JP6199868B2 - 低コストトランスデューサアレイ用励起スキーム - Google Patents

Description

本発明はトランスデューサアレイ用励起スキームに、より具体的にはイメージングのためにアレイを操作するためのスキームに関する。

胎児の健康を評価することは妊娠ケアにおいて非常に重要な臨床診療である。現在、医師が胎児の健康を評価する最も一般的な方法は胎児心拍陣痛計（ｃａｒｄｉｏ‐ｔｏｃｏｇｒａｐｈ：ＣＴＧ）を用いる胎児心拍数の分析と、超音波ドップラを用いる母体及び胎児血管血流の評価である。胎児及び母体の特定血流の超音波ドップラ波形解析は確立した医療行為の一部であり、高リスク妊娠（母体の２型糖尿病、高血圧若しくは子癇前症及びＩＵＧＲ‐子宮内胎児発育遅延）の診断及び評価のための様々な臨床ガイドラインにおける標準的推奨である。日常的出生前ケアの主な目的の一つは臨床的に介入するために"危険な"胎児を識別し、それによって周産期罹病率及び死亡率を削減することである。胎児の健康の評価において有用な血管の一部は、臍動脈、中大脳動脈、静脈管、及び（左右）子宮動脈及び臍静脈である。

超音波スキャナは世界中で妊娠のモニタリングにおいて不可欠になっている。これは現在胎児の成長と発達を観察する最良の選択肢を提供する。デュプレックス超音波スキャナは通常スキャンに加えて超音波パルス波ドップラを提供する。カラー及びパワードップラは血管イメージングを提供するスキャナの範囲へのより新しい追加である。特にカラードップラが一般に提供され、しばしば"トリプレックス"スキャナと呼ばれるものをもたらす。

ドップラ検査は典型的には臨床的に有用な測定を得るためにかなりのスキルを要する。例えば、血管に対するプローブの正確な配向が、ビーム‐フロー角度が６０度未満であることを確実にするために必須である。６０度より大きい角度が速度の決定において使用されるとき、測定誤差は増幅される。臨床超音波スキャナでの標準ワークフローは超音波検査技師が標準Ｂモード及びカラーフロー表示を用いて血管に対するプローブの配向を決定することを可能にする。そしてスペクトルドップラ測定が得られ、ひいては測定速度が正確であることを確認する。

ドップラ速度計測を実行する血管適用における超音波の使用は熟練者の利用可能性を要する。

インドなどの新興市場諸国では、専門家の不足が超音波への利用可能性とアクセスを制限している。従って、臨床診断のためにドップラ信号を収集し評価する自動化法（ユーザが超音波スキャン画像を解釈することを要しない）が一次治療提供者であるＯＢ／ＧＹＮ若しくは心臓専門医などの非放射線科医にとって有用である。

加えて、新興市場環境において魅力的なソリューションを提供するために低コストシステムが必須である。出生前検査及び陣痛のために市場で現在利用可能な装置は超音波及びＣＴＧマシンである。しかしながら、これら装置は両方とも比較的高価である。

高リスク妊娠を検査し観察するためにドップラ速度計測を提供する低コストで使いやすいソリューションに対する必要性が存在する。

"Ａｕｔｏｍａｔｅｄ Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｖｅｌｏｃｉｍｅｔｒｙ Ｕｓｉｎｇ ａ Ｌｏｗ‐Ｃｏｓｔ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ"と題する同一出願人による特許出願は、その検査面があまり微細でなく個別トランスデューサ素子に、すなわち比較的少ない個別素子に分割される、手持ち式スタンドアロンドップラベース超音波プローブを開示する。その中で述べられる通り、プローブは解剖学的構造の視覚的表示を解釈する必要なく自動的に動作する。

本特許出願は真上で言及されるプローブに特に応用される、トランスデューサ素子のアレイ用の新規の励起スキームに向けられる。

本発明によれば、装置は現在のグループのトランスデューサ素子を用いて時間的に並行して、及びグループによって時間的に連続してイメージングするために設計される。グループは素子に関して相互にかみ合うように互いに対して空間的に配置される。

本発明の一態様において、装置はイメージングに使用されるビームのフォーカス及びステアリングのためにグループの素子のいずれも集合的に使用しないように構成される。

一実施形態において、装置はグループの素子を含む。

別の態様において、装置はさらにグループ分けを変更するように構成される。

サブの態様において、変更は血管サイズ及び／又は血管深さを示す入力に基づく。

代替的なサブの態様において、変更は少なくとも二つの間隔状態の一方と他方の間での移行を含む。状態の少なくとも一つはそれぞれ最小、非ゼロの、グループの素子間の素子ごとの非近接性の程度によって特徴づけられる。

代替案のサブの態様において、装置は血管サイズ及び／又は血管深さを示す入力に応じて自動的に移行するように構成される。

特定の態様において、現在のグループの素子は対応する幾何学中心を伴う各自の面を持つ。装置は最小、非ゼロの、現在のグループの素子間の素子ごとの非近接性の程度について構成される。最小値は幾何学中心間の最小距離をあらわす。

サブの態様において、最初距離は、現在のグループの素子の一つ以上のペアにとって、グループの他方の一部の素子がペア間に介在することを可能にするために十分であり、対応する幾何学中心は同一線上にある。

第２のサブの態様において、最小距離は、現在のグループの一つ以上のペアにとって、グループの一つ以上の他方の一部の二素子がペア間に介在することを可能にするために十分であり、対応する幾何学中心は同一線上にある。

関連する態様において、現在のグループの素子は別のグループの少なくとも一つの各介在素子によってペアに関して分離される。

他の一態様において、グループは素子に関して相互に排他的である。

異なる態様において、グループの素子は多次元アレイに集合的に配置される。

さらに別の態様において、使用することは現在のグループの素子を同時に発火することを含む。

さらに別の態様において、イメージングは医用イメージングを有する。

付加的な態様において、イメージングは流体流動解析法を利用する。

さらに別の態様において、手持ち式の、スタンドアロンの診断装置が当該装置を有する。

一つのバージョンにおいて、装置は一つ以上の集積回路として構成される。

さらに異なる態様において、装置はトランスデューサ素子を時間的に並行して操作することによってボリュメトリックイメージングのために、及びイメージングに使用されるビームのフォーカス及びステアリングのために素子のいずれも集合的に使用しないように構成される。

サブの態様において、イメージングは流体流動解析を実行することを含む。

新規の装置の詳細、及びその発火スキームは、原寸通りに描かれていない以下の図面の助けを借りて以下にさらに記載される。

例として、超音波プローブ、血管を含む関心ボリューム、及び血流波形と各臨床ドップラ指数を示す略図である。 信号処理例の概念的フロー図である。 プローブ操作の一実施例を示すフローチャートである。 プローブ操作の一実施例を示すフローチャートである。 トランスデューサアレイのための可能な間隔状態及び励起スキームの一部の略図である。 トランスデューサアレイのための可能な間隔状態及び励起スキームの一部の略図である。 トランスデューサアレイのための可能な間隔状態及び励起スキームの一部の略図である。 励起スキーム例のフローチャートである。 間隔状態初期化のフローチャート例である。

トランスデューサ励起スキームに関する本明細書で提案されるものの記載は、概ね特許出願"低コストトランスデューサを用いる自動ドップラ速度計測"において開示されるドップラベースプローブの見直しであるものの前置きとする。特に本発明に焦点を合わせる考察は図４及び後続の図面と関連して開始する。

図１は例示であって非限定的な例として、超音波プローブ１００及び血管１０８，１１０，１１２を含むボリュームすなわち"関心ボリューム"１０６を描く。さらに血流若しくは"スペクトルドップラ超音波"、波形１１４及び各臨床ドップラ指数１１６，１１８が描かれる。

プローブ１００は自動、手持ち式、スタンドアロン、内蔵型、超音波検査装置として実現される。これはトランスデューサ筐体１２０とハンドル１２２を持つ。

トランスデューサ筐体１２０内で、非フェーズド二次元トランスデューサアレイ１２４がトランスデューサ素子１２６から構成され、素子の数はスキャンボリュームと解剖学的構造によって決定される。データ収集は素子１２６によって個別に生じるが、以下でさらにより詳細に論じる通り、素子は総収集時間を短縮するために同時に動作可能である。

図１に見られる通り、例として、素子１２６の数は３２である。従って、１０ｍｍの素子サイズで、およそ６ｃｍ×６ｃｍのボリュームがカバーされる。トランスデューサ素子１２６の超音波受信面１３２は筐体１２０の前面１３０と同一平面であり、同じ面は超音波を送信、すなわち発信もする。

ただ単に合計３２の素子１２６は同じ６ｃｍ×６ｃｍのボリュームをカバーするために従来の医用イメージングにおいて要求され得るもっと多くの素子と全く対照的である。

この点について、フェーズドアレイトランスデューサと同様に、医用イメージングのための電子フォーカシングは、１／２波長、すなわち１／２λ以下の素子間間隔を要する。イメージングのためのドップラ超音波は典型的には２×１０^６及び４×１０^６サイクル毎秒の間（２乃至４ＭＨｚ）に及び得る。超音波は約１５４０メートル／秒の速度で軟生体組織中を移動する。波長、すなわちλは周波数で除した速度に等しい。ここで、これはおよそ２×１０^６サイクル／秒で除される１５４０ｍ／ｓ＝０．８ミリメートルである。従って表示のための医用超音波イメージングは０．４ｍｍ未満の素子間間隔と０．２ｍｍ^２未満である（０．４ｍｍ）^２未満の素子表面積を要する。従って、約１／２λの小型素子サイズで、数千の素子１２６が、図１に見られるもののように６ｃｍ×６ｃｍのボリュームをカバーする２Ｄアレイを構築するために必要である。

図１における素子の間隔（サイズ）１０ｍｍであり、これは上述の通り、血管１０８，１１０，１１２が存在する関心ボリューム１０６の検査に使用される超音波の１２λを通常超える。

より一般的に、素子１２６は、本明細書で提案されるものによれば、１／２λより大きな間隔を空けられるが、上述の通り素子間間隔１２８はλ、２λ若しくはそれ以上であり得る。面１３２の表面積は、対応して、少なくとも０．６平方ミリメートル（ｍｍ^２）であり、図１のように１０ｍｍ^２、２５ｍｍ^２、若しくは１００ｍｍ^２など、それ以上であり得る。

有利なことに、自動超音波装置１００は診断に達するために医用画像の表示に頼らず、代わりに、より少ないトランスデューサ素子及び従ってより少ないチャネルから成るアレイを考慮する。従って、製造コストが低く、同時に自動操作のおかげで信頼性が維持される。信頼性は医用検査がより速いペースで実行されなければならないときにさらに改良され得る。自動操作は検査時間を短縮し、それによって作業負荷を軽減し、検査をより簡便にする傾向もある。

ドップラデータ収集中、素子１２６は連続的に、若しくは一つの素子からの音響信号が同時に励起される他の素子に著しい影響を及ぼさないように注意して一つ以上のグループにおいて、発火される。各素子１２６に対して、受信期間は送信期間より遅れる。ドップラ受信ゲートは関心ボリューム１０６内の対応する深さからのサンプリングを可能にするように受信器間において対応して位置する。

筐体１２０の背面１３４上に、ユーザに面するように、複数のユーザインターフェース、トップパネル１３６、左パネル１３８及び右パネル１４０を含む入力‐出力パネルがある。オン‐オフスイッチ１４２及びオーディオスピーカ面１４４がトップパネル１３６に配置される。左パネル１３８は機能ナビゲーション／駆動ボタン１４６、ディスプレイ１４８、ドップラパワー検出インジケータ１５４、正常血流インジケータ１５６、及び異常血流インジケータ１５８を囲む。右パネル１４０は三つの初期化パラメータ入力フィードバックウィンドウ１６０，１６２，１６４を含む。

アレイ１２４の素子１２６は全て独立して画像化するように操作される。

これは例えばビームを画像化若しくはステアリングするために多数の個別トランスデューサ素子を集合的に使用するフェーズドアレイと対照的である。フェーズドアレイにおいて、ステアリングとフォーカシングは他の素子に関して素子の入力及び／又は出力を適切に遅延させることによって実行される。

本明細書で提案されるものによれば、グループのトランスデューサ素子は同時に発火される。グループ素子は同時に、及び素子によって独立して、グループのデータ収集時間の終了まで、イメージングを継続する。

グループによるイメージングのための装置はイメージングにおいて使用されるビームをフォーカシング及びステアリングするために素子１２６のいずれも集合的に使用しないように構成される。説明のため、図１におけるトランスデューサ素子１６６，１６８，１７０，１７２は各々その各自の信号１７４，１７６，１７８，１８０を持つ。信号１７４，１８０は送信時に伝送信号１７６，１７８より遅れるので、結果として得られる超音波ビームのフォーカス及び／又はステアリングをもたらす。プローブは図１に"Ｘ"１８２で示す通り、このようなプロトコルのために実現されていない。同様に、受信時、遅延は素子１６６，１６８，１７０，１７２に別個に加えられない。

拍動指数（ＰＩ）１１６及び抵抗指数（ＲＩ）１１８などの臨床ドップラ指数は血液拍動性のドップラ角度非依存尺度である。図１における血流波形１１４に注釈を付ける符号Ｓ，Ｄ及びＡはそれぞれピーク収縮期周波数シフト、拡張終期周波数シフト、及び１心臓サイクルをあらわす。血流波形１１４は時間に対するドップラ周波数、従って血流速度のグラフである。

プローブ１００は血管を識別し血流の正常性を評価するのにＰＩ及びＲＩの両指数を利用し得る。

関心ボリューム１０６においてプローブ１００によって発見される血管１０８‐１１２の分類に関与する信号処理が例として図２に示される。

血管分類器２００は例えばＫ＝３のｋ最近傍（Ｋ‐ＮＮ）分類器として実現され得る。

分類器は血管１０８‐１１２が静脈若しくは動脈であるかどうかを予測するために最初に使用される。ＰＩなど、分類器２００への様々な特徴入力が使用され、Ｍタイプの入力の各々はＭ次元特徴空間における次元に対応する。分類器への別のタイプの入力は訓練例である。各訓練例は実際の臨床例に対応し、例をＭ次元空間における特定点、すなわち"例点"として定義する、その症例に対するＭ個の特徴入力を含む。各例点には、その訓練例が実際に静脈若しくは動脈に関連するかどうかに依存して"静脈"若しくは"動脈"の各結果が関連する。分類器２００は訓練例で初期化されており、現在分類されている血管１０８‐１１２に対して得られる特徴入力を用いてＭ次元空間における点が形成される。Ｋ＝３の場合、三つの最近傍（例）点が特定される。各近傍は値"動脈"若しくは"静脈"のいずれかをその結果として持つ。多数決が優先する。３は奇数なので引き分けは決してない。

血管が動脈と分類される場合、分類器２００は次にこれが母体若しくは胎児のものであるかどうかを同じ最近傍アルゴリズムによって決定する。血管が母体の動脈である場合、これが子宮動脈であるかどうかについて決定がなされる。他方、血管が胎児の動脈である場合、これが臍動脈であるかどうかについて決定がなされる。後者二つの決定は同じ最近傍アルゴリズムを使用する。

最近傍分類器は単純さの利点を享受するが、ニューラルネットワーク、若しくはサポートベクターマシン（ＳＶＭ）などの他の代替法が代わりに使用されることができる。

ユーザからの分類器入力は妊娠期間２０４、及び母体腹部上のプローブのおおよその、近似位置２０８を含む。分類器２００に対する訓練例の形で血管モデル２１２も提供される。

他の入力は受信超音波２１６からのパルスエコー情報から直接若しくは間接的に得られる。

超音波２１６から直接、平均反射率推定２１８がプローブ１００周辺組織に対してなされる。この指数は母体上のプローブ１００の位置を決定するために所定反射率リストと比較される。

間接的入力を形成するために、受信超音波は搬送波周波数から超音波ドップラ信号２２４を抽出するために復調器２２０において復調される。高速フーリエ変換（ＦＦＴ）２２８がドップラ信号２２４に対して実行され、スペクトログラム、すなわち"ＦＦＴベースソノグラム"２３０を生成する。スペクトログラム２３０から、一つ以上の関連スペクトルプロファイル２３２が抽出される。"スペクトルプロファイル"という語は、動脈若しくは静脈を通る血流に対応するソノグラム２３０の一部を意味する。スペクトルプロファイル２３２は最大及び最小スペクトル速度（若しくはスペクトル周波数）に対応する曲線間の領域として近似され得る。抽出されたスペクトルプロファイル２３２のスペクトル幅２３６が推定され分類器２００へ与えられる。スペクトルプロファイル２３２から、ピーク（若しくは代替的に平均）スペクトル速度に対応する曲線２４０が抽出される。特定時間特徴２４８もスペクトルプロファイル２３２から抽出される。これらの特徴は例えば子宮動脈の血流波形１１４におけるパルスの直前にあるノッチの存在を含む。分類２５２にかけられようとしている血管に対するＰＩ及びＲＩも抽出される。現在の関心ボリューム１０６の検査に先行する初期化手順において、パルスサイクル時間推定２５６が抽出されたスペクトルプロファイル２３２に基づいて実行される。

操作上、及び図３Ａと３Ｂに示す通り、臨床医、助産師、一般開業医、産科医／婦人科医若しくは胎児放射線科医であり得るユーザは、初期化手順の一部として、例えば検査のための標的血管、例えば左子宮動脈（"子宮動脈"血管生理学的カテゴリに入る）；妊娠期間；及び初期化が終了し検査が開始した時点でプローブがとるであろう位置のおおよその記述を入力する。具体的に、オン／オフスイッチ１４２の駆動後、ユーザは機能ナビゲーション／駆動ボタン１４６を素早く続けて二回押す。それに応答して、最初の血管選択肢がディスプレイ１４８にあらわれる。あらわれている選択肢が検査の標的血管でない場合、新たな選択肢をディスプレイ１４８に提示するようボタン１４６が一回押される。これは表示される選択肢が選ぶべきものになるまで繰り返しなされる。そしてボタン１４８が押し下げられ、選択肢が初期化‐パラメータ‐入力フィードバックウィンドウ１６０においてエコーされる。ディスプレイ１４８にあらわれるのは月齢若しくは週齢での妊娠期間の選択肢である。同様に、ユーザは正確な年齢にナビゲートし、ボタン１４６を押し下げてウィンドウ１６２へ選択をエコーする。初期化‐パラメータ‐入力を完了するために、同じ手順がプローブ位置に対して実行され、選択される位置がウィンドウ１６４に示される。随意に、一つよりも多くの標的血管が指定され得る。これらは発見される順序で処理され得るか、若しくは特定順序がこの初期化（ステップＳ３０４）中に指定され得る。

ユーザはここでパルスサイクル時間推定２５６のために母体腹部上にプローブを置くことによって初期化を続ける。ユーザは機能ナビゲーション／駆動ボタン１４６を押して超音波ドップラ操作を開始する。トランスデューサは血液移動、すなわちドップラパワーを検出するために各素子位置における深さをスキャンする。ドップラパワー検出インジケータ１５０が点灯する場合、血流をあらわす３００‐１０００Ｈｚの周波数帯域におけるドップラパワーが検出され、これは胎児若しくは母体心拍が動脈血流から確実に測定され得ると結論付けるために十分な大きさである。母体の心拍速度は通常胎児心拍速度よりも低い。インジケータ１５０に加えて、ドップラパワーの検出の開始をユーザに警告する短いビープ音がオーディオスピーカ１４４から発せられ得る。代替的に若しくは付加的に、ドップラ信号のオーディオフィードバックはオーディオスピーカ１４４から聞こえ得る。プローブ１００は数秒間適所に保たれ、そうでない場合、ドップラパワーは減少し、点灯したインジケータライト１５０が再度得られなければならない。もし、数秒間の終わりに、胎児の心拍も母体の心拍も検出されない場合、ユーザは母体腹部上の別の位置へプローブを動かすことができ、検出が起こるまでこれを繰り返し行うことができる。信号処理ルート２２０‐２３２，２４０，２５６によって胎児若しくは母体心拍が検出される、すなわち身体血管、及び特に動脈が発見される場合、対応する胎児心拍収集インジケータ１５２若しくは母体心拍収集インジケータ１５４が点灯する（ステップＳ３０８）。ユーザは繰り返し、パルスサイクル時間、臨床ドップラパラメータが母体と胎児の両方に対して収集され抽出されたことを示すインジケータ１５２，１５４の両方が点灯する（ステップＳ３１２）まで、母体腹部上の次の位置へプローブ１００を動かす。

ユーザはここで標的血管である対応する母体若しくは胎児血管における血流の正常性／異常性をチェックするためにプローブを置く（ステップＳ３１６）。ドップラパワー検出インジケータ１５０が点灯しない場合（ステップＳ３２０）、血流をあらわす３００‐１０００Ｈｚの周波数帯域におけるドップラパワーは検出されず、又は一つ以上の血管を発見するために不十分な大きさである。その場合、ユーザはインジケータ１５０が点灯するまでプローブ１００を動かすか若しくは傾ける（ステップＳ３２４）。

インジケータが点灯したら、関心ボリューム１０６を処理するためにプローブ１００は適所に保たれる。各素子１２６は数心拍の間、全部で３乃至５秒間、そのフットプリント内のドップラ情報を得るために発火する。これは３２の素子１２６が一つずつ操作される場合、約２乃至３分のボリュメトリックデータ収集を伴う。総期間を短縮するために、素子１２６は各素子１２６の音響ビームが著しく干渉せず受信データを劣化させないよう注意して、一つ以上のグループで操作される。総収集時間の最小化は収集期間（ステップＳ３２８）中の患者若しくは検査者の動きによる誤差の可能性を削減する。可能なグループ分けは以下でさらにより詳細に論じられる。

有利なことに、ボリュメトリックデータ収集は自動的に及びユーザ介入の必要なく起こる。血管の画像の表示が必要ないので、超音波の電子フォーカシングは必要ない。その結果装置は単純化され費用効果的である。

処理の結果は正常血流インジケータ１５６の緑色光、異常血流インジケータ１５８の赤色光、若しくは現在検査されている血管が標的血管に一致しない場合はいずれの光もないことであり得る。インジケータ１５６，１５８のいずれも点灯しない場合（ステップＳ３３２）、処理はステップＳ３２４へ戻る。

ステップＳ３２８における処理の一実施例が図３Ｂに提供される。プローブ１００が動かされる若しくは傾けられるたびに変化し得るが、ユーザがプローブを動かさずにいる間は固定される関心ボリューム１０６は、存在する血管について検査を受ける。具体的に、３００‐１０００Ｈｚの周波数帯域のドップラパワーが計算される。これはスキャンボリューム中の血管１０８‐１１２の三次元（３Ｄ）表現を生成する。スキャンボリューム中の血管の総数が連続性基準を用いて特定される。例えば、８個の直接隣接したピクセル、すなわち４辺及び４対角線ピクセルの場合、血流が検出される隣接ピクセルは同じ血管をあらわすと仮定される。さらに、トランスデューサ受信ゲートが異なる深さに対して設定され得るので、血管が３Ｄにおいてマップされ得る。３Ｄにおいて、連続性基準を用いて特定される点を結合する直線を見つけるために最小二乗ベースラインフィッティングアルゴリズムが使用される。そしてトランスデューサ素子１２６の超音波受信面１３２からの直線の角度が計算される。これは３Ｄマップをもたらし、これから個々の血管、及びその個々の配向が特定可能である。配向が特定されると、空間的特徴がマップから決定され得る。例えば、子宮動脈スキャンにおいてドップラサンプルボリュームは典型的には子宮及び腸骨動脈の疑似交点に置かれる。交点は血管上のピクセル間の平方距離の最小和の位置として決定される（ステップＳ３３６）。代替的に、連続性基準について調べられる隣接性は、２Ｄにおける８隣接ピクセルの代わりに、３Ｄにおける２６隣接ピクセルであり得る。

血管マップが血管１０８‐１１２を含まない場合（ステップＳ３４０）、現在の関心ボリューム１０６の処理は完了し、診断はなされず、コントロールはステップＳ３３２へ進む。

そうでなければ、血管１０８‐１１２が検出される場合、関心ボリューム１０６において発見されたものの中から血管が流体流動解析のために、及び標的血管に一致する候補として選択される（ステップＳ３４４）。候補の選択は標的血管が発見されるまで若しくは関心ボリューム１０６内の血管１０８‐１１２の全部が処理されるまで終わらないので、任意の基準が選択のために使用され得る。

図２に見られる通り、選択血管に特異的な情報が生成される（ステップＳ３４８）。情報は例えばスペクトルドップラ波形特性（平均周波数推定、サイクル時間‐２連続ピーク間の時間間隔、スペクトル幅‐ピークと谷における最大及び最小周波数エンベロープの間の幅）、ピーク到達時間、ホルダーの欠陥及び臨床ドップラ指数（Ｓ／Ｄ、ＰＩ及びＲＩなど）を含む。

生成される情報及びその解析に基づいて、血管分類器２００は選択血管を分類する（ステップＳ３５２）。

分類が標的血管と一致しない場合（ステップＳ３５６）、及び関心ボリューム１０６において発見されたものの中から次の血管が存在しない場合（ステップＳ３６０）、コントロールはステップＳ３３２へ進む。

そうでなければ、分類が標的血管に一致しないが、次の血管が存在する場合、コントロールはステップＳ３４４へ分岐して戻り、その次の血管が選択血管となる（ステップＳ３６４）。

もし、他方で、分類器が標的血管と一致する場合、プローブ１００は標的、すなわち選択血管中の血流の正常性について結論を導き出す。特に及び例として、ドップラパラメータはノモグラム、すなわち妊娠期間の関数として予想ドップラ指数の範囲をあらわす表と比較され、フロープロファイルが正常若しくは異常であるかどうかを決定する。随意に、血流正常性についての結論を導き出す前に、さらなるドップラデータの収集が起こり得る（ステップＳ３６８）。

結論に基づき、選択血管中の血流の正常性に関する指標が正常血流インジケータ１５６の緑色光若しくは異常血流インジケータ１５８の赤色光によって提供される（ステップＳ３７２）。

図４Ａ‐４Ｃはトランスデューサアレイ１２４に対する例示的な間隔状態４０４，４０８，４１２及び励起スキーム４１６，４２０，４２４を図示する。

図４Ａに示される第１の間隔状態４０４において、同じグループの素子間に介在するトランスデューサ素子１２６の数はゼロである。特に、単一グループのみが存在し、グループの素子１２６はアレイ１２４において直接隣接して配置される。従って、グループ内素子間非隣接性度はゼロである。素子１２６は、独立してイメージングするが、血管マップを生成するためにイメージングにおいて単一グループとして同時に操作される。従ってマップを作成するためのデータを収集するために必要な期間は比較的短く、すなわち各素子ごとに３‐５秒、従って全部で３‐５秒である。これは、上述の通り、患者若しくは検査者の動きによって生じるイメージング誤差の可能性が少なくなるので有利である。

第１の間隔状態４０４は常に実現可能なわけではない。アレイ１２４内の素子間隣接性が増加するにつれて望ましくない素子１２６間の音響クロストークが増加する。特に、近傍素子によって送信された素子１２６によって受信される許容できない量の超音波の可能性がある。

しかしながら、クロストークの量は血管が浅くなるにつれて減少する。これは血管が小さくなるにつれても減少し、すなわち干渉効果はイメージングされる血管のサイズと素子１２６のサイズに依存する。

図４Ｂに示される第２の間隔状態４０８において、グループの素子間に介在するトランスデューサ素子１２６の数は少なくとも一つである。言い換えれば、グループの少なくとも二つの素子は少なくとも一つの各素子によって互いから分離される。図４Ｂにおいて数字"１"で示される８素子１２６は以下第２の間隔状態４０８に対する第１のグループ４２８と呼ばれる同じグループにある。第２の間隔状態４０８に対する第２のグループ４３２は数字"２"で示される８素子１２６から成る。同様に、第２の間隔状態４０８の第３のグループ４３６及び第４のグループ４４０は各々数字"３"及び"４"で示される８素子１２６から成る。グループ４２８，４３２，４３６，４４０は空間的に重なるが、素子に関して異なるものとして存在する。

第１のグループ４２８において、同じ原理がこの間隔状態４０８に対する他のグループ４３２，４３６，４４０において当てはまるが、グループの任意の二つの隣接素子４４４，４４８は少なくとも最小所定距離４５２によって分離される。

この距離は図４Ｂにおいて破線であらわされる。最小距離４５２は、一部の実施形態において、間隔状態４０８と関連する非ゼロ度のグループ内素子間非隣接性である。

これはゼロ度のグループ内素子間非隣接性から区別できる。後者の一実施例は厳密な、２グループ格子縞パターンであり得る。かかるパターンはグループ内素子の角が合うのでゼロ隣接性を持ち得る。それにもかかわらず、グループ４２８，４３２，４３６，４４０が素子に関して互いにかみ合うという特徴のおかげで、かかるパターンはそれでも本発明の意図した範囲内にあり得ることが留意される。

素子間距離は対応する幾何学的中心４５６，４６０から測定され得る。素子面１３２の幾何学的中心は以下の通り計算され得る。概念的に、同様に二次元若しくは三次元の微細な均等セル格子に面１３２を入れる。各格子座標、例えば"ｘ"若しくは"ｙ"に対して、面１３２と一致する全セルにわたる算術平均をとる。

非ゼロ度のグループ内素子間非隣接性を示す最小距離４５２は別のグループ４３２，４３６，４４０の一部の素子が第１のグループ素子４４４，４４８のペア間に介在することを可能にするために十分であり、対応する幾何学的中心４５６，４６０，４６４は同一線上である。ここで、介在素子４５４は第２のグループ４３２に属するが、本実施例において全素子が均等な寸法であると仮定される場合、第１のグループ４２８以外のグループの任意の素子が代わりに選択された可能性がある。同じ値の最小距離４５２は第１のグループ４２８の素子の全ペアに当てはまる。

グループの素子ペアの一部、若しくは大部分に対する非隣接性はそのグループの最低限度よりも大きいかもしれない。これは本実施例において、例えば素子ペア４４８，４６８の理由で当てはまる。図４Ｂに見られる通り、ここで距離４７０が各素子４４８，４６８の面１３２の幾何学的中心４６０，４７６間で測定可能である。仮定上、介在素子４６６を右方向へ適切にシフトすることによって、その幾何学的中心４８２及び挟んでいる素子４４８，４６８の幾何学的中心が同一線上になり、最小距離４５２が十分であることを示す。代替的に、介在素子４８３は、仮定上、同様に幾何学的中心の共直線性を達成するように左方向へシフトされ得る。最低限度の非隣接性がグループ、例えば第１のグループ４２８全体で観察される。第２の間隔状態４０８について、所与のグループの素子は別のグループの少なくとも一つの各介在素子によってペアに関して分離される。全間隔状態４０４，４０８，４１２と同様に、第２の間隔状態４０８の１グループ４２８，４３２，４３６，４４０のみが任意の所与の時間において動作する。

上述の通り、イメージングは現在のグループのトランスデューサ素子を用いて時間的に並行して、及びグループによって時間的に連続して実行される。従って、第１のグループ４２８の素子１２６はデータ収集期間に同時に操作される。そして同時操作は各期間後に後続グループ、すなわち第２のグループ４３２へ、そして第３のグループ４３６及び第４のグループ４４０へシフトする。

第２の間隔状態４０８における同じグループの素子間のアレイ１２４における間隔のために、音響クロストークは第１の間隔状態４０４において生じ得るものよりも著しく少ない。第１の間隔状態４０４における単一グループと比較して、４グループ４２８，４３２，４３６，４４０があるので、トレードオフにおいて、総血管マップ収集時間が４倍になる。しかしながら、これはそれでも素子レベルの連続収集、すなわち３２素子１２６の各々に対して個別にする場合に要求される時間の１／８である。

一部の条件下では、第２の間隔状態４０８によって提供される間隔であっても、臨床的有用性及び正確性を犠牲にすることなく許容され得るより多くのクロストークをもたらし得る。従って、より大きなグループ内素子間間隔を持つ第３の間隔状態４１２が必要とされ得る。

図４Ｃに示す第３の間隔状態４１２において、現在のグループの素子１２６の一つ以上のペアに対し、最小距離は、対応する幾何学的中心を同一線上に、グループの別の一つ以上の一部の２素子がペア間に集合的に介在することを可能にするために十分である。従って、例えば、２素子４８４，４８６はペア４８８，４９０間に介在し、ペアの各素子は第３の間隔状態４１２に対する第１のグループである同じグループである。素子のペア４８８，４９０間の距離は最小距離、すなわち第３の間隔状態４１２に対する第１のグループの素子間の最小の、非ゼロ度の素子間非隣接性である。同様に、２素子４９２，４９４がここでは第３のグループである同じグループの素子のペア４８６，４９６間に介在するが、ここで、介在する素子は仮定上、四つの幾何学的中心全てを整列させるために、シフト、すなわち各々左方向及び右方向へシフトすることを要し得る。従って、図４Ｃに見られる通り、素子のペア４８６，４９６間の距離は最小距離よりも大きい。

第３の間隔状態４１２に対するより高度の素子間非隣接性は、第１及び第２の間隔状態４０４，４０８と比較して、素子１２６の間での音響クロストークの可能性をさらに軽減若しくは削減する。第３の間隔状態４１２には９グループあり、これらは完全に連続的な全体スキームと比較して、総データ収集時間においてかなりの改善を依然として提供する。

図４Ｂ及び４Ｃから、所与の間隔状態４０４，４０８，４１２の一つよりも多くのグループに属する素子がないという点で、グループは素子に関して相互排他的であることが見られる。

またグループは相互に素子に関してかみ合うように互いに対して空間的に配置されることも見られる。それらの素子１２６は集合的にメッシュを形成する。従って、ドップラ信号における必要量の純度が達成されながら、同時に、超音波インターフェース"専有面積（ｒｅａｌ ｅｓｔａｔｅ）"は全体が機能的であるように効率的に管理される。上述の実施形態における間隔状態のいずれも２素子を超えるグループ内素子間分離を必要としないが、こうしたより大きな非隣接性は比較的多くの素子を持つアレイの場合に特に実現され得る。どの素子１２６がどのグループ４２８，４３２，４３６，４４０に割り当てられるかを設計する際、各グループに素子を置くための基準はユークリッド距離に基づき得るか、若しくは組み合わせアルゴリズム、例えばＡＥＴＧ／Ｊｅｎｎｙ（登録商標）などのｎ‐ｗｉｓｅアルゴリズムが利用され得る。グループ分けの設計におけるこうした基準の使用はプローブ操作の前に起こり得る。又はこれは例えば素子１２６において検出した障害周辺で機能するためにプローブ操作中に起こり得る。プローブは単一間隔状態４０４，４０８，４１２に対して、若しくはそれらの二つ以上の間の移行４９８のために構成され得る。

上記実施形態において、素子１２６は二次元マトリクスアレイ１２４にあるが、アレイはより低次元若しくは高次元であり得る。また、アレイはマトリクス配置である必要はない。

素子面１３２はいかなる特定の形状にもサイズにも限定されない。素子面１３２が全て横方向に同じ寸法である必要はないことも本発明の意図した範囲内である。従って、グループに対する最小素子間距離のための十分性基準は選択素子１２６がフィットするすなわち介在するために特定配向を要する場合であっても満たされ得る。

プローブ１００内で、請求項１，１９，２１若しくは２２の装置としてはたらく制御回路（不図示）は一つ以上の集積回路（ＩＣ）の形をとり得る。請求項１，１９，２１若しくは２２にかかる一つ以上のＩＣは代替的に超音波デュプレックススキャナなどの既存装置への設置のために構成され得る。

より一般的に、請求項１，１９，２１若しくは２２の装置は一つ以上の集積回路、アレイ１２４のための制御回路、又はさらなる実施例として制御回路及びアレイ１２４を含むプローブ１００などの装置として実現され得る。

本明細書で提案される技術に従ってアレイ１２４を操作するための信号はアレイへの有線入力に印加される、若しくは信号の無線送信及びプローブ１００による受信のためのアンテナに印加される電流を変化させることによって形成され得る。

図５はサンプル励起スキームである。ボリュメトリックイメージングを開始するために（ステップＳ５１０）、現在のグループの素子１２６が同時に発火される（ステップＳ５２０）。イメージングはビームをフォーカスする若しくはステアリングするために素子１２６を集合的に用いることなく継続する（ステップＳ５３０）。データ収集期間が終了するとき（ステップＳ５４０）、現在の間隔状態４０４，４０８，４１２若しくは唯一の間隔状態に対する次のグループが存在する場合（ステップＳ５５０）、その次のグループが現在のグループにおいて作られ（ステップＳ５６０）、処理はステップＳ５２０へ戻る。そうでなければ、次のグループが存在しない場合（ステップＳ５５０）、ボリュメトリックイメージングはここで完了する（ステップＳ５７０）。

プローブ１００の一部の実施例においては、単に単一の間隔状態が提供される。例えば、プローブ１００が解剖学的構造の特定部位上で使用される場合、血管サイズと深さは既知であるか、若しくは比較的不変であり得る。従って特定間隔状態が最適であることが経験的に発見され得る。

他の実施例において、素子１２６のグループ分け４２８，４３２，４３６，４４０は変更されることができ、これは新たな間隔状態４０４，４０８，４１２への移行４９８を伴う。再グループ分けは血管サイズ及び／又は血管深さを示す予備データ収集に基づいて自動的であり得る。或いはこれはコントロールの臨床医の駆動に応答して起こり得る。

図６はグループ分け４２８，４３２，４３６，４４０が変更され得る装置１００の間隔状態初期化の一実施例を提供する。

臨床医はステップＳ３０４において初期化の一部として総収集時間の指標を入力する（ステップＳ６１０）。代替的に、入力は血管サイズ（ステップＳ６２０）及び／又は血管深さ（ステップＳ６３０）を示すことができ、ここで入力することは単にステップＳ３０４において検査用の標的血管を選択するか、又は代わりに血管サイズ及び／又は血管深さに対する値を入力することを含む。

入力から、適切なグループ分けが決定される（ステップＳ６４０）。

現在のグループ分けが決定されたグループ分けと一致する場合（ステップＳ６５０）、デフォルトで若しくは最後に使用されたグループ分けに起因して、ステップＳ５１０と一致する、ドップラ信号のボリュメトリック収集が開始する（ステップＳ６６０）。

そうでなければ、一致がない場合（ステップＳ６５０）、決定されたグループ分けに対応する間隔状態４０４，４０８，４１２への移行４９８がなされる（ステップＳ６７０）。一つの構成において、３２のトランスデューサ素子１２６が３２の個別送信／受信チャネルに接続される。現在のグループの素子１２６のみがオンになる。アレイ１２４の他の全素子はオフである。代替的に、プローブ１００内のチャネルの数はグループ４２８，４３２，４３６，４４０の素子１２６の全グループでの最大数に削減され得る。図４Ｂにおける第２の間隔状態４０８について、グループ４２８，４３２，４３６，４４０の各々は同じ数の素子１２６、すなわち８を持つので、素子１２６の最大数は８である。各素子１２６への８チャネルの接続は間隔状態４０４，４０８，４１２の移行ごとにスイッチされる。これはフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）によって操作されるクロス‐ポイントスイッチの使用を通じて達成され得る。これらの装置はＳａｖｏｒｄらの"Ｐｈａｓｅｄ Ａｒｒａｙ Ａｃｏｕｓｔｉｃ Ｓｙｓｔｅｍｓ Ｗｉｔｈ Ｉｎｔｒａ‐Ｇｒｏｕｐ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒｓ"と題する同一出願人による特許ＵＳ５９９７４７９及びＧａｒｎｅｒらの"Ｗｉｒｅｌｅｓｓ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｐｒｏｂｅ Ａｓｓｅｔ Ｔｒａｃｋｉｎｇ"と題する同一出願人による特許出願ＵＳ２０１０／０２７７３０５において考察される。制御プログラムは、例えばソフトウェア及びファームウェアにおいて、予め組み込まれているスキャンシーケンスルックアップテーブルに従って所与のグループに対するチャネルとトランスデューサ素子１２６間の適切な接続を設定し得る。決定された間隔状態４０４，４０８，４１２への移行４９８がなされるとボリュメトリック収集がステップＳ５１０において開始し得る。

本明細書で提案される新規の励起スキームは励起時間長を短縮し、その結果患者若しくは臨床医による動きに起因する、そうでなければ生じ得る誤差を回避する。加えて、受信／送信チャネルの数が任意のグループの最大素子カウントに削減され得る。これは製造コストを低減し、これも同様に比較的少ないトランスデューサ素子１２６を持つ比較的単純な内蔵型装置１００を作製するための原動となる因子の一つである。間隔スキームの賢明な選択により、クロストークの悪影響は除去されるか若しくは軽減され得るが、さらに素子グループのかみ合いはプローブ面"専有面積"を効率的に使用し、小さなフォームファクターをもたらす。電子フォーカシング若しくはステアリングを実施しないことにより、装置１００はさらに簡略化され費用効果的になる。自動ドップラ分析は表示可能な画像と、こうした表示を解釈するために訓練された人の必要性を除去する。自動性は信頼性を維持しさらにそれを改良し得る。検査を高速化することによって、作業負荷が軽減される。医療診断装置１００は比較的安価であるため、これはより広く利用可能になり得る。

装置はグループのトランスデューサ素子を用いて時間的に並行してイメージングする。一部の実施形態において、素子は現在のグループのものであり、イメージングはグループによって時間的に連続的である。グループは相互に素子に関して互いにかみ合うように互いに対して空間的に配置され得る。イメージングはボリュメトリックイメージングを含み得る。装置はイメージングにおいて使用されるビームをフォーカスするためにもステアリングするためにも素子のいずれも集合的に使用しないように構成され得る。装置は各自の最小の、非ゼロの、グループ内素子間非隣接性度によってその少なくとも１つが特徴付けられる間隔状態間を移行するように操作可能であり得るか、若しくは１間隔状態において固定され得る。移行は血管サイズ及び／又は深さを示す入力に応答して自動的であり得る。

本発明の方法は人若しくは動物の対象のための医療診断を提供するのに有利に適用され得るが、本発明の範囲はそれに限定されない。より広く、本明細書に開示の技術はｉｎ ｖｉｖｏ、ｉｎ ｖｉｔｒｏ、若しくはｅｘ ｖｉｖｏで、身体組織中の血管を効率的に発見し、流体流動解析にかけることに向けられる。

本明細書で提案されるものは、スペクトルドップラ波形の特性を解析する結果に基づいて臨床診断を提供するための自動ドップラ装置のためのトランスデューサ素子発火スキームに関する。応用は胎児の健康評価に加えて、頸動脈及び腎動脈スクリーニング、末梢動脈疾患（ＰＡＤ）を検出するためのＡＢＩ測定、経頭蓋の、外傷若しくは他の出血における出血検出を含む。

本発明は図面及び上記説明において詳細に図示され記載されているが、かかる図示と記載は例示若しくは説明であって限定ではないことが考慮されるものとする。本発明は開示の実施形態に限定されない。

例えば、所与の間隔状態において、幾何学的中心間の最小距離はグループによって異なり得る。また、新規の発火スキームがトランスデューサの二次元アレイについて記載されているが、アレイは多次元若しくは特定幾何学的配置であってもよい。

開示の実施形態への他の変更は図面、開示及び添付の請求項の考察から、請求される発明を実施する上で当業者によって理解されもたらされることができる。請求項において、"有する"という語は他の要素若しくはステップを除外せず、不定冠詞"ａ"若しくは"ａｎ"は複数を除外しない。請求項における任意の参照符号は範囲を限定するものと解釈されてはならない。

コンピュータプログラムは光学記憶媒体若しくは固体媒体などの適切なコンピュータ可読媒体上に一瞬、一時的に、若しくはより長期間記憶され得る。こうした媒体は一時的な伝搬信号でないという意味でのみ非一時的であるが、レジスタメモリ、プロセッサキャッシュ及びＲＡＭなどの他の形のコンピュータ可読媒体を含む。

単一プロセッサ若しくは他のユニットは請求項に列挙される複数の項目の機能を満たし得る。特定手段が相互に異なる従属請求項に列挙されるという単なる事実はこれら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 (13)

1. グループによる動作のために、複数のトランスデューサ素子のうちの多くの素子の部分に対応して一つ又はそれより多くのグループの間でそれぞれ割り当てるための前記複数のトランスデューサ素子のアレイと、
   前記割り当てに基づいて、前記動作は、前記グループのうちの現在のグループの前記素子を用いて時間的に並行して、及びグループによって時間的に連続して、イメージングするように構成される超音波画像収集プロセッサと
   を有する超音波装置であって、前記グループは相互に素子に関して互いにかみ合うように互いに対して空間的に配置され、時間的に並行してイメージングする前記動作は、非フェイズド態様で独立にイメージングするために前記グループのうちの前記現在のグループの前記素子を動作させることを有し、
   前記プロセッサはさらに前記グループ分けを変更し、
   前記変更が、その少なくとも一つがグループの素子間の、各自の最小非ゼロ素子間非隣接性度によって特徴付けられる、少なくとも二つの間隔状態の一方と他方との間の移行を有する、
   超音波装置。
2. 医用画像収集のため、及び血管のマップを形成する、前記動作を介したイメージングために構成され、前記アレイは前記動作のための非フェイズドアレイを有し、前記装置は前記イメージングにおいて使用されるビームをフォーカスするためにもステアリングするためにも前記一つ又はそれより多くのグループの前記素子のいずれも集合的に使用しない、請求項１に記載の装置。
3. 前記独立のイメージングは前記グループのうちの前記現在のグループの前記素子を介したイメージングを有し、前記プロセッサは更に、前記独立のイメージングにおいて前記素子を介して、前記素子に空間的に対応するピクセルに関連するドップラパワーを測定し、前記装置は前記測定の結果に基づいて、前記ピクセルに関する有無を決定するために構成される、請求項１に記載の装置。
4. 前記プロセッサは更に、前記イメージングを分析するため、及び前記分析の結果に基づいて前記変更を実行するために構成される、請求項１に記載の装置。
5. 医用画像収集のため、及び血管サイズと血管深さとの少なくとも一つを示す入力に応答した自動的な前記移行のために構成される、請求項１に記載の装置。
6. 前記現在のグループの前記素子が対応する幾何学的中心を持つ各面を持ち、前記装置が前記現在のグループの素子間の、最小非ゼロ素子間非隣接性度について構成され、当該最小値は前記幾何学的中心間の最小距離をあらわす、請求項１に記載の装置。
7. 前記現在のグループの前記素子は一つ又はそれより多くのペアの素子を集合的に有し、前記装置は、前記最小距離が、前記一つ又はそれより多くのペアに対して、前記グループの別のものの一部の素子が前記ペア間に完全に介在するように仮想的にシフトされることを可能にするために十分であり、前記幾何学的中心が同一線上にない場合、前記対応する幾何学的中心を同一線上にする、請求項６に記載の装置。
8. 前記現在のグループの前記素子は一つ又はそれより多くのペアの素子を集合的に有し、前記装置は、前記最小距離が、前記一つ又はそれより多くのペアに対して、前記グループの別の一つ又はそれより多くの一部の二素子が前記ペア間に集合的に介在するように仮想的にシフトされることを可能にするために十分であり、前記幾何学的中心が同一線上にない場合、前記対応する幾何学的中心を同一線上にする、請求項６に記載の装置。
9. 前記現在のグループの素子が前記グループの別のものの少なくとも一つの各介在素子によってペアに関して分離される、請求項１に記載の装置。
10. 前記グループが素子に関して相互排他的である、請求項１に記載の装置。
11. 前記イメージングが医用イメージングを有し、前記装置は、一つよりも多くの前記グループの間の前記割り当てに基づく前記動作のために構成される、請求項１に記載の装置。
12. 手持ち式の、スタンドアロンの診断装置が前記装置を有する、請求項１に記載の装置。
13. トランスデューサ素子のうちの多くの素子の一つ又はそれより多くのグループにグループ分けされる前記トランスデューサ素子の非フェイズドアレイを有する超音波イメージング装置のためのコンピュータ可読媒体であって、前記媒体は、一連の動作を実行するためのプロセッサによって実行可能な命令を有し、その中でも前記動作が、
    前記グループのうちの現在のグループの前記素子を用いて時間的に並行して、及びグループによって時間的に連続して、前記アレイを介してイメージングし、前記イメージングは素子に関して独立に実行され、当該グループはペアに関して、相互に素子に関して互いにかみ合うように互いに対して空間的に配置され、
    前記プロセッサはさらに前記グループ分けを変更し、
    前記変更が、その少なくとも一つがグループの素子間の、各自の最小非ゼロ素子間非隣接性度によって特徴付けられる、少なくとも二つの間隔状態の一方と他方との間の移行を有する、
    コンピュータ可読媒体。

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