JP6099641B2 - 自動化された超音波ドップラ角度及びフロー速度評価の方法及び装置 - Google Patents

Description

本発明は、超音波速度測定の分野に関する。

被検体の血管内の血流パターンをモニタリングすることは、被検体の健康を評価する重要な手段である。血流パターンのモニタリングは、例えば、定期的な出産前診察の間の母体及び胎児の血管、脳卒中スクリーニングのための頸動脈、末梢動脈疾患（ＰＡＤ）の下肢において、重要である。特に産科の分野で、子宮及び胎児への血流の測定は、胎児に対する血液供給の妥当性及びゆえに胎児の健康又は窮迫を評価する重要な手段である。

超音波速度測定において、血流速度は、パルス化された超音波によって経験されるドップラシフトを用いて測定される。測定を正確にするために、理想的には、超音波のビームは、血流と平行でなければならない。許容できる正確さを伴って速度を測定するために、ドップラ角度と呼ばれるフロー及びビームの方向の間の角度は、或る閾値を下回るものでなければならない。この閾値は、通常は６０°であり、ドップラ角度がこの値より大きい場合は測定を行うことは推奨されない。

ドップラ角度が６０°より小さい場合でも、角度が測定される必要があり、評価される速度は、理想の角度（すなわちビームがフローと平行である）と実際のドップラ角度の間の差に関して補正される必要がある。血流速度が、超音波イメージング装置を使用して測定される場合、ドップラ角度が６０°の範囲内であることを確かめ、角度を測定し、それに関して補正を行うことが可能である。

しかしながら、血液速度測定を有する超音波イメージング装置は、高価であり、訓練された放射線医が操作し、結果を解釈する必要がある。従って、イメージング能力を用いずに超音波血液速度測定を実施することが可能である安価なシステムが必要とされている。

イメージングを用いない血液速度測定において遭遇する問題の１つは、ドップラ角度の測定である。

本明細書は、被検体の血管内の血流速度を測定する装置を開示する。このような被検体の血管内の血流速度を測定する超音波装置において、測定は、超音波トランスデューサによって被検体の身体部位のボリュームに放射される超音波エネルギーのコリメートビームの、被検体の身体部位のボリュームからの反射に依存し、超音波装置は、トランスデューサ素子の２次元アレイを含む超音波トランスデューサの各トランスデューサ素子によって受け取られる、反射された超音波エネルギーを表す電気信号を受け取る信号入力ユニットと、ボリューム内の予め決められた複数のロケーションにおける血流の表現を生成し、ロケーションの各々における第１の血流速度を計算するために、信号を解析するアナライザと、血流の表現から、ボリュームの血管内の血流の輪郭を描出する輪郭描出ユニットと、輪郭描出された血流の複数のポイントにおける超音波エネルギーの放射されたコリメートビームの方向と、輪郭描出に依存するポイントにおける血流方向の間との角度を計算する角度計算ユニットと、第２の血流速度をユーザに示すために、複数のロケーションにおいて計算された第１の速度、及び当該ポイントにおいて計算された角度に基づいて、複数のポイントにおける第２の血流速度を計算する速度計算器と、を有しうる。

このような装置は、被検体内で血液速度測定を実施する手段を提供し、かかる装置は、イメージング機能を有さない。これは、このような装置がイメージング機能を有する装置より経済的であるという利点を提供することができる。これは更に、高度に訓練された超音波検査技師でないユーザが血液速度測定を実施することができるという利点を提供することができる。

更に、ドップラ超音波を使用して血流速度を測定する方法が開示される。被検体の身体部位のボリューム内のドップラ血液速度測定のためにドップラ角度を決定する方法は、超音波トランスデューサの２次元アレイから、被検体の身体部位から反射された超音波エネルギーを表す電気信号を受け取る入力ステップであって、超音波エネルギーは２次元アレイによって放射されたものである、入力ステップと、ボリューム内の予め決められたロケーションから受け取られる予め決められた周波数帯域のドップラパワーを計算する計算ステップと、第１の３次元アレイを生成する生成ステップであって、アレイの各セルは、ボリューム内のロケーションとアレイ内のセルの位置との間の予め規定された関係を伴って、ボリューム内のロケーションから受け取られるドップラパワー値を含む、ステップと、第２の３次元アレイを生成するマッピングステップであって、第２のアレイの各セルは、第１の３次元アレイの対応するセル内の値が閾値を上回るか否かを表現するバイナリビットを含む、ステップと、第２の３次元アレイを形成する各々の２次元アレイにおいて、閾値を上回る値を表現するバイナリビットを含む隣接するセルのグループを識別する識別ステップと、２次元アレイの各々の中の各グループによってカバーされる領域の重心の３次元座標を計算する計算ステップと、２つの隣接する２次元アレイの中の互いに最も近い２つの重心を結ぶ第１のラインと、放射された超音波と平行である、２つの重心の一方を通る第２のラインとの間の角度を計算する角度計算ステップと、を含む。

これによって、超音波ビームと血管との間の角度が分かり、知られているやり方で、血流速度の測定値を補正するために使用されることができる。これは、イメージング能力を有する装置を必要とすることなく、血液速度測定を実施する方法を可能にする。方法は更に、本方法を使用して計算されるドップラ角度を使用して血流速度の測定値を補正するために、イメージング能力をもつ装置においても使用されることができることが理解されるべきである。

これら及び他の見地は、添付の図面を参照して、以下の実施形態及び実現例に基づいて、例示によって詳しく記述される。それぞれの図面において、同様の参照数字は、同様の部品をさす。

超音波トランスデューサ素子の２次元アレイを示す図。 開示される装置の一実施形態を示す図。 開示される方法を表す図。 開示される方法の１つの見地を表す図。 開示される方法の別の見地を表す図。 開示される方法の１つの見地を表す図。 開示される方法の１つの見地を表す図。 開示される方法の１つの見地を表す図。 開示される方法の１つの見地を表す図。

図１は、開示される装置と共に使用される超音波トランスデューサ１００及びその中のトランスデューサ素子の配置を示す。トランスデューサ装置は、２次元アレイで配置される複数のトランスデューサ素子を含む。図１は、６行に配置される３２素子のトランスデューサを示す。アレイの上部及び下部の行は、各々が４つの素子を有し、それらの間に、６個の素子を含む４行がある。しかしながら、これは例示的な配置にすぎず、他の配置が使用されることもできる。更に、トランスデューサ素子のサイズ及びそれらの形状は、異なるものであることも可能である。トランスデューサアレイの特性は、個別のトランスデューサ素子が互いに独立して活性化され、位相シフトされた信号によりビームをステアリングするように駆動されない、というものである。図１に示されるようなアレイは、知られているやり方で超音波のコリメートビームを生成するように駆動されることができる。ドップラデータの取得の最中、素子は、１つのトランスデューサからの音響信号が同時に駆動される他のものに影響を及ぼさないように、順次に又はグループで駆動されることができる。

図２は、開示される装置２００を概略的に示す。トランスデューサの素子は、図１を参照して上述したように、ドライバ２０１によって、駆動される。トランスデューサは、反射された超音波エネルギーを受け取り、それらを電気信号に変換する。個別のトランスデューサ素子によって提供される信号は、サンプルボリューム内の既知の数のポイントにおけるドップラパワーを計算するために、アナライザ２０３によって解析され、３次元アレイでそれらを記憶する。

角度計算ユニット２０７は、ドップラデータがサンプルボリュームから取得される該サンプルボリュームの各ポイントにおいて、当該ポイントにおける超音波放射線と当該ポイントにおける血管の方向との間の角度を決定するために、この３次元アレイを使用する。こうして計算された角度は、サンプルボリューム内の各ポイントにおけるドップラ角度である。ドップラ速度計算器２０９は、ドップラ角度が６０°より小さいあらゆるポイントにおける血流速度を決定するために、ドップラデータ及び算出された角度を使用する。

ドップラ角度について補正された血流速度は、ユーザインタフェース２１１を使用して、適切にユーザに示される。ユーザインタフェース自体が、装置の一部である必要はなく、外部ユニットであってもよく、計算された速度は、ユーザに適切に示されるために、ワイヤード又はワイヤレス手段により外部ユニットへ送られることが理解されるべきである。これは、例えばプリンタ、汎用コンピュータ、又はモバイル装置でありうる。しかしながら、装置それ自体の一部としてユーザインタフェースを有することも一層有用でありえ、装置は、他の装置又はシステムとのインタラクションを必要としないスタンドアロンの装置である。

個別の被検体の血管の解剖学的構造、又は被検体上のトランスデューサの位置、又はそれらの両方に起因して、計算されたドップラ角度がいずれも６０°を下回らないことがあり、又はサンプルボリューム内のほんのわずかなポイントにおいてのみ、ドップラ角度が６０°より小さいことがある。このような場合、装置は、有用な測定が行われることができるように、被検体上のトランスデューサの位置が変更されるべきであることを、ユーザに示すように構成されることができる。

ドップラ血液速度測定中にドップラ角度を決定する方法がここに更に開示される。これは、トランスデューサによって受け取られて電気信号に変換される、反射された超音波エネルギーパルスを処理する方法を記述する。トランスデューサは、図１を参照して記述されたように及び上述の開示された装置のように、トランスデューサ素子の疎のアレイを有する。

受け取られた信号は、ドップラパワーのために処理される。このために選択される周波数レンジは、３００−２５００Ｈｚであり、これは一般に血流を描写する。ドップラデータは、例えばトランスデューサの各素子から、トランスデューサ素子の表面に垂直な方向において２ｍｍのステップ長さで、スキャンボリューム内のポイントから取得される。ドップラデータは、任意の選ばれたステップ長で取得されることができ、通常、関心のある血管で直径が２ｍｍより小さいものはないので、２ｍｍが通常十分であると考えられる。ドップラデータは、トランスデューサから、又は被検体の皮膚表面から、又は任意の他の適切な開始及び終了ポイントから、１０ｃｍの距離まで取得される。解析されたデータは、スキャンボリューム内のフローの３次元表現を生成するために使用される。

上述の数値は、説明の目的で言及されていることが理解されるべきである。しかしながら、特定の用途に合うようにこれらの値を変えることも可能である。すなわち、装置は、本開示に基づいて構築され、値が上述したものと異なる例においても適用可能であるように可変の値及びレンジを有する。例えば、周波数レンジは、狭窄によって引き起こされるより大きい血流速度の測定に対処するように、より広いものであってもよい。あるいは、非常により小さい断面直径の血管を有しうる乳児の場合、ステップ長は、２ｍｍより小さくなりうる等である。すべてのこのような変更例は、この開示の範囲の下でカバーされると考えられる。

更なる説明のために、選択されるステップ長は、実際に２ｍｍであり、トランスデューサが、前述のように３２素子のトランスデューサであるとする。更に、各々のトランスデューサ素子表面は、１０ｍｍ×１０ｍｍの寸法を有する正方形であるものとする。この場合、生じるフロー情報は、４つのトランスデューサ素子しかもたない上部及び下部の行を除いて、６行、６列及び５０層を有する３次元アレイで構成されることができる。従って、各層の４つのコーナーセルは、それらにおいてドップラパワー情報を有しない。前述のセルを除いて、このアレイの各セルは、測定されたドップラパワーに関する情報を含む。このデータは、構造的に、第１のアレイの複製である第２のアレイを生成するために使用され、しかしながら第２のアレイは、予め決められた閾値より大きいドップラパワー値を有するすべてのセルにデジタル「１」を有し、当該閾値より小さい又はそれに等しいドップラパワー値を有するすべてのセルにデジタル「０」を有する。閾値は、ノイズ及びスプリアス信号が血管の輪郭描出と干渉しないように、選択される。

この３次元アレイは、フローマップとして３次元で視覚化され、３次元アレイから、サンプルボリューム内の血管が輪郭描出される。つまり、３次元アレイは、被検体の身体のボリュームと合致する実世界の寸法を有するものとして視覚化されることができ、かかる身体ボリュームから反射された放射線が、受け取られ、処理される。従って、アレイの各セルは、トランスデューサ素子の放射表面の寸法に対応する寸法を有し、層間の距離は、ドップラパワーが受け取られ処理されるステップ長を有するように視覚化される。物理的寸法を有するものとしてアレイをこうして可視化することは、本開示のキーである。

アレイの各層において、「１」を含むすべての隣接するセルは、同じ血管に属すると考えられる。１を含む隣接するセルのこのグループは、各層によって形成される平面内で、血管の断面を表現するものとみなされる。こうして、アレイの層の方向において２ｍｍの距離で隔てられた血管の断面を得る。

断面が決定されると、各断面の重心が、知られているやり方で決定される。任意の層から始まって、２つの隣接する層において最も近い重心が、同じ血管に属するものとして扱われる。従って、すべてのこのような重心を結ぶラインは、サンプルボリューム内の各血管の中心線とみなされる。これらの血管が輪郭描出されると、血管は、区分線形として扱われ、２つの最も近い重心を結ぶ各ラインと、断面に対し垂直で、トランスデューサの方向にある各重心におけるラインとの間の角度が、知られている方法で計算されることができる。こうして測定されたこれらの角度の各々が、当該ポイントにおけるドップラ角度である。

決定される最も小さい角度、すなわち、超音波ビームが血管と平行である状態に最も近い、血管の断面の中心のポイントにおける角度が抽出され、重心に最も近いセルに属する第１の３次元アレイからのドップラパワー情報が、下式を使用して速度情報を計算するために使用される：

上式で、ｖは、特定のポイントにおける動脈の血流速度を示し、Ｆｓは、ドップラ周波数シフトを表し、ｃは、媒体内の音速を表し、ｔｈは、プローブと血管との間の角度を表し、Ｆｔは、プローブの周波数を表す。これは、図４を参照して理解されることができ、ステップ４２７において、初期速度が計算され、ステップ４２９において、最終の速度又は補正された速度が計算される。上述及び他の場所において単一ポイントである。

被検体の腹部の表面上におけるトランスデューサの位置、及びトランスデューサに対する血管のパスに起因して、上述したように計算されるドップラ角度がいずれも６０°より小さい値を有さないことがありうる。このような場合、方法の１つの変形例において、現在位置が十分な正確さを伴う速度測定に適していないので、プローブの位置が変更される必要があるという情報が、ユーザに示されることができる。これは、図５に示される。計算された角度が予め決められた閾値より小さいロケーションの数がカウントされ、ステップ５３１において、その数が、予め決められた数と比較される。計数された数が、予め決められた数より小さい場合、情報は、被検体の身体の表面上でトランスデューサの位置を変えるように、適切にユーザに示されることができる。ここで位置という語は、被検体上のロケーション、角度又は傾き、及び方向等を意味しうることが理解されるべきである。言うまでもなく、血流速度の信頼できる値が決定されるまで、すなわち、６０°より小さい少なくとも１つのドップラ角度値が取得されるまで、プロセスは繰り返されることができる。

方法の別の変形例において、ドップラ角度が６０°より小さいという基準を満たす血管上の異なるポイントにおける血流速度が、計算されることができ、ユーザの注意は、血流速度の間の大きい違いに適切に引き付けられることができる。速度の大きな違いは、血管の閉塞又は出血を示すことができる。

更に、重心に隣接するすべてのセルのドップラデータが、それらの各セルにおける速度を計算するために使用され、速度の平均が、血流速度を決定するために得られ、その後、ドップラ角度について補正されうることが企図される。代替として、重心に隣接するすべてのセルに記憶された値の平均が、最初に算出され、この平均を使用して速度が算出され、その後ドップラ角度について補正される。

ここまでの記述は、断面が取得され、フローが、図６ａに示されるようにアレイの層にマップされるという仮定による。アレイの可視化が、理解の目的で、図６ｂに示される。これは、血管を輪郭描出する唯一の方法でないことが理解されるべきである。図６ａに示されるものに垂直な他の２つの平面によりそれを行うことも等しく可能である。これらは、図６ｂ及び図６ｃに示され、続く計算の適切な変更が行われる。速度測定のために考えられる血管の標準の解剖学的構造及びプローブの位置を知ることにより、３つの可能性のうちの１つを選択することが有利でありうる。すべての３つの図において、矢印は、超音波照射すなわち超音波のコリメートビームの放射の方向を示す。

これまでの記述は、血管構造が常に、記述される方法に基づいて一意に血管を輪郭描出するのに十分明瞭であることを仮定している。しかしながら、実際、血管はねじれており又は互いに交差していることがあり、従って、血管は、上述の方法に基づいて輪郭描出されるときにあるポイントで交差する。言い換えると、フローは、特定の距離（連続する重心の特定の数）における１つの血管に関してマップされ、その後、別の血管に属する重心が、次に連続する重心として処理される。従って、一旦重心が決定され、フローがマップされると、アレイに記憶されるドップラデータは、それらが実際に同じ血管に属するか否かを決定するために、知られているやり方で比較される。比較は、相互相関又は任意の他の数値比較方法に基づくことができる。代替例は、例えば、交差Teager-Ville分布又は交差Wigner-Ville分布を使用することでありうる。血流は、所与の血管に沿ってほぼ同じままである特性を有する。血管の異なるポイントでこれらの特性を比較することによって、血管のマッピングが正しく実行されたことを確かめることができる。マッピングが不正確であることをこのテストが示す場合、トランスデューサを位置付けし直すことによって、より良好な結果が容易に取得されることができる。

実施形態が、図面及び記述において詳しく記述されているが、このような図面及び記述は例示的なものと考えられるべきであり、制限するものではない。本発明は、開示される実施形態に制限されない。

例えば、３次元アレイを記憶するための２以上のコンピュータメモリユニットがある構成において、本発明を実施することも可能である。同様に、それぞれ異なる実施形態に開示される方法のステップは、有利に組み合わせられることができる。

開示された実施形態に対する他の変更は、図面、開示及び添付の請求項の検討から、請求項に記載の本発明を実施する際に、当業者によって理解され、達成されることができる。請求項において、「含む、有する」という語は、記述されるもの以外の構成要素又はステップを除外せず、不定冠詞「a」又は「an」は複数性を除外しない。単一のプロセッサ又は他のユニットが、請求項に列挙されるいくつかのアイテムの機能を果たすことができる。特定の手段が相互に異なる従属請求項に列挙されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを示さない。

Claims (7)

1. 被検体の血管内の血流速度を測定する超音波装置であって、前記測定は、超音波トランスデューサによって被検体の身体部位のボリュームに放射される超音波エネルギーのコリメートビームの、被検体の身体部位のボリュームからの反射に依存し、前記超音波装置は、
   トランスデューサ素子の２次元アレイを含む超音波トランスデューサの各トランスデューサ素子によって受け取られる、反射された超音波エネルギーを表す電気信号を受け取る信号入力ユニットと、
   前記ボリューム内の複数の予め決められたロケーションにおける血流の表現を生成し、各ロケーションにおける第１の血流速度を計算するために、前記電気信号のドップラパワーを解析するアナライザと、
   前記血流の表現から、前記ボリュームにおける血管内の血流の輪郭を描出する輪郭描出ユニットと、
   輪郭描出された血流の複数のポイントにおける超音波エネルギーの放射されたコリメートビームの方向と、輪郭描出に依存するポイントにおける血流方向との間の角度を計算する角度計算ユニットと、
   第２の血流速度をユーザに示すために、複数のロケーションにおいて計算された第１の血流速度、及び当該ポイントにおいて計算された前記角度に基づいて、複数のポイントにおける第２の血流速度を計算する速度計算器と、
   を有する装置。
2. 任意のポイントにおける前記第２の血流速度は、当該ポイントにおけるドップラ角度が予め決められた値より小さい場合にのみ決定される、請求項１に記載の超音波装置。
3. 前記角度計算ユニットは、予め規定された値を下回ると判定される前記計算されたドップラ角度の数が予め規定された数より少ない場合、被検体上のトランスデューサの位置を変えるための情報をユーザに示すように構成される、請求項１に記載の超音波装置。
4. 被検体の身体部位のボリューム内のドップラ血液速度測定のためにドップラ角度を決定する方法であって、
   超音波トランスデューサの２次元アレイから、被検体の身体部位から反射される超音波エネルギーを表す電気信号を受け取る入力ステップであって、前記超音波エネルギーは、２次元アレイによって放射される、入力ステップと、
   前記ボリューム内の予め決められたロケーションから受け取られる、予め決められた周波数帯域のドップラパワーを計算する計算ステップと、
   第１の３次元アレイを生成する生成ステップであって、前記第１の３次元アレイの各セルは、前記ボリューム内のロケーションと前記アレイのセルの位置との間の予め規定された関係を伴って、前記ボリューム内のロケーションから受け取られるドップラパワー値を有する、ステップと、
   第２の３次元アレイを生成するマッピングステップであって、前記第２の３次元アレイの各セルは、前記第１の３次元アレイの対応するセルの値が閾値を上回るか否かを表すバイナリビットを含む、ステップと、
   前記第２の３次元アレイを形成する各々の２次元アレイにおいて、前記閾値を上回る値を表すバイナリビットを含む隣接するセルのグループを識別する識別ステップと、
   前記２次元アレイの各々において各グループによってカバーされる領域の重心の３次元座標を計算する計算ステップと、
   ２つの隣接する２次元アレイの互いに最も近い２つの重心を結ぶ第１のラインと、超音波と平行なラインであって、２つの重心の一方を通る第２のラインとの間の角度を計算する角度計算ステップと、
   を含む方法。
5. 当該ロケーションにおけるドップラパワーに基づいて当該ロケーションにおける第１の血流速度を計算する速度計算ステップと、
   ユーザに示すために、当該ロケーションにおいて計算されたドップラ角度に依存して前記計算された第１の血流速度を補正する速度補正ステップと、
   を更に含む、請求項４に記載の方法。
6. 前記速度補正ステップは、当該ポイントにおいて計算された角度が予め決められた閾値をより小さい場合にのみ、前記計算された第１の血流速度を補正する、請求項５に記載の方法。
7. 角度の値が予め決められた閾値より小さい該角度の数を計算し、ユーザに示すために、被検体上の超音波トランスデューサの位置が予め規定された数に基づいて変更される必要があるかどうか判定する評価ステップ、
   を更に含む、請求項４に記載の方法。

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