JP2000197636A - 複数のアルゴリズムを使用する超音波カラ―・フロ―画像 - Google Patents
複数のアルゴリズムを使用する超音波カラ―・フロ―画像Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 被検者の特定の部位の画像処理および特定の
種類の検査と関連する画像処理用に最適なアルゴリズム
を利用できるようなカラー・フロー画像処理システムを
提供する。 【解決手段】 カラー・フロー画像を表示する超音波画
像処理システムは、変換器アレイで受信した超音波エコ
ー信号を復調し、ベースバンドのエコー信号を動的に集
束する受信器を備えている。カラー・フロー・プロセッ
サは、実施する検査のタイプに基づいて異なるアルゴリ
ズムを実行する複数の論理ユニットを備える。
種類の検査と関連する画像処理用に最適なアルゴリズム
を利用できるようなカラー・フロー画像処理システムを
提供する。 【解決手段】 カラー・フロー画像を表示する超音波画
像処理システムは、変換器アレイで受信した超音波エコ
ー信号を復調し、ベースバンドのエコー信号を動的に集
束する受信器を備えている。カラー・フロー・プロセッ
サは、実施する検査のタイプに基づいて異なるアルゴリ
ズムを実行する複数の論理ユニットを備える。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、音響撮像に関し、
詳細には、超音波信号のドップラー・シフトに基づくカ
ラー・フロー画像の作成に関するものである。
詳細には、超音波信号のドップラー・シフトに基づくカ
ラー・フロー画像の作成に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】ミッド・エンドからハイ・エンドまでの
ほとんどの超音波システムは、医師が身体内の血流の画
像を作成するために使用できるカラー・フロー・プロセ
ッサを心臓および血管の機能障害を診断するツールとし
て備えている。最近、この超音波システムを組織の運動
の画像化にも応用されている。これを実現するために、
超音波システムはそれぞれの視野方向に沿って一連の発
射（パケット）を送受信し、推定アルゴリズムを使用し
て戻り信号から１つまたは複数の機能パラメータを抽出
する。次いで、これらのパラメータはさまざまな色にマ
ッピングされ、Ｂモード解剖画像と重ねて画像として表
示される。抽出される従来のパラメータは、平均血流速
度、フロー変動、フロー信号の強さまたはフロー・パワ
ーである。
ほとんどの超音波システムは、医師が身体内の血流の画
像を作成するために使用できるカラー・フロー・プロセ
ッサを心臓および血管の機能障害を診断するツールとし
て備えている。最近、この超音波システムを組織の運動
の画像化にも応用されている。これを実現するために、
超音波システムはそれぞれの視野方向に沿って一連の発
射（パケット）を送受信し、推定アルゴリズムを使用し
て戻り信号から１つまたは複数の機能パラメータを抽出
する。次いで、これらのパラメータはさまざまな色にマ
ッピングされ、Ｂモード解剖画像と重ねて画像として表
示される。抽出される従来のパラメータは、平均血流速
度、フロー変動、フロー信号の強さまたはフロー・パワ
ーである。
【０００３】ほとんどすべての商用超音波システムは、
平均流速を計算する上で比較的単純で、堅牢なアルゴリ
ズムであり、また生の形の差異をその項から抽出できる
ことから、自己相関アルゴリズムを使用して流れ情報を
抽出している。しかし、ドップラー・シフトに基づく推
定アルゴリズムなので、速度推定の信頼性が画像の空間
分解能に逆比例するというドップラー・シフトに基づく
他のプロセスと同じ欠点を持つ。このような欠点があっ
たため、研究者たちは適切な空間分解能に依存する速度
推定分解能を有する新しい種類の時間領域（広大域）推
定器を開発するに至った。ただし、これらの推定器も信
号対雑音比に関して問題を引き起こす傾向があり、信号
対雑音比（ＳＮＲ）の高い環境でもっとも優れている。
平均流速を計算する上で比較的単純で、堅牢なアルゴリ
ズムであり、また生の形の差異をその項から抽出できる
ことから、自己相関アルゴリズムを使用して流れ情報を
抽出している。しかし、ドップラー・シフトに基づく推
定アルゴリズムなので、速度推定の信頼性が画像の空間
分解能に逆比例するというドップラー・シフトに基づく
他のプロセスと同じ欠点を持つ。このような欠点があっ
たため、研究者たちは適切な空間分解能に依存する速度
推定分解能を有する新しい種類の時間領域（広大域）推
定器を開発するに至った。ただし、これらの推定器も信
号対雑音比に関して問題を引き起こす傾向があり、信号
対雑音比（ＳＮＲ）の高い環境でもっとも優れている。
【０００４】たいていの商用超音波システムで使用され
ている自己相関アルゴリズムは、人体の各部位など被検
者の様々な部位における、血流などの物質移動特性を推
定するのに有用である。しかし、特定の部位および特定
の種類の検査には非常に有効なアルゴリズムが他にもあ
る。
ている自己相関アルゴリズムは、人体の各部位など被検
者の様々な部位における、血流などの物質移動特性を推
定するのに有用である。しかし、特定の部位および特定
の種類の検査には非常に有効なアルゴリズムが他にもあ
る。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】被検者の特定の部位の
画像処理および特定の種類の検査と関連する画像処理用
に最適なアルゴリズムを利用できるようなカラー・フロ
ー画像処理システムがあれば有利である。本発明は、そ
の問題を解決するものである。
画像処理および特定の種類の検査と関連する画像処理用
に最適なアルゴリズムを利用できるようなカラー・フロ
ー画像処理システムがあれば有利である。本発明は、そ
の問題を解決するものである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明は、振動エネルギ
ー変換器で発生した超音波に応答して被検者または患者
から受信したエコー信号を復調するように接続されてい
る受信器を備える超音波システムに有用なものである。
好ましい実施形態は、被検者の第１の部位と第２の部位
の血流などの物質の移動の１つまたは複数の特性をカラ
ー表示する改良された装置および方法を含む。本明細書
および特許請求の範囲では、物質としては組織および、
血液などの流体を対象とする。
ー変換器で発生した超音波に応答して被検者または患者
から受信したエコー信号を復調するように接続されてい
る受信器を備える超音波システムに有用なものである。
好ましい実施形態は、被検者の第１の部位と第２の部位
の血流などの物質の移動の１つまたは複数の特性をカラ
ー表示する改良された装置および方法を含む。本明細書
および特許請求の範囲では、物質としては組織および、
血液などの流体を対象とする。
【０００７】好ましい実施形態によれば、オペレータは
実施する第１のタイプの検査を示す第１の入力信号と実
施する第２のタイプの検査を示す第２の入力信号を生成
する。オペレータは従来のコンピュータのキーボードを
使用してこのような信号を送ることができる。第１の入
力信号とエコー信号に応答して第１のアルゴリズムに基
づき１つまたは複数の物質移動特性の少なくとも推定値
を表す第１の出力信号を生成する。第２の入力信号とエ
コー信号に応答して第２のアルゴリズムに基づき１つま
たは複数の物質移動特性の少なくとも推定値を表す第２
の出力信号を生成する。第１の出力信号と第２の出力信
号の生成は、マイクロプロセッサ、マイクロコントロー
ラ、マイクロシーケンサ、またはその他の論理ユニット
によって行うことができる。第１の出力信号および第２
の出力信号に応答して、好ましくは、従来のカラー・フ
ロー表示ユニットで１つまたは複数の物質移動特性を表
示する。
実施する第１のタイプの検査を示す第１の入力信号と実
施する第２のタイプの検査を示す第２の入力信号を生成
する。オペレータは従来のコンピュータのキーボードを
使用してこのような信号を送ることができる。第１の入
力信号とエコー信号に応答して第１のアルゴリズムに基
づき１つまたは複数の物質移動特性の少なくとも推定値
を表す第１の出力信号を生成する。第２の入力信号とエ
コー信号に応答して第２のアルゴリズムに基づき１つま
たは複数の物質移動特性の少なくとも推定値を表す第２
の出力信号を生成する。第１の出力信号と第２の出力信
号の生成は、マイクロプロセッサ、マイクロコントロー
ラ、マイクロシーケンサ、またはその他の論理ユニット
によって行うことができる。第１の出力信号および第２
の出力信号に応答して、好ましくは、従来のカラー・フ
ロー表示ユニットで１つまたは複数の物質移動特性を表
示する。
【０００８】前記の技法を使用することにより、表示さ
れるカラー・フロー画像を最適化するために、特定のタ
イプの検査の物質移動特性の決定に最適なアルゴリズム
を使用することができる。画像を最適化することによ
り、超音波画像の読み取りおよび読み取りに基づく診断
の機能を高める。
れるカラー・フロー画像を最適化するために、特定のタ
イプの検査の物質移動特性の決定に最適なアルゴリズム
を使用することができる。画像を最適化することによ
り、超音波画像の読み取りおよび読み取りに基づく診断
の機能を高める。
【０００９】
【発明の実施の形態】図１において、振動エネルギー画
像処理システムは、送信器１３で生成されるパルス波形
によってエネルギーを供給されるとき超音波エネルギー
のバーストをそれぞれ発生する複数の別個の駆動要素１
２からなる変換器アレイ１１を含む。被検者から変換器
アレイ１１に反射する超音波エネルギーは、各変換器要
素１２によって電気信号に変換され、１組の送信／受信
（Ｔ／Ｒ）スイッチ１５を介して受信器１４に別々に加
えられる。送信器１３、受信器１４、およびスイッチ１
５は、人間のオペレータが送るコマンドに応答してデジ
タル制御装置１６の制御の下で操作される。一連のエコ
ーを取得することにより完全な走査が行われ、その際
に、スイッチ１５が送信位置にセットされ、送信器１３
のゲートが瞬間的にオンになって各変換器要素１２にエ
ネルギーを送り、次いで、スイッチ１５はその受信位置
にセットされ、各変換器要素１２で発生する後続のエコ
ー信号が受信器１４に加えられる。各変換器要素１２か
ら送られてくる個々のエコー信号を受信器１４で組み合
わせて、１つのエコー信号とし、これを使用して、表示
システム１７の画像内に１本の線を生成する。
像処理システムは、送信器１３で生成されるパルス波形
によってエネルギーを供給されるとき超音波エネルギー
のバーストをそれぞれ発生する複数の別個の駆動要素１
２からなる変換器アレイ１１を含む。被検者から変換器
アレイ１１に反射する超音波エネルギーは、各変換器要
素１２によって電気信号に変換され、１組の送信／受信
（Ｔ／Ｒ）スイッチ１５を介して受信器１４に別々に加
えられる。送信器１３、受信器１４、およびスイッチ１
５は、人間のオペレータが送るコマンドに応答してデジ
タル制御装置１６の制御の下で操作される。一連のエコ
ーを取得することにより完全な走査が行われ、その際
に、スイッチ１５が送信位置にセットされ、送信器１３
のゲートが瞬間的にオンになって各変換器要素１２にエ
ネルギーを送り、次いで、スイッチ１５はその受信位置
にセットされ、各変換器要素１２で発生する後続のエコ
ー信号が受信器１４に加えられる。各変換器要素１２か
ら送られてくる個々のエコー信号を受信器１４で組み合
わせて、１つのエコー信号とし、これを使用して、表示
システム１７の画像内に１本の線を生成する。
【００１０】送信器１３は、発生する振動エネルギー、
たとえば超音波エネルギーをビームとして方向付けら
れ、または操向（steer）されるように変換器アレイ１
１を駆動する。したがって、変換器アレイ１１を物理的
に移動させるのではなく、２地点間で１組の角度でこの
ビームを動かすことによりＢスキャンが実行される。そ
のために、送信器１３は後続の変換器要素１２に加えら
れるそれぞれのパルス波形２０に遅延時間（Ｔi）を与
える。遅延時間が０（Ｔi＝０）であれば、すべての変
換器要素１２に対し同時にエネルギーが送られ、その結
果生じる超音波は変換器の表面に垂直な軸２１に沿って
送られる。遅延時間（Ｔi）が図１に示すように長くな
るにつれて、超音波は中心軸２１から角度θだけ下方を
向く。超音波は範囲ＲT に集束し、それによりビームを
形成する。変換器アレイの一端（ｉ＝１）から他端（ｉ
＝ｎ）までのｉ番目ごとの信号に加えられる遅延時間Ｔ
i の間の関係は、次の関係式で与えられる。
たとえば超音波エネルギーをビームとして方向付けら
れ、または操向（steer）されるように変換器アレイ１
１を駆動する。したがって、変換器アレイ１１を物理的
に移動させるのではなく、２地点間で１組の角度でこの
ビームを動かすことによりＢスキャンが実行される。そ
のために、送信器１３は後続の変換器要素１２に加えら
れるそれぞれのパルス波形２０に遅延時間（Ｔi）を与
える。遅延時間が０（Ｔi＝０）であれば、すべての変
換器要素１２に対し同時にエネルギーが送られ、その結
果生じる超音波は変換器の表面に垂直な軸２１に沿って
送られる。遅延時間（Ｔi）が図１に示すように長くな
るにつれて、超音波は中心軸２１から角度θだけ下方を
向く。超音波は範囲ＲT に集束し、それによりビームを
形成する。変換器アレイの一端（ｉ＝１）から他端（ｉ
＝ｎ）までのｉ番目ごとの信号に加えられる遅延時間Ｔ
i の間の関係は、次の関係式で与えられる。
【数１】 ただし、 ｘ＝変換器アレイの中心から変換器要素１２の中心まで
の距離 θ＝送信ビーム角度 ｃ＝検査対象内の音の速度 ＲT＝送信ビームの集束する範囲
の距離 θ＝送信ビーム角度 ｃ＝検査対象内の音の速度 ＲT＝送信ビームの集束する範囲
【００１１】数式１の遅延時間Ｔiは、望む角度θでビ
ームを操向し、固定範囲ＲTに集束させるという効果を
有する。連続する励起において遅延時間Ｔiを漸次変更
することにより扇形走査を実行する。すなわち角度θを
段階的に変化させて、連続する方向で送信ビームを操向
する。ビームの方向が中心軸２１よりも上の場合、パル
ス２０のタイミングが反転するが、数式１の方程式がそ
のまま適用される。
ームを操向し、固定範囲ＲTに集束させるという効果を
有する。連続する励起において遅延時間Ｔiを漸次変更
することにより扇形走査を実行する。すなわち角度θを
段階的に変化させて、連続する方向で送信ビームを操向
する。ビームの方向が中心軸２１よりも上の場合、パル
ス２０のタイミングが反転するが、数式１の方程式がそ
のまま適用される。
【００１２】やはり図１において、超音波エネルギーの
バーストごとに発生するエコー信号が超音波ビームに沿
って連続位置（Ｒ）にある反射物体から放射される。こ
れらは、変換器アレイ１１の各セグメント１２で別々に
感知され、特定の時点におけるエコー信号の振幅のサン
プルは特定の範囲（Ｒ）で発生する反射の量を表す。し
かし、反射点Ｐと各変換器要素１２との間の伝播経路に
違いがあるため、これらのエコー信号は同時には発生せ
ず、その振幅は等しくない。受信器１４の機能は、これ
らの別々のエコー信号を増幅して復調し、それぞれに適
切な遅延時間を与え、足し合わせて、角度θの向きの超
音波ビームに沿ってＲに配置されている点Ｐから反射す
る超音波エネルギー総量を正確に示す単一のエコー信号
を送信する。
バーストごとに発生するエコー信号が超音波ビームに沿
って連続位置（Ｒ）にある反射物体から放射される。こ
れらは、変換器アレイ１１の各セグメント１２で別々に
感知され、特定の時点におけるエコー信号の振幅のサン
プルは特定の範囲（Ｒ）で発生する反射の量を表す。し
かし、反射点Ｐと各変換器要素１２との間の伝播経路に
違いがあるため、これらのエコー信号は同時には発生せ
ず、その振幅は等しくない。受信器１４の機能は、これ
らの別々のエコー信号を増幅して復調し、それぞれに適
切な遅延時間を与え、足し合わせて、角度θの向きの超
音波ビームに沿ってＲに配置されている点Ｐから反射す
る超音波エネルギー総量を正確に示す単一のエコー信号
を送信する。
【００１３】各変換器要素１２からのエコーにより発生
する電気信号の総和を同時に取るために、遅延時間およ
び移相を受信器１４のそれぞれの個別変換器要素チャネ
ルに導く。受信に対するビーム遅延時間は前記の送信遅
延と同じ遅延時間（Ｔi ）である。ただし、焦点を動的
に定めるために、各受信器チャネルの遅延時間と移相は
エコーの受信時に連続的に変化させ、受信ビームの焦点
をエコー信号が放射される範囲Ｒに動的に絞る。各変換
器要素が受信する信号に課される遅延時間Ｔdの正確な
式は以下のとおりである。
する電気信号の総和を同時に取るために、遅延時間およ
び移相を受信器１４のそれぞれの個別変換器要素チャネ
ルに導く。受信に対するビーム遅延時間は前記の送信遅
延と同じ遅延時間（Ｔi ）である。ただし、焦点を動的
に定めるために、各受信器チャネルの遅延時間と移相は
エコーの受信時に連続的に変化させ、受信ビームの焦点
をエコー信号が放射される範囲Ｒに動的に絞る。各変換
器要素が受信する信号に課される遅延時間Ｔdの正確な
式は以下のとおりである。
【数２】 ただし、 ｔ＝変換器アレイの中心から音を送信した後の経過時間
（すなわち、ＳＴＡＲＴ） ｃ＝検査対象の音の速度 θ＝ビーム角度 ｘ＝変換器アレイの中心から要素の中心までの距離
（すなわち、ＳＴＡＲＴ） ｃ＝検査対象の音の速度 θ＝ビーム角度 ｘ＝変換器アレイの中心から要素の中心までの距離
【００１４】デジタル制御装置１６の指令に従って、受
信器１４は送信器１３によって操向されるビームの方向
θを受信器１４の操向によって追跡できるように走査中
に遅延を与え、連続する範囲Ｒでエコー信号をサンプリ
ングし、ビームに沿った点Ｐに動的に集束するように適
切な遅延を与える。したがって、超音波パルス波形を放
出するごとに、超音波ビームに沿って配置された対応す
る点列Ｐからの反射された音の量を表すデータ点列が取
得される。
信器１４は送信器１３によって操向されるビームの方向
θを受信器１４の操向によって追跡できるように走査中
に遅延を与え、連続する範囲Ｒでエコー信号をサンプリ
ングし、ビームに沿った点Ｐに動的に集束するように適
切な遅延を与える。したがって、超音波パルス波形を放
出するごとに、超音波ビームに沿って配置された対応す
る点列Ｐからの反射された音の量を表すデータ点列が取
得される。
【００１５】表示システム１７は、受信器１４によって
生成されるデータ点列を受信し、そのデータを所望の画
像を生成するのに必要な形式と幾何形状に変換する。た
とえば、Ａスキャンが望ましい場合、データ点列の値が
単に時間の関数としてグラフに描かれるだけである。Ｂ
スキャンが望ましい場合、点列中の各データ点を使用し
て、画像内のピクセルの輝度を制御し、連続する操向角
度（θ）の一連の測定からなる走査を実行して、表示に
必要なデータを得る。
生成されるデータ点列を受信し、そのデータを所望の画
像を生成するのに必要な形式と幾何形状に変換する。た
とえば、Ａスキャンが望ましい場合、データ点列の値が
単に時間の関数としてグラフに描かれるだけである。Ｂ
スキャンが望ましい場合、点列中の各データ点を使用し
て、画像内のピクセルの輝度を制御し、連続する操向角
度（θ）の一連の測定からなる走査を実行して、表示に
必要なデータを得る。
【００１６】図２を図１と併せて参照すると、送信器１
３はメモリ５０と総称される１組のチャネル・パルス・
コード・メモリを備えている。好ましい実施形態では、
１２８個の個別変換器要素１２があり、したがって１２
８個の個別チャネル・パルス・コード・メモリ５０があ
る。それぞれのパルス・コード・メモリ５０は通常、ｎ
ビット×５１２ビットのメモリであり、これには生成さ
れる超音波パルス５２の周波数を決定するビット・パタ
ーン５１が格納される。好ましい実施形態では、このビ
ット・パターンは４０ＭＨｚのマスタ・クロックで各パ
ルス・コード・メモリ５０から読み出され、変換器１１
の駆動に適している電力レベルまで信号を増幅するドラ
イバ５３に送られる。図２Ｂに示す例では、ビット・パ
ターンは４つの「１」ビットと４つの「−１」ビットが
交互に並んだ列であり、５ＭＨｚの超音波パルス５２を
発生する。ただし、好ましい実施形態では、２．５、
３．７５、６．２５、７．５、８．７５、および１０Ｍ
Ｈｚなど他の搬送波周波数（Ｆ0 ）を使用することもで
きる。これらの超音波パルス５２が加えられると変換器
要素１２は超音波エネルギーを送って応答する。５１２
ビットすべてを使用する場合、搬送波周波数を中心とす
る４０ｋＨｚと狭い帯域幅のパルス（すなわち、例では
５ＭＨｚ）が放出される。
３はメモリ５０と総称される１組のチャネル・パルス・
コード・メモリを備えている。好ましい実施形態では、
１２８個の個別変換器要素１２があり、したがって１２
８個の個別チャネル・パルス・コード・メモリ５０があ
る。それぞれのパルス・コード・メモリ５０は通常、ｎ
ビット×５１２ビットのメモリであり、これには生成さ
れる超音波パルス５２の周波数を決定するビット・パタ
ーン５１が格納される。好ましい実施形態では、このビ
ット・パターンは４０ＭＨｚのマスタ・クロックで各パ
ルス・コード・メモリ５０から読み出され、変換器１１
の駆動に適している電力レベルまで信号を増幅するドラ
イバ５３に送られる。図２Ｂに示す例では、ビット・パ
ターンは４つの「１」ビットと４つの「−１」ビットが
交互に並んだ列であり、５ＭＨｚの超音波パルス５２を
発生する。ただし、好ましい実施形態では、２．５、
３．７５、６．２５、７．５、８．７５、および１０Ｍ
Ｈｚなど他の搬送波周波数（Ｆ0 ）を使用することもで
きる。これらの超音波パルス５２が加えられると変換器
要素１２は超音波エネルギーを送って応答する。５１２
ビットすべてを使用する場合、搬送波周波数を中心とす
る４０ｋＨｚと狭い帯域幅のパルス（すなわち、例では
５ＭＨｚ）が放出される。
【００１７】前記のように、所望の方向（θ）に超音波
エネルギーの送信ビームを操向するには、図２Ｃに示す
ように、ｎ個のチャネルのそれぞれに対するパルス５２
を適当な量だけ遅延させなければならない。これらの遅
延は、デジタル制御装置１６（図１）からの４つの制御
信号（ＳＴＡＲＴ、ＭＡＳＴＥＲ ＣＬＯＣＫ、ＲT、
およびθ）を受信する送信制御５４によって与えられ
る。送信制御５４は、入力制御信号θ、固定送信焦点Ｒ
T 、および上記の数式１を使用して、連続する送信チャ
ネル間で必要な遅延増分値Ｔi を計算する。ＳＴＡＲＴ
制御信号を受信すると、送信制御５４は第１の送信チャ
ネル５０を介して４０ＭＨｚ ＭＡＳＴＥＲ ＣＬＯＣ
Ｋ信号の４つの可能な位相のうちの１つを制御する。そ
の後、連続する遅延時間間隔（Ｔi）ごとに、ｎ＝１２
８のすべてのチャネルが超音波パルス５２を発生するま
で４０ＭＨｚ ＭＡＳＴＥＲ ＣＬＯＣＫ信号を次のチ
ャネル・パルス・コード・メモリ５０へ送る。ビット・
パターン５１全体が送信され、送信器１３がデジタル制
御装置１６から次のθおよび次のＳＴＡＲＴ制御信号が
来るのを待った後、各送信チャネル５０をリセットす
る。前記のように、本発明の好ましい実施形態では、完
全なＢスキャンはΔθの増分で操向される１２８個の超
音波パルスで構成され、変換器１１の中心軸２１（図
１）を中心とする９０°の扇形を通るθの関数として変
化する。
エネルギーの送信ビームを操向するには、図２Ｃに示す
ように、ｎ個のチャネルのそれぞれに対するパルス５２
を適当な量だけ遅延させなければならない。これらの遅
延は、デジタル制御装置１６（図１）からの４つの制御
信号（ＳＴＡＲＴ、ＭＡＳＴＥＲ ＣＬＯＣＫ、ＲT、
およびθ）を受信する送信制御５４によって与えられ
る。送信制御５４は、入力制御信号θ、固定送信焦点Ｒ
T 、および上記の数式１を使用して、連続する送信チャ
ネル間で必要な遅延増分値Ｔi を計算する。ＳＴＡＲＴ
制御信号を受信すると、送信制御５４は第１の送信チャ
ネル５０を介して４０ＭＨｚ ＭＡＳＴＥＲ ＣＬＯＣ
Ｋ信号の４つの可能な位相のうちの１つを制御する。そ
の後、連続する遅延時間間隔（Ｔi）ごとに、ｎ＝１２
８のすべてのチャネルが超音波パルス５２を発生するま
で４０ＭＨｚ ＭＡＳＴＥＲ ＣＬＯＣＫ信号を次のチ
ャネル・パルス・コード・メモリ５０へ送る。ビット・
パターン５１全体が送信され、送信器１３がデジタル制
御装置１６から次のθおよび次のＳＴＡＲＴ制御信号が
来るのを待った後、各送信チャネル５０をリセットす
る。前記のように、本発明の好ましい実施形態では、完
全なＢスキャンはΔθの増分で操向される１２８個の超
音波パルスで構成され、変換器１１の中心軸２１（図
１）を中心とする９０°の扇形を通るθの関数として変
化する。
【００１８】送信器１３の詳細な説明については、１９
９１年５月１４日に発行され、参照により本明細書に合
体される「Ｃｏｄｅｄ Ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ Ｆｏｒ
Ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ Ｄｙｎａｍｉｃ Ｆｏｃ
ｕｓｉｎｇ ｏｆ Ｖｉｂｒａｔｏｒｙ Ｅｎｅｒｇｙ
Ｂｅａｍ」と題する本願の譲受人に譲渡された米国特
許第５，０１４，７１２号を引用する。
９１年５月１４日に発行され、参照により本明細書に合
体される「Ｃｏｄｅｄ Ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ Ｆｏｒ
Ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ Ｄｙｎａｍｉｃ Ｆｏｃ
ｕｓｉｎｇ ｏｆ Ｖｉｂｒａｔｏｒｙ Ｅｎｅｒｇｙ
Ｂｅａｍ」と題する本願の譲受人に譲渡された米国特
許第５，０１４，７１２号を引用する。
【００１９】図３では、受信器１４が時間利得制御セク
ション１００、受信ビーム形成セクション１０１、およ
び中間プロセッサ１０２のセクションから構成される。
時間利得制御（またはＴＧＣ）セクション１００は、ｎ
＝１２８受信器チャネルおよび時間利得制御回路１０６
のそれぞれに対する増幅器１０５を含む。エコー信号を
受信し、受信したエコー信号を増幅する変換器要素１２
のそれぞれに各増幅器１０５の入力が接続されている。
増幅器１０５で行われる増幅の大きさは、ＴＧＣ回路１
０６で駆動される制御線１０７で制御される。当業者に
は周知のように、エコー信号の範囲が広がると、その振
幅は減少する。そのため、遠距離にある反射体から放射
されたエコー信号は近くの反射体からのエコー信号より
も増幅されていないと、画像の明るさは範囲（Ｒ）が広
がるにつれ急激に減少する。振幅は一部、一般には傾斜
が直線的な基本利得曲線により与えられる。基本利得曲
線は、オペレータが調整し、手作業により８個の（通常
は）ＴＧＣ直線ポテンショメータ１０８をセクション走
査の範囲全体に比較的一様な明るさを与える値に設定す
る。エコー信号を取得する時間間隔により、エコー信号
が放射される範囲が決定され、この時間間隔はＴＧＣ回
路１０６により８個のセグメントに分割される。８個の
ポテンショメータの設定を使用して、８つの時間間隔の
それぞれにおいて増幅器１０５の利得を設定し、エコー
信号がエコー信号取得時間間隔にわたって絶えず増加す
る増幅量で増幅されるようにする。
ション１００、受信ビーム形成セクション１０１、およ
び中間プロセッサ１０２のセクションから構成される。
時間利得制御（またはＴＧＣ）セクション１００は、ｎ
＝１２８受信器チャネルおよび時間利得制御回路１０６
のそれぞれに対する増幅器１０５を含む。エコー信号を
受信し、受信したエコー信号を増幅する変換器要素１２
のそれぞれに各増幅器１０５の入力が接続されている。
増幅器１０５で行われる増幅の大きさは、ＴＧＣ回路１
０６で駆動される制御線１０７で制御される。当業者に
は周知のように、エコー信号の範囲が広がると、その振
幅は減少する。そのため、遠距離にある反射体から放射
されたエコー信号は近くの反射体からのエコー信号より
も増幅されていないと、画像の明るさは範囲（Ｒ）が広
がるにつれ急激に減少する。振幅は一部、一般には傾斜
が直線的な基本利得曲線により与えられる。基本利得曲
線は、オペレータが調整し、手作業により８個の（通常
は）ＴＧＣ直線ポテンショメータ１０８をセクション走
査の範囲全体に比較的一様な明るさを与える値に設定す
る。エコー信号を取得する時間間隔により、エコー信号
が放射される範囲が決定され、この時間間隔はＴＧＣ回
路１０６により８個のセグメントに分割される。８個の
ポテンショメータの設定を使用して、８つの時間間隔の
それぞれにおいて増幅器１０５の利得を設定し、エコー
信号がエコー信号取得時間間隔にわたって絶えず増加す
る増幅量で増幅されるようにする。
【００２０】受信器１４の受信ビーム形成セクション１
０１は１２８個の個別受信器チャネル１１０を含む。後
で詳しく説明するように、それぞれの受信器チャネル１
１０は入力１１１で増幅器１０５の１つからアナログ・
エコー信号を受信し、Ｉバス１１２およびＱバス１１３
に２値化出力値のストリームを送る。ＩおよびＱ値はそ
れぞれ、特定の範囲（Ｒ）のエコー信号エンベロープの
復調サンプルを表す。これらのサンプルは、他の受信器
チャネル１１０のそれぞれからＩおよびＱサンプルと総
加算点１１４および１１５で総和を取ったときに、操作
されているビーム（θ）上の範囲Ｒに配置されている点
Ｐから反射したエコー信号の大きさと位相を示すように
遅延されている。好ましい実施形態では、それぞれのエ
コー信号は走査線の範囲全体にわたって１５０マイクロ
メートルの増分でサンプリングされる（通常は、４０〜
２００ミリメートル）。
０１は１２８個の個別受信器チャネル１１０を含む。後
で詳しく説明するように、それぞれの受信器チャネル１
１０は入力１１１で増幅器１０５の１つからアナログ・
エコー信号を受信し、Ｉバス１１２およびＱバス１１３
に２値化出力値のストリームを送る。ＩおよびＱ値はそ
れぞれ、特定の範囲（Ｒ）のエコー信号エンベロープの
復調サンプルを表す。これらのサンプルは、他の受信器
チャネル１１０のそれぞれからＩおよびＱサンプルと総
加算点１１４および１１５で総和を取ったときに、操作
されているビーム（θ）上の範囲Ｒに配置されている点
Ｐから反射したエコー信号の大きさと位相を示すように
遅延されている。好ましい実施形態では、それぞれのエ
コー信号は走査線の範囲全体にわたって１５０マイクロ
メートルの増分でサンプリングされる（通常は、４０〜
２００ミリメートル）。
【００２１】受信器１４の詳細については、１９９１年
１月８日に発行され、参照により本明細書に合体される
「Ｍｅｔｈｏｄ Ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ
Ｄｉｇｉｔａｌ Ｐｈａｓｅ Ａｒｒａｙ Ｉｍａｇ
ｉｎｇ」と題する本願の譲受人に譲渡された米国特許第
４，９８３，９７０号を引用する。
１月８日に発行され、参照により本明細書に合体される
「Ｍｅｔｈｏｄ Ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ
Ｄｉｇｉｔａｌ Ｐｈａｓｅ Ａｒｒａｙ Ｉｍａｇ
ｉｎｇ」と題する本願の譲受人に譲渡された米国特許第
４，９８３，９７０号を引用する。
【００２２】図３において、中間プロセッサ・セクショ
ン１０２は総加算点１１４および１１５からビーム・サ
ンプルを受信する。各ビーム・サンプルのＩおよびＱの
値は点（Ｒ、θ）から反射した音の大きさの同相および
直角成分を表す２０ビット・デジタル数である。中間プ
ロセッサ１０２は、さまざまな計算をビーム・サンプル
について実行することができ、選択は再構成する画像の
種類によって決まる。たとえば、従来の大きさの画像を
生成する場合、下記の数式３により、各受信ビーム・サ
ンプルからデジタル値Ｍを計算し、それを反射点のＲ、
θ座標と共に出力１２１で生成する検出論理ユニット１
２０（図５）を実装する。
ン１０２は総加算点１１４および１１５からビーム・サ
ンプルを受信する。各ビーム・サンプルのＩおよびＱの
値は点（Ｒ、θ）から反射した音の大きさの同相および
直角成分を表す２０ビット・デジタル数である。中間プ
ロセッサ１０２は、さまざまな計算をビーム・サンプル
について実行することができ、選択は再構成する画像の
種類によって決まる。たとえば、従来の大きさの画像を
生成する場合、下記の数式３により、各受信ビーム・サ
ンプルからデジタル値Ｍを計算し、それを反射点のＲ、
θ座標と共に出力１２１で生成する検出論理ユニット１
２０（図５）を実装する。
【数３】
【００２３】検出論理ユニット１２０は、１９８９年５
月３０日に発行された「Ａｄａｐｔｉｖｅ Ｃｏｈｅｒ
ｅｎｔ Ｅｎｅｒｇｙ Ｂｅａｍ Ｆｏｒｍａｔｉｏｎ
Ｕｓｉｎｇ Ｐｈａｓｅ Ｃｏｎｊｕｎｇａｔｉｏ
ｎ」と題する本願の譲受人に譲渡された米国特許第４，
８３５，６８９号で開示されているような補正方法を実
装することもできる。前記の補正方法では、受信したビ
ーム・サンプルを調べ、ビームの集束と操向を改善する
ために送信器１３と受信器１４で後の測定に使用できる
補正値を計算する。例えば、走査中にそれぞれの変換器
要素から出る音が伝わる媒体の不均一性を補正するため
にこうした補正が必要である。
月３０日に発行された「Ａｄａｐｔｉｖｅ Ｃｏｈｅｒ
ｅｎｔ Ｅｎｅｒｇｙ Ｂｅａｍ Ｆｏｒｍａｔｉｏｎ
Ｕｓｉｎｇ Ｐｈａｓｅ Ｃｏｎｊｕｎｇａｔｉｏ
ｎ」と題する本願の譲受人に譲渡された米国特許第４，
８３５，６８９号で開示されているような補正方法を実
装することもできる。前記の補正方法では、受信したビ
ーム・サンプルを調べ、ビームの集束と操向を改善する
ために送信器１３と受信器１４で後の測定に使用できる
補正値を計算する。例えば、走査中にそれぞれの変換器
要素から出る音が伝わる媒体の不均一性を補正するため
にこうした補正が必要である。
【００２４】図５において、中間プロセッサ１０２は前
記のように動作する検出論理ユニット１２０を備えてい
る。
記のように動作する検出論理ユニット１２０を備えてい
る。
【００２５】プロセッサ１０２はさらに、本願と同じ譲
受人に譲渡され、参照により本明細書に合体される米国
特許５，３４９，５２４号（Ｄａｆｔ．他）中の図６に
示されている方法で構成することができる自己相関論理
ユニット１２２Ａも備える。
受人に譲渡され、参照により本明細書に合体される米国
特許５，３４９，５２４号（Ｄａｆｔ．他）中の図６に
示されている方法で構成することができる自己相関論理
ユニット１２２Ａも備える。
【００２６】プロセッサ１０２はさらに、「Ｕｌｔｒａ
ｓｏｎｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ」（Ａｃａｄｅｍｉｃ Ｐ
ｒｅｓｓ，Ｉｎｃ．（１９８６）発行ｐｐ．７３〜８
５）に発表されたＢｏｎｎｅｒｏｕｓ他の論文「Ｔｉｍ
ｅ Ｄｏｍａｉｎ Ｆｏｒｍｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ Ｐ
ｕｌｓｅ−Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ ａ
ｎｄ Ｂｌｏｏｄ Ｖｅｌｏｃｉｔｙ Ｅｓｔｉｍａｔ
ｉｏｎ Ｂｙ Ｃｒｏｓｓ Ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ」
に記載されているアルゴリズムに基づきバスＩおよびＱ
上のエコー信号に応答して１つまたは複数の血流特性の
推定値を表す出力信号を生成する時間相関論理ユニット
１２２Ｃも備える。ユニット１２２Ｃは、当業者であれ
ば、参照により本明細書に合体されるＢｏｎｎｅｒｏｕ
ｓ他の論文に提示されている情報に従って設計すること
ができる。
ｓｏｎｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ」（Ａｃａｄｅｍｉｃ Ｐ
ｒｅｓｓ，Ｉｎｃ．（１９８６）発行ｐｐ．７３〜８
５）に発表されたＢｏｎｎｅｒｏｕｓ他の論文「Ｔｉｍ
ｅ Ｄｏｍａｉｎ Ｆｏｒｍｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ Ｐ
ｕｌｓｅ−Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ ａ
ｎｄ Ｂｌｏｏｄ Ｖｅｌｏｃｉｔｙ Ｅｓｔｉｍａｔ
ｉｏｎ Ｂｙ Ｃｒｏｓｓ Ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ」
に記載されているアルゴリズムに基づきバスＩおよびＱ
上のエコー信号に応答して１つまたは複数の血流特性の
推定値を表す出力信号を生成する時間相関論理ユニット
１２２Ｃも備える。ユニット１２２Ｃは、当業者であれ
ば、参照により本明細書に合体されるＢｏｎｎｅｒｏｕ
ｓ他の論文に提示されている情報に従って設計すること
ができる。
【００２７】プロセッサ１０２はさらに、参照により本
明細書に合体されるＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎ
ｓ Ｏｎ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ，Ｆｅｒｒｏ Ｅｌ
ｅｃｔｒｏｎｉｃｓ ａｎｄ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｃ
ｏｎｔｒｏｌ（第３７巻、第６号、１９９０年１１月）
に発表されたＬｏｕｐａｓ他の論文「Ｌｏｗ−Ｏｒｄｅ
ｒ Ｃｏｍｐｌｅｘ ＡＲ Ｍｏｄｅｌｓ ｆｏｒ Ｍ
ｅａｎ ａｎｄ Ｍａｘｉｍｕｍ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ
Ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ ｉｎ ｔｈｅ Ｃｏｎｔｅｘ
ｔ ｏｆ Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｃｏｌｏｒ Ｆｌｏｗ Ｍ
ａｐｐｉｎｇ」に記載されているアルゴリズムに基づく
１つまたは複数の血流特性の少なくとも推定値を表す出
力信号を生成する自己回帰論理ユニット１２２Ｅも備え
る。ユニット１２２Ｅは、Ｌｏｕｐａｓ他の記事に提示
されている情報に従って設計できる。
明細書に合体されるＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎ
ｓ Ｏｎ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ，Ｆｅｒｒｏ Ｅｌ
ｅｃｔｒｏｎｉｃｓ ａｎｄ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｃ
ｏｎｔｒｏｌ（第３７巻、第６号、１９９０年１１月）
に発表されたＬｏｕｐａｓ他の論文「Ｌｏｗ−Ｏｒｄｅ
ｒ Ｃｏｍｐｌｅｘ ＡＲ Ｍｏｄｅｌｓ ｆｏｒ Ｍ
ｅａｎ ａｎｄ Ｍａｘｉｍｕｍ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ
Ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ ｉｎ ｔｈｅ Ｃｏｎｔｅｘ
ｔ ｏｆ Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｃｏｌｏｒ Ｆｌｏｗ Ｍ
ａｐｐｉｎｇ」に記載されているアルゴリズムに基づく
１つまたは複数の血流特性の少なくとも推定値を表す出
力信号を生成する自己回帰論理ユニット１２２Ｅも備え
る。ユニット１２２Ｅは、Ｌｏｕｐａｓ他の記事に提示
されている情報に従って設計できる。
【００２８】論理ユニット１２０および１２２Ａ、１２
２Ｃ、および１２２Ｅはそれぞれ、引用した文献に記載
されているアルゴリズムを実行することができるハード
配線した順次論理回路、マイクロプロセッサ、マイクロ
シーケンサ、マイクロコントローラ、デジタル・シグナ
ル・プロセッサなどとすることができる。
２Ｃ、および１２２Ｅはそれぞれ、引用した文献に記載
されているアルゴリズムを実行することができるハード
配線した順次論理回路、マイクロプロセッサ、マイクロ
シーケンサ、マイクロコントローラ、デジタル・シグナ
ル・プロセッサなどとすることができる。
【００２９】やはり図５において、プロセッサ１０２は
さらに、算術演算論理ユニット（ＡＬＵ）１２８を含む
中央処理装置（ＣＰＵ）１２６を備えるデジタル・シグ
ナル・プロセッサ、マイクロプロセッサ、マイクロシー
ケンサ、マイクロコントローラ１２４も備える。ＣＰＵ
１２６は、アドレス・バスおよびデータ・バス１２９を
介して読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）１３０に接続され
る。ＲＯＭ１３０には、ＣＰＵ１２６によって実行され
る命令が格納される。ＣＰＵ１２６はさらに、検査タイ
プ表１３４を格納するランダム・アクセス・メモリ（Ｒ
ＡＭ）１３２にも接続され、アドレス・バスおよびデー
タ・バス１３５を介して接続される。従来のコンピュー
タ用キーボード１３８は、従来のケーブル１３９を介し
てＣＰＵ１２６に接続される。バスＩおよびＱは、それ
ぞれ図のように接続された、従来のゲート・スイッチ１
２０Ｓおよび１２２Ｓ１、１２２Ｓ３および１２２Ｓ５
を介して論理ユニット１２０および１２２Ａ、１２２Ｃ
および１２２Ｅに接続される。ゲート・スイッチはそれ
ぞれ、従来のバス１４２によりＣＰＵ１２６から送信さ
れるアドレス・コードに応答するようにプログラムされ
る。
さらに、算術演算論理ユニット（ＡＬＵ）１２８を含む
中央処理装置（ＣＰＵ）１２６を備えるデジタル・シグ
ナル・プロセッサ、マイクロプロセッサ、マイクロシー
ケンサ、マイクロコントローラ１２４も備える。ＣＰＵ
１２６は、アドレス・バスおよびデータ・バス１２９を
介して読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）１３０に接続され
る。ＲＯＭ１３０には、ＣＰＵ１２６によって実行され
る命令が格納される。ＣＰＵ１２６はさらに、検査タイ
プ表１３４を格納するランダム・アクセス・メモリ（Ｒ
ＡＭ）１３２にも接続され、アドレス・バスおよびデー
タ・バス１３５を介して接続される。従来のコンピュー
タ用キーボード１３８は、従来のケーブル１３９を介し
てＣＰＵ１２６に接続される。バスＩおよびＱは、それ
ぞれ図のように接続された、従来のゲート・スイッチ１
２０Ｓおよび１２２Ｓ１、１２２Ｓ３および１２２Ｓ５
を介して論理ユニット１２０および１２２Ａ、１２２Ｃ
および１２２Ｅに接続される。ゲート・スイッチはそれ
ぞれ、従来のバス１４２によりＣＰＵ１２６から送信さ
れるアドレス・コードに応答するようにプログラムされ
る。
【００３０】なおも図５において、動作に関して、オペ
レータはカラーで画像処理し表示する被検者の部位を決
定して、キーボード１３８で検査の種類を選択する。キ
ーボード１３８は、レジスタ（図示せず）内に対応する
信号を生成する。ＣＰＵ１２６はよく知られている方法
でキーボード１３８を定期的に走査し、血流特性などさ
まざまな物質移動特性を推定するのに適した図５に示す
論理ユニットを識別するコードを返す検査タイプ表１３
４の中の対応する入力項目をアドレス指定することによ
り信号を識別する検査タイプに応答する。対応する論理
ユニットは、バス１４２上でアドレス指定され、対応す
るゲート・スイッチが開き、バスＩおよびＱ上の信号が
論理ユニット内に入る。その結果、対応する論理ユニッ
トは血流特性などの１つまたは複数の物質移動特性を推
定する出力信号を生成し、その信号を出力バス１２１上
に送信する。たとえば、甲状腺検査タイプを示す単語を
キーボード３８で入力した場合、ＣＰＵはゲート・スイ
ッチ１２２Ｓ１を開き、バスＩおよびＱ上の信号を自己
相関論理ユニット１２２Ａに送る。その一方で、頚動脈
検査タイプを示す単語をキーボード１３８で入力した場
合、ＣＰＵはバス１４２でアドレスを送信し、ゲート・
スイッチ１２２Ｓ３を開き、バスＩおよびＱ上の信号を
時間相互相関論理ユニット１２２Ｂに送る。この操作を
行うと、オペレータ側で、考察対象の被験者の組織と部
位内の血流をもっとも適切に分析できる論理ユニットを
選択することができる。
レータはカラーで画像処理し表示する被検者の部位を決
定して、キーボード１３８で検査の種類を選択する。キ
ーボード１３８は、レジスタ（図示せず）内に対応する
信号を生成する。ＣＰＵ１２６はよく知られている方法
でキーボード１３８を定期的に走査し、血流特性などさ
まざまな物質移動特性を推定するのに適した図５に示す
論理ユニットを識別するコードを返す検査タイプ表１３
４の中の対応する入力項目をアドレス指定することによ
り信号を識別する検査タイプに応答する。対応する論理
ユニットは、バス１４２上でアドレス指定され、対応す
るゲート・スイッチが開き、バスＩおよびＱ上の信号が
論理ユニット内に入る。その結果、対応する論理ユニッ
トは血流特性などの１つまたは複数の物質移動特性を推
定する出力信号を生成し、その信号を出力バス１２１上
に送信する。たとえば、甲状腺検査タイプを示す単語を
キーボード３８で入力した場合、ＣＰＵはゲート・スイ
ッチ１２２Ｓ１を開き、バスＩおよびＱ上の信号を自己
相関論理ユニット１２２Ａに送る。その一方で、頚動脈
検査タイプを示す単語をキーボード１３８で入力した場
合、ＣＰＵはバス１４２でアドレスを送信し、ゲート・
スイッチ１２２Ｓ３を開き、バスＩおよびＱ上の信号を
時間相互相関論理ユニット１２２Ｂに送る。この操作を
行うと、オペレータ側で、考察対象の被験者の組織と部
位内の血流をもっとも適切に分析できる論理ユニットを
選択することができる。
【００３１】図６は、プロセッサ１０２の実施形態を示
しており、図５と関連して識別されているアルゴリズム
はそれぞれ読み取り専用メモリ１３０内に命令の列とし
て格納され、ＣＰＵ１２６により実行される。図６に示
すように、検出アルゴリズム、自己相関アルゴリズム、
時間相互相関アルゴリズム、および自己回帰アルゴリズ
ムはそれぞれ、ユニット１２０、および１２２Ａ、１２
２Ｃ、および１２２Ｅに関して説明した前記の引用論文
に従って読み取り専用メモリ１３０の別々のセクション
に格納される。動作時に、検査タイプを前記の方法でキ
ーボード１３８から入力する。単語の入力に応答して、
ＣＰＵ１２６は検査タイプ表１３４をアドレス指定し、
画像処理する物質移動の分析に適しているアルゴリズム
の識別を取り出す。次に、ＣＰＵ１２６は読み取り専用
メモリ１３０の適切なセクションをアドレス指定し、ア
ルゴリズムの命令を順次取り出し、それらの命令を実行
する。ＡＬＵ１２８によって命令が実行されると、１つ
または複数の出力信号が出力バス１２１上に発生され、
これが命令の表すアルゴリズムに基づく血流特性などの
１つまたは複数の物質移動特性の推定値となる。
しており、図５と関連して識別されているアルゴリズム
はそれぞれ読み取り専用メモリ１３０内に命令の列とし
て格納され、ＣＰＵ１２６により実行される。図６に示
すように、検出アルゴリズム、自己相関アルゴリズム、
時間相互相関アルゴリズム、および自己回帰アルゴリズ
ムはそれぞれ、ユニット１２０、および１２２Ａ、１２
２Ｃ、および１２２Ｅに関して説明した前記の引用論文
に従って読み取り専用メモリ１３０の別々のセクション
に格納される。動作時に、検査タイプを前記の方法でキ
ーボード１３８から入力する。単語の入力に応答して、
ＣＰＵ１２６は検査タイプ表１３４をアドレス指定し、
画像処理する物質移動の分析に適しているアルゴリズム
の識別を取り出す。次に、ＣＰＵ１２６は読み取り専用
メモリ１３０の適切なセクションをアドレス指定し、ア
ルゴリズムの命令を順次取り出し、それらの命令を実行
する。ＡＬＵ１２８によって命令が実行されると、１つ
または複数の出力信号が出力バス１２１上に発生され、
これが命令の表すアルゴリズムに基づく血流特性などの
１つまたは複数の物質移動特性の推定値となる。
【００３２】特に図１および図４において、受信器１４
はその出力１２１のところに８ビット・デジタル数のス
トリームを発生し、これは表示システム１７の入力に加
えられる。それぞれの出力には、８ビットの組織の大き
さおよび１２ビットの流量値が含まれる。これらの「走
査データ」は、配列としてメモリ１５０内に格納され、
走査データ配列１５０の行は取得されるそれぞれのビー
ム角度（θ）と対応し、走査データ配列１５０の列は各
ビームに沿ってサンプルが取得されるそれぞれの範囲
（Ｒ）と対応する。受信器１４から送られるＲおよびθ
制御信号１５１および１５２は、それぞれの入力値が配
列１５０内のどこに格納されるかを示し、メモリ制御回
路１５３は、その値を配列１５０内の適切なメモリ・ロ
ケーションに書き込む。走査は連続して繰り返すことが
でき、受信器１４から送られた値の流れにより走査デー
タ配列１５０が連続的に更新される。
はその出力１２１のところに８ビット・デジタル数のス
トリームを発生し、これは表示システム１７の入力に加
えられる。それぞれの出力には、８ビットの組織の大き
さおよび１２ビットの流量値が含まれる。これらの「走
査データ」は、配列としてメモリ１５０内に格納され、
走査データ配列１５０の行は取得されるそれぞれのビー
ム角度（θ）と対応し、走査データ配列１５０の列は各
ビームに沿ってサンプルが取得されるそれぞれの範囲
（Ｒ）と対応する。受信器１４から送られるＲおよびθ
制御信号１５１および１５２は、それぞれの入力値が配
列１５０内のどこに格納されるかを示し、メモリ制御回
路１５３は、その値を配列１５０内の適切なメモリ・ロ
ケーションに書き込む。走査は連続して繰り返すことが
でき、受信器１４から送られた値の流れにより走査デー
タ配列１５０が連続的に更新される。
【００３３】なおも図４において、配列１５０内の走査
データは、デジタル走査コンバータ１５４によって読み
取られ、目的の画像を生成する形式に変換される。たと
えば、従来のＢスキャン画像を生成する場合、走査デー
タ配列１５０に格納されている組織の大きさおよび流量
値Ｍ（Ｒ、θ）は値Ｍ（ｘ、ｙ）に変換され、これは、
画像内のピクセル位置（ｘ、ｙ）の灰色陰影（組織）お
よびカラー（流量）を示す。超音波画像データの極座標
と直角座標との間のこのような変換については、たとえ
ば、Ｈｅｗｌｅｔｔ−Ｐａｃｋａｒｄ Ｊｏｕｒｎａｌ
（１９８３年１０月）の３０から３３ページにある「Ａ
Ｓｃａｎ Ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ Ａｌｇｏｒｉｔｈ
ｍ ｆｏｒ Ｄｉｓｐｌａｙｉｎｇ Ｕｌｔｒａｓｏｎ
ｉｃ Ｉｍａｇｅｓ」と題するＳｔｅｖｅｎ Ｃ．Ｌｅ
ａｖｉｔｔ他の論文に記載されている。
データは、デジタル走査コンバータ１５４によって読み
取られ、目的の画像を生成する形式に変換される。たと
えば、従来のＢスキャン画像を生成する場合、走査デー
タ配列１５０に格納されている組織の大きさおよび流量
値Ｍ（Ｒ、θ）は値Ｍ（ｘ、ｙ）に変換され、これは、
画像内のピクセル位置（ｘ、ｙ）の灰色陰影（組織）お
よびカラー（流量）を示す。超音波画像データの極座標
と直角座標との間のこのような変換については、たとえ
ば、Ｈｅｗｌｅｔｔ−Ｐａｃｋａｒｄ Ｊｏｕｒｎａｌ
（１９８３年１０月）の３０から３３ページにある「Ａ
Ｓｃａｎ Ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ Ａｌｇｏｒｉｔｈ
ｍ ｆｏｒ Ｄｉｓｐｌａｙｉｎｇ Ｕｌｔｒａｓｏｎ
ｉｃ Ｉｍａｇｅｓ」と題するＳｔｅｖｅｎ Ｃ．Ｌｅ
ａｖｉｔｔ他の論文に記載されている。
【００３４】デジタル走査コンバータ１５４でどのよう
な変換を行うにせよ、得られる画像データはメモリ１５
５に書き込まれ、メモリには変換された走査データが２
次元配列として格納される。メモリ制御部１５６では、
メモリ１５５に対するデュアル・ポート・アクセスが可
能であるため、デジタル走査コンバータ１５４は、表示
プロセッサ１５７が更新されたデータを読み込んでいる
間に値を新しいデータに連続的に更新することができ
る。表示プロセッサ１５７は制御パネル１５８から受信
したオペレータ・コマンドに応答し、メモリ１５５内に
ある変換された走査データに対し従来の画像処理機能が
実行される。例えば、メモリ１５５内の変換された走査
データで示される輝度レベルの範囲が表示装置１６０の
輝度範囲を遙かに超える場合がある。実際、メモリ１５
５内の変換された走査データの輝度分解能は人間の目の
輝度分解能を遙かに超えることがあり、通常、操作可能
な制御装置が用意されていて、これによりオペレータは
手動で一定範囲の輝度値を選択し、画像のコントラスト
が最大になるようにできる。表示プロセッサはメモリ１
５５から変換された走査データを読み取り、望んでいる
とおりに画像の画質を高め、高められた値を表示メモリ
１６１に書き込む。
な変換を行うにせよ、得られる画像データはメモリ１５
５に書き込まれ、メモリには変換された走査データが２
次元配列として格納される。メモリ制御部１５６では、
メモリ１５５に対するデュアル・ポート・アクセスが可
能であるため、デジタル走査コンバータ１５４は、表示
プロセッサ１５７が更新されたデータを読み込んでいる
間に値を新しいデータに連続的に更新することができ
る。表示プロセッサ１５７は制御パネル１５８から受信
したオペレータ・コマンドに応答し、メモリ１５５内に
ある変換された走査データに対し従来の画像処理機能が
実行される。例えば、メモリ１５５内の変換された走査
データで示される輝度レベルの範囲が表示装置１６０の
輝度範囲を遙かに超える場合がある。実際、メモリ１５
５内の変換された走査データの輝度分解能は人間の目の
輝度分解能を遙かに超えることがあり、通常、操作可能
な制御装置が用意されていて、これによりオペレータは
手動で一定範囲の輝度値を選択し、画像のコントラスト
が最大になるようにできる。表示プロセッサはメモリ１
５５から変換された走査データを読み取り、望んでいる
とおりに画像の画質を高め、高められた値を表示メモリ
１６１に書き込む。
【００３５】表示メモリ１６１はメモリ制御回路１６３
を介して表示コントローラ回路１６２と共有され、その
値はマッピングされ、表示装置１６０内の対応するピク
セルの輝度および色を制御する。表示コントローラ１６
２は市販の集積回路であり、使用する特定のタイプの表
示装置１６０を操作できるように設計されている。たと
えば、表示装置１６０としてＣＲＴ（陰極線管）が考え
られるが、その場合表示コントローラ１６２は水平およ
び垂直掃引回路に必要な同期パルスを提供し、掃引中に
適切なタイミングで表示データをＣＲＴにマッピングす
るＣＲＴコントローラ・チップである。
を介して表示コントローラ回路１６２と共有され、その
値はマッピングされ、表示装置１６０内の対応するピク
セルの輝度および色を制御する。表示コントローラ１６
２は市販の集積回路であり、使用する特定のタイプの表
示装置１６０を操作できるように設計されている。たと
えば、表示装置１６０としてＣＲＴ（陰極線管）が考え
られるが、その場合表示コントローラ１６２は水平およ
び垂直掃引回路に必要な同期パルスを提供し、掃引中に
適切なタイミングで表示データをＣＲＴにマッピングす
るＣＲＴコントローラ・チップである。
【００３６】表示システム１７が特定の超音波システム
の能力と自由度に応じてさまざまな形態の１つを取りう
るということは、当業者にとっては明白である。前記の
好ましい実施形態では、プログラミングされるマイクロ
プロセッサを使用して、デジタル走査コンバータおよび
表示プロセッサ機能を実装しており、そのため、得られ
る表示システムは非常に自由度が高く、強力である。
の能力と自由度に応じてさまざまな形態の１つを取りう
るということは、当業者にとっては明白である。前記の
好ましい実施形態では、プログラミングされるマイクロ
プロセッサを使用して、デジタル走査コンバータおよび
表示プロセッサ機能を実装しており、そのため、得られ
る表示システムは非常に自由度が高く、強力である。
【００３７】本発明の好ましい特徴のうちいくつかしか
本明細書に図示、説明していないが、当業者はさまざま
な修正および変更を行うことができる。したがって、添
付の特許請求の範囲は本発明の真の精神から逸脱しない
すべての修正および変更をカバーするもので意図がある
ことを理解されたい。
本明細書に図示、説明していないが、当業者はさまざま
な修正および変更を行うことができる。したがって、添
付の特許請求の範囲は本発明の真の精神から逸脱しない
すべての修正および変更をカバーするもので意図がある
ことを理解されたい。
【図１】本発明の好ましい実施形態を使用する超音波撮
像処理システムの概略ブロック図である。
像処理システムの概略ブロック図である。
【図２】図１のシステムの一部をなす送信器の概略ブロ
ック図（Ａ）、送信器５０のいずれかのチャネル内の信
号を表す図（Ｂ、Ｃ）、
ック図（Ａ）、送信器５０のいずれかのチャネル内の信
号を表す図（Ｂ、Ｃ）、
【図３】図１のシステムの一部をなす受信器の概略ブロ
ック図である。
ック図である。
【図４】図１のシステムの一部をなす表示システムの概
略ブロック図である。
略ブロック図である。
【図５】図３に示す中間プロセッサ１０２の一形態を示
す図である。
す図である。
【図６】図３に示す中間プロセッサ１０２の他の形態を
示す図である。
示す図である。
１１ 変換器アレイ １２ 各セグメント １２ 各変換器要素 １２ 個別駆動要素 １３ 送信器 １４ 受信器 １４ 送信制御 １５ 送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ １６ デジタル制御装置 １７ 表示システム ２０ パルス波形 ２１ 中心軸
Claims (19)
- 【請求項１】 振動エネルギー変換器で発生する超音波
に応答して検査対象の被験者から受信したエコー信号を
復調するように接続されている受信器を備える超音波シ
ステムにおいて、被検者の第１の部位と第２の部位にお
ける物質移動の１つまたは複数の特性をカラー表示する
装置であって、 被検者の第１のタイプの検査を表す第１の入力信号およ
び被検者の第２のタイプの検査を表す第２の入力信号を
受信するように接続されている入力と、 エコー信号に応答し、第１の入力信号に応答して第１の
アルゴリズムに基づいて１つまたは複数の物質移動特性
の少なくとも推定値を表す第１の出力信号を生成し、第
２の入力信号に応答して第２のアルゴリズムに基づいて
１つまたは複数の物質移動特性の少なくとも推定値を表
す第２の出力信号を生成するように接続されている１つ
または複数の論理ユニットと、 第１および第２の出力信号に応答して１つまたは複数の
物質移動特性を表示する表示ユニットを備える装置。 - 【請求項２】 前記１つまたは複数の物質移動特性が平
均血流速度を含む請求項１に記載の装置。 - 【請求項３】 第１のアルゴリズムが検出アルゴリズム
を含み、第２のアルゴリズムが自己相関アルゴリズムを
含む請求項１に記載の装置。 - 【請求項４】 第１のアルゴリズムが時間相互相関アル
ゴリズムを含み、第２のアルゴリズムが自己回帰アルゴ
リズムを含む請求項１に記載の装置。 - 【請求項５】 第１のアルゴリズムが自己回帰アルゴリ
ズムを含み、第２のアルゴリズムが自己相関アルゴリズ
ムを含む請求項１に記載の装置。 - 【請求項６】 前記１つまたは複数の論理ユニットがマ
イクロプロセッサまたはマイクロコントローラを備える
請求項１に記載の装置。 - 【請求項７】 マイクロプロセッサまたはマイクロコン
トローラが、 第１のアルゴリズムを実施する第１の命令を格納するよ
うに接続され、かつ第２のアルゴリズムを実施する第２
の命令を格納するように接続されているメモリと、 第１の入力信号に応答して第１の命令を実行し、かつ第
２の入力信号に応答して第２の命令を実行するように接
続されている演算論理ユニットを備える請求項６に記載
の装置。 - 【請求項８】 入力がマイクロプロセッサまたはマイク
ロコントローラに結合されているキーボードを備える請
求項７に記載の装置。 - 【請求項９】 １つまたは複数の論理ユニットが１つま
たは複数のハード配線された論理回路を備える請求項１
に記載の装置。 - 【請求項１０】 第１の論理ユニットが第１のアルゴリ
ズムを実施し、第２の論理ユニットが第２のアルゴリズ
ムを実施する請求項９に記載の装置。 - 【請求項１１】 第１の論理ユニットが第１のスイッチ
を介して信号を受信し、第２の論理ユニットが第２のス
イッチを介して信号を受信する請求項１０に記載の装
置。 - 【請求項１２】 第１のスイッチが第１の入力信号に応
答し、第２のスイッチが第２の入力信号に応答する請求
項１１に記載の装置。 - 【請求項１３】 振動エネルギー変換器で発生する超音
波に応答して検査対象の被験者から受信したエコー信号
を復調するように接続されている受信器を備える超音波
システムにおいて、被検者の１つまたは複数の物質移動
特性をカラー表示する方法であって、 第１のタイプの検査を示す第１の入力信号を受信するス
テップと、 第２のタイプの検査を示す第２の入力信号を受信するス
テップと、 第１の入力信号とエコー信号に応答して第１のアルゴリ
ズムに基づいて１つまたは複数の物質移動特性の少なく
とも推定値を表す第１の出力信号を生成するステップ
と、 第２の入力信号とエコー信号に応答して第２のアルゴリ
ズムに基づいて１つまたは複数の物質移動特性の少なく
とも推定値を表す第２の出力信号を生成するステップ
と、 第１の出力信号と第２の出力信号に応答して１つまたは
複数の物質移動特性を表示するステップを含む方法。 - 【請求項１４】 １つまたは複数の物質移動特性が平均
血流速度を含む請求項１３に記載の方法。 - 【請求項１５】 第１のアルゴリズムが検出アルゴリズ
ムを含み、第２のアルゴリズムが自己相関アルゴリズム
を含む請求項１３に記載の方法。 - 【請求項１６】 第１のアルゴリズムが時間相互相関ア
ルゴリズムを含み、第２のアルゴリズムが自己回帰アル
ゴリズムを含む請求項１３に記載の方法。 - 【請求項１７】 第１のアルゴリズムが自己回帰アルゴ
リズムを含み、第２のアルゴリズムが自己相関アルゴリ
ズムを含む請求項１３に記載の方法。 - 【請求項１８】 第１の出力信号を生成するステップ
が、 第１のアルゴリズムを実装する第１の命令を格納するス
テップと、 第１の入力信号に応答して第１の命令を実行するステッ
プを含む請求項１３に記載の方法。 - 【請求項１９】 第２の出力信号を生成するステップ
が、 第２のアルゴリズムを実装する第２の命令を格納するス
テップと、 第２の入力信号に応答して第２の命令を実行するステッ
プを含む請求項１８に記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/224,013 US6110119A (en) | 1998-12-31 | 1998-12-31 | Ultrasound color flow imaging utilizing a plurality of algorithms |
| US09/224013 | 1998-12-31 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000197636A true JP2000197636A (ja) | 2000-07-18 |
Family
ID=22838932
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11339534A Withdrawn JP2000197636A (ja) | 1998-12-31 | 1999-11-30 | 複数のアルゴリズムを使用する超音波カラ―・フロ―画像 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6110119A (ja) |
| EP (1) | EP1016879A2 (ja) |
| JP (1) | JP2000197636A (ja) |
Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6500125B1 (en) * | 2000-03-30 | 2002-12-31 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Ultrasound b/color priority threshold calculation |
| GB0030449D0 (en) * | 2000-12-13 | 2001-01-24 | Deltex Guernsey Ltd | Improvements in or relating to doppler haemodynamic monitors |
| US6592522B2 (en) * | 2001-06-12 | 2003-07-15 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Ultrasound display of displacement |
| US6579240B2 (en) * | 2001-06-12 | 2003-06-17 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Ultrasound display of selected movement parameter values |
| US6652462B2 (en) * | 2001-06-12 | 2003-11-25 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc. | Ultrasound display of movement parameter gradients |
| US20030045797A1 (en) * | 2001-08-28 | 2003-03-06 | Donald Christopher | Automatic optimization of doppler display parameters |
| JP4192490B2 (ja) * | 2002-04-26 | 2008-12-10 | 株式会社日立メディコ | 超音波診断装置 |
| US7627386B2 (en) * | 2004-10-07 | 2009-12-01 | Zonaire Medical Systems, Inc. | Ultrasound imaging system parameter optimization via fuzzy logic |
| US8784318B1 (en) | 2005-07-22 | 2014-07-22 | Zonare Medical Systems, Inc. | Aberration correction using channel data in ultrasound imaging system |
| US8002705B1 (en) | 2005-07-22 | 2011-08-23 | Zonaire Medical Systems, Inc. | Continuous transmit focusing method and apparatus for ultrasound imaging system |
| US7887484B2 (en) * | 2005-08-12 | 2011-02-15 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Automatic velocity scale identification for medical diagnostic ultrasound |
| US20080146922A1 (en) * | 2006-10-24 | 2008-06-19 | Zonare Medical Systems, Inc. | Control of user interfaces and displays for portable ultrasound unit and docking station |
| JP5404390B2 (ja) * | 2007-04-24 | 2014-01-29 | パナソニック株式会社 | 超音波診断装置 |
| US9060669B1 (en) | 2007-12-20 | 2015-06-23 | Zonare Medical Systems, Inc. | System and method for providing variable ultrasound array processing in a post-storage mode |
| US8684933B2 (en) * | 2010-08-17 | 2014-04-01 | Imsonic Medical, Inc. | Handheld ultrasound color flow imaging system with mechanically scanned, mechanically focused multi-element transducers |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5363851A (en) * | 1993-11-26 | 1994-11-15 | General Electric Company | Ultrasound color flow extended velocity estimation |
| US5709210A (en) * | 1996-07-30 | 1998-01-20 | Acuson Corporation | Ultrasound system for imaging |
| US5868676A (en) * | 1996-10-25 | 1999-02-09 | Acuson Corporation | Interactive doppler processor and method |
| US5908391A (en) * | 1997-05-07 | 1999-06-01 | General Electric Company | Method and apparatus for enhancing resolution and sensitivity in color flow ultrasound imaging using multiple transmit focal zones |
-
1998
- 1998-12-31 US US09/224,013 patent/US6110119A/en not_active Expired - Lifetime
-
1999
- 1999-11-30 JP JP11339534A patent/JP2000197636A/ja not_active Withdrawn
- 1999-12-22 EP EP99310435A patent/EP1016879A2/en not_active Withdrawn
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US6110119A (en) | 2000-08-29 |
| EP1016879A2 (en) | 2000-07-05 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Application deemed to be withdrawn because no request for examination was validly filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20070206 |