JP2001258887A - 角度非依存的な超音波体積流測定 - Google Patents

角度非依存的な超音波体積流測定

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Abstract

(57)【要約】 【課題】 管内の流体の流れの体積を超音波システムに
よって測定する。 【解決手段】 超音波トランスデューサ・アレイ（２）
を使用して、管（ＶＥ）内の流体から後方散乱した超音
波によりデータを生成し、次いでこのデータから走査平
面（ＩＰ）における流体の流れの速度成分（Ｖx 及びＶ
y ）を表わす速度値が算出する。グレイ・スケール・デ
ータを相関処理して、データの非相関率（Ｄ）を算出す
る。流体（Ｆ）の体積流を、速度信号及び非相関率
（Ｄ）に応答して推定する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の背景】発明の背景を、明細書のこの項目の終わ
りに示している参考文献をその番号で援用して説明す
る。流体（例えば血液）の体積流の定量化は、心疾患、
頸動脈狭窄、冠状動脈硬化及び腎不全の診断等の臨床的
応用を含めた多くの応用に有益である。ドプラ法は、超
音波によって血流を測定する現在の臨床医学における標
準である。超音波ビーム・パルスへ近付く流体の運動又
は遠ざかる流体の運動によって、送信音波パルスの波長
が変化する。ビームと、流体を運ぶ管（vessel、例えば
血管）との間の角度が既知であると仮定すると、管内で
の流体の流速は、得られたドプラ周波数シフトから算出
される。体積流測定のための現状の手法は、管の中心軸
を超音波ビームの走査平面内に配向させ、次いで、円形
対称の管腔を仮定して全流れ体積を算出する超音波検査
装置を必要としている。これらの仮定は往々にして真で
はなく、多大な誤差をもたらして、この方法の適用を極
めて困難にしている。
【０００２】平面内流速（すなわち超音波ビーム走査平
面内での速度）を決定するための多数（マルチプル）ド
プラ・ビームの利用法は、数十年来知られている（Wan
g、１９８２年）［文献番号１］。平面を共有する２つ
のビーム及び三角法の関係を用いると、導出される測定
速度は角度に非依存的になる。
【０００３】連続した超音波Ａ線を相互相関させると、
ドプラのエイリアシングによる曖昧さが解消する（Bonn
efous 、１９８６年）［文献番号１３］。
【０００４】１次元及び２次元の流れベクトルを決定す
るためには、スペックル追跡すなわち連続したフレーム
間でのパターンの相関が用いられている（Trahey、１９
８７年）［文献番号２］。体積測定超音波走査の発展に
より、相関検索アルゴリズムが３次元で適用されて、何
らかの成功を収めている（Morsy 、１９９９年）［文献
番号３］。
【０００５】軸方向以外の流れ成分の大きさを定量化す
る最初の手法の一つはNewhouseによって開発されており
（１９８７年）［文献番号４］、この方法は、超音波Ｒ
Ｆ信号のスペクトルの拡がりに基づいている。
【０００６】より近年では、Anderson（１９９８年）
［文献番号５］が点拡がり関数の空間的加重を用いて、
横方向の運動を定量化した。類似の研究で、Jensen（１
９９８年）［文献番号６］は、トランスデューサ素子の
アポダイゼーションによって発生される横断方向の空間
変調を応用して、軸方向の流れを横断する１つ又は２つ
の方向での流れを定量化した。これら両手法とも、２次
元の流れを決定するに留まっている。
【０００７】エコー信号の非相関(decorrelation) を用
いた血液速度の推定もかなり詳細に報告されている。Ba
mber（１９９８８年）［文献番号７］は、Ａ線の時間変
化率を用いて、非相関を利用して組織の運動及び血流を
画像化し得ることを実証した。より定量的には、Li等
（１９９７年）［文献番号８］は、ＲＦ信号の非相関が
横方向変位に線形で関係付けられることを示した。グレ
イ・スケール非相関を用いた造影剤強調を施された血流
における変化の検出も、動物研究で以前に示されている
（Rubin、１９９９年）［文献番号９］。
【０００８】（参考文献） ［１］ Wang W、Yao L ：「定量的血流速度測定のため
の二重ビーム・ドプラ超音波法（A double beam Dopple
r ultrasound method for quantitative bloodflow vel
ocity measurement）」、Ultrasound Med. Biol. 、１
９８２年、第８巻、第４２１頁〜第４２５頁。
【０００９】［２］ Trahey GE、Allison JW、von Ram
m OT：「血流の角度非依存的な超音波検出（Angle inde
pendent ultrasonic detection of blood flow）」、IE
EE Trans. Biomed. Eng.、１９８７年、第３４巻、第９
６５頁〜第９６７頁。
【００１０】［３］ Morsy AA、von Ramm OT ：「ＦＬ
ＡＳＨ相関：３次元超音波による組織運動の追跡及び血
液速度推定の新たな方法（FLASH correlation: A new m
ethod for 3-D ultrasound tissue motion tracking an
d blood velocity estimation）」、IEEE Trans. Ultr
a. Ferro. Freq. Con. 、１９９９年、第４６巻、第７
２８頁〜第７３６頁。
【００１１】［４］ Newhouse VL、Censor D、Vontz
T、Cisneros JA、Goldberg BB :「ビーム軸に関して横
断方向にある流れの超音波ドプラ精査（Ultrasound Dop
pler probing of flows transverse with respect to b
eam axis）」、IEEE Trans. Biomed. Eng.、１９８７
年、第３４巻、第７７９頁〜第７８９頁。
【００１２】［５］ Anderson ME ：「空間的直角成分
を用いた超音波による多次元速度推定（Multi-dimensio
nal velocity estimation with ultrasound using spat
ialquadrature）」、IEEE Trans. Ultra. Ferro. Freq.
Con.、１９９８年、第４５巻、第８５２頁〜第８６１
頁。
【００１３】［６］ Jensen JA、Munk P :「速度ベク
トルの推定のための新たな方法（Anew method for esti
mation of velocity vectors）」IEEE Trans. Ultra. F
erro. Freq. Con.、１９９８年、第４５巻、第８３７頁
〜第８５１頁。
【００１４】［７］ Bamber J、Hasan P、Cook-Martin
G、Bush N：「Ｂスキャン非相関率を用いた組織の剪断
及び流動のパラメトリック撮像（要約）（Parametric i
maging of tissue shear and flow using B-scan decor
relation rate (abstr)）」、J. Ultrasound Med.、１
９８８年、第７巻、第Ｓ１３５頁。
【００１５】［８］ Li WG、Lancee CT、Cespedes E
I、vanderSteen AF、Bom N :「脈管内エコー信号の非相
関：血液速度推定への可能性（Decorrelation of intra
vascular echo signals: Potentials for blood veloci
ty estimation）」、J. Acoust. Soc. Am.、１９９７
年、第１０２巻、第３７８５頁〜第３７９４頁。
【００１６】［９］ Rubin JM、Fowlkes JB、Tuthill
TA、Moskalik AP、Rhee RT、AdlerRS、Kazanjian S、Ca
rson PL：「ファントム及びウサギの腎臓におけるＢモ
ード超音波による造影剤流のスペックル非相関流れ測定
（Speckle decorrelation flow measurement with B-mo
de US of contrast agent flow in a phantom and inra
bbit kidney」、Radiology 、１９９９年、第２１３
巻、第４２９頁〜第４３７頁。
【００１７】［１０］ Tuthill TA、Krucker JF、Fowl
kes JB、Carson PL ：「仰角方向スペックル非相関から
算出される３次元超音波フレーム自動配置（Automated
three-dimensional US frame positioning computed fr
om elevational speckle decorrelation）」、Radiolog
y 、１９９８年、第２０９巻、第５７５頁〜第５８２
頁。
【００１８】［１１］ Wear KA、Popp RL :「心筋から
の超音波エコーの包絡線の統計的性質の推定方法（Meth
ods for estimation of statistical properties of en
velopes of ultrasonic echoes from myocardium）」、
IEEE Trans. Med. Imag.、１９８７年、第６巻、第２８
１頁〜第２９１頁。
【００１９】［１２］ Adler RS、Rubin JM、Fowlkes
JB、Carson PL、Pallister JE ：「組織灌流の超音波推
定：確率論的アプローチ（Ultrasonic estimation of t
issue perfusion: a stochastic approach）」、Ultras
ound Med. Biol. 、１９９５年、第２１巻、第４９３頁
〜第５００頁。
【００２０】［１３］ Bonnefous O、Pesque P ：「相
互相関によるパルス・ドプラ超音波及び血液速度推定の
時間領域での定式化（Time domain formulation of pul
se-Doppler ultrasound and blood velocity estimatio
n by cross correlation）」、Ultrasonic Imag.、１９
８６年、第８巻、第７３頁〜第８５頁。
【００２１】［１４］ Chen J、Fowlkes JB、Carson P
L、Rubin JM ：「スペックル非相関を用いた走査平面で
の運動の決定：理論的考察と初期試験（Determination
of scan-plane motion using speckle decorrelation:
theoretical considerationsand initial test）」、In
t. J. Imaging Syst. Technol.、１９９７年、第８巻、
第３８頁〜第４４頁。
【００２２】［１５］ Chen JR、Fowlkes JB、Carson
PL、Rubin JM、Adler RS：「積分型パワー・ドプラ信号
の自己相関及びその応用（Autocorrelation of integra
tedpower Doppler signals and its application）」、
Ultrasound Med. Biol.、１９９６年、第２２巻、第１
０５３頁〜第１０５７頁。
【００２３】
【発明の概要】好適実施例は、超音波システムにおいて
関心領域内での流体の流れの体積を測定するのに有用で
ある。かかる環境においては、超音波は、好ましくは超
音波トランスデューサによって、走査平面を画定する送
信方向で管に向けて送信される。管内の流体から後方散
乱した超音波に応答してデータ信号が発生される。デー
タ信号から生成されたデータに応答して、流体の流れの
走査平面内での速度の成分を表わす速度値を有する速度
信号が発生される。データの各部分を相関させて、各部
分の非相関率を算出する。流体の流れの体積は、速度信
号及び非相関率に応答して推定される。本手法は好まし
くは、超音波トランスデューサ及びデータ・プロセッサ
によって具現化される。
【００２４】以上の手法を用いることにより、走査角度
に依存しないで、且つ管形状又は流れの幾何的形状に関
する仮定を一切用いずに、管内の流体の流れの体積を決
定することができる。例えば、本手法は、前述の従来方
法が典型的に用いていた仮定を一切用いずに真の血液体
積流を推定することを可能にする。好適実施例の手法
は、現在市場に出回っている殆どの標準的超音波トラン
スデューサ・アレイの走査ヘッドに組み入れることがで
きる。この手法はロバストであり、また、実時間で具現
化することができる。
【００２５】 〔発明の詳細な説明〕図１を参照して述べると、本発明
の実施例に適したカラー・フロー及びグレイ・スケール
・イメージング・システムの基本的な信号処理鎖が超音
波トランスデューサ・アレイ２を含んでおり、超音波ト
ランスデューサ・アレイ２は、長さＰの超音波のトーン
・バーストを含むパルス系列を送信するように起動さ
れ、これらのトーン・バーストは、典型的にはキロヘル
ツの範囲にあるパルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）で繰り
返しファイアリングされる。パルス系列は、バースト長
Ｐを含めてカラー・フロー処理とＢモード処理とで異な
っている。カラー・フロー撮像の場合には、Ｐは４サイ
クル〜８サイクルであってよく、トーン・バーストは同
じ送信特性で同じ送信焦点位置に集束させられる。
【００２６】同じ送信焦点位置に集束した一連のカラー
・フロー送信ファイアリングを「パケット」と呼ぶ。各
々の送信ビームは、被走査物体を通して伝播して、物体
内の超音波散乱体によって反射される。
【００２７】帰投したＲＦ信号は、トランスデューサ素
子によって検出されて、ビームフォーマ４内に設けられ
ているそれぞれの受信チャネルによって受信される。ビ
ームフォーマは、遅延付きのチャネル・データを加算し
て、ビーム加算された信号を出力し、この信号は復調器
６によって同相及び直角位相（Ｉ／Ｑ）の信号成分へ復
調される。復調器６からのＢモードのＩ及びＱ出力は、
グレイ・スケールＢモード処理用の中間プロセッサ８Ｇ
へ送信され、復調器６からのカラー・フローのＩ及びＱ
出力は、カラー処理用の中間プロセッサ８Ｃへ送信され
る。
【００２８】図２に中間プロセッサ８Ｃを示す。復調器
６からのＩ／Ｑ信号成分は、インタリーブされている可
能性のあるファイアリングからのデータをバッファリン
グして所与のレンジのセルにおいて各ファイアリングに
跨がる点から成るベクタとしてデータを出力することを
目的とするコーナ・ターナ・メモリ７に記憶される。デ
ータは「ファスト・タイム(fast time) 」式で受信さ
れ、すなわち各回のファイアリング毎に（ベクタに沿っ
て）レンジを下降する順に受信される。コーナ・ターナ
・メモリの出力は、「スロー・タイム(slow time) 」式
に再配列され、すなわち各々のレンジ・セル毎にファイ
アリング順に再配列される。結果として得られた「スロ
ー・タイム」式Ｉ／Ｑ信号サンプルはウォール・フィル
タ９を通過し、ウォール・フィルタ９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あらゆるクラッ
タを除去する。次いで、フィルタ処理後の出力は、パラ
メータ推定器１１へ供給され、パラメータ推定器１１
は、レンジ・セル情報を中間的な自己相関パラメータ
Ｎ、Ｄ及びＲ（０）へ変換する。Ｎ及びＤは、自己相関
方程式の分子及び分母であり、次のように示される。
【００２９】
【数１】
【００３０】ここで、Ｉi 及びＱi は、ファイアリング
ｉについての復調後のベースバンド化された入力データ
であり、Ｍはパケット内のファイアリングの回数であ
る。Ｒ（０）は、パケット内のファイアリングの回数に
わたる有限の和として近似され、次の通りになる。
【００３１】
【数２】
【００３２】Ｒ（０）は、カラー・フロー送信ファイア
リングからの後方散乱体のカラー・フロー・パワーを表
わす。
【００３３】プロセッサが、Ｎ及びＤを各々のレンジ・
セル毎の大きさ及び位相へ変換する。用いられる方程式
は次の通りである。
【００３４】 ｜Ｒ（Ｔ）｜＝（Ｎ2＋Ｄ2）1/2 （Ｄ） φ（Ｔ）＝ｔａｎ-1（Ｎ／Ｄ） （Ｅ）。
【００３５】Ｒ（Ｔ）及びφ（Ｔ）は、第１遅れ自己相
関関数のそれぞれ大きさ及び位相である。遅れという用
語は、時間間隔を示すのに用いられる。例えば、遅れは
フレーム−フレーム間の増分であってもよいし、又はフ
ァイアリング−ファイアリング間の増分であってもよ
い。式（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、パケット内のファ
イアリングの回数の範囲内での既知のデータにわたる有
限の和によって、正確な自己相関関数が近似される。
【００３６】パラメータ推定器は、これらの大きさ及び
位相の値を処理して、パワー、速度、及び乱流又は分散
の推定値を表わす値を有する信号として、それぞれ導体
１１Ａ、１１Ｂ及び１１Ｃ上へ送信する。位相は平均ド
プラ周波数を算出するのに用いられ、平均ドプラ周波数
は後に示すように速度に比例している。また、Ｒ（０）
及び｜Ｒ（Ｔ）｜（大きさ）は乱流を推定するのに用い
られる。
【００３７】ヘルツ単位での平均ドプラ周波数は、Ｎ及
びＤの位相、並びにパルス繰り返し時間Ｔから得られ
る。
【００３８】
【数３】
【００３９】平均速度は、下記のドプラ・シフト方程式
を用いて算出される。流れの方向とサンプリングの方向
との間の角度であるθは未知であるので、ｃｏｓθは
１．０であるものと仮定される。
【００４０】
【数４】
【００４１】好ましくは、パラメータ推定器は、平均ド
プラ周波数を中間的な出力として算出するのではなく、
ルックアップ・テーブルを用いてプロセッサの位相出力
から直接にベクトルｖを算出する。但し、後述する式
（１）〜（６）に示す計算の目的のためには任意の速度
推定器を用いることができる。速度推定には、遅延相互
相関及び自己回帰等が含まれ得る。
【００４２】乱流は、平均ドプラ周波数の分散の２次級
数展開として時間領域において算出することができる。
乱流の時間領域表現は、ゼロ遅れ及び１段遅れの自己相
関関数Ｒ（０）及びＲ（Ｔ）をそれぞれ算出することを
含んでいる。
【００４３】乱流の時間領域表現は次のように表わすこ
とができる。
【００４４】
【数５】
【００４５】平均値信号φ（Ｔ）は、流動する反射体の
平均ドプラ周波数シフトの推定値であり、延いては平均
血流速度に比例している。分散信号σ2 は、ベースバン
ド・エコー信号の流れ信号成分の周波数の拡がりを示し
ている。この値は、多くの速度の混成を含む流れの乱れ
を示す。流動する反射体からの信号の強度を示すために
は、信号Ｒ（０）が、ドプラ・シフトした流れ信号にお
ける帰投パワーの量を示している。
【００４６】導体１１Ａ上の信号パワーはデータ圧縮モ
ジュール１３へ渡されて、モジュール１３は複数の群を
成すデータ圧縮曲線に従ってデータを圧縮する。異なる
走査応用のために異なる群の曲線を用意することができ
る。例えば、１つの群の曲線を腎臓走査のために用意す
る一方、他の群の曲線を頸動脈走査のために用意する。
利用者が走査応用を選択すると、制御器２６が既定の曲
線を設定する。ダイナミック・レンジは、表示器１８上
に形成される強度又はルーメンの範囲を制御する。
【００４７】図３を参照して述べると、グレイ・スケー
ルＢモード中間プロセッサ８Ｇは、量（Ｉ2＋Ｑ2）1/2
を算出することにより、ビーム加算された受信信号の包
絡線を形成する包絡線検波器１０を含んでいる。信号の
包絡線に対数圧縮（図３のブロック１２）等の何らかの
追加のＢモード処理を施して表示データを形成し、スキ
ャン・コンバータ１４（図１）へ出力する。
【００４８】再び図１を参照して述べると、カラー・フ
ロー推定値及びグレイ・スケール表示データがスキャン
・コンバータ１４へ送られると、スキャン・コンバータ
１４は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ＸＹフ
ォーマットのフレームはビデオ・プロセッサ１６へ渡さ
れて、ビデオ・プロセッサ１６は基本的には、ビデオ・
データをビデオ表示のための表示用カラー・マップ及び
グレイ・スケール画像フレームへマッピングする。次い
で、画像フレームは、ビデオ・モニタ１８へ送られて表
示される。典型的には、カラー画像については、速度も
しくはパワーのいずれかが単独で表示されるか、又は速
度がパワーもしくは乱流のいずれかと組み合わされて表
示される。システム制御はホスト・コンピュータ（図示
されていない）に集中化されており、ホスト・コンピュ
ータは操作者インタフェイス（例えばキーボード）を介
して操作者入力を受け取って、様々なサブシステムを制
御する。
【００４９】ビデオ・モニタ１８によって表示される画
像は画像フレームを成すデータから形成され、画像フレ
ーム内の各々のデータが、表示器におけるそれぞれのピ
クセルの強度又は輝度を示しており、且つ流速を示して
いる。画像フレームは例えば、その各々の強度データが
ピクセルの色及び輝度を示す２進数であるようなデータ
のアレイで構成されている。表示モニタ１８上の各々の
ピクセルの輝度は、周知の態様でデータ・アレイ内の対
応する要素の値を読み込むことにより絶えず更新され
る。各々のピクセルが強度値を有しており、該強度値は
呼び掛けを行なった超音波パルスに応答したそれぞれの
サンプル空間の後方散乱体の断面積と、用いられている
グレイ・マップと、平均流速及び／又はパワーを示すカ
ラー値との関数となっている。
【００５０】図４を参照して述べると、システム制御は
マスタ・コントローラ又はホスト・コンピュータ２６に
集中化されており、マスタ・コントローラ２６は操作者
インタフェイス（図示されていない）を介して操作者入
力を受け取って、様々なサブシステムを制御する。マス
タ・コントローラ２６はまた、システムのタイミング信
号及び制御信号を発生する。マスタ・コントローラ２６
は、中央処理ユニット（ＣＰＵ）３０とランダム・アク
セス・メモリ３２とを含んでいる。キーボード２９を用
いてＣＰＵ３０にデータを入力する。ＣＰＵ３０は、取
得された生データに基づいてグレイ・マップ及びカラー
・マップを構築するのに用いられるルーチンを記憶する
読み出し専用メモリを内部に組み入れている。
【００５１】スキャン・コンバータ１４は、音線メモリ
２２とＸＹメモリ２４とを含んでいる。音線メモリ２２
に極座標（Ｒ−θ）セクタ・フォーマットで記憶されて
いるＢモード強度データ及びカラー・モード強度データ
は、適当にスケーリングされたデカルト座標ピクセル表
示データへ変換されて、ＸＹメモリ２４に記憶される。
カラー・データはメモリ位置２４Ｃに記憶され、グレイ
・スケール・データはメモリ位置２４Ｇに記憶される。
走査変換されたフレームはビデオ・プロセッサ１６に渡
されて、ビデオ・プロセッサ１６はデータをビデオ表示
用のグレイ・マップへマッピングする。次いで、グレイ
・スケール画像フレームはビデオ・モニタへ送られて表
示される。
【００５２】音波サンプル・データの連続したフレーム
は、先入れ先出し方式でシネ・メモリ２８に記憶され
る。カラー・フレームはメモリ位置２８Ｃに記憶され、
グレイ・スケール・フレームはメモリ位置２８Ｇに記憶
される。カラーの関心領域においては、表示ピクセルに
対応するカラー・データの各々のワード毎に、該ピクセ
ルに対応するＢモード・グレイ・スケール・データの対
応するワードが存在している。シネ・メモリは、バック
グラウンドで稼働する循環的な画像バッファのようなも
のであり、音波サンプル・データを絶えず取り込んで、
実時間で利用者に対して表示する。利用者がシステムを
フリーズさせると、利用者は、シネ・メモリに以前に取
り込まれている音波サンプル・データを見る能力を有す
るようになる。
【００５３】ＣＰＵ３０は、システム制御バス３４を介
してＸＹメモリ２４及びシネ・メモリ２８を制御する。
具体的には、ＣＰＵ３０は、ＸＹメモリ２４からビデオ
・プロセッサ１６及びシネ・メモリ２８への生データの
流れを制御すると共に、シネ・メモリからビデオ・プロ
セッサ１６及びＣＰＵ２６自体への生データの流れを制
御する。ＣＰＵはまた、グレイ・マップ及びカラー・マ
ップをビデオ・プロセッサにロードする。
【００５４】画像フレームは、連続的な方式でシネ・メ
モリ２８に収集される。シネ・メモリ２８は、単一画像
閲覧及び多数画像ループ閲覧のための常駐のディジタル
画像記憶容量、並びに様々な制御機能を提供している。
単一画像のシネ再生時に表示される関心領域は、画像取
得時に用いられた領域である。シネ・メモリはまた、画
像をマスタ・コントローラ２６を介してディジタル保管
装置（図示されていない）へ転送するためのバッファの
役割も果たしている。
【００５５】好適実施例は、図１〜図４に記載する形式
のシステムを用いて、標準的なドプラ測定にエコー振幅
非相関を組み合わせた体積血流測定の手法を具現化す
る。単一の臨床用トランスデューサ２を用いて、流体の
体積流を測定すべき管の配向の知識は用いずに、超音波
撮像平面の全体にわたって３次元ベクトルの流れの場を
算出する。一般的には、体積流は、管の断面（すなわち
撮像平面と管との交差面）にわたって平面外流れ（例え
ば撮像平面を横断する流れ）を積分することにより算出
される。
【００５６】［平面内速度］図５は、関心領域（管Ｖ
Ｅ、例えば血管であってよい）における流体（例えば血
液）の流れ方向ＦＬ及びトランスデューサ２の配向を示
している。流体は好ましくは、造影剤ＣＡを含有してい
る。ビームＢとしてのドプラ超音波は、方向Ｄ１及びＤ
２（例えば、トランスデューサの面３に垂直な軸Ａ１か
らθ＝＋２０°及び−２０°）にステアリング（方向制
御）される。方向制御は、別個のＢモード・ビーム・パ
ルス・ファイアリングを用いて行なわれる。方向Ｄ１及
びＤ２は、撮像及び走査平面ＩＰを画定しており、平面
ＩＰは何らかの決定されていない角度で管ＶＥと交差す
る。角度は例えば、６０°であってよいが、利用者はこ
の角度を知らない。平面ＩＰ内でビームＢを方向決定す
る三角法、相互相関等の任意の２次元方法を用いてよ
い。代替的には、ビームＢの走査は、米国特許第５，３
９８，２１６号（Hall等、１９９５年３月１４日に付
与）に記載されている分割開口法を用いて行なってもよ
い。尚、該特許はここに参照されるべきものである。分
割開口アプローチを用いると、ビームＢは異なる角度か
ら管ＶＥ内の共通の点に方向決定される。
【００５７】図５のｘ軸及びｙ軸の両方が平面ＩＰ内に
位置している。ｚ軸は仰角方向に延在し、ｙ軸は軸方向
に延在し、ｘ軸は横方向に延在する。軸ｘ、ｙ及びｚは
直交している。
【００５８】方向Ｄ１及びＤ２に方向制御されたビーム
に応答して管ＶＥから後方散乱した超音波は、トランス
デューサ２によって受け取られて、これらの超音波を用
いてデータが生成される。このデータから２つの対応す
る「軸方向」流体速度Ｖ1 及びＶ2 が測定される。次い
で、平面内（すなわち平面ＩＰ内）流体速度成分Ｖx及
びＶy を次のようにして算出することができる。
【００５９】
【数６】
【００６０】Ｖy の測定誤差は、ｃｏｓ（θ）の逆数へ
の依存性を有しているので、角度を大きくするとさらに
正確な結果が得られることに留意されたい。
【００６１】［非相関(decorrelation)］流体における
スペックル非相関率は、流速又はビーム・パルス繰り返
し周波数（ＰＲＦ）（処理方法に依存する）と、トラン
スデューサ２のビーム特性との関数である。非相関率
は、前述の形式のカラー・フロー送信ファイアリングか
ら算出することができる。より明確に述べると、非相関
率は、ゼロ遅れ自己相関式（Ｃ）によって表わされてい
るカラー・フロー・パワーに基づくことができる。非相
関率は、ファイアリングの１つのパケットから他のパケ
ットまでの時間にわたるＲ（０）の値の変化によって決
定される。
【００６２】また、非相関率は、管ＶＥから後方散乱し
た超音波ＲＦデータを表わしているグレイ・スケール・
データからも算出することができる。グレイ・スケール
・データに基づく非相関率について以下で詳述するが、
当業者であれば、この原理をカラー・フロー送信ファイ
アリングからの非相関率の算出に適用することができ
る。スペックル形成のさらに詳細な統計的解析が前述の
論文（ Tuthill等、１９９８年）［文献番号１０］に与
えられているが、本質的な点及び仮定についてここで述
べておく。
【００６３】完全拡散型スペックル(fully developed s
peckle) については、３次元点拡がり関数によって画定
されるサンプル空間には少なくとも１０の散乱体が存在
していなければならない。超音波強度の空間的分布は、
１．０という一定の平均対標準偏差（ＭＳＤ）比を有す
る指数分布となる筈である。パルスからパルスにかけて
（フレームからフレームにかけて）のスペックルの変化
量はスペックル・パターンの２次統計に直に関係してい
る。
【００６４】仰角次元（すなわち平面ＩＰに垂直な次
元）におけるスペックル相関関数の導出法についてここ
で記載するが、この導出法は平面ＩＰ内に位置する横方
向次元及び軸方向次元に容易に拡張することができる。
コヒーレントに形成されたスペックルの場合には、強度
相関関数は振幅相関関数に直に関係し、振幅相関関数は
また、点拡がり関数（ＰＳＦ）自己相関に比例する。集
束式トランスデューサ２を仮定すると、ビームが焦点領
域に出入りするのに伴って深さ依存性の幅を有するガウ
シアンによってビーム・パターンを近似することができ
る。結果的に、横方向での強度自己相関もまた、取得さ
れたフレームの間での流体の平行移動に関するガウス関
数として書くことができ、標準偏差σx （ｚ）すなわち
深さ依存性のビーム相関幅（ＢＣＷ）を有するものとな
る。トランスデューサの物理的特性によって焦点におけ
る相関幅を算出することもできるし、完全拡散型スペッ
クルを生成する散乱体を含むファントムを用いてさらに
長距離のレンジについて相関幅を較正することもでき
る。
【００６５】すると、単一のピクセル位置についての時
間で正規化された強度共分散Ｃは、ガウス形を有する
（Wear、１９８７年）［文献番号１１］。
【００６６】
【数７】
【００６７】ここで、Ｖx は横方向速度であり、σ
x （ｚ）はトランスデューサの特性によって決定される
深さ依存性のビーム相関幅である。次いで、ビームＢの
パルス・ファイアリング速度Ｒfについて、連続したＡ
線から取得される特定の深さに位置するピクセルの集合
からの正規化された共分散を、ファイアリング回数ｎの
関数としてのガウシアンにフィットした曲線とすること
ができる。
【００６８】
【数８】
【００６９】ここで、Ｄすなわち秒の逆数の単位の非相
関率の値は、速度を当該深さについてのビーム相関幅で
除算したものと等価である。最終的な結果は、グレイ・
スケールＡ線の集合又はグレイ・スケールＢ走査フレー
ムの集合からのスペックル領域についての相関関数をガ
ウス曲線にフィットさせることにより、この集合につい
ての平均速度を算出することができることになる。非相
関率は、特に、Tuthill（１９９８年）［文献番号１
０］及びRubin（１９９９年）［文献番号９］に記載さ
れている方法によって算出することができる。非相関は
また、ドプラ情報から算出することもできる（Adler、
１９９５年）［文献番号１２］及び（Chen、１９９６
年）［文献番号１５］が、応用によっては好ましい方法
とならない場合がある。
【００７０】ここで、体積流のために非相関を３つの次
元すべてを含むように拡張することができる。楕円形の
サンプル空間を仮定すると、曲線にフィットされた非相
関値Ｄは、速度成分に直に関係する。
【００７１】 Ｄ2＝（Ｖx 2／Ｂx 2）＋（Ｖy 2／Ｂy 2）＋（Ｖz 2／Ｂz 2） （６） ここで、Ｂi は第ｉの方向でのビーム相関幅（ＢＣＷ）
である。ＢＣＷは、スペックル・ファントムを用いて較
正され、深さ及びトランスデューサの集束パラメータに
依存しているが、撮像平面の全体にわたって測定可能で
ある。
【００７２】［３次元流れベクトル及び体積流］平面内
速度Ｖx 及びＶy （すなわち平面ＩＰ内での速度）を決
定したら、ドプラ測定値から（又はスペックル追跡か
ら）、走査平面ＩＰに垂直な速度成分の大きさＶz を式
（６）から算出することができる。このようにして、３
次元流れベクトルを、３つの測定値（例えば２つのドプ
ラ及び１つのグレイ・スケール非相関）について２つの
異なるモードで動作する単一のトランスデューサ２から
決定することができる。データ収集の方法、並びに値Ｖ
x 、Ｖy 及びＤの各々を得るためのデータ処理は多くの
形態を有し得ることを理解されたい。
【００７３】また、管ＶＥを通過する全体積流を算出す
ることができる。ガウスの定理は、閉曲面から流出する
束又は体積流は、閉じ込められた空間からのベクトル場
の発散の積分に等しいとしている。従って、全体積流Ｆ
は、断面積にわたって積分された垂直速度成分となり、
すなわち
【００７４】
【数９】
【００７５】となる。撮像及び走査平面ＩＰが交差する
管の面積の全体にわたってＶz すなわち平面ＩＰに垂直
な速度成分を加算することにより、全体積流を算出する
ことができる。式（Ａ）〜（Ｈ）及び式（１）〜（７）
の計算は、ＣＰＵ３０（図４）によって実行することが
できる。ＣＰＵ３０は、式（Ａ）〜（Ｈ）及び式（１）
〜（７）の様々なパラメータに対応する信号を発生す
る。
【００７６】本明細書に記載されている計算を実行する
ためには多様なディジタル・プロセッサを用いることが
できる。例えば、マイクロプロセッサ又はディジタル信
号プロセッサを用いてもよいし、また論理演算及び算術
演算を実行することが可能な応用特定的集積回路を用い
てよい。かかるプロセッサは、図１〜図４に記載したシ
ステムの任意の位置に位置していてもよいし、又はシス
テムの外部に位置していてもよい。
【００７７】[具体例]以下は、実験によって確認された
という意味で本発明の最良の態様を表わす。但し、カラ
ー・フロー送信ファイアリングによって非相関を測定す
る等の本発明のその他の形態の方が応用によっては具現
化が容易である場合もあるものと考えられる。
【００７８】７．５ＭＨｚのリニア・アレイ・トランス
デューサを備えたＧＥ Ｌｏｇｉｑ７００臨床用スキャ
ナ（ウィスコンシン州ミルウォーキー、GE Medical Sys
tems社）を単一の焦点で用いた。ＧＥ Ｌｏｇｉｃ７０
０スキャナは一般的には図１〜図４によって表わすこと
ができ、７．５ＭＨｚのリニア・アレイ・トランスデュ
ーサはトランスデューサ２によって表わすことができ
る。エッジ強調及び平均等の内部後処理設定はすべてオ
フにして、深さは最小値の３ｃｍに設定して最大許容フ
レーム・レートの３０Ｈｚを得るようにした。出力パワ
ーは最低レベルに設定して、音波照射力に起因する付加
的な非相関からの影響を減じるようにした。Ｂモードに
ついては、リニア・グレイ・スケール・マッピングを適
用して、走査を圧縮復元して、振幅に比例したピクセル
値を有する画像を得るようにした。ドプラ取得について
は、最低の速度及びウォール・フィルタ９の最低の設定
を適用した。画像はすべて、スキャナ上に８ビットでデ
ィジタル式で記憶されて、ＣＰＵ３０（図４）によって
表わすことのできるＵＮＩＸ（登録商標）コンピュータ
へ転送された。３ｃｍ×４ｃｍのディジタル画像をメモ
リ３２（図４）に、長さ８４．５μｍの正方形のピクセ
ル寸法で３５５×４７８ピクセルとして記憶した。
【００７９】トランスデューサ・サンプル空間は、組織
を模したファントム（ヴァージニア州ノーフォーク、Ｃ
ＩＲＳ、Computerized Imaging Reference Systems社）
について、一連のＢモード走査を各々の方向（横方向、
仰角方向及び軸方向）において漸増する間隔で収集する
ことにより較正された。ファントムは、稠密に充填され
乱雑に分布した散乱体で構成されており、完全拡散型ス
ペックルを形成する。リニア・マイクロポジショナによ
り、横方向及び仰角方向については５０μｍの間隔、並
びに軸方向については２５μｍの間隔が可能となった。
各々のトランスデューサ配向毎に、６０から成る画像の
集合が取得され、次いで、対応するビーム相関幅が深さ
の関数として算出された。
【００８０】流管実験については、６．４ｍｍ直径の分
子寸法で有孔性の膜組織管（カリフォルニア州ラグナ・
ヒル、Spectrum Laboratories社）を脱泡水を満たした
水浴内に載置した。注射ポンプ（マサチューセッツ州ホ
リストン、Harvard Apparatus 社）を用いて、１２ｍｌ
／分〜２０ｍｌ／分の流れを形成した。管系に気泡が入
らないように注意した。系の出口はタンクから１０ｃｍ
上方に保って、圧力を維持すると共に確実に膜組織管が
十分に拡がるようにした。
【００８１】血液を模した流体は、５：１の水／グリセ
ロール混合物内に１μｍ〜３５μｍ直径のポリスチレン
球を分散させたもので形成された。高濃度を用いて後方
散乱体を増大させ、より一様なスペックルを得るように
した。
【００８２】トランスデューサ２は、図５に示すように
ｙ軸及びｘ軸の両方の周りでの独立の回転が可能になる
ように固定された。トランスデューサは、３つの異なる
体積流の各々についてｙ軸の周りに３０°ずつの増分で
回転させた。
【００８３】各々の体積流設定について、６０から成る
グレイ・スケール画像のシネ・ループを先ず収集してメ
モリ２８Ｇ（図４）に記憶させ、続いて、ドプラ画像の
集合を収集した。２つのドプラ角度（＋／−２０°）の
各々について１０の未相関画像を収集して平均した。
【００８４】記憶された画像は、ＭＡＴＬＡＢ（マサチ
ューセッツ州ナトウィック、Mathworks 社）に書かれて
いるプログラムを用いて後処理された。スペックル非相
関については、各々のピクセル毎に共分散関数を計算し
て、５×５のピクセル・ウィンドウについて平均した。
次いで、共分散関数を正規化して、ガウシアン・フィッ
トには最初の２段の遅れのみを用いて非相関値を決定し
た。
【００８５】得られた非相関画像を閾値処理して、管の
輪郭を決定した。式６を用いて、平面外速度（すなわち
図５に示すｚ軸に沿った速度）を算出し、閉じた管ＶＥ
において加算して、全体積流を決定した。
【００８６】超音波ＲＦ信号での本手法の効力を実証す
るために、５．０ＭＨｚのリニア・アレイをトランスデ
ューサ２として用いたDiasonics スキャナ（カリフォル
ニア州ミルピタス、Diasonics Ultrasound社）を用い
て、第２の設定で流管を用いた。シネ・ループのＲＦ取
得は極端に遅いフレーム・レートを有していたので、非
相関処理のためにＭモード・データのみを収集した。こ
の収集では、取得されたＡ線についてのファイアリング
速度は７８６Ｈｚであった。
【００８７】[結果]単一の焦点を有する所与のスキャナ
設定については、ＧＥの７．５ＭＨｚトランスデューサ
は、焦点の近くで横方向、仰角方向及び軸方向について
それぞれ１７０μｍ、２８０μｍ及び１５０μｍのＢＣ
Ｗを有していた。図６は、仰角方向／横方向平面の周り
での１５°増分について算出されたＢＣＷ、並びにＢx
（横方向）及びＢy （仰角方向）からの理論的な楕円形
フィットを示している。
【００８８】ＲＦデータを用いたDiasonicsのトランス
デューサ２の較正から、仰角方向及び横方向の両方につ
いて、深さ依存性のＢＣＷが、包絡線検波後のＢＣＷ曲
線と有意には異なっていないことが分かった。予期され
た通り、軸方向ＲＦ信号は、包絡線検波後の走査線より
もかなり速くに非相関となった。焦点の近くでは、ＲＦ
のＢＣＷは約２５ｕｍであって、全波長の１／６であ
る。包絡線信号についての対応するＢＣＷは１３５ｕｍ
であって、多数波長パルスに整合している。
【００８９】−２０°の方向制御及び＋２０°の方向制
御（図５）の両方のドプラ画像を用いて、表示可能な合
計全平面内速度の大きさの画像を形成する。
【００９０】閾値処理された非相関画像をマスクとして
適用して、垂直速度を閉じた領域で加算して、全体積流
を算出した。非相関マスクは、ドプラとは異なって流れ
の角度にかかわらず管ＶＥの管腔の検出可能な画像を形
成するので、非相関マスクを選択した。マスク後の断面
積における加算された体積流は０．２５ｍｌ／秒であっ
た。
【００９１】本明細書に記載されているアルゴリズムに
ついては、利用者は、閾値処理された非相関画像から決
定されるべき管ＶＥの全断面積について、管ＶＥの内部
の区域を指示するだけでよい。角度依存性が減少した非
相関閾値処理（Rubin 、１９９９年）［文献番号９］を
用いると、ドプラの場合よりも信頼性の高い流れの境界
の描写が可能になる筈である。
【００９２】本発明の手法によって算出される速度推定
値の空間分解能は主として、Ｂモード画像よりも低い分
解能を有するドプラ信号によって制限される。非相関手
法は、Ｂ走査における各々のピクセルについて、又はＡ
線の各々の点について算出されるので、空間分解能はデ
ィジタル化サンプリング速度によって決定される。但
し、正確な相関曲線を算出するためには何らかの空間平
均が必要である。
【００９３】時間分解能は、非相関及びドプラ周波数シ
フトの正確な推定値に必要とされる連続したＡ線の数に
よって決定される。殆どの臨床用スキャナにおいては、
ドプラ出力を算出するためには約１０〜１５のファイア
リング線が用いられる。平面内速度はまた、２つの時間
相関又はスペックル追跡を用いて決定され得ることに留
意されたい。
【００９４】人体の血流は、激しい運動中の大動脈での
３０ｌ／分から単一の毛細血管での１０ｎｌ／分までに
わたる（ｍｍ／秒のオーダの速度）。本発明の手法は、
測定可能な速度範囲の上限及び下限の両方を有してい
る。低速の流れをドプラを用いて検出することは困難で
ある。というのは、「ウォール・サンプ（wall thum
p）」フィルタが相対的に低速の組織運動からの信号を
除去するように適用されるからである。同様に、運動に
起因する軟組織の非相関が下限を画定する。
【００９５】高速においては、解析の非相関成分は崩壊
する。流れ運動がファイアリングの間で２つのＢＣＷよ
りも大きい場合には、信号は完全に非相関となり、速度
推定を行なうことはできない。従って、ＰＲＦ及びサン
プル空間のＢＣＷが速度の上限を決定し、すなわち最大
速度＜ＰＲＦ＊（２ＢＣＷ）となる。例えば、１０ｋＨ
ｚのファイアリング速度で相関幅が４００μｍである場
合には、測定可能な最大速度は８０ｃｍ／秒となる。Ｒ
Ｆ解析においては、軸方向ＢＣＷは仰角成分又は横方向
成分のいずれよりも小さい大きさのオーダとなる。ドプ
ラ測定の場合とは反対に、相対的に速い速度を検出する
ためにはビームに垂直な流れが好適な方向にある。
【００９６】この好ましい手法はまた、流れがすべて１
つの方向にあるものと仮定している。剪断運動又は乱流
は、体積流測定を上方に偏らせるような付加的な非相関
を生ずる可能性がある。前述のように、σ2 を検査する
ことによりこの条件を示して、本方法の不適切な利用を
回避することができる。
【００９７】流れの符号は非相関測定では決定すること
ができない。従って、平面外流れの方向は未知のままで
ある。このことは、心搏周期中に流れの反転が生じ得る
動脈流で問題となる場合がある。流れの方向を決定する
１つの可能性は、１．７５Ｄアレイによる仰角方向での
位相直角解析であろう。
【００９８】当業者は、特許請求の範囲に画定されてい
る本発明の要旨及び範囲から逸脱せずに好適実施例が変
更され改変され得ることを理解されよう。
【図面の簡単な説明】
【図１】好適実施例と関連した利用に適したカラー・フ
ロー及びＢモード超音波イメージング・システムの信号
処理鎖を示す概略的なブロック図である。
【図２】図１に示す中間プロセッサ・カラー・フロー装
置を示す概略的なブロック図である。
【図３】図１に示す中間プロセッサＢモード装置を示す
概略的なブロック図である。
【図４】図１に示すシステムの部分の更なる細部を示す
概略的なブロック図である。
【図５】流体が流れている管に関する図１に示す超音波
トランスデューサの例示的な配向を示す概略的なブロッ
ク図である。
【図６】仰角方向／横方向平面の周りでの１５°の増分
について図５に示すトランスデューサによって発生され
る超音波ビームの算出されたビーム相関幅、及びＢ
x （横方向）及びＢy （軸方向）からの理論的な楕円フ
ィットを示すグラフである。
【部材一覧】
Ｂ ビーム ＦＬ 流れ方向 ＶＥ 関心領域（例えば、管） ＩＰ 走査平面 Ｆ 流体の流れの体積 Ｄ１、Ｄ２ 走査角度 Ｄ 非相関率 ２ 超音波トランスデューサ・アレイ ４ ビームフォーマ ６ 復調器 ７ コーナ・ターナ・メモリ ８Ｇ 中間プロセッサ ８Ｃ 中間プロセッサ ９ ウォール・フィルタ １０ 包絡線検波器 １１ パラメータ推定器 １１Ａ、１１Ｂ、１１Ｃ 導体 １２ 対数圧縮 １３ データ圧縮モジュール １４ スキャン・コンバータ １６ ビデオ・モニタ １８ ビデオ・モニタ ２２ 音線メモリ ２４ ＸＹメモリ ２４Ｃ、２４Ｇ メモリ位置 ２６ マスタ・コントローラ ２８Ｃ、２８Ｇ メモリ位置 ２９ キーボード ３０ 中央処理ユニット ３２ ランダム・アクセス・メモリ ３４ 制御バス
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ジョナサン・エム・ルビン アメリカ合衆国、ミシガン州、アン・アー バー、ダブリュー・ヒューロン・リバー・ ドライブ、3650番 (72)発明者 ジェフリー・ブライアン・フォウルケス アメリカ合衆国、ミシガン州、アン・アー バー、ソーンダーズ・クレセント、1425番 (72)発明者 テレサ・アン・トゥシル アメリカ合衆国、ミシガン州、アン・アー バー、アパートメント・430エー、グリー ン・ブライアー・ブールヴァール、3552番 (72)発明者 アン・リンゼイ・ホール 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・トップ−オー− ヒル・ドライブ、16015番

Claims (36)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 関心領域（ＶＥ）内の流体の流れの体積
    （Ｆ）を測定する超音波システムであって、 超音波を発生して、走査平面（ＩＰ）を画定する送信方
    向（Ｄ１及びＤ２）で前記領域に超音波を送信するよう
    に構成されていると共に、前記領域内の前記流体から後
    方散乱した超音波に応答してデータを画定するトランス
    デューサ信号を発生するように構成されているトランス
    デューサ（２）と、 前記データに応答すると共に、前記平面内の前記流体の
    流れの速度の成分を表わす速度値を有する速度信号を算
    出し、前記データの各部分を相関させ、前記各部分の非
    相関率（Ｄ）を算出して、前記速度信号及び前記非相関
    率に応答して前記流体の流れの体積（Ｆ）を推定するよ
    うに構成されているプロセッサ（３０）と、を組み合わ
    せて備えた超音波システム。
  2. 【請求項２】 前記送信方向は、前記走査平面における
    少なくとも２つの異なる角度により画定される請求項１
    に記載のシステム。
  3. 【請求項３】 前記トランスデューサ（２）は、分割開
    口走査により前記超音波を送信する請求項２に記載のシ
    ステム。
  4. 【請求項４】 前記データはグレイ・スケール・データ
    を画定しており、前記プロセッサは前記グレイ・スケー
    ル・データの前記各部分を相関させ、かつ前記グレイ・
    スケール・データの前記各部分の非相関率を算出する請
    求項１に記載のシステム。
  5. 【請求項５】 前記グレイ・スケール・データは超音波
    ＲＦデータを表わしている請求項４に記載のシステム。
  6. 【請求項６】 前記グレイ・スケール・データは超音波
    Ａ線データを表わしている請求項４に記載のシステム。
  7. 【請求項７】 前記グレイ・スケール・データは超音波
    Ｂ走査フレームを表わしている請求項４に記載のシステ
    ム。
  8. 【請求項８】 前記データはカラー・フロー・パワーを
    画定している請求項１に記載のシステム。
  9. 【請求項９】 前記相関したデータの前記各部分はスペ
    ックルを表わしている請求項１に記載のシステム。
  10. 【請求項１０】 前記スペックルは完全拡散型スペック
    ルを含んでいる請求項９に記載のシステム。
  11. 【請求項１１】 前記プロセッサはドプラ計算により前
    記速度信号を算出する請求項１に記載のシステム。
  12. 【請求項１２】 前記速度信号は、前記走査平面内で第
    １の方向にある前記流体の流れの速度の第１の成分を表
    わす第１の値を有する第１の速度信号（ＶX）と、前記
    走査平面内で第２の方向にある前記流体の流れの速度の
    第２の成分を表わす第２の値を有する第２の速度信号
    （ＶY ）とを含んでおり、前記第２の方向は前記第１の
    方向に垂直である請求項１に記載のシステム。
  13. 【請求項１３】 前記プロセッサはさらに、前記第１の
    値、前記第２の値及び前記非相関率に応答して、前記走
    査平面に垂直な前記流体の流れの速度の第３の成分を表
    わす第３の値を有する第３の速度信号（ＶZ ）を発生す
    る請求項１２に記載のシステム。
  14. 【請求項１４】 前記トランスデューサ信号は、前記第
    １の方向にある第１のビーム相関幅（ＢX ）と、前記第
    ２の方向にある第２のビーム相関幅（ＢY ）と、前記第
    ３の方向にある第３のビーム相関幅（ＢZ ）とを画定す
    るビーム（Ｂ）を画定しており、前記プロセッサ（３
    ０）は、前記第１、第２及び第３のビーム相関幅に少な
    くとも部分的に応答して前記第３の速度信号を発生する
    請求項１２に記載のシステム。
  15. 【請求項１５】 前記プロセッサは、前記走査平面が交
    差する前記領域の断面積にわたって前記第３の値を加算
    することにより前記流体の流れの体積を推定する請求項
    １３に記載のシステム。
  16. 【請求項１６】 前記プロセッサは、前記走査平面が交
    差する前記領域の断面積にわたって前記第３の値を加算
    することにより前記流体の流れの体積を推定する請求項
    １４に記載のシステム。
  17. 【請求項１７】 前記流体は血液を含んでおり、前記領
    域は血管（ＶＥ）を含んでいる請求項１に記載のシステ
    ム。
  18. 【請求項１８】 前記流体は造影剤（ＣＡ）を含んでい
    る請求項１に記載のシステム。
  19. 【請求項１９】 超音波システムにおいて関心領域（Ｖ
    Ｅ）内の流体の流れの体積（Ｆ）を測定する方法であっ
    て、 走査平面（ＩＰ）を画定する送信方向（Ｄ１及びＤ２）
    で前記領域に超音波を送信する工程と、 前記領域内の前記流体から後方散乱した超音波に応答し
    てデータを画定するデータ信号を発生する工程と、 前記データに応答して、前記平面内の前記流体の流れの
    速度の成分を表わす速度値を有する速度信号を発生する
    工程と、 前記データの各部分を相関させる工程と、 前記各部分の非相関率（Ｄ）を算出する工程と、 前記速度信号及び前記非相関率に応答して前記流体の前
    記流れの体積（Ｆ）を推定する工程とを備えた方法。
  20. 【請求項２０】 前記送信方向は、前記走査平面におけ
    る少なくとも２つの異なる角度により画定される請求項
    １９に記載の方法。
  21. 【請求項２１】 前記送信する工程は、分割開口走査を
    含んでいる請求項２０に記載の方法。
  22. 【請求項２２】 前記データはグレイ・スケール・デー
    タを画定しており、前記相関させる工程は前記グレイ・
    スケール・データの前記各部分を相関させる工程を含ん
    でおり、前記非相関率を算出する工程は前記グレイ・ス
    ケール・データの前記各部分の非相関率を算出する工程
    を含んでいる請求項１９に記載の方法。
  23. 【請求項２３】 前記グレイ・スケール・データは超音
    波ＲＦデータを表わしている請求項２２に記載の方法。
  24. 【請求項２４】 前記グレイ・スケール・データは超音
    波Ａ線データを表わしている請求項２２に記載の方法。
  25. 【請求項２５】 前記グレイ・スケール・データは超音
    波Ｂ走査フレームを表わしている請求項２２に記載の方
    法。
  26. 【請求項２６】 前記データはカラー・フロー・パワー
    を画定している請求項１９に記載の方法。
  27. 【請求項２７】 前記相関したデータの前記各部分はス
    ペックルを表わしている請求項１９に記載の方法。
  28. 【請求項２８】 前記スペックルは完全拡散型スペック
    ルを含んでいる請求項２７に記載の方法。
  29. 【請求項２９】 前記速度信号を発生する工程は、ドプ
    ラ計算により前記速度信号を算出する工程を含んでいる
    請求項１９に記載の方法。
  30. 【請求項３０】 前記速度信号は、前記走査平面内で第
    １の方向にある前記流体の流れの速度の第１の成分を表
    わす第１の値を有する第１の速度信号と、前記走査平面
    内で第２の方向にある前記流体の流れの速度の第２の成
    分を表わす第２の値を有する第２の速度信号とを含んで
    おり、前記第２の方向は前記第１の方向に垂直である請
    求項１９に記載の方法。
  31. 【請求項３１】 前記速度信号を発生する工程はさら
    に、前記第１の値、前記第２の値及び前記非相関率に応
    答して、前記走査平面に垂直な前記流体の流れの速度の
    第３の成分を表わす第３の値を有する第３の速度信号を
    発生する工程を含んでいる請求項３０に記載の方法。
  32. 【請求項３２】 前記超音波は、前記第１の方向にある
    第１のビーム相関幅と、前記第２の方向にある第２のビ
    ーム相関幅と、前記第３の方向にある第３のビーム相関
    幅とを画定するビームを形成し、前記第３の速度信号
    は、前記第１、第２及び第３のビーム相関幅に少なくと
    も部分的に応答して発生される請求項３１に記載の方
    法。
  33. 【請求項３３】 前記推定する工程は、前記走査平面が
    交差する前記領域の断面積にわたって前記第３の値を加
    算する工程を含んでいる請求項３１に記載の方法。
  34. 【請求項３４】 前記推定する工程は、前記走査平面が
    交差する前記領域の断面積にわたって前記第３の値を加
    算する工程を含んでいる請求項３２に記載の方法。
  35. 【請求項３５】 前記流体は血液を含んでおり、前記領
    域は血管を含んでいる請求項１９に記載の方法。
  36. 【請求項３６】 前記流体は造影剤を含んでいる請求項
    １９に記載の方法。
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