(57)【要約】  超音波診断イメージングシステムは、１つの画像内に血液プールの位置及び血流速度の両方を描く血流の３Ｄ画像を生成する。Ｂモードデータは、体積領域にわたり収集され、強いエコーリターンの領域に対して無響領域を強調するグレイスケール値の範囲に反転される。フローデータは、同じ体積領域にわたり収集され、両方のデータセットが体積レンダリングされる。この２つの体積レンダリングは、この場合、Ｂモード画素値が画素位置における血流によって色付けされる単一の３Ｄ画像に統合される。
2010505575.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
血流を分析する超音波診断イメージングシステムにおいて、
血流が存在する体積領域に対して超音波信号を送信及び受信するように動作可能なトランスデューサアレイと、
前記トランスデューサアレイに結合され、前記体積領域のＢモードデータを生成するように機能するＢモードプロセッサと、
前記トランスデューサアレイに結合され、前記体積領域のフローデータを生成するように機能するドップラプロセッサと、
無響リターン信号を強調するグレイスケールデータの反転されたマッピングを生成するグレイスケールマップと、
前記プロセッサに結合され、前記反転されたＢモードデータ及び前記フローデータの体積レンダリングを生成するように機能する体積レンダラと、
前記体積レンダリングされたフローデータ及び前記体積レンダリングされた反転されたＢモードデータを、両方のデータセットの特徴を含む合成画像に結合する画像統合プロセッサと、
前記画像統合プロセッサに結合され、前記合成画像を表示するディスプレイと、
を有する超音波診断イメージングシステム。
【請求項２】
前記ドップラプロセッサが、カラーフローデータを生成する、請求項１に記載の超音波診断イメージングシステム。
【請求項３】
前記カラーフローデータをカラー値の範囲にマッピングするように動作するカラーマップを更に有する、請求項２に記載の超音波診断イメージングシステム。
【請求項４】
前記画像統合プロセッサが、前記反転されたＢモードデータを閾値と比較するように動作する比較器を更に含む、請求項１に記載の超音波診断イメージングシステム。
【請求項５】
前記画像統合プロセッサが、前記比較器の比較に基づく共通の位置に関連する前記フローデータ及び前記反転されたＢモードデータを選択的に結合するように更に動作する、請求項４に記載の超音波診断イメージングシステム。
【請求項６】
前記画像統合プロセッサが、前記フローデータを第２の閾値と比較するように動作する比較器を更に含む、請求項５に記載の超音波診断イメージングシステム。
【請求項７】
前記閾値が、ユーザ調整可能な閾値を更に有する、請求項４に記載の超音波診断イメージングシステム。
【請求項８】
前記第２の閾値が、ユーザ調整可能な閾値を更に有する、請求項６に記載の超音波診断イメージングシステム。
【請求項９】
組織及び血流の３Ｄ超音波画像を生成する方法において、
グレイスケール３Ｄデータセットを収集するステップと、
カラーフロー３Ｄデータセットを収集するステップと、
前記グレイスケール３Ｄデータを、強いエコーリターンより大きく無響リターンを強調するグレイスケール値の範囲にマッピングするステップと、
前記マッピングされたグレイスケール３Ｄデータセット及び前記カラーフロー３Ｄデータセットを体積レンダリングするステップと、
前記体積レンダリングされたグレイスケールデータ及び前記体積レンダリングされたカラーフローデータを空間に基づいて結合するステップと、
合成グレイスケール及びフロー体積レンダリング画像を表示するステップと、
を有する方法。
【請求項１０】
前記マッピングするステップが、反転されたグレイスケール３Ｄデータを生成する、請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
前記結合するステップが、共通の空間的位置に関連する前記グレイスケールデータ又は前記カラーフローデータの少なくとも一方を閾値と比較するステップを更に有する、請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
前記結合するステップが、３Ｄ領域内の位置におけるグレイスケールデータ値を当該位置におけるフロー特性に対応する色で色付けするするステップを更に有する、請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
対象内の血流状況の３Ｄ超音波画像を生成する方法において、
体積領域内の血液が周囲の組織より不透明に表示される３Ｄ超音波画像データセットを生成するステップと、
空間に基づいて前記体積領域内の位置における血流のデータセットを前記３Ｄ超音波画像データと統合するステップと、
画素が血液不透明性及び血流特性の両方を描写する前記統合されたデータセットの画像を生成するステップと、
を有する方法。
【請求項１４】
前記３Ｄ超音波画像データセットを生成するステップが、Ｂモードデータを、弱いエコー信号が強いエコー信号より明るく表示される反転された値の範囲にマッピングするステップを更に有する、請求項１３に記載の方法。
【請求項１５】
前記統合するステップが、共通の画素位置における前記３Ｄ超音波画像データ又は前記血流データの少なくとも一方を閾値と比較するステップを更に有する、請求項１３に記載の方法。
【請求項１６】
前記統合するステップが、共通の画素位置における前記３Ｄ超音波画像データ及び前記血流データを互いに比較するステップを更に有する、請求項１３に記載の方法。
【請求項１７】
前記統合するステップが、前記体積領域内の前記画像データ及び前記血流データの相対的な原点に基づいて行われる、請求項１３に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療診断超音波システム、特に、３次元（３Ｄ）カラーフローイメージングを実行する超音波システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
３Ｄ体積レンダリングイメージングを使用して、胎児心臓の心室のような、人体の構造の内部表面を視覚化することは、超音波診断イメージングにおいて一般的な慣行である。時空間画像相関（ＳＴＩＣ）として知られる３Ｄデータ収集技術を使用して、胎児心臓の動力学は、連続的画像フレームのシネループ（登録商標）として各々獲得された体積の系列として獲得されることができる。カラーフローデータの３Ｄ体積を獲得し、様々な３Ｄ体積レンダリング技術を使用してデータ体積の２Ｄ画像投影を形成することも一般的な慣行である。３Ｄカラーフローデータは、この場合、断面として、又は様々な３Ｄレンダリング方法を使用して３Ｄ画像として見られることができる。更に、前記３Ｄカラーフローデータは、胎児心臓の血行動態を獲得するためにＳＴＩＣ技術を使用して収集されることができる。
【０００３】
胎児イメージングに対する他の既知の技術は、"反転イメージング"として既知である。反転イメージングにおいて、従来のグレイ−スケール範囲は、反転されたグレイスケール範囲において、一般的に、強いエコーを返す体内の構造を明るく表示されるように示し、ほとんどエコーエネルギを返さない血液のような無響構造を暗く示す。このグレイスケール範囲の反転は、欠陥の内側の血液を明るく照らされるように示し、周囲の欠陥の組織を薄暗く表示させるか又は見えなくする結果となり、これにより血液プール及び血管血流を強調する。例えば、流体を満たされたのう胞の検出にこの技術を使用する米国特許６１１７０８０（Schwartz）を参照する。
【０００４】
反転イメージングを組み合わせた胎児ＳＴＩＣ技術の使用は、胎児心臓の構造内への新しい洞察を臨床医に提供した。これは、臨床医がしばしば通常又は異常形成及び機能に対して胎児心臓を評価する問題を提示されるので重要である。従来の３Ｄ反転画像は、これ自体で、心臓の血行動態に関する情報を提供しない。このため、臨床医は、血流速度を評価するために、代わりに他の画像、典型的にはこの体積を通る断面カラーフロースライスを参照し、前記断面カラーフロー画像の血流を前記反転技術で形成された３Ｄグレイスケール画像と心の中で相互関係を示さなければならない。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
したがって、反転画像の血流経路情報及びカラーフロースライスの血流速度情報を同時に提供する単一のイメージング技術を臨床医に提供することが望ましい。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明の原理によると、３Ｄグレイスケールデータは、３Ｄカラーフローデータと結合され、これらが一緒に視覚化されることを可能にする。本発明の図示される例において、カラー体積データの表面レンダリングの３Ｄ投影は、"反転された"グレイスケール体積データの表面レンダリングの３Ｄ投影と結合され、これら２つを一緒に１つの画像を生成する。この例において、これら２つの３Ｄ投影を結合するプロセスは、所定の画素位置におけるグレイスケール投影データを同じ画素位置におけるカラー投影データと比較する。グレイスケール値が特定の閾値より下である場合、前記グレイスケール値のみが、結合画像の画素に対して使用される。前記グレイスケール値が前記閾値より上である場合、前記グレイスケール値は、カラー値に加算され、この新しい値が、前記結合画像の画素に対して使用される。他の画像データアルゴリズムも、画像のフィーチャを強化するのに使用されることができる。
【図面の簡単な説明】
【０００７】
【図１】本発明の原理によって構成された超音波診断イメージングシステムをブロック図形式で示す。
【図２】本発明の方法の一例のフローチャートを示す。
【図３】本発明によって生成され、心臓拡張期中に獲得された超音波画像を示す。
【図４】本発明によって生成され、心臓収縮期中に獲得された超音波画像を示す。
【発明を実施するための形態】
【０００８】
初めに図１を参照すると、本発明の原理によって構成された超音波システムが、ブロック図形式で示される。トランスデューサアレイ１０ａは、超音波を送信し、エコー信号を受信するように設けられる。この例において、図示されたアレイは、３Ｄ画像情報を提供することができるトランスデューサ素子の２次元アレイであるが、本発明の実施は、体積領域から２Ｄ（平面）画像を生成するトランスデューサ素子の掃引１次元アレイを使用してもよい。前記トランスデューサアレイは、これらのアレイ素子による信号の送信及び受信を制御するマイクロビームフォーマ１２ａに結合される。前記マイクロビームフォーマは、米国特許５９９７４７９（Savord他）、６０１３０３２（Savord）及び６６２３４３２（Powers他）に記載されるようにトランスデューサ素子のグループ又は"パッチ（patches）"により受信された信号の少なくとも部分的なビーム形成をすることもできる。マイクロビームフォーマ１２ａは、送信と受信との間で切り替え、高エネルギ送信信号からメインビームフォーマ２０を保護する送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ１６に結合される。トランスデューサアレイ１０ａからの超音波ビームの送信は、前記Ｔ／Ｒスイッチに結合された送信コントローラ１８の制御下にあり、送信コントローラ１８は、ユーザインタフェース又は制御パネル３８のユーザ動作から入力を受信する。
【０００９】
マイクロビームフォーマ１２ａにより生成された部分的にビーム形成された信号は、素子の個別のパッチからの部分的に形成された信号が完全にビーム形成された信号に結合されるメインビームフォーマ２０に結合される。例えば、メインビームフォーマ２０は、１２８のチャネルを持つことができ、各チャネルは、１２のトランスデューサ素子のパッチから部分的にビーム形成された信号を受信する。このように、２次元アレイの１５００以上のトランスデューサ素子により受信された信号は、単一のビーム形成信号に効率的に寄与することができる。前記ビーム形成信号は、スペックル除去、信号合成（signal compounding）、高調波分離、フィルタリング、マルチライン補間及び処理、並びに雑音除去のような追加の強化を受けることができる信号プロセッサ２２に結合される。
【００１０】
処理された信号は、Ｂモードプロセッサ２６及びドップラプロセッサ２８に結合される。Ｂモードプロセッサ２６は、筋肉、組織及び血液細胞のような体内の構造のイメージングに対して振幅検出を使用する。前記体内の構造のＢモード画像は、高調波モード又は基本モードのいずれかで形成されることができる。体内の組織及びマイクロバブルは、両方とも両方のタイプの信号を返し、マイクロバブルの高調波リターンは、マイクロバブルがほとんどのアプリケーションにおいて画像内で明確に分割されることを可能にする。前記ドップラプロセッサは、血液細胞、組織及びマイクロバブルを含む画像フィールド内の物質の動きの検出に対して組織及び血流からの時間的に異なる信号を処理する。前記ドップラプロセッサは、Ｂモード信号のソースである同じ体積領域内の各位置におけるドップラパワー、速度、加速度又は分散の推定値を生成するために撮像される体積内の各位置からの時間的に異なるサンプルのアンサンブルに対して動作する。異なる送信信号が、Ｂモード及びドップラリターンに対して使用されてもよく、又は同じ信号が、米国特許６１３９５０１（Roundhill他）に記載されるように両方のプロセッサにより使用されてもよい。ドップラプロセッサ２８は、典型的には信号プロセッサ２２により生成されたＩ、Ｑ直角位相データに対して動作することができ、Ｂモードプロセッサ２６は、（Ｉ2＋Ｑ2）1/2の形式で同じデータに対して動作することができる。構造的Ｂモード信号は、前記Ｂモード信号をグレイスケール値の範囲に変換するグレイスケールマッピングプロセッサ３２に結合される。ドップラプロセッサ２８からのフロー信号は、前記フロー信号をカラー値の範囲に同様に変換するカラーマッピングプロセッサ３４に結合される。前記フロー信号が、カラーフローイメージングに対する速度関連信号である場合、前記カラー値の範囲は、例えばフロー速度の範囲に対応する。パワードップラ、加速度及び分散のような他のドップラモードは、望ましい場合に使用されることができる。前記マッピングプロセッサは、前記ユーザにより選択されたグレイスケール及びカラー範囲を実施することができ、ルックアップテーブルとして構成されることができる。図１の超音波システムが、本発明によって画像を生成する場合、グレイスケールマップは、従来のスケールから反転され、強いＢモード信号が暗いグレイスケール値に変換され、弱いＢモード信号が明るいグレイスケール値に変換される。これは、例えば、血管壁の組織からの強いエコーを、血管内の血流からの弱い無響エコーリターンより暗く表示されるようにする。
【００１１】
本発明によると、グレイスケール３Ｄデータセット及び３Ｄフローデータセットは、それぞれ体積レンダラ（volume renderers）４２及び４４によりデータの各３Ｄ体積の２Ｄ表示を形成するようにレンダリングされた各体積である。実際には、一方のデータセットをレンダリングし、次いで他方をレンダリングするように多重化された１つの体積レンダラが使用されてもよい。体積レンダリングは、周知であり、例えば米国特許５７２０２９１（Schwartz）に記載されている。米国特許６５３０８８５（Entrekin他）も参照する。体積レンダリングは、異なる観測方向の系列から３Ｄ体積の投影を生成することができ、前記ユーザは、この場合、動的視差として既知である表示フォーマットで、異なる視野から３Ｄ体積を見るために前記観測方向を通して配列することができる。体積レンダラ４２及び４４は、米国特許６７２３０５０（Dow他）に記載されるように直線座標又は極座標のいずれかで画像データに対して動作することができる。
【００１２】
更に本発明を踏まえて、体積レンダラ４２により生成された体積レンダリングされた"反転"グレイスケールデータ及び体積レンダラ４４により生成された体積レンダリングされたフローデータは、画素比較器と、血管の血流経路及び心腔が、前記血流経路又は心腔の流体の動き特性と一緒に視覚化されることを可能にする３Ｄ画像統合プロセッサ５０とにより混合される。これを行う１つの方法は、前記画像の各点における前記Ｂモードデータ及び前記フローデータを互いに又は閾値と比較することである。例えば、１つの技術は、画像位置における前記グレイスケール値を閾値と比較することであり、前記グレイスケール値が前記閾値より下である場合、前記グレイスケール値のみが表示に使用される。前記グレイスケール値が前記閾値を超過する場合、前記グレイスケール値及び前記フロー値が合計され、血流速度のような前記フロー値で色付けされた位置における表示画素を生じる。代替的には、前記フロー値が第一に閾値と比較され、前記閾値を超過する場合に表示に使用される。前記フロー値が前記閾値を超過しない場合、前記グレイスケール値が当該位置における表示に使用される。いずれの場合にも、前記閾値は、望ましい場合には制御パネル３８から前記ユーザにより制御及び設定されることができる。この処理の結果は、最初の体積レンダリングの両方の特性を含む単一の体積レンダリング（３Ｄ）画像が使用されることである。結果として生じる統合画像は、例えば心臓の血行動態を視覚化するように同様に処理された画像のシーケンスで表示されることができるシネループバッファ３６に結合される。表示されるべき画像は、画像ディスプレイ４０上の表示のために画像プロセッサ３０に結合される。
【００１３】
この処理を反復するために、結合されたグレイスケール及びカラー３Ｄ画像投影の形成は、一連の処理ステップにおいて実現される。これらのステップは、第一に、個別のグレイスケール及びカラーデータ投影の形成を含み、次いで前記投影を表示用の単一の画像に結合又は合成する最終ステップを含む。前記グレイスケール画像投影の形成は、従来のマップからの反転グレイスケールマップを使用してグレイスケールデータのレンダリングにより実現され、ここでこの処理の第１のステップは、視覚化されるべきデータの体積の個別のボクセルの強度を逆転又は反転することである。この反転は、明るいボクセルを暗くなるようにし、暗いボクセルを明るくなるようにすることである。この反転ステップの後に、以前に記載されたレイキャスト法のような従来の３Ｄレンダリング技術が、所定の視点から観測された前記３Ｄデータの投影である２Ｄ画像を作成するのに使用される。好ましくは、このレンダリング方法は、前記データ内の"表面"を見つけ、示すように構成され、表面とは、一般に、観測者から前記データの体積内に移動する"放射（ray）"により見られる場合に低い強度（暗い）ボクセルから高い強度（明るい）ボクセルへの遷移を意味する。前記ボクセルデータの強度を反転する前記第１のステップのため、前記レンダリング処理中に見つけられ、表示される表面は、前記体積データに存在する無響領域又は通常は暗い領域に反対する組織の内部表面と同等である。前記体積データが、例えば、胎児心臓を含む場合、見つけられ、表示される表面は、心臓の心室及び心臓に接続する関連した血管の内部表面に対応する。結果として生じる２Ｄ画像は、Ｍ×Ｎの画素からなり、各画素は、赤（Ｒ）、緑（Ｇ）及び青（Ｂ）値からなる。典型的には、これらのＲＧＢ値は、表示される画素が中立（グレイ）色を持つように全て互いに等しいが、他の色付けが使用されることができる。
【００１４】
カラーフロー画像投影の形成は、特定の視点から見られるように、前記体積データ内に目標（移動する血液細胞）に関連付けられたドップラシフトを持つように前記超音波システムにより以前に検出された前記目標の表面を見つけ、表示するのに、レイキャスト法のような、従来の３Ｄレンダリング方法により実現される。結果として生じる２Ｄ画像は、Ｍ×Ｎの画素からなり、各画素は、赤（Ｒ）、青（Ｂ）及び緑（Ｇ）値からなる。前記画素のＲＧＢ値は、各画素位置において表示される結果の色が、受信されたエコーのドップラシフトにより決定される速度及び方向を表示される色に関連付けるカラーマップにより決定されるように当該位置における血液細胞の方向及び速度に対応する。
【００１５】
上で作成された前記３Ｄデータの結合されたカラー及びグレイスケール２Ｄ投影は、前記結合画像の各画素が、前記グレイスケール画像及び前記カラー画像の対応する位置からの画素（ボクセル）データの組み合わせとして形成される非線形の形で結合又は合成される。２つの画像からの画素データを結合する複数の方法が存在する。１つの方法は、第一にグレイスケール画素値を選択された閾値と比較することである。前記画素値が調整可能な閾値を下回る場合、前記グレイスケール画像からのＲＧＢ画素値のみが結合された画像画素に対して使用され、すなわち、前記グレイスケールデータのみが表示される。他方で、前記グレイスケールデータからの画素値が前記調整可能な閾値を超過する場合、当該画素値は、当該位置における前記カラー画像の画素値と合計され（個別に合計されるＲ、Ｇ及びＢ）、結果として、同じ位置において見つけられた対応する速度で色付けされたグレイスケール画素値を生じる。望ましい場合、範囲確認が、前記合計された画素値を最大輝度に留めるように実行されることができる。この合成方法は、カラーデータがグレイスケールデータの不在時にのみ表示される従来のプロセスと反対である。
【００１６】
前記グレイスケール画像及び前記カラー画像を合成する他の方法は、前記カラーデータの速度も考慮されるように前記カラー画素データの値に対する追加の調整可能な閾値を使用することである。この場合、前記カラーデータの速度が前記調整可能な閾値を超過する場合に、前記グレイスケールデータにかかわらず前記カラー画素データを示すことが望ましいかもしれない。
【００１７】
前記合成プロセスに作用することができる他の因子は、グレイスケール画像画素及びカラー画像画素により描写されるグレイスケール表面及びカラー表面が生じた前記体積内の位置を考慮することである。体積レンダリングのレイキャスト法を使用する場合、最終結果は、深度次元が標準的に失われた２次元投影である。しかしながら、前記画素が生じた元の体積データセットの深度位置は、前記グレイスケール表面及び前記カラー表面の各々に対して前記表面が発見された放射に沿った位置の経過を追うことにより決定されることができる。この場合、前記合成プロセスの一部として前記グレイスケール画素値及び前記カラー画素値を比較するのに加えて、各画素が遭遇された放射に沿った深度も考慮されることができる。例えば、グレイスケールレンダリングのグレイスケール画素値が、カラーフローレンダリングの対応するカラー画素値より浅い深度から生じた場合、これら２つの値は、体積領域の異なる位置に関するので統合されるべきでない。このような場合、前記グレイスケール値が指定された輝度閾値を超過するが、前記放射に沿った深度が、ある調整可能な閾値だけカラー画素とグレイスケール画素との間で異なる場合、前記グレイスケール画素値のみが、前記結合画像画素に対して使用される。この追加の因子は、空間的に相関がなく、したがって結合されるべきでないレンダリングされたデータの統合を防ぐ。
【００１８】
本発明のプロセスの単純化されたフローチャートが、図２に示される。１０２において、３Ｄグレイスケールデータセットが収集される。１０４において、３Ｄカラーフローデータセットが収集される。１０６において、前記グレイスケールデータセットが、反転されたグレイスケールマップ又は値の範囲に変換又はマッピングされる。１０８において、前記反転された３Ｄグレイスケールデータセット及び前記３Ｄカラーフローデータセットが体積レンダリングされる。１１０において、カラーフロー値及びグレイスケール値が、両方のデータセットの特性を含む単一の３Ｄ体積レンダリング画像に結合又は合成される。このような画像のシーケンスは、次いで、１１２においてリアルタイムで表示される。
【００１９】
図３及び４は、胎児心臓の２つの超音波画像を示し、第１の画像は心臓拡張期に収集され、第２の画像は心臓収縮期に収集される。これらの画像は、本発明の動作実施により収集され、収集する超音波システム上に黒い背景に対して示されるカラー画像として表示される。しかしながら、特許の説明の目的で、この従来の表示フォーマットは、図面において反転されており、これにより背景が白く、血流経路及び速度がグレイシェーディングである。指摘されることができる第１の特徴は、これらの画像が、心臓自体（心筋）のものではないが、心臓内の血液のものであることである。血流のこれらの領域の周りの心筋組織構造は、米国特許５４７４０７３（Schwartz他）に記載されたものと同様の血流の画像を生成するグレイスケールマップの反転により半透明になる又は消えるようにされる。組織が半透明にレンダリングされるのに対し、前記ドップラデータを不透明にレンダリングすることにより血流を視覚化する技術を説明する前述の米国特許５７２０２９１（Schwartz）をも参照する。これらの画像において、前記血流経路は、不透明に表示され、これにより前記血流経路及び血液プールの外側表面が、前記レンダリングにおいて強調され、したがって血液の連続的な不透明な"管"として連続的な血管の流れを示す。図３及び４において、臨床医は、大動脈２００のような血流経路の場所及び位置に注意することができ、前記大動脈の連続性を検査し、心臓及び血管の適切な形成を診断することができる。図３の心臓拡張期中に、２０２で示される左心室は、血液が心臓のこの心室を充填するときに高度に色付けされる。心臓がこの位相の間にいっぱいであるときに大動脈２００内にほとんど又は全く色が存在しない。図４の心臓収縮期において、心臓の収縮が血液を心臓の外に出し、大動脈及び周囲の脈管構造に入れるので、左心室には比較的少ない色が存在するが、僧帽弁領域及び大動脈２００は、明るく色付けされる。臨床医は、したがって、血流の完全な血行動態を示す１つの画像に基づいて診断することができる。
【図１】
2010505575.tif 000003
【図２】
2010505575.tif 000004
【図３】
2010505575.tif 000005
【図４】
2010505575.tif 000006
【国際調査報告】
2010505575.tif 000007
2010505575.tif 000008
2010505575.tif 000009