JP7304937B2 - 脈波伝播速度測定を実行するためのシステム及び方法 - Google Patents

Description

本発明は、脈波伝播速度を測定するためのシステムに関し、特に、脈波伝播速度を測定するための血管内システムに関する。

動脈硬化は、心臓血管疾患の重大な危険因子である。動脈硬化は、加齢及び様々な病状により増加し、様々な病状には、高血圧、高コレステロール血症、糖尿病、肥満、喫煙、及び腎臓病が含まれる。

血管の硬さを評価するために一般に使用されるパラメータは、脈波伝播速度（ＰＷＶ）である。ＰＷＶは、例えば、心臓の鼓動によって生成された圧力／流動波の動脈を通る伝播速度である。ＰＷＶは、血管が拡張する能力、すなわち、以下の関係式に従う伸展性Ｄによって決定される。

ただし、

ここで、Ｖは血管容量であり、Ｐは血管内の圧力であり、ρは血液密度である。この関係から、Ｍｏｅｎｓ－Ｋｏｒｔｅｗｅｇ式が導き出される。

ここで、Ｅはヤング率であり、ｄは血管径であり、ｈは壁厚である。ＰＷＶを評価することによって、動脈の硬さが定量化される。動脈のＰＷＶの典型的な値は１０ｍ／ｓであり、それは、血液粒子の速度よりも一桁高い。

治療の指針における動脈の局所ＰＷＶの関連性が、最近の研究、例えば、Ｆｉｎｅｇｏｌｄら、Ｓｙｓｔｅｍａｔｉｃ ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｈａｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ ｔｏ ｐｒｅｄｉｃｔ ｈａｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ ｒｅｓｐｏｎｄｅｒｓ ｔｏ ｒｅｎａｌ ａｒｔｅｒｙ ｄｅｎｅｒｖａｔｉｏｎ、ａｂｓｔｒａｃｔ ＥｕｒｏＰＣＲ、２０１６から明らかである。この論文は、主腎動脈前治療の内部のＰＷＶが、抵抗性高血圧の患者の腎臓除神経の結果を予測することを示している。Ｈａｒｂａｏｕｉら、Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ ｏｆ Ｃｏｒｏｎａｒｙ Ｐｕｌｓｅ Ｗａｖｅ Ｖｅｌｏｃｉｔｙ： Ｎｅｗ Ｐａｔｈｏｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｉｎｓｉｇｈｔ Ｉｎｔｏ Ｃｏｒｏｎａｒｙ Ａｒｔｅｒｙ Ｄｉｓｅａｓｅ、Ｊ Ａｍ Ｈｅａｒｔ Ａｓｓｏｃ． ２０１７は、低い冠状動脈ＰＷＶが、急性冠症候群に関連していることを示しており、プラーク脆弱性と動脈硬化との間の関係を示している。

圧力／流動波は血管を非常に速く移動するので、ＰＷＶは、最も一般的には、上腕動脈から足首までなどの血管系の比較的長い距離により決定される。このようにして、測定位置間の血管の平均硬さが決定される。

最近の十年間に、さらなる局所ＰＷＶ測定が開発された。浅側頭動脈では、外部超音波を使用してＰＷＶを評価する。深部動脈のＰＷＶの局所評価にも適する別の手法は、センサを備えたカテーテルを使用することである。例えば、既知の距離（ｘ）でのカテーテルの２つ以上の圧力センサを使用して、通過する波の時間差（Δｔ）を以下のように決定する。

現在、これらのカテーテルベースの測定は、一般に、比較的長く、直径が大きい大動脈で実行される。動脈が短い場合、一般に直径も非常に小さく、測定デバイスの技術的要件（サンプル周波数、同期などのような）がより厳しくなる。

その上、提案されている解決策はすべて少なくとも２つのセンサ（デュアル圧力センサ、又は圧力及び流量センサなど）を必要とする。これは、ＰＷＶ測定デバイスの複雑さ及びコストを増加させる。

それゆえに、大幅な追加のハードウェアを必要とすることなく、小さい動脈でＰＷＶ測定を実行することができるＰＷＶ測定システムが必要である。

本発明は特許請求の範囲によって定義される。

本発明の一態様による例によれば、脈波伝播速度を計算するための方法が提供され、この方法は、
パルス起点において、血管に沿って導かれる複数の血管内超音波パルスを生成するステップと、
各超音波パルスに対して、血管の中心軸に沿った複数の距離から複数のエコーを受信するステップと、
パルス起点から第１の距離からの第１の超音波ドップラ信号と、パルス起点から第２の距離からの第２の超音波ドップラ信号とを取得するステップと、
第１の超音波ドップラ信号及び第２の超音波ドップラ信号に基づいて時間遅延を計算するステップと、
時間遅延に基づいて脈波伝播速度を計算するステップと
を有する。

この方法は、単一のセンサ（超音波トランスデューサなど）を使用して血管内の脈波伝播速度を計算することを可能にする。

パルスドップラ処理において、ドップラ信号は、各パルスが送信された後の特定の時間遅延に対応する様々な測定深度における受信エコー信号から取得される。測定深度及び時間遅延は、血液中の既知の音速によって関連づけられる。各送信は、各測定深度でドップラ信号に１つのサンプルを提供することになる。

第１及び第２の測定距離は、既知であり、可能な限り最も高い信号品質をもたらすようにシステム制限に基づいて前もって決定されるので、２つの測定位置の間の受信ドップラ信号に関連する時間遅延を使用して、脈波伝播速度が計算される。

言い換えれば、（血液）血管内のドップラ信号は、対象の血管の主軸に沿って少なくとも２つの位置で動的に測定される。次いで、ドップラ信号プロファイルが第１の位置から第２の（又は他の）位置に移動するのに要する時間から、脈波伝播速度が計算される。利点は、速度プロファイルが類似性を示すならば十分であるので、速度信号プロファイルが同一である必要がなく（例えば、振幅、幅において）、ＰＷＶ計算に関しては、速度プロファイルが第１の位置から第２の位置に移動するのに必要な時間間隔しか必要がないことである。言い換えれば、第１の位置で測定された速度プロファイルは、血管の長手軸に対する血管内デバイスの位置合せ不良に起因するわずかに異なるプロファイルを有する第２の位置で捕らえられてもよい（測定されてもよい）。これは、速度測定の両方の位置が血管の管腔内に位置を採る限り、血管の長手軸に対する血管内デバイスの位置合せ不良が許容されることを意味する。

一実施形態では、時間遅延の計算は、第１の超音波ドップラ信号と第２の超音波ドップラ信号との間の相互相関を実行することを含む。

このようにして、時間遅延は、第１の測定位置と第２の測定位置との間のドップラ信号が最も高い相関を提供するサンプル時間遅延を獲得することによって決定される。

一実施形態では、時間遅延の計算は、
第１の超音波ドップラ信号に基づいて第１の流速メトリックを取得することと、
第２の超音波ドップラ信号に基づいて第２の流速メトリックを取得することと、
第１の流速メトリック及び第２の流速メトリックに基づいて時間遅延を計算することと
を含む。

このようにして、第１及び第２の超音波ドップラ信号からそれぞれ導き出された第１及び第２の速度流動メトリックに基づいて時間遅延を計算することが可能である。

一構成では、第１の流速メトリックは第１の平均速度を含み、第２の流速メトリックは第２の平均速度を含む。

測定位置における速度は、時間遅延計算の精度を改善するためにある期間にわたって平均化される。

別の構成では、第１の流速メトリックは流速の第１の分布を含み、第２の流速メトリックは流速の第２の分布を含む。

流速分布は、いくつかの送信にわたって測定位置で測定された全範囲の速度を提供し、それによって、血管測定の完全な表現を提供する。

さらなる構成では、流速の第１の分布の取得は、第１の周波数スペクトルの取得を含み、流速の第２の分布の取得は、第２の周波数スペクトルの取得を含む。

流速分布は、一般に、周波数スペクトルとして獲得される。これにより、所与の速度値又は速度値の範囲と等価である周波数ビンにわたって分析を実行することができる。周波数ビンのサイズは、システム制限に基づいて変更される。

さらなる又は他の実施形態では、時間遅延の計算は、
流速の第１の分布及び流速の第２の分布の各速度値に対して、個々の時間遅延を計算することと、
個々の時間遅延に基づいて平均時間遅延を計算することと
を含む。

このようにして、すべての測定された速度が考慮に入れられる。分布にわたって速度を平均化することによって、最終結果の精度への誤った測定の影響を低減することが可能である。

さらなる又は他の実施形態では、時間遅延の計算は、
流速の第１の分布の第１の特徴を抽出することと、
流速の第２の分布の第２の特徴を抽出することと、
第１の特徴及び第２の特徴に基づいて時間遅延を計算することと
を含む。

このようにして、血流ではなく壁の動きを表す遅い速度などの血流に対応しない速度分布の態様は、計算から取り除かれ、それによって、最終結果の精度が向上する。

さらなる実施形態では、第１の特徴は、第１の複数の特徴であり、第２の特徴は、第２の複数の特徴である。

多数の特徴を考慮に入れることによって、最終計算の精度が向上する。

さらなる実施形態では、第１及び第２の特徴は、
瞬間ピーク速度、
脈拍開始、
ピーク時間、
最大加速度、及び
瞬間平均速度
のうちの１つ又は複数を含む。

一実施形態では、時間遅延の計算は、流速の第１の分布と流速の第２の分布との間の相互相関を実行することを含む。

一実施形態では、この方法は、圧力メトリックを取得するステップをさらに有し、脈波伝播速度の計算は、時間遅延及び圧力メトリックに基づく。

脈波伝播速度を計算する多数の方法を考慮に入れることによって、最終計算の精度が向上する。

一構成では、血管の中心軸に沿って複数の血管内超音波パルスを導くことは、電子的ビームステアリング及び／又は電子的ビーム焦点合せを含む。

本発明の一態様による例によれば、コンピュータプログラムコード手段を含むコンピュータプログラムが提供され、コンピュータプログラムコード手段は、コンピュータプログラムがコンピュータで実行されるとき、上述の方法を実施するように構成される。

本発明の一態様による例によれば、血管内脈波伝播速度測定を実行するための超音波システムが提供され、このシステムは、血管内超音波ユニットとプロセッサとを含み、
血管内超音波ユニットは、
パルス起点において、血管に沿って導かれる複数の血管内超音波パルスを生成し、
各超音波パルスに対して、血管の中心軸に沿った複数の距離から複数のエコーを受信するように構成され、
プロセッサは、
パルス起点から第１の距離からの第１の超音波ドップラ信号と、パルス起点から第２の距離からの第２の超音波ドップラ信号とを取得し、
第１の超音波ドップラ信号及び第２の超音波ドップラ信号に基づいて時間遅延を計算し、
時間遅延に基づいて脈波伝播速度を計算するように構成される。

一実施形態では、血管内超音波ユニットは、
単一の超音波トランスデューサ要素、
超音波トランスデューサ要素のアレイ、又は
互いに空間的に独立している第１の血管内超音波要素及び第２の血管内超音波要素
を含む。

本発明のこれらの及び他の態様は、以下で説明される実施形態から明らかになり、それを参照して解明される。

次に、本発明の例が、添付の図面を参照して詳細に説明される。

全体的な動作を説明するための超音波診断イメージングシステムを示す図である。 本発明の方法を示す図である。 血管内の血管内デバイスの概略図である。 第１及び第２の測定位置での時間に対する速度のプロットを示す図である。 様々な深度で取得された複数の超音波ドップラ信号に関連する一連のグラフを示す図である。 図５のグラフの時間窓を示す図である。 推定されたＬｏｕｐａｓ速度のグラフ表示を示す図である。 異なる測定深度で取得された速度信号の相互共分散のグラフである。 最大相互共分散に対する測定深度のグラフである。

本発明が図を参照して説明される。

詳細な説明及び特定の例は、装置、システム、及び方法の例示的な実施形態を示しているが、単に例示の目的のためのものであり、本発明の範囲を限定するものではないことを理解されたい。本発明の装置、システム、及び方法のこれらの及び他の特徴、態様、及び利点は、以下の説明、添付の特許請求の範囲、及び添付の図面からより良く理解されるようになるであろう。図は単に概略であり、原寸に比例して描かれないことを理解されたい。同じ参照番号が、同じ又は類似の部分を示すために図の全体を通して使用されていることも理解されたい。

本発明は、血管の中心軸に沿って導かれた複数の血管内超音波パルスに基づいて脈波伝播速度を計算するための方法を提供する。各超音波パルスに対して、複数のエコーが、血管の中心軸に沿った複数の距離から受信される。第１の超音波ドップラ信号がパルス起点から第１の距離から受信され、第２の超音波ドップラ信号がパルス起点から第２の距離から受信される。第１及び第２の流速メトリックが、それぞれ、第１及び第２の超音波ドップラ信号に基づいて取得される。脈波伝播速度が、第１の流速メトリック及び第２の流速メトリックに基づく時間遅延に基づいて計算される。

図１を参照して、また本発明はトランスデューサアレイによって測定された信号のシステムによる処理に関するのでシステムの信号処理機能に重点をおいて、例示的な超音波システムの全体的な動作が最初に説明される。

システムは、アレイトランスデューサプローブ４を含み、アレイトランスデューサプローブ４は、超音波を送信し、エコー情報を受信するためのトランスデューサアレイ６を有する。トランスデューサアレイ６は、ＣＭＵＴトランスデューサ、ＰＺＴ若しくはＰＶＤＦなどの材料で形成された圧電トランスデューサ、又は他の適切なトランスデューサ技術を含むこの例では、トランスデューサアレイ６は、関心領域の２Ｄ平面又は３次元ボリュームのいずれかを走査することができるトランスデューサ８の２次元アレイである。別の例では、トランスデューサアレイは１Ｄアレイである。

トランスデューサアレイ６は、トランスデューサ要素による信号の受信を制御するマイクロビームフォーマ１２に結合される。マイクロビームフォーマは、米国特許第５，９９７，４７９号（Ｓａｖｏｒｄら）、第６，０１３，０３２号（Ｓａｖｏｒｄ）、及び第６，６２３，４３２号（Ｐｏｗｅｒｓら）に記載されているように、トランスデューサの「グループ」又は「パッチ」と一般に呼ばれるサブアレイによって受信された信号の少なくとも部分的なビームフォーミングが可能である。

マイクロビームフォーマは完全にオプションであることに留意すべきである。さらに、システムは送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ１６を含む。マイクロビームフォーマ１２が結合される送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ１６は、送信モードと受信モードとの間でアレイを切り替える。マイクロビームフォーマが使用されず、トランスデューサアレイがメインシステムビームフォーマによって直接操作される場合、送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ１６はメインビームフォーマ２０を高エネルギー送信信号から保護する。トランスデューサアレイ６からの超音波ビームの送信は、Ｔ／Ｒスイッチ１６によりマイクロビームフォーマに結合されたトランスデューサコントローラ１８と、ユーザインタフェース又はコントロールパネル３８のユーザ操作からの入力を受け取るメイン送信ビームフォーマ（図示せず）とによって誘導される。コントローラ１８は、送信モード中にアレイ６のトランスデューサ要素を駆動する（直接又はマイクロビームフォーマを介して）ように構成された送信回路を含む。

一般的なラインごとのイメージングシーケンスでは、プローブ内のビームフォーミングシステムは以下のように動作する。送信中に、ビームフォーマ（実施態様に応じてマイクロビームフォーマ又はメインシステムビームフォーマである）は、トランスデューサアレイ、又はトランスデューサアレイのサブアパーチャを作動させる。サブアパーチャは、トランスデューサの１次元ライン、又はより大きいアレイ内のトランスデューサの２次元パッチである。送信モードでは、アレイ、又はアレイのサブアパーチャによって生成された超音波ビームの焦点合せ及びステアリングが、以下で説明するように制御される。

対象から後方散乱エコー信号を受信する際、受信信号は、受信信号を整列させるために受信ビームフォーミング（以下で説明されるように）を受け、サブアパーチャが使用されている場合は、サブアパーチャは、次いで、例えば１つのトランスデューサ要素だけシフトされる。次いで、シフトされたサブアパーチャが作動され、トランスデューサアレイのトランスデューサ要素のすべてが作動されるまでプロセスが繰り返される。

各ライン（又はサブアパーチャ）に対して、最終超音波画像の関連ラインを形成するために使用される受信信号の総計は、受信期間中に所与のサブアパーチャのトランスデューサ要素によって測定された電圧信号の合計であることになる。以下のビームフォーミングプロセスの後で結果として生じるライン信号は、一般に、高周波（ＲＦ）データと呼ばれる。次いで、様々なサブアパーチャによって生成された各ライン信号（ＲＦデータセット）は、最終超音波画像のラインを生成するために追加の処理を受ける。経時的なライン信号の振幅の変化は、深度に伴う超音波画像の輝度の変化に寄与することになり、高い振幅ピークは、最終画像の明るいピクセル（又はピクセルの集合）に対応することになる。ライン信号の初期の近くに現れるピークは、浅い構造からのエコーを表すことになり、一方、ライン信号の後半に次第に現れるピークは、対象内で次第に増加している深度の構造からのエコーを表すことになる。

トランスデューサコントローラ１８によって制御される機能のうちの１つは、ビームがステアリング及び焦点合わせされる方向である。ビームは、トランスデューサアレイから前方に（直交して）まっすぐに、又はより広い視野のために異なる角度でステアリングされる。送信ビームのステアリング及び焦点合せは、トランスデューサ要素の作動時間に応じて制御される。

一般的な超音波データ取得では、平面波イメージング及び「ビームステアリング」イメージングの２つの方法が区別される。２つの方法は、送信モード（「ビームステアリング」イメージング）及び／又は受信モード（平面波イメージング及び「ビームステアリング」イメージング）におけるビームフォーミングの存在によって区別される。

最初に焦点合せ機能に注目すると、トランスデューサ要素のすべてを同時に作動させることによって、トランスデューサアレイは、対象を通って移動するとき発散する平面波を生成する。この場合、超音波のビームは焦点が合っていないままである。位置依存時間遅延をトランスデューサの作動に導入することによって、ビームの波面を焦点ゾーンと呼ばれる所望の点に収束させることが可能である。焦点ゾーンは、横方向ビーム幅が送信ビーム幅の半分未満である点として定義される。このようにして、最終超音波画像の横方向解像度が改善される。

例えば、時間遅延がトランスデューサ要素を連続して作動させ、最も外側の要素で始まりトランスデューサアレイの中央の要素で終る場合、焦点ゾーンは、中央の要素に沿ってプローブから所与の距離離れたところに形成される。プローブからの焦点ゾーンの距離は、トランスデューサ要素作動の各後続のラウンド間の時間遅延に応じて変化することになる。ビームが焦点ゾーンを通過した後、ビームは発散し始め、遠距離場イメージングゾーンを形成することになる。焦点ゾーンがトランスデューサアレイのすぐ近くにある場合、超音波ビームは、遠距離場で急速に発散し、最終画像にビーム幅アーティファクトが引き起こされることになることに留意すべきである。一般に、トランスデューサアレイと焦点ゾーンとの間にある近距離場は、超音波ビームの大きいオーバラップのために細部をほとんど示さない。したがって、焦点ゾーンの位置の変更により、最終画像の品質の著しい変化がもたらされる。

送信モードでは、超音波画像が多数の焦点ゾーン（各々が異なる送信焦点を有する）に分割されない限り、１つの焦点だけが定義されることに留意すべきである。

加えて、対象の内部からエコー信号を受信する際、受信焦点合せを実行するために上述のプロセスの逆を実行することが可能である。言い換えれば、入力信号は、トランスデューサ要素によって受信され、電子的時間遅延を受け、その後、信号処理のためにシステムに渡される。これの最も簡単な例は、遅延和ビームフォーミングと呼ばれる。時間の関数としてトランスデューサアレイの受信焦点合せを動的に調節することが可能である。

次に、ビームステアリングの機能に注目すると、時間遅延をトランスデューサ要素に正しく適用することにより、超音波ビームがトランスデューサアレイを出るとき、超音波ビームに所望の角度を与えることが可能である。例えば、トランスデューサアレイの第１の側でトランスデューサを作動させ、続いて、アレイの反対側で終る順序で残りのトランスデューサを作動させることによって、ビームの波面は第２の側に向かって角度を付けられることになる。トランスデューサアレイの法線に対するステアリング角度のサイズは、後続のトランスデューサ要素の作動の間の時間遅延のサイズに依存する。

さらに、ステアリングビームの焦点を合わせることが可能であり、各トランスデューサ要素に適用される総時間遅延は、焦点合せとステアリングの両方の時間遅延の合計である。この場合、トランスデューサアレイはフェーズドアレイと呼ばれる。

作動のためにＤＣバイアス電圧を必要とするＣＭＵＴトランスデューサの場合、トランスデューサコントローラ１８は、トランスデューサアレイのためのＤＣバイアスコントロール４５を制御するために結合される。ＤＣバイアスコントロール４５は、ＣＭＵＴトランスデューサ要素に印加されるＤＣバイアス電圧を設定する。

トランスデューサアレイの各トランスデューサ要素に対して、一般にチャネルデータと呼ばれるアナログ超音波信号が、受信チャネルを介してシステムに入る。受信チャネルでは、部分的にビームフォーミングされた信号が、マイクロビームフォーマ１２によってチャネルデータから作り出され、次いで、メイン受信ビームフォーマ２０に渡され、トランスデューサの個々のパッチからの部分的にビームフォーミングされた信号は、高周波（ＲＦ）データと呼ばれる完全にビームフォーミングされた信号に組み合わされる。各段階で実行されるビームフォーミングは、上述のように実行されるか、又は追加の機能を含む。例えば、メインビームフォーマ２０は、１２８チャネルを有し、各々は、数十又は数百のトランスデューサ要素のパッチから部分的にビームフォーミングされた信号を受信する。このようにして、トランスデューサアレイの数千のトランスデューサによって受信された信号は、単一のビームフォーミング信号に効率的に寄与する。

ビームフォーミングされた受信信号は信号プロセッサ２２に結合される。信号プロセッサ２２は、バンドパスフィルタリング、デシメーション、Ｉ及びＱ成分分離、及び高調波信号分離などの様々なやり方で受信エコー信号を処理する。高調波信号分離は、組織及びマイクロバブルから戻された非線形（基本周波数の高調波）エコー信号の識別を可能にするように線形信号と非線形信号を分離するように作用する。信号プロセッサは、さらに、スペックル低減、信号合成、及び雑音除去などの追加の信号強化を実行する。信号プロセッサのバンドパスフィルタは、トラッキングフィルタであり、その通過帯域は、エコー信号が次第に増加する深度から受信されるにつれて、高い周波数帯域から低い周波数帯域にスライドし、それによって、一般に解剖学的情報が欠けているより大きい深度からのより高い周波数のノイズが阻止される。

送信のためのビームフォーマと受信のためのビームフォーマとは、異なるハードウェアで実現され、異なる機能を有する。当然、受信器ビームフォーマは、送信ビームフォーマの特性を考慮に入れるように設計される。図１には、簡単のために、受信器ビームフォーマ１２、２０のみが示されている。完全なシステムでは、送信マイクロビームフォーマとメイン送信ビームフォーマとを有する送信チェーンも存在する。

マイクロビームフォーマ１２の機能は、アナログ信号経路の数を減少させるために信号の初期の組合せを提供することである。これは、一般に、アナログドメインで実行される。

最終ビームフォーミングは、メインビームフォーマ２０で行われ、一般に、デジタル化の後に行われる。

送信チャネル及び受信チャネルは、固定周波数帯域を有する同じトランスデューサアレイ６を使用する。ただし、送信パルスが占める帯域幅は、使用される送信ビームフォーミングに応じて変わる。受信チャネルは、トランスデューサ帯域幅全体を捕捉する（これは典型的手法である）か、又はバンドパス処理を使用することによって、所望の情報を含む帯域幅のみ（例えば、主高調波の高調波）を抽出する。

次いで、ＲＦ信号は、Ｂモード（すなわち、輝度モード又は２Ｄイメージングモード）プロセッサ２６及びドップラプロセッサ２８に結合されてもよい。Ｂモードプロセッサ２６は、臓器組織及び血管などの体内の構造をイメージングするために、受信した超音波信号に振幅検出を実行する。ラインごとのイメージングの場合、各ライン（ビーム）は、関連するＲＦ信号によって表され、その振幅を使用して、Ｂモード画像のピクセルに割り当てられるべき輝度値が生成される。画像内のピクセルの正確な位置は、ＲＦ信号に沿った関連する振幅測定の位置及びＲＦ信号のライン（ビーム）番号によって決定される。そのような構造のＢモード画像は、米国特許第６，２８３，９１９号（Ｒｏｕｎｄｈｉｌｌら）及び米国特許第６，４５８，０８３号（Ｊａｇｏら）に記載されているように、高調波画像モード、基本画像モード、又は両方の組合せで形成される。ドップラプロセッサ２８は、画像フィールドにおける血球の流動などの物質の移動を検出するために、組織移動及び血流から生じる時間的に別個の信号を処理する。ドップラプロセッサ２８は、一般に、体内の選択されたタイプの材料から戻されたエコーを通過又は阻止するように設定されたパラメータをもつウォールフィルタを含む。

Ｂモードプロセッサ及びドップラプロセッサによって作り出された構造信号及び動き信号は、スキャンコンバータ３２及び多平面リフォーマッタ４４に結合される。スキャンコンバータ３２は、受信した空間的関係のエコー信号を所望の画像フォーマットに配置する。言い換えれば、スキャンコンバータは、ＲＦデータを円筒座標系から画像ディスプレイ４０に超音波画像を表示するのに適切なデカルト座標系に変換するように機能する。Ｂモードイメージングの場合、所与の座標のピクセルの輝度は、その位置から受信したＲＦ信号の振幅に比例する。例えば、スキャンコンバータは、エコー信号を２次元（２Ｄ）扇形フォーマット又はピラミッド形３次元（３Ｄ）画像に配置する。スキャンコンバータは、画像フィールドにおける点の動きに対応する色でＢモード構造画像をオーバレイする。ドップラ推定速度は所与の色を作り出す。Ｂモード構造画像とカラードップラ画像の組合せは、構造画像フィールド内で組織の動き及び血流を示す。多平面リフォーマッタは、米国特許第６，４４３，８９６号（Ｄｅｔｍｅｒ）に記載されているように、身体のボリュメトリック領域の共通面の点から受信したエコーをその面の超音波画像に変換することになる。ボリュームレンダラ４２は、米国特許第６，５３０，８８５号（Ｅｎｔｒｅｋｉｎら）に記載されているように、３Ｄデータセットのエコー信号を所与の基準点から見たような投影３Ｄ画像に変換する。

２Ｄ又は３Ｄ画像は、画像ディスプレイ４０で表示するためのさらなる強調、バッファリング、及び一時記憶のために、スキャンコンバータ３２、多平面リフォーマッタ４４、及びボリュームレンダラ４２から画像処理プロセッサ３０に結合される。画像処理プロセッサは、例えば強力な減衰器又は屈折によって引き起こされる音響シャドーイング、例えば弱い減衰器によって引き起こされる後方増強、例えば高反射性組織界面が近接して配置されている場合の残響アーティファクトなどのような特定のイメージングアーティファクトを最終超音波画像から取り除くように構成される。加えて、画像処理プロセッサは、最終超音波画像のコントラストを改善するために、特定のスペックル低減関数を扱うように構成される。

イメージングに使用されることに加えて、ドップラプロセッサ２８によって作り出された血流値及びＢモードプロセッサ２６によって作り出された組織構造情報は、定量化プロセッサ３４に結合される。定量化プロセッサは、臓器のサイズ及び在胎期間などの構造測定に加えて、体積血流量などの様々な流動状態の測定をもたらす。定量化プロセッサは、ユーザコントロールパネル３８からの入力、例えば、測定が行われるべき画像の解剖学的構造内のポイントなどを受け取る。

定量化プロセッサからの出力データは、ディスプレイ４０の画像による測定グラフィックス及び測定値の再生のために、並びにディスプレイデバイス４０からのオーディオ出力のためにグラフィックスプロセッサ３６に結合される。グラフィックスプロセッサ３６は、さらに、超音波画像とともに表示するためのグラフィックオーバーレイを生成する。これらのグラフィックオーバーレイは、患者の名前、画像の日時、イメージングパラメータなどのような標準の識別情報を含む。これらの目的のために、グラフィックスプロセッサは、患者の名前などのユーザインタフェース３８からの入力を受け取る。ユーザインタフェースは、さらに、トランスデューサアレイ６からの超音波信号の生成、したがって、トランスデューサアレイ及び超音波システムによって作り出される画像を制御するために、トランスデューサコントローラ１８に結合される。コントローラ１８の送信制御機能は、実行される機能のうちの１つにすぎない。コントローラ１８は、さらに、動作モード（ユーザにより与えられる）と、対応する必要な送信器構成及び受信器アナログ－デジタル変換器におけるバンドパス構成とを考慮に入れる。コントローラ１８は、複数の固定状態を有するステートマシンである。

ユーザインタフェースは、さらに、多平面再フォーマット（ＭＰＲ）画像の画像フィールドの定量化された測定を実行するのに使用される多数のＭＰＲ画像の面の選択及び制御のために多平面リフォーマッタ４４に結合される。

図２は、脈波伝播速度を計算する方法１００を示す。

ステップ１１０において、複数の血管内超音波パルスが、パルス起点で生成され、血管の中心軸に沿って導かれる。

血流速度測定が、パルス波ドップラ超音波法によって実行され、それにより、対象の位置を、単一の超音波送信を用いて、その結果として、単一のセンサのみによって測定することができる。これは、超音波トランスデューサが血管の主軸と一致することを必要とし、それは、一般に、血管内手法によって最良に達成される。

言い換えれば、単一の超音波トランスデューサが、血流測定を実行するために血管内に挿入される。これは、先端に超音波トランスデューサがあり、血管の主軸に沿って向けられるガイドワイヤ又はカテーテルを使用して実行される。

ステップ１２０において、各超音波パルスに対して、複数のエコーが、血管の中心軸に沿った複数の距離から受信される。

ステップ１３０において、第１の超音波ドップラ信号が、パルス起点から第１の距離から取得され、ステップ１３５において、第２の超音波ドップラ信号が、パルス起点から第２の距離から取得される。

第１及び第２のドップラ信号は、それぞれ、第１及び第２の測定距離から受信された超音波エコーから構築される。

脈波伝播速度評価の情況において、最大脈波伝播速度ＰＷＶ_ｍａｘは、正確な推定を行うためにシステムによって分解される必要がある最小時間遅延Δｔ_ｍｉｎを決定する。

ここで、ｚ_１は超音波パルス起点から第１の距離であり、ｚ_２は超音波パルス起点から第２の距離である。言い換えれば、ｚ_２－ｚ_１は、血管に沿った第１の測定点と第２の測定点との間の距離である。

良好な解像度を達成するために、Δｔ_ｍｉｎは、以下のように超音波トランスデューサのいくつかのパルス送信にわたらなければならない。
Δｔ_ｍｉｎ≫１／ｆ_ＰＲＦ
ここで、ｆ_ＰＲＦは、超音波トランスデューサのパルスレート周波数、すなわち、毎秒生成される超音波パルスの数である。

腎臓除神経の例では、脈波伝播速度は、最大２０ｍ／ｓであると予想される。これをＰＷＶ_ｍａｘとし、ｚ_１＝４ｍｍ及びｚ_２＝８ｍｍを選ぶと、Δｔ_ｍｉｎ＞０．２ｍｓになり、これは、１６個の超音波パルスが８０ｋＨｚの例示のｆ_ＰＲＦで生成されることを意味する。したがって、速度波がｚ_１に達したときとｚ_２に達したときとの間の遅延に相当する少なくとも１６個の連続した超音波パルス送信があると予想される。ｚ_１を小さく選びすぎると、受信信号、したがって速度メトリックが、血管内デバイス自体の存在によって影響されることに留意すべきである。したがって、ｚ_１は、そのような干渉を低減又は除去するために、デバイスと測定スポットとの間に十分な距離を与えるように選ばれるべきである。

パルスドップラ処理において、ドップラ信号は、各超音波パルスが送信された後の特定の時間遅延に対応する様々な測定深度ｚ_ｍで取得された、検出されたパルスエコー信号又は高周波（ＲＦ）データの直交位相復調によって取得される。

直交位相復調（又は複素復調）は、受信信号を高周波帯域からベースバンドに復調するために、受信信号の同相（Ｉ）成分及び直角位相（Ｑ）成分を分離することと等価である。この機能は、図１を参照して上述したドップラプロセッサ２８によって実行される。直交位相復調は、Ｌｏｕｐａｓら、「Ａｎ Ａｘｉａｌ Ｖｅｌｏｃｉｔｙ Ｅｓｔｉｍａｔｏｒ ｆｏｒ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｂｌｏｏｄ Ｆｌｏｗ Ｉｍａｇｉｎｇ， Ｂａｓｅｄ ｏｎ ａ Ｆｕｌｌ Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｅｑｕａｔｉｏｎ ｂｙ Ｍｅａｎｓ ｏｆ ａ Ｔｗｏ－Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ Ａｕｔｏｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ Ａｐｐｒｏａｃｈ」、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ， Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ， ａｎｄ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｃｏｎｔｒｏｌ、４２巻、４号、１９９５年７月にさらに記載されている。

測定深度と時間遅延とは、血管内の血液のような画像化される媒体の既知の音速によって互いに関連している。各超音波パルス送信は、各測定深度でドップラ信号に１つのサンプルを提供することになる。

ステップ１４０において、第１の流速メトリックが第１の超音波ドップラ信号に基づいて取得され、ステップ１４５において、第２の流速メトリックが第２の超音波ドップラ信号に基づいて取得される。

ドップラ超音波イメージングでは、受信信号を使用して、所与の流体の速度を決定する。信号が流体粒子から反射するとき、信号は、流体の流れの方向に応じてドップラシフトを受けることになり、次いで、ドップラシフトを使用して、受信したエコー位置での流体の速度を決定する。

血管内のドップラ測定を実行する場合、血液の速度は、均一で一定ではなく、心臓の鼓動などの様々な生理的プロセスに応じて時間とともに変化する。これにより、血液の速度は、数秒にわたるなどの所与の期間にわたり特定の態様で変化することになる。速度のこの特徴的な変化は、特定の速度、すなわち、ＰＷＶで血管系を通って伝播することになる。

２つの既知の測定位置で速度のこの特徴的な変化を識別し、第１の位置で生じた後、第２の位置で生じるのに要した時間を決定することによって、ＰＷＶを測定することが可能である。

速度の特徴的な変化は、いくつかの速度メトリックによって識別される。第１の測定位置で測定された速度メトリックは、第１の速度メトリックと呼ばれ、第２の測定位置で測定された速度メトリックは、第２の速度メトリックと呼ばれるが、ただし、第１及び第２の速度メトリックは、速度の同じ特徴的な変化を表す。

一例では、第１の流速メトリックは第１の平均速度であり、第２の流速メトリックは第２の平均速度である。より具体的には、流速は、所定の時間の長さにわたって第１及び第２の測定点で測定される。例えば１ｍｓにわたって測定された平均速度が、第１の測定位置に現れた後に第２の測定位置に現れる、つまり、第１及び第２の速度メトリックが一致するとき、速度の特徴的な変化が測定距離を横切ったと決定される。

第１及び第２の測定点での平均速度は、例えば、Ｋａｓａｉアルゴリズムによって評価される（Ｋａｓａｉら、「Ｒｅａｌ－Ｔｉｍｅ Ｔｗｏ－Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ Ｂｌｏｏｄ Ｆｌｏｗ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｕｓｉｎｇ ａｎ Ａｕｔｏｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ」、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｓｏｎｉｃｓ ａｎｄ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ、ＳＵ－３２巻、３号、１９８５年５月に記載されているように）、又はＬｏｕｐａｓアルゴリズムによって評価される（Ｌｏｕｐａｓら、「Ａｎ Ａｘｉａｌ Ｖｅｌｏｃｉｔｙ Ｅｓｔｉｍａｔｏｒ ｆｏｒ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｂｌｏｏｄ Ｆｌｏｗ Ｉｍａｇｉｎｇ， Ｂａｓｅｄ ｏｎ ａ Ｆｕｌｌ Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｅｑｕａｔｉｏｎ ｂｙ Ｍｅａｎｓ ｏｆ ａ Ｔｗｏ－Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ Ａｕｔｏｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ Ａｐｐｒｏａｃｈ」、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ， Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ， ａｎｄ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｃｏｎｔｒｏｌ、４２巻、４号、１９９５年７月に記載されているように）。

別の例では、第１の流速メトリックは第１の流速分布であり、第２の流速メトリックは第２の流速分布である。言い換えれば、第１及び第２の測定位置での速度が定期的に測定され、期間の長さは用途によって必要とされる精度に依存する。

次いで、分布にわたる複数の時間遅延を計算するために、第１及び第２の速度分布の各速度値が比較される。次いで、時間遅延は、ＰＷＶを計算するために使用されるべき最終時間遅延に達するように平均化される。

さらなる例では、第１及び第２の流速分布の取得は、それぞれ、第１及び第２の周波数スペクトルの取得を含む。

言い換えれば、周波数スペクトルが、各測定深度で取得され、それは、この場合、ｚ_１及びｚ_２での流速の分布を表す。取得されたドップラ信号の周波数は、最初に生成された超音波パルスと比較して周波数シフトを含むことになり、それは、測定点での流速に直接関係している。所与の測定点での速度が時間とともに変化するとき、取得されるドップラ信号の周波数シフトも変化し、それによって、異なる受信周波数のスペクトルがもたらされる。次いで、所与の速度又は速度の範囲を表すために、周波数ビンが採用される。

既存のシステムでは、ピーク流速が、スペクトルドップラ手法によって決定される。スペクトルドップラ手法は、超音波パルス送信のアンサンブルにわたるドップラ信号の周波数スペクトルの計算を含む。超音波パルス送信のアンサンブルは、いくつかの用途では、最大２５６個の送信が可能である。送信の数が多いほど、観察される速度分解能を向上させるが、しかしながら、それはまた、速度の差が観察される時間分解能を低下させる。

そのような場合、時間分解能は、上述の提案されたＰＷＶ測定方法の場合ほど重要ではなく、１６個などの大幅に少ない数の送信が有用である。実際は、両方の手法が、同じ生の測定データからの流速及びＰＷＶの同時の測定のために並行して使用されてもよい。

ステップ１５０において、時間遅延が、第１の流速メトリック及び第２の流速メトリックに基づいて計算される。

上述で論じたように、時間遅延は、第１の測定点での平均の第１の速度及び第２の測定点での平均の第２の速度に基づいて計算される。

代替として、時間遅延は、第１及び第２の速度測定値の分布にわたる各速度測定値に対して個々の時間遅延を決定し、これに基づいて平均時間遅延を計算することによって計算される。個々の速度測定は、速度分布の速度の範囲又はドップラ信号周波数のスペクトルの周波数ビンの形態をとる。

上述で論じたように、経時的な速度の変化は、血管系を通って伝播するとき、例えば心拍周期に関連する特徴的な特徴を含む可能性がある。

そのため、時間遅延は、第１の特徴と呼ばれる第１の速度の分布の特徴と、第２の特徴と呼ばれる第２の速度の分布の特徴との間の比較に基づいて計算される。第１及び第２の特徴は、単一の特徴である必要はなくて、第１速度分布及び第２の速度分布の両方に現れるいくつかの異なる特徴を含むことができる。

例として、第１及び第２の特徴は、瞬間ピーク速度、脈拍開始、ピーク時間、及び最大加速度のうちの１つ又は複数を含む。特に、瞬間ピーク速度は最大流速を表し、それは、一般に、血管腔の中心で見いだされる。この特徴は、血流ではなく壁の動きを表す遅い速度などの速度分布の無関係な部分によって影響されることが少ない。

ｚ_１での第１の速度メトリックとｚ_２での第２の速度メトリックとの間の時間遅延の計算は、相互相関手法を使用して計算される。

２つの信号間の類似性を測定する相互相関法は、周波数スペクトル計算の前に、取得されたドップラ信号に直接実行される。したがって、この手法では、周波数スペクトルを計算する必要はない。代わりに、脈波伝播速度を表す時間遅延は、ｚ_１とｚ_２との間のドップラ信号が最も高い相関を提供する時間遅延を見いだすことによって取得される。

ステップ１６０において、脈波伝播速度が、時間遅延に基づいて計算される。

ｚ_１とｚ_２との間の距離ｘは既知であり、時間遅延Δｔは上述の様々な方法のうちの１つを使用して計算されるので、

としてＰＷＶを決定することは簡単なことである。

速度メトリックに加えて、次式を参照して上述したように脈波伝播速度を計算するときに使用するために、血管内の圧力メトリックも取得される。

ただし、

２つの方法によりＰＷＶを計算することによって、最終ＰＷＶの精度を向上させ、速度メトリックベース測定の品質をチェックすることが可能である。

図３は、血管２２０の中心軸２１０に位置合わせされた血管内デバイス２００を示す。

血管内デバイスは、複数の超音波パルス２３０を生成し、デバイスから第１の距離ｚ_１にある第１の測定位置からの複数のエコー信号２４０と、デバイスから第２の距離ｚ_２にある第２の測定位置からの複数のエコー信号２５０とを受信する。第１の距離と第２の距離とは、距離ｘだけ隔てられている。

第１の測定位置からの複数のエコー信号２４０は、第１のドップラ信号を形成するために使用され、第２の測定位置からの複数のエコー信号２５０は、第２のドップラ信号を形成するために使用される。

図４は、時間に対する流速ｖ_ｆのグラフ２６０を示す。

グラフは、第１のドップラ信号及び第２のドップラ信号からそれぞれ獲得された第１の速度分布プロット２７０及び第２の速度分布プロット２８０を示す。図から分かるように、２つのプロットは同じ形状であり、第２のプロットは時間的にシフトされている。この時間のシフトは、脈動が血管に沿って移動するのに要する時間を表し、さらに、ＰＷＶを示す。第１のプロットと第２のプロットを比較することによって、時間遅延Δｔを導き出すことが可能であり、次いで、時間遅延Δｔを既知の距離ｘと組み合わせて使用して、ＰＷＶが導き出される。

図５及び図６は、各々、時間Ｔにわたる取得されたドップラ信号に関連する４つのグラフを示す。図６のグラフは、７８３０ｍｓと７８５０ｍｓとの間の図５のプロットの２０ｍｓのセクションを示す。

図５に注意すると、第１のグラフ３００及び第２のグラフ３１０は、それぞれ、受信された超音波ドップラ信号の分離されたＩ成分及びＱ成分のプロットを示す。言い換えれば、第１及び第２のグラフは、直交位相復調の後のドップラ信号のＩ成分及びＱ成分を示す。第１及び第２のグラフの各プロットは、異なる測定深度、又は関心領域（ＲＯＩ）を表す。

プロットのすべての時点は、血管内デバイスによる１つのパルス送信から生じる。この例のパルス繰返しレートは、５０ｋＨｚであり、それゆえに、これらの信号のサンプリング周波数であり、最終的には、ＰＷＶが計算される推定速度信号のサンプリング周波数でもある。第３のグラフ３２０及び第４のグラフ３３０は、Ｋａｓａｉ（第３のグラフ）アルゴリズム及びＬｏｕｐａｓ（第４のグラフ）アルゴリズムによって推定された瞬間速度を示す。言い換えれば、第３のグラフは、推定されたＫａｓａｉ速度Ｖ_Ｋを示し、第４のグラフは、推定されたＬｏｕｐａｓ速度Ｖ_Ｌを示す。これらのアルゴリズムは、ドップラの式によって血管内の平均流速に直接関連するＩ信号及びＱ信号の瞬間平均周波数を推定する。これらの２つのグラフは、速度が７８５０ｍｓの直前でほぼ０から概略で０．２ｍ／ｓまで変化することを示している。この速度変化は脈波から生じ、信号を注意深く見ると、速度は低い深度（３～４ｍｍ）で変化し、その後、さらに、より高い深度（例えば、８～９ｍｍ）で変化することが分かる。言い換えれば、３～４ｍｍの測定深度に達する脈波と、８～９ｍｍの測定深度に達する脈波との間に観察可能な時間遅延がある。

図６は、時間７８３０ｍｓと時間７８５０ｍｓとの間の図５のグラフを示す。第５のグラフ３４０は第１のグラフ３００に対応する。第６のグラフ３５０は第２のグラフ３１０に対応する。第７のグラフ３６０は第３のグラフ３２０に対応する。第８のグラフ３７０は第４のグラフ３３０に対応する。

これらのグラフは、脈波の到着の前後の時間を示しており、第７の３６０のグラフ及び第８の３７０のグラフにおいて、異なる深度の間で速度波の到着の間に数ミリ秒の時間遅延があることが分かる。さらに、第５の３４０のグラフ及び第６の３５０のグラフは、速度波から生じるＩ信号及びＱ信号の変化を示しており、高周波成分が、７８４０ｍｓの近くの速度波の到着時に現れている。

図７は、図６の第８の３７０のグラフに示されたＬｏｕｐａｓ速度の代替のグラフ表示３８０を示す。

速度波は、時間Ｔ（水平軸）と、トランスデューサからの距離、又は深度Ｄ（垂直軸）との関数として陰影によって示される。グラフを用いて、脈波伝播速度は、速度波の位相に沿ってラインを描くことによってこの画像から解明される。

と等価であるこのラインの傾斜は、脈波伝播速度を示す。

図８は、時間Ｔに対する、信号から平均を減じた後の相互相関と等価である相互共分散Ｘ－ｃｏのグラフ３９０を示す。相互共分散は、０ｍｓに中心があるピークを有するプロット３９５によって識別可能な、５．５～６．５ｍｍの測定深度で取得された速度信号と、残りの測定深度で取得された速度信号との間で計算される。相互共分散におけるピークの位置は、様々な測定深度の間の脈波の到着の間の遅延を示している。一例として、８～９ｍｍの深度の脈波は、５．５～６．５ｍｍの深度の脈波が約１ｍｓだけ遅延されたときに５．５～６．５ｍｍの深度の脈波と最も密接に相関される。さらに、３～４ｍｍの深度の脈波は、３～４ｍｍの深度の脈波が約１．２ｍｓだけ遅延されたときに５．５～６．５ｍｍの深度の脈波と最適に相関される。

図９は、測定深度間の既知の距離（ｙ軸上）に対してプロットされた２つの測定深度間の最大相互共分散の最適遅れ時間Ｔ_ｌａｇ（ｘ軸上）のグラフ４００を示す。データ点は、点線で示された脈波伝播速度を示す傾向を示唆する。脈波伝播速度は、このラインの傾斜として推定され、この例では、２．１ｍ／ｓの値になる。

血管内デバイスは、いくつかの超音波トランスデューサ要素を含むことができ、その場合、血管内超音波パルスは、電子的ビームステアリング及び／又は電子的ビーム焦点合せを使用して血管の中心軸に沿って導かれる。このようにして、血管内デバイスの方位に対する感度を低くして測定が行われる。

電子的ビームステアリング及び焦点合せは、脈波伝播速度が評価される軸が確実に脈波伝搬の軸に対応するように、超音波ビームを流れの方向に最適に位置合わせするように適用される。

これは、例えば、最大流速である点において、ドップラ信号の強度が最大になるように、超音波ビーム角を最適化することによって実施される。ビーム角の最適化は、反復的に及び／又は適応的に実行される。

さらに、測定は、２つの別個の血管内デバイスに組み込まれている２つの別個の超音波トランスデューサにより実行されてもよい。これは、２つの測定位置の間の距離を選ぶ際により大きい自由を与える。

開示された実施形態への他の変形は、図面、開示、及び添付の特許請求の範囲の検討から、特許請求される本発明を実施する際に当業者によって理解及び達成される可能性がある。特許請求の範囲において、「備える、含む、有する」という単語は、他の要素又はステップを排除せず、単数形は複数を排除しない。特定の手段が互い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、これらの手段の組合せを有利に使用できないことを示していない。特許請求の範囲におけるいかなる参照符号も範囲を限定するものと解釈されるべきでない。

Claims (15)

1. 血管内脈波伝播速度測定を実行するためのシステムであって、前記システムは、血管内超音波デバイスとプロセッサとを含み、
   前記血管内超音波デバイスは、
   パルス起点において、血管に沿って導かれる複数の血管内超音波パルスを生成し、
   各超音波パルスに対して、前記血管に沿った複数の距離から複数のエコーを受信し、
   前記プロセッサは、
   前記パルス起点から第１の距離からの第１の超音波ドップラ信号と、前記パルス起点から第２の距離からの第２の超音波ドップラ信号とを取得し、
   取得された前記第１及び第２の超音波ドップラ信号に基づいて、前記第１の距離における速度分布が前記第２の距離に伝播するのに要する時間遅延を把握し、
   前記時間遅延に基づいて前記脈波伝播速度を計算する、
   システム。
2. 前記血管内超音波デバイスが、単一の超音波トランスデューサ要素、又は超音波トランスデューサ要素のアレイを含む、請求項１に記載のシステム。
3. 前記時間遅延を把握することが、前記第１の超音波ドップラ信号と前記第２の超音波ドップラ信号との間の相互相関を実行することを含む、請求項１又は２に記載のシステム。
4. 前記時間遅延を把握することが、前記第１及び前記第２の超音波ドップラ信号に基づいて第１及び第２の流速メトリックを取得することを含む、請求項１又は２に記載のシステム。
5. 前記第１の流速メトリックが第１の平均速度を含み、前記第２の流速メトリックが第２の平均速度を含む、請求項４に記載のシステム。
6. 前記第１の流速メトリックが流速の第１の分布を含み、前記第２の流速メトリックが流速の第２の分布を含む、請求項４に記載のシステム。
7. 前記流速の第１の分布が第１の周波数スペクトルを含み、前記流速の第２の分布が第２の周波数スペクトルを含む、請求項６に記載のシステム。
8. 前記時間遅延を把握することが、
   前記流速の第１の分布及び前記流速の第２の分布の各速度値に対して、個々の時間遅延を計算することと、
   前記個々の時間遅延に基づいて平均時間遅延を計算することと
   を含む、請求項６又は７に記載のシステム。
9. 前記時間遅延を把握することが、
   前記流速の第１の分布の第１の特徴を抽出することと、
   前記流速の第２の分布の第２の特徴を抽出することと、
   前記第１の特徴及び前記第２の特徴に基づいて時間遅延を計算することと
   を含む、請求項６又は７に記載のシステム。
10. 前記第１及び第２の特徴が、
    瞬間ピーク速度、
    脈拍開始、
    ピーク時間、
    最大加速度、及び
    瞬間平均速度
    のうちの１つ又は複数を含む、請求項９に記載のシステム。
11. 前記時間遅延を把握することが、前記流速の第１の分布と前記流速の第２の分布との間の相互相関を実行することを含む、請求項６又は７に記載のシステム。
12. 前記システムが、さらに、圧力メトリックを取得し、前記脈波伝播速度の計算が、前記時間遅延及び前記圧力メトリックに基づく、請求項１から１１のいずれか一項に記載のシステム。
13. 前記血管に沿って前記複数の血管内超音波パルスを導くことが、電子的ビームステアリング及び／又は電子的ビーム焦点合せを含む、請求項１に記載のシステム。
14. 脈波伝播速度を計算するためのシステムの作動方法であって、前記システムは、プロセッサを含み、前記方法は、
    複数の超音波が発生された血管内の地点であるパルス起点から第１の距離だけ離れたところからの複数のエコーに基づいて取得された第１の超音波ドップラ信号と、前記パルス起点から第２の距離だけ離れたところからの複数のエコーに基づいて取得された第２の超音波ドップラ信号とを、前記プロセッサが取得するステップと、
    前記プロセッサが、取得された前記第１及び第２の超音波ドップラ信号に基づいて、前記第１の距離における速度分布が前記第２の距離に伝播するのに要する時間遅延を把握するステップと、
    前記プロセッサが、前記時間遅延に基づいて前記脈波伝播速度を計算するステップと
    を有する、システムの作動方法。
15. コンピュータプログラムがコンピュータで実行されるとき、請求項１から１３のいずれか一項に記載のシステムで請求項１４に記載のシステムの作動方法を実施するために適合されたコンピュータプログラムコード手段を含む、コンピュータプログラム。

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