JP2000287977A - 超音波イメージングにおける自動ドプラ角推定方法及び装置 - Google Patents
超音波イメージングにおける自動ドプラ角推定方法及び装置Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 Ｂモード画像及びカラー・フロー画像（利用
可能な場合）に基づく自動ドプラ角推定の方法を提供す
る。 【解決手段】 本方法は自動血管勾配測定のアルゴリズ
ム（図６）を用いており、このアルゴリズムは先ず、サ
ンプル・ボリューム又はレンジ・ゲート（３４、３６）
内で最適な初期点（７０）を見出し、次いで、勾配推定
を行う前に、強度のみの閾値と強度差の閾値との組み合
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；７６）を探索する。Ｂモード強度データを使
用し、また随意選択により（グレイ／カラー写像前の）
カラー・フロー速度データ又はパワー・データを用い
る。このアルゴリズムは、その主たる目的は超音波スキ
ャナにおける自動ドプラ角推定を達成することにある
が、血管直径及び流速の計算の自動追尾の方法にもまた
適用可能である。
可能な場合）に基づく自動ドプラ角推定の方法を提供す
る。 【解決手段】 本方法は自動血管勾配測定のアルゴリズ
ム（図６）を用いており、このアルゴリズムは先ず、サ
ンプル・ボリューム又はレンジ・ゲート（３４、３６）
内で最適な初期点（７０）を見出し、次いで、勾配推定
を行う前に、強度のみの閾値と強度差の閾値との組み合
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；７６）を探索する。Ｂモード強度データを使
用し、また随意選択により（グレイ／カラー写像前の）
カラー・フロー速度データ又はパワー・データを用い
る。このアルゴリズムは、その主たる目的は超音波スキ
ャナにおける自動ドプラ角推定を達成することにある
が、血管直径及び流速の計算の自動追尾の方法にもまた
適用可能である。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は一般的には運動する
超音波散乱体のイメージングに関する。具体的には、本
発明は、医療診断用超音波イメージングにおいて超音波
ビームと血管との間のドプラ角を決定する方法に関す
る。
超音波散乱体のイメージングに関する。具体的には、本
発明は、医療診断用超音波イメージングにおいて超音波
ビームと血管との間のドプラ角を決定する方法に関す
る。
【０００２】
【発明の背景】優れた医療診断用超音波イメージング・
システムには、広範なイメージング・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
なイメージング・モードであり、それらには、タイムラ
イン・ドプラ、カラー・フロー・ドプラ、Ｂモード及び
Ｍモードが含まれる。Ｂモードでは、超音波イメージン
グ・システムは、ピクセルの輝度がエコー反射の強度に
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・イメージング・モードでは、体
液（例えば、血液）又は組織の運動をイメージングする
ことができる。ドプラ効果を用いて心臓及び血管内の血
液の流れを測定することは周知である。組織又は血液か
ら後方散乱体の速度を測定するために、後方散乱された
超音波の位相シフト（移相）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
及び方向を表すこともできる。スペクトル・ドプラ・イ
メージング・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。
システムには、広範なイメージング・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
なイメージング・モードであり、それらには、タイムラ
イン・ドプラ、カラー・フロー・ドプラ、Ｂモード及び
Ｍモードが含まれる。Ｂモードでは、超音波イメージン
グ・システムは、ピクセルの輝度がエコー反射の強度に
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・イメージング・モードでは、体
液（例えば、血液）又は組織の運動をイメージングする
ことができる。ドプラ効果を用いて心臓及び血管内の血
液の流れを測定することは周知である。組織又は血液か
ら後方散乱体の速度を測定するために、後方散乱された
超音波の位相シフト（移相）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
及び方向を表すこともできる。スペクトル・ドプラ・イ
メージング・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。
【０００３】ドプラ超音波の主な利点の１つは、血管内
の血流を非侵襲的且つ定量的に測定できることである。
音波照射（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。
の血流を非侵襲的且つ定量的に測定できることである。
音波照射（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。
【０００４】 ｖ＝ｃｆd ／（２ｆ0 cosθ） （１） ここで、ｃは血液中での音速であり、ｆ0 は送信周波数
であり、ｆd は後方散乱した超音波信号中の運動誘起ド
プラ周波数シフトである。
であり、ｆd は後方散乱した超音波信号中の運動誘起ド
プラ周波数シフトである。
【０００５】Ｂモード・イメージングとスペクトル・ド
プラ・イメージングとを同時に又はセグメント化された
態様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（グラフィック）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行われるので、角度
の段階のサイズが粗い場合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、その処理は時間がかかる
ことがある。従って、ドプラ速度測定の精度及び効率の
両方を向上させるためには、血管勾配カーソルを調節す
る自動的な方法が必要とされている。
プラ・イメージングとを同時に又はセグメント化された
態様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（グラフィック）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行われるので、角度
の段階のサイズが粗い場合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、その処理は時間がかかる
ことがある。従って、ドプラ速度測定の精度及び効率の
両方を向上させるためには、血管勾配カーソルを調節す
る自動的な方法が必要とされている。
【０００６】欧州特許出願公告第ＥＰ０８４２６３８号
には、血管壁を自動追尾することにより血管の直径及び
立体流の測定を可能にする方法が教示されている。しか
しながら、この方法は、操作者により先ず、特殊なカー
ソルの壁の線を、近い血管壁及び遠い血管壁に一致する
まで手動で位置決めすることが必要とされる。特殊なカ
ーソルの中央には、壁の線に平行な血管勾配線が存在し
ている。
には、血管壁を自動追尾することにより血管の直径及び
立体流の測定を可能にする方法が教示されている。しか
しながら、この方法は、操作者により先ず、特殊なカー
ソルの壁の線を、近い血管壁及び遠い血管壁に一致する
まで手動で位置決めすることが必要とされる。特殊なカ
ーソルの中央には、壁の線に平行な血管勾配線が存在し
ている。
【０００７】米国特許第５，６９０，１１６号には、ド
プラ角の自動測定のための方法、及びこの方法を実現す
るための構成が教示されている。この方法は、次の基本
的な工程から成っている。（１）初期点から、関心領域
の全体にわたって射線の第１の等方的追尾を行って、各
射線に沿った選択された点のグレイ・レベルのヒストグ
ラムを形成するようにする。（２）ヒストグラムに対し
て画像処理アルゴリズムを実行して、血管壁エコーを検
出するための下側閾値を得る。（３）初期点から射線の
第２の追尾を行い、この間に、各々の射線の各々の点の
グレイ・レベルを閾値と比較し、グレイ・レベルが閾値
を上回っているような各々の射線の第１の端点をエッジ
点として分類する。これにより、三角形状のセクタで構
成されたいわゆる「局所マーク（local mark）」の形態
での血管の表現が得られる。（４）局所マークの回帰直
線の勾配を決定し、フィット(fit) した線とドプラ（ビ
ーム）カーソルとの間のドプラ角を算出する。局所マー
クにおけるすべてのピクセルの座標の線形回帰が行われ
るので、この従来法は、近い血管壁及び遠い血管壁を表
すピクセルが明瞭で且つ信頼性があるものと暗黙のうち
に仮定している。結果として得られる勾配推定値の有効
性は、相関の係数を照合することにより試験される。所
定の許容レベル（例えば、０．５）を下回る相関は、断
面の配置が不良であったことを示すものと考えられ、操
作者は補正の後に再度試行しなければならない。
プラ角の自動測定のための方法、及びこの方法を実現す
るための構成が教示されている。この方法は、次の基本
的な工程から成っている。（１）初期点から、関心領域
の全体にわたって射線の第１の等方的追尾を行って、各
射線に沿った選択された点のグレイ・レベルのヒストグ
ラムを形成するようにする。（２）ヒストグラムに対し
て画像処理アルゴリズムを実行して、血管壁エコーを検
出するための下側閾値を得る。（３）初期点から射線の
第２の追尾を行い、この間に、各々の射線の各々の点の
グレイ・レベルを閾値と比較し、グレイ・レベルが閾値
を上回っているような各々の射線の第１の端点をエッジ
点として分類する。これにより、三角形状のセクタで構
成されたいわゆる「局所マーク（local mark）」の形態
での血管の表現が得られる。（４）局所マークの回帰直
線の勾配を決定し、フィット(fit) した線とドプラ（ビ
ーム）カーソルとの間のドプラ角を算出する。局所マー
クにおけるすべてのピクセルの座標の線形回帰が行われ
るので、この従来法は、近い血管壁及び遠い血管壁を表
すピクセルが明瞭で且つ信頼性があるものと暗黙のうち
に仮定している。結果として得られる勾配推定値の有効
性は、相関の係数を照合することにより試験される。所
定の許容レベル（例えば、０．５）を下回る相関は、断
面の配置が不良であったことを示すものと考えられ、操
作者は補正の後に再度試行しなければならない。
【０００８】定型業務的な臨床検査では、走査平面が血
管の中心軸と適正に整列していたとしても、しばしば、
残響ノイズ及び／若しくは暗影によって２つの壁のうち
の一方が損なわれ又は隠蔽されることがある。画像表示
の知覚されるコントラストを向上させるために、非線形
グレイ・マップを用いることもある。これらの理由のた
め、グレイ・レベルのみの閾値を用いるだけでは、エッ
ジの誤った検出をもたらす可能性がある。更に、２つの
血管壁の一方が、血管の曲率に関して、単純に走査の構
成配置に起因して明瞭に現れないことも稀ではない。場
合によっては、時間の許す範囲で得ることのできる最良
の血管画像において、近い壁及び遠い壁が平行でないこ
とさえあり得る。以上に述べた各状況のいずれかでドプ
ラ速度測定を行うことが依然として必要である場合、ユ
ーザはしばしば、より明瞭に画定される血管壁に血管勾
配カーソルを整列させるか、又は血管画像のクラッタ
（clutter ）の幾らかを「透視」しようと試みることに
より最良の判定を下すことになる。これらのような困難
な状況でのドプラ角推定を自動化するために、従来技術
における公知の方法よりもロバストな方法が必要とされ
ている。
管の中心軸と適正に整列していたとしても、しばしば、
残響ノイズ及び／若しくは暗影によって２つの壁のうち
の一方が損なわれ又は隠蔽されることがある。画像表示
の知覚されるコントラストを向上させるために、非線形
グレイ・マップを用いることもある。これらの理由のた
め、グレイ・レベルのみの閾値を用いるだけでは、エッ
ジの誤った検出をもたらす可能性がある。更に、２つの
血管壁の一方が、血管の曲率に関して、単純に走査の構
成配置に起因して明瞭に現れないことも稀ではない。場
合によっては、時間の許す範囲で得ることのできる最良
の血管画像において、近い壁及び遠い壁が平行でないこ
とさえあり得る。以上に述べた各状況のいずれかでドプ
ラ速度測定を行うことが依然として必要である場合、ユ
ーザはしばしば、より明瞭に画定される血管壁に血管勾
配カーソルを整列させるか、又は血管画像のクラッタ
（clutter ）の幾らかを「透視」しようと試みることに
より最良の判定を下すことになる。これらのような困難
な状況でのドプラ角推定を自動化するために、従来技術
における公知の方法よりもロバストな方法が必要とされ
ている。
【０００９】
【発明の概要】本発明は、Ｂモード画像及び（利用可能
であれば）カラー・フロー画像に基づく自動ドプラ角推
定の方法である。この方法は、自動血管勾配測定のアル
ゴリズムを用いており、このアルゴリズムは先ず、サン
プル・ボリューム又はレンジ・ゲート内で最適な初期点
を見出し、次いで、勾配推定を行う前に、強度のみの閾
値と強度差の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
モード強度データを用い、また、随意選択により、（グ
レイ又はカラー写像の前の）カラー・フロー速度データ
又はパワー・データを用いる。このアルゴリズムは、そ
の主たる目的は超音波スキャナにおける自動ドプラ角推
定を達成することにあるが、血管の直径及び流速の計算
の自動追尾の方法にもまた、適用可能である。
であれば）カラー・フロー画像に基づく自動ドプラ角推
定の方法である。この方法は、自動血管勾配測定のアル
ゴリズムを用いており、このアルゴリズムは先ず、サン
プル・ボリューム又はレンジ・ゲート内で最適な初期点
を見出し、次いで、勾配推定を行う前に、強度のみの閾
値と強度差の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
モード強度データを用い、また、随意選択により、（グ
レイ又はカラー写像の前の）カラー・フロー速度データ
又はパワー・データを用いる。このアルゴリズムは、そ
の主たる目的は超音波スキャナにおける自動ドプラ角推
定を達成することにあるが、血管の直径及び流速の計算
の自動追尾の方法にもまた、適用可能である。
【００１０】
【好適実施態様の説明】図１は、従来の超音波イメージ
ング・システムの１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。Ｉ及びＱのデータは、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ＦＩＲ（有限インパルス応答）フィルタへ送
られる。
ング・システムの１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。Ｉ及びＱのデータは、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ＦＩＲ（有限インパルス応答）フィルタへ送
られる。
【００１１】フィルタから出力された画像データは、中
央プロセッサ・サブシステムへ送られ、ここで、データ
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。
央プロセッサ・サブシステムへ送られ、ここで、データ
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。
【００１２】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
ケールでイメージング（作像）する。ベースバンド信号
の包絡線は、Ｉ及びＱが表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、すなわち、（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（図示していない）へ出力される。
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
ケールでイメージング（作像）する。ベースバンド信号
の包絡線は、Ｉ及びＱが表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、すなわち、（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（図示していない）へ出力される。
【００１３】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・マップへ写像（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。
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・マップへ写像（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。
【００１４】モニタ１６によって表示されるＢモード画
像は、画像フレームのデータから形成されており、各画
像フレーム中の各々のデータは、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。１つの画
像フレームは、例えば、２５６×２５６のデータ配列で
構成することができ、その各々の強度データはピクセル
の輝度を示す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・ボリューム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、イメージングしている人体を通る平面内での
組織及び／又は血流を表す。
像は、画像フレームのデータから形成されており、各画
像フレーム中の各々のデータは、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。１つの画
像フレームは、例えば、２５６×２５６のデータ配列で
構成することができ、その各々の強度データはピクセル
の輝度を示す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・ボリューム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、イメージングしている人体を通る平面内での
組織及び／又は血流を表す。
【００１５】イメージング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、カラー・フロー・プロセ
ッサ６が用いられる。血管及び心臓内部空間等の内部か
ら反射された音波の周波数は、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す
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１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
の加算された左及び右の複素Ｉ／Ｑデータを受け取って
処理して、操作者が画定した領域内のすべてのサンプル
・ボリュームについて平均血液速度、分散（血液の乱れ
（turbulence）を表す）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
出力及び副出力として２つの最終出力を形成する。主出
力は、速度又はパワーのいずれかである。副出力は、分
散又はパワーのいずれかであり得る。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（図示していない）へ送られる。血液が
トランスデューサの方へ向かって流れてくるときには後
方散乱され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る向きに流れていくときに
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・ボリュームのすべてを白黒
の解剖学的Ｂモード画像に重ね合わせてカラー符号化し
て同時に表示し、各々のサンプル・ボリュームの速度を
表現する。
２次元画像を形成するために、カラー・フロー・プロセ
ッサ６が用いられる。血管及び心臓内部空間等の内部か
ら反射された音波の周波数は、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す
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１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
の加算された左及び右の複素Ｉ／Ｑデータを受け取って
処理して、操作者が画定した領域内のすべてのサンプル
・ボリュームについて平均血液速度、分散（血液の乱れ
（turbulence）を表す）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
出力及び副出力として２つの最終出力を形成する。主出
力は、速度又はパワーのいずれかである。副出力は、分
散又はパワーのいずれかであり得る。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（図示していない）へ送られる。血液が
トランスデューサの方へ向かって流れてくるときには後
方散乱され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る向きに流れていくときに
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・ボリュームのすべてを白黒
の解剖学的Ｂモード画像に重ね合わせてカラー符号化し
て同時に表示し、各々のサンプル・ボリュームの速度を
表現する。
【００１６】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焦点合わせ（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焦点合わせ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、走査し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。
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焦点合わせ（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焦点合わせ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、走査し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。
【００１７】例えば、従来のカラー・ファイアリング・
シーケンスは、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、すなわち「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。
シーケンスは、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、すなわち「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。
【００１８】スキャン・コンバータ１２内のカラー音線
メモリ及びＢモード音線メモリが、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・データをそれぞれ受け取る。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・データを極座標（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
座標変換する。この変換後のデータは、スキャン・コン
バータ内のＸＹ表示メモリ（図示していない）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
重畳（スーパーインポーズ）することにより形成され
る。
メモリ及びＢモード音線メモリが、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・データをそれぞれ受け取る。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・データを極座標（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
座標変換する。この変換後のデータは、スキャン・コン
バータ内のＸＹ表示メモリ（図示していない）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
重畳（スーパーインポーズ）することにより形成され
る。
【００１９】表示したい画像が１つのＢモード・フレー
ムと１つのカラー・フロー・フレームとの組み合わせで
ある場合、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・データの上に重畳される。カラー
・フロー・データ及び／又はＢモード・データの相次ぐ
フレームは、先入れ先出し方式でシネ・メモリ２４に記
憶される。記憶は連続的であってもよいし、又は外部の
トリガ事象の結果として行ってもよい。シネ・メモリ２
４は、バックグラウンドで稼働する循環的な画像バッフ
ァの様なものであり、ユーザに対して実時間で表示され
る画像データを取り込む。利用者が（オペレータ・イン
タフェイス２２上の適当な装置の操作によって）システ
ムをフリーズさせると、利用者は、シネ・メモリに以前
に取り込まれている画像データを見ることができるよう
になる。
ムと１つのカラー・フロー・フレームとの組み合わせで
ある場合、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・データの上に重畳される。カラー
・フロー・データ及び／又はＢモード・データの相次ぐ
フレームは、先入れ先出し方式でシネ・メモリ２４に記
憶される。記憶は連続的であってもよいし、又は外部の
トリガ事象の結果として行ってもよい。シネ・メモリ２
４は、バックグラウンドで稼働する循環的な画像バッフ
ァの様なものであり、ユーザに対して実時間で表示され
る画像データを取り込む。利用者が（オペレータ・イン
タフェイス２２上の適当な装置の操作によって）システ
ムをフリーズさせると、利用者は、シネ・メモリに以前
に取り込まれている画像データを見ることができるよう
になる。
【００２０】スペクトル・ドプラ・イメージングでは、
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・ボリュームの長さを画定する。「サム・ア
ンド・ダンプ（sum and dump）」演算によれば、サンプ
ル・ボリュームから後方散乱され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）を行う。各々のＦＦＴパワー・スペ
クトルが圧縮された後にスペクトル・ドプラ・プロセッ
サ１０によって図形／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
間のスペクトル図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。
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・ボリュームの長さを画定する。「サム・ア
ンド・ダンプ（sum and dump）」演算によれば、サンプ
ル・ボリュームから後方散乱され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）を行う。各々のＦＦＴパワー・スペ
クトルが圧縮された後にスペクトル・ドプラ・プロセッ
サ１０によって図形／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
間のスペクトル図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。
【００２１】システム制御はホスト・コンピュータ（す
なわち、マスタ・コントローラ）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う。システム制御バス
（図示していない）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する。スキャン・
コントローラが、様々なサブシステムへ実時間（音波ベ
クトル・レート）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・シーケン
ス及び同期オプションについてホスト・コンピュータに
よってプログラムされる。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する。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（図示していない）を介して各サブシステムへ伝達す
る。
なわち、マスタ・コントローラ）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う。システム制御バス
（図示していない）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する。スキャン・
コントローラが、様々なサブシステムへ実時間（音波ベ
クトル・レート）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・シーケン
ス及び同期オプションについてホスト・コンピュータに
よってプログラムされる。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する。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（図示していない）を介して各サブシステムへ伝達す
る。
【００２２】従来のシステムは、任意の超音波画像上に
図形記号を重畳する能力を有している。画像フレーム上
への図形の重畳はビデオ・プロセッサ１４で達成され、
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受け取
り、また図形／タイムライン表示メモリ１８から図形デ
ータを受け取る。図形データは、ホスト・コンピュータ
２０によって処理され、又は代替的には、ホスト・コン
ピュータによって他のサブシステムと同期させられてい
る図形プロセッサによって処理されて、図形／タイムラ
イン表示メモリ１８へ入力される。
図形記号を重畳する能力を有している。画像フレーム上
への図形の重畳はビデオ・プロセッサ１４で達成され、
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受け取
り、また図形／タイムライン表示メモリ１８から図形デ
ータを受け取る。図形データは、ホスト・コンピュータ
２０によって処理され、又は代替的には、ホスト・コン
ピュータによって他のサブシステムと同期させられてい
る図形プロセッサによって処理されて、図形／タイムラ
イン表示メモリ１８へ入力される。
【００２３】本発明によれば、ドプラ角がホスト・コン
ピュータによって自動的に推定される。次いで、推定さ
れたドプラ角の値は、ドプラ周波数シフトの関数として
流速を推定するためにホスト・コンピュータによって用
いられる。ここで、図５を参照して説明すると、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内の血管３０上の血管勾配カーソル２８との間の
角度が、ドプラ方程式に従ってドプラ周波数シフトを速
度単位へ変換するために用いられる。ドプラ角の値は通
常、図形と共に表示されている。
ピュータによって自動的に推定される。次いで、推定さ
れたドプラ角の値は、ドプラ周波数シフトの関数として
流速を推定するためにホスト・コンピュータによって用
いられる。ここで、図５を参照して説明すると、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内の血管３０上の血管勾配カーソル２８との間の
角度が、ドプラ方程式に従ってドプラ周波数シフトを速
度単位へ変換するために用いられる。ドプラ角の値は通
常、図形と共に表示されている。
【００２４】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内の血管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・ボリュー
ム）図形を位置決めした後、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。ユーザの要求の時点で画像が
フリーズされていなければ、ホスト・コンピュータは自
動的に画像をフリーズさせ（図６の工程３８）、このイ
メージング・データのフレームをシネ・メモリに記憶さ
せる。一旦、画像がフリーズされたら、Ｂモード画像デ
ータ及び（利用可能であれば）カラー・フロー画像デー
タのフレームが、ホスト・コンピュータによってシネ・
メモリから読み込まれる（図６の工程４０）。この画像
データに基づいて、ドプラ角が算出され、ドプラ角の値
及び図形が更新される。上述のように画像が自動的にフ
リーズ状態に強制変化させられた場合、画像はフリーズ
解除されない。利用者は、自動推定されたドプラ角に満
足しい場合、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。（画像の自動フリーズは、実
況的（live）走査が続行している間に画像データを取得
することができるならば必要ではない。） ドプラ角を自動的に算出するために、ホスト・コンピュ
ータは図６に示すアルゴリズムを実行し、工程４０でシ
ネ・メモリから画像データのフレームを読み込む。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。すなわち、ドプラ・レンジ・ゲートの中心点６
８の周囲の小区域６６（図２を参照）内の多数のＢモー
ド強度値の平均が、特定の閾値以下であれば、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れば、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だけ外側を探索して、（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
度から特定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。
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内の血管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・ボリュー
ム）図形を位置決めした後、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。ユーザの要求の時点で画像が
フリーズされていなければ、ホスト・コンピュータは自
動的に画像をフリーズさせ（図６の工程３８）、このイ
メージング・データのフレームをシネ・メモリに記憶さ
せる。一旦、画像がフリーズされたら、Ｂモード画像デ
ータ及び（利用可能であれば）カラー・フロー画像デー
タのフレームが、ホスト・コンピュータによってシネ・
メモリから読み込まれる（図６の工程４０）。この画像
データに基づいて、ドプラ角が算出され、ドプラ角の値
及び図形が更新される。上述のように画像が自動的にフ
リーズ状態に強制変化させられた場合、画像はフリーズ
解除されない。利用者は、自動推定されたドプラ角に満
足しい場合、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。（画像の自動フリーズは、実
況的（live）走査が続行している間に画像データを取得
することができるならば必要ではない。） ドプラ角を自動的に算出するために、ホスト・コンピュ
ータは図６に示すアルゴリズムを実行し、工程４０でシ
ネ・メモリから画像データのフレームを読み込む。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。すなわち、ドプラ・レンジ・ゲートの中心点６
８の周囲の小区域６６（図２を参照）内の多数のＢモー
ド強度値の平均が、特定の閾値以下であれば、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れば、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だけ外側を探索して、（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
度から特定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。
【００２５】次いで、ホスト・コンピュータは、シネ・
メモリから読み込まれた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（アドレス）
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６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。
メモリから読み込まれた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（アドレス）
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６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。
【００２６】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から探索を行い、カラー・フロー
速度又はパワー・データの代わりにＢモード強度データ
を表示するＸ（≧２）個の点があれば、そのうちの最初
の点をエッジ点として記憶する（図６の工程４６）。図
４に、例としてこのようなエッジ点を長方形７６として
示してある。このような点がＤｃｍの探索を終える前に
又はカラーの関心領域のエッジを見出す前に見つからな
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
探索区域のうちの特定のセグメント（例えば、図４に破
線で示すセグメント１）内に位置するすべてのエッジ点
７６をグループ化し（工程４８）、これらを線フィット
・アルゴリズムへ供給して、このアルゴリズムにより血
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に実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その中に特定の
最小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。
ピュータは中心点７０から探索を行い、カラー・フロー
速度又はパワー・データの代わりにＢモード強度データ
を表示するＸ（≧２）個の点があれば、そのうちの最初
の点をエッジ点として記憶する（図６の工程４６）。図
４に、例としてこのようなエッジ点を長方形７６として
示してある。このような点がＤｃｍの探索を終える前に
又はカラーの関心領域のエッジを見出す前に見つからな
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
探索区域のうちの特定のセグメント（例えば、図４に破
線で示すセグメント１）内に位置するすべてのエッジ点
７６をグループ化し（工程４８）、これらを線フィット
・アルゴリズムへ供給して、このアルゴリズムにより血
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に実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その中に特定の
最小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。
【００２７】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（１つ
のピクセルから次のピクセルへの）最大の差がそれぞれ
記録される。ピーク強度と最小強度との間の差が特定の
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、中心から或る特定の数の点
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モード画像のエッ
ジ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、エッジ点のうちの特定の
パーセントの点が無視される。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内の残りのすべてのエッジ点をグル
ープ化し（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
定のセグメントがその中に特定の最小数のエッジ点を有
していなければ、このセグメントは無視される。
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（１つ
のピクセルから次のピクセルへの）最大の差がそれぞれ
記録される。ピーク強度と最小強度との間の差が特定の
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、中心から或る特定の数の点
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モード画像のエッ
ジ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、エッジ点のうちの特定の
パーセントの点が無視される。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内の残りのすべてのエッジ点をグル
ープ化し（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
定のセグメントがその中に特定の最小数のエッジ点を有
していなければ、このセグメントは無視される。
【００２８】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場合は、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）特定
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特定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、カラーがアクティブあって、且つ最良のカラー血管
勾配が特定の角度を上回っている（これは血管が幾分か
垂直であることを示す）場合、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。これを行う理由は、幾分か垂直な血管壁は、画像デ
ータの横方向の滲み（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
ーがアクティブでない場合は、図６の工程４６、工程４
８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。
・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場合は、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）特定
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特定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、カラーがアクティブあって、且つ最良のカラー血管
勾配が特定の角度を上回っている（これは血管が幾分か
垂直であることを示す）場合、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。これを行う理由は、幾分か垂直な血管壁は、画像デ
ータの横方向の滲み（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
ーがアクティブでない場合は、図６の工程４６、工程４
８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。
【００２９】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６の工程６２）。図１を参照して
述べると、ホスト・コンピュータ２０は、次に、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。必要があれば、この後に、画像のフリーズ
を解除する（図６の工程６４）。
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６の工程６２）。図１を参照して
述べると、ホスト・コンピュータ２０は、次に、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。必要があれば、この後に、画像のフリーズ
を解除する（図６の工程６４）。
【００３０】以上に述べた好ましい実施例は、説明の目
的のために開示したものである。本発明の概念の変形及
び改変は、当業者には容易に想到されよう。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２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。これらのよ
うなすべての変形及び改変は、特許請求の範囲によって
包含されているものとする。
的のために開示したものである。本発明の概念の変形及
び改変は、当業者には容易に想到されよう。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２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。これらのよ
うなすべての変形及び改変は、特許請求の範囲によって
包含されているものとする。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の好ましい実施例を搭載している一般的
な超音波イメージング・システムのブロック図である。
な超音波イメージング・システムのブロック図である。
【図２】ドプラ・ビーム・カーソルを重畳した状態で血
管の一部の超音波画像を示す概略線図である。
管の一部の超音波画像を示す概略線図である。
【図３】本発明の好ましい実施例によるエッジ点探索情
報を重畳した状態で図２の超音波画像を示す概略線図で
ある。
報を重畳した状態で図２の超音波画像を示す概略線図で
ある。
【図４】本発明の好ましい実施例によるエッジ点のセグ
メント化を示す概略線図である。
メント化を示す概略線図である。
【図５】ドプラ・ビーム・カーソル及び血管勾配カーソ
ルを重畳した状態で図２の超音波画像を示す概略線図で
ある。
ルを重畳した状態で図２の超音波画像を示す概略線図で
ある。
【図６】本発明の好ましい実施例に従って血管勾配カー
ソルを自動調節するアルゴリズムを示す流れ図である。
ソルを自動調節するアルゴリズムを示す流れ図である。
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 図形／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 シネ・メモリ 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
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 マイケル・ジェイ・ウオッシュバーン アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ニュ ー・ベルリン、ウエスト・グラハム・スト リート、12920番 (72)発明者 ラリー・ワイ・エル・モウ アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ウオ ークシャ、サラトガ・ロード、1707番
Claims (23)
- 【請求項１】 超音波送信ビームの方向と血管の軸との
間のドプラ角を推定する方法であって、 前記血管の超音波画像を表示する工程と、 前記超音波画像が導き出される一フレームの画像パラメ
ータ値であって、これらの画像パラメータ値が前記画像
のそれぞれのピクセルに対応している一フレームの画像
パラメータ値を記憶する工程と、 前記画像の前記血管に重ねて、レンジ・ゲートを表す図
形を配置する工程と、 前記レンジ・ゲート内に位置する一点に対応する探索区
域の中心点を識別する工程であって、該中心点を包囲す
る中心区域内のピクセルに対応する前記フレーム内の画
像パラメータ値が、前記探索区域内の他の区域のピクセ
ルに対応する前記フレーム内の画像パラメータ値よりも
小さい平均画像パラメータ値を有するようにした工程
と、 前記中心点から伸びていて且つ前記探索区域内で所定の
角度範囲にわたって角度が離隔して配置された多数の半
径線の各々に沿って外向きにそれぞれのエッジ点を探索
する工程であって、探索アルゴリズムに従って各々の半
径線に沿って前記中心点から所定の距離まで探索する工
程と、 前記探索区域の複数のセグメントの各々の中の少なくと
もいくつかのエッジ点に対して線フィット・アルゴリズ
ムを適用して、該アルゴリズムによりそれぞれの複数の
血管勾配推定値及び適合度測定値を形成する工程と、 前記複数の適合度測定値の中から最良の適合度測定値を
識別する工程と、 前記最良の適合度測定値に対応する血管勾配推定値を、
前記最良の適合度測定値に対して特定の差の範囲内にあ
る他の適合度測定値に対応する他の血管勾配推定値と組
み合わせる工程と、 前記組み合わせた結果の血管勾配と前記送信ビームの方
向との関数として前記ドプラ角を決定する工程と、を有
しているドプラ角推定方法。 - 【請求項２】 前記の組み合わせる工程は、前記最良の
適合度測定値に対応する前記血管勾配推定値と前記他の
血管勾配推定値とを平均する工程を含んでいる請求項１
に記載の方法。 - 【請求項３】 更に、前記の探索する工程の後で且つ前
記の適用する工程の前に行われる工程であって、 各々のエッジ点についてそれぞれの画像パラメータ値を
記憶する工程と、 所定の閾値を下回る画像パラメータ値に対応するエッジ
点を廃棄する工程と、を含んでいる請求項１に記載の方
法。 - 【請求項４】 前記画像パラメータ値は、前記ピクセル
のうち少なくともいくつかのピクセルについての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５】 前記画像パラメータ値は、Ｂモード強度
値を有する前記ピクセル以外の前記フレーム内のピクセ
ルについてはカラー・フロー推定値を更に含んでいる請
求項４に記載の方法。 - 【請求項６】 前記探索アルゴリズムは、 各々の半径線に沿って、統計的変動を減少させる平滑化
フィルタを適用する工程と、 各々のフィルタ処理された半径線について、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同士の間の最大
差を記憶する工程と、 各々の平均された半径線について、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
値を上回っているならば、各々の半径線に沿って差基準
及び値基準のうち少なくとも一方を満たしている画像パ
ラメータ値を有する点を探索する工程と、 該点を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７】 前記探索アルゴリズムは、 各々の半径線に沿って、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個の点のうちの最初の点を
探索する工程と、 該点をエッジ点として識別する工程とを含んでいる請求
項５に記載の方法。 - 【請求項８】 血管の超音波画像を、前記血管の上に重
ねたレンジ・ゲートを表す図形と共に表示するように付
勢される多数のピクセルを含んでいる表示装置と、 前記超音波画像のそれぞれのピクセルに対応する一フレ
ームの画像パラメータ値を記憶するメモリと、 次の工程、すなわち（ａ）前記レンジ・ゲート内に位置
する一点に対応する探索区域の中心点を識別する工程で
あって、該中心点を包囲する中心区域内のピクセルに対
応する前記フレーム内の画像パラメータ値が、前記探索
区域内の他の区域のピクセルに対応する前記フレーム内
の画像パラメータ値よりも小さい平均画像パラメータ値
を有するようにした工程と、（ｂ）前記中心点から伸び
ていて且つ前記探索区域内で所定の角度範囲にわたって
角度が離隔して配置された多数の半径線の各々に沿って
外向きにそれぞれのエッジ点を探索する工程であって、
探索アルゴリズムに従って各々の半径線に沿って前記中
心点から所定の距離まで探索する工程と、（ｃ）前記探
索区域の複数のセグメントの各々の中の少なくともいく
つかのエッジ点に対して線フィット・アルゴリズムを適
用して、該アルゴリズムによりそれぞれの複数の血管勾
配推定値及び適合度測定値を形成する工程と、（ｄ）前
記複数の適合度測定値の中から最良の適合度測定値を識
別する工程と、（ｅ）前記最良の適合度測定値に対応す
る血管勾配推定値を、前記最良の適合度測定値に対して
特定の差の範囲内にある他の適合度測定値に対応する他
の血管勾配推定値と組み合わせる工程と、（ｆ）前記組
み合わせた結果の血管勾配と前記送信ビームの方向との
関数として前記ドプラ角を決定する工程と、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、を備えて
いるシステム。 - 【請求項９】 前記の組み合わせる工程は、前記最良の
適合度測定値に対応する前記血管勾配推定値と前記他の
血管勾配推定値とを平均する工程を含んでいる請求項８
に記載のシステム。 - 【請求項１０】 前記コンピュータは、更に、前記の探
索する工程の後で且つ前記の適用する工程の前に行われ
る工程であって、各々のエッジ点についてそれぞれの画
像パラメータ値を記憶する工程と、所定の閾値を下回る
画像パラメータ値に対応するエッジ点を廃棄する工程と
を実行するようにプログラムされている請求項８に記載
のシステム。 - 【請求項１１】 前記画像パラメータ値は、前記ピクセ
ルのうちの少なくともいくつかのピクセルについてはＢ
モード強度値を含んでいる請求項８に記載のシステム。 - 【請求項１２】 前記画像パラメータ値は、Ｂモード強
度値を有している前記ピクセル以外の前記フレーム内の
ピクセルについてはカラー・フロー推定値を更に含んで
いる請求項１１に記載のシステム。 - 【請求項１３】 前記探索アルゴリズムは、 各々の半径線に沿って、各々の画像パラメータ値を、該
画像パラメータ値自体と、隣接するピクセルに対応する
２つの画像パラメータ値との平均で置き換える工程と、 各々の平均された半径線について、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同士の間の最大差を記憶
する工程と、 各々の平均された半径線について、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
値を上回っているならば、各々の半径線に沿って差基準
及び値基準のうち少なくとも一方を満たしている画像パ
ラメータ値を有する点を探索する工程と、 該点をエッジ点として識別する工程とを含んでいる請求
項１１に記載のシステム。 - 【請求項１４】 前記探索アルゴリズムは、 各々の半径線に沿って、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個の点のうちの最初の点で
ある点を探索する工程と、 該点をエッジ点として識別する工程と、を含んでいる請
求項１２に記載のシステム。 - 【請求項１５】 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、 選択されたトランスデューサ素子をパルス駆動して、走
査平面に一連の超音波送信ビームを送信する送信ビーム
フォーマと、 前記トランスデューサ・アレイ内の選択されたトランス
デューサ素子に結合されていて、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、 前記ベクトルを一フレームの画像パラメータ値へ変換し
て、該一フレームの画像パラメータ値を前記メモリに記
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一フレームの画像パラメ
ータ値をグレイ・スケール・ピクセル値へ写像するため
のグレイ・スケール写像を含んでいるビデオ・プロセッ
サと、を更に含んでいる請求項８に記載のシステム。 - 【請求項１６】 超音波送信ビームの方向と血管の軸と
の間のドプラ角を自動推定するシステムであって、 前記血管の超音波画像を表示する手段と、 前記超音波画像が導き出される一フレームの画像パラメ
ータ値であって、これらの画像パラメータ値が前記画像
のそれぞれのピクセルに対応している一フレームの画像
パラメータ値を記憶する手段と、 前記画像の前記血管に重ねて、レンジ・ゲートを表す図
形を配置する手段と、 前記レンジ・ゲート内に位置する一点に対応する探索区
域の中心点を識別する手段であって、該中心点を包囲す
る中心区域内のピクセルに対応する前記フレーム内の画
像パラメータ値が、前記探索区域内の他の区域のピクセ
ルに対応する前記フレーム内の画像パラメータ値よりも
小さい平均画像パラメータ値を有するようにした手段
と、 前記中心点から伸びていて且つ前記探索区域内で所定の
角度範囲にわたって角度が離隔して配置された多数の半
径線の各々に沿って外向きにそれぞれのエッジ点を探索
する手段であって、探索アルゴリズムに従って各々の半
径線に沿って前記中心点から所定の距離まで探索する手
段と、 前記探索区域の複数のセグメントの各々の中の少なくと
もいくつかのエッジ点に対して線フィット・アルゴリズ
ムを適用して、該アルゴリズムによりそれぞれの複数の
血管勾配推定値及び適合度測定値を形成する手段と、 前記複数の適合度測定値の中から最良の適合度測定値を
識別する手段と、 前記最良の適合度測定値に対応する血管勾配推定値を、
前記最良の適合度測定値に対して特定の差の範囲内にあ
る他の適合度測定値に対応する他の血管勾配推定値と組
み合わせる手段と、 前記組み合わせた結果の血管勾配と前記送信ビームの方
向との関数として前記ドプラ角を決定する手段と、とを
備えているシステム。 - 【請求項１７】 前記の組み合わせる手段は、前記最良
の適合度測定値に対応する前記血管勾配推定値と前記他
の血管勾配推定値とを平均する手段を含んでいる請求項
１６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、 選択されたトランスデューサ素子をパルス駆動して、走
査平面に一連の超音波送信ビームを送信させる送信ビー
ムフォーマと、 前記トランスデューサ・アレイ内の選択されたトランス
デューサ素子に結合されていて、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、 前記ベクトルを一フレームの画像パラメータ値へ変換す
るスキャン・コンバータと、 前記一フレームの画像パラメータ値をグレイ・スケール
・ピクセル値へ写像するためのグレイ・スケール写像を
含んでいるビデオ・プロセッサと、 多数のピクセルを含んでいて、前記ビデオ・プロセッサ
からのピクセル値を表示する表示装置と、 前記一フレームの画像パラメータ値の部分集合に対して
アルゴリズムを実行することにより、前記超音波送信ビ
ームのうち１つのビームの方向と血管の軸との間のドプ
ラ角を推定するようにプログラムされているコンピュー
タと、 を備えている超音波イメージング・システム。 - 【請求項１９】 血管の超音波画像を、前記血管の上に
重ねたレンジ・ゲートを表す図形と共に表示するように
付勢される多数のピクセルを含んでいる表示装置と、 前記超音波画像のそれぞれのピクセルに対応する一フレ
ームの画像パラメータ値を記憶するメモリと、 前記一フレームの画像パラメータ値の部分集合に対して
アルゴリズムを実行することにより、前記超音波送信ビ
ームのうち１つのビームの方向と血管の軸との間のドプ
ラ角を推定するようにプログラムされているコンピュー
タと、を備えているシステム。 - 【請求項２０】 前記画像パラメータ値は、前記ピクセ
ルのうちの少なくともいくつかのピクセルについてはＢ
モード強度値を含んでいる請求項１９に記載のシステ
ム。 - 【請求項２１】 前記画像パラメータ値は、Ｂモード強
度値を有する前記ピクセル以外の前記フレーム内のピク
セルについてはカラー・フロー推定値を更に含んでいる
請求項２０に記載のシステム。 - 【請求項２２】 血管を横断する走査平面において超音
波散乱から導き出される超音波ベクトル・データ集合を
取得する工程と、 該超音波ベクトル・データ集合を処理して、一フレーム
の画像パラメータ値を形成する工程と、 該一フレームの画像パラメータ値をグレイ・スケール・
ピクセル値へグレイ・スケール写像する工程と、 該グレイ・スケール・ピクセル値を含んでいる前記血管
の超音波画像を表示する工程と、 前記一フレームの画像パラメータ値を記憶する工程と、 前記表示画像において前記血管の上に重ねてレンジ・ゲ
ートを表す図形を配置する工程と、 前記レンジ・ゲート内に位置する一点に対応する探索区
域の中心点を識別する工程であって、該中心点を包囲す
る中心区域内のピクセルに対応する前記フレーム内の画
像パラメータ値が、前記探索区域内の他の区域のピクセ
ルに対応する前記フレーム内の画像パラメータ値よりも
小さい平均画像パラメータ値を有するようにした工程
と、 前記探索区域内のピクセルに対応する前記フレームの画
像パラメータ値に対してアルゴリズムを実行することに
より、前記血管の勾配を推定する工程と、を有している
方法。 - 【請求項２３】 血管を横断する走査平面において超音
波散乱から導き出される超音波ベクトル・データ集合を
取得する手段と、 前記超音波ベクトル・データ集合を処理して、一フレー
ムの画像パラメータ値を形成する信号プロセッサと、 前記一フレームの画像パラメータ値をグレイ・スケール
・ピクセル値としてグレイ・スケール写像するビデオ・
プロセッサと、 前記グレイ・スケール・ピクセル値を含んでいる前記血
管の超音波画像を表示する表示装置と、 前記一フレームの画像パラメータ値を記憶するメモリ
と、 前記表示画像において前記血管の上に重ねてレンジ・ゲ
ートを表す図形を配置する手段と、 前記レンジ・ゲート内に位置する一点に対応する探索区
域の中心点を識別する手段であって、前記中心点を包囲
する中心区域内のピクセルに対応する前記フレーム内の
画像パラメータ値が、前記探索区域内の他の区域のピク
セルに対応する前記フレーム内の画像パラメータ値より
も小さい平均画像パラメータ値を有するようにした手段
と、 前記探索区域内のピクセルに対応する前記一フレームの
画像パラメータ値に対してアルゴリズムを実行すること
により、前記血管の勾配を推定する手段と、を備えてい
るシステム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/201982 | 1998-12-01 | ||
| US09/201,982 US6068598A (en) | 1998-12-01 | 1998-12-01 | Method and apparatus for automatic Doppler angle estimation in ultrasound imaging |
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|---|---|
| JP2000287977A true JP2000287977A (ja) | 2000-10-17 |
| JP4531894B2 JP4531894B2 (ja) | 2010-08-25 |
Family
ID=22748084
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP33899399A Expired - Lifetime JP4531894B2 (ja) | 1998-12-01 | 1999-11-30 | 超音波イメージングにおける自動ドプラ角推定方法及び装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6068598A (ja) |
| EP (1) | EP1005834B1 (ja) |
| JP (1) | JP4531894B2 (ja) |
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