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JP2007509722A - 超音波流体の流動中心線を決定するための方法および装置 - Google Patents

超音波流体の流動中心線を決定するための方法および装置 Download PDF

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JP2007509722A JP2006538394A JP2006538394A JP2007509722A JP 2007509722 A JP2007509722 A JP 2007509722A JP 2006538394 A JP2006538394 A JP 2006538394A JP 2006538394 A JP2006538394 A JP 2006538394A JP 2007509722 A JP2007509722 A JP 2007509722A
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Abstract

【課題】 従来の超音波装置およびその方法の欠点および限界を克服する。
【解決手段】超音波装置(64)を用いて管中の流体流動の有効中心位置を決定するための方法およびそれに関連する装置(46)が開示される。超音波エネルギー(30)は伝播軸(32)に沿って伝達されて、管(16)に投射される。管中の流体(8)から反射されたドップラーでシフトされた信号(12)が受信され、濃度として表された一組の量が座標セット毎のドップラーシフト信号(12)から導き出される。その濃度は、前記各座標セットに関連する周波数におけるドップラーシフト関数である。平均値、最頻値または中央値の一つが、それに関連した濃度の座標セットのそれぞれについてその大きさを計算される。この計算は、中心線(14)を決めるために、管(16)の視野(18)にわたって繰り返される。
【選択図】図５

Description

本発明は、超音波データ処理に関し、より詳細には、超音波を用いて管中の流体の速度、方向および量を確かめるような、生体中での流体の属性の判定に関する。
伝播する波を使って対象物を突き止めるいくつかの技術が在る。ソナー、レーダー、超音波およびテレコミュニケーションの分野では、送信／受信素子がアレイ状に配置される。アレイ素子のいくつかまたはすべてが電磁放射線または音のパルスをターゲットに放ち、ターゲットで反射された波のパターンが前記素子のいくつかまたはすべてで受信される。最大振幅(最も強い信号)を受信可能とすべく、すべての素子からの受信信号は一つのビームに収斂される。
ビームから血液の流速を決定するために、ドップラーレーダーの技術が超音波映像の使用に適応できる。図1に関して、超音波探触子２からの音響エネルギーは、一定の速度で血液８が流れる血管６の領域４に向けられる。音響エネルギーの波面１０は、周波数f0で領域４に衝突する。血管６の領域４から戻ってくる波面１２の周波数はf0 + fcの値にシフトし、周波数の変更分fcが血液８の流速の２倍に比例する。ドップラーシフト周波数fcがキロヘルツのオーダであるが、キャリア波面１０の周波数f0はメガヘルツのオーダである。血液８の速度が大きくなる程、周波数シフトfcはより大きくなる。周波数シフトfcと血液の流速とは、柔らかい組織中では音速ｃに関連し、それはほぼ１５４０メートル/秒の定数である。既知の超音波装置は、血流の視線方向成分、すなわち、真の速度vというよりも音の伝播方向と平行な成分を測定するために使われているかもしれない。
既知の超音波映像装置は、カラースケールへの置き換えによって血流(またはそれに関連したパワー)の視線方向成分を表示する。このカラー化された表示を与えられると、流れの方向は、熟練した音波検査者によって推定され、血管中の1点でのほぼ正確な絶対速度(その視線方向成分ではない)の推定を可能にするために、２-Ｄディスプレイに入力される。
このマニュアルアプローチの欠点は、熟練した音波検査者にとってさえも、その結果として得られる真の速度は、近似であるに過ぎない。他の欠点は、音波検査者が一回の計測を行うために、両手および両目を使う必要があることである。音波検査者は、スクリーン上の超音波映像を観察しながら、一方の手で超音波探触子を操作し、他方の手でジョイスティックまたはトラックボールを操作する。音波検査者は、スクリーンの上で血流に平行な線分を「描き」、その後、測定された視線速度から近似の「真の」速度を超音波装置に計算させるために、ジョイスティックまたはトラックボールを使う。その計算は、ｓ＝ｖcosθによって与えられる速度の視線方向成分に対する血管の一点での真の速度の関係を用いてなされる。ここで、ｓは真の速度の大きさであり、θは探触子により測定された視線速度と、音波検査者によってスクリーン上に描かれた前記線で近似される流れの実際の方向との間の（２-Ｄ超音波映像のための２次元、３-Ｄまたは４-Ｄ超音波映像のための３次元）角度である。
この両手操作の手法を使って、角度８の良好な近似値を得ることは難しい。伝統的に、ある点での心臓収縮血流ピーク速度は、この方法によって得られている。しかし、この方法を用いて体積流量(血管の与えられた断面積を流れている血液の量)および内腔（ルーメン）領域(与えられた点での血管と直角な断面の総領域)などの他の望ましいパラメータを得ることは不可能でないにしても難しい。また、真の速度は、血管６のすべての視野のような複数の点で得ることができない。正確に値を計算するために、大きさと方向を含む真のベクトル血流速度を視界の全体にわたって見つけることが必要である。
従来技術の超音波装置およびその方法の欠点および限界は、超音波エネルギーの伝達および受信のためのトランスデューサアレイを備える超音波装置を用いて血管中の流体流動の有効中心位置を測定する方法を含む本発明により克服される。超音波エネルギーは、伝播軸Zに沿って伝達され、この超音波エネルギーはディメンジョンzが伝播軸Zと同じ方向にある空間の座標系(x、 y、 z)によって記述することができる。超音波エネルギーは、前記空間座標系の座標セットを決めて血管に投射され、ディメンジョンｙの所定の値で前記血管内の流体に衝突する。複数の前記座標セットで前記血管中の流体から反射されたドップラーシフトを受けた信号が受信され、またaを濃度として表現された一組の量が、座標セット毎にドップラーシフトを受けた信号から導かれ、前記濃度は前記各座標に関連した周波数においてドップラーシフトの関数であり、前記濃度は前記流体の移動を表示する。平均値（mean）、最頻値（mode）または中央値（median）の一つが、それに関連した前記濃度と連携した座標セットの大きさのそれぞれについて計算される。
上記のステップは、前記座標セットを前記血管の長さに沿った異なる点での流体流動の他の中心を決定する第２の座標セットに変更した後に、繰り返され、次に、前記２つの中心を接続して近似の流れ方向と近似の中心線を示すベクトルvが決定される。同様な手法で、多数の中心およびベクトルが視野の全体にわたる前記血管の中心線を確認するために、まさに説明した方法を使って決定される。
本発明のさらなる特徴および利点は、添付図面を参照して、本発明の典型的な実施例についての以下の詳述で説明される。
本発明のより完全な理解のために、添付図面と共に考慮された以下の典型的な実施例の詳述が参照されよう。
図２および３に関して、中心線１４は、超音波探触子(図示せず)の視野１８中にある生物(例えば人)の体中の管１６(例えば血管)を通して引かれる。中心線１４は、視野１８にわたる管１６の多数の「中心」の統計と定義される。中心線１４は４-Ｄパワードップラーまたは４-Ｄカラーフローデータなどの測定された超音波パラメータから得られる。それは、例えば管１６に沿って連続する領域２０の横断面上で取られた超音波計測のサンプルの平均値(アベレージ)、中央値(中心値)、または最頻値(最大値の位置)であるかもしれない。ある所望の超音波パラメータの濃度として、a(x)を用いる超音波探触子の参照フレームの座標系の中でｘディメンジョンを表すディメンジョンｘの平均値は
Figure 2007509722
であり、a(x)が標準化されるならば、それは単位となる。中央値は、
Figure 2007509722
のような値x0であり、最頻値は
Figure 2007509722
の値xpである。
次に図３および４を参照するに、管１６が直円柱２６として小さな領域で模型を作ることができるならば、領域２０の横断面は、３-Ｄまたは４-Ｄ映像のために平面２４内で輪２２を構成し、また管１６を経る流体の流れ２８の方向と直角をなす。対照的に、ドップラー超音波探触子３０は管１６を通して方向３２に超音波を伝達する。その超音波エネルギーは、波の伝播方向３２を含む平面３８上で、だ円３６を形成する管１６の領域３４上に突き出るとみなすことができる。中心線１４の方向は流体の流れ２８の方向と同じであり、中心線１４を通じての横断平面２４中の流体(例えば血液)のすべての流量の平均の方向でもある。流体の流れが領域２０を通って流れている流体の平均速度として超音波装置によって測定され、その速度が中心線１４に沿っていなかったならば、流体は管１６から漏れていなければならない。管１６に描かれる如何なる平面２２、３８においても、中心線１４と直角な速度成分は、平均すると零になると仮定できる。もしそうでなければ、管壁を通しての流体のネット流量があることになる。平均の速度方向が中心線１４に沿っており、超音波探触子から放たれたエネルギーの波の伝播３２の方向の速度成分のみを測定することができると、そのとき、流体が血液の場合、すべての血球が中心線１４に平行に移動していると仮定することができる。これがすべての血球について正しいかどうかは重要でなく、それは平均的に正しいであろう。ネットの流れすなわち流動(断面領域２０、３４上に統合される)は中心線１４の方向にあるであろう。
超音波の測定子から放出されたエネルギーの波の伝播３２の方向は、流体の流れ２８の方向に関して角度θをなす。同様に、平面３８は平面２４に関して角度φをなす。ドップラーが真の速度sを測定することができず、その視線方向成分、s cosθ、でしかないので、角度θについての修正のために流体の流れ３４の方向、したがって、波の伝播方向３２に関する中心線１４の方向を見付け出すことが必要となる。同様に、例えば内腔領域を見つけるために領域３４の方向から領域２０の横断面の適切な方向を見つけるために、角度φについての修正が必要となる。
図５および６を参照するに、θおよびφの修正のために、超音波探触子３０の参照フレームの座標系を管１６上へインポーズすることが必要である。管１６は、例えばディメンジョンx*、y*およびz*を持つ直交座標系によって三次元で参照され、ここで、x*およびz*は中心線１４と直角な横断平面２４のディメンジョンであり、y*は中心線１４に平行に測定される。ディメンジョンx、yおよびzは、超音波探触子３０に関する軸であり、ここでzは前記探触子３０からの超音波の伝播方向にあり、z=0でのx−y平面は前記探触子３０のトランスデューサ(図示せず)の平面であり、ｙの固定値でのx−z平面は、管16が円筒であるならばだ円３６を作成するために、検査下の管１６を切断する、すなわち前記管１６を通る平面３８が前記管１６を切断する。
平面３８が多数の矩形領域４０に分けられているならば、各領域４０はボクセルとして知られている三次元のピクセルを表す。平面３８上に固定されたyで、xおよびzのディメンジョンの平均位置に関連して中心線１４が定義されるならば、中心線１４上の点は、所定時間ｔで、中心点すなわち、以下のようなディメンジョンx（y）、y、z（y）の点によって与えられる。ここで、ｎは、だ円３６中でn番目のボクセルである。
Figure 2007509722

Figure 2007509722
中心線１４は、２-D、３-Ｄまたは４-Dのパワードップラーまたはカラードップラーの像データ（ウォールフィルタ後）に基づく濃度変数ａ(x、y、z)から算出される。パワードップラーまたはカラードップラーの濃度ａ(x、y、z)は、国際公開公報WO00/72756（すなわち国際出願番号PCT/US00/14691）および米国特許第6,524,253 B1明細書中で明らかにされた方法の使用によって得られ、それらの開示事項は、参照によってここに組み込まれる。国際公開公報WO00/72756、34ページの18ないし21行を参照するに、一般化されたドップラースペクトルは、5次元のデータセットAl l(r, a, e, f, t) によって示すことができ、該データセットは(血液流速を得るために)リアルタイムで戻ってきた信号の測定された振幅であり、ここで、r は深さ(すなわちレンジ)、a は方位（アジマス）、eは仰角（エレベーション）、fはドップラー周波数およびtは時間である。そのようなデータセットは直ちに直角座標に変換することができ、それは、A2(x、y、z、f、t)またはA3(x、y、z、v、t)になる。ｖは視線方向速度、すなわち流体の流れの方向３２における速度成分であり、vが次の関係によってドップラー周波数と関連している。
Figure 2007509722
ここで、cおよびf0は、それぞれ音の伝播速度および周波数である。より一層興味深い5-DデータセットはA4(x、 y、 z、 s、 t)であるであろう。sは流体速度(例えば血液速度)、すなわち、流体の流れの真の総合ベクトル速度の符号付きの大きさであり、v = s cos θであり、θは図３および４について前記した角度である。
国際公開公報WO00/72756および米国特許第6,524,253B1号明細書の中で説明されるような４-Ｄドップラー超音波機械は、３つの共通の血管の映像モードに対応した３つの異なる４-Ｄデータセットを作り出す。
Figure 2007509722

Figure 2007509722

Figure 2007509722
図７に関連して、最新のドップラー超音波での通例のごとく、図７に周波数に対してｐがプロットされており、これは、搬送周波数f0のピークと他のf0 + fcのピークとを有し、ここで、fc がドップラー効果による周波数シフトである。ウォール(ハイパス)フィルタ(図7の点線)を通過したときの、周波数に対するpのプロットの結果が図８に示されており、それは（tに関して最初にp(またはv)を最大化する「ピークホールド」と呼ばれるプロセスの後に）得られるべき密度である。中心線１４は、密度としてpを用いてy(またはx)の関数としてのx(またはy)およびzの平均、最頻値（mode）または中央値である。センターの平均によって与えられた中心線１４上の点、すなわち密度pに基づいたディメンジョンx(y)、yおよびz(y)の点の場合、ディメンジョンxおよびzの値は次のとおりである。
Figure 2007509722

Figure 2007509722
量vは、先で既に議論されたように、測定された振幅A3に対応する流体流動の平均視線速度であり、それは「自己相関法を用いたリアルタイムの二次元血流画像」、C.カサイ、K.ネマカワ、 A.コヤノおよびR.オモト、ソニックスと超音波についてのＩＥＥＥトランザクション、SU-32巻、No.３、第458-463ページ、1985年5月、において説明された自己相関関数を使って得られ、その全体が参照されることによりここに組み込まれる。vのための中心線１４は、密度としてvを用いたy(またはx)の関数としてのx(またはy)およびzの平均、モード、または中央値である。センターの平均によって与えられた中心線１４上の点、すなわち密度vに基づいたディメンジョンx(y)、yおよびz(y)の点の場合、ディメンジョンxおよびzの値は次のとおりである。
Figure 2007509722

Figure 2007509722
Vは単に放射状の速度成分であるに過ぎないので、次の計算が望ましい。

s(x,y,z,t) 「４-Dの真の流速」 (10)
sはベクトルv（中心線１４における流体流動２８の方向の真の速度のベクトル）の大きさである。ｎにボクセル番号(だ円３６内すなわちその上のn番目のボクセル)を表させて見る。各ボクセルで測定された平均ドップラー周波数（fn）は、その解析セル中でv=vz(平均速度（vn）のz成分)に比例する。ｙが (中心線１４に沿って)変化するときとき、流れの中心は惰円の中心位置と定義することができる。
vn (それは自身で、上で述べられている自己相関方法を使って、fn から導き出される)からvとsとを得るために、各ビンnでウォールフィルタの複素出力すなわちunjを得てみよう。超音波パルスNs (Ns ≦ 32)が、Nｆタップウォールフィルタ(Nf ≦ 11)と共に用いられると、J = Ns−Nf＋１のｊの値となる。(表記法を簡素化するために)ボクセル識別子nを無視して、自己相関ベクトルu1 = (ul, u2 ... uJ-1)t およびu2 = (u2, u3 ... uJ)t とする。ここで、例えば、u1はu2と自己相関し、u2はu3と自己相関している。F = u1* u2(複素数の内積であり、*は共役転置である)とすると、次のとおりである。
Figure 2007509722
および
Figure 2007509722
ここで、PRFは超音波パルスの繰返し周波数である。言い換えれば、量Fは、その遅延でもってウォールフィルタから出力される複素の自己相関関数である。中心線１４の3-D方位およびベクトル速度vの方向は、例えば、ベクトルを構成するyの2つの連続的な値を使って計算することができる。
Figure 2007509722
前記ベクトルは、３つの座標差の平方の和の二乗根によって除することによって単位ベクトルに変換することができる。ボクセル毎の速度Sn を決定するために、次に、測定された視線速度を3-Dドップラー角θのコサインで割ることによって、速度の大きさが得られる。したがって、fn(x、y、z) が前記したように計算されたドップラー周波数であるならば、血液速度sn = s(x、y、z)は次のとおりである。
Figure 2007509722
ここで、(a、 b、 0)は、点(x、 y、 z)を観察するために現在アクティブな超音波探触子のサブアレイの中心である。定数cは、軟組織中での音速(約1540メートル/秒またはmm/ミリ秒)であり、f0は、使用されている超音波エネルギーの中心周波数すなわち搬送周波数である。この式を表現するためのより便利な方法は、fnが測定された近傍で、血管中心線１４の2点を選び、他方に関する一方の座標が(xc、yc、zc)であるとする。そのとき、ボクセルの真の速度snは次のとおりである。
Figure 2007509722
中心線１４を閾値フローデータから得るには、前記平均、中央値またはモードを得るための先に記した複数の前記式、および特に中心線１４の平均中心のxおよびzのディメンジョンが、ある閾値上のvまたはpの値に適用されるであろう。
図１０に関して、興味ある他のパラメータは、単位時間あたりに面２４を通過する流体４２の体積を得ることである。この量は体積流量と定義される。この量は、流体流動の中心線１４を計算することによって容易に得られる。体積流量は、Ｎ点高速フーリエ変換(ＦＦＴ)または「４-Ｄの真の流動速度」色ドップラー画像データからの少なくとも２つの方法によって得ることができる。
N点FFTを用いて体積流量を得るために、ここで図８ないし１０を参照する。|i|<N/2が離散的なパワースペクトルpiであるとき、N点FFTから周波数iの各ビンのためのFFTサンプル４２は、ウォールフィルタ後の出力スペクトル４４下のエリアであり、その出力は疑似棒グラフ要素４６として出現する。所定のボクセル要素n毎に、周波数ビンi中のボクセルnの中のパワースペクトルはpn,iで与えられ、ビン毎のパワースペクトルpiは、所定のｙですべてのボクセルにわたって前記ボクセル毎のパワースペクトルを合計することによって得られる。各周波数ビンのパワーは、次のとおりである。
Figure 2007509722
周波数ビン毎のドップラー周波数は、
Figure 2007509722
であり、
また、周波数ビンの速度は、
Figure 2007509722
であり、
パワー速度積分は、次のとおり計算される。
Figure 2007509722
また、i ≠ 0であり、前記流量は、次の通りである。
Figure 2007509722
である。
ここで、p0は、中心線１４についての単一の中心的なボクセルのウォールフィルタの全出力であり、Δx、Δzは前記総和における各ボクセル（ｎ）の前記ディメンジョンの長さである。その結果は、θが９０°に近接しない場合、コサインθに独立的である。
代わりに、体積流量は、直接「４-Ｄの真の流速」色ドップラー画像データから概算すことができる。再び図３を参照するに、直接的なアプローチは、面２４(中心線１４に直角に血管１６を横切って切断する面)を選び、面２４内の非零（non-zero）ピクセル毎の前記snを合計し、そして、前記ピクセル面積（エリア）で乗算することである。未加工の色ドップラーデータからの体積流量を評価する近似の方法は、固定されたyで血管１６中のすべての前記ピクセルにわたって自己相関ドップラー値を合計し、補正因子としてy-z面において中心線１４の傾きを使用することである。その結果は、
Figure 2007509722
である。
単純なyc / zc傾斜は、snを決定するために必要な前記平方の合計の二乗根を計算することなしに、ドップラー角θおよび前記x-z像面の方位角の両者を同時に訂正する。
パワードップラー、色ドップラーまたは真の流速(ｐn、ｆn、またはｓn)からルーメン区域を決定するために、面２４(中心線１４に直角に血管１６を切断する面)を選び、血管１６中で画素の数をカウントし、ピクセル面積で乗算することである。血管境界上のピクセルは、より精密な測定のために減少した重量を与えられる。
中心線と真のベクトル速度を一旦知り得ると、追加のパラメータを得られるかあるいは画像化することができる。次に、図１１ないし１４を参照するに、狭窄４８の位置は血管１６の中心線１４に沿った最も高いピーク真(収縮期である)速度の点として見つけることができる。前記真の速度を前記中心線から血管１６の壁５０への距離の関数としてモデル化することができる。速度は、血管１６の壁５０に近い区域５４よりも中心線１４に近い区域52で高いので、血管１６の透明性の程度を表示している三次元の画像は、超音波機器の中でソフトウェアにより画像を映すことによって生成することができる。その同じ画像ソフトウェアは、視野全体に沿って血管全体の地図を作り、中心線１４の位置に集中するビーム追跡ソフトウェアにより、患者の運動にもかかわらずその血管の動向を追跡することができる。いくつかの視野５８を共に「縫い合わせる」ように、いくつかの中心線１４の末端５６の座標が位置合わせされ、これにより、血管１６の全長がいかに蛇行していようとも、その経路を表示できる。中心線１４が血管１６の全体にわたって視野６０中で計算されると、血管１６の2等分６２は、中心線１４を横切ってスライスする面６２から得ることができる。
図１５に関し、本発明の典型的な実施例に従って中心線を得る方法を実施するシステム６４のブロック図が示されている。システム６４は、超音波探触子６６、同軸ケーブル６８、コネクターパネル７０、アナログ処理装置７２、デジタルインタフェース処理装置７４、デジタル処理装置７６、画像処理装置７８、制御装置８０、システムバス８６を通して図示のとおり相互接続されたディスプレイ８２およびデータ格納(記憶)装置８４を含む。超音波探触子６６は、アレイ素子として配置された多くの圧電音響トランスジューサ(図示せず)を含む。３-Dまたは４-D画像のためには、素子の二次元配置が必要である。２-D画像のためには、1XのN素子の一次元アレイが必要である。前記トランスジューサ素子は送受信の両方が可能であるが、超音波パルスを送る素子は、血管１６からの反射を受け取るアレイと必ずしも同じ素子である必要がない。ケーブル６８は、電気インパルスを送受信し、一般に、同軸ケーブルである。
アナログ処理装置７２は、送信される超音波パルスまたは前記トランスジューサで受信された反射超音波パルスのアナログ・デジタル(Ａ／Ｄ)変換し、増幅し、ゲイン管理するための電気回路を含む。受信した反射信号がマイクロボルトのオーダであるが、前記トランスジューサ素子から出ている信号は１００Ｖ近くの電圧を必要とするので、送信および受信回路(図示せず)間には、電気的保護回路が設けられている。受信信号のダイナミックレンジが非常に高いので、タイムゲイン制御を実行するための回路の必要性がある。反射された信号が体の中の異なる位置から受信されるので、これらの信号は互いに位相にずれを有することがあり、したがってトランスジューサ毎で受信した信号の利得は、受信信号を時間軸で一列に並べるように動的に調整される。アンチエイリアシングフィルタが受信用増幅器とＡ／Ｄ変換器との間に配置されている。Ａ／Ｄ変換器は、信号を並列ビットで出力するか、直列のディジタルデータを出力することができるタイプとすることができる。
デジタルインタフェース処理装置(ＤＩＰ)７４は、アナログ処理装置７２からの受信信号のデジタルバージョンを受け取る。前記デジタル処理装置７６がビームを成形することができるように、サンプリングされたデータを適切なフォーマットに入れるために、前記ＤＩＰ７４は前記サンプリングデータを組織化する。アナログ処理装置７２の前記ＡＩＤコンバータからのデータが直列的に処理されるならば、前記ＤＩＰ７４はデータをパケット化することができまた時間圧縮する。
デジタル処理装置(DP)７６は、パケット化された(直列処理の場合)または時分割多重化された(並列処理の場合)データを受け、超音波探触子６６中の前記変換要素のアレイを表しているビームを成形する。前記変換要素毎に、結合されたすべての前記要素の波面が同相となるように、遅延時間が付加される。ビーム成形後、結合された前記ビームは、周波数がシフトしたドップラー信号によって表される波面を含む。この時点で、先に図７ないし９を参照して議論したように、ドップラー情報は、ウォールフィルタを使って、非ドップラー情報から分離される。虚数部分Ｉおよび実数部分Qは、先に議論したように、データの自己相関関数により、抽出される。ドップラー情報は、血流の真の速度の視線方向の成分と比例している角度でのI/Qの逆正接を求めることによって非ドップラー情報から分離される。画像処理装置７８はこの出力を得て、体積中のデータを組織化し、中心線１４、中心線１４からの真のベクトル速度、血液容量流れ、ルーメン区域および興味ある他のパラメータを生成する。画像処理装置７８は、次に、ディスプレイ８２上での表示のために、これらのパラメータをフォーマットに入れる。ユーザーが、中心線の一部を強調し、測定を表示するためにジョイスティックなどの入力デバイスを使うことができるように、制御ハード／ソフト８０はユーザーに、マンマシンインタフェースを提供する。RAM、ROM、フロッピーディスク（登録商標）、ハードディスクおよび／または光学式の媒体を含むことができるデータ格納装置８４は、DIP７４、デジタル処理装置７６および画像処理装置７８がそれらの特定の機能を実行することに必要なメモリーを提供する。
ここに記載された実施例は単に典型的なものに過ぎず、本発明の精神と範囲から逸脱することなく種々の変形や改造を施すことができることが当業者にとって理解できよう。すべてのそのような変形や改造が本発明の範囲に含まれるように、意図されている。
従来よく知られているように、超音波を送信し、血管からの反射波を受信する超音波探触子の線図である。 本発明の典型的な実施例に従って決定された管の中心線の線図である。 超音波探触子の波面の交差によって定義された第１の表面と、該第１の面に交差する線で前記管の中心線に直角な前記管の横断面積によって定義された第２の面とを前記管と共に示す図２の管の線図である。 前記中心線に平行および超音波の伝播方向に平行なそれぞれのベクトル、各ベクトルと各面との角度と共に、図３に示された第１および第２の面に関連する面を示す透視図である。 前記管の内腔を調べる３つの二次元の管および該管に関連する中心線に組み合わされた２つの直交座標系の概略図である。 図５の座標面上の前記管および中心線の画像の概略図である。 ウォールフィルタ前後の受信信号対周波数のドップラー出力パワーの周波数スぺクトルである。 ドップラー出力パワーの周波数範囲でＦＦＴサンプリングを示すグラフ、およびウォールフィルタ後の受信信号対周波数のドップラー出力パワーの周波数スぺクトルである。 図８のＦＦＴサンプルを横切るウォールフィルタ後の受信信号対周波数のドップラー出力パワーの周波数スぺクトルである。 前記中心線の近傍での前記管中の体積流動の重ね合わせを示す図２の管の線図である。 狭窄のある血管の線図である。 前記管中の「半透明性」の手段が重ね合わせられて示された図２の前記管の線図である。 多重の細区分から構成されている管の画像の線図である。 管を２つの部分に２等分または分割するための中心線の使用方法を示す線図である。 本発明の典型的な実施例に従ってその方法を実施するシステムの構成図である。
符号の説明
８ 流体（血液）
１０ 波面
１２ ドップラーシフト信号
１４ 中心線
１６ 管（血管）
１８ 視野
２０ 領域
３０ 超音波探触子
３２ 伝播軸

Claims (29)

  1. 管中の流体流動の有効中心位置を決定するための方法であって、
    （Ａ）ディメンジョンzが伝播軸Ｚと同じ方向にある空間座標系(x、 y、 z)で前記伝播軸Ｚに沿って超音波エネルギーを伝達すること、
    （Ｂ）前記管中の流体にディメンジョンｙの所定値で衝突する前記超音波エネルギーを前記空間座標系で座標セットを定義する前記管に投射すること
    （Ｃ）多数の前記座標セットで前記管中の前記流体から反射したドップラーシフトを受けた信号を受信すること、
    （Ｄ）前記座標セット毎に前記ドップラーシフト信号から、前記座標セット毎に関連する周波数におけるドップラーシフトの関数たる濃度であって前記流体の移動を表示する濃度ａとして表わされた一組の量を導き出すこと、および
    （Ｅ）前記座標セット毎の該座標セットに関連した濃度についての各ディメンジョンの平均値（mean）、最頻値（mode）または中央値（median）の一つを算出すること、
    の各ステップを含む決定方法。
  2. 前記座標セットは、円錐曲線の少なくとも一部に近似する、請求項１に記載の方法。
  3. さらに、前記管の長さに沿った異なる点で前記流体流動の他の中心を決定するために第２の座標セットに変更した後、前記ステップ（Ａ）ないし（Ｅ）を繰り返すこと、および、次に前記２つの中心を接続するベクトルであって近似の流れ方向および近似の中心線を示すベクトルｖを決定することの各ステップを含む、請求項１に記載の方法。
  4. 視野の全体にわたって前記管の中心線を確認すべく、多数の中心点およびベクトルのために、さらに、前記ステップ（Ａ）ないし（Ｅ）を繰り返すステップを含む、請求項３に記載の方法。
  5. 前記濃度は、パワードップラー測定値、カラードップラー測定値および閾値フローデータの少なくとも一つから導き出される請求項４に記載の方法。
  6. 前記パワードップラー測定値は、ウォールフィルタの後に表れる、請求項５に記載の方法。
  7. 前記カラードップラー測定値は、ディメンジョンzの方向の真の流動速度の視線方向成分から得られる、請求項５に記載の方法。
  8. 前記パワードップラー測定値、カラードップラー測定値および閾値フローデータの少なくとも一つは、2-D、3-Dおよび4-D超音波技術の少なくとも一つに基づく、請求項５に記載の方法。
  9. さらに、前記ステップ（Ｅ）の前に前記座標セットを多数のボクセルに分割するステップを含む、請求項３に記載の方法。
  10. 前記平均値は、多数の前記ボクセルに関連した濃度値の合計によって分割された前記ボクセルのz以外の一つのディメンジョンの値を乗算された前記ボクセルの中の濃度の値の合計として算出される、請求項９に記載の方法。
  11. 前記ベクトルvを決定する前記ステップは、有効中心と他の中心とのそれぞれに対応するディメンジョン間での差違を見つけ出すことを含む、請求項３に記載の方法。
  12. 前記特定の座標系は直交座標系であり、前記ベクトルvを決定する前記ステップは以下の数学的比例記述に従って算出される、請求項１１に記載の方法。
    Figure 2007509722
  13. 前記ベクトルvの速度sは、測定された視線速度をz方向と前記近似中心線の方向との間の角度の余弦で除することによって計算される、請求項１１に記載の方法。
  14. ボクセルn中の前記ベクトルvnの視線方向成分vnは、
    Figure 2007509722
    によって測定されたドップラー周波数fn に関連し、ここで、ｃは音の伝播速度であり、f0 は音の送信周波数であり、さらに、式
    Figure 2007509722
    に従って前記ボクセルn中での速度cを決定するステップとを含み、前記座標(a、 b、 0)は、点(x、 y、 z)を観察するために前記超音波探触子の現在アクティブなサブアレーの中心に置かれ、ドップラー周波数fn = (PRF/2π)atan2 [Im(F)/Re(F)]であり, Im(F) は量Fの虚数部であり、Re(F)は量Fの実数部であり、PRFは超音波のパルス繰り返し周波数であり、量Fは複素（コンプレックス）ウォールフィルタの遅延出力の自己相関関数である、請求項１３に記載の方法。
  15. ボクセルn中の前記ベクトルvnの視線方向成分ｖは、
    Figure 2007509722
    によって測定されたドップラー周波数fn に関連し、ここで、ｃは音の伝播速度であり、f0 は音の送信周波数であり、さらに、式
    Figure 2007509722
    に従って前記ボクセルn中での速度cを決定するステップとを含み、ここでxc, yc, zcは、前記中心線上の点の座標であり、該点は前記中心線上の他の点(0、 0、 0)に相対的であり、前記両点はfn が測定された近傍に位置する、請求項１３に記載の方法。
  16. 体積流量Q は式
    Figure 2007509722
    によってドップラー周波数fn に関連付けられており、ここで、Δx, Δzは合計値における各ボクセル(n)のそれぞれのディメンジョンの長さである、請求項１５に記載の方法。
  17. 体積流量Q は式
    Figure 2007509722
    によってドップラー周波数fn に関連付けられており、ここで、
    Figure 2007509722

    であり、Δx,Δzは合計値における各ボクセル(n)のそれぞれのディメンジョンの長さであり、p0は、前記中心線を通り抜ける中心的なボクセルのためのウォールフィルタの総出力であり、値Nは、前記ウォールフィルタから出力される離散的なパワースペクトルpn,i のN点高速フーリエ変換の計算に用いられる点の数である、請求項１５に記載の方法。
  18. (F)前記中心線に直角な平面を選択すること、
    (G)前記管と前記平面との交差を見つけること、および
    (H)前記交差内のピクセル数を計数すること、
    により、さらに、前記内腔領域を決定するステップを含む、請求項９に記載の方法。
  19. さらに、ボクセルnの前記ベクトルvn に対応するディスプレイの色を表示するステップを含む、請求項１５に記載の方法。
  20. さらに、ボクセルnの前記ベクトルvn に基づいてディスプレイ上に管中の半透明性の程度を表示するステップを含む、請求項１５に記載の方法。
  21. さらに、
    (F)最初の時点で計算された前記中心線を通り抜ける少なくとも1つのボクセル中で前記ベクトルvn を得ること、および
    (G)前記ステップ(F)中で見出された前記ベクトルvn を再配置するために、超音波探触子に関連するビームを調整すること、
    の各ステップを含む、請求項１５に記載の方法。
  22. さらに、
    (F)前記中心線を通り抜ける多数のボクセルのための多数の真のベクトル速度を得ること、および
    (G)多数の真のベクトル速度から心収縮期最大速度を見付け出すこと、
    の各ステップを含む請求項１５に記載の方法。
  23. さらに、前記管の狭窄部分に位置する前記中心線上の複数の真のベクトル速度から真のベクトル速度の最大速度を見付け出すステップを含む、請求項１５に記載の方法。
  24. 前記中心線は前記視野の一つのエッジで前記中心線の前記交差に対応する第１の座標セットを有し、さらに、
    (F)第１の視野にわたり前記管の第１の中心線を確認すべく複数の中心点およびベクトルのために前記ステップ(A)ないし(E)を繰り返すこと、
    (G)第２の視野にわたり前記管の第２の中心線を確認すべく複数の中心点およびベクトルのために前記ステップ(A)ないし(E)を繰り返すこと、および
    (H)前記第１および第２の視野の合成像を形成すべく前記第１の中心線を前記第２の中心線に整列させること
    の各ステップを含む、請求項１５に記載の方法。
  25. さらに、
    (F)多数のボクセルと前記中心線とにわたって真のベクトル速度を見つけてディスプレイ上に前記管を造形すること、
    (G)前記管の壁および中心線を通り抜ける平面で前記管を少なくとも2つの部分にスライスすること、および
    (H)ディスプレイ上の前記管の少なくとも2つの部分のうちの一つを表示すること、
    の各ステップを含む、請求項１５に記載の方法。
  26. （Ａ）ディメンジョンzが伝播軸Zと同じ方向にある空間座標系(x、 y、 z)で前記伝播軸Zに沿って超音波エネルギーを伝達し、
    （Ｂ）前記管中の流体にディメンジョンｙの所定値で衝突する前記超音波エネルギーを前記空間座標系で座標セットを定義する前記管に投射し、および
    （Ｃ）多数の前記座標セットで前記管中の前記流体から反射したドップラーシフトを受けた信号を受信するためのトランスジューサアレイと、
    （Ｄ）前記座標セット毎に前記ドップラーシフト信号から、前記座標セット毎に関連する周波数におけるドップラーシフトの関数たる濃度であって前記流体の移動を表示する濃度として表わされた一組の量を導き出し、および
    （Ｅ）前記座標セット毎の該座標セットに関連した濃度についての各ディメンジョンの平均値、最頻値または中央値の一つを算出するための処理装置とを含む超音波装置。
  27. 前記座標セットは、円錐曲線の少なくとも一部に近似する、請求項２６に記載の装置。
  28. 前記管の長さに沿った異なる点で前記流体流動の他の中心を決定するために第２の座標セットに変更した後、前記処理装置は、前記ステップ（Ａ）ないし（Ｅ）を繰り返し、次に前記２つの中心を接続するベクトルであって近似の流れ方向および近似の中心線を示すベクトルｖを決定する、請求項２７に記載の装置。
  29. 前記処理装置は、視野の全体にわたって前記管の中心線を確認すべく、多数の中心点およびベクトルのために、前記機能(A)ないし(E)を果たす、請求項２８に記載の装置。
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