生成（ＣＶＧ）
ＬＵＴ８７へ与えられる。ＣＶＧ ＬＵＴ８７は、運動
パワーと運動周波数の情報を組み合わせてカラーと明る
さの両係数（coefficient）を持つ７ビットのカラー信
号を生じる。カラー周波数ＬＵＴ８４の場合におけるよ
うに、ＣＶＧ ＬＵＴ８７は、多くの方法でプログラム
することができ、例えば、運動周波数情報を無視して運
動パワー信号のみを生じ、カラー周波数値などに従って
輝度を制御したりカラーを変化させるようパワー信号に
シグモイド（sigmoid）・スレッショルドを生成するよ
うにプログラムすることができる。ＣＶＧ ＬＵＴ８７
に対する指定された入力に対する特定の出力値の指定
は、臨床的な試みにより解明され得る主として設計上の
要件である。

【００５６】ＣＶＧ ＬＵＴ８７は、１つのカラー信号
をアジマス補間器８８へ出力する。Ｆ走査イメージング
・ベクトルは６４ビームについて生成されるが、Ｂ走査
は５１２ビームを使用する。アジマス補間器８８は、標
準的な線形補間を用いて６４の与えられたビームから５
１２のビームを生成する。フロー処理前にＲＦデータを
アジマス・フィルタリングをする場合でさえも、一緒に
結合された８エレメントと関連するアジマスの放射パタ
ーンがかなり広いことが多いので、線形補間法が適切で
ある。補間器８８は、結果として得る補間されたイメー
ジ・データを単一フレーム・フロー・データ・スキュー
８９へ送り、ここで、データがバッファされ、時間スキ
ューされて、デジタル・ベクトル・プロセッサ（ＤＶ
Ｐ）へ、そそしての後図示されないがオドネル（O'Donn
ell）その他の米国特許第５,４５３,５７５号に記載さ
れている走査コンバータへの出力に適する７ビットのカ
ラー値信号を生じる。

【００５７】図５の最上部の経路は、最終的な５１２×
５１２フロー・フレームにおける特定のビームにおける
１つの点がカラー・フロー・イメージ点として指定され
るかどうかを示す１ビット・カラー・マスクを生じるた
めに、Ｆ走査カラー・パワーおよびＢ走査信号レベルを
論理的に比較するためのイメージ処理ハードウエアを示
している。この１ビット・マスクは、それぞれ５１２点
を含む５１２ビームにおける特定のイメージ点を表示す
る（グレースケールまたはカラー）ソース（Ｂ走査また
はＦ走査）と方法とを指定する。図５の最上部の経路に
沿って略図的に示される信号処理は、「フラッシュする
こと」、即ち、複合的フロー／静的組織イメージの表示
の間にカラー・ピクセルが外観上ランダムにターンオン
／オフすることを、著しく低減する。

【００５８】カラー・パワー・スレッショルド検出器９
０は、アキュムレータ７８からのカラー・パワー信号を
指定されたスレッショルド・レベルＴ２と比較して論理
信号Ｂを生じる。論理信号Ｂは、カラー・パワー信号が
スレッショルド・レベルと一致するかこれを越えるなら
ば１であり、カラー・パワー信号がスレッショルド・レ
ベルより低ければ０である。論理信号Ｂが１ならば、点
は、カラー・フロー・イメージ点である可能性のあるも
のとして識別される。論理信号Ｂが０ならば、特定のイ
メージ点は動的ではなく（Ｔ２との比較により決定され
る）、従って、Ｂ走査データを表示するよう指定され
る。

【００５９】カラー・パワー・レベルの検出と並行し
て、ＤＶＰのＢ走査データ・バッファ９１からのＢ走査
データ（５１２ビーム）入力が、Ｂ走査スレッショルド
検出器９２においてスレッショルド・レベルＴ１と比較
される。Ｂ走査スレッショルド検出器９２により生成さ
れる論理信号は、イメージ点に対するＢ走査値が指定さ
れたスレッショルド・レベルより低ければ１であり、ス
レッショルドより高ければ０である（組織の領域を示
す）。このビットが１ならば、Ｂ走査レベルは低く、そ
の点は、血流領域の可能性のあるものとして識別され
る。フレーム・マスク・バッファ９４の「イネーブル」
入力に接続されたフレーム識別信号は、Ｂ走査スレッシ
ョルド検出器９２により与えられるスレッショルド信号
を選択的にフレーム・マスク・バッファ９４へ通して、
Ｂ走査データのみがフレーム・マスク・バッファ９４に
格納された論理信号Ａの生成に関与することを保証す
る。

【００６０】１つのイメージ内の所与のイメージ点に対
して、信号Ａと信号Ｂの両方が論理値１である時、「カ
ラー・フロー」状態が指定される。即ち、イメージ点
は、著しい運動（カラー）パワーとこれに対する血液と
して識別される低いＢ走査強度の両者を持たねばならな
い。しかし、論理信号Ａは、５１２ビーム×５１２イメ
ージ点／ビーム・グリッド上にあるが、論理信号Ｂは６
４ビーム×５１２イメージ点／ビーム・グリッド上にあ
る。従って、データ・スキュー及びコンパレータ９５に
対する６４入力「Ｂ」ビームは、６４の論理信号Ｂビー
ムの各々を８回反復し、次いで論理信号Ａビームとスキ
ューされた論理信号Ｂビーム間で論理的ＡＮＤ演算を行
うことにより、拡張される。上記の処理の結果は、カラ
ー・マスク・バッファ９６に格納される。

【００６１】フロー情報（即ち、運動する環境では、時
間的平均もまた空間平均する）の空間的スミヤリング
（spatial smearing）を防止するために、カラー・パワ
ー信号がフィルタ／バッファ８５によりフレーム平均さ
れる前に、カラー・パワー・スレッショルドの決定が行
われることに留意されたい。カラー・マスク・バッファ
９６内に格納されたフロー・マスク情報がフィルタ／バ
ッファ８５からの一時的に平均化されたカラー・パワー
・データから導出されるものであるとすれば、壁／内腔
（管腔）の境界が不鮮明になり易い。このような問題を
避けるため、データ・スキュー及びコンパレータ９５へ
与えられるカラー情報とＢ走査との間の空間的整合を保
証するため、カラー・マスクがリアルタイムに計算され
る。

【００６２】カラー・マスク・バッファ９６に格納され
たカラー・マスク情報は、フレーム単位で概算されるゆ
えに多くのノイズを含み得る。ノイズの多いカラー・マ
スク・データは更に、カラーのフラッシングするアーテ
ィファクトを生じる。カラー・フラッシング・アーティ
ファクトの発生の度合いを低減するため、先行する８つ
のＢ走査フレームおよびＦ走査フレームに対するデータ
・スキュー及びコンパレータ９５からのカラー・マスク
・データが、カラー・マスク・バッファ９６にバッファ
される。空間−時間ランク順フィルタ９７は、空間（対
象とするイメージ点のあたりを中心とする）にわたって
のカラー・ビット・マスク・データと、システムにより
生成された最も後のカラー・マスク・フレームとをフィ
ルタリングする。

【００６３】一般に、低域通過フィルタの如き線形フィ
ルタは、フラッシング・アーティファクトを低減する
が、壁と管腔の縁部を不鮮明にもする。対照的に、例え
ばメジアン（median）・フィルタの如き非線形ランク順
フィルタは、空間及び時間の縁部の両方を維持しつつ、
空間または時間のいずれかにおけるポップコーン・ノイ
ズ（popcorn noise）（フラッシュ）の確率を低減す
る。空間−時間的ランク順フィルタ９７は、カラー・マ
スク・バッファ９６に格納されたデータに３×３×８空
間−フレーム・フィルタを適用することにより、出力ビ
ット・マスクを生じる。空間的、Ｌ＝８、櫛形フィルタ
を用いて、８フレームに対する元のカラー・データと同
じ空間的広がりにわたってフィルタリングする。

【００６４】図６を少し参照すると、空間−時間フィル
タリング中の単一イメージ・フレームにおいて参照され
る３×３スペースが例示的に示されている。同図に示さ
れるように、第１の組の３つの点が、現在のイメージ点
Ｘと２つの隣接するイメージ点とを含む第１の放射状ビ
ームから参照される。残りの６つのイメージ点は、第１
の放射状ビームにおける３つの点と対応する距離で２つ
の隣接するビームから（それぞれ３つずつ）参照され
る。

【００６５】５１２ビーム×５１２点／ビーム・ビット
・マスクにおける特定のマスク・ビットの値は、３×３
×８空間−時間的「量（volume）」内に含まれるビット
の値を加算することにより得られる。加算されたビット
に対する最大値は７２である。特定の実施の形態におい
ては、ランク順フィルタ９７がメジアン（中央値）・フ
ィルタとして構成される。当該実施の形態において、マ
スク・ビットの加算値が３６のスレッショルド値に等し
いか又はこれより大きければ、メジアン・フィルタとし
て働くランク順フィルタ９７がそのマスク・ビットに対
して論理１の値を出力し、これにより、特定のイメージ
点がカラー化されるべきことを示す。

【００６６】３×３空間カーネルが選択されても、更に
確実なフィルタリングを行うために他の適切な空間的カ
ーネルが用いられ得ることに留意されたい。マスク・デ
ータの８フレームの選択が、時間的フィルタリングに対
しての現在の好ましい選択であるが、他の値も本発明の
範囲内に含まれることが意図される。最後に、ランク順
フィルタ９７に対するスレッショルドの３６（即ち、最
大値の半分、従って、メジアン・フィルタ）の選択は、
ＴＨＲＥＳＨ（スレッショルド）信号入力によって、特
定の臨床オペレーションまたはイメージング・システム
・ハードウエアにおける必要性または好みに従って、変
更され得る。

【００６７】依然として「ランク順」フィルタである間
に、スレッショルドがメジアン値以外の値に修正される
と、判定点が値の範囲の中間ではないので、このフィル
タは一般に「メジアン」フィルタではないと見なされ
る。無論、選択されたスレッショルド値がメジアン値と
実質的に同じである場合には、このようなフィルタを
「実質的メジアン・フィルタ」と呼ぶことはできる。

【００６８】５１２イメージ・ビームのそれぞれ、およ
び１つのイメージ・ビームにおける５１２のイメージ点
のそれぞれに対して、カラー・ベクトル遅延ＲＡＭ９８
は、空間−時間ランク順フィルタ９７により与えられる
カラー・マスク・データの１ビットと、単一フレーム・
フロー・データ・スキュー８９からの７ビット・カラー
値データとを組み合わせて、カラー・イメージ・フレー
ムを生成する。カラー・イメージ・フレームのカラー・
イメージ・データ点は、それぞれ８ビット・ワードとし
て格納される。ＣＤＶ ＲＡＭ９８の出力は、イメージ
及びカラー出力マルチプレクサ（ＭＵＸ）５８に対する
１つのデータ入力として働く。イメージ及びカラー出力
マルチプレクサ（ＭＵＸ）５８に対する他のデータ入力
は、図４のＦＩＲフィルタ５４とイメージ・ベクトル遅
延ＲＡＭ５６からの１６ビットのＢ走査データであり、
即ち、ベクトル・バイパス信号である。

【００６９】どのデータ形式（Ｂ走査またはカラー・フ
ロー）を送るかを決定するためにカラー・フレーム制御
信号を用い、ＭＵＸ５８の出力がディジタル・ベクトル
・プロセッサ（ＤＶＰ）へ送られる。カラー・フレーム
が選択されると、ＤＶＰはカラー・ベクトル遅延ＲＡＭ
９８内に格納された処理済みカラー・イメージ・データ
を表示プロセッサへ送る。あるいはまた、カラー・フレ
ームが選択されなければ、ＤＶＰはＲＦフィルタリング
された生のＢ走査データを取り上げ、これを処理し（即
ち、２０４８のビーム・サンプルを５８サンプルにデシ
メートする）、Ｂ走査データを走査変換などのために表
示プロセッサへ送る。デシメート（decimate）されたＢ
走査データは、Ｂ走査データ・バッファ９１に格納され
る。

【００７０】今日のＤＶＰは、Ｂ走査データを処理し、
走査変換および表示のために結果を表示プロセッサへ送
る。本発明によるＤＶＰは、生のＢ走査フレームと処理
されたカラー・フロー・フレームの両方を受け取る。先
に述べたように、カラー・フレーム・ビットが論理０で
あるならば、ＤＶＰは、入力Ａ走査データを、５１２ビ
ームの各々ごとにビーム当たり５１２サンプルにデシメ
ートすることにより、生のＢ走査データを処理する。次
に、処理されたＢ走査データは表示プロセッサへ送られ
る。カラー・フレーム制御ビットが論理「１」に等しけ
れば、ＤＶＰによる処理なしに、カラー・フレーム・デ
ータはカラー・ベクトル遅延ＲＡＭ９８から直接に表示
プロセッサへ送られる。

【００７１】両方のフレーム形式がバッファされ、それ
らの位置が処理チェーン全体にわたって追従される。即
ち、表示プロセッサに入る連続的なＢ走査およびカラー
・フレームは、時間的に整合されねばならない。表示プ
ロセッサは、カラー・フロー・フレームとＢ走査フレー
ムを分けて、独立的にバッファする。走査変換（ビーム
からピクセルへ）後の出力ピクセルごとに、カラー・ビ
ットは、カラー・マップに従ってカラー値を表示するか
又はグレースケール・マップに従ってＢ走査値を表示す
るかを指定する。

【００７２】カラー・ビットは、双線形（バイ−リニア
（bi-linear））補間の如き線形操作を用いて走査変換
されないことに留意されたい。直線的グリッド上に表示
される出力ピクセルごとに、出力ピクセルがカラーであ
るかグレースケールであるかを決定するために極グリッ
ド上の関連する最も近い近傍ピクセルに対するカラー・
ビットに、簡単な論理的演算が行われるべきである。

【００７３】システム・ハードウエアと、以降の表示の
ため、超音波血管内イメージング中にカラーのフロー・
イメージを生成するために該ハードウエアにより行われ
る機能について記述したが、次に、図７にを参照する。
この図は、超音波エコー情報に基いてカラー・フロー・
イメージを生成するためにこの超音波イメージング・シ
ステムにより行われるステップの概要を示す。カラー・
マスクの生成に先立つある時点において、Ｂ走査（静的
イメージ）フレームがＦ走査（運動イメージ）フレーム
に時間的に接近して得られる。これらステップは本発明
の望ましい実施の形態の記述を容易にするため特定の方
法で並べられるが、以下に述べる複数のステップに関し
て、ステップが実施される順序がフローチャートに示さ
れる例示的順序に限定されないことが当業者には容易に
理解される。

【００７４】ステップ１００において、超音波イメージ
ング・システムは生のディジタル化されたＲＦ Ａ走査
データを取得する。６４のエコー・サンプル（２０４８
点）が、超音波トランスデューサ組立体の周囲に沿った
６４位置のそれぞれにおいて取られる。次に、ステップ
１０２において、カラーの生のフロー・データにおける
ノイズを低減するため、これらのＦ走査データが図４に
略図的に示されるカラー・フロー・プロセッサ・ハード
ウエアによりフィルタリングされる。

【００７５】ステップ１０４において、各イメージ点に
対する合計カラー・パワーを得るために、バッファ７６
とアキュムレータ７８とは、カラー・フロー・データを
受け取り、８つの運動周波数ビンにわたってイメージ点
に対する運動パワーを加算する。ステップ１０６の間
に、８つのフィルタ・ビンと対応する８組のイメージ点
データから流速を概算するために、ステップ１０４中に
処理された同じカラー・フロー・データに対してスレッ
ショルド・エンベロープが適用される。スレッショルド
処理後、結果として得たデータは、カラー周波数ＬＵＴ
８４に与えられ、各イメージ点に対するカラー周波数値
を得る。

【００７６】新たなイメージング方法の特定の特質によ
れば、ステップ１０８の間に、ステップ１０４中に得ら
れたカラー・パワー・データがフレーム平均される。換
言すれば、現在のフレームのカラー・パワー・データ
が、前に平均化されたカラー・パワー・データのセット
と組み合わされて、新たに平均化されたカラー・パワー
・データ・セットを得る。平均化されたカラー・パワー
・データに対する新たなカラー・パワー・データの寄与
度は、係数Ｋ１と値Ｍとに対する値により決定される第
１のパーシステンス係数によって決定される。この第１
のパーシステンス係数は、カラー・パワーが短期にわた
って比較的安定しているべきため、望ましくは短期の変
化をフィルタリングするように選択される。

【００７７】ステップ１１０の間に、ステップ１０６中
に取得されたカラー周波数データが、前の平均化された
カラー周波数データのセットと組み合わされて、新たに
平均化されたカラー周波数データ・セットを得る。平均
化されたカラー周波数データに対する新たなカラー周波
数データの寄与度は、係数Ｋ２と値Ｎに対する値により
決定される第２のパーシステンス係数によって決定され
る。この第２のパーシステンス係数は、第２のパーシス
テンス係数から独立的に指定され、これにより、ユーザ
が、平均カラー周波数が短期の変化を通すことを可能に
する第２のパーシステンス係数に対する値を指定するこ
とを可能にし、それによって、ユーザが、心臓周期の異
なる段階における血流速度の変化を観察できるようにす
る。組み合わされて図５に示される如きフィルタへ印加
されるＫ２およびＮに対する値は、第１のパーシステン
ス係数により指定されるパーシステンス期間より著しく
小さい信号パーシステンス期間を指定する。

【００７８】次に、ステップ１１２の間に、カラー・イ
メージの概算を得るために、平均化されたカラー・パワ
ー・データと平均化されたカラー周波数データがカラー
・フロー・フレームにわたって各イメージ点に対して組
み合わされて、カラー値ルックアップ・テーブル８７へ
与えられる。カラー・イメージの概算（近似）は、各イ
メージ点に対するカラー値と明るさ値の両方を含む。し
かし、これらデータは、超音波トランスデューサ組立体
と対応する環状の周囲から延びる６４のビームに対して
のみ指定されるので、ステップ１１４において、ビーム
の表示座標への走査変換に先立って６４のビームが５１
２のビームに補間される。

【００７９】ステップ１１６において、図８に概要が示
されるサブステップに従ってカラー・フロー・プロセッ
サにより生成される現在のフレームに対するカラー・マ
スクが、アジマス補間器８８により計算された（ステッ
プ１１４中に）カラー・フロー・イメージ・データに与
えられる。カラー・マスクをアジマス補間されたカラー
・フロー・データに適用することで、カラー・フロー・
イメージ・データを使用するか（カラー・マスクが「フ
ロー・データ」を指定する場合）、又はカラー・マスク
が「静止データ」を指定する場合に、Ｂ走査から計算さ
れたグレースケールの静止イメージ・データを使用する
か（即ち、その特定のイメージ点に対しての計算された
カラー・フロー・データを無視する）、を特定の各イメ
ージ点に対して指定するカラー・フロー・イメージを生
じる。

【００８０】ステップ１１８において、イメージ及びカ
ラー出力マルチプレクサ（ＭＵＸ）５８は、カラー・フ
ロー（Ｆ走査）イメージ・フレーム・データか、又は生
の静止（Ｂ走査）イメージ・フレーム・データのいずれ
かを、カラー・フレーム制御信号の値に基いてデジタル
・ベクトル・プロセッサへ選択的に送る。カラー・フロ
ー・イメージ・フレームの場合は、ＤＶＰが、更なる出
力処理のためにデータを表示プロセッサへ送る。Ｂ走査
イメージ・フレームの指示の場合には、ＤＶＰは、ＲＦ
Ａ走査を検出して、結果として得られる信号をデシメ
ートしてＢ走査フレームを構成する５１２のビームの各
々に対して５１２のサンプル・ビームを生じる。その
後、ＤＶＰは、Ｂ走査データ・フレーム・バッファ９１
に５１２ビームを格納し、処理されたＢ走査イメージ・
データを表示プロセッサに対して送る。

【００８１】次に、ステップ１２０において、表示プロ
セッサが、ステップ１１８において受け取られたバッフ
ァされた処理済みＢ走査イメージとカラー・フロー・イ
メージとを複合イメージに合成する。これは、特定のイ
メージ点がカラーで表示されるべきことを示すためにカ
ラー・ビットがターン「オン」されたカラー・フロー・
イメージ点からの各イメージ点を用いることによって行
われる。全ての残りのイメージ点は、Ｂ走査イメージ・
フレームからの対応するイメージ・データを用いて充填
される。２組のイメージ・データが非常に短い同じ期間
（例えば、隣接するフレーム期間）内に取得された生の
イメージ・データと対応することを保証するために、Ｂ
走査イメージが、イメージ・ベクトル遅延ＲＡＭ５６に
よってカラー・フロー・イメージと同期されることに留
意されたい。

【００８２】ディスプレイ２８に出力するため極座標か
ら表示ピクセル座標への複合イメージ点の変を用いて、
複合カラー・フロー／Ｂ走査イメージの表示処理がステ
ップ１２０の間継続する。走査変換後の各出力ピクセル
ごとに、カラー・ビットは、カラー・マップに従ってカ
ラー値を表示するか、又はグレー・マップに従ってＢ走
査値を表示するかを指定する。走査変換は、双線形補間
の如き線形オペレーションではない。その代わり、各ピ
クセルごとに、極グリッド上の最も近い近傍のものに対
してのカラー・ビットが、出力ピクセルをカラーかグレ
ースケールのいずれに指定するかを決定するために観察
される。この時点で、表示処理は完了し、複合イメージ
がディスプレイ２８に呈示される。更に、イメージ表示
される冠状血管の如き１つの領域の実質的にリアルタイ
ムのイメージを呈示するために、ステップ１００ないし
１２０が充分な速度で行われることに留意されたい。

【００８３】次に図８を参照する。この図において、カ
ラーの「フラッシュ」を除去するために、カラー・マス
ク・ビットを空間と時間の両方においてフィルタリング
するステップの要約が示される。ステップ１３０の間
に、Ｂ走査スレッショルド検出器は、Ｂ走査イメージ点
データのフレームについて、特定のイメージ点の各々に
対する信号レベルが血流を示すには高すぎるかどうかを
判定する。Ｂ走査信号が指定されたスレッショルド（Ｔ
１）に達するならば、特定のイメージ点が血液ではない
であろうことを示すために、イメージ点が「カラー・オ
フ」と指定される。この比較は全てのＢ走査データに対
して行われ、５１２ビーム×５１２点／ビーム・バッフ
ァに記憶される。

【００８４】ステップ１３２において、フレームに対し
てカラー・マスクが構成される。ここでは、Ｂ走査信号
レベルがＴ１スレッショルドに合致せず、かつカラー・
パワーがカラー・パワー・スレッショルドＴ２に合致あ
るいはこれを越えるならば、マスク・ビットが特定の点
に対して「カラー」と指定される。さもなければ、特定
の点に対するマスク・ビットが「無色」に設定される。

【００８５】次に、ステップ１３４において、マスク・
ビットがカラー・マスク・フレーム・バッファに格納さ
れる。このようなカラー・マスク・フレームは現在のフ
レームならびに前のフレームの組に対してバッファされ
る。本発明の望ましい実施の形態においては、バッファ
されたカラー・マスク・フレームの総数は８に等しい。

【００８６】本発明の特定の特質によれば、ステップ１
３６の間に、バッファされたカラー・マスク・データは
空間的および時間的にフィルタリングされ、特定のイメ
ージ点がカラー・フロー・イメージ点であるか、あるい
はまたグレースケール静的イメージ点であるかを指定す
るフィルタリングされたカラー・マスクを得る。本発明
の望ましい実施の形態においては、特定のイメージ点に
対する空間的広がりは、対象とする点とその８つの隣接
する近傍点の各々と（１つの面において）を含んでい
る。９つのカラー・マスク・ビットをなすこの２次元面
に加えて、カラー・マスク・バッファ９６に格納された
８つの最も最近に提供されたカラー・マスクを含めるこ
とにより、時間にわたってフィルタリングが生じる。

【００８７】望ましいフィルタリング法は、対象となる
イメージ点に対して「カラー・オン」か「カラー・オ
フ」のいずれを指定するかを決定するために、３×３×
８の時間−空間領域で表わされる値を加算し、その結果
をメジアン値３６または他のある指定されたスレッショ
ルドと比較することを含む。結果として得られるフィル
タリングされたイメージ点が、先のステップ１１６に記
載した如き更なるイメージ処理のために提供される。

【００８８】本発明については幾つかの望ましい実施の
形態に関して記述したが、本発明をこれらの実施の形態
に限定する意図はない。反対に、本発明は、動的および
静的なイメージ・データの組み合わせを提供する他のイ
メージング方法にも適用可能である。例えば、本発明
は、動的および静的なイメージ・データがドップラ・イ
メージング技術により得られるイメージング・システム
に有効に組み込むことができる。意図されることは、特
許請求の範囲に記載される如き本発明の趣旨および範囲
内に含まれる全ての代替例、変更例及び相等例を包含す
ることである。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明を組み込み、冠状動脈をイメージ化する
装置の使用を示すための、超音波イメージング・システ
ムを示す概略図である。

【図２】バルーンに接近して配置された超音波イメージ
ング装置のプローブ組立体を示す、図１の冠状動脈の一
部を拡大した部分断面図である。

【図３】イメージ化される領域に対する１組の動的イメ
ージ・データを生成するために用いられるコーナ・ター
ナ・アプローチを示す図である。

【図４】本発明の望ましい実施の形態によるカラー・フ
ロー・プロセッサ・システムの第１の部分を示すブロッ
ク図である。

【図５】本発明の望ましい実施の形態によるカラー・フ
ロー・プロセッサ・システムの第２の部分を示すブロッ
ク図である。

【図６】本発明の特質によるカラー・マスク空間−時間
フィルタリングの過程においてサンプリングされる１組
の３×３イメージ点を示す図である。

【図７】本発明の望ましい実施の形態によるイメージ化
された血管の明るさ−流れの複合イメージを生成するカ
ラー・フロー・プロセッサを含むイメージング・システ
ムにより行われるステップを要約するフローチャートで
ある。

【図８】表示されたイメージにおけるノイズとカラーの
フラッシュとを低減するために本発明のイメージ処理シ
ステムにより行われる空間−時間フィルタリング動作を
要約するフローチャートである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 598003519 3078−Ｂ Ｐｒｏｓｐｅｃｔ Ｐａｒｋ Ｄｒｉｖｅ，Ｒａｎｃｈｏ Ｃｏｒｄｏｖ ａ，Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ 35670，Ｕｎ ｉｔｅｄ Ｓｔａｔｅｓ ｏｆ Ａｍｅｒ ｉｃａ (72)発明者 マイケル・ジェイ・エバール アメリカ合衆国カリフォルニア州95628, フェア・オークス，オックスブロー・リッ ジ・プレイス 4570 (72)発明者 ダグラス・エヌ・スティーブンズ アメリカ合衆国カリフォルニア州95616, デービス，エバンス・コート 1230 (72)発明者 ジェラルド・リッツア アメリカ合衆国カリフォルニア州95864, サクラメント，ブエナ・ビスタ・ドライブ 3581 (72)発明者 ランディ・ジージェンベイン アメリカ合衆国カリフォルニア州95831, サクラメント，モーニングサン・コート ６ (72)発明者 デービッド・ブリーム アメリカ合衆国カリフォルニア州95662, オレンジベイル，コータデラ・ドライブ 8457 (72)発明者 チン−チェン・ウー アメリカ合衆国カリフォルニア州95610, シトラス・ハイツ，グリーンバック・レイ ン 7683

Claims (40)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 運動周波数の成分と運動パワーの成分の
   両方を有するイメージ・データに基いて視野のイメージ
   を生成する方法であって、運動周波数は指定されたカラ
   ーの形態で表され、運動パワーは明るさレベルの形態で
   表される、方法において、 イメージ化された視野に対応する瞬間的運動パワー・デ
   ータを最初に生成するステップと、 イメージ化された視野に対応する瞬間的運動周波数デー
   タを次に生成するステップと、 フィードバック運動パワーと、前記瞬間的運動パワー
   と、少なくとも第１のパーシステンス係数とから時間平
   均化された運動パワーを最初に計算するステップと、 フィードバック運動周波数と、前記瞬間的運動周波数
   と、前記第１のパーシステンス係数とは別の少なくとも
   第２のパーシステンス係数とから時間平均化された運動
   周波数を次に計算するステップと、 時間平均化された運動パワーと時間平均化された運動周
   波数とを組み合わせてカラー・イメージを画定するステ
   ップと、 前記カラー・イメージに従って視覚的表示装置に表示さ
   れるイメージを生成するステップとを備える方法。
2. 【請求項２】 請求項１記載の方法において、前記第１
   のパーシステンス係数は心臓周期と比較して比較的長
   く、前記第２のパーシステンス係数は心臓周期と比較し
   て比較的短い、方法。
3. 【請求項３】 請求項１記載の方法において、前記のイ
   メージを生成するステップは、表示装置上に表示される
   イメージにおけるカラー・イメージのイメージ点を表示
   するかどうかを選択的に決定するための可能化データの
   セットをつくるステップを備える、方法。
4. 【請求項４】 請求項３記載の方法において、前記のイ
   メージを生成するステップは、前記可能化データがイメ
   ージ点に対するカラー・イメージ・データがイネーブル
   にされていないことを指定するところの各イメージ点に
   おける静的イメージング走査から生じるイメージ点デー
   タを用いることを含む、方法。
5. 【請求項５】 請求項１記載の方法において、 表示特性に対応するイメージ信号状態を視野内の指定さ
   れたイメージ点に割り当てるステップであって、該イメ
   ージ信号状態は少なくとも２つの可能性信号状態のうち
   の１つである、ステップを更に備え、このイメージ信号
   状態を割り当てるステップが、 現在のイメージ・フレームと、該現在のイメージ・フレ
   ームに近接する時間期間に生成されるイメージ・フレー
   ムのセットとに対して指定されたイメージ点に近接する
   イメージ点のセットに対応するイメージ点値を加算し
   て、前記指定されたイメージ点に対する時間的および空
   間的に平均化された値を取得するサブステップと、 前記時間的および空間的に平均化された値を少なくとも
   １つのスレッショルド値と比較して、前記指定されたイ
   メージ点に対して前記少なくとも２つの可能性信号状態
   の１つを割り当てるサブステップと、 前記指定されたイメージ点に対しての前記少なくとも２
   つの可能性信号状態のうちの前記の割り当てられた１つ
   に少なくとも部分的に基いて表示イメージ信号を計算す
   るサブステップとを含む、方法。
6. 【請求項６】 請求項５記載の方法において、前記表示
   特性は、指定されたイメージ点がカラーで表示されるか
   どうかを指定する、方法。
7. 【請求項７】 請求項５記載の方法において、各イメー
   ジ点に対するカラー／非カラー特性は、１つの２進ビッ
   トとして表される、方法。
8. 【請求項８】 請求項５記載の方法において、前記指定
   されたイメージ点に近接するイメージ点のセットは、現
   在のイメージ・フレームと近傍のイメージ・フレームの
   セットとにおける指定されたイメージ点に隣接する実質
   的に各イメージ点を含む、方法。
9. 【請求項９】 請求項５記載の方法において、特定のラ
   ンクと関連する値の指定された範囲に基いて信号状態を
   割り当てるために、前記の比較するステップ中にランク
   順フィルタリングが適用される、方法。
10. 【請求項１０】 請求項９記載の方法において、前記ラ
    ンク順フィルタリングは、特に、メジアン・フィルタリ
    ングである、方法。
11. 【請求項１１】 表示特性に対応するイメージ信号状態
    を視野内の指定されたイメージ点に割り当てる方法であ
    って、該イメージ信号状態は少なくとも２つの可能性信
    号状態の１つである、方法において、 現在のイメージ・フレームと、該現在のイメージ・フレ
    ームに近接した時間期間に生成されたイメージ・フレー
    ムのセットとに対しての前記指定されたイメージ点に近
    接するイメージ点のセットに対応するイメージ点値を加
    算し、前記指定されたイメージ点に対する時間的および
    空間的に平均化された値を取得するステップと、 前記指定されたイメージ点に対する前記少なくとも２つ
    の可能性信号状態の１つを割り当てるために、前記時間
    的および空間的に平均化された値を少なくとも１つのス
    レッショルド値と比較するステップと、 前記指定されたイメージ点に対する前記少なくとも２つ
    の可能性信号状態のうちの割り当てられた１つに少なく
    とも部分的に基いて表示イメージ信号を計算するステッ
    プとを備える方法。
12. 【請求項１２】 請求項１１記載の方法において、前記
    表示特性は、前記指定されたイメージ点がカラーで表示
    されるかどうかを指定する、方法。
13. 【請求項１３】 請求項１１記載の方法において、各イ
    メージ点に対するカラー／非カラー特性は、１つの２進
    ビットとして表される、方法。
14. 【請求項１４】 請求項１１記載の方法において、前記
    指定されたイメージ点に近接する前記イメージ点のセッ
    トは、現在のイメージ・フレームと該現在のイメージ・
    フレームに近接する時間期間に生成されたイメージ・フ
    レームのセットとにおける前記指定されたイメージ点に
    隣接する実質的に各イメージ点を含む、方法。
15. 【請求項１５】 請求項１１記載の方法において、前記
    指定されたイメージ点に近接する前記イメージ点のセッ
    トは、現在のイメージ・フレームと該現在のイメージ・
    フレームに近接する時間期間に生成されたイメージ・フ
    レームのセットとにおける前記指定されたイメージ点に
    隣接する各イメージ点からなる、方法。
16. 【請求項１６】 請求項１１記載の方法において、前記
    の加算するステップの間に参照される前記イメージ・フ
    レームのセットは、Ｎ個の時間的に隣接するイメージ・
    フレームのセットを含む、方法。
17. 【請求項１７】 請求項１６記載の方法において、Ｎが
    約８つのイメージ・フレームに等しい、方法。
18. 【請求項１８】 請求項１１記載の方法において、前記
    指定されたイメージ点に対する時間的および空間的に平
    均化された値を計算するために用いられる各フレームの
    各イメージ点は、前記の加算するステップ中に等しい重
    みが与えられる、方法。
19. 【請求項１９】 請求項１１記載の方法において、特定
    のランクと関連する値の指定された範囲に基いて信号状
    態を割り当てるために、前記の比較するステップの間に
    ランク順フィルタリングが適用される、方法。
20. 【請求項２０】 請求項１９記載の方法において、前記
    ランク順フィルタリングが、特に、メジアン・フィルタ
    リングである、方法。
21. 【請求項２１】 運動周波数の成分と運動パワーの成分
    との両方を有するイメージ・データに基いて視野のイメ
    ージを生成するフロー・イメージ・プロセッサであっ
    て、運動周波数は指定されたカラーの形態で表され、運
    動パワーは明るさレベルの形態で表される、フロー・イ
    メージ・プロセッサにおいて、 イメージ化された視野と対応する瞬間的運動パワー・デ
    ータを生成する手段と、 前記イメージ化された視野と対応する瞬間的運動周波数
    データを生成する手段と、 フィードバック運動パワーと、前記瞬間的運動パワー
    と、少なくとも第１のパーシステンス係数とから時間的
    に平均化された運動パワーを計算する運動パワー・フィ
    ルタと、 フィードバック運動周波数と、前記瞬間的運動周波数
    と、前記第１のパーシステンス係数とは異なる少なくと
    も第２のパーシステンス係数とから時間的に平均化され
    た運動周波数を計算する運動周波数フィルタと、 前記の時間的に平均化された運動パワーと時間的に平均
    化された運動周波数とを組み合わせ、カラー・イメージ
    を画定するカラー・イメージ・データ発生器と、 前記カラー・イメージに従って視覚的表示装置に表示さ
    れるイメージを生成する手段とを備えるフロー・イメー
    ジ・プロセッサ。
22. 【請求項２２】 請求項２１記載のフロー・イメージ・
    プロセッサにおいて、前記第１のパーシステンス係数は
    心臓周期と比較して比較的長く、前記第２のパーシステ
    ンス係数は心臓周期と比較して比較的短い、フロー・イ
    メージ・プロセッサ。
23. 【請求項２３】 請求項２１記載のフロー・イメージ・
    プロセッサにおいて、前記のイメージを生成する手段
    が、前記表示装置において表示されるイメージにおける
    カラー・イメージのイメージ点を表示するかどうかを選
    択的に決定するための可能化データのセットをつくる手
    段を備える、フロー・イメージ・プロセッサ。
24. 【請求項２４】 請求項２３記載のフロー・イメージ・
    プロセッサにおいて、前記のイメージを生成する手段
    が、前記可能化データが前記イメージ点に対するカラー
    ・イメージ・データがイネーブルにされないことを指定
    するところの各イメージ点における静的イメージング走
    査から生じるイメージ・データを挿入する手段を備え
    る、フロー・イメージ・プロセッサ。
25. 【請求項２５】 請求項２１記載のフロー・イメージ・
    プロセッサにおいて、表示特性に対応するイメージ信号
    状態を視野内の指定されたイメージ点に割り当てる時間
    −空間フィルタであって、前記イメージ信号状態は、少
    なくとも２つの可能性信号状態の１つである、フィルタ
    を更に備え、前記のカラー・フィルタは、 現在のイメージ・フレームと該現在のイメージ・フレー
    ムに近接する時間期間に生成されたイメージ・フレーム
    のセットとに対する前記指定されたイメージ点に近接す
    るイメージ点のセットに対応するイメージ点値を加算
    し、前記指定されたイメージ点に対する時間的および空
    間的に平均化された値を取得する手段と、 前記時間的および空間的に平均化された値を少なくとも
    １つのスレッショルド値と比較し、前記指定されたイメ
    ージ点に対して前記少なくとも２つの可能性信号状態の
    １つを割り当てる手段と、 前記指定されたイメージ点に対して前記少なくとも２つ
    の可能性信号状態の前記の割り当てられた１つに少なく
    とも部分的に基いて表示イメージ信号を計算する手段と
    を含む、 フロー・イメージ・プロセッサ。
26. 【請求項２６】 請求項２５記載のフロー・イメージ・
    プロセッサにおいて、前記表示特性は、前記指定された
    イメージ点がカラーで表示されるかどうかを指定する、
    フロー・イメージ・プロセッサ。
27. 【請求項２７】 請求項２５記載のフロー・イメージ・
    プロセッサにおいて、各イメージ点に対するカラー／非
    カラー特性が１つの２進ビットとして表される、フロー
    ・イメージ・プロセッサ。
28. 【請求項２８】 請求項２５記載のフロー・イメージ・
    プロセッサにおいて、前記指定されたイメージ点に近接
    する前記イメージ点のセットが、前記現在のイメージ・
    フレームと前記の近接するイメージ・フレームのセット
    とにおける前記指定されたイメージ点に隣接する実質的
    に各イメージ点を含む、フロー・イメージ・プロセッ
    サ。
29. 【請求項２９】 請求項２５記載のフロー・イメージ・
    プロセッサにおいて、ランク順フィルタリングが、特定
    のランクと関連する値の指定された範囲に基いて信号状
    態を割り当てるために前記の比較する手段により適用さ
    れる、フロー・イメージ・プロセッサ。
30. 【請求項３０】 請求項２９記載のフロー・イメージ・
    プロセッサにおいて、前記ランク順フィルタリングは、
    特に、メジアン・フィルタリングである、フロー・イメ
    ージ・プロセッサ。
31. 【請求項３１】 表示特性に対応するイメージ信号状態
    を視野内の指定されたイメージ点に割り当てるイメージ
    ・プロセッサの空間−時間フィルタであって、前記イメ
    ージ信号状態は少なくとも２つの可能性信号状態の１つ
    である、イメージ・プロセッサの空間−時間フィルタに
    おいて、 現在のイメージ・フレームと該現在のイメージ・フレー
    ムに近接する時間期間に生成されたイメージ・フレーム
    のセットとに対する前記指定されたイメージ点に近接す
    るイメージ点のセットに対応するイメージ点値を加算
    し、前記指定されたイメージ点に対する時間的および空
    間的に平均化された値を取得する手段と、 前記時間的および空間的に平均化された値を少なくとも
    １つのスレッショルド値と比較し、前記指定されたイメ
    ージ点に対して前記の少なくとも２つの可能性信号状態
    の１つを割り当てる手段と、 前記指定されたイメージ点に対する前記少なくとも２つ
    の可能性信号状態のうちの割り当てられた１つに少なく
    とも部分的に基いて表示イメージ信号を計算する手段と
    を備えるイメージ・プロセッサの空間−時間フィルタ。
32. 【請求項３２】 請求項３１記載のイメージ・プロセッ
    サの空間−時間フィルタにおいて、前記表示特性は、前
    記指定されたイメージ点がカラーで表示されるかどうか
    を指定する、イメージ・プロセッサの空間−時間フィル
    タ。
33. 【請求項３３】 請求項３１記載のイメージ・プロセッ
    サの空間−時間フィルタにおいて、各イメージ点に対す
    るカラー／非カラー特性が１つの２進ビットとして表さ
    れる、イメージ・プロセッサの空間−時間フィルタ。
34. 【請求項３４】 請求項３１記載のイメージ・プロセッ
    サの空間−時間フィルタにおいて、前記指定されたイメ
    ージ点に近接する前記イメージ点のセットが、現在のイ
    メージ・フレームと該現在のイメージ・フレームに近接
    する時間期間に生成されたイメージ・フレームのセット
    とにおける前記指定されたイメージ点に隣接する実質的
    に各イメージ点を含む、イメージ・プロセッサの空間−
    時間フィルタ。
35. 【請求項３５】 請求項３１記載のイメージ・プロセッ
    サの空間−時間フィルタにおいて、前記指定されたイメ
    ージ点に近接する前記イメージ点のセットが、現在のイ
    メージ・フレームと該現在のイメージ・フレームに近接
    する時間期間に生成されたイメージ・フレームのセット
    とにおける前記指定されたイメージ点に隣接する各イメ
    ージ点からなる、イメージ・プロセッサの空間−時間フ
    ィルタ。
36. 【請求項３６】 請求項３１記載のイメージ・プロセッ
    サの空間−時間フィルタにおいて、前記の加算する手段
    により参照される前記のイメージ・フレームのセットが
    Ｎ個の時間的に隣接するイメージ・フレームのセットを
    含む、イメージ・プロセッサの空間−時間フィルタ。
37. 【請求項３７】 請求項３６記載のイメージ・プロセッ
    サの空間−時間フィルタにおいて、Ｎが約８個のイメー
    ジ・フレームに等しい、イメージ・プロセッサの空間−
    時間フィルタ。
38. 【請求項３８】 請求項３１記載のイメージ・プロセッ
    サの空間−時間フィルタにおいて、前記指定されたイメ
    ージ点に対する時間的および空間的に平均化された値を
    計算するために用いられる各フレームの各イメージ点
    は、前記の加算する手段により等しい重みを与えられ
    る、イメージ・プロセッサの空間−時間フィルタ。
39. 【請求項３９】 請求項３１記載のイメージ・プロセッ
    サの空間−時間フィルタにおいて、前記の比較する手段
    によりランク順フィルタリングが適用され、特定のラン
    クと関連する値の指定された範囲に基いて信号状態を割
    り当てる、イメージ・プロセッサの空間−時間フィル
    タ。
40. 【請求項４０】 請求項３９記載のイメージ・プロセッ
    サの空間−時間フィルタにおいて、前記ランク順フィル
    タリングは、特に、メジアン・フィルタリングである、
    イメージ・プロセッサの空間−時間フィルタ。