JP2003220060A - 超音波血流撮像及び体積流量計算のための方法及びシステム - Google Patents

超音波血流撮像及び体積流量計算のための方法及びシステム

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JP2003220060A JP2002364077A JP2002364077A JP2003220060A JP 2003220060 A JP2003220060 A JP 2003220060A JP 2002364077 A JP2002364077 A JP 2002364077A JP 2002364077 A JP2002364077 A JP 2002364077A JP 2003220060 A JP2003220060 A JP 2003220060A
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 正確且つ迅速に超音波血流撮像及び体積流量
計算を行う方法及び装置を提供することを目的とする。 【解決手段】 超音波撮像方法及びシステムは、ビーム
形成器に結合された２Ｄアレイトランスデューサ走査ヘ
ッドを用いる。ビーム形成器及び走査ヘッドは、血管を
通って延びる測定体積から反射する超音波エコーに対応
する信号を取得する。信号はサンプル体積中で血流速度
の３Ｄドップラー画像に対応するデータを発生するため
ドップラープロセッサにより処理され、血管を通る断面
に対応するデータを発生するためＢモードプロセッサに
より処理される。画像プロセッサは、３Ｄドップラー画
像に対応するデータを３Ｄドップラー画像の平面上への
投影に対応するデータへ変換する。画像プロセッサは合
成画像を作成するために変換されたドップラーデータを
Ｂモードデータと組み合わせる。体積流量は３Ｄドップ
ラー画像の投影中の流れ速度の積分でも決定されうる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は超音波診断の分野に
関連し、特に血管の形状又は角度的な向きについての知
識を必要とせずに血管の流量体積を正確に推定しうる方
法及びシステムに係る。
【０００２】
【従来の技術】超音波は、様々な撮像モードを用いて組
織及び血管を撮像するために使用されうる。例えば、Ｂ
モードの走査は、画像中の各領域の輝度が組織の対応す
る領域から戻る超音波の強度の関数であるグレースケー
ルで組織を描写することによって組織の画像を撮像する
ために使用されうる。Ｂモードの走査は、器官及び血管
の形状を視覚化するため、及び、組織中の例えば腫瘍と
いった塊の存在を検出するために使用されうる。
【０００３】ドップラー走査は、動脈又は静脈を通って
流れる血液といった動く音散乱体の速度を示す画像を与
えるために使用されうる。血管を通る血液の流れのパタ
ーンを撮像するためにドップラー走査を用いることによ
り、血流速度及び血管の内部形状が撮像され定量化され
ることが可能となる。結果として、血管内の部分的な閉
塞による狭窄が検出されうる。
【０００４】また、体積流量、即ち流量の体積をドップ
ラー走査を用いて測定する試みがされてきた。体積流量
測定は、例えば心拍出量を決定するために重要でありう
る。１つの従来技術のアプローチでは、血管の断面に沿
って複数の離間したドップラー走査線を得るために位相
配列走査ヘッドが使用される。次に、走査線は血管を通
る血流の流れを示す二次元画像を形成するために結合さ
れる。血管を通って流れる血液の速度は、体積流量を決
定するために血管の面積に亘って積分されうる。許容可
能な時間内に多数の位置から動作するために、走査平面
の数は、走査平面が互いに十分に離間するような値に制
限されねばならない。結果として、画像領域中に示され
る流れ情報の多くは隣接する平面の間を補間することに
よって得られる。血管を通る血流は非常に不規則な場合
があるため、平均速度値が走査平面間の領域中の実際の
血流を正確に示す保証はない。更に、測定された流速は
実際の流量に対して超音波ビームと流れ方向の間の角度
の余弦だけ異なる。従って、血流の方向を正確に決定す
るのは困難であることが多い。従って、二次元アプロー
チを用いた従来のドップラー撮像は、血流の正確な表示
を与えない場合が多い。
【０００５】上述のように、血管中の血液の体積流量
は、血管の面積に亘って積分された血流速度である。従
って、従来の二次元ドップラー撮像法を用いた血流の測
定の不正確さは、血液の体積流量の決定の精度に影響を
与える。
【０００６】従来の多走査線ドップラー撮像技術を用い
て血液の体積流量を測定する場合は上述の制限があるた
め、血流量を測定し表現する改善された技術が開発され
てきた。例えば、１つの技術では、血管を通る血流速度
は、異なる角度で血管を横切る幾つかの平面上で測定さ
れる（例えば特許文献１）。この血流速度データを処理
することにより、超音波ビームと血流の方向との間の角
度を知ることなしに、血液の体積流量が決定されうる。
しかしながら、この技術の有用性は、必要とされる幾何
学的な仮定によって、また、幾つかの平面上で血液の速
度の測定値を得る必要性によって制限されるようであ
る。
【０００７】例えば非特許文献１及び非特許文献２に記
載の他のアプローチは、超音波ビームと血流方向の間の
角度について知る必要なしに血液の体積流量を直接測定
することが可能である。図１を参照するに、血管１０を
通る血液の体積流量は、血管を通る任意のサンプル面１
４を通る体積流量を測定することによって測定されう
る。サンプル面１４を通る体積流量は、まず三次元ドッ
プラー走査を行うことによってサンプル面１４を通って
流れる血液の速度を決定することによって測定されう
る。次に、速度はサンプル面１４の面積全体に亘って積
分される。
【０００８】面１４が特定の向きとされなくともよいの
は、どのような血液の体積が通って流れても血管１０を
通って延びるどの面又は平面もサンプル面１４を通って
流れるからである。従って、サンプル面１４は、血管１
０を通って流れる血液の流れに対して任意の向きを有す
る任意の形状でありうる。実際は、図２に示すように、
球面サンプル面２０は二次元アレイ走査ヘッド２４から
等距離の狭いサンプル体積２２中の三次元ドップラー画
像を得ることによって得られる。この種類のドップラー
走査は、本願では、フロー・モード或いはＦモードの走
査と称するものとする。Ｆモード走査によって得られる
三次元流れ画像２６は、図３に示される。図３に示すよ
うに、三次元流れ画像２６は、球面サンプル面２０に対
応する血管１０を通る球面断面２８として表わされる。
血液の流速はＦモード走査を用いて決定されうるが、球
面断面２８中の流速を描写するのは困難である。特に、
三次元の表面を従来のディスプレイで利用可能な二次元
で表現するのは困難である。画像を三次元で見せること
が必要であるため、比較的多くの処理時間が必要であ
り、従って、リアルタイムな体積流量画像を与えるのが
困難である。更に、関心となる流れ領域を示す所望のユ
ーザ対話と共に球面上のデータを計算するのは、より複
雑である。
【０００９】図２によって示される流れ撮像技術の他の
困難性は、血流と血管１０の壁との間の境界線の線引き
を行うことである。このプロセスは、セグメンテーショ
ンとして知られており、流れの速度が積分される面積を
画成するために重要である。セグメンテーションが全て
の血流を含まない場合、体積流量測定は不正確となる。
セグメンテーションが周りの流れの事象を含む場合、積
分を必要としない面積に亘って積分が行われ、従って血
液の体積流量を決定するために必要な捕捉及び処理時間
が増えてしまう。また、セグメンテーションが他の血管
によって占められる領域を囲む場合、体積流量計算は不
正確な場合がある。セグメンテーションは、現在では殆
どの場合、血流と血管１０との間の境界上の制御点を識
別することによって達成される。次に、超音波モニタは
制御点を連結することでセグメンテーションプロセスを
完了する。正確なセグメンテーションは、多数の制御点
を必要とし、従ってこのセグメンテーション技術は非常
に時間がかかる。また、血流と血管の壁との間の境界を
正確に識別することが困難な場合がある。
【００１０】
【特許文献１】米国特許第第５，６２３，９４０号明細
書
【非特許文献１】キム(Kim)外著「体積流量の定量化の
ための新しいドップラー法：カラードップラー法を用い
た生体内確認（A New Doppler Method for Quantificat
ion of Volumeric Flow: In Vivo Validation Using Co
lor Doppler）」、米国心臓病学会誌(Journal of the A
merican College of Cardiology)、１９９６年
【非特許文献２】ブランドバーグ(Brandberg)外著「多
数平面速度ベクトルの自動化された球面積分を用いた流
量の心エコー図測定の精度の向上（Increased Accuracy
of Echocardiographic Measurement of Flow Using Aut
omated Spherical Integration of Multiple Plane Vel
ocity Vectors）」、医学及び生物学における超音波(Ul
trasound In Med. & Biol.)、１９９９年
【発明が解決しようとする課題】従って、体積流量が容
易に且つ迅速に計算されうるよう二次元で血流を正確に
描写することができ、血流と血管の壁の間の境界の線引
きを行うために迅速且つ容易に画像をセグメンテーショ
ンすることができる方法及び装置が必要とされる。
【００１１】
【課題を解決するための手段】超音波画像を生成する方
法及びシステムは、血管を通って流れる血液の速度を示
し、血液の体積流量を計算する。比較的狭い測定体積中
で血流速度の三次元ドップラー画像を得るために、二次
元超音波トランスデューサアレイ又は動く一次元アレイ
が使用される。測定体積は、トランスデューサから一定
の距離で血管と交差する。次に、測定体積のドップラー
データは、ディスプレイ上で見ることができる二次元血
流速度画像を作成するために平坦な面に電子的に投影さ
れる。血管を通って流れる血液の体積流量は、二次元血
流速度画像中で血流速度を積分することによって決定さ
れうる。Ｂモード走査によって得られる血管の断面は、
二次元血流速度画像上に重ね合わされうる。
【００１２】本発明の方法は、更に、血管の壁に略重な
るテンプレートを作成することにより電子的に投影され
たドップラー画像と重なり合う電子的に投影された組織
画像を自動的にセグメンテーションする段階を含む。
【００１３】本発明の方法は、更にテンプレートを調整
する段階を含む。
【００１４】テンプレートを調整する段階は、更にテン
プレートの寸法を拡大縮小する段階を含みうるか、又
は、テンプレートの選択された部分の位置を調整する段
階を含みうる。
【００１５】本発明の方法は、更に、血管中の血液の体
積流量を決定するためにテンプレート中の血流速度を積
分し、血液の体積流量に対応する値を表示する段階を含
む。
【００１６】走査ヘッドは、二次元アレイ走査ヘッドか
らなるものでありうる。
【００１７】本発明の方法は、更に、血管中の血液の体
積流量を決定するために内腔の中の血流速度を積分し、
血液の体積流量に対応する値を表示する段階を含む。
【００１８】本発明の他の実施例によれば、方法は、一
次元アレイトランスデューサを血管に対して異なる向き
に動かすことによって血管から速度情報を捕捉すること
によって推定を行い、速度プロファイルを生成するため
に、それぞれの向きで捕捉された速度情報を直線上に投
影し、流量の更新された推定値を生成するために、投影
された速度情報を異なる向きから捕捉された速度情報と
合わせて流量を推定し、流量の推定値を表示する。
【００１９】他の実施例によれば、方法は、捕捉段階が
一定の時間に亘って夫々の向きから速度情報を捕捉する
段階を含むものであってもよく、テンプレート中の血液
の体積流量を決定するために、テンプレート中の血流速
度に対応する変換されたドップラーデータを積分し、血
液の体積流量に対応する値を表示する段階を含むもので
あってもよい。
【００２０】方法は、テンプレートを調整する段階を更
に含みうる。
【００２１】テンプレートを調整する段階は、テンプレ
ートの寸法を拡大縮小する段階を含んでもよく、テンプ
レートの選択された部分の位置を調整する段階を含んで
もよい。
【００２２】他の実施例によれば、方法は、血管中の血
液の体積流量を決定するために画像中の血流速度に対応
する変換されたドップラーデータを積分し、血液の体積
流量に対応する値を表示する段階を含みうる。
【００２３】１つの実施例によれば、本発明の方法は、
血管を通って流れる血液の体積流量を決定し、血管の内
腔全体を横切る比較的狭くトランスデューサから一定の
距離にあるサンプル体積中の血流速度の三次元ドップラ
ー画像に対応するデータを得るために二次元アレイトラ
ンスデューサを使用する段階と、平面上への三次元ドッ
プラー画像の投影に対応するデータを与え、それにより
表面における血流速度の三次元ドップラー画像に対応す
る二次元ドップラー画像データを与えるよう、三次元ド
ップラー画像に対応するデータを処理する段階と、血液
の体積流量を決定するために血流の面積に亘って二次元
ドップラー画像中に示される血流の速度を積分するため
に二次元ドップラー画像データを処理する段階とを含
む。
【００２４】この実施例は、二次元ドップラー画像を表
示する段階を更に含み、血流を血管からセグメンテーシ
ョンするために二次元ドップラー画像データを処理する
段階を更に含み、二次元ドップラー画像データを処理す
る段階において、セグメンテーションされた血液の流れ
の中で血流の速度を積分する。
【００２５】
【発明の実施の形態】本発明の１つの実施例は、図２及
び図３に示すように、トランスデューサ２４から等距離
の狭い測定体積２２中でドップラー走査技術を使用す
る。トランスデューサ２４は、三次元Ｆモードドップラ
ー走査を行うことが可能な二次元アレイトランスデュー
サであることが望ましい。図２及び図３に示す技術と同
様に、Ｆモード走査から生ずる三次元体積流量画像２６
は、トランスデューサのサイズが点光源を近似するよう
な範囲に亘って球面の断面２８中の一組の速度ベクトル
である。最適には、速度は、平坦でない面２８上の各点
において推定され、推定は、速度推定が行われる点にお
いて面に対して垂直なビームを用いて行われる。しかし
ながら、図２及び図３に示す技術とは異なり、本発明の
１つの実施例では、図４に示すような二次元流れ画像４
４を形成するために、平坦でない三次元流れ画像２６を
二次元画像平面４０上に電子的に投影する。二次元の投
影画像４４を作成することにより、流れ画像４４は、元
の三次元流れ画像２６を表現するのに必要な処理パワー
よりもかなり少ない処理パワーで表現されうる。結果と
して、ユーザ対話は、リアルタイム処理で容易に表現さ
れうる。
【００２６】図４を更に参照するに、図６を参照して説
明される本発明の一つの実施例は、血管１０と球面サン
プル面２０上でその近傍を囲む組織とを含むＢモード画
像５６を取得し、Ｂモード画像５６を、三次元流れ画像
２６を平面上に投影することによって得られる二次元流
れ画像４４に重ね合わせる。結果として、二次元流れ画
像４４に示す血流とＢモード画像５６中に示される血管
１０の壁ははっきりと見える。従って、血流の領域を線
引きするために画像を従来の方法でセグメンテーション
することが比較的容易である。
【００２７】血流と血管壁との間の境界のセグメンテー
ションを更に容易にするために、図６に示す本発明の実
施例は、図４に示すように境界を線引きするテンプレー
ト６４を自動的に作成する。テンプレート６４は、図５
Ａ及び図５Ｂに示すようにより大きい寸法又はより小さ
い寸法へ拡大縮小することによって、又は、図５Ｃ及び
図５Ｄに示すように特定の領域へ拡張又は収縮すること
によって操作されうる。テンプレート６４は、様々な手
段によって、例えばポインティングデバイス（図示せ
ず）でテンプレート６４上の特定の点を選択し、次に点
を所望の方向へ動かすことによって、特定の領域で拡張
又は収縮されうる。テンプレート６４は、次に動かされ
た点を囲むよう自動的に調整される。電子的に描画され
た境界輪郭を調整するこの技術は、２０００年１２月７
日出願の米国特許出願第０９／７３２，６１３号明細書
に、より詳細に説明されている。
【００２８】図６は、流れの画像を取得しセグメンテー
ションし、体積流量を決定するための超音波診断撮像シ
ステム６８の本発明による１つの実施例を示す図であ
る。図６を参照するに、システム６８は、トランスデュ
ーサアレイ７２を含む走査ヘッド７０を有する。従来技
術で周知であるように、トランスデューサアレイ７２は
患者の体の中へ超音波パルスを送信し、戻る超音波エコ
ーを受信する。トランスデューサアレイ７２は、ケーブ
ル７８によって走査ヘッド７０に結合されるビーム形成
器７６の制御下でパルス化され、エコーが受信される。
トランスデューサアレイ７２によって送信され受信され
る超音波ビームは、コヒーレントなエコー信号の走査線
を形成するために複数の素子からのエコー信号を処理す
るビーム形成器７６の制御下で動かされ合焦される。受
信されたエコー信号は同位相の直交（「Ｉ，Ｑ」）フィ
ルタ８０によって直交検出及びフィルタリングされ、次
にＢモード表示及びドップラー表示のために処理され
る。
【００２９】Ｂモード処理のために、Ｉ及びＱのサンプ
ルは、受信されたエコー信号の強度に対応する輝度を有
するグレースケール信号を生成するＢモードプロセッサ
８４に結合される。グレースケール信号は、画像視野に
対する空間的な関係を有する情報と共に組織画像メモリ
９０に格納される。エコー信号を捕捉するために一次元
トランスデューサアレイが使用されるとき、完全な平坦
な画像を形成するためにグレースケール信号の走査線が
捕捉され、Ｂモードの平坦な組織画像は組織画像メモリ
９０に格納される。画像平面は、それらが捕捉された時
間的又は空間的な順序で格納されることにより互いに対
する空間的な向きを保持する。エコー信号を捕捉するた
めに電子的に動かされる二次元トランスデューサアレイ
が使用されるとき、これらは三次元データマトリックス
中に直接格納される。また、グレースケール信号は、球
面画像表面２８の画像を形成することが可能である。
【００３０】ドップラー処理のために、Ｉ及びＱのサン
プルは、壁フィルタ１００中で高域通過フィルタリング
を受け、ドップラープロセッサ１１０中のドップラーデ
ータの集合へ組み立てられる。データ集合は、例えばド
ップラーパワー（Ｐ）、速度（ｖ）又は分散（σ）とい
ったパラメータのドップラー信号を生成するために、例
えば自己相関又はフーリエ変換処理といった従来のドッ
プラー技術によって処理される。ドップラー信号は、フ
ラッシュ抑制器１１２において動きアーティファクトを
除去するために処理され、次に、画像視野に対するドッ
プラー信号の空間的な関係を有する情報と共にドップラ
ー画像メモリ１１６に格納される。望ましい実施例で
は、ドップラー信号の走査線は球面画像表面中の三次元
流れ画像２６を形成するために捕捉され、血管の流れ画
像２６に対応する一連のデータはドップラー画像メモリ
１１６に格納される。流れ画像は、それらが捕捉された
時間的又は空間的な順序でドップラー画像メモリ１１６
に格納されることによって互いに対する空間的な向きを
保持する。
【００３１】組織画像メモリ９０に格納されたＢモード
画像に対応するデータ、及び、ドップラー画像メモリ１
１６に格納された三次元流れ画像に対応するデータは、
画像プロセッサ１３０へ送られる。画像プロセッサ１３
０は、三次元流れ画像に対応するデータを三次元流れ画
像の平面上への投影に対応するデータへ変換し、それに
より二次元流れ画像に対応するデータを生成する。次
に、画像プロセッサ１３０は、二次元流れ画像データを
組織画像メモリ９０からのＢモード画像データと結合す
る。次に、画像プロセッサ１３０は、Ｂモード画像に重
ね合わされた二次元流れ画像から構成される合成画像の
レンダリング（表現）に対応するデータを発生する。レ
ンダリング処理は、レンダリングパラメータ記憶領域１
３２及び１３４に格納されるレンダリングパラメータに
従って実行されうる。米国特許第５，７２０，２９１号
に記載されるように、これらのパラメータは、レンダリ
ングにおいて各種の画像情報の処理され方を制御する。
例えば、ユーザは各種の画像情報へ与えられるべき強度
又は速度の閾値についての値を入力しうる。
【００３２】合成Ｂモード画像及び二次元流れ画像に対
応するデータは、データを、例えば陰極線管ディスプレ
イといったディスプレイ１４４によって使用される例え
ばＮＴＳＣまたはＳＶＧＡ信号といった適当な信号へ変
換するビデオプロセッサ１４０へ送られる。合成Ｂモー
ド画像及び二次元流れ画像は、次にディスプレイ１４４
上に表示される。
【００３３】上述のように、合成画像がディスプレイ１
４４上で可視となると、画像プロセッサ１３０は、血管
の内側の周囲に略重なるテンプレートを作成することに
よって画像を自動的にセグメンテーションする。テンプ
レートの寸法は、これを拡大縮小することによって調整
されえ、及び／又は、テンプレートの形状は上述の方法
でユーザによって調整されうる。
【００３４】画像プロセッサ１３０は、また、テンプレ
ートによって囲まれる領域内の血管１０を通って流れる
血液の体積流量を計算しうる。画像プロセッサ１３０
は、テンプレートによって囲まれる面積に亘って血流速
度を積分することによって計算を行う。画像プロセッサ
１３０は、次に、血流速度を例えばミリリットル／秒と
いった適当な単位でディスプレイ１４４上に表示させ
る。
【００３５】本発明の上述の実施例では、捕捉は、電子
的に動かされる二次元アレイトランスデューサによっ
て、投影された流れ画像４４をリアルタイムで表現し表
示することを可能とすることによって行われる。テンプ
レート６４は、例えばミリリットル／秒といった単位で
血管の流れの瞬間的な測定値を得るためにリアルタイム
画像に適用されうる。多数のこれらの瞬間的な測定値
は、１回拍出量といった想定値を与えるために一定の時
間に亘って積分されうる。例えば、心周期に亘ってされ
た瞬間的な測定値を積分することにより、ミリリットル
／心拍の単位で１回拍出量の測定値が得られる。本発明
の他の実施例では、捕捉は平面画像を捕捉する一次元ア
レイトランスデューサによって行われ、三次元データを
捕捉するために画像平面は血管１０を通って掃引され
る。画像平面が血管を通って掃引されると、流れ推定が
行われ、更なる平面について問い合わされたときに連続
的に更新されうる。例えば、走査ヘッドは画像平面が血
管１０を横切るよう動かされ、ドップラー測定は、測定
体積２２を通る非線形の線又は曲線に沿って行われる。
有効に、速度情報は、測定体積を通る一回横切られた平
面から捕捉される。非線形線と血管壁の交差位置から、
非線形線に沿った血管の中心が幾何学的に計算される。
非線形線上の速度値は、直線に沿った速度プロファイル
を生成するために血管壁に対して垂直な直線上に投影さ
れる。血管が軸対称であると想定することにより、直線
に沿った速度値は、想定される円形の血管面積に速度値
を適用し、この面積に亘って速度を積分することによっ
て、血管を通る流れを推定するために使用される。これ
により、流れの第１の推定値が得られる。
【００３６】走査ヘッドは、血管１０に対して異なる角
度で血管を通る画像平面を揺動し、回転し又は掃引する
よう動かされる。夫々の新しい平坦な位置は、血管の非
対称性の更に詳細なこと、即ち、真の円に対する血管の
直径の分散を表わす。次に、流れの推定値を更新するた
めに更なる速度推定値が用いられ、これは新しい平坦な
捕捉を行うたびの捕捉と同じくらい頻繁に行われうる。
流れ推定値の更新は、追加的な走査ヘッド位置から新し
いデータが捕捉されるのと略リアルタイムになされる。
複数の速度測定値の加重平均がとられ、重みは異なる捕
捉平面の間の回転的な又は角度的なステップの関数であ
る。
【００３７】血管を通る画像平面の手動又は機械的な掃
引は、幾つか又は多くの心周期に亘って生ずるため、こ
れらの流れ測定値は瞬間的な値とはならない。むしろ、
これらは一定の時間に亘る流れの推定値となる。本発明
の他の面によれば、走査ヘッドはＥＣＧゲーティングを
行う場合には心周期全体まで各平坦な向きを維持し、又
は、少なくとも１心周期に亘って速度を測定するために
ゲーティングなしではより長く維持される。速度情報の
時間的な平均をとることにより、例えばミリリットル／
分の単位で血管を通る流れといったより長い測定を与え
る。画像データが捕捉された後、画像プロセッサ１３０
によって三次元再構成が行われる。関心となる血管を横
切り走査ビームに対して直交するサンプル面が、走査パ
ターン及び走査運動の幾何学の幾何学形状によって選択
される。例えば、線形アレイトランスデューサが画像デ
ータを捕捉するために並進されれば、サンプル面は平坦
となる。画像データを捕捉するために線形アレイトラン
スデューサが揺動されると、サンプル面は一つの次元で
は平坦となり、直交する方向では曲面となる。最適に
は、速度が測定されるサンプル面の各点において、捕捉
用の走査ビームはサンプル面に対して垂直である。サン
プル面は、表示のために平坦な面に投影され、流れ領域
を線引きするために必要であればマスクされ、流量の測
定値を生じさせるために速度情報は蓄積され、平均が取
られ、又は、積分される。
【００３８】上述より、例示のために本発明の特定の実
施例について説明したが、本発明の主題及び範囲から逸
脱することなく種々の変更が成されうることが認識され
るであろう。従って、本発明は、請求の範囲によって制
限される以外は制限されるものではない。
【図面の簡単な説明】
【図１】任意のサンプル面を通る体積流量が決定されう
る方法を示す概略図である。
【図２】三次元ドップラー撮像を用いて任意のサンプル
面を通る体積流量が決定されうる方法を示す概略図であ
る。
【図３】図２に示すようにＦモード走査によって得られ
るＦモード画像を概略的に示す図である。
【図４】本発明の１つの実施例による超音波撮像システ
ムによって得られる二次元体積流量画像を概略的に示す
図である。
【図５Ａ】本発明の１つの実施例による超音波撮像シス
テムによって作成されるセグメンテーション用テンプレ
ートとテンプレートがどのように操作されるかを概略的
に示す図である。
【図５Ｂ】本発明の１つの実施例による超音波撮像シス
テムによって作成されるセグメンテーション用テンプレ
ートとテンプレートがどのように操作されるかを概略的
に示す図である。
【図５Ｃ】本発明の１つの実施例による超音波撮像シス
テムによって作成されるセグメンテーション用テンプレ
ートとテンプレートがどのように操作されるかを概略的
に示す図である。
【図５Ｄ】本発明の１つの実施例による超音波撮像シス
テムによって作成されるセグメンテーション用テンプレ
ートとテンプレートがどのように操作されるかを概略的
に示す図である。
【図６】本発明の１つの実施例による超音波撮像システ
ムを示すブロック図である。
【符号の説明】
６８ 超音波診断撮像システム ７０ 走査ヘッド ７２ トランスデューサアレイ ７６ ビーム形成器 ７８ ケーブル ８０ 直交フィルタ ８４ Ｂモードプロセッサ ９０ 組織画像メモリ １００ 壁フィルタ １１０ ドップラープロセッサ １１２ フラッシュ抑制器 １１６ ドップラー画像メモリ １３０ 画像プロセッサ １３２ 血流レンダリングパラメータ １３４ 組織レンダリングパラメータ １４０ ビデオプロセッサ １４４ ディスプレイ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 シアン−ニン リ アメリカ合衆国，ワシントン 98012，ミ ル クリーク，164ス ストリート エス イー 1621 Ｆターム(参考） 4C301 BB13 BB22 BB26 DD04 EE11 EE13 GB03 GB09 JC07 JC08 JC14 KK12 KK17 KK22 KK24 KK26 KK30 5B057 AA07 BA05 BA24 CA08 CA13 CA16 CB08 CB12 CB16 CD05 CD14 CE06 CE08 CE11 CH09 CH11 DA04 DA07 DA08 DA12 DA16 DB03 DB09 DC04 DC09 DC36

Claims (16)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 血管の内腔と交差する比較的狭く走査ヘ
    ッドから所定の距離にあるサンプル体積中の血流速度の
    三次元ドップラー画像を得るために二次元超音波走査ヘ
    ッドを使用する段階と、 上記ドップラー画像を平坦な面に電子的に投影する段階
    と、 上記電子的に投影されたドップラー画像の画像を作成す
    る段階とを含む、 血管中の体積の流れの画像を得る方法。
  2. 【請求項２】 上記使用段階は更に、 送信された超音波ビームの方向がサンプル面に対して略
    垂直となる点のサンプル面を含むサンプル体積を得る段
    階を含む、請求項１記載の方法。
  3. 【請求項３】 組織の画像を作成する段階は、 内腔に隣接する組織からの超音波信号を捕捉する段階
    と、 組織の画像を上記電子的に投影されたドップラー画像の
    画像と重ね合わせて作成する段階とを含む、請求項２記
    載の方法。
  4. 【請求項４】 一次元アレイトランスデューサを血管に
    対して異なる向きに動かすことによって血管から速度情
    報を捕捉する段階と、 速度プロファイルを生成するために夫々の向きで捕捉さ
    れた速度情報を直線上に投影する段階と、 流量の更新された推定値を生じさせるために上記投影さ
    れた速度情報を異なる向きから捕捉された速度情報と組
    み合わせたものから流量を推定する段階と、 上記流量推定値を表示する段階とを含む、 血管中の血液流量を推定する方法。
  5. 【請求項５】 推定段階において、複数の向きから捕捉
    される速度情報の加重平均を生じさせる段階を含み、重
    み付けは異なったトランスデューサの向きの間の回転的
    な又は角度的なステップの関数である、請求項４記載の
    方法。
  6. 【請求項６】 複数のトランスデューサ素子を有する走
    査ヘッドと、 超音波トランスデューサからのエコー信号を受信しそれ
    に対応する出力信号を発生するよう結合されるビーム形
    成器と、 上記ビーム形成器に結合され、血管が交差する平坦でな
    い面上の血管を通って流れる血液の速度の画像に対応す
    るデータを発生するよう動作可能なドップラープロセッ
    サと、 上記ドップラープロセッサに結合され、上記平坦でない
    面上の血流速度の平面への投影に対応する二次元ドップ
    ラー画像を発生するよう動作可能な画像プロセッサと、 二次元ドップラー画像データに対応する画像を表示する
    ディスプレイとを含む、 血管を通って流れる血液の体積流量画像を表示するシス
    テム。
  7. 【請求項７】 上記画像プロセッサは、血管を通る血液
    の体積流量を決定するために血管の面積に亘り二次元ド
    ップラー画像データを積分するよう更に動作可能であ
    る、請求項６記載のシステム。
  8. 【請求項８】 上記画像プロセッサは、血管の血流を線
    引きするテンプレートによって合成画像を自動的にセグ
    メンテーションするよう更に動作可能である、請求項６
    記載のシステム。
  9. 【請求項９】 上記画像プロセッサは、上記テンプレー
    トの寸法を拡大縮小することによって上記テンプレート
    を調整するよう更に動作可能である、請求項８記載のシ
    ステム。
  10. 【請求項１０】 上記画像プロセッサは、上記テンプレ
    ートの選択された部分の位置を調整するよう更に動作可
    能である、請求項８記載のシステム。
  11. 【請求項１１】 上記画像プロセッサは、上記テンプレ
    ートによって囲まれた血管の一部を通る血液の体積流量
    を決定するようテンプレートの面積に亘って二次元ドッ
    プラー画像データを積分するよう更に動作可能である、
    請求項８記載のシステム。
  12. 【請求項１２】 平坦でない面を含む三次元画像を生成
    するよう動作するドップラープロセッサによって生成さ
    れる速度データに応答的な三次元画像プロセッサを更に
    含む、請求項６記載のシステム。
  13. 【請求項１３】 上記走査ヘッドは血管に向けられた複
    数のビームを送信するよう動作可能であり、上記平坦で
    ない面は走査ヘッドによって送信されるビームが上記平
    坦でない面に対して略垂直である複数の点を含む、請求
    項６記載のシステム。
  14. 【請求項１４】 血管を通って流れる血液の速度を示す
    三次元ドップラー画像の平面上への投影から生ずる二次
    元ドップラー画像上に重ね合わされた血管の断面超音波
    画像を含む合成超音波画像。
  15. 【請求項１５】 上記三次元ドップラー画像は、血管を
    横切って延びる比較的狭い球面のサンプル体積を通って
    撮られた画像を含む、請求項１４記載の合成超音波画
    像。
  16. 【請求項１６】 血管と上記血管を通って流れる血流と
    の間の境界を線引きするために画像上に重ね合わされた
    セグメンテーションテンプレートを更に含む、請求項１
    ４記載の合成超音波画像。
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