(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波血管画像をえるためのレンジ・ゲートの位置を操作者の手を介さずに自動的に調節する調整方法であって、
（ａ）血管の画像を表示する工程と、
（ｂ）該画像を導出した元となった画像パラメータ値であって、前記画像内のそれぞれのピクセルに対応している画像パラメータ値のフレームを記憶する工程と、
（ｃ）前記画像内の前記血管に重ねてレンジ・ゲートを表わす図形を配置する工程と、
（ｄ）前記画像パラメータ値のフレームに基づいて前記レンジ・ゲートに位置する又は前記レンジ・ゲートの近傍に位置する前記血管の血管勾配を決定する工程と、
（ｅ）前記画像内の前記血管に重ねて前記血管勾配を表わす図形を配置する工程と、
（ｆ）前記血管の境界の位置を決定する工程と、
（ｇ）前記レンジ・ゲートに対する前記境界の位置の変化が所定の閾値に等しい又はこれよりも大きい場合に、血管勾配に垂直な線に沿って血管壁境界に対応するエッジ点を探索し、前記血管の境界位置を再度決定することにより、前記レンジ・ゲートの位置を調節する工程とを備えた方法。
【請求項２】
前記工程（ｆ）は、前記境界上に位置するピクセルの番地を決定する工程を含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記境界上に位置する前記ピクセルは、前記血管勾配図形に全体的に垂直な線に沿って位置決定される請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記工程（ｆ）は、探索アルゴリズムに従って線に沿ってエッジ点を探索する工程をさらに含んでいる請求項２に記載の方法。
【請求項５】
前記工程（ｆ）は、探索アルゴリズムに従って前記血管勾配図形に全体的に垂直な前記線に沿ってエッジ点を探索する工程をさらに含んでいる請求項３に記載の方法。
【請求項６】
前記工程（ｇ）は、前記境界に対して所定の位置に前記レンジ・ゲート図形を表示する工程を含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項７】
前記画像パラメータ値は、前記ピクセルの少なくとも一部のピクセルについてＢモード強度値を含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項８】
前記探索アルゴリズムは、 統計的ばらつきを減少させるように平滑化フィルタを適用する工程と、
ピーク画像パラメータ値及び最小画像パラメータ値、並びに隣接するピクセルに対応する画像パラメータ値の間の最大の差を記憶する工程と、
前記ピーク画像パラメータ値と最小画像パラメータ値との間の差が所定の閾値を上回っている場合に、差基準及び値基準の少なくとも一方を満足する画像パラメータ値を有する前記線に沿った点を探索する工程と、
前記点を前記エッジ点として識別する工程とを含んでいる請求項４に記載の方法。
【請求項９】
前記画像パラメータ値は、前記フレーム内の前記ピクセルの一部についてはＢモード強度値を、及び前記フレーム内の前記ピクセルの残部についてはカラー・フロー推定値を含んでおり、前記エッジ点を探索する工程は、
カラー・フロー推定値の代わりにＢモード強度値を有するＸ個の点の最初のものである点を探索する工程と、
該点を前記エッジ点として識別する工程とを含んでいる請求項４に記載の方法。
【請求項１０】
多数のピクセルを含んでいる表示装置と、
当該超音波画像を導出した元となった画像パラメータ値であって、前記画像内のそれぞれのピクセルに対応している画像パラメータ値のフレームを記憶するメモリと、
（ａ）血管の超音波画像を、該血管に重ねてレンジ・ゲートを表わす図形と共に表示するように前記表示装置を制御する工程と、
（ｂ）前記画像パラメータ値のフレームに基づいて前記レンジ・ゲートに位置する又は前記レンジ・ゲートの近傍に位置する前記血管の血管勾配を決定する工程と、
（ｃ）前記画像内の前記血管に重ねて前記血管勾配を表わす図形を配置するように前記表示装置を制御する工程と、
（ｄ）前記血管の境界の位置を決定する工程と、
（ｅ）前記レンジ・ゲートに対する前記境界の位置の変化が所定の閾値に等しい又はこれよりも大きい場合に、血管勾配に垂直な線に沿って血管壁境界に対応するエッジ点を探索し、前記血管の境界位置を再度決定することにより、前記レンジ・ゲートの位置を調節するように前記表示装置を制御する工程とを実行するようにプログラムされているコンピュータとを備えたシステム。
【請求項１１】
前記工程（ｄ）は、前記境界上に位置するピクセルの番地を決定する工程を含んでいる請求項１０に記載のシステム。
【請求項１２】
前記境界上に位置する前記ピクセルは、前記血管勾配図形に全体的に垂直な線に沿って位置決定される請求項１１に記載のシステム。
【請求項１３】
前記工程（ｄ）は、探索アルゴリズムに従って線に沿ってエッジ点を探索する工程をさらに含んでいる請求項１１に記載のシステム。
【請求項１４】
前記工程（ｄ）は、探索アルゴリズムに従って前記血管勾配図形に全体的に垂直な前記線に沿ってエッジ点を探索する工程をさらに含んでいる請求項１２に記載のシステム。
【請求項１５】
前記画像パラメータ値は、前記ピクセルの少なくとも一部についてＢモード強度値を含んでいる請求項１０に記載のシステム。
【請求項１６】
前記探索アルゴリズムは、
統計的ばらつきを減少させるように平滑化フィルタを適用する工程と、
ピーク画像パラメータ値及び最小画像パラメータ値、並びに隣接するピクセルに対応する画像パラメータ値の間の最大の差を記憶する工程と、
前記ピーク画像パラメータ値と最小画像パラメータ値との間の差が所定の閾値を上回っている場合に、差基準及び値基準の少なくとも一方を満足する画像パラメータ値を有する前記線に沿った点を探索する工程と、
前記点を前記エッジ点として識別する工程とを含んでいる請求項１３に記載のシステム。
【請求項１７】
前記画像パラメータ値は、前記フレーム内の前記ピクセルの一部についてはＢモード強度値を、及び前記フレーム内の前記ピクセルの残部についてはカラー・フロー推定値を含んでおり、前記エッジ点を探索する工程は、
カラー・フロー推定値の代わりにＢモード強度値を有するＸ個の点の最初のものである点を探索する工程と
該点を前記エッジ点として識別する工程とを含んでいる請求項１３に記載のシステム。
【請求項１８】
多数のトランスデューサ素子を含んでいる超音波トランスデューサ・アレイと、
走査平面内に一連の超音波送信ビームを送信するように選択されたトランスデューサ素子をパルス駆動する送信ビームフォーマと、
前記トランスデューサ・アレイの選択されたトランスデューサ素子に結合されており、それぞれのビーム送信に続いてそれぞれの受信信号を取得する受信ビームフォーマと、
前記受信信号から画像パラメータ値のベクトルを形成する信号プロセッサと、
前記ベクトルを画像パラメータ値のフレームへ変換して、該画像パラメータ値のフレームを前記メモリに記憶させるスキャン・コンバータと、
前記メモリから検索された前記画像パラメータ値のフレームをグレイ・スケールのピクセル値へマッピングするグレイ・スケール・マッピングを含んでいるビデオ・プロセッサとをさらに含んでいる請求項１０に記載のシステム。
【請求項１９】
血管の画像を表示する手段と、
前記超音波画像を導出した元となった画像パラメータ値であって、前記画像内のそれぞれのピクセルに対応している画像パラメータ値のフレームを記憶する手段と、
前記画像内の前記血管に重ねてレンジ・ゲートを表わす図形を配置する手段と、
前記画像パラメータ値のフレームに基づいて前記レンジ・ゲートに位置する又は前記レンジ・ゲートの近傍に位置する前記血管の血管勾配を決定する手段と、
前記画像内の前記血管に重ねて前記血管勾配を表わす図形を配置する手段と、
前記血管の境界の位置を決定する手段と、
前記レンジ・ゲートに対する前記境界の位置の変化が所定の閾値に等しい又はこれよりも大きい場合に、血管勾配に垂直な線に沿って血管壁境界に対応するエッジ点を探索し、前記血管の境界位置を再度決定することにより、前記レンジ・ゲートの位置を調節する手段とを備えた、超音波システム。
【請求項２０】
前記工程（ｇ）は、
（ｈ）工程（ｇ）の実行前に、レンジゲートの自動追跡・調整を行うべきことを示すフラグがメモリにセットされているか否かを調べる工程を更に具備し、
前記工程(h)において前記フラグがセットされていたならば、工程（ｇ）は実行される、ことを特徴とする請求項１乃至９のいずれかに記載の方法。
【請求項２１】
前記コンピュータにより実行される前記工程（ｅ）は、
（ｆ）前記工程（ｅ）の実行前に、レンジゲートの自動追跡・調整を行うべきことを示すフラグがメモリにセットされているか否かを調べる工程を更に具備し、
前記工程(ｆ)において前記フラグがセットされていたならば、前記工程（ｅ）を前記コンピュータは実行する、ことを特徴とする請求項１０乃至１８のいずれかに記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【関連出願】
本出願は、１９９８年１２月１日出願の米国特許出願第０９／２０１，９８２号の部分継続出願である。
【０００２】
【発明の属する技術分野】
本発明は一般的には、運動する超音波散乱体の撮像に関する。具体的には、本発明は、医療診断用超音波撮像において血管の位置及び／又は配向を追尾する方法に関する。
【０００３】
【従来の技術】
優れた医療診断用超音波イメージング・システムには、広範な撮像モード・セットが必要である。これらのモードは、臨床診断に用いられる主な撮像モードであり、タイムライン（スペクトル）・ドプラ、カラー・フロー・ドプラ、Ｂモード及びＭモードを含んでいる。Ｂモードでは、これらの超音波イメージング・システムは、ピクセルの輝度が帰投したエコーの強度に基づいているような組織の２次元画像を作成する。代替的に、カラー・フロー撮像モードでは、体液（例えば、血液）又は組織の運動を撮像することができる。ドプラ効果を用いての心臓及び血管での血流の測定は周知である。組織又は血液から後方散乱体の速度を測定するために、後方散乱した超音波の位相シフトを用いることができる。ドプラ・シフトを異なる色を用いて表示して、流れの速度及び方向を表わすこともできる。スペクトル・ドプラ撮像モードでは、これらのドプラ周波数シフトのパワー・スペクトルを算出して、速度−時間波形として視覚的に表示する。
【０００４】
ドプラ超音波の主な利点の一つは、血管内の血流の非侵襲的且つ定量的な測定を可能にし得ることである。音波エネルギを付与する（insonifying）ビームと流れ軸との間の角度（以下「ドプラ角」と呼ぶ）をθとすると、速度ベクトルの大きさを次の標準ドプラ方程式によって決定することができる。
【０００５】
ｖ＝ｃｆd／（２ｆ0ｃｏｓθ）
ここで、ｃは血液内での音速であり、ｆ0は送信周波数であり、ｆdは、後方散乱した超音波信号における運動に誘起されたドプラ周波数シフトである。
【０００６】
Ｂモード撮像とスペクトル・ドプラ撮像とを同時に又はセグメント化された方式のいずれかで実行する従来の超音波スキャナでは、ドプラ・ビーム・カーソル（ビーム中心線）とＢモード画像の血管勾配カーソルとの間の角度を用いて、ドプラ方程式に従ってドプラ周波数シフトを速度単位へ変換する。操作者は、Ｂモード画像での血管壁の配向に基づいて血管勾配カーソルを手動で（例えば、トグル・スイッチを介して）調節することを要求される。ドプラ角の値は通常、図形と共に表示される。ドプラ角の調節は、目視判定に基づいているので、角度の段階サイズが粗いときには特に、誤差を生じ易い。微細な角度調節が可能な場合には、処理が長時間を要するものとなる可能性がある。
【０００７】
血管勾配カーソルを調節する自動的な方法が、“Method and Apparatus for Automatic Doppler Angle Estimation in Ultrasound Imaging”と題された米国特許出願第０９／２０１，９８２号に教示されている。ドプラ角は、Ｂモード画像及びカラー・フロー画像（利用可能な場合）に基づいて自動的に推定される。この方法は血管勾配自動測定のアルゴリズムを用いており、該アルゴリズムは先ず、サンプル空間又はレンジ・ゲートの範囲内で最適な初期点を求め、次いで、勾配推定を行なう前に、強度のみ閾値と強度−差閾値との組み合わせに基づいて最も信頼性の高いピクセル点（近い壁又は遠い壁）を探索する。Ｂモード強度データ、及び選択によりカラー・フローの速度データ又はパワー・データ（グレイ／カラー・マッピングの前の）を用いる。このアルゴリズムはまた、血管直径及び流速の計算の自動追尾のための方法にも適用することができる。
【０００８】
臨床超音波撮像研究では、血管の一つのセグメントに沿って多数の部位で血管を検査することが必要な場合がある。従来のスキャナでは、プローブが血管に沿って移動するにつれて血管の深さが変化する場合には、手動制御（例えばトラックボールを用いる）によってレンジ・ゲートを血管内に維持する必要がある。予め選択された血管位置で流れを検査すると、レンジ・ゲートが血管から外れる可能性があり、組織及び／又はプローブの移動のせいで血管外にずれる場合もあり得る。
【０００９】
従って、検査されている移動する血管内にレンジ・ゲートを自動的に維持することのできる方法に対する必要性が存在している。
【００１０】
【発明の概要】
本発明は、超音波撮像中に移動する血管の内部にレンジ・ゲートを自動的に維持する方法及び装置に関するものである。レンジ・ゲートは、血管の中心に維持してもよいし、血管境界の一方から一定の距離に維持してもよいし、或いは二つの境界から一定の比を有するそれぞれの距離で維持してもよい。
【００１１】
好適実施形態の方法によれば、利用者は先ず、検査されている血流上にレンジ・ゲートを配置する。制御キー又はボタンを押して特定のＢモード画像フレーム（及び利用可能であればカラー・フロー・データ）に基づく自動ドプラ角推定を起動する代わりに、アルゴリズムが各々の連続する画像フレームを処理して、レンジ・ゲートの近傍での血管境界位置及び血管配向角に関する情報を自動的に更新する。血管境界に対するレンジ・ゲート位置が、所定の量を上回って前回のフレームと異なっている場合には、レンジ・ゲート図形の位置及び血管勾配カーソルの配向（並びにドプラ角）を自動調節して新たな値とする。選択により、送信ビームの方向角を自動的に更新することもできる。
【００１２】
【好適実施形態の詳細な説明】
図１に、従来の超音波イメージング・システムの一つを概略的に示す。データの主経路は、トランスデューサ２からビームフォーマ・ボード４へのアナログＲＦ入力で開始する。ビームフォーマ・ボード４は、送信ビーム形成（ビームフォーミング）及び受信ビーム形成を受け持つ。ビームフォーマの信号入力は、トランスデューサ素子からの低レベルのアナログＲＦ信号である。ビームフォーマ・ボード４は、ビームフォーマ、復調器及びフィルタを含んでおり、取得されたデータ・サンプルから形成されるＩ（同相）及びＱ（直角位相）の２つの加算されたディジタル・ベースバンド受信ビームを出力する。これらのデータ・サンプルは、送信されたビームのそれぞれの焦点ゾーンから反射した超音波から導き出されている。受信されたデータは、送信波形の基本周波数ｆ0を中心とする周波数帯域又は基本周波数の高調波若しくは低調波周波数を通過させるフィルタ係数でプログラムされているフィルタへ送られる。
【００１３】
フィルタから出力されたＩ／Ｑデータは、中央プロセッサ・サブシステムへ送られ、ここで、取得モードに従って処理されて、処理済ベクトル・データとして出力される。典型的には、中央プロセッサ・サブシステムは、カラー・フロー・プロセッサ６と、Ｂモード・プロセッサ８と、スペクトル・ドプラ・プロセッサ１０とを含んでいる。代替的には、ディジタル信号プロセッサ又はこのようなプロセッサから成るアレイが、３つすべてのモードで信号を処理するようにプログラムされていてもよい。
【００１４】
Ｂモード・プロセッサ８は、ビームフォーマ・ボード４からのＩ及びＱのベースバンド・データを対数圧縮された形態の信号包絡線へ変換する。Ｂモード機能は、信号の包絡線の時間変化する振幅をグレイ・スケールとして撮像（作像）する。ベースバンド信号の包絡線は、Ｉ及びＱが表わしているベクトルの大きさである。Ｉ及びＱの位相角は、Ｂモード表示には用いられない。信号の大きさは、これら直交する成分の平方和の平方根であり、即ち、（Ｉ2＋Ｑ2）1/2である。Ｂモード強度データは、スキャン・コンバータ１２内のＢモード音線メモリ（図示されていない）へ出力される。
【００１５】
スキャン・コンバータ１２は、処理済のＢモード・ベクトル・データを受け取り、必要に応じて補間すると共に、このデータをビデオ表示用のＸＹフォーマットへ変換する。走査変換（スキャン・コンバート）されたフレームは、ビデオ・プロセッサ１４へ渡され、ビデオ・プロセッサ１４はビデオ・データをビデオ表示用のグレイ・スケール・マッピングへ写像（マッピング）する。従来の超音波イメージング・システムは典型的には、生の画像データの単純な伝達関数である多様なグレイ・マップを用いてグレイ・レベルを表示する。次いで、これらのグレイ・スケール画像フレームを表示モニタ１６へ送って表示する。
【００１６】
モニタ１６によって表示されるＢモード画像は、画像フレームを成すデータから形成されており、画像フレームにおいて、各々のデータは、表示装置におけるそれぞれのピクセルの強度又は輝度を示している。一つの画像フレームは、例えば４００×４００のデータ配列を含むことができ、各々の強度データは、ピクセル輝度を示す８ビットの二進数である。各々のピクセルは、呼び掛け用超音波パルスに応答したそれぞれのサンプル空間の後方散乱体断面積と、用いられているグレイ・マップとの関数である強度値を有している。表示画像は、撮像されている人体を通る平面内で組織及び／又は血流を表わしている。
【００１７】
撮像平面内での血液速度の実時間２次元画像を形成するためには、カラー・フロー・プロセッサ６が用いられる。血管及び心空間等の内部から反射した音波の周波数は、血球の速度に比例してシフトしており、トランスデューサへ近付く血球については正にシフトし、遠ざかる血球については負にシフトしている。血液速度は、特定のレンジ・ゲートにおいてファイアリング（firing）からファイアリングにかけての位相シフトを測定することにより算出される。画像内で一つのレンジ・ゲートにおいてドプラ・スペクトルを測定する代替としては、各々のベクトルに沿って多数のベクトル位置及び多数のレンジ・ゲートから平均血液速度を算出し、この情報から２次元画像を形成する。カラー・フロー・プロセッサ６は、ビームフォーマ・ボード４から左右を加算した複素Ｉ／Ｑデータを受け取り、このデータを処理して、操作者が画定した領域内のすべてのサンプル空間について平均血液速度、分散（血液の乱れ（turbulence）を表わす）及び正規化前の全パワーを算出する。次いで、これら３つの出力値を組み合わせて、主出力及び副出力の２つの最終出力とする。主出力は、速度又はパワーのいずれかとなる。副出力は、分散又はパワーのいずれかとなり得る。どの２つの値を表示するかは、操作者が選択する表示モードによって決定される。両方の値が、スキャン・コンバータ１２内のカラー音線メモリ（図示されていない）へ送られる。血液がトランスデューサに近付いて流れてくるときには後方散乱した周波数の変化又はシフトは増大し、血液がトランスデューサから遠ざかって流れていくときには減少する。典型的には、カラー・フロー・モードは、何百もの隣接したサンプル空間のすべてを白黒の解剖学的Ｂモード画像に重ね合わせ、色符号化して同時に表示し、各々のサンプル空間の速度を表現する。
【００１８】
ここに記載されている従来の超音波イメージング・システムのカラー・フロー・モードでは、超音波トランスデューサ・アレイが起動されて、一連のマルチ・サイクル（典型的には、４サイクル〜８サイクル）・トーン・バーストを送信し、これらのトーン・バーストは、同じ送信特性で同じ送信焦点位置に集束（フォーカス）されている。これらのトーン・バーストは、一定のパルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）でファイアリングされる。ＰＲＦは典型的には、キロヘルツの範囲にある。同じ送信焦点位置に集束されている一連の送信ファイアリングを「パケット（packet）」と呼ぶ。各々の送信ビームは、走査されている物体を通過して伝播し、血球のような超音波散乱体によって反射される。反射信号は、トランスデューサ・アレイの各素子によって検出された後に、ビームフォーマによって受信ビームとして形成される。
【００１９】
例えば、従来のカラー・ファイアリング系列は、同じ位置に沿った一連のファイアリング（例えば、トーン・バースト）であり、各ファイアリングは、それぞれの受信信号
Ｆ1  Ｆ2  Ｆ3  Ｆ4  ...  ＦM
を形成する。ここで、Ｆiはｉ番目のファイアリングについての受信信号であり、Ｍは１パケット内のファイアリングの数である。これらの受信信号は、コーナ・ターナ・メモリ（corner turner memory）にロードされ、高域通過フィルタ（ウォール・フィルタ）が、各ファイアリングに跨がって各々の下降レンジ位置に対して適用され、即ち「低速」で適用される。（１，−１）のウォール・フィルタという最も単純な例では、各々のレンジ点がフィルタ処理されて、それぞれの差信号
（Ｆ1−Ｆ2）  （Ｆ2−Ｆ3）  （Ｆ3−Ｆ4）  ...  （ＦM-1−ＦM）
を形成し、これらの差がカラー・フロー速度推定器へ入力される。典型的には、コーナ・ターナ・メモリ、ウォール・フィルタ及びパラメータ（例えば、速度）推定器は、カラー・フロー・プロセッサ６内に組み込まれている。
【００２０】
スキャン・コンバータ１２内のカラー音線メモリ及びＢモード音線メモリはそれぞれ、カラー・フロー・プロセッサ及びＢモード・プロセッサから処理済のディジタル・データを受け取る。スキャン・コンバータのこれらの構成要素はまた、カラー・フロー・データ及びＢモード・データの極座標（Ｒ−θ）セクタ・フォーマット又はデカルト座標リニア・フォーマットから適当に拡縮されたデカルト座標の表示ピクセル・データへの座標変換を行ない、変換後のデータは、スキャン・コンバータ内のＸＹ表示メモリ（図示されていない）に記憶される。カラー・フロー画像は、運動する血液等の物質の速度のカラー画像を白黒の解剖学的Ｂモード画像の上にスーパインポーズ（重ね合わせ表示）することにより形成される。
【００２１】
表示したい画像が一つのＢモード・フレームと一つのカラー・フロー・フレームとの組み合わせであるならば、両方のフレームをビデオ・プロセッサ１４へ渡すと、ビデオ・プロセッサ１４はＢモード・データをグレイ・マップへ写像すると共にカラー・フロー・データをカラー・マップへ写像してビデオ表示する。最終的な表示画像では、カラーのピクセル・データがグレイ・スケールのピクセル・データの上にスーパインポーズされる。
【００２２】
スペクトル・ドプラ撮像では、Ｉ及びＱの各成分は、特定の時間区間にわたって積分（加算）された後に、スペクトル・ドプラ・プロセッサ１０によってサンプリングされる。加算区間及び送信バースト長は併せて、利用者によって指定されるものとしてサンプル空間の長さを画定している。「サム・アンド・ダンプ（sum and dump）」演算によれば、サンプル空間から後方散乱したドプラ信号を効率的に得ることができる。ドプラ信号は、静止した組織又は極めて低速で運動する組織に対応する信号内のあらゆるクラッタを除去するウォール・フィルタを通過する。次いで、フィルタ処理後の出力は、スペクトル・アナライザへ供給され、アナライザは典型的には、３２乃至１２８のサンプルの移動式時間ウィンドウにわたって高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を行なう。各々のＦＦＴパワー・スペクトルは圧縮された後に、スペクトル・ドプラ・プロセッサ１０によってタイムライン表示メモリ１８へ出力される。ビデオ・プロセッサ１４は、圧縮されたスペクトル・ドプラ・データを、ドプラ速度（周波数）対時間のスペクトルにおける特定の時間点での単一のスペクトル線として、モニタ１６に表示するためのグレイ・スケールへ写像する。
【００２３】
システム制御は、ホスト・コンピュータ２０に集中化されており、ホスト・コンピュータ２０は、オペレータ・インタフェイス２２（例えば、制御パネル）を介して操作者の入力を受け取って、様々なサブシステムを制御する。ホスト・コンピュータ２０は、システム・レベルの制御作用を実行する。ホスト・コンピュータ２０は、オペレータ・インタフェイス２２を介して操作者からの入力と共にシステム状態の変更（例えば、モードの変更）を受け取り、適当なシステム変更を行なう。システム制御バス（図示されていない）が、ホスト・コンピュータから各サブシステムへのインタフェイスを提供している。スキャン・コントローラ（図示されていない）が、様々なサブシステムへ実時間（音波ベクトル・レート）の制御入力を供給する。スキャン・コントローラは、音波フレーム取得用のベクトル系列及び同期選択肢についてホスト・コンピュータによってプログラムされている。このように、スキャン・コントローラは、ビーム分布及びビーム密度を制御している。スキャン・コントローラは、ホスト・コンピュータによって定義されたこれらのビーム・パラメータを走査制御バス（図示されていない）を介して各サブシステムへ伝達する。
【００２４】
従来のシステムは、任意の超音波画像上に図形記号をスーパインポーズする能力を有している。画像フレーム上への図形のスーパインポーズは、ビデオ・プロセッサ１４において達成され、ビデオ・プロセッサ１４は、スキャン・コンバータ１２内のＸＹ表示メモリから超音波画像フレームを、また、グラフィック・プロセッサ２４から図形データを受け取る。グラフィック・プロセッサは、ホスト・コンピュータ２０からの指令に応じて、画像フレームに表示される図形記号、例えば後に詳述するレンジ・ゲート図形、ドプラ・ビーム・カーソル及び血管勾配カーソルに対応するデータを生成する。好適実施形態では、血管勾配、ドプラ角及びレンジ・ゲート位置はホスト・コンピュータにおいて算出される。次いで、ホスト・コンピュータはグラフィック・プロセッサに対し、これらの位置パラメータを表わす図形を生成する指令を送る。代替的には、ホスト・コンピュータは、図形データを生成し、次いで、この図形データを後にビデオ・プロセッサへ転送するために図形表示メモリに記憶させるようにプログラムされていてもよい。
【００２５】
図１に示すシステムでは、ドプラ角は、ホスト・コンピュータ２０によって自動推定される。次いで、推定されたドプラ角の値は、ホスト・コンピュータによって、ドプラ周波数シフトの関数として流速を推定するのに用いられる。ここで、図５について説明する。ドプラ・ビーム・カーソル（ビーム中心線）２６と、Ｂモード画像３２の血管３０上の血管勾配カーソル２８との間の角度を用いて、ドプラ方程式に従ってドプラ周波数シフトを速度単位へ変換する。ドプラ角の値は通常、図形と共に表示されている。
【００２６】
以上のことを達成するために、利用者は、オペレータ・インタフェイス２２（図１を参照）を介して図２に示すように画像３２の血管３０上に、レンジ・ゲート頂部図形３６とレンジ・ゲート底部図形３４とから成るドプラ・レンジ・ゲート（サンプル空間）図形を配置した後に、やはりオペレータ・インタフェイス２２上にある回転ノブを押すことにより、自動ドプラ角推定を要求する。ホスト・コンピュータ２０は、スキャン・コンバータ１２内の表示メモリから（又は図示されていないシネ・メモリから）Ｂモード画像データ及びカラー・フロー画像データ（利用可能な場合）のカレントのフレームを自動的に読み込む（図７の工程４０）。この画像データに基づいてドプラ角を算出して、ドプラ角の値及び図形を更新する。利用者は、自動推定されたドプラ角に満足しなければ、自動ドプラ角推定を開始するのに押した回転ノブをダイアル調節することにより血管勾配カーソルを調節することができる。
【００２７】
ドプラ角を自動算出するために、ホスト・コンピュータは、工程４０で読み込まれた画像データのフレームに対して図７に示すアルゴリズムを実行する。探索区域の中心点が、工程４２において次のようにして識別される。図２を参照して述べると、ドプラ・レンジ・ゲートの中心点６８の周囲の小区域６６でのいくつかのＢモード強度値の平均が、何らかの閾値にある又はそれ未満であるならば、この位置を探索アルゴリズムの中心点として用いる。Ｂモード強度値が閾値を上回っているならば、ホスト・コンピュータは、すべての方向においてこの点から全レンジ・ゲート幅の１／２だけ外向きに探索して、（血液からの散乱の典型である）最小の平均Ｂモード強度値を有する区域を決定する。この最小平均強度の区域が元の中心点区域の強度から何らかの百分率だけ下回っていれば、図３に示すように、中心点をこの最小値区域の中心７０へ移動させる。
【００２８】
次いで、ホスト・コンピュータは、処理されている画像フレームが、中心点７０（図３を参照）の位置に対応するピクセル番地にカラー・フロー・データを含んでいるか否かを決定する（図７の工程４４）。画像フレームが中心点に対応するカラー・フロー・データを含んでいるならば、ホスト・コンピュータは、図３に示すように、３６０°の全範囲にわたってＳ度ずつ角度が離隔している半径線７２に沿って中心点７０から外向きに探索する。中心から探索する距離は、Ｄｃｍである。このエッジ探索区域を図３の円７４によって示す。
【００２９】
各々の半径線７２に沿って、ホスト・コンピュータは、中心点７０から探索を行ない、点が、カラー・フローの速度でもパワー・データでもなくＢモード強度データを表示するＸ（≧２）個の点のうち第１のものとなっていれば、この点をエッジ点として記憶する（図７の工程４６）。図４に、例示的なエッジ点を長方形７６として示す。Ｄｃｍの探索を終える前に、又はカラーの関心領域の端を見出す前にこのような点が見つからなければ、この半径線に沿ってエッジ点はマークされない。一旦、各々の半径線が探索され終えたら、エッジ点探索区域のうち所定のセグメントに位置するすべてのエッジ点７６（例えば、図４に破線で示すセグメント１）を共にグループ化して（工程４８）、線フィット・アルゴリズムへ供給すると、このアルゴリズムが、血管勾配推定値及び適合度（goodness-of-fit）測定値の両方を形成する（工程５０）。他のセグメント（例えば、図４の実直線で示すセグメント２）についてもこの工程を繰り返し、各々の場合において血管の勾配及び適合度を記録する。各セグメントは、図４に示すセグメント１及びセグメント２のように、何度かずつ互いに重なり合っていてもよい。特定のセグメントが内部に何らかの最小の数のエッジ点を有していなければ、このセグメントは無視される。
【００３０】
以上に加えて、このアルゴリズムはまた、３６０°の全範囲にわたってＳ度ずつ離隔している半径線において中心点からＢモード強度データを探索することによりＢモード・エッジ点を決定する（工程５２）。中心からの探索の距離は、Ｄｃｍである。各々の半径線に沿って、各々のＢモード強度値（それぞれのピクセルに対応している）を、この強度値自体と、半径に沿った２つの隣接強度値との平均で置き換える。平均される半径線に沿ったピーク強度値及び最小強度値、並びに最大の差（一つのピクセルから次のピクセルへの）がそれぞれ記録される。ピーク強度と最小強度との間の差が何らかの閾値を上回っていなければ、この射線についてはエッジ点は指定されない。ピーク強度と最小強度との間の差が閾値を上回っているならば、中心から何番目かの点から探索を開始して、差のみの閾値、強度のみの閾値又は差と強度とを組み合わせた閾値を上回る点（エッジ点）が見出されたときに停止する。例えば、ピクセル位置が最大強度の５０％であり、最大差の３０％であれば、このピクセル位置は差と強度とを組み合わせた閾値に合格する。そして、このエッジ点の強度が記録される。Ｄｃｍの探索を終える前に、又はＢモード画像の端を見出す前にこのような点が見つからなければ、この半径線に沿ってエッジ点はマークされない。一旦、各々の半径線が探索され終えたら、エッジ点のうち何パーセントかは無視されている。無視されたエッジ点は、最低強度に関連するエッジ点である。エッジ点探索区域の所定のセグメントにおいて残りのすべてのエッジ点をグループ化して（工程５４）、次いで、線フィット・アルゴリズムへ供給すると、このアルゴリズムが、血管勾配推定値及び適合度測定値の両方を形成する（工程５６）。他のセグメントについてもこの工程を繰り返し、各々の場合において血管の勾配及び適合度を記録する。各セグメントは、何度かずつ互いに重なり合っていてもよい。特定のセグメントが内部に何らかの最小の数のエッジ点を有していなければ、このセグメントは無視される。
【００３１】
Ｂモード・セグメントも、カラー・フロー・モード・セグメントも、血管勾配推定値を得るのに十分なエッジ点を形成しなかったならば、距離Ｄを増加させて、アルゴリズムを再実行する。（アルゴリズムを再実行しても依然として血管勾配推定値が得られなければ、ドプラ角は不変のままにする。）
アルゴリズムのこの点において、血管勾配の推定値及びこれらの推定値の対応する適合度測定値は、（Ｂモード及び可能ならばカラー・フロー・モードについて）何らかの数のセグメントについて既知となる。最良の適合度を有するセグメントを識別し（工程５８）、その血管勾配を、最良の適合度と比較して何らかの差を上回らないような適合度測定値を有する他のすべての血管勾配推定値と組み合わせる（平均する）（工程６０）。しかしながら、カラーが起動されており、最良のカラー血管勾配が何らかの度数で上回っている（血管が幾分垂直であることを示す）ならば、この血管勾配を組み合わせるアルゴリズムにおいてカラー・データのみを用いる。これを行なう理由は、幾分か垂直な血管壁は、画像データの横方向汚染（lateral smearing）のためＢモードでは検出するのが困難であるからである。他方、カラーが起動されていないならば、図７の工程４６、工程４８及び工程５０は実行されず、工程６０で、Ｂモードのエッジ点から導き出された血管勾配のみを組み合わせる。
【００３２】
ホスト・コンピュータは、図５に示すような組み合わされた血管勾配カーソル２８とドプラ・ビーム・カーソル２６との間の角度を算出することによりドプラ角を決定する（図７の工程６２）。ホスト・コンピュータは次いで、算出されたドプラ角の値を用いて、ドプラ方程式に従って速度を算出する。
【００３３】
本発明の好適実施形態によれば、ホスト・コンピュータはまた、組織及びプローブの相対的移動中にレンジ・ゲートが血管内に維持されるようにレンジ・ゲートの位置を自動調節する。システム利用者がこの自動血管追尾オプションを選択できるように、オペレータ・インタフェイスに押しボタンを設けることができる。ドプラ角が算出された後に、ホスト・コンピュータは、図７において自動血管追尾オプションが選択されたか否かを検出する（工程６４）。血管追尾アルゴリズムの第一工程６６は、レンジ・ゲートの血管壁に対するカレントの位置を算出することである。例えば、ホスト・コンピュータは、血管壁の配向に垂直な方向に沿って、それぞれ血管壁境界に対応しているピクセルの位置を決定することができる。図６に示すように、ホスト・コンピュータは、線Ａ−Ｂに沿って位置しておりそれぞれの血管壁境界に重なるピクセルＰ１及びＰ２の番地を決定する。線Ａ−Ｂはカレントの血管勾配に垂直となっており、このことを図６の血管勾配カーソル２８によって示している。この処理は、例えば、Ｂモード強度データを中心点から線Ａ−Ｂに沿って相対する双方向に探索して、図７に示す工程５２について前述したようにしてＢモード・エッジ点を決定する或いは既に得られているエッジ点を用いることにより、達成することができる。線Ａ−Ｂの配向は、カレントのドプラ角情報によって決定される。
【００３４】
レンジ・ゲート図形を表示するのに用いられるピクセルの番地は、グラフィック・プロセッサによってホスト・コンピュータへ送られる。ピクセルＰ１及びＰ２の番地は、レンジ・ゲートに対する血管の位置を確定する。ホスト・コンピュータが、血管境界に対するレンジ・ゲート位置が所定の量を上回って前回のフレームにおける位置から変位しているものと判定した場合には、ホスト・コンピュータはグラフィック・プロセッサに対し、レンジ・ゲートを新たな位置へ移動させるように指令する。すると、グラフィック・プロセッサはレンジ・ゲート図形の新たに調節された位置についてピクセル番地を算出する。レンジ・ゲート位置は、血管の中心に維持してもよいし、血管境界の一方から所定の距離に維持してもよいし、或いは二つの血管境界から所定の比に維持してもよい。次いで、アルゴリズムは図７の工程４０に戻って、新たな画像フレームを検索する。次いで、新たな画像フレームに基づいてドプラ角を改めて推定して更新する。血管追尾オプションが作動状態にある限りにおいて、血管追尾及び角度更新のプロセス全体を繰り返す。
【００３５】
ホスト・コンピュータ及びグラフィック・プロセッサを有する超音波イメージング・システムの例で好適実施形態を開示したが、両者の機能を一つのプロセッサによって実行することもできる。具体的には、図７の流れ図に示す機能を単一のプロセッサによって実行することができる。さらに、図１は、多数の処理及びホスト・コンピュータを有する従来の超音波イメージング・システムの構造を示しているが、データ処理及び計算機能のすべてを単一のコンピュータ、例えば十分な処理能力を有するパーソナル・コンピュータによって実行してもよい。
【００３６】
好適実施形態を参照して本発明を説明したが、当業者であれば、本発明の範囲から逸脱せずに様々な変形を施し、また本発明の構成要素を均等構成で置換し得ることが理解されよう。例えば、各々の半径線に沿って、（それぞれのピクセルに対応する）各々のＢモード強度値を、この強度値自体と半径に沿ったその二つの隣接強度値との平均で置き換えることができるが、統計的な変動を減少させるような適当な任意の平滑化フィルタを用いることもできる。加えて、本発明の本質的な範囲から逸脱せずに特定の状況を本発明の教示に合わせるように多くの改変を施してもよい。従って、本発明は、本発明を実施するのに想到される最良の態様として開示されている特定の実施形態に限定されている訳ではなく、特許請求の範囲内に含まれるすべての実施形態を包含するものとする。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明の好適実施形態を搭載した超音波イメージング・システムの全体的な構造を示すブロック図を概略的に示す図である。
【図２】  ドプラ・ビーム・カーソルをスーパインポーズした状態での血管の一部の超音波画像を示す概略図である。
【図３】  本発明の好適実施形態によるエッジ点探索情報をスーパインポーズした状態での図２の超音波画像を示す概略図である。
【図４】  本発明の好適実施形態によるエッジ点のセグメント化を表わす概略図である。
【図５】  ドプラ・ビーム・カーソル及び血管勾配カーソルをスーパインポーズした状態での図２の超音波画像を示す概略図である。
【図６】  血管勾配カーソルに垂直な線に沿って、いずれのピクセルが血管壁を表示しているかを判定する工程を示す概略図である。
【図７】  本発明の好適実施形態に従ってレンジ・ゲート位置を自動調節するアルゴリズムを示す流れ図である。
【符号の説明】
２  トランスデューサ
４  ビームフォーマ・ボード
６  カラー・フロー・プロセッサ
８  Ｂモード・プロセッサ
１０  スペクトル・ドプラ・プロセッサ
１２  スキャン・コンバータ
１４  ビデオ・プロセッサ
１６  表示モニタ
１８  タイムライン表示メモリ
２０  ホスト・コンピュータ
２２  オペレータ・インタフェイス
２４  グラフィック・プロセッサ
２６  ドプラ・ビーム・カーソル
２８  血管勾配カーソル
３０  血管
３２  Ｂモード画像
３４  レンジ・ゲート底部図形
３６  レンジ・ゲート頂部図形
６６  小区域
６８  ドプラ・レンジ・ゲートの中心点
７０  最小平均強度区域の中心
７２  半径線
７４  エッジ探索区域
７６  エッジ点
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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