(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の人体にならってスキャンヘッドを第１移動方向及び該第１移動方向に対して略逆の第２移動方向に移動させることによって捕捉される部分的に空間的に重なり合う複数の画像単位から視野が延長された延長視野画像を作成する超音波診断撮像方法であって、
画像単位を画像バッファーに記憶するステップであって、これにより、新たな画像単位は、前の画像単位と位置合わせされて記憶され、これにより、前記新たな画像単位は、前記スキャンヘッドが前記第１移動方向又は前記第２移動方向に移動したかにそれぞれ応じて、第１座標方向又は該第１座標方向に対して略逆の第２座標方向で前記前の画像単位に対してオフセットする、ステップと、
前記スキャンヘッドが前記第２移動方向に移動したときに前記新たな画像単位に空間的に重ならない前記前の画像単位の部分を、前記延長視野画像から除去して、その分だけ該延長視野画像の横方向のサイズを低減するステップとを含む、超音波診断撮像方法。
【請求項２】
前記スキャンヘッドが前記第２移動方向に対し略逆の第３移動方向に移動するときに新たな画像単位の少なくとも一部により、前記延長視野画像から除去された部分を置き換えるステップを含む、請求項１に記載の超音波診断撮像方法。
【請求項３】
患者の人体にならってスキャンヘッドを第１移動方向及び該第１移動方向に対して略逆の第２移動方向に移動させることによって捕捉される部分的に空間的に重なり合う複数の画像単位から視野が延長された延長視野画像を作成する超音波診断撮像システムであって、
前の画像単位と位置合わせされた新たな画像単位を画像バッファーに記憶する手段であって、これにより、前記新たな画像単位は、前記スキャンヘッドが前記第１移動方向又は前記第２移動方向に移動したかにそれぞれ応じて、第１座標方向又は該第１座標方向に対して略逆の第２座標方向で前記前の画像単位に対してオフセットする、手段と、
前記スキャンヘッドが前記第２移動方向に移動したときに前記新たな画像単位に空間的に重ならない前記前の画像単位の部分を、前記延長視野画像から除去して、その分だけ該延長視野画像の横方向のサイズを低減する手段とを含む、超音波診断撮像システム。
【請求項４】
前記スキャンヘッドが前記第２移動方向に対し略逆の第３移動方向に移動するときに新たな画像単位の少なくとも一部により、前記延長視野画像から除去された部分を置き換える手段を含む、請求項１に記載の超音波診断撮像システム。
【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】
本発明の原理によると、新たに捕捉される画像は、スキャナヘッドをどちらかの方向に移動させることによって、延長視野画像に対して得られる、延長視野超音波診断画像システムが供給される。このように、興味対象の組織が延長視野画像の走査平面の外である場合、臨床医は、組織が再度捕捉されるまで走査方向を逆にし、好ましくは、表示から最初に消えた点に持ってくる。それゆえに、臨床医は、興味対象の組織と走査平面の不整列から回復することができ、最初から走査を再スタートする必要なく走査を続けることができる。
【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３８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】
0004636760.tif 000002
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ＳＡＤ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１０４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７ａ−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、ＦＩＦＯ（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（ＦＩＲ，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よると、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。
【００２８】
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。
【００２９】
本発明の原理によると、新たな画像単位は、スキャンヘッドの方向１４に無関係に結合され現在の延長視野画像になる。画像の変位を測定する処理は、スキャンヘッドの初期の移動方向に対してだけでなく、全ての方向に対する変位をイメージするための画像解析を実行する。図２の延長視野画像プロセッサは、ヒストリーバッファー１３０に画像を整列させるために必要となる変位の方向を考慮せずに新たな画像単位を整列させ及び挿入するであろう。これは、新たな画像単位の中心領域の追加は、延長視野画像の視野を延長しない代わりに、現在の延長視野画像の領域内で完全な上書きができることを意味する。これは、望ましい場合では、視野の延長よりもむしろ減少の原因になりうる。この能力の利用及び利点は、図９ａ−９ｅに示される。
【００３０】
図９ａ−９ｅは、臨床医が、血管９２，９４の経路の延長視野画像８０を形成しようとする手順を示す。臨床医は、初期的にスキャンヘッド１０を矢印１４ａの方向に移動させることによって、延長視野画像を形成している。しかし、図９ａに示すように、臨床医は、血管９２，９４が、変換器アレイ１２の画像平面に存在しなくなるように無意識にスキャンヘッドを移動させてしまう。直近に捕捉された画像単位によって追加された延長視野画像の中心部は、括弧７２上で示すように、血管９２，９４の延長を示さない。
【００３１】
本発明の原理によると、臨床医は、図９ｂの矢印１４ｂで示すように、走査向を逆にすることによってこの困難を乗り切る。直近に追加された図９ｂの延長視野画像８０の中心部は、スキャンヘッド１０のアパーチャの中心の位置で括弧７２上に示されているものである。図９ｂで示すように、この新たに追加された画像中心は、延長視野画像８０を延長しない。その代わりに、画像の横方向の範囲内にある延長視野画像の中心を上書きする。新たな括弧された領域の右側にある、破線でアウトラインを示された前の延長視野画像の中心部８２は、延長視野画像から削除される。延長視野画像は、延長視野画像の前の右側のエッジ８４を参照するように、横方向のサイズが減少する。
【００３２】
この処理は、画像単位の先導エッジと後続エッジの進路を見失わないようにすることによって機能的に定義される。画像の先導エッジは、スキャンヘッドが初期に移動する中心領域（括弧７２）の端部である。画像の後続エッジは、中心領域に続く部分である。先導エッジ及び後続エッジは、走査方向が決定された時に、初期的に定義される。レジスターパラメータが走査方向が逆になったことを示すとき、プロセッサ４０は、ヒストリーバッファーに追加された新たな各画像単位の先導エッジの範囲内にあるヒストリーバッファーのピクセルデータを消す（無効にする）。図９ｂでは、スキャンヘッドが矢印１４の示されたように、左に移動するとき、中心領域（括弧７２）に後続する先導エッジ画像領域８４のピクセルデータは、消され、ヒストリーバッファーの各ピクセルの縦列全体は、無効な値で埋められ、それゆえに、延長視野に表示からそのピクセルデータが削除される。
【００３３】
臨床医は、図９ｃに示すように、血管９２，９４が、延長視野画像平面に再び捕捉されるまで矢印１４ｂの方向にスキャンヘッドを移動させ続ける。図９ｃの延長視野画像８０は、スキャンヘッドのアパーチャの中心において括弧７２上に示された、延長視野画像の残りの平面において血管９２，９４の画像が再び捕捉された新たな画像単位領域を含む。括弧７２上の画像部分の先導エッジ（右方向）における延長視野画像領域の望まない外部平面は、延長視野画像から削除され、対応して幅が減少する。括弧７２上の新たな延長視野画像の部分は、以前には示されていなかった組織、２個の血管を形成する血管９０の分岐を表示する。新たな画像部分は、ヒストリーバッファーの有限の深さが古い不要な画像データを押し下げ、バッファーの外部に削除しているため、古い延長視野画像データによってぼかされない。
【００３４】
画像内に血管が再捕捉された場合、臨床医は、図９ｄに示されるように、再度１４ｄ方向に走査し始めうる。括弧７２上に示されたこの延長視野画像の新たな画像単位の部分は、血管９２，９４の延長を一の血管９０として明らかにする。矢印１４ｄ，１４ｅの方向に動作を繰り返すことによって、延長視野画像８０は、図９ｅに示すように、血管９０，９２，９４の組織で満たされる。このようにして、臨床医は、スキャンヘッドの方向を逆にし、スキャンヘッドを血管組織と再び整列させることによって望ましい組織を画像内に捕捉し、最初からスタートする必要なしに延長視野の走査を継続することによって、延長視野画像の不注意に失ってしまうことから回復することができる。
【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。
【図１】
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【図２】
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【図３ａ】
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【図３ｂ】
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【図３ｃ】
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【図３ｄ】
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【図４ａ】
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【図４ｂ】
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【図４ｃ】
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【図５ａ】
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【図５ｂ】
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【図６】
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【図７ａ】
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【図７ｂ】
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【図７ｃ】
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【図８ａ】
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【図８ｂ】
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【図９ａ】
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【図９ｂ】
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【図９ｃ】
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【図９ｄ】
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【図９ｅ】
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