JPH08622A - 超音波画像生成装置を用いた血管中の血液の血流速度分布表示方法 - Google Patents

超音波画像生成装置を用いた血管中の血液の血流速度分布表示方法

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JPH08622A
JPH08622A JP7152032A JP15203295A JPH08622A JP H08622 A JPH08622 A JP H08622A JP 7152032 A JP7152032 A JP 7152032A JP 15203295 A JP15203295 A JP 15203295A JP H08622 A JPH08622 A JP H08622A
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blood
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blood vessel
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Zoran B Banjanin
ビー バンジャニン ゾラン
Varaz Shahmirian
シャーミリアン ヴァラズ
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 超音波画像生成装置を用いて血管中の血液の
血流速度分布を表示する方法を提供する。 【構成】 トランスデューサアレイの第１のサブアパー
チャアレイから血管中の注目対象領域へ音響ビームを送
信する。注目対象領域からの第１のエコービームは第１
のサブアパーチャアレイで、第２のエコービームは第２
のサブアパーチャアレイでそれぞれ受信する。第１のエ
コービームから第１の平均ドップラ周波数を推定し、こ
れは第２のエコービームからの第２の平均ドップラ周波
数の推定と並行に行われる。第１，第２の平均ドップラ
周波数から血管中の血流角度と血流速度を推定する。ス
ペクトルドップラモード表示を行うためのデータを取得
する。このデータを変換して血流速度分布を生じさせ、
これを血流角度推定値とともに表示する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、超音波画像生成装置を
用いた血管中の血液の血流速度分布表示方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】周知のように、医学的適用事例において
用いられる最近の超音波画像生成装置はスペクトルドッ
プラモードを備えており、これは動脈および静脈の疾患
の診断に利用する目的で対象物の血管中の血流を検出し
血液速度を測定するために用いられる。このような最近
の超音波画像生成装置は、対象物の領域から受信された
１つの受信ビーム方向からの複数のエコーを分析するこ
とにより得られるドップラ周波数シフトを利用して、対
象物における血管中の血流速度を測定する。しかし周知
のように、このようにして測定された血流速度は、超音
波送信ビームに対する血流角度の関数である。したがっ
て血流角度に関する情報が存在しなければ、測定された
血流速度は超音波送信ビームの方向における実際の血流
速度の投影にすぎない。この欠点を克服するためにオペ
レータすなわちソノグラファは、より精確な血流速度測
定を行う目的で、超音波送信ビームが血管中の血流方向
と整列するよう超音波送信ビームを手動で調節しなけれ
ばならない。容易に理解できるように、血流速度のこの
ような測定方法は面倒であり、繰り返し同じ角度で測定
するために利用するのは困難である。
【０００３】周知のように、血流角度を得るためには対
象物の領域からのエコーを２つ以上の方向から受信する
必要がある。これまで、多重ビームコンフィグレーショ
ンを用いてこの問題を解決するためにいくつかの提案が
なされてきた。しかしながら、提案されてきたそれらの
技術のほとんどは多重の送信ビームと多重の受信ビーム
とを必要とし、それらの技術のすべてはトランスデュー
サを機能的に複雑にするものであり、したがって臨床環
境での使用は実際的ではない。さらにそれらの多重ビー
ムコンフィグレーションでは、１つの血管内の同じ領域
に高周波が照射されるよう調整しなければならない点で
付加的な問題が生じる。
【０００４】G.E.Trahey, J.W.Allison および O.T.von
Ramm による論文 "Angle Independent Ultrasonic Det
ection of Blood Flow" IEEE Trans.Biomed, Eng., vo
l.BME-34,pp.965-967,Dec.1987 には、これとは別の技
術が述べられている。この技術は、血流方向情報を得る
ために血液により生成されるスペックルパターンのトラ
ッキングモーションに基づくものである。この技術はド
ップラ画像の２次元によるサーチに関するものであり、
したがって計算上、著しく困難である。このような理由
で、この技術がスペクトルドップラの適用事例に実際的
であるとはみなせない。
【０００５】さらに最近になって、（ａ）１つの送信ビ
ームを用いてサンプルボリュームに高周波を照射し、
（ｂ）２つの角度からの２つの受信ビームを検出するよ
うに構成された別の技術が提案がされている。この技術
は、J.R.Overbeck, K.W.Brachおよび D.E.Strandness
による論文 "Vector Doppler: Accurate Measurement o
f Blood Velocity in Two Dimensions", Ultrasound in
Medicine and Biology,vol.18, No.1, pp.19-31,1992
に開示されている。開示されたこの技術の場合、送信ビ
ームを発生させるために第１のトランスデューサが用い
られ、送信ビームに対し同じ角度で受信ビームを検出す
るために、第１のトランスデューサ素子の両側に配置さ
れた第２および第３のトランスデューサが用いられる。
この技術では特定のコンフィグレーションに限定されて
しまい、さらに高速フーリエ変換に基づく平均周波数推
定器を利用していることから、開示された方法は不精確
になり、あるいは複雑になってしまう。
【０００６】さらにまた、１９９２年に Duke Universi
ty の P.J.Phillips によって、（ａ）１つの送信ビー
ムを用いてサンプルボリュームに高周波を照射し、
（ｂ）２つの角度から２つの受信ビームを受信する技術
が提案されている。この技術の場合、トランスデューサ
のアパーチャは２つのサブアパーチャに分割されてい
る。送信ビームは一方のサブアパーチャで発生され、受
信ビームは同じこのサブアパーチャで検出される。次
に、トランスデューサビームはもう１度この同じサブア
パーチャで発生され、受信ビームは他方のサブアパーチ
ャで受信される。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】以上のことを考慮する
と、この技術分野では、超音波画像生成装置において血
流角度を求めその結果を用いてスペクトルドップラモー
ド分析から血流速度分布表示を行わせる方法に対する必
要性がある。
【０００８】
【課題を解決するための手段および利点】本発明によれ
ばこの課題は、請求項１、１１および１２記載の方法に
より解決される。
【０００９】有利には本発明の実施形態により、超音波
画像生成装置において血流角度を求め、その結果を利用
してスペクトルドップラモード分析から血流速度分布表
示を行う方法が提供されることで、この技術における上
述の要求が解消される。
【００１０】詳細には、本発明の第１の観点により実施
形態は、超音波画像生成装置を用いた血管中の血液の血
流速度分布表示方法であって、以下のステップを有する
ものである。すなわち、（ａ）トランスデューサアレイ
における第１のサブアパーチャアレイから血管中の注目
対象領域へ音響ビームを送信するステップ；（ｂ）該音
響ビームにより発生した注目対象領域からの第１のエコ
ービームを前記第１のサブアパーチャアレイにおいて受
信し、該音響ビームにより発生した注目対象領域からの
第２のエコービームを第２のサブアパーチャアレイにお
いて受信するステップ；（ｃ）前記第１のエコービーム
から第１の平均ドップラ周波数を、前記第２のエコービ
ームから第２の平均ドップラ周波数を推定するステップ
と実質的にパラレルに推定するステップ；（ｄ）前記の
第１および第２の平均ドップラ周波数から、血管中の注
目対象領域における血流角度と血流速度を推定するステ
ップ；（ｅ）スペクトルドップラモード表示を行うため
のデータを取得するステップ；（ｆ）前記データを変換
して血流速度分布を生じさせるステップ；および(ｇ）
該血流速度分布を血流角度の推定値とともに表示するス
テップを有している。
【００１１】さらに本発明の第２の観点による実施形態
は、超音波画像生成装置を用いた血管中の血液の血流速
度分布表示方法であって以下のステップを有するもので
ある。すなわち、（ａ）トランスデューサアレイにおけ
る第１のサブアパーチャアレイから血管中の注目対象領
域へ音響ビームを送信するステップ；（ｂ）該音響ビー
ムにより発生した注目対象領域からの第１のエコービー
ムを第１のサブアパーチャアレイで受信し、該音響ビー
ムにより発生した注目対象領域からの第２のエコービー
ムを第２のサブアパーチャアレイにおいて受信するステ
ップ；（ｃ）前記第１のエコービームから第１の平均ド
ップラ周波数を、前記第２のエコービームから第２の平
均ドップラ周波数を推定するステップと実質的にパラレ
ルに推定するステップ；（ｄ）前記の第１および第２の
平均ドップラ周波数から血管中の注目対象領域における
第１の血流角度を推定するステップ；（ｅ）前記第２の
サブアパーチャアレイから血管中の注目対象領域へ音響
ビームを送信するステップ；（ｆ）該音響ビームにより
発生する注目対象領域からの第３のエコービームを前記
第２のサブアパーチャアレイにおいて受信するステッ
プ；（ｇ）前記第３のエコービームから第３の平均ドッ
プラ周波数を推定するステップ；（ｈ）前記の第１およ
び第３の平均ドップラ周波数から血管中の注目対象領域
における第２の血流角度を推定するステップ；および
（ｉ）前記の第１および第２の血流角度を比較し、それ
らの値が所定値よりも大きく異なっていれば警告を出す
ステップを有している。
【００１２】さらに本発明の第３の観点による実施形態
は、超音波画像生成装置を用いた血管中の血液の血流速
度分布表示方法であって、以下のステップを有するもの
である。すなわち、（ａ）トランスデューサアレイから
血管中の注目対象領域へ音響ビームを送信するステッ
プ；（ｂ）該音響ビームにより発生する注目対象領域か
らの第１のエコービームを第１のサブアパーチャにおい
て受信し、該音響ビームにより発生する注目対象領域か
らの第２のエコービームを第２のサブアパーチャアレイ
において受信するステップ；（ｃ）前記第１のエコービ
ームから第１の平均ドップラ周波数を、前記第２のエコ
ービームから第２の平均ドップラ周波数を推定するステ
ップと実質的にパラレルに推定するステップ；（ｄ）前
記の第１および第２の平均ドップラ周波数から血管中の
注目対象領域における血流角度と血流速度を推定するス
テップ；（ｅ）スペクトルドップラモード表示を行うた
めのデータを取得するステップ；（ｆ）該データを変換
して血流速度分布を生じさせるステップ；および（ｇ）
血流速度分布を血流角度の推定値とともに表示ステップ
を有している。
【００１３】
【実施例の説明】図１には、超音波画像生成装置におけ
る本発明の第１の観点による実施例を実現するために用
いられる送／受信ビームの幾何学的形状を得るためのト
ランスデューサアレイの配置構成が図示されている。図
１に示されているように、血管２００中を速度Ｖおよび
矢印１０に対し角度Θi で血液が流れる。本発明の第１
の観点によれば、トランスデューサアレイ１００はサブ
アパーチャ１１０と１２０とに分けられている。サブア
パーチャ１２０からは単一の送信ビームが発生し、受信
ビームはサブアパーチャ１１０と１２０により検出され
る。サブアパーチャ１１０は、角度による散乱に起因す
るエコーを受信し、サブアパーチャ１２０は後方散乱に
起因するエコーを受信する。
【００１４】さらに図１に示されているように、サブア
パーチャ１１０の中央とサブアパーチャ１２０の中央は
所定の距離Ｓだけ分離されており、Ｒによってサブアパ
ーチャ１２０の中央と対象物の血管中のサンプルボリュ
ームとの間の距離が規定されている。第１の観点の有利
な実施形態の場合、トランスデューサアレイ１００は直
線的な整相列（フェイズドアレイ）であり、当業者によ
く知られた２つの同一のアレイに分割されている。たと
えば６４素子のトランスデューサアレイであれば、各サ
ブアパーチャは３２個の素子を含むことになる。さらに
各サブアパーチャはそれぞれ別個に制御されフォーカシ
ングされる。フルアパーチャトランスデューサアレイ１
００を、それぞれ制御しフォーカシングしさらに同時に
受信することのできる２つの同一のサブアパーチャアレ
イ１１０および１２０へ分割する方法は、当業者に周知
である。
【００１５】サブアパーチャアレイ１１０および１２０
の各々はそれぞれ別個のチャネルにビーム状の高周波デ
ータを発生させ、これら２つの高周波チャネルの各々
は、後続処理のために図２に示されているディジタル受
信機５００へ入力として供給される。
【００１６】本発明の第１の観点による有利な実施形態
によれば、受信された２つのビームは、装置内の２つの
同一の処理チャネルを用いることで実質的に同時に並行
処理される。図２はデータ受信機５００のブロック図で
あって、この受信機は導線３００を介して受信ビーム１
（サブアパーチャ１１０）から高周波データを受信し、
導線３１０を介して受信ビーム２（サブアパーチャ１２
０）から高周波データを受信する。高周波データ１は混
合器３０１と３０２へ入力として供給され、これにより
高周波データは当業者に周知のようにして、それらのデ
ータの同相成分と直交成分（これらは一般にＩ成分およ
びＱ成分と呼ばれる）を発生させるためにベースバンド
へ変換される。次に、混合器３０１と３０２からの出力
は、影像周波数を取り除くためにそれぞれ低域通過フィ
ルタ３０３および３０４へ供給される。続いて低域通過
フィルタ３０３と３０４の出力は、整数によりサンプル
レートをデシメーション（間引き）するためにデシメー
タ３０５および３０６へ入力として供給される。なお、
いくつかの事例では、たとえば小さいサンプルボリュー
ムを有する薄い血管の場合、サンプル数が少ないことか
らデータをデシメーションしなくてもよい。次に、デシ
メータ３０５と３０６からの出力は、当業者に周知のよ
うにして対象物の領域を選択するためにそれぞれレンジ
ゲート３０７と３０８へ入力として供給される。当業者
に周知のように、レンジゲート３０７と３０８からの出
力はそれぞれレンジゲート処理されたＩ１とＱ１であ
り、データの同相成分と直交成分である。最後に、レン
ジゲート処理されたＩ１とＱ１は、図３に示されている
トレースプロセッサ６００の累算器４０１と４０２へ入
力として供給される。
【００１７】図３に示されているように、Ｉ１，Ｑ１，
Ｉ２，Ｑ２はそれぞれ累算器４０１〜４０４において累
算される。累算器４０１〜４０４によりデータレートは
パルス繰り返しレートまで低減される。周知のように、
パルス繰り返しレート（ｐｒｆ）は、送信のためにトラ
ンスデューサアレイを励起可能なレートを表すものであ
り（１／ｐｒｆはトランスデューサから対象物の領域へ
進行するパルスとそこからトランスデューサへ戻る反射
の時間を表す）、ナイキストの定理の結果としてアライ
アジングなく測定可能な最高速度が決定される。
【００１８】次に、累算器４０１〜４０４からの出力は
分析のためにディジタル信号プロセッサ６００（ＤＳＰ
６００）へ入力として供給される。図３の場合、ＤＳＰ
６００内部のブロックは、ＤＳＰ６００で実行されるソ
フトウェアにより行われる機能を表している。図３に示
されているように、レンジゲート処理されたＩ１，Ｑ
１，Ｉ２，Ｑ２の累算された値がそれぞれウォールフィ
ルタ４１０〜４１３へ入力として供給され、そこにおい
てデータに対し、血管の壁からの反射を除去するために
当業者に周知のようにしてウォールフィルタ処理され
る。さらに図３に示されているように、ウォールフィル
タ処理された各チャネルのＩ信号とＱ信号は、自己相関
ベースつまりＡＣベースの平均周波数推定器４２０と４
２１とへそれぞれ供給され、これにより受信ビームの各
々の平均ドップラ周波数が決定される。自己相関ベース
の推定器４２０および４２１で用いられるアルゴリズム
については後で詳細に説明する。
【００１９】ＡＣベースの平均周波数推定器４２０およ
び４２１による平均ドップラ周波数の推定出力は装置Ｃ
ＰＵ４６０へ入力として供給され、そこにおいて所定の
スキャン形状パラメータとの組み合わせで、血管２００
中の推定血流角度が決定される。推定血流角度は、血管
２００中の血流速度の速さの推定値を決定するために用
いられる。推定血流角度の決定はサイン、コサインおよ
び逆サイン関数を利用する必要があるため、装置ＣＰＵ
４６０において実行するのが好ましいが、本発明はこの
ことに限定されるものではない。
【００２０】装置ＣＰＵ４６０にとってスキャン形状は
既知であり、つまりＲおよびＳのパラメータ値、２つの
受信ビーム間の角度、および送信ビーム角度は既知であ
る。それというのは装置ＣＰＵがそれらのデータを発生
させたからである。
【００２１】図３に示されているように、サブアパーチ
ャ１２０からのデータはＦＦＴベースのスペクトル計算
装置４３０と音声処理装置４７０とへ供給される。当業
者に周知のように、ＦＦＴベースのスペクトル計算装置
４３０は、スペクトル前処理装置４４０へ入力として加
えられるデータを得るために、サンプリングされたデー
タを分析する。スペクトル前処理装置４４０は当業者に
周知のように、スペクトルドップラモード表示を行わせ
るために用いられるデータを生成するための装置であ
る。スペクトル前処理装置４４０はたとえば、ノイズの
除去、画像のスムーシング、ブラックドット充填等を行
う。スペクトル前処理装置４４０からの出力は、装置Ｃ
ＰＵ４６０からの推定血流角度および推定血流速度とと
もにディスプレイ装置へ供給される。これに応答して、
ディスプレイ装置４５０は血流速度分布を生成する。こ
れに加えて音声処理装置４７０は音声出力を生成し、こ
れはステレオスピーカ４８０へ供給される。当業者に周
知のように、音声処理装置４７０はＩ２とＱ２からの順
方向の流れと逆方向の流れを分離し、順方向流信号をｐ
ｒｆレートで右チャネルに供給し、逆流信号をｐｒｆレ
ートで左チャネルへ供給する。
【００２２】次に、ドップラ平均周波数推定ｆd1とｆd2
を用いて血流角度と血流速度を決定するために利用され
る方法について説明する。ｆd1およびｆd2は次式により
得られる： ｆd2＝２｜Ｖ｜ｃｏｓ（Θi ＋Θt）ｆ0／ｃ （１） ｆd1＝｜Ｖ｜［ｃｏｓ（Θi＋Θt）＋ｃｏｓ（Θi＋Θt＋Θa）］ｆ0／ｃ （２） この場合、ｆ0 は送信周波数であり、ｃは音響速度、｜
Ｖ｜は流速、血流は図１に示されている矢印１０に対し
角度Θi を成し、サブアパーチャ１２０の送／受信ビー
ムは図１に示されている矢印２０に対し角度Θt で発生
し、さらにΘa は図１に示されている２つの受信ビーム
間の角度である。Θa は次式で表すことができる： Θa＝ｓｉｎ-1［Ｓｃｏｓ（Θt）／（Ｒ2＋Ｓ2＋２ＲＳｓｉｎ（Θt））1/2］ （３） この場合、Ｓは図１に示されているＳはサブアパーチャ
アレイ１１０の中央とサブアパーチャアレイ１２０の中
央との間の距離であり、Ｒはサブアパーチャ１２０の中
央から血管２００中のサンプルボリュームまでの距離で
ある。次式で表される血流角度Θi と血流速度｜Ｖ｜を
得るために式（１）および（２）が解かれる。
【００２３】 Θi＝ｔａｎ-1［（１＋ｃｏｓ（Θa）−２fd１／ｆd2）／ｓｉｎ（Θa）］−Θt （４） ｜Ｖ｜＝（ｆd2ｃ）／（２ｆ0ｃｏｓ（Θi＋Θt）） （５） 式（４）中、ｆd1とｆd2の極性符号はｆd1／ｆd2の除算
によりなくなる。したがって式（４）はｆd2＞０のとき
にのみ有効であり、つまり生じる得る３６０゜の血流の
うち１８０゜が有効である。補正された角度つまり３６
０゜すべてに有効な血流方向の推定は次式により得られ
る： Θi （ｆd2＞０のとき） Θicorr＝Θi−１８０゜（ｆd2＜０かつΘi＞０のとき） （６） Θi＋１８０゜（ｆd2＜０かつΘi≦０のとき） しかしこの場合、４つの事例が考えられる。事例１の場
合、血流方向が２つの受信ビームのいずれに対しても垂
直でないかあるいはほぼ垂直でもなければ、血流方向は
式（６）を用いて決定できる。事例２の場合、ａｂｓ
（ｆd1）とａｂｓ（ｆd2）が両方ともゼロであるかまた
はユーザ定義の周波数閾値よりも小さければ、ドップラ
周波数シフトはゼロであって角度を計算する必要がない
ものと考えることができる。
【００２４】事例３の場合、推定値ｆd2が実質的にゼロ
であり、つまりユーザ定義周波数閾値よりも小さく、ａ
ｂｓ（ｆd1）がユーザ定義周波数閾値よりも大きけれ
ば、血流方向は次式により得られる： −９０゜−Θt （ｆd1＞０のとき） Θicorr＝ （７） ＋９０゜−Θt （ｆd1＜０のとき） 事例４の場合、推定値ｆd1が実質的にゼロであり、つま
りユーザ定義周波数閾値よりも小さく、ａｂｓ（ｆd2）
が前述のユーザ定義周波数よりも大きければ、血流方向
は次式により得られる： −９０゜−Θt＋Θa／２ （ｆd2＞０のとき） Θicorr＝ （８） ＋９０゜−Θt＋Θa／２ （ｆd2＜０のとき） 上述の計算の精度は大部分、平均ドップラ周波数推定器
の品質に依存している。有利な実施形態の場合、複素自
己相関の１次遅れから平均ドップラ周波数ｆestを得る
ために、自己相関ベースのアルゴリズムが利用される。
自己相関の１次遅れの実数部と虚数部はそれぞれ次式に
より得られる： この場合、和はｎ＝２からｎ＝Ｍ（Ｍは累算されるＩ
（ｎ）とＱ（ｎ）のサンプル数である）までのものであ
り、Ｉ（ｎ）とＱ（ｎ）は各チャネルのＩ成分およびＱ
成分のｎ番目のサンプルである。上述のようにデシメー
ションし累算することによって、サンプルはパルス繰り
返し周波数で生じる。ｆestは次式により得られる： ｆest＝（１／２π）ｔａｎ-1（Ｘ／Ｙ） （１０） 図４には、本発明にしたがって得られる血流速度分布表
示が図示されている。図４に示されているように血流角
度が表示されており、このグラフは速度に関してスケー
リングされている。さらに本発明によれば、血流とトラ
ンスデューサアレイの幾何学的配置が速度測定が不精確
になるようなときには常に、ユーザは警告を受信する。
たとえば、（Θi＋Θt）つまりドップラ角度（送信ビー
ムと血流方向との間の角度）が所定の閾値を越えたとき
には、不精確な測定の生じる可能性がある。したがって
本発明の有利な実施形態によれば、たとえばΘi＋Θtが
７０゜を越えたときには常に、あるいはΘa つまり２つ
の受信ビーム間の角度がユーザにより定義できる所定の
閾値を下回ったときには常に、そのような警告が出され
る。
【００２５】図３に示されているように、血流速度分布
表示はサブアパーチャ１２０を用いることにより生成さ
れる。この結果として解像度の損失が生じる可能性があ
るが、この解像度損失はこの表示のためには許容できる
ものである。しかしながら本発明の別の実施形態の場
合、ＦＦＴベースのスペクトル計算装置４３０への入力
として用いられるデータは、フルアパーチャトランスデ
ューサアレイ１０００を用いることにより送信ビームか
ら受信されたエコーから受信される。この実施形態の場
合、推定血流角度および推定血流速度はインターバルご
とに得られ、このインターバル中にフルアパーチャアレ
イを用いることで得られる血流速度分布表示データを発
生させるために、サブアパーチャ１１０および１２０を
用いて得られた値が用いられる。血流速度が高いか低い
かに依存してインターバルを短くしたり長くしたりする
目的で、各インターバル間の時間はユーザにより調整で
きる。
【００２６】本発明の第２の観点の場合、血流角度と血
流速度の推定は２つの技術を用いて行われる。第１の技
術の場合、推定は上述のようにして行われる。第２の技
術の場合には（サブアパーチャ１２０からの代わりに）
サブアパーチャ１１０から送信ビームを発生させ、サブ
アパーチャ１１０および１２０により受信ビームを検出
することにより、推定が行われる。第２の技術の場合、
ドップラ平均周波数推定値ｆ′d1およびｆ′d2は次式に
より得られる： ｆ′d1＝２｜Ｖ｜ｃｏｓ（Θi＋Θt＋Θa）ｆ0／ｃ （１１） ｆ′d2＝｜Ｖ｜［ｃｏｓ（Θi＋Θt）＋ｃｏｓ（Θi＋Θt＋Θa）］ｆ0／ｃ （１２） 式（２）と式（１２）とから、ｆ′d2＝ｆ′d1であるこ
とがわかる。しかしながら本発明のこの第２の観点の場
合、Θa は式（３）により得られ、Θi は、 Θi＝ｔａｎ-1［（ｆ′d1／ｆ′d2−ｓｉｎ（Θa））／ｃｏｓ（Θa）］−Θt （１３） により得られ、｜Ｖ｜は、 ｜Ｖ｜＝（ｆ′d1ｃ）／（２ｆ0ｃｏｓ（Θi＋Θt＋Θa） （１４） により得られる。
【００２７】なお、式（１３）と式（１４）は、第２の
技術で得られたｆ′d1と第１の技術で得られたｆ′d2を
用いる。Θa すなわち２つのビーム間の角度が小さけれ
ば常に、式（１３）と式（１４）を用いることにより得
られた値は、第１の技術および式（４）と式（５）を用
いて得られた値よりもいっそう精確なはずである。本発
明の第２の観点によれば、２つの技術にしたがって形成
された、すなわち第１の技術のための式（４）および
（５）と第２の技術のための式（１３）および（１４）
にしたがって形成された血流角度と血流速度の推定値
は、装置ＣＰＵ４６０において比較される。推定値が所
定の量だけ異なっていれば、血流速度推定が不精確であ
る可能性がある旨、ユーザに対し警告が出される。この
不精確さはたとえば、血流方向の反転に起因している可
能性がある。
【００２８】本発明の第１の観点に関連して述べたよう
に、補正された角度Θicorr つまり３６０゜すべてに対
し有効な流れ方向推定値は次式により得られる： Θi （ｆd2＞０のとき） Θicorr＝Θi−１８０゜ （ｆd2＜０かつΘi＞０のとき） （１５） Θi＋１８０゜ （ｆd2＜０かつΘi≦０のとき） しかしここでも４つの事例が考えられる。事例１の場
合、血流方向が２つの受信ビームのいずれに対しても垂
直でなく、あるいはほぼ垂直でもないとき、血流方向は
式（６）を用いて求めることができる。事例２の場合、
ａｂｓ（ｆ′d1）とａｂｓ（ｆd2）が両方ともゼロであ
るかユーザ定義周波数閾値よりも小さいとき、実際のド
ップラ周波数シフトはゼロであり角度計算は不要である
と考えることができる。
【００２９】事例３の場合、推定値ｆd2が実質的にゼロ
でありつまりユーザ定義周波数閾値よりも小さく、かつ
ａｂｓ（ｆ′d1）がユーザ定義周波数閾値よりも大きけ
れば、血流方向は次式により得られる： −９０゜−Θt （ｆ′d1＞０のとき） Θicorr＝ （１６） ＋９０゜−Θt （ｆ′d1＜０のとき） 事例４の場合、推定値ｆ′d1が実質的にゼロでありつま
りユーザ定義周波数閾値よりも小さく、かつａｂｓ（ｆ
d2）が前述のユーザ定義周波数閾値よりも大きければ、
血流方向は次式により得られる： −９０゜−Θt＋Θa （ｆd2＞０のとき） Θicorr＝ （１７） ＋９０゜−Θt＋Θa （ｆd2＜０のとき） なお、本発明の第１の観点によれば、ドップラモードは
Ｂモードとインターリーブすることができ、これは一般
にデュプレクスモードと呼ばれている。デュプレクスモ
ードの場合、第１のインターバルはドップラのために用
いられ、第２のインターバルはＢモードのために用いら
れる、という具合である。本発明の第２の観点によれ
ば、第１のインターバルは第１の技術にしたがってドッ
プラのために用いられ、第２のインターバルは第２の技
術にしたがってドップラのために用いられ、さらに第３
のインターバルはＢモードのために用いられるように構
成されたインターリーブが利用される。本発明の有利な
実施形態の場合、第２のインターバルは第１のインター
バルよりも短い。容易に理解できるように、本発明の実
施形態は既述のインターリーブに限定されるものではな
く、他の形式のインターリーブを利用することもでき、
たとえば第２の技術を常にいっそう短いインターバルで
実施しなくてもよく、第１の技術を用いたドップライン
ターバルの後に必ずしも続かなくてもよい。さらに付言
しておくと、図３に示されている実施形態により実行さ
れるようなスペクトルドップラ処理のためのデータは、
第２の技術を用いたドップラのインターバル中は得られ
ない。これは送信ビームがサブアパーチャ１２０からサ
ブアパーチャ１１０へ切り換えられたことによる。しか
しこのことは、スペクトルドップラ分析用のデータを生
成するためにサブアパーチャ１１０における受信ビーム
を利用することによって考慮することができる。
【００３０】図５には、本発明の第３の観点による実施
形態を実現するのに用いられる送／受信ビーム形状のた
めのトランスデューサアレイ構成が図示されている。図
５に示されているように、血管２００中を速度Ｖおよび
矢印１０に対し角度Θi で血液が流れる。本発明のこの
観点によれば、トランスデューサ１０００はサブアパー
チャ１１１０および１１２０に分割されている。トラン
スジューサアレイ１０００全体を用いることで送信ビー
ムが発生され、サブアパーチャ１１１０と１１２０によ
り受信ビームが検出される。さらに図５に示されている
ように、サブアパーチャ１１１０と１１２０の中央は所
定の距離Ｓを介して分離されており、トランスデューサ
アレイ１０００の中央と対象物の血管中のサンプルボリ
ュームとの間の距離はＲにより定められている。受信ビ
ームデータの処理は、以下のようにして式を解くことを
除いて図２および図３に示されているものと類似してい
る。
【００３１】 ｆd2＝｜Ｖ｜［ｃｏｓ（Θi＋Θt）＋ｃｏｓ（Θi＋Θt＋Θ2］ｆ0／ｃ （１８） ｆd1＝｜Ｖ｜［ｃｏｓ（Θi＋Θt）＋ｃｏｓ（Θi＋Θt＋Θ1）］ｆ0／ｃ （１９） この場合、ｆ0 は送信周波数、ｃは音響速度、｜Ｖ｜は
流速、そして血流は図５に示された矢印１０に対し角度
Θ1 を成している。サブアパーチャ１１２０の受信ビー
ムは、図５に示された矢印１５に対し角度Θ2 を成して
おり、サブアパーチャ１１１０の受信ビームは図５に示
された矢印１５に対し角度Θ1 を成しており、さらにト
ランスデューサアレイ１０００の送信ビームは、図５に
示されている矢印１７に対し角度Θt を成している。血
流角度Θi と速度｜Ｖ｜は次式のとおり表せる： ｚｎ ＝ｆd1（１＋ｃｏｓ（Θ2））−ｆd2（１＋ｃｏｓ（Θ1）） ｚｄ ＝ｆd1ｓｉｎ（Θ2））−ｆd2ｓｉｎ（Θ1） Θi＝ｔａｎ-1［ｚｎ／ｚｄ］−Θt （２０） ｜Ｖ｜＝（ｆd2ｃ）／［ｃｏｓ（Θi＋Θt）＋ｃｏｓ（Θi＋Θt＋Θ2）］ （２１） 本発明による第１および第２の観点に関して先に述べた
ように、補正された角度Θicorr つまり３６０゜すべて
に対して有効な血流方向推定値は次式により得られる： しかし、ここでも４つの事例が考えられる。事例１の場
合、血流方向が２つの受信ビームにずれに対しても垂直
でなく、あるいはほぼ垂直でもないとき、式(６）を用
いることで血流方向を求めることができる。事例２の場
合、ａｂｓ（ｆd1）とａｂｓ（ｆd2）が両方ともゼロで
あるかまたはユーザ定義周波数閾値よりも小さいとき、
ドップラ周波数シフトはゼロであり角度計算は不要であ
るものと考えられる。
【００３２】事例３の場合、推定値ｆd2が実質的にゼロ
でありつまりユーザ定義周波数閾値よりも小さく、かつ
ａｂｓ（ｆd1）がユーザ定義周波数閾値よりも大きけれ
ば、血流方向は次式により得られる： −９０゜−Θt−Θ2／２ （ｆd1＞０のとき） Θicorr＝ （２３） ＋９０゜−Θt＋Θ2／２ （ｆd1＜０のとき） 事例４の場合、推定値ｆd1が実質的にゼロでありつまり
ユーザ定義周波数閾値よりも小さく、かつａｂｓ
（ｆd2）が前述のユーザ定義周波数閾値よりも大きけれ
ば、血流方向は次式により得られる： −９０゜−Θt＋Θ2＋Θ1／２ （ｆd2＞０のとき） Θicorr＝ （２４） ＋９０゜−Θt＋Θ2＋Θ1／２ （ｆd2＜０のとき） 血流速度分布ならびに血流角度表示を行うための残りの
処理は、図１〜４に示された実施形態に関連して述べた
ものと同じようにして進行する。
【００３３】当業者によって種々の変形実施例を提案す
ることができるけれども、本発明の枠内でそのような実
施形態すべてが無理なく適切に実現されるのが望ましい
ことを理解されたい。たとえば本発明の択一的な実施形
態の場合、角度推定を行うためにフルアパーチャトラン
スデューサが２つのサブアパーチャに分割されている場
合、インターバル中、スペクトルおよび音声ドップラ処
理のためのデータを受信専用サブアパーチャつまりビー
ムを送信しないサブアパーチャから得るようにする。こ
の択一的な実施形態の利点は、スペクトルドップラ処理
のために得られたデータは、送信用トランスデューサと
受信用トランスデューサがそれぞれ異なるような連続波
（ＣＷ）ドップラモードと類似している点である。容易
に理解できるように、この択一的な実施形態は、図３に
よるＦＦＴベースのスペクトル計算装置４３０と音声処
理装置４７０への入力を、ウォールフィルタ４１２およ
び４１３からウォールフィルタ４１０および４１１へ切
り換えることにより実現される。もちろん、当業者にと
って容易に理解できるように、スペクトルおよび音声ド
ップラ処理のために取得されるデータを送／受信サブア
パーチャから得るようにした実施形態と、受信専用サブ
アパーチャから得るようにした実施形態との間における
切り換えを、１つのスイッチを使用することで実現でき
る。
【００３４】
【発明の効果】本発明によれば、超音波画像生成装置を
用いて血管中の血液の血流速度分布を表示する方法が得
られる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態を実現するために用いられる
幾何学的配置関係の送信ビームと受信ビームのためのト
ランスデューサアレイの配置構成図である。
【図２】本発明にしたがって構成された並列処理のデー
タ受信部分のブロック図である。
【図３】本発明にしたがって構成されたスペクトルおよ
び音波ドップラ並列処理のブロック図である。
【図４】本発明にしたがって得られた血流速度分布を示
す図である。
【図５】本発明の択一的な実施形態を実現するために使
用される送信ビームと受信ビームのためのトランスデュ
ーサアレイの配置構成図である。
【符号の説明】
１００，１０００ トランスデューサアレイ １１０，１２０，１１１０，１１２０ サブアパーチャ ２００ 血管 ３０１，３０２，３２１，３２２ 混合器 ３０３，３０４，３２３，３２４ 低域通過フィルタ ３０５，３０６，３２５，３２６ デシメータ ３０７，３０８，３２７，３２８ レンジゲート ４０１，４０２，４０３，４０４ 累算器 ４１０，４１１，４１２，４１３ ウォールフィルタ ４２０，４２１ 自己相関ベースの平均周波数推定器 ４３０ ＦＦＴベースのスペクトル計算装置 ４４０ スペクトル前処理装置 ４５０ ディスプレイ ４６０ ＣＰＵ ４７０ 音声処理装置 ４８０ スピーカ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ヴァラズ シャーミリアン アメリカ合衆国 ワシントン レドモンド ノース イースト トゥーハンドレッド アンドサーティエイトス プレイス 2463

Claims (15)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 超音波画像生成装置を用いた血管中の血
    液の血流速度分布表示方法において、 トランスデューサアレイにおける第１のサブアパーチャ
    アレイから血管中の注目対象領域へ音響ビームを送信す
    るステップと；該音響ビームにより発生した注目対象領
    域からの第１のエコービームを前記第１のサブアパーチ
    ャアレイにおいて受信し、該音響ビームにより発生した
    注目対象領域からの第２のエコービームを第２のサブア
    パーチャアレイにおいて受信するステップと；前記第１
    のエコービームから第１の平均ドップラ周波数を、前記
    第２のエコービームから第２の平均ドップラ周波数を推
    定するステップと実質的にパラレルに推定するステップ
    と；前記の第１および第２の平均ドップラ周波数から血
    管中の注目対象領域における血流角度と血流速度を推定
    するステップと；スペクトルドップラモード表示を行わ
    せるためにデータを取得するステップと；前記データを
    変換して血流速度分布を生じさせるステップと；該血流
    速度分布を血流角度の推定値とともに表示するステップ
    を有することを特徴とする、 超音波画像生成装置を用いた血管中の血液の血流速度分
    布表示方法。
  2. 【請求項２】 前記の両方の推定ステップのために自己
    相関アルゴリズムを用いる、請求項１記載の方法。
  3. 【請求項３】 スペクトルドップラ表示を行わせるため
    にデータを取得する前記のステップは、第１のエコービ
    ームから得られたデータを利用するステップを含む、請
    求項１記載の方法。
  4. 【請求項４】 スペクトルドップラ表示を行わせるため
    にデータを取得する前記ステップは、トランスデューサ
    アレイ全体から血管中の注目対象領域へ音響ビームを送
    信するステップを含む、請求項１記載の方法。
  5. 【請求項５】 送信された音響ビームに対する血流角度
    推定値が所定の値を超えたときには警告を発生するステ
    ップを含む、請求項１記載の方法。
  6. 【請求項６】 順方向および逆方向の血流に関する聴覚
    的出力を行わせるためにデータを取得するステップを含
    む、請求項１記載の方法。
  7. 【請求項７】 聴覚的出力を行わせるためにデータを取
    得する前記のステップは、第１のエコービームから得ら
    れたデータを利用するステップを含む、請求項６記載の
    方法。
  8. 【請求項８】 聴覚的出力を行わせるためにデータを取
    得する前記のステップは、血管中の注目対象領域に対し
    トランスデューサ全体から音響ビームを送信するステッ
    プを含む、請求項６記載の方法。
  9. 【請求項９】 推定ステップの各々は、データレートを
    トランスデューサアレイのパルス繰り返しレートまで減
    少させるステップを含む、請求項１記載の方法。
  10. 【請求項１０】 データレートを減少させる前記のステ
    ップは、デシメート（間引き）し累算するステップを含
    む、請求項９記載の方法。
  11. 【請求項１１】 前記第１のサブアパーチャアレイと前
    記第２のサブアパーチャアレイは等しい大きさのもので
    ある、請求項１記載の方法。
  12. 【請求項１２】 超音波画像生成装置を用いた血管中の
    血液の血流速度分布表示方法において、 トランスデューサアレイにおける第１のサブアパーチャ
    アレイから血管中の注目対象領域へ音響ビームを送信す
    るステップと；該音響ビームにより発生した注目対象領
    域からの第１のエコービームを第１のサブアパーチャア
    レイで受信し、該音響ビームにより発生した注目対象領
    域からの第２のエコービームを第２のサブアパーチャア
    レイにおいて受信するステップと；前記第１のエコービ
    ームから第１の平均ドップラ周波数を、前記第２のエコ
    ービームから第２の平均ドップラ周波数を推定するステ
    ップと実質的にパラレルに推定するステップと；前記の
    第１および第２の平均ドップラ周波数から血管中の注目
    対象領域における第１の血流角度を推定するステップ
    と；前記第２のサブアパーチャアレイから血管中の注目
    対象領域へ第２の音響ビームを送信するステップと；該
    第２の音響ビームにより発生する注目対象領域からの第
    ３のエコービームを前記第２のサブアパーチャアレイに
    おいて受信するステップと；前記第３のエコービームか
    ら第３の平均ドップラ周波数を推定するステップと；前
    記の第１および第３の平均ドップラ周波数から血管中の
    注目対象領域における第２の血流角度を推定するステッ
    プと；前記の第１および第２の血流角度を比較し、それ
    らの値が所定の値よりも大きく異なっていれば警告を発
    生するステップを有することを特徴とする、 超音波画像生成装置を用いた血管中の血液の血流速度分
    布表示方法。
  13. 【請求項１３】 前記第１のサブアパーチャアレイと前
    記第２のサブアパーチャアレイは等しい大きさのもので
    ある、請求項１２記載の方法。
  14. 【請求項１４】 超音波画像生成装置を用いた血管中の
    血液の血流速度分布表示方法において、 トランスデューサアレイから血管中の注目対象領域へ音
    響ビームを送信するステップと；該音響ビームにより発
    生する注目対象領域からの第１のエコービームを第１の
    サブアパーチャにおいて受信し、該音響ビームにより発
    生する注目対象領域からの第２のエコービームを第２の
    サブアパーチャアレイにおいて受信するステップと；前
    記第１のエコービームから第１の平均ドップラ周波数
    を、前記第２のエコービームから第２の平均ドップラ周
    波数を推定するステップと実質的にパラレルに推定する
    ステップと；前記の第１および第２の平均ドップラ周波
    数から血管中の注目対象領域における血流角度と血流速
    度を推定するステップと；スペクトルドップラモード表
    示を行わせるためにデータを取得するステップと；該デ
    ータを変換して血流速度分布を生じさせるステップと；
    該血流速度分布を血流角度の推定値とともに表示するス
    テップを有することを特徴とする、 超音波画像生成装置を用いた血管中の血液の血流速度分
    布表示方法。
  15. 【請求項１５】 前記第１のサブアパーチャアレイと前
    記第２のサブアパーチャアレイは等しい大きさのもので
    ある、請求項１４記載の方法。
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