JPH09182752A - 超音波検査法でのドップラー角の調整方法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 ドップラー角を問題の血管の軸の近傍に位置
する開始点の前の指定に基づいてグレーレベルの画素の
２次元マトリックスの形を取る超音波検査画像を用いて
超音波検査励起ラインの方向と血管の軸との間の所定の
最適値に近い値に調整する方法を提供する。 【解決手段】 それは最初の励起方向に対するドップラ
ー角ＤＡ１の第一の測定をなし、該ドップラー角ＤＡ１
をドップラー角の所定の最適値ＤＡｏｏｐｔと比較し、
角度差の値Δθ＝｜ＤＡｏｐｔ−ＤＡ１｜を得、それを
第一の位置から概略ＤＡｏｐｔであるドップラー角ＤＡ
２を形成する第二の位置へ変えるためにΔθの値により
超音波検査の励起の方向の自動的な電子的補正をなす各
段階を含むドップラー角の自動調整方法。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明はドップラー角を問題
の血管の軸の近傍に位置する開始点の前の指定に基づい
てグレーレベルの画素の２次元マトリックスとして形成
された超音波検査画像を用いて超音波検査励起ラインの
方向と血管の軸との間で測定する方法及び調整する方法
に関する。

【０００２】本発明はまたこの方法を実施する配置に関
する。

【０００３】

【従来の技術】動脈内の血液の速度の定量的な測定を提
供するために速度の超音波画像化の方法は基本的には入
射超音波ビームと血管の局部の軸との間の角度を知るこ
とに基づく。得られた情報は例えば色のエンコーディン
グにより表示される。これはどのような市販の超音波検
査装置においても流れのカラーエンコードされた表示を
なすように現在用いられる全ての超音波信号処理法方に
対して当てはまる。更にまたこのドップラー角の信頼で
きる決定はその測定がからり複雑であり、故に例えば動
脈の振る舞いのような研究での更なる進歩をなすような
パラメータの超音波検査データの抽出を可能にするため
に必要である。

【０００４】故に例えば約１度のような高精度で自動的
になされる医用超音波画像からドップラー角の値を抽出
する方法を実現することが重要である。ドップラー角は
なお全ての市販の機器で困難な課題である：操作者はが
れが研究される血管の軸に関して画像内でトレースした
小さな線の断片の配列を判断することによりかなり近似
的な方法でそれの値を決定しなければならない。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】本発明の目的はドップ
ラー角を問題の血管の軸の近傍に位置する開始点の前の
指定に基づいてグレーレベルの画素の２次元マトリック
スの形を取る超音波検査画像を用いて超音波検査励起ラ
インの方向と血管の軸との間の所定の最適値に近い値に
調整する方法を提供することにある。

【０００６】

【課題を解決するための手段】本発明によれば該トレー
スの極近くの指定された点から開始した超音波検査画像
内の血管のトレースにより得られたドップラー角の測定
用のその様な方法は： ａ） 該開始点からの、光線に沿って分布する選択され
た点のグレーレベルのヒストグラムを提供するために超
音波画像をトラバースする光線の第一の等方性トレーシ
ングをなし、 ｂ） ２つの隣接するクラスはグレーレベルで記述され
る閾値Ｔ１，Ｔ２，．．．，により分離され、下の閾値
Ｔ_i-1 を境界とするクラスの一つＣＬ_i が該画像内の血
管の壁のグレーレベルを表現する該選択された点のグレ
ーレベルを少なくとも２つのクラスＣＬ₁ ，Ｃ
Ｌ₂ ，．．．，内に分類するために該ヒストグラムにア
ルゴリズムを適用し、 ｃ） グレーレベルが等しいかそれ以上の各光線に対す
る第一の点Ｐ１で閾値Ｔ _i-1 が座標ｘ（ｎ），ｙ（ｎ）
を有するＮ画素の集合の形で該血管の表現を有する該開
始点からの光線の第二のトレーシングを決定し。 ｄ） 該Ｎ画素の集合から慣性軸の傾きａを

【０００７】

【数１０】

【０００８】のように決定し、ここで（Ｓ）は：

【０００９】

【数１１】

【００１０】を意味し、 ｅ） ドップラー角の計算は：ＤＡ＝Ａｒｃ ｔｇ
（ａ）である各段階を含む。超音波検査画像は幾つかの
血管のトレースを非常にしばしば含む。故に角度を測定
したいオペレータは例えば超音波検査画像を表示するス
クリーン上のカーソルの位置によりまず問題の血管を指
定しなければならない。該開始点は斯くの如く指定さ
れ、その後にドップラー角の測定方法が正確で非常に速
いやり方で自動的に実行される。

【００１１】上記で定義された本発明の方法の一つのバ
ージョンは０から１の間の所定の値の閾値Ｒｍを越える
Ｎ個の画素の該集合の画素の相関係数ｒに対してのみド
ップラー角ＤＡの値を確認する補助的な確認段階を含
み、ここで：

【００１２】

【数１２】

【００１３】である。Ｒｍに対して選択された値は好ま
しくは０．５より大きく、それにより最小の品質基準が
なされた角度測定に関して付与される。表現（１）に従
った傾斜ａ及び表現（２）に従った係数ｒの計算のため
に本発明の更に好ましいバージョンによれば慣性軸及び
／又は相関係数ｒの傾きを計算する項は以下の解析的な
式：

【００１４】

【数１３】

【００１５】を用いてその端が座標ｘｍ，ｙ（ｘｍ），
ｘＭ，ｙ（ｘＭ）（ここでｘＭ≧ｘｍ）を有する２つの
光線により形成される各三角形のセクターに対して表現
（１）、（２）の項を計算し、ここで関数ｆ（ｘ，ｙ）
は連続値：１；ｘ；ｘｙ；ｘｘ；ｙｙ及びｘ₀ ，ｘ₁ ，
ｘ₂ ，ｙ₂ ，ｙ₃ ，ｙ₃ は２つの光線の該終点の座標の
簡単な線形関数であり、三角形のセクターの６つのそれ
ぞれの異なるクラスに関連する可能な値の６つの組を有
する。

【００１６】上記の方法を実施するために： − 画素レベルのマトリックスの形を取る超音波検査画
像のグレーレベル値を記憶するメモリと、 − 画素の２次元マトリックスの形を取る超音波検査画
像の表示用のスクリーンと、 − 画像内の該開始画素を指定するポインタ手段と、 − 該メモリと該開始画素にアクセスしうる計算手段と
を含み、計算手段は本発明の方法を実施するために必要
なアルゴリズムと計算を実行するために特にプログラム
される。

【００１７】超音波画像での血管は例えばスクリーンの
端のような所定の方向に関してどのような方向にも軸方
向に向けられたその部分のトレースを離れる。更にまた
慣用の動作モードではドップラー角を計算するのに用い
られる超音波検査の励起はそれ自体また任意な所定の値
の割り当てを含む。結果として測定されたドップラー角
ＤＡは０と９０゜の間のどのような値でも有しうる。Ｄ
Ａの値は超音波検査の励起の方向で測定された成分に補
正係数ｃｏｓ（ＤＡ）又はｓｉｎ（ＤＡ）の適用後に血
流を特徴づけるパラメータの値の精度に実質的に影響を
有する。この精度は０度又は９０度の近傍でＤＡの値に
対して特に悪く，ＤＡの値はどれが最適か、どの値が５
９度と６１度の間、典型的には６０度に等しい：ＤＡｏ
ｐｔ＝６０度であるかを検索される。

【００１８】ＤＡに対して得られた値が該最適な値から
非常に大きく変動する場合には操作者がこの値が６０度
に近づくように問題の血管の断面を横切る励起角度を変
えることは現在のところは不可能ではない場合でも非常
に困難である。本発明の目的はこの補正を自動化するこ
とである。ドップラー角を問題の血管の軸の近傍に位置
する開始点の前の指定に基づいてグレーレベルの画素の
２次元マトリックスの形を取る超音波検査画像を用いて
超音波検査励起ラインの方向と血管の軸との間の所定の
最適値に近い値に調節する本発明の装置は： １） 最初の所定の角度位置に対する励起方向に対する
ドップラー角ＤＡ１の第一の自動測定をなし、 ２） 該ドップラー角ＤＡ１をドップラー角の所定の最
適値ＤＡｏｐｔと比較し、角度差の値Δθ＝｜ＤＡｏｐ
ｔ−ＤＡ１｜を得、 ３） それを第一の位置からＤＡｏｐｔに非常に近いド
ップラー角ＤＡ２を形成する第二の位置へシフトするた
めにΔθの値により超音波検査の励起の方向の補正をな
す各段階を含む。

【００１９】ドップラー角に対する（励起）測定段階は
好ましくは前の頁で定義されたプロセスに従ってなされ
る。更にまたドップラー角の電子的補正はドップラー角
の調整方法に対する高い柔軟性を付与する。何故ならば
この方法の実施中に超音波検査プローブの方向を変える
ことはもはや必要ないからである。電子的な角度付けは
例えばＥＰ−Ａ−０２１０６２４からのように良く知ら
れている。その様な角度付けは多要素型であれば提供さ
れるどのような型のプローブ（リニア、位相制御、ネッ
トワーク、湾曲）でも可能である。

【００２０】血管の断片内の速度分布の時間的変化がス
クリーン上で再現される本発明によりドップラー角の調
整をする方法のよりよいバージョンはドップラースペク
トルと称される時間の関数として速度の動態（ダイナミ
ック）を示すヒストグラムの形でこの目的のために提供
され、これはそれが該血管の軸に沿って観察される速度
の動態を含むことを確実にするために該ドップラースペ
クトルで表される速度のスケールを自動的に補正する補
助的な段階からなる。

【００２１】調整のための上記の方法はまた該最適な超
音波検査の励起ラインに沿った該血管で速度の分布（瞬
間速度プロファイルとも称される）の正確な測定及び血
管の瞬間の断面に亘る連続した空間積分により瞬間的な
血流速度（血液フラックスとも称される）の決定に対し
て応用可能である。最適なドップラー角度の調整のため
の方法の他の応用は該血管の壁の変位の正確な測定から
なる。

【００２２】本発明による調整の方法を実行するために − 画素の２次元マトリックスの形を取る超音波検査画
像の表示用のスクリーンと、 − 画素レベルのマトリックスの形を取る超音波検査画
像のグレーレベルとカラーの値を記憶するメモリと、 − 画像内の該開始画素を指定するポインタ手段と、を
含む配置（好ましくは目的に特化されたワークステーシ
ョン）を用いることが提案される。

【００２３】

【発明の実施の形態】本発明のこれらの及び他の特徴は
以下に記載される実施例を参照して明確化され説明され
る。図のコントラストは図２、３、４、５、８を分かり
易く説明するために反転してある。

【００２４】現在利用可能な全ての超音波検査システム
はドップラー効果に基づく技術により血流の速度の測定
に用いられる。システム間の相違は２つの技術が共存す
る実施のレベルで生ずる：従来のドップラーのいわゆる
「周波数的」な方法とＥＰ−Ｂ−０２２５６６７で参照
される「時間的な（ｔｅｍｐｏｒａｌ）」方法とがあ
る。

【００２５】全ての実際的な場合に超音波パルスは周期
Ｔ（パルス繰り返し周波数又はＰＲＦ）で、血管を含む
ことを想定した解析される媒体内に射出され、各パルス
に応答する媒体により戻された超音波信号は超音波検査
画像により記録される（ラインＲＦ）。斯くしてライン
ＲＦの各サンプルは所定の深さｚ又は等価的にパルスに
対する所定の飛行時間ｔでの媒体の反射率を表す。戻っ
た信号はプローブから散乱中心へ往復し戻る；ｃが解析
される媒体内の音速である場合には、故に： ｚ＝ｃｔ／２ ラインＲＦ上の所定の深さに位置する窓（例えば血管
内）で信号部分は解析される媒体と超音波ビームとの間
の相互作用の体積（分解能セル）内の散乱中心（血球）
の瞬間的な空間分布に属する「サイン（ｓｉｇｎａｔｕ
ｒｅ）」に対応する。このサインは分解能セル内の散乱
中心の特定の体積に属する。何故ならばそれはこれらの
散乱中心（スペックル）が構成する全ての二次的な源の
間の干渉の結果であるからである；統計的に言えばそれ
は半独特な（ｑｕａｓｉ−ｉｎｉｍｉｔａｂｌｅ）もの
である。

【００２６】従ってＰＲＦが非常に小さくて散乱中心が
２つの連続したＲＦライン収集間で顕著にその空間的な
体積を変える時間を有さない場合には散乱中心の同じ群
は一ラインから他への酷似のサインを印する。深さ方向
でのそのシフトは検出可能であり、時間のコースで追跡
されうる。時間的な技術（ＣＶＩ又はカラー速度画像を
参照）及び周波数的（又はドップラー）技術が異なる所
定の深さでそれに続くこの位相に対し：ドップラー技術
は連続ラインＲＦの局部周波数の変化を解析することに
よりサインのシフトをマークし、一方でＣＶＩ技術はラ
インＲＦの時間的な信号を直接解析する。

【００２７】２つの連続するラインの所定のサインのシ
フトはＣＶＩ（ｄｔ＝２ｖｔ／ｃ）により推定された時
間シフトｄｔ又はドップラー技術（ｄｆ＝２Ｐｆ ｄ
ｔ）により推定されるディフェージングを介して関連す
る散乱中心の群の速度ｖへの依存を提供し、ここでｆは
パルスの超音波周波数である。斯くしてこれら２つの方
法は理論的に等価である。

【００２８】超音波ビームの軸と散乱中心のフラックス
の方向との間の角度がドップラー角ＤＡと呼ばれる場合
にはパルスの伝搬軸上で考えられ、観察される散乱中心
の群の速度はその実際の速度ｖの投影ｖ・ｃｏｓ（Ｄ
Ａ）である；これから以下の表現が得られる： ｖ＝ｃ ｄｔ／（２Ｔｃｏｓ（ＤＡ）） 従ってこの推定に対して用いられた方法を無視して超音
波検査画像での血流の速度の推定に対する基本的なパラ
メータを構成する。

【００２９】現在、医学分野で用いられるのに適切な方
法で血流の速度情報のエンコーディング又は使用を可能
にする４つの大きな型の応用がある（以下にＡ，Ｂ，
Ｃ，Ｄと称する）。 Ａ−画像（又はカラー速度マップ）の形での速度情報の
表現。 Ｂ−速度の動態の変遷の時間コースでの表現又は速度分
布（ドップラースペクトル）のヒストグラム。

【００３０】Ｃ−血流速度の決定（ＣＶＩ−Ｑという名
称の下で出願人により開発された技術）。 Ｄ−心周期のコースで血管の拡張の研究と結合された動
脈パラメータの抽出。 これらの技術の最初の３つはこのパラメータ上の速度へ
の依存によりドップラー角の測定に結合されたファンク
ションを表す。時間シフトｄｔ（ＣＶＩ）又は位相シフ
トｄｆ（ドップラー）に基づく散乱中心の群の速度を推
定する基本的な表現は以下のように確認される： ＣＶＩ： ｖ＝ｃ ｄｔ／（２Ｔｃｏｓ（ＤＡ）） ドップラー： ｖ＝ｃ ｄｆ／（４ＰｆＴｃｏｓ（Ｄ
Ａ）） そのことに対する技術Ｄはｓｉｎ（ＤＡ）への依存を用
いられる。カラー速度マッピングの原理（応用Ａ）： デフォルトで
の超音波検査装置表示器は問題の領域を覆うために並べ
て記録されたラインＲＦ（その包絡線がとられた）を並
べることにより形成されるグレーレベルの反射画像であ
る。速度分布のマップは該反射画像上に重畳することに
より形成され、動態画像（心周期のコース内の）は例え
ばカラースケールにより形成され、、これは所定の対応
する規則（速度に比例するカラー強度、速度の符号の関
数のカラー）に従って観察される瞬間速度のスケールに
対応する。

【００３１】実際に補助的なパルス（「カラー」と称さ
れる）は従来の画像スキャンニング中にプローブにより
出射され、上記の操作は問題の画像領域内のシフトを検
出するために（血管が含まれていると仮定する）それに
応用される。パラメータｄｔ（又はｄｆ）はラインＲＦ
の全ての位置で推定され、「カラー」は問題の領域の画
素に対応し、カラーは速度−カラー対応ルール（又は等
価的にｄｔ−カラー又はｄｆ−カラー）の応用により簡
単に動態画像内のこの画素に割り当てられる。 速度分布ヒストグラムの原理（応用Ｂ）： 超音波検査画
像（グレーレベル又はカラー）は媒体の問題の部分をス
キャンするために相互に相対的に部分的にシフトされた
パルスの放射に対応する。代替法は媒体の同じ場所で連
続したパルスを放射することからなり、それによりライ
ンＲＦの変遷は時間のコースで観察されうる。「カラ
ー」励起はこの放射に混合され、パラメータｄｔ（又は
ｄｆ）及び血流の位置を推定するために上記と同じ方法
で処理され、時間のコースでの速度分布の変遷は励起さ
れた血管の問題の区域で観察されうる。

【００３２】この変遷の表現は時間の関数（時間の関数
としてｄｔ又はｄｆ）として速度の動態を示すヒストグ
ラムの形を取る。それが周波数解析から由来するときに
真のスペクトルに対応する未知のヒストグラムはドップ
ラースペクトルと呼ばれる。その構成の原理は非常に簡
単である：対応するカラーライン上で観察されるパラメ
ータの動態の究極はそれが表される前の瞬間ｔで考えら
れ、ｄｔ ｍｉｎ＜ｄｔ＜ｄｔ ｍａｘという分岐が得
られる。ドップラー角ＤＡの値は知られており、それか
ら導出されたこの瞬間ｔを表す速度の以下に示す動態が
ある： ｃ ｄｔ ｍｉｎ／（２Ｔ ｃｏｓ（ＤＡ））＜ｖ＜ｃ
ｄｔ ｍａｘ／（２Ｔｃｏｓ（ＤＡ）） 斯くしてこの速度動態は観察された極端な速度により限
定され制限されるヒストグラムの横座標ｔに垂直な線を
プロットすることにより表される。

【００３３】図１に示されるワークステーションは知ら
れているように双方向データバス２及びアドレスバス３
を介してメモリ４に結合されるマイクロプロセッサ１か
らなり、スクリーン６上のメモリ４に記憶されるデータ
を表示するモニタ５及びスクリーン６上の点のマーキン
グとトレーシングを可能にするマウス７により形成され
る２つの周辺装置を含む。

【００３４】そのデータがグレーレベルの表現の画素の
形でメモリ４に記憶される超音波検査画像８がスクリー
ン６上に表示されるときに操作者は９のようなトレース
の方向を決定する慣例の問題に直面し、これはその超音
波検査励起方向がベクトル１０により表される画像内の
血管から由来する。故に通常問題のトレースの推定され
た最大の直径に関して概略方向付けられた小さなライン
部分はマウスで選択されたトレース上に重ねられる。既
にプロセッサ１により計算されているいわゆるドップラ
ー角である検索された角は小さなライン部分（図示せ
ず）と図１で超音波検査励起の方向に等しい垂直（ベク
トル１０）との間の角である。この方法は時間がかか
り、複雑で、あまり正確ではない。この状況を改善する
ためにマイクロプロセッサ１は使用者（操作者）により
選択された血管トレース内で開始点と称される単一の点
の指定に基づき速く正確な方法で該ドップラー角を計算
するために配置されている。この目的のためにプロセッ
サ１を含む特殊な目的のプロセッサ１０１はまたドップ
ラー角ＤＡの測定を実施するために必要な計算手段１０
２を設けられ、以下に示される発明では方法及びその実
施の詳細を続けて説明する幾つかのセクションで、及び
別紙では所定の計算を詳細に特定する。

【００３５】一般的に言ってＤＡの測定の方法は２つの
段階からなる：画像８の血管の局部トレース９の部分、
及び局部マークと称される得られた点の群に亘る慣性軸
の決定である。超音波検査画像は操作者に対して関心の
ある幾つかの血管のトレースを含み、それにより操作者
が図２に示されるようなシステムのマウスにより、又は
他の方法で、画像内の問題の血管を指示することが必要
であり、ここで開始点Ｐｉは血管の局部トレース９内で
選択される。

【００３６】続いて選択された血管の形状に整列するよ
う特徴づけるためにまずその局部マークが画像内の周辺
のグレーレベルから抽出される。血管のこの区画化は指
定された開始点の周辺の血管の壁の実質的な検出であ
る。好ましくは操作者は血管の均一な暗い部分で指示操
作をなし、利用可能な閾値を有することがまた必要であ
り（Ｔｉ−１と称される）、この閾値は壁１１の反射レ
ベルを血液（トレース９）の反射レベルから分離し、斯
くしてほとんど見えないが、血管内に存在する小さな組
織部分を除去するために操作者を所定のマージンのまま
にする。

【００３７】その様な閾値の決定に対してＩＳＯＤＡＴ
Ａと称される従来技術のアルゴリズムが好ましくは用い
られ、これはＭＵＲＡＴ ＫＵＮＴによる“Traitement
numerique des images"のCOLLECTION TECHNIQUE ET SC
IENTIFIQUE DES TELECOMMUNICATIONS PRESSES POLYTECH
NIQUES ET UNIVERSITAIRES ROMANES. に記載される。こ
のアルゴリズムは少なくとも２つのクラスを含む画素の
グレーレベルのヒストグラムに基づく。好ましくは３つ
のクラスからなるヒストグラムが選択される：ＣＬ₁ ＝
血管（低反射率）、ＣＬ₂ ＝中間、Ｃｌ₃ ＝壁（高反射
率）。中間のクラスと壁のクラスに間にある閾値Ｔ₂ は
所望の信頼できる壁決定を達成するために用いられる。

【００３８】この閾値は開始点が適切に血管のクラスに
属するかどうかを決定することを可能にし、これは開始
位置が誤りである場合には；操作者に新たな開始指定を
するように促す；斯くしてこれは開始点の後天的な確認
をなすようにする。光線トレーシングを用いる部分的な
ヒストグラム操作を可能な限り速くするために選択され
た開始点Ｐｊから当方的な方法で角度分布される所定の
数の放射光線がエッジに到達するまで画像内でトレース
され、光線に沿って遭遇する画素のみがヒストグラムの
形成に参加するような方法が用いられる。この光線トレ
ース法は図３に示される。

【００３９】好ましくはこの第一の光線トレーシング操
作は操作者により決定される副画像で達成される。むし
ろ減少される該副画像の大きさは好ましくは完全な画像
内に現れるグレーレベルの全体の動態がその中に現れる
ように選択される。ＩＳＯＤＡＴＡアルゴリズム又は類
似のアルゴリズムが所望の閾値（Ｔｉ−１）を形成する
ときに記載されたのと同じ光線トレーシング方法は各光
線に沿って壁に関して第一の画素Ｐ１を見いだすために
なされる（操作者により予め介入されている故に開始が
血管内で形成されることを確認する）：各光線に沿った
進行はその時点での画素のグレーレベル値が閾値Ｔｉ−
１を越えるとすぐに停止する（壁の反射率は血液のそれ
を越える）。画像の端が血管のマークを中断することが
起こった場合にはこの方向の血管の推定された端は真の
壁を構成せず、２つの角度的に隣接する光線間の画素が
なお血管の一部分を構成する。後者の段階は画像内の血
管の限界を形成する部分のサンプリングをなし、連続す
る光線の各対の一番端を結合することにより図４に示さ
れるような三角形のセクター１２の構成である血管の表
現が得られる。

【００４０】これらのセクターはそれらの外部の頂点Ｐ
１ｊ、Ｐ１ｊ＋１の座標により特徴づけられ、第三の点
は共通の原点Ｐｉである。各セクターに対してその２つ
の外部頂点の座標に適用された６つの解析的な式が血管
の局部マークの慣性軸の決定を最終的に可能にするため
に必要な局部情報を供給する。ドップラー角ＤＡの値
（図５）は斯くして慣性軸１３の傾斜から直接導出さ
れ、超音波送信（又は励起）軸の方向は知られており
（ベクトル１０）、最終的に平行して計算された相関係
数ｒが得られた結果の適切な表示を提供する。

【００４１】全体のプロセスの実行は図６のフローチャ
ートに要約される。１５の第一の段階中に開始点（又は
画素）Ｐｉの座標はメモリ４（図１を参照）に記憶され
る。１６で第一の光線トレーシング操作がなされ、超音
波検査画像又は副画像内の開始点から開始する。１７で
閾値Ｔｉ−１が選択された点のヒストグラムに基づいて
決定される。１８で閾値Ｔｉ−１に関連する第二の光線
トレーシング操作が第一の局部マークの構成を可能に
し、これは組み立てられた三角形セクター１２により構
成される。１９では計算と累積がセクターに対してなさ
れる。２０で先行する段階で得られた結果が慣性軸を決
定する段階に用いられ（ａ及び可能なｒの計算）、最終
的な結果、即ち角ＤＡが段階２１で得られる。

【００４２】以下に上記のプロセスの実施例を述べる。
第一に考えられたプロセスが水平と垂直軸の上で同じサ
ンプリング段階を要求すると考えられる；故にそれはデ
ジタルスキャン変換器（ＤＳＣ）動作に対してまず曝さ
れる画像に適用される。ＤＳＣが処理に対してまず必要
である故に画像はどのようなドランスデューサネットワ
ークの型からも収集されうる。実際にこの場合に基本と
して用いられる画像はシステム（又はワークステーショ
ン）のスクリーン上に通常表示されるグレーレベルでの
反射率画像である。 光線トレーシングとヒストグラムの形成 まず始めに操作者は血管内の位置を指定するために画像
内での指示操作をなす。光線トレーシング操作は画像の
又は副画像の端に到達するまでこの位置での座標に対す
るｘ，ｙでの一対（各対は光線を特徴づける）のシフト
の繰り返し加算からなる（簡単なプログラミングのため
に当業者には明らかである）。各中間点に対して画像の
画素は線形の光線に沿ってアドレスされる（図３を参
照）。明らかに光線の数が多いほど血管の領域のサンプ
リングはより良くなる。実際に少なくとも３２光線以下
であることもしばしばであることがわかっている。 画
像内でのグレーレベルの数がＮＧＬで表される場合には
この処理段階は例えばヒストグラムの形でＮＧＬ整数の
組を得る。 同一データの合体アルゴリズム このアルゴリズムは画像の内容に関して物理的な特徴を
有する群で画像区域の画素をクラス分けするように閾値
を決定することを目的とする。

【００４３】この場合には３つの（ｎｃ＝３）クラス
（血管、中間、壁）が選択され、その振る舞い（反射
率）は良く知られており、中間のクラスと壁のクラスと
の間の閾値Ｔ₂ は必要とされる。この群化アルゴリズム
は画像のグレーレベルのヒストグラムから導出された閾
値の決定により画像の全体の区画化を達成し、故にこれ
は区画化された対象の位置に（少なくとも一次のオーダ
ーでは）依存しない。このアルゴリズムは各クラスに対
して最初の平均グレーレベルの選択のみを必要とし、こ
れらの値の漸化的な更新がクラス間の閾値の供給により
終了される。 第一（初期化）段階：ｈ（ｊ）を元画像のグレーレベル
ｊの確立密度とし、［ｍｉｎ，ｍａｘ］をゼロでないｈ
（ｊ）の値を包含する最小のグレーレベル値の区間であ
るとする。

【００４４】ｍ_i ，ｉ ｛１，．．．，ｎｃ｝が全ての
クラスに対する平均初期値であるとする。この初期推定
はグレーレベル軸を等距離でない区間に分割し、各区間
内の代数的な平均値を計算することにより実施される。 第二段階：（ｎｃ−１）閾値Ｔｉは以下の関係を用いる
ことにより推定される（ここで［ｘ］はｘの整数部分表
す）； Ｔ_i ＝［（ｍ_i ＋ｍ_i+1 ）／２］，ｉ ｛１，．．．，
ｎｃ−１｝ そのグレーレベル値の全ての画素が区間内に位置してい
る： Ａ_i ＝［Ｔ_i ＋Ｔ_i+1 ］，ｉ ｛１，．．．，ｎｃ｝ はクラスｉ（ここでＴ₀ ＝ｍｉｍ−１、Ｔ_nc＝ｍａ
ｘ）。 第三段階：クラスの平均値は以下の関係を用いて更新さ
れる（ここで［ｘ］はｘの整数部分）：

【００４５】

【数１４】

【００４６】第四及び最終（繰り返し）段階：少なくと
も一つのｍ_i の値が第三の段階中に変更される場合に第
二段階に戻り、アルゴリズムが収束するまでループをす
る必要がある。さもなければ最終閾値が得られる。この
処理段階では画像を横切って血液を動脈壁から分離する
整数の閾値Ｔｉ−１を得る。

【００４７】上記のＩＳＯＤＡＴＡアルゴリズムから離
れて各他のアルゴリズムが血管と壁のグレーレベルの間
の分離を許容するために用いられ得る。壁検出とセクタ
ー内の血管の表示いったん所望の閾値Ｔｉ−１が得られ
ると、同じ光線トレーシング法が血管の壁は閾値を有す
る光線に沿った画素のグレーレベルを比較することによ
り簡単にスキャンされた各光線に沿って開始する領域を
検出するために上記のように実施される。各光線に沿っ
た壁の存在をなす最後の画素の座標がメモリに記憶され
る（図１のメモリ４）。

【００４８】斯くして画像内の血管の壁の限界のサンプ
リングは達成され、角度で相互に連続する光線の各対の
端に結合することにより血管の表現が得られ、これは局
部マークを構成する三角形放射セクターの構成を得る
（図４を参照）。ｎｒを光線の数とする。この処理段階
はｓで表されるその値がｓにより表される光線の最後の
点の座標に対応するｎｒ整数の数の２つの組を形成する
ゆえにＰ１_s である。 セクターで表現される特性 対象は以下の２つのパラメータを供給される： − Ｎ画素に対して、該第一の局部マークの座標ｘ
（ｎ），ｙ（ｎ）を有する第一の局部マークの慣性軸の
傾斜ａの決定は；

【００４９】

【数１５】

【００５０】ここで（Ｓ）は：

【００５１】

【数１６】

【００５２】を意味し、及び ｎ ｛１，．．．，Ｎ｝ である。 − その絶対値はセクター内で表されるように１に近い
相関係数ｒは所定の軸に沿った通常の配列内の点の組に
近い（０≦｜ｒ｜≦１）：

【００５３】

【数１７】

【００５４】代替的には傾斜ａはドップラー角ＤＡのタ
ンジェントを形成する従来の最小二乗法により導出され
る回帰線のそれである（ＤＡ＝Ａｒｃｔｇ ａ）：

【００５５】

【数１８】

【００５６】２つの方法（慣性軸又は回帰線）によりａ
に対して得られた２つの値は相互に非常に近いことが必
要とされる。他の代替的な方法は上記の方法により自動
的に測定されたドップラー角ＤＡの値を確認する補助的
な段階として認識されうる。補助的な確認段階は例えば
その回帰線の周辺の該局部マークの対称性が充分である
と見なされる場合にのみ該対称性は第三次の中心化され
たモーメントの計算により導出されるドップラー角ＤＡ
を確認することによりなる。

【００５７】実際的な観点からはこれら２つの値（ａと
ｒ）の決定はそこに含まれる各画素の座標からの寄与を
与える６つの異なる量（６つの項）の全体の局部マーク
に亘る測定及び累積を必要とする：

【００５８】

【数１９】

【００５９】これは血管の局部マークを三角形のセクタ
ーに分解することを正当化する：所定のセクター内に含
まれる全ての点を特徴づける上記のパラメータの値は実
際のところ専らこのセクターの２つの外部頂点の座標か
ら得られる。これはセクターの特徴は６つの解析的な式
を下記の４つの整数値へ応用することにより実現される
ことを明らかにする。

【００６０】［ｘｍ，ｙ（ｘｍ）］及び［ｘＭ，ｙ（ｘ
Ｍ）］を２つの外部頂点（Ｐ１_i ，Ｐ１_i+1 ）の座標と
し、ここでｘＭ≧ｘｍであり、対称性により右上の第一
の三角法の象限内に配置される（ｘ＞０及びｙ＞０まで
−１を負の座標に乗算する）。異なる可能なセクターの
６つの異なる型が図７（特に図７のライン７６を参照）
に示されるように外部頂点の座標の値及び予測に依存し
てこの構成で第一象限に制限されるよう得られる。

【００６１】この図でセクターの７つのクラスが識別さ
れ、これはセクターの全ての可能な形を表し、該クラス
は上から下に７１、７２、７３。７４、７５、７６、７
７を参照して７つのラインとして示され、ライン７１、
７２、７３はそれぞれ２つのセクター型を表し、これは
両方がそれぞれの同じクラスを表す。これらのクラスは
以下のように特徴づけられる： ７１：ｙ（ｘｍ）＝ｙ（ｘＭ） ７２：ｘｍ＝ｘＭ ７３：ｘｍ＝０ ７４：ｙ（ｘＭ）＝０ ７５：ｙ（ｘｍ）＝０ ７６：ｙ（ｘｍ）＞ｙ（ｘＭ） Ｘ ｘｍ／ｘＭ ７７：ｙ（ｘｍ）＜ｙ（ｘＭ） Ｘ ｘｍ／ｘＭ 同じ表現に関して反対の意味での不等号により特徴づけ
られるライン７６、７７のクラスは数学的な観点から同
じクラスに属するとして考えられる。

【００６２】計算に用いられた上記の解析的な式は；

【００６３】

【数２０】

【００６４】ここで： ｆ（ｘ，ｙ） ＝１ 画素を導出し、Ｎを得るため ｆ（ｘ，ｙ） ＝ｘ ｓａｘを得るため ｆ（ｘ，ｙ） ＝ｙ ｓｉｇｈを得るため ｆ（ｘ，ｙ） ＝ｘｙ ｓｅｘｙを得るため ｆ（ｘ，ｙ） ＝ｘｘ ｓｘ２を得るため ｆ（ｘ，ｙ） ＝ｙｙ ｓｙ２を得るため 無論積分範囲は付録１（図７のクラスに関する）に示さ
れるようにセクターの形状に依存するが、各セクターの
型に対して和をとるように計算される究極の表現は非常
に簡単で、付録２（図７のクラスに関する）に示される
ように実質的な計算の労力は必要としない。

【００６５】血管を表す各セクターが処理されたときに
実際的な回帰がなされる。結果の確認の線形回帰及び推
定ドップラー角ＤＡ及び信頼性の基準ｒは全てのセクタ
ーの処理後に上記段階の終わりで得られる６つの値から
直接得られる：

【００６６】

【数２１】

【００６７】及び； ＤＡ＝Ａｒｃｔｇ（ａ） 他方で：

【００６８】

【数２２】

【００６９】この値ｒは測定に対する信頼性の基準を供
給するために用いられる制御パラメータである：この値
が例えば０．５より大きい場合には結果は信頼できると
考えられる；そうでなければシステムに確認された結果
を供給することを妨げる問題があり（特に区画化された
面の不適切な位置決めによる円形を有する局部マー
ク）、操作者は補正の後で他の対策をなさねばならな
い。

【００７０】上記の基本的な方法はそれを自動中心化に
より血管内の連続した領域に適用することにより改善さ
れる。いったん血管のセクター内の第一の表現が実現さ
れるとその重心Ｇの座標を計算することは容易である
（例えば第一の局部マークの画素の水平座標と垂直座標
の平均値をとることにより、一方でこの点Ｇを新たな開
始点として選択し、最適化された第二の局部マーク及び
最適化されたドップラー角をまた決定するために上記の
処理全体を繰り返すことにより）。本発明の方法のこの
増強は操作者に開始点に関して大きなマージンを提供
し、それにより操作者は血管内の自動中心化により利益
を受け（例えばワークステーションのマウスを用いるこ
とにより不利益なしに壁に近接する位置を示すことが可
能である）、得られた結果は更に信頼しうる（標準偏差
は１度以下である）。

【００７１】第一の繰り返しの後に全体のプロセスは例
えば２０回以上、又は適切な点上の収束が得られるまで
所定の回数再び繰り返される。後者の点は超音波検査画
像内の血管の全体のトレースの重心に対応し、操作者に
より第一の開始点の選択から導出された第一の局部マー
クのそれのみではない。斯くして本発明の方法はもはや
局部測定ではなく、それからドップラー角の値の抽出に
対して血管の全体のトレースに沿った最良の環境を提供
する。

【００７２】図８で超音波検査画像は図８に示されるス
クリーン２５上の長方形２６内に表示される。この画像
はグレーレベルで本質的には反射率画像で形成される
（斜線の部分は特に動脈の壁２７である図での最も明る
いレベルを表す）。この画像は問題の領域を覆うために
並んでその包絡線がとられ、記録されるラインＲＦを並
べることにより形成される。グレースケールは図の底面
で符号２８で示され、最も暗いレベル２９から最も明る
いレベル３１へ延在する。

【００７３】血液の速度の分布のマップ（画像の中心で
可視的な動脈内で）は動態画像（心周期のコース内で）
をこの反射率画像上に疑似カラーで重畳することにより
形成され、そのカラースケールは所定の対応規則により
観察された瞬間速度のスケールに対応する（速度に比例
したカラー強度、速度の符号の関数としてのカラー）。
図でカラースケール３２はその中央でゼロを有し、例え
ばその下部でゼロから出発して暗い色から明るい色へ青
で負の速度を示し、その上部で最大の性の速度に対して
赤が黄色になる。

【００７４】画像２６内のカラー化された部分は副窓３
３の交差場所に位置し、斜線で示され、それで部分３４
は血管の内部である。超音波検査画像の表現に対する選
択された選択肢は図の右のボックス内に示され： ＧＲＥは： グレーレベル画像 ＣＯＬは： 重畳されたカラーでの動態画像 ＣＵＲは： 血流（点ＰＩ１又はＰＩ２）の方向を示す
部分（１３又は１３’）を表す ＳＴＥは： 超音波検査励起方向に対する自動電子角度
付けモード ＤＡｏｐｔは： ドップラー角を選択する可能性（この
場合ＤＡｏｐｔ＝６０゜）。

【００７５】本発明によりドップラー角をその最適な値
に調整するために必要とされる操作は以下のように実施
される： −まず最初に操作者は部分３４内の開始点を選択する、
それはＰｉ１である。 −区画１３の傾斜ａは上記のように自動的に計算され、
区画１３は画像上に示され、点Ｐｉ１は区画１３と超音
波検査励起方向３５との交差場所に配置される。

【００７６】−ドップラー角ＤＡ１の値はスクリーン２
５上に表示されうる（示されない方式である）。 −プロセッサ１０１（図１）は｜ＤＡ１−ＤＡｏｐｔ｜
＝Δθ計算し、それを位置３５から位置３５’へシフト
するために値Δθにより励起方向に電子的に自動的に修
正し、それによりドップラー角ＤＡ２はＤＡｏｐｔに非
常に近くなる。

【００７７】−励起３５’が血管の問題の部分内に適切
に配置されるように操作者による確認の後に操作者は新
たな開始点Ｐｉ２を選択し、ドップラー角ＤＡ２の自動
測定を開始する。代替的に本発明による方法ではその座
標は特に専用化されたマイクロプロセッサ１０１による
計算されるＰｉ２に対してライン１３と３５’の交差場
所の点を取ることにより完全に自動的に実行しうる。

【００７８】他の代替的な方法は点Ｐｉ１に配置される
ライン３５をライン３５’内に変換する回転の中心を選
択することにあり、これは超音波検査下の血管の正確に
同じ部分が維持されるという利点を有する。血管内の血
液速度の測定に関して本発明により提供された累積され
た精度は血管超音波検査法に応用するよう可変であり、
その原理的な特徴は：いわゆるＣＶＩモード（カラー速
度画像化）での速度のスケールの自動補正であり、それ
は図８のスケール３２又は血管の軸に沿って観察される
速度の動態を含むドップラースペクトルでの速度スケー
ルである。

【００７９】本発明の他の重要な応用は最適な超音波検
査励起ラインに沿った血管内の速度の分布の正確な測定
であり、これはまた瞬間速度プロファイルと称され、及
び瞬間的な血流速度の決定であり、これはまたそれに続
く血管の瞬間的な断面に亘る空間積分により血液フラッ
クスと称される。本発明の結果としてｓｉｎＤＡによる
複数の補正は血管の壁の変位の正確な測定を可能とし、
該変位は実質的に血球のそれに垂直な方向で生ずる。

【００８０】

【表１】

【００８１】

【表２】

【００８２】

【表３】

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明を実施するために特に配列されたワーク
ステーションの概略を示す。

【図２】開始点が選択される超音波検査画像を示す。

【図３】開始点からの光線の第一のトレーシングを示
す。

【図４】第一の局部マークを得る光線の第二のトレーシ
ングを示す。

【図５】第一の局部マークから導出された回帰線を示
す。

【図６】本発明によるドップラー角の調整方法全体の実
施をまとめたフローチャートを示す。

【図７】局部マークの三角形セクターの種々の可能な形
を示す。

【図８】本発明を説明するためにいわゆるＣＶＩモード
での超音波検査画像用の表示スクリーンを示す。

【符号の説明】

１ マイクロプロセッサ ２ 双方向データバス ３ アドレスバス ４ メモリ ５ モニタ ６ スクリーン ７ マウス ８ 超音波検査画像 １１ 壁 １２ セクター １３ 慣性軸 １３ 区画 ２５ スクリーン ２６ 長方形 ２６ 画像 ２７ 壁 ２８ グレースケール ３２ カラースケール ３３ 副窓 ３５ 超音波検査励起方向 １０１ プロセッサ １０２ 計算手段 ＤＡ ドップラー角 ＤＡ ドップラー角 Ｐｉ トレース９開始点 Ｐ１ｊ、Ｐ１ｊ＋１ 頂点 Ｔｉ−１ 閾値

Claims (12)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】超音波検査画像での血管のトレースにおけ
   るドップラー角の測定方法であって、該トレースのすぐ
   近傍の指定された点から開始し、 ａ） 該開始点からの、光線に沿って分布する選択され
   た点のグレーレベルのヒストグラムを提供するために超
   音波画像をトラバースする光線の第一の等方性トレーシ
   ングをなし、 ｂ） 該選択された点のグレーレベルを少なくとも２つ
   のクラスＣＬ₁ ，ＣＬ₂，．．．，内に分類するために
   該ヒストグラムにアルゴリズムを適用し、２つの隣接す
   るクラスはグレーレベルで表わされる閾値Ｔ１，Ｔ
   ２，．．．，により分離され、下の閾値Ｔ_i-1 を境界と
   するクラスの一つＣＬ_i は該画像内の血管の壁のグレー
   レベルを表わし、 ｃ） グレーレベルが等しいかそれ以上の各光線に対す
   る第一の点Ｐ１を、閾値Ｔ_i-1 が座標ｘ（ｎ），ｙ
   （ｎ）を有するＮ画素の集合の形で該血管の表わす該開
   始点からの光線の第二のトレーシングで決定し、 ｄ） 該Ｎ画素の集合から慣性軸の傾きａを 【数１】 のように決定し、ここで（Ｓ）は： 【数２】 を意味し、 ｅ） ドップラー角の計算は：ＤＡ＝Ａｒｃ ｔｇ
   （ａ）の様に行なう、ドップラー角の測定方法。
2. 【請求項２】 ０から１の間の所定の値の閾値Ｒｍを越
   えるＮ個の画素の該集合の画素の相関係数ｒを計算する
   ことによる補助的な確認を含み、ここで： 【数３】 である請求項１記載のドップラー角の測定方法。
3. 【請求項３】ドップラー角を、問題の血管の軸の近傍に
   位置する開始点の前の指定に基づいてグレーレベルの画
   素の２次元マトリックスの形で超音波検査画像を用いて
   超音波検査励起ラインの方向と血管の軸との間の所定の
   最適値に近い値に調整する方法であって、 １） 最初の励起方向に対するドップラー角ＤＡ１の第
   一の測定をなし、 ２） 該ドップラー角ＤＡ１をドップラー角の所定の最
   適値ＤＡｏｐｔと比較し、角度差の値Δθ＝｜ＤＡｏｐ
   ｔ−ＤＡ１｜を得、 ３） それを第一の位置から概略ＤＡｏｐｔであるドッ
   プラー角ＤＡ２を形成する第二の位置へ変えるためにΔ
   θの値により超音波検査の励起の方向の自動的な電子的
   補正をなす各段階を含むドップラー角の自動調整方法。
4. 【請求項４】 ＤＡｏｐｔが概略６０度、好ましくは５
   ９度と６１度の間の所定の値を有する請求項３記載のド
   ップラー角の自動調整方法。
5. 【請求項５】ドップラー角ＤＡの自動測定のための段階
   １）は、 ａ） 光線に沿って規則的に分布する選択された点のグ
   レーレベルのヒストグラムを提供するために超音波画像
   又は副画像をトラバースする該開始点からの、光線の第
   一の等方性トレーシングをなし、 ｂ） 該選択された点のグレーレベルをグレーレベルで
   表わされた少なくとも２つのクラスＣＬ₁ ，Ｃ
   Ｌ₂ ，．．．，に分類するために該ヒストグラムにアル
   ゴリズムを適用し、２つの隣接するクラスは閾値Ｔ１，
   Ｔ２，．．．，により分離され、下の閾値Ｔ_i-1 を境界
   とするクラスの一つＣＬ_i は該画像内の血管の壁のクレ
   ームを表わし、 ｃ） 各光線の各点のグレーレベルが閾値Ｔ_i-1 と比較
   され、各光線はそのグレーレベルがＴｉ−１と等しいか
   それ以上の遭遇した第一の終点Ｐ１に制限され、共通の
   該第一の局部マーク内の該開始点を有する三角形のセク
   ターからなる第一の局部マークの形を取る該血管の表現
   を得る該開始点からの光線の第二のトレーシングを決定
   し、 ｄ） 該局部マークの座標ｘ（ｎ），ｙ（ｎ）を有する
   Ｎ画素に対する該第一の局部マークの慣性軸の傾きａを 【数４】 のように決定し、ここで（Ｓ）は： 【数５】 を意味し、ドップラー角の計算は： ＤＡ＝Ａｒｃ ｔｇ（ａ） である各段階を含む請求項３又は４記載のドップラー角
   の自動調整方法。
6. 【請求項６】 ０から１の間の所定の値の閾値Ｒｍを越
   える第一の局部マークの画素の相関係数ｒに対してドッ
   プラー角ＤＡのみの値を確認する補助的な確認段階を含
   み、ここで： 【数６】 である請求項３乃至５のうちのいずれか１項記載のドッ
   プラー角の自動調整方法。
7. 【請求項７】 慣性軸及び／又は相関係数ｒの傾きを計
   算する項は以下の解析的な式： 【数７】 を用いてその端が座標ｘｍ，ｙ（ｘｍ），ｘＭ，ｙ（ｘ
   Ｍ）を有する２つの光線により形成される各三角形のセ
   クターに対して計算され、ここで関数ｆ（ｘ，ｙ）は連
   続値：１；ｘ；ｘｙ；ｘｘ；ｙｙで与えられ、係数
   ａ₀ ，ａ₁ ，ａ₂ ，ｂ ₂ ，ａ₃ ，ｂ₃ は２つの光線の該
   終点の座標にのみ依存する所定の組の値であり、６つの
   組の可能な値は三角形のセクターの６つのそれぞれのク
   ラスに関連することを特徴とする請求項３乃至６のうち
   のいずれか１項記載のドップラー角の自動調整方法。
8. 【請求項８】 段階１）に対してそれは計算により該第
   一の局部マークの重心Ｇを決定し、該重心Ｇはドップラ
   ー角ＤＡの調整の方法の該段階１）の間にドップラー角
   の決定を最適化する新たな出発点として選択される付加
   的な位置決め段階を含むことを特徴とする請求項５乃至
   ７のうちのいずれか１項記載のドップラー角の自動調整
   方法。
9. 【請求項９】 血管の問題の部分で時間のコース内の速
   度分布の展開はドップラースペクトルと称される時間の
   関数として速度の動態を示すこの目的に対して設けられ
   たスクリーン上で再現され、それが該血管の軸に沿って
   観察された速度の動態を含むことを確実にするために該
   ドップラースペクトルで表わされた速度のスケールを自
   動的に補正することからなる補助的な段階を実行する請
   求項３乃至８のうちのいずれか１項記載のドップラー角
   の調整方法の応用。
10. 【請求項１０】 瞬間速度プロファイルと称され、また
    瞬間の血流速度を決定するために血管の瞬間的な断面上
    の連続した空間積分により血液フラックスと称される該
    超音波検査励起ラインに沿った速度分布の正確な測定の
    ための請求項３乃至８のうちのいずれか１項記載のドッ
    プラー角の調整方法の応用。
11. 【請求項１１】 該血管の壁の変位の正確な測定のため
    の請求項３乃至８のうちのいずれか１項記載の最適なド
    ップラー角の調整方法の応用。
12. 【請求項１２】問題の血管の軸の近傍に位置する開始点
    の前の指定に基づいてグレーレベル像として形成された
    超音波検査画像を用いて超音波検査励起ラインの方向と
    血管の軸との間のドップラー角を調整する装置であっ
    て、 − 画素の２次元マトリックスの形を取る超音波検査画
    像の表示用のスクリーンと、 − 画素レベルのマトリックスの形を取る超音波検査画
    像のグレーレベルとカラーの値を記憶するメモリと、 − 画像内の該開始画素を指定するポインタ手段と、 − 該メモリと該開始画素にアクセスしうる計算手段と
    を含み、計算手段は： １） 最初の所定の角度位置による励起方向に対するド
    ップラー角ＤＡ１の第一の自動測定をなし、 ２） 該ドップラー角ＤＡ１をドップラー角の所定の最
    適値ＤＡｏｐｔと比較し、角度差の値Δθ＝｜ＤＡｏｐ
    ｔ−ＤＡ１｜を得、 ３） それを第一の位置からＤＡｏｐｔに非常に近いド
    ップラー角ＤＡ２を形成する第二の位置へシフトするた
    めにΔθの値により超音波検査の励起の方向の補正をな
    し、 【数８】 ここで（Ｓ）は 【数９】 を表すドップラー角の自動調整装置。