(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者の血管における血流に関するパラメータを演算する装置における演算処理方法であって、
ａ）２次元配列された複数の送信器それぞれより出力された音波により指向性のある合成波が生成され、前記被験者の体内の所望の領域に向かって、該合成波が伝播するように、該複数の送信器それぞれの動作タイミングを制御する制御工程と、
ｂ）２次元配列された複数の受信器が、前記所望の領域に向かって伝播する合成波に対するそれぞれの反射波を受信することで生成された受信信号をドップラー処理して、所定の血管における血流の３次元位置を計算することにより、前記血流に関するパラメータを演算する演算工程とを有し、
前記演算工程では、
ｉ）前記受信信号から、和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームを抽出し、
ｉｉ）前記受信信号から計算した最大ドップラー・エネルギーにロックするために、前記抽出した和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームに基づいて、送信する前記合成波の伝播方向および前記反射波の受信方向を変調し、
ｉｉｉ）前記所定の血管における血流から、最大ドップラー・エネルギーの３次元位置を計算し、
前記制御工程では、前記演算工程で演算されたパラメータに基づいて、前記複数の送信器が音波を出力するタイミングを制御することを特徴とする演算処理方法。
【請求項２】
前記演算工程では、送信する前記合成波の伝播方向および前記反射波の受信方向を変調する前に、前記抽出した方位角差ビームと仰角差ビームとの間の角度を有する少なくとも１つの追加ビームを決定し、前記抽出した少なくとも１つの追加ビームを使用して、送信する前記合成波の伝播方向および前記反射波の受信方向を変調することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記決定した少なくとも１つの追加ビームが、前記所定の血管に直交する角度にあることを特徴とする請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記演算工程では、前記所定の血管の特定領域に対して、前記血流に関するパラメータを演算することを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載の方法。
【請求項５】
前記血液に関するパラメータが、血流体積、ベクトル速度、およびドップラー・スペクトル分布からなるグループから選択されることを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載の方法。
【請求項６】
前記演算工程では、前記演算したパラメータの瞬間値、または心臓サイクルにわたって演算された複数のパラメータの平均値を、最終的なパラメータとして出力することを特徴とする請求項１乃至５のいずれかに記載の方法。
【請求項７】
前記複数の受信器が、少なくとも１つの前記送信器によって出力された音波の波長の１／２より大きい間隔で隣り合うように配置されていることを特徴とする請求項１乃至６のいずれかに記載の方法。
【請求項８】
ｃ）前記演算工程において演算された血流に関するパラメータを表示する表示工程を更に有することを特徴とする請求項１乃至７のいずれかに記載の方法。
【請求項９】
前記演算工程において演算された血流の３次元位置を追跡し、該血流のパラメータを周期的に演算し、演算したパラメータを表示するように、前記ステップ（ａ）から（ｃ）を周期的に反復することを特徴とする請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
前記ステップ（ａ）から（ｃ）を反復する間の時間周期が、前記演算工程で演算されるパラメータが一定であるように、十分短いことを特徴とする請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
前記ステップ（ａ）から（ｃ）を反復する間の周期が、約２０ミリ秒であることを特徴とする請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
被験者の血管における血流に関するパラメータを演算する装置における演算処理方法であって、
ａ）２次元配列された複数の送信器それぞれより出力された音波により指向性のある合成波が生成され、前記被験者の体内の所望の領域に向かって、該合成波が伝播するように、該複数の送信器それぞれの動作タイミングを制御する制御工程と、
ｂ）２次元配列された複数の受信器が、前記所望の領域に向かって伝播する合成波に対するそれぞれの反射波を受信することで生成された受信信号に基づいて、前記血流に関するパラメータを演算する演算工程とを有し、
前記演算工程では、
ｉ）前記受信信号をドップラー処理し、
ｉｉ）所定の血管における血流の３次元位置を計算することにより、
該血流に関するパラメータを演算し、
前記制御工程では、最初に前記パラメータを演算する為に前記合成波が脱焦するように複数の送信器が音波を出力するタイミングを制御し、当該演算されたパラメータに基づいて、所定領域に焦点を合わせるように、前記複数の送信器が音波を出力するタイミングを制御することを特徴とする演算処理方法。
【請求項１３】
被験者の血管における血流に関するパラメータを演算する装置であって、
ａ）２次元配列された複数の送信器それぞれより出力された音波により指向性のある合成波が生成され、前記被験者の体内の所望の領域に向かって、該合成波が伝播するように、該複数の送信器それぞれの動作タイミングを制御する制御手段と、
ｂ）２次元配列された複数の受信器が、前記所望の領域に向かって伝播する合成波に対するそれぞれの反射波を受信することで生成された受信信号をドップラー処理して、所定の血管における血流の３次元位置を計算することにより、前記血流に関するパラメータを演算する演算手段とを有し、
前記演算手段は、
ｉ）前記受信信号から、和ビーム、方位角差ビーム、仰角差ビームを抽出し、
ｉｉ）前記受信信号から計算した最大ドップラー・エネルギーにロックするために、前記抽出した和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームに基づいて、送信する前記合成波の伝播方向および前記反射波の受信方向を変調し、
ｉｉｉ）前記所定の血管における血流から、最大ドップラー・エネルギーの３次元位置を計算し、
前記制御手段は、前記演算手段により演算されたパラメータに基づいて、前記複数の送信器が音波を出力するタイミングを制御することを特徴とする装置。
【請求項１４】
前記演算手段は、さらに、送信する前記合成波の伝播方向および前記反射波の受信方向を変調する前に、前記抽出した方位各差ビームと仰角差ビームの間の角度を有する少なくとも１つの追加ビームを決定し、当該決定した少なくとも１つの追加ビームを使用して、送信する前記合成波の伝播方向および前記反射波の受信方向を変調することを特徴とする請求項１３に記載の装置。
【請求項１５】
前記決定した少なくとも１つの追加ビームが、前記所定の血管と直交する角度にあることを特徴とする請求項１４に記載の装置。
【請求項１６】
前記演算手段は、前記所定の血管の特定領域に対して、前記血流に関するパラメータを演算することを特徴とする請求項１３乃至１５のいずれかに記載の装置。
【請求項１７】
前記血液に関するパラメータが、血流体積、ベクトル速度、およびドップラー・スペクトル分布からなるグループから選択されることを特徴とする請求項１３乃至１６のいずれかに記載の装置。
【請求項１８】
前記演算手段は、前記演算したパラメータの瞬間値、または心臓サイクルにわたって演算された複数のパラメータの平均値を演算し、最終的なパラメータとして出力することを特徴とする請求項１３乃至１７のいずれかに記載の装置。
【請求項１９】
前記複数の受信器が、少なくとも１つの前記送信器によって生成された音波の波長の１／２より大きい間隔で隣り合うように配置されていることを特徴とする請求項１３乃至１８のいずれかに記載の装置。
【請求項２０】
ｃ）前記演算手段により演算された血流に関するパラメータを表示する表示手段を更に有することを特徴とする請求項１３乃至１９に記載の装置。
【請求項２１】
被験者の血管における血流に関するパラメータを演算する装置であって、
ａ）２次元配列された複数の送信器それぞれより出力された音波により指向性のある合成波が生成され、前記被験者の体内の所望の領域に向かって、該合成波が伝播するように、該複数の送信器それぞれの動作タイミングを制御する制御手段と、
ｂ）２次元配列された複数の受信器が、前記所望の領域に向かって伝播する合成波に対するそれぞれの反射波を受信することで生成された受信信号に基づいて、前記血流に関するパラメータを演算する演算手段とを有し、
前記演算手段は、
ｉ）前記受信信号をドップラー処理し、
ｉｉ）所定の血管における血流の３次元位置を計算することにより、
該血流のパラメータを演算し、
前記制御手段は、最初に前記パラメータを演算する為に前記合成波が脱焦するように複数の送信器が音波を出力するタイミングを制御し、当該演算されたパラメータに基づいて、所定領域に焦点を合わせるように、前記複数の送信器が音波を出力するタイミングを制御することを特徴とする装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
（発明の分野）
本発明は、医療用の血管血流の非侵襲診断および非侵襲不在連続監視を可能にする超音波ドップラー方法に関する。
【０００２】
（発明の背景）
現在、血液速度の監視は、集中治療室（ＩＣＵ）または外科への応用には実用的でない。例えば、非侵襲脳血液速度監視については、経頭蓋ドップラー（ＴＣＤ）プローブを、ヘルメットによって頭に装着されているボール・ジョイントに装備しなければならない。プローブは、中大脳動脈を特定する方法を認識している熟練者によって、慎重に場所を定めて、適所に固定されなければならない。わずかな動きにより、プローブは、血液速度信号を見失う。さらに、これらの装置で使用されている従来のドップラー超音波プローブは、１つの角度（方位角と呼ぶ）においてのみスキャンし（機械的にまたは音整相アレイを使用することによって）、撮像している対象物の１つのスライスのみをマッピングする。
【０００３】
実時間の３次元（３−Ｄ）撮像を提供するために、そのような装置を変更する努力が為されてきた。しかし、２次元（２−Ｄ）装置がそのような撮像を提供するためには、通常、数千の素子が必要であり、１／３０秒ごとに、何千というペンシル・ビームを形成しなければならない。センサのコストは、アレイ中の素子の数と処理チャネルの数の増加と共に増大する。したがって、そのような装置は、非実用的であるだけでなく、コストも法外である。
【０００４】
さらに、ドップラー信号を測定する最適点を正確に特定する自動手順は、現在実用化されていない。従来の超音波ドップラー撮像装置では、血管の径方向速度を測定することしかできず、血液速度のベクトル速度または大きさを測定することはできない。
【０００５】
したがって、ドップラー信号を測定する最適点を自動的に特定することができ、これにより、医療提供者に、ベクトル速度、血管を通過する血量、および血流のドップラー・スペクトル分布などのパラメータを提供することができる新しい有用なドップラー超音波装置および方法が必要である。
【０００６】
また、患者の上に正確に配置する必要がなく、患者が自由に動けるように装置を着用することを可能にする、新しい有用なドップラー超音波装置および方法が必要である。
【０００７】
本明細書のあらゆる参考文献の引用は、そのような参考文献が、「従来の技術」として本出願に利用できると承認されていると解釈されるべきではない。
【０００８】
（発明の概要）
本発明によれば、音エネルギー（超音波）および新規な薄型アレイを使用して、ベクトル速度、血流体積、およびドップラー・スペクトル分布など、血流のパラメータを決定する、新しく有用で、従来の技術からは明白ではない方法が提供されている。また、血流を追跡し、これまで知られている超音波装置および方法を使用して生成された画像よりはるかに優れた分解能を有する注目する血管の３次元画像を生成する新規な方法が提供されている。
【０００９】
広範には、本発明は、注目する血管における血流のパラメータを決定する方法に適用される。該方法は、
【００１０】
ａ）音変換器素子のアレイを提供し、アレイにおける素子間隔が、素子によって生成された音エネルギーの半波長より大きい、またはそれ以下であって、少なくとも１つの素子が音エネルギーを送信し、素子の一部が音エネルギーを受信するステップと、
【００１１】
ｂ）アレイの少なくとも１つの素子によって生成された音エネルギーを、注目する血管を有する被験者の身体の体積に向けるステップと、
【００１２】
ｃ）注目する血管を有する被験者の身体の体積から、音エネルギーのエコーを受信するステップと、
【００１３】
ｄ）エコーを、
ｉ）注目する血管を流れる血液の径方向速度を決定するために、エコーをドップラー処理し、
ｉｉ）注目する血管における血流の３次元位置を計算し、
ｉｉｉ）ステップ（ｉｉ）において計算された３次元位置における血管における血流のパラメータを計算する
【００１４】
ようにプログラムされているプロセッサに報告するステップと、
【００１５】
（ｅ）パラメータを、プロセッサに電気的に接続されているディスプレイ・モニタに表示するステップとを含む。
【００１６】
さらに、本発明の方法により、被験者を検査するオペレータは、注目する血管の特定領域における血流に関する情報を獲得することが可能になる。
【００１７】
本明細書で使用しているように、「素子間隔」と「素子間の距離」という句は、交換して使用することができ、アレイの素子の中心間距離を表している。
【００１８】
様々な方法を使用して、血流の３次元位置を決定することができる。特定の実施形態では、該方法は、
【００１９】
ｉ）注目する血管から受信したエコーから、和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームを決定し、
【００２０】
ｉｉ）注目する血管における血流のエコーから計算した最大ドップラー・エネルギーにロックするために、和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームに基づいて、送信および受信した音エネルギーの方向を変調し、
【００２１】
ｉｉｉ）注目する血管における血流から、最大ドップラー・エネルギーの３次元位置を計算するようにプログラムされたプロセッサを有するステップを含む。
【００２２】
選択肢として、プロセッサは、送信および受信した音エネルギーの方向を変調する前に、方位角差ビームと仰角差ビームの間の角度を有する少なくとも１つの追加ビームを決定するようにプログラムすることもできる。この場合、少なくとも１つの追加ビームを使用して、送信および受信した音エネルギーの方向を変調する。当然、少なくとも１つの追加ビームの角度は、変更することができる。特定の実施形態では、少なくとも１つの追加ビームは、注目する血管に直交する角度にある。
【００２３】
さらに、本発明は、上述した方法に適用され、注目する血管における血流の３次元位置を追跡し、血流のパラメータを周期的に計算して、ディスプレイ・モニタに表示するように、ステップ（ｂ）から（ｅ）が反復される。特定の実施形態では、ステップ（ｂ）から（ｅ）を反復する間の時間周期は、測定中のパラメータが一定であるように十分短く、例えば２０ミリ秒である。
【００２４】
さらに、本発明は、注目する血管の特定領域における血流のパラメータを決定する方法に適用される。該方法は、
【００２５】
ａ）音変換器素子のアレイを提供し、アレイにおける素子間隔が、素子によって生成された音エネルギーの半波長より大きい、またはそれ以下であって、少なくとも１つの素子が音エネルギーを送信し、素子の一部が音エネルギーを受信するステップと、
【００２６】
ｂ）アレイの少なくとも１つの素子によって生成された音エネルギーを、注目する血管の特定領域を有する被験者の身体の体積に向けるステップと、
【００２７】
ｃ）注目する血管の特定領域を有する被験者の身体の体積から、音エネルギーのエコーを受信するステップと、
【００２８】
ｄ）エコーを、
ｉ）注目する血管の特定領域を流れる血液の径方向速度を決定するために、エコーをドップラー処理し、
ｉｉ）注目する血管の特定領域における血流の３次元位置を計算し、
ｉｉｉ）ステップ（ｉｉ）において計算された３次元位置における注目する血管の特定領域における血流のパラメータを計算する
【００２９】
ようにプログラムされているプロセッサに報告するステップと、
【００３０】
（ｅ）パラメータを、プロセッサに電気的に接続されているディスプレイ・モニタに表示するステップとを含む。
【００３１】
本発明のそのような方法において、血流の３次元位置を計算する特定の方法は、
【００３２】
ｉ）注目する血管の特定領域から受信したエコーから、和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームを決定し、
【００３３】
ｉｉ）注目する血管の特定領域における血流から受信したエコーから計算した最大ドップラー・エネルギーにロックするために、和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームに基づいて、送信および受信した音エネルギーの方向を変調し、
【００３４】
ｉｉｉ）注目する血管の特定領域における血流から、最大ドップラー・エネルギーの３次元位置を計算するようにプログラムされているプロセッサを備える。
【００３５】
上記で説明したように、少なくとも１つ追加ビームを決定し、これを使用して、３次元位置を計算することができる。
【００３６】
さらに、本発明は、注目する血管における血流のパラメータを決定する方法に適用される。該方法は、
【００３７】
ａ）音変換器素子のアレイを提供し、アレイにおける素子間隔が、素子によって生成された音エネルギーの半波長より大きい、またはそれ以下であって、少なくとも１つの素子が音エネルギーを送信し、素子の一部が音エネルギーを受信するステップと、
【００３８】
ｂ）アレイの少なくとも１つの素子によって生成された音エネルギーを、注目する血管を有する被験者の身体の体積に向けるステップと、
【００３９】
ｃ）注目する血管を有する被験者の身体の体積から、音エネルギーのエコーを受信するステップと、
【００４０】
ｄ）エコーをアレイの素子に電気的に接続されているプロセッサに報告するステップであって、プロセッサが、
ｉ）注目する血管を流れる血液の径方向速度を決定するために、エコーをドップラー処理し、
ｉｉ）注目する血管から受信したエコーから、和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームを決定し、
ｉｉｉ）注目する血管における血流のエコーから計算した最大ドップラー・エネルギーにロックするために、和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームに基づいて、送信および受信した音エネルギーの方向を変調し、
ｉｖ）注目する血管における血流から、最大ドップラー・エネルギーの３次元位置を計算し、
ｖ）ステップ（ｉｖ）において計算した３次元位置における血管における血流のパラメータを計算するようにプログラムされており、
【００４１】
（ｅ）パラメータを、プロセッサに電気的に接続されているディスプレイ・モニタに表示するステップを含む。
【００４２】
上記で説明したように、本発明の方法を実施するオペレータは、注目する血管から血流パラメータを獲得することができ、さらに、注目する血管の特定領域からも獲得することができる。
【００４３】
さらに、本発明は、注目する血管の特定領域における血流のパラメータを決定する方法に適用される。該方法は、
【００４４】
ａ）音変換器素子のアレイを提供し、アレイにおける素子間隔が、素子によって生成された音エネルギーの半波長より大きい、またはそれ以下であって、少なくとも１つの素子が音エネルギーを送信し、素子の一部が音エネルギーを受信するステップと、
【００４５】
ｂ）アレイの少なくとも１つの素子によって生成された音エネルギーを、注目する血管の特定領域を有する被験者の身体の体積に向けるステップと、
【００４６】
ｃ）注目する血管の特定領域を有する被験者の身体の体積から、音エネルギーのエコーを受信するステップと、
【００４７】
ｄ）エコーをアレイの素子に電気的に接続されているプロセッサに報告するステップであって、プロセッサが、
ｉ）注目する血管の特定領域を流れる血液の径方向速度を決定するために、エコーをドップラー処理し、
ｉｉ）注目する血管の特定領域から受信したエコーから、和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームを決定し、
ｉｉｉ）注目する血管の特定領域における血流のエコーから計算した最大ドップラー・エネルギーにロックするために、和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームに基づいて、送信および受信した音エネルギーの方向を変調し、
ｉｖ）注目する血管の特定領域における血流から、最大ドップラー・エネルギーの３次元位置を計算し、
ｖ）ステップ（ｉｖ）において計算した３次元位置における血管の特定領域における血流のパラメータを計算するようにプログラムされており、
【００４８】
（ｅ）パラメータを、プロセッサに電気的に接続されているディスプレイ・モニタに表示するステップとを含む。
【００４９】
他の実施形態では、本発明は、注目する血管の血流のパラメータを決定する装置に適用される。該装置は、
【００５０】
ａ）音変換器素子のアレイであって、アレイにおける素子間隔が、素子によって生成された音エネルギーの半波長より大きい、またはそれ以下であって、少なくとも１つの素子が音エネルギーを送信し、素子の一部が音エネルギーを受信し、
【００５１】
ｂ）アレイの少なくとも１つの素子によって生成された音エネルギーを被験者の身体に向けることにより、注目する血管を有する被験者の身体の体積から受信したエコーがプロセッサに報告されるように、アレイに電気的に接続されているプロセッサであって、プロセッサは、
ｉ）注目する血管を流れる血液の径方向速度を決定するために、エコーをドップラー処理し、
ｉｉ）注目する血管における血流の３次元位置を計算し、
ｉｉｉ）ステップ（ｉｉ）において計算した３次元位置における注目する血管における血流のパラメータを計算するようにプログラムされており、
【００５２】
（ｃ）プロセッサによって計算された血流のパラメータを表示する、プロセッサに電気的に接続されているディスプレイ・モニタとを備える。
【００５３】
本発明の装置で決定することができる血液のパラメータには、血流体積、ベクトル速度、ドップラー・スペクトル分布などが含まれる。測定中のパラメータは、瞬間値、または心臓サイクルにわたって決定された平均値とすることができる。
【００５４】
さらに、本発明は、上述した装置に適用される。この場合、プロセッサは、
【００５５】
ｉ）エコーをドップラー処理した後、注目する血管から受信したエコーから、和ビーム、方位角差ビーム、仰角差ビームを決定し、
【００５６】
ｉｉ）注目する血管における血流のエコーから計算した最大ドップラー・エネルギーにロックするために、和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームに基づいて、送信および受信した音エネルギーの方向を変調し、
【００５７】
ｉｉｉ）注目する血管の血流から、最大ドップラー・エネルギーの３次元位置を計算し、
【００５８】
ｉｖ）（ｉｉｉ）において計算した３次元位置における注目する血管の血流のパラメータを計算するようにプログラムされている。
【００５９】
選択肢として、本発明の装置のプロセッサは、さらに、送信および受信した音エネルギーの方向を変調する前に、方位角差ビームと仰角差ビームの間の角度を有する少なくとも１つの追加ビームを決定するようにプログラムすることができる。この場合、少なくとも１つの追加ビームを使用して、送信および受信した音エネルギーの方向を変調する。特定の実施形態では、少なくとも１つの追加ビームは、注目する血管に直交する角度にある。
【００６０】
さらに、本発明の装置に関する他の実施形態では、アレイの素子間の距離は、少なくとも１つの素子によって生成された音エネルギーの波長の１／２より大きい。
【００６１】
さらに、本発明は、注目する血管における血流のパラメータを決定する装置に適用される。該装置は、
【００６２】
ａ）音変換器素子のアレイであって、アレイにおける素子間隔が、素子によって生成された音エネルギーの半波長より大きい、またはそれ以下であって、少なくとも１つの素子が音エネルギーを送信し、素子の一部が音エネルギーを受信し、
【００６３】
ｂ）アレイの少なくとも１つの素子によって生成された音エネルギーを被験者の身体に向けることにより、注目する血管を有する被験者の身体の体積から受信したエコーがプロセッサに報告されるように、アレイに電気的に接続されているプロセッサであって、プロセッサは、
ｉ）注目する血管を流れる血液の径方向速度を決定するために、エコーをドップラー処理し、
ｉｉ）注目する血管における血流の３次元位置を計算し、
ｉｉｉ）ステップ（ｉｉ）において計算した３次元位置における注目する血管における血流のパラメータを計算するようにプログラムされており、
【００６４】
（ｃ）プロセッサによって計算された血流のパラメータを表示する、プロセッサに電気的に接続されているディスプレイ・モニタとを備える。
【００６５】
本発明の装置で決定することができる血流の特定のパラメータには、血流体積、ベクトル速度、およびドップラー・スペクトル分布が含まれるが、明らかにこれらに限定されるものではない。測定中のパラメータは、瞬間値、または心臓サイクルにわたって決定された平均値とすることができる。
【００６６】
さらに、本発明の装置のプロセッサは、送信および受信した音エネルギーの方向を変調する前に、方位角差ビームと仰角差ビームの間の角度を有する少なくとも１つの追加ビームを決定するようにプログラムすることもできる。この場合、少なくとも１つの追加ビームを使用して、送信および受信した音エネルギーの方向を変更する。特定の実施形態では、少なくとも１つの追加ビームは、注目する血管に直交する角度にある。
【００６７】
さらに、本発明は、被験者の注目する血管の音エネルギーを使用して、３次元画像を生成する方法に適用される。該方法は、
【００６８】
ａ）音変換器素子のアレイを提供し、アレイにおける素子間隔が、素子によって生成された音エネルギーの半波長より大きい、またはそれ以下であって、少なくとも１つの素子が音エネルギーを送信し、素子の一部が音エネルギーを受信するステップと、
【００６９】
ｂ）アレイの少なくとも１つの素子によって生成された音エネルギーを、注目する血管を有する被験者の身体の体積に向けるステップと、
【００７０】
ｃ）注目する血管を有する被験者の身体の体積から、音エネルギーのエコーを受信するステップと、
【００７１】
ｄ）エコーを、
ｉ）注目する血管を流れる血液の径方向速度を決定するために、エコーをドップラー処理し、
ｉｉ）注目する血管における血流の３次元位置を計算し、
ｉｉｉ）複数の計算した３次元位置を生成するために、ステップ（ｉ）から（ｉｉ）を反復し、
ｖｉ）複数の計算した３次元位置から、注目する血管の３次元画像を生成する
【００７２】
ようにプログラムされているプロセッサに報告するステップと、
【００７３】
（ｅ）３次元画像を、プロセッサに電気的に接続されているディスプレイ・モニタに表示するステップとを含む。
【００７４】
さらに、本発明により、本発明の方法を使用するオペレータは、身体の血管だけでなく、身体の血管の特定領域についても、３次元画像を生成することが可能になる。
【００７５】
血管と、さらに血管の特定位置の３次元位置を計算するために利用可能である多くの手段は、本発明によって包含される。特定の手段は、プログラムしたプロセッサに、
【００７６】
ｉ）エコーをドップラー処理した後、注目する血管から受信したエコーから、和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームを決定し、
【００７７】
ｉｉ）注目する血管における血流のエコーから計算した最大ドップラー・エネルギーにロックするために、和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームに基づいて、送信および受信した音エネルギーの方向を変調し、
【００７８】
ｉｉｉ）注目する血管における血流から、最大ドップラー・エネルギーの３次元位置を計算し、
【００７９】
ｉｖ）複数の計算した３次元位置を生成するために、ステップ（ｉ）から（ｉｉｉ）を反復させる。
【００８０】
選択肢として、本発明の方法のプロセッサは、送信および受信した音エネルギーの方向を変調する前に、方位角差ビームと仰角差ビームの間の角度を有する少なくとも１つの追加ビームを決定するようにプログラムすることもでき、また、少なくとも１つの追加ビームを使用して、送信および受信した音エネルギーの方向を変調し、最大ドップラー・エネルギーの３次元位置を計算する。特定の実施形態では、少なくとも１つの追加ビームは、注目する血管に直交する角度にある。
【００８１】
また、本発明は、音エネルギーを使用して、被験者の注目する血管の３次元画像を生成する方法に適用される。該方法は、
【００８２】
ａ）音変換器素子のアレイを提供し、アレイにおける素子間隔が、素子によって生成された音エネルギーの半波長より大きい、またはそれ以下であって、少なくとも１つの素子が音エネルギーを送信し、素子の一部が音エネルギーを受信するステップと、
【００８３】
ｂ）アレイの少なくとも１つの素子によって生成された音エネルギーを、注目する血管を有する被験者の身体の体積に向けるステップと、
【００８４】
ｃ）注目する血管を有する被験者の身体の体積から、音エネルギーのエコーを受信するステップと、
【００８５】
ｄ）エコーを、
ｉ）注目する血管を流れる血液の径方向速度を決定するために、エコーをドップラー処理し、
ｉｉ）注目する血管の一部から受信したエコーから、和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームを決定し、
ｉｉｉ）注目する血管における血流のエコーから計算した最大ドップラー・エネルギーにロックするために、和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームに基づいて、送信および受信した音エネルギーの方向を変調し、
ｉｖ）注目する血管における血流から、最大ドップラー・エネルギーの３次元位置を計算し、
ｖ）複数の計算した３次元位置を生成するために、ステップ（ｉ）から（ｉｖ）を反復し、
ｖｉ）複数の計算した３次元位置から、注目する血管の３次元画像を生成する
【００８６】
ようにプログラムされているプロセッサに報告するステップと、
【００８７】
（ｅ）３次元画像を、プロセッサに電気的に接続されているディスプレイ・モニタに表示するステップとを含む。
【００８８】
選択肢として、３次元画像は、注目する血管の特定領域のものとすることができる。さらに、本明細書で記述されている方法のプロセッサは、送信および受信した音エネルギーの方向を変調する前に、方位角差ビームと仰角差ビームの間の角度を有する少なくとも１つの追加ビームを決定することもでき、また、少なくとも１つの追加ビームを使用して、送信および受信した音エネルギーの方向を変調し、最大ドップラー・エネルギーの３次元位置を計算する。少なくとも１つの追加ビームと共に使用する角度については、上記で説明されている。
【００８９】
さらに、本発明の他の実施形態では、アレイの素子間の距離は、少なくとも１つの素子によって生成された音エネルギーの波長の１／２より大きい。
【００９０】
さらに、本発明は、音エネルギーを使用して、被験者の注目する血管に関する３次元画像を生成する装置に適用される。該装置は、
【００９１】
ａ）音変換器素子のアレイであって、アレイにおける素子間隔が、素子によって生成された音エネルギーの半波長より大きい、またはそれ以下であって、少なくとも１つの素子が音エネルギーを送信し、素子の一部が音エネルギーを受信し、
【００９２】
ｂ）アレイの少なくとも１つの素子によって生成された音エネルギーを被験者の身体に向けることにより、注目する血管を有する被験者の身体の体積から受信したエコーがプロセッサに報告されるように、アレイに電気的に接続されているプロセッサであって、プロセッサは、
ｉ）注目する血管を流れる血液の径方向速度を決定するために、エコーをドップラー処理し、
ｉｉ）注目する血管における血流の３次元位置を計算し、
ｉｉｉ）複数の計算した３次元位置を生成するために、ステップ（ｉ）から（ｉｉ）を反復し、
ｖ）複数の計算した３次元位置から、３次元画像を生成するようにプログラムされており、
【００９３】
（ｃ）３次元画像を表示する、プロセッサに電気的に接続されているディスプレイ・モニタとを備える。
【００９４】
上記で説明したように、本発明の装置により、オペレータは、注目する血管、さらには、オペレータが綿密に調査することを望む血管の特定領域の３次元画像を生成および表示することが可能になる。さらに、特定の実施形態では、本発明の装置のプロセッサは、
【００９５】
ｉ）エコーをドップラー処理した後、注目する血管から受信したエコーから、和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームを決定し、
【００９６】
ｉｉ）注目する血管における血流のエコーから計算した最大ドップラー・エネルギーにロックするために、和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームに基づいて、送信および受信した音エネルギーの方向を変調し、
【００９７】
ｉｉｉ）注目する血管における血流から、最大ドップラー・エネルギーの３次元位置を計算し、
【００９８】
ｉｖ）３次元画像を生成するために使用した複数の計算した３次元位置を生成するために、ステップ（ｉ）から（ｉｉｉ）を反復することによって、血管の３次元位置を計算するようにプログラムすることができる。
【００９９】
選択肢として、プロセッサは、送信および受信した音エネルギーの方向を変調する前に、方位角差ビームと仰角差ビームの間の角度を有する少なくとも１つの追加ビームをさらに決定するようにプログラムすることができる。この場合、少なくとも１つの追加ビームを使用して、送信および受信した音エネルギーの方向を変調する。追加ビームの方位角差ビームと仰角差ビームの間の角度は、変更することができる。特定の実施形態では、少なくとも１つの追加ビームは、注目する血管に直交する角度にある。
【０１００】
さらに、本発明は、複数の音変換器素子を備える、超音波装置において使用する薄型アレイに適用される。この場合、アレイにおける素子間隔は、素子によって生成された音エネルギーの半波長より大きく、素子が、アレイ内において配置および寸法決めされ、音エネルギーが、音エネルギーによって生成されたあらゆる回折格子ローブが抑制されるように、素子によって電子的にステアリングされる。特定の実施形態では、素子は、互いに接するように、配置および寸法決定されている。
【０１０１】
したがって、本発明は、３次元のドップラー・データである、方位角、仰角、および距離（深度）を収集することによって、血液速度の監視を実施する。したがって、患者またはセンサが動くとき、速度を監視する点（３次元空間における）を獲得および追跡することができる。また、本発明は、血流の３次元マップを生成し、測定した径方向速度を真のベクトル速度に変換する。
【０１０２】
さらに、本発明では、望ましい信号を見つけた後は、分解能よりはるかに良い精度で、信号を正確に特定し、連続的に追跡することになる。準分解能追跡およびマッピングを達成するこれまで未知の方法には、「モノパルス」と呼ばれる手順の新規で明白ではない拡張が含まれる。モノパルス追跡は、軍事への応用において、電磁放射でポイント・ターゲットを正確に特定および追跡するために使用されてきた。しかし、生体内で移動する流体の速度を決定するために、音波と共に使用されたことはなかった。
【０１０３】
本発明は、（１）薄型で装着が容易な変換器パッドを使用する、手が届く値段の血流３次元撮像、（２）実時間ベクトル速度、および（３）患者またはパッドの動きに関係しない長期不在ドップラー超音波監視を提供する。これら３つの特徴のいずれも、現在の超音波設備または技術では達成不可能である。
【０１０４】
パッドと関連するプロセッサは、平面、円柱、または球の表面上で、圧電素子の２次元整相アレイを使用することにより、３次元領域における超音波血流速度のデータを収集し、それをドップラー処理する。新奇なビーム形成及び追跡の技術を使用することにより、本発明は、局所最大血流速度信号を生成する３次元空間における点にロックし、それを追跡する。正確な追跡プロセスによって獲得された点の積分座標を使用して、血管の３次元マップを形成し、データ収集の拡大と長期に亘る連続的な不在血流監視のために、複数の注目点を選択するために使用可能な表示を提供する。３次元マップにより、測定した径方向ドップラーから、ベクトル速度を計算することができる。
【０１０５】
特定の実施形態では、薄型アレイ（変換器アレイの半波長の素子間隔より大きい）を使用して、本発明の装置を安価にし、パッドを薄型（与えられた空間分解能に対してより少ない接続ケーブル）にすることが可能になる。アレイは、角度視野を制限することによって受信器領域を低減せずに、薄型化される。本発明で使用する特有の２−Ｄ整相アレイにより、（１）血液速度信号を追跡および再獲得するために必要なビームを形成し、（２）通常の半波長素子間隔より著しく粗い素子配置を可能にすることによって、血流速度監視は安価になり、実用化される。アレイが探索しなければならない角度の範囲を制限することで、受信器の領域全体を低減せずに、通常の半波長間隔よりはるかに小さくすることができる。
【０１０６】
アレイを薄型化することによる回折格子ローブは、広帯域幅と時間遅延ステアリングを使用することによって低減することができる。アレイまたはアレイの少なくとも１つの素子を使用して、ビームの位置を順次インソネートする。注目領域を撮像し、粗くマッピングした後は、測定と追跡のために、特定の血管上の特定位置にアレイの焦点を合わせる。測定および追跡する単数または複数の点の選択は、マッピングを介して獲得された情報に基づくことができ、ユーザ誘導型または完全に自動化することが可能である。選択は、例えば、近接位置またはその付近におけるドップラー周波数の範囲内でのピーク応答に基づくことができる。
【０１０７】
追跡モードでは、数個の受信ビーム、すなわち和ビーム、方位角差ビーム、仰角差ビーム、およびおそらくは追加の差ビームが、方位角（＝０度）および仰角（＝９０度）以外の角度で、同時に形成される。血管に垂直な方向において血管を特定するために、０度と９０度以外の角度（０、４５、９０、および１３５度など）でモノパルスが加えられる。望ましい（すなわちピークの）血液速度信号が出力に存在しないとき、これは瞬時に認識され（ドップラー・フィルタリングの後に形成されるモノパルス比はゼロでなくなるなど）、アレイを使用して、望ましい信号を追跡（低速運動）または再獲得（高速運動）する。再獲得は、最大ドップラー（速い血液速度）エネルギーを有するビーム（および時間遅延または「領域ゲート」）を選択するために、複数のビームを形成し、ドップラー処理するステップ１に戻ることによって達成される。これには、ビームと領域ゲートをピーク速度信号の正確な位置にロックするドップラー後モノパルス追跡が続く。経頭蓋ドップラーなどへの応用では、波長とアパーチャのサイズに基づく角度分解能が不十分であり、例えば、各血管の各距離セルをドップラー後モノパルス追跡し、モノパルス・ナルの位置と配向を記述する座標とモノパルス対角度を記録することによって微細なマッピングを達成することができる。利用可能な３次元マップを用いることで、真のベクトル速度を計算することができる。正確なベクトル・フロー測定のために、方位角−仰角表示またはＣスキャン表示における線が、監視している血管に平行になるまでデジタル方式で回転することによって、血管に直交する方向のモノパルスの差を計算する。アパーチャが、正方形（または長方形）ではなく、ほぼ円形（または楕円）である場合、（変換器アレイを物理的に回転させるのとは対照的に）アパーチャは、ソフトウェアにおいてより簡単に回転することができる。また、アレイを８角形にするために、正方形または長方形のアレイの４つの角から素子を除去することによって、より低いサイドローブが得られる。
【０１０８】
本発明では、（１）血管または（２）与えられた速度のフロー領域を、唯一の血管が通過している３−Ｄ分解能セルを見つけることによって解像することができる限り、その血管またはフロー成分を、セル内で非常に正確に特定することができる。モノパルスは、そのような準分解能精度（ＳＲＡ）を獲得する為の単なる１つの例である。他の方法としては、例えば、ＭＵＳＩＣアルゴリズムおよび自己回帰モデリングを含む、「現代スペクトル評価」において使用される「スーパー分解能」または「パラメトリック」技術がある。ＳＲＡにより、３−Ｄフローの極めて正確なマップが可能になる。
【０１０９】
さらに、本発明は、ドップラー後準分解能追跡およびマッピングを使用する。これは、まずドップラー処理を行い、高ドップラー周波数データのみを使用する。これにより、能動的な血管は「点」とは対照的に「線」を近似するので、拡張されたターゲットが得られる。３次元空間では、これらの血管は互いに解像される。特定領域では、モノパルス角度方向において「線」が「点」となるように、モノパルス角度軸を（方位角−仰角平面において）回転することができる。次いで、スーパー解像技術を使用することによって、またはモノパルスなど簡単な技術を使用することによって、その点を特定することができる。そのような測定を多数行うことによって、血管の正確な３−Ｄマップが得られる。
【０１１０】
薄型アレイの角度視野（回折格子ローブによって制限されている）を拡張する方法は、（１）多重化した処理チャネルを有する複数の変換器パネル、（２）凸形Ｖ字形変換器パネル、（３）円柱形変換器パネル、（４）球形変換器パネル、（５）マイナス超音波レンズを使用することを含む。必要に応じて、プローブを動かし、準画像を相関させることによって、さらにより大きい領域のマップを創出することができる。
【０１１１】
また、能動デジタル・ビーム形成を使用することができるが、実施は、広帯域実施と狭帯域実施の間で行う選択に依存する。血管の高分解能マッピングが重要視される場合、広帯域幅（例えば、通常の周波数の５０％）を微細な領域分解能に使用する。ドップラー・スペクトル分析、測定、および監視が重要視される場合、マップは唯一のツールである。この場合、狭帯域、低コスト、低領域分解能、高感度実施が好まれる可能性がある。広帯域実施は、時間遅延ステアリングを使用し、性能（より高い分解能、より広い視野、および低減された回折格子ローブ）の点において有利であり、狭帯域実施は、位相シフト・ステアリングを使用したコストの点において有利である。したがって、本発明は２つの好ましい実施について記述することができる。
【０１１２】
広帯域実施では、時間遅延ステアリングは、離散サンプル間隔において、オーバーサンプリングし、デジタル方式で遅延することによって、送信と受信の両方についてデジタル方式で実施することができる。狭帯域実施では、（１）位相ステアリングは、送信と受信の両方に対して、デジタル方式で実施することができ（デジタル・ビーム形成）、（２）帯域通過サンプリング（信号の周波数より低いレートでサンプリングする）は、デジタル・ダウン変換およびフィルタリングと共に使用することができる。
【０１１３】
したがって、本発明の目的は、最大ドップラー・エネルギーを有する３次元空間の点を特定し、その点の座標を決定することである。その情報と血管のその点を流れる血液の径方向速度により、血流のベクトル速度、血流の体積、またはドップラー・スペクトル分布を含むが、これに限定されない、その点における様々な血流パラメータを計算することができる。測定中のパラメータは、瞬間値、または心臓サイクルにわたって決定された平均値とすることができる。
【０１１４】
本発明の他の目的は、最大ドップラ−・エネルギーを有する３次元空間における生体内の点を連続的に追跡およびマップし、座標を利用して、これまで知られているドップラー超音波方法および装置を使用して生成された画像よりはるかに優れた分解能を有する、血管とその内部の血流の３次元画像を生成することである。
【０１１５】
本発明のさらに他の目的は、これまで知られているドップラー超音波装置で必要とされる数の素子変換器を使用しない薄型アレイを提供することである。その結果、アレイの素子の数が減少しているので、使用するアレイのサイズが減少し、ベクトル速度、血流体積、およびドップラー・スペクトル分布などの血流パラメータを獲得するために従来の超音波装置を使用した場合には不可能である可動性を、分析中の患者に提供する。測定中のパラメータは、瞬間値、または心臓サイクルにわたって決定された平均値とすることができる。
【０１１６】
本発明のこれらおよび他の態様は、以下の図面と詳細な説明を参照することによって、より良好に理解されるであろう。
【０１１７】
（発明の詳細な説明）
本発明は、（１）超音波センサのファミリ、（２）自ずと新奇である一連の核となる技術の相互作用、（３）本発明を実施する様々な方式を表すいくつかの設計選択肢を含む。この多面的な発明を組織的に理解することを容易にするために、以下、上記３つのトピックの各々について議論する。
【０１１８】
ここで用いるセンサは、すべて、血流の能動、非侵襲、瞬間（または実時間）、３次元の撮像、および監視に用いられる圧電クリスタルの２次元アレイ（すなわち、平面、または円柱のセクションなど凸形の形状の表面上）である。センサは、（１）同じ複雑さのハードウェア（入力ケーブルと関連する電子機器の数）において可能であるよりも繊細な画像分解能を可能にし、（２）分解能に基づいて通常可能であるよりも、繊細な精度を可能とする、血液速度及び血流の３−Ｄ撮像に対する、独自の手法を使用する。本発明は、速度の径方向成分だけではなく、３−Ｄベクトル速度を測定および監視する。
【０１１９】
また、本発明は、さらに、（１）大きな素子と制限スキャニングを用いたアレイの薄型化、（２）ピークのサイドローブを低減し、到達範囲を拡大するアレイの形状、（３）ドップラー後準分解能追跡、（４）ドップラー後準分解能マッピング、（５）角度視野を最大にする追加の方法、および（６）マッピング、追跡、および測定のプロセスを実施するための様々なデジタル・ビーム形成手順を使用する。また、本発明は、アレイの薄型化にも適用され、この場合、アレイ素子間の距離は半波長よりはるかに大きい。これにより、入力ケーブルの数と処理する信号の数は低減されるが、高い分解能と感度は維持され、あいまいさは回避される。例えば経頭蓋ドップラーへの応用では、信号対雑音、すなわち、受信器のアレイ領域が非常に重要であり、受信器のアレイ領域を低減せずにアレイを薄くすることが可能であるが、その理由は、比較的小さな（他の応用分野と比較して）角度視野が必要なためである。
【０１２０】
全アパーチャ領域を保持しつつ薄型化することにより、角度視野に制限が課される。視野を拡大する方法は、ある時点でアクティブなより多くの素子を使用することを含む。例えば、電子機器が、２つの同じ構成のパネル間で切り替えられる場合、任意の深度におけるクロス距離視野は、パネルのサイズによって増大される。重複ビームまたは冗長ビームを回避するように、パネルをわずかに異なる方向に向けると、視野は２倍になる。この手法の一般化は、円柱または球状表面上においてアレイを使用することを含む。
【０１２１】
ドップラー、深度、および２つの角度（方位角および仰角）について、血管のセクションが他の血管から解像された後は、ドップラー後準分解能処理は、分解能の１０分の１から２０分の１の精度で、そのセクションを特定する。これにより、精密な追跡と正確なマッピングを行うことができる。追跡は、不在長期監視に備えており、マッピングは、監視する単数または複数の点を選択することについて、オペレータを補助する。
【０１２２】
さらに、本発明の方法により、血流の非侵襲、連続、不在、体積測定、血管追跡、超音波監視、および診断の装置が可能になる。必要に応じて監視用に小さなパッドの形態とすることが可能で、装着が容易で、電子的にステアリングされた変換器プローブを使用して、不在連続的血流速度測定と監視、ならびに３次元血管追跡およびマッピングが可能になる。さらに、本発明の装置および方法は、身体のあらゆる部分において、上述したパラメータを測定することに応用される。以下に記述する制限されない例は、頭蓋への応用を含む。しかし、上述したように、本発明の装置および方法は、身体のあらゆる部分に適用可能であり、身体のあらゆる血管を追跡およびマッピングすることができる。本発明の装置は、例えば、
【０１２３】
１．血管診断または監視が必要である身体の部分に、付着、軽いテーピング、ひもによる固定、バンドによる固定、または容易に装着可能な小さな薄型のプローブを用いて、血流速度を測定および連続的に監視する。
【０１２４】
２．動きに関係なく、複数の希望の血管を追跡し、それに焦点を合わせ続ける。
【０１２５】
３．ウィリス氏動脈環（脳に供給する動脈の中心網）または頭蓋ボリュームの他の重要な血管などにおいて、３−Ｄ血流をマッピングする。
【０１２６】
４．カラー速度撮像を実施し、望ましいビューが選択されるまで、トラック・ボールまたはジョイスティックを用いて回転される血流の３−Ｄ画像を表示する。
【０１２７】
５．（１）深度−方位角平面上の射影、Ｂスキャン、またはダウンルッキング透視、（２）方位−仰角平面上の射影、Ｃスキャン、またはフォワードルッキング透視、あるいは（３）任意の平面上の射影、任意のスライス、または任意の透視を含む、射影図、スライス図、または透視図の選択を行い、表示する。
【０１２８】
６．トラック・ボールおよびボタンを使用して、ベクトル速度の測定または監視が望ましい点を円形マーカで指す。
【０１２９】
７．トラック・ボールを使用して、血管画像に沿って円形マーカをスライドさせることによって、血管に沿って追跡位置を動かす。
【０１３０】
８．実際の瞬間および／または平均ベクトル速度および／または推定平均体積フローを表示する。
【０１３１】
９．複数日の履歴を保有し、数時間に亘って監視した各血管について、時間対平均血流速度を表示する。
【０１３２】
１０．最大速度を超えたときまたは最小速度を下回ったとき、あるいは栓塞数が多いとき、警告音を発し、検出した栓塞のログを保有する。
【０１３３】
１１．例えば、小さな血管（直径が１ｍｍなど）を追跡し、マッピングし、監視し、（例えば）４ｍｍほど離れている血管を解像し、±０．１ｍｍの精度でそれらを特定する。
【０１３４】
さらに、本明細書で説明するように、多くの方法は、身体から返されたエコーから、血管に沿った点の３次元座標を獲得することに応用され、本発明によって包含されている。本明細書で応用されるそのような方法に関する特定の制限的でない例は、モノパルス追跡を新奇変形形態したものである。モノパルスを使用した追跡のために、最高で９のビームを各送信ビーム位置に対して同時に形成する。送信されたビームに対応する「和」ビームの他に、異なる４つのモノパルスビームか、または８つの重複集束ビームが存在する。８つの集束ビームのクラスタを使用する場合、これらは和ビームと高度に重複し、和ビームから極わずか変位しており、中心は、和ビームの中心の周りの小さな円上に等間隔に配置されている。これらの衛星ビームは対で動作して、４つの差ビームを形成する。例えば、方位角モノパルス比は、「線形」と「非線形」と呼ばれる、２つの異なる方式で生成することができる。非線形方法は、３つの受信した信号、すなわち、左、右、および和（Ｌ、Ｒ、およびＳ）の大きさまたはパワーを決定し、Ｍａ＝（｜Ｌ｜−｜Ｒ｜）／｜Ｓ｜を計算する。線形方法は、複素信号を使用して、比Ｄａ／Ｓの実数部分として、方位角モノパルス比を計算する。Ｄａ＝Ｌ−Ｒであり、Ｄａは、方位角の差である。
【０１３５】
理想的な点ターゲットに対して、Ｍａを計算する線形方法は、方位角エラーを優れた評価をもたらす。また、これは、８つの補助ビームの代わりに、４つのみを必要とするという利点を有する。これらの４つのビームは、方位角差ビーム、Ｄａ、仰角差ビーム、および２つの対角差ビームである。ＬおよびＲなどの個々のビームは不要である。しかし、ビームの形状は、骨および組織を経た屈折によって非常にゆがんでおり、「準最適」非線形手法がより堅牢である可能性がある。
【０１３６】
どちらのモノパルス方法を使用するかに関係なく、レーダで使用される従来の２つの差ビーム（方位角差と仰角差）は、十分でない可能性がある。変換器の視線に垂直な平面上への高速データの射影（Ｃスキャン）は通常、線であり、点ではない。等角に配置されている複数の差ビームにより、１つは、血管のＣスキャン射影に対してほぼ垂直となる。システムは、最大の大きさを有するモノパルス差出力を選択する。これにより、血管に関するＣスキャン射影の配向が近似される。対応するモノパルス比（和ビームのパワーが閾値を超える場合）を使用して、正確にビームを再ステアリングし、正確にその血管に集中し続ける。
【０１３７】
ウォール・フィルタのパワー・マップ出力をモノパルス・ビームに対して使用する場合、ビームの出力はパワーであるため、複素比は得られない。その場合、非線形方法が使用される。代わりに、パワーを計算する前に、線形方法で複合ウォール・フィルタ出力を使用することもできる。しかし測定中は、特定（高速）のＦＦＴドップラー・ビンの出力をモノパルスの代わりに使用することが可能である（ドップラーにおける和ビームの大きさまたはパワーが閾値を超える場合）。その場合、線形または非線形モノパルス比を使用することが可能である。
【０１３８】
他の方法では、ＦＦＴ処理を使用して、高い和ビーム・パワーを有する高速ドップラー周波数セルを出力するときに、モノパルス比（線形または非線形）を形成してもよい。例えば、パワー閾値を設定し、閾値を超えるパワーを有する最も高速な（正又は負）セルを選択する。単一のＦＦＴセルのデータには雑音があることが予想されるので、この手順は、いくつかの測定（フレームあたり複数のＦＦＴ）を実施するための使用可能な速度解像度と能力とを有するように、１つのビーム位置において十分な時間を費やす、測定ドエルに対して推奨される。
【０１３９】
測定中のＦＦＴベースモノパルスおよびモノパルス平均
【０１４０】
Ｋパルス・ドエルにおいて、Ｋ１をＦＦＴで使用される入力パルスの数とし、Ｋ２をＦＦＴの数として、Ｋ＝Ｋ１×Ｋ２であるとする。Ｋ１パルスごとに、ビームを再ステアリングするためにモノパルスを実施する代わりに、望ましい高速ドップラー・ビンの出力におけるモノパルス比を計算し、Ｋ２ＦＦＴにわたって、その値を平均する。これにより、ステアリングノイズが低減されると同時に、血管の中心（最大ドップラー・エネルギー）を特定していることが保証される。最小の和ビーム・パワーが閾値を超える最大ドップラー周波数を選択し、モノパルスの代わりにそのドップラー・セルのみを使用する。平均は、重み付き平均とすることが最も良い。例えば、ＤｎとＳｎが選択したドップラー・ビンに対するｎ番目のＦＦＴにおける（例えば仰角）差ビーム出力と和ビーム出力である場合、線形モノパルスまたは非線形モノパルスのどちらかを使用するかに応じて、次式を選択する。
【０１４１】
0003923731.tif 000002
【０１４２】
線形モノパルスでは、１つの大きなＦＦＴ（Ｋ２＝１）のみを使用することが最適である可能性がある。非線形モノパルスでは、式は以下のように簡単になる。
0003923731.tif 000003
【０１４３】
［比が含まれているので（ビームの位置エラーが信号強度と混同されないように）、「線形」方法でさえ非線形であることに留意されたい。］
本発明の装置により、ほとんど訓練を積んでいない個人が、センサを適用して、容易に理解可能な超音波画像表示に基づいて、それを配置することが可能になる。新奇センサは重要事象を早期に検出するために、動脈血液速度と体積流量を連続的に監視することができる。簡単に装着できるように、非常に薄型であり、不動部品で、例えば中大脳動脈（ＭＣＡ）と言った選択した血管を追跡することができる。センサが、希望する血管の一般的な体積位置に向けられている場合（例えば、±１ｃｍの範囲内で）、血流の最大径方向成分の点の±０．１ｍｍの範囲内にロックし、患者の動きに関係なくロックされたままにすることができる。
【０１４４】
本発明の装置は、患者の動きに関係なく、選択した血管に焦点を合わせたままにすることができるが、その理由は、
【０１４５】
１．深度、
【０１４６】
２．方位角、
【０１４７】
３．仰角、
【０１４８】
４．血管の径方向成分、
【０１４９】
５．時間
【０１５０】
の関数として、信号リターン振幅からなる５次元データ・ベースを実時間で生成し、かつデジタル方式で分析するからである。
本発明の装置は、重要な径方向速度を有する血液の最大体積を備える点を自動的に特定し、それにロックすることができるので、不在連続血液速度監視はその使用法の１つである。深度の関数としてロックが行われる点の正確な相対位置を使用することによって、本発明の装置は、従来の超音波画像を形成するために必要とされる複雑なハードウェアと計算を必要とせずに、３次元追跡として、血管網をマッピングすることができる。３次元の血液経路と共に速度の径方向成分を使用することで、本発明の装置は、直接ベクトル速度を計算することができる。
【０１５１】
本発明の方法で使用される装置は、プローブ、処理電子機器、およびディスプレイを備える、非機械式ドップラー超音波撮像センサである。プローブを適宜選択することにより、経頭蓋ドップラー（ＴＣＤ）、心臓、透析、および他の応用にシステムを使用することが可能になる。
【０１５２】
本発明は、本発明の例として提供されている、以下の非制限的な例を参照することによって、より良く理解することが可能である。以下の例は、本発明の特定の実施形態をより完全に示すために提示されている。しかし、本発明の広範な範囲を制限するものとして解釈されるべきではない。
【０１５３】
例１  血流の実時間３次元マッピングおよび追跡を伴う超音波診断および監視センサ
【０１５４】
本発明のこの実施形態は、医療評価および身体の複数位置の監視に適用することができるが、本発明の例として、経頭蓋ドップラーに適用した場合について記述する。
【０１５５】
本発明は、（１）薄型で装着が容易な変換器パッドを使用する、手が届く値段の血流３次元撮像、（２）実時間ベクトル速度、および（３）患者またはパッドの動きに関係しない長期不在ドップラー超音波監視を提供する。これら３つの特徴のいずれも、現在の超音波設備または技術では達成不可能である。
【０１５６】
パッド及び付随プロセッサは、圧電素子の平面整相アレイを使用することにより、３次元領域における超音波血流速度データを収集し、それをドップラー処理する。新奇なビーム形成および追跡技術を使用することにより、本発明は、局所最大血液速度信号を生成する３次元空間における点にロックし、それを追跡する。正確な追跡プロセスによって獲得された点の積分座標を使用して、血管の３次元マップを形成し、データ収集の拡大と、長期に亘る連続的な不在血流監視のために、複数の注目点を選択するために使用可能な表示を提供する。３次元マップにより、測定した径方向ドップラーからベクトル速度を計算することができる。
【０１５７】
薄型アレイ（変換器アレイの半波長素子間隔より大きい）を使用して、装置を安価にし、パッドを薄型（与えられた空間分解能に対してより少ない接続ケーブル）にすることが可能になる。また、同じ物理アレイを使用して、複数の狭い受信ビームを含む広い送信ビームを形成することができる。例えば、血液速度信号の初期の取得は、送信アレイを脱焦させることにより、または微小送信サブアパーチャを使用することにより、大きな領域をインソネートすることによって獲得される。コンピュータは、Ｍの同時ビームを形成するために、多数組の遅延および／または複素重みを同時に受信素子に加える。Ｍのビームが同時に形成されているので、受信器は、高いＳ／Ｎと繊細なドップラー分解能を獲得するように、Ｍ倍長く休止することができる。微小送信サブアパーチャを使用する実施形態については、アレイ内の送信されたエネルギーのソース（すなわち、送信器のサブアパーチャの位置）は、皮膚が加熱されるのを防止するように時間平均空間ピーク強度を下げるために、時間と共に変化する。
【０１５８】
角度視野を制限することで、受信器領域を低減することなく、アレイは薄型化される。プローブを動かし、準画像を相関させることによって、必要に応じてより大きな領域のマップを創出する。注目領域が撮像され、粗くマッピングされた後は、全送信器アレイは、追跡のために特定血管上の特定位置に焦点合わせされる。追跡モードでは、（１）アレイの薄型化による回折格子ローブは、広帯域幅および時間遅延ステアリングを使用することによって低減され、（２）和ビーム、方位角差ビーム、および仰角差ビームの３つのビームのみが、一度に形成される。望ましい（すなわちピーク）血液速度信号が出力に存在しないとき、そのことは瞬時に認識され（例えば、ドップラー・フィルタリング後に形成されたモノパルス比はゼロでなくなる）、アレイを使用して望ましい信号を追跡（低速運動）または再獲得（高速運動）する。再獲得は、最大ドップラー（速い血流速度）エネルギーを有するビーム（および時間遅延または「領域ゲート」）を選択するために、複数のビームを形成し、ドップラー処理するステップ１に戻ることによって達成される。これには、ピーク速度信号の正確な位置にビームと領域ゲートをロックする、方位角、仰角、および領域についてのドップラー後モノパルス追跡が続く。
【０１５９】
経頭蓋ドップラーなどへの応用では、波長とアパーチャのサイズに基づく角度分解能が不十分であり、例えば、各血管の各領域セルをドップラー後モノパルス追跡し、モノパルス・ナルの位置を記述する座標を記録することによって繊細なマッピングを達成することができる。利用可能な３次元マップを用いることで、真のベクトル速度を計算することができる。正確なベクトル・フロー測定のために、方位角−仰角表示またはＣスキャン表示における線が、監視している血管に平行になるまでデジタル方式で回転することによって、血管に垂直な方向において、モノパルス差を計算する。
【０１６０】
現在の超音波装置（「ドップラー・カラー・フロー・マッピング」システムを含む）は、すべて、分解能によって制限される画像を形成する。ＴＣＤなどのある応用では、貫通に必要な低周波数は、注目深度における方位角分解能および仰角分解能を、血管の直径よりも大きくする。本発明では、（１）血管または（２）与えられた速度のフロー領域を、唯一の血管が通過する３−Ｄ分解能セルを見つけることによって解像することができる限り、その管またはフロー成分をセル内で非常に正確に特定することができる。モノパルスは、単に、そのような準分解能精度（ＳＲＡ）を獲得するための１つの例である。ＳＲＡにより、３−Ｄフローの非常に正確なマップが可能になる。
【０１６１】
本発明は、ドップラー後、準分解追跡およびマッピングを使用する。これは、まずドップラー処理を行い、高いドップラー周波数データのみを使用する。これにより、能動血管が「点」とは対照的に「線」を近似するので、拡張されたターゲットが得られる。３次元空間では、これらの血管は互いに分かるように分解される。特定の距離では、方位角次元において「線」が「点」になるように方位角−仰角軸を回転することができる。次いで、スーパー分解技術を使用することによって、またはモノパルスなどの簡単な技術を使用することによって、その点を特定することができる。
【０１６２】
実施形態の概略
【０１６３】
本発明は複雑であるが、その理由は、（１）超音波センサのファミリ（身体の異なる部分に対する）、（２）自ずと新奇である一連の核となる技術の相互作用、（３）本発明を実施する様々な方式を表すいくつかの設計選択肢を含むからである。この多面的な発明を組織的に理解することを容易にするために、好ましい実施形態全体を記述する前に、上記の３つのトピックの各々について議論する。
【０１６４】
ここで用いるセンサは、すべて、血流の能動、非侵襲、瞬間（または実時間）、３次元撮像および監視に用いられる圧電クリスタルの２次元アレイ（すなわち、平面）である。センサとそれを使用するための技術は、身体のすべての血管に適用されるが、図と詳細な説明は、経頭蓋ドップラー（ＴＣＤ）モニタについて特に記す。その理由は、この応用が、本発明のすべての構成要素なしで実施することが最も困難だからである。センサは、（１）同様に複雑なハードウェア（入力ケーブルと関連する電子機器の数）において可能であるよりも繊細な画像分解能を可能にし、（２）分解能に基づいて通常可能であるよりも、繊細な精度を可能とする、血液速度及び血流の３−Ｄ撮像に対する、独自の手法を使用する。本発明は、単なる速度の径方向成分ではなく、３−Ｄベクトル速度を測定および監視する。
【０１６５】
本発明を構成する核となる技術は、（１）あいまいさまたは回折格子ローブが抑制されたアレイの薄型化、（２）ドップラー後準分解追跡、および（３）ドップラー後準分解マッピングである。本発明は、アレイを薄くする２つの方式を含む（入力ケーブルの数と処理する入力信号の数を低減する一方で、高分解能を維持し、あいまいさを回避する）。第１はバイスタティック・オペレーションであり、第２は、広帯域オペレーションである。ＴＣＤへの応用では、信号対雑音、したがって、受信器のアレイ領域が非常に重要であり、受信器のアレイ領域を低減せずに、アレイを薄くすることが可能であるが、その理由は、比較的小さな（他の応用例と比較して）角度視野が必要なためである。薄型化へのあるバイスタティックな手法では、送信器領域を低減するが、その結果、ＴＣＤへの応用における過度の空間ピーク強度（皮膚加熱）の問題が起きる。これは、送信器の多様化（空間ピーク強度の時間平均を下げる）と呼ばれる構成要素の発明によって解決される。薄型化への位相脱焦バイスタティック手法とモノスタティックまたはバイスタティック広帯域手法は、すべてアパーチャ全体を使用するため、送信器の多様化を必要としない。
【０１６６】
ＴＣＤへの応用では、薄型化の方法に関係なく、または薄型化を用いるか否かに関わらず、達成可能な角度分解能は貧弱である。血管のセクションが、ドップラー、深度、および２つの角度（方位角と仰角）について他の血管から解像された後は、ドップラー後準分解処理により分解能の１０倍から２０倍微細である精度でそのセクションを特定する。これにより、精密な追跡と正確なマッピングを行うことができる。追跡は、不在長期監視の可能性に備えており、マッピングは、オペレータにとって監視する単数または複数の点を選択するための助けとなる。
【０１６７】
本発明を備える核となる技術のいずれかまたはすべてを使用するセンサのファミリのあらゆる部材を設計するにあたり、利用可能な多くの選択肢が存在する。２次元アレイは、確立された技術であり、多くの方式で設計することができ、また、多くのサイズと形状（矩形、円形など）を有することができる。デジタル・ビーム形成（ＤＢＦ）は、長年に亘り工学文献（特にレーダおよびソナー）に存在する技術である。ある医療超音波ＤＢＦ特許は多くの参考文献を引用しているが、ある特許は、他の特許または他のあらゆる従来の技術を引用せずに、ＤＢＦの特定の事例を記述している。平面アレイ、ＤＢＦ、ドップラー超音波、およびカラー・フロー撮像は従来の技術であるが、そのような確立された技術を、血流をマッピング、追跡、測定、および監視するために使用する本明細書の方式は新奇なものである。
【０１６８】
本実施の形態は、非侵襲、連続、不在、体積測定、血管追跡、超音波監視、および診断の装置である。必要に応じて、監視への応用のために小さなパッドの形態とすることができる、装着が容易で、電子的にステアリングされた、変換器プローブを使用して、不在連続的血流速度測定と監視、ならびに３次元管追跡とマッピングが可能になる。装置は、複数の身体部分に対し適用可能であるが、頭蓋への適用を特定の例として使用する。装置は、例えば、
【０１６９】
１．血管診断または監視が必要である身体の部分に、付着、軽いテーピング、ひもによる固定、バンドによる固定、または容易に装着可能な小さな薄型のプローブを用いて、血流速度を測定および連続的に監視する。
【０１７０】
２．動きに関係なく、複数の希望の血管を追跡し、それに焦点を合わせ続ける。
【０１７１】
３．ウィリス氏動脈環（脳に供給する動脈の中心網）において、３−Ｄ血流をマッピングする。
【０１７２】
４．カラー速度撮像を実施し、望ましいビューが選択されるまで、トラック・ボールまたはジョイスティックを用いて回転される血流の３−Ｄ画像を表示する。
【０１７３】
５．（１）深度−方位角平面上の射影、Ｂスキャン、またはダウンルッキング透視、（２）方位角−仰角平面上の射影、Ｃスキャン、またはフォワードルッキング透視、あるいは（３）任意の平面上の射影、任意のスライス、または任意の透視を含む、射影図、スライス図、または透視図の選択を行い、表示する。
【０１７４】
６．トラック・ボールおよびボタンを使用して、ベクトル速度を測定および監視することが望ましい点に円形マーカを配置する。
【０１７５】
７．トラック・ボールを使用して、血管画像に沿って円形マーカをスライドすることによって、血管に沿って測定中の空間分解能セルを動かす。
【０１７６】
８．実際の瞬間および／または平均ベクトル速度および／または推定平均体積フローを表示する。
【０１７７】
９．３日間の履歴を保有し、１４時間に亘って監視した各血管について、時間対平均血流速度を表示する。
【０１７８】
１０．最大速度を超えたときまたは最小速度を下回ったとき、または栓塞数が高いとき、警告音を発する。
【０１７９】
１１．直径が１ｍｍ程度の血管を追跡し、マッピングし、監視し、（例えば）４ｍｍほど離れている血管を解像し、±０．１ｍｍの精度でそれらを特定する。
【０１８０】
監視装置により、ほとんど訓練を積んでいない個人が、センサを利用して、容易に理解可能な超音波画像表示に基づいて、それを配置することが可能になる。新奇センサは重要事象を早期に検出するために、動脈血流速度と体積流量を連続的に監視することができる。簡単に装着できるように非常に薄型であり、不動部品で、例えば中心大脳動脈（ＭＣＡ）と言った選択した血管を追跡することができる。センサが、希望する動脈の一般的な体積位置に向けられている場合（例えば、±０．５ｃｍの範囲内で）、血流の最大径方向成分の点の±０．１ｍｍの範囲内にロックし、患者の動きに関係なくロックされたままにすることができる。
【０１８１】
本発明の装置は、患者の動きに関係なく、選択した血管に焦点を合わせたままにすることができるが、その理由は、
【０１８２】
６．深度、２．方位角、３．仰角、４．径方向の血流速度、５．時間
【０１８３】
の関数として、信号リターン振幅からなる５次元データ・ベースを実時間で生成し、且つそれをデジタル方式で分析するからである。
装置は、重要な径方向速度を有する血液の最大体積を備える点を自動的に特定し、それにロックすることができるので、不在連続血駅速度監視は使用法の１つである。深度の関数としてロックが行われる点の正確な相対位置を使用することによって、装置は、従来の超音波画像を形成するために必要とされる複雑なハードウェアと計算を必要とせずに、３次元追跡として、血管網をマッピングすることができる。３次元の血液経路と共に径方向速度を使用して、装置、直接ベクトル速度を計算することができる。
【０１８４】
ここで用いられる装置は、プローブ、処理電子機器、およびディスプレイからなる、非機械式ドップラー超音波撮像センサである。プローブを適宜選択することにより、経頭蓋ドップラー（ＴＣＤ）、心臓、透析、および他の応用にシステムを使用することが可能になる。
【０１８５】
図１は、ＴＣＤ構成とディスプレイ・スクリーンの初期定義を示す。ＴＣＤシステムは、「電話オペレータのバンド」またはベルクロ・ストラップを用いて頭に装着された１つまたは２つのプローブからなる。インタフェースと処理電子機器は、小サイズのコンピュータ内に含まれている。６４のマイクロ同軸ケーブルを含んでいる薄いケーブルが、プローブをコンピュータの電子機器に装着する。オペレータがプローブを頭上に配置するとき、前、中、および後大脳動脈とウィリス氏動脈環が、他の血管と共にスクリーン上に映し出される。画像を見ることによって注目動脈または管が選択される。システムは、血管にロックし、その位置を電子的に追跡する。速度、脈拍数、撮像した領域の深度、ゲイン、およびパワー・レベルなど、様々な選択されたパラメータがスクリーン上に表示される。１つのプローブのみを使用して、ＴＣＤは、一度に最大２つの動脈（血管）を監視することができる。２つのトレースがスクリーン上に提示され、それぞれが各動脈に対するものである。血液速度は、動的に監視することができる。図１に示すように、現在の血液速度（暗いトレース）と任意の履歴トレース（より明るい色）の両方を同時に表示することができる。各動脈の平均血液速度または推定平均フローは、それぞれの速度トレースの下に表示される。画像は、動脈と各動脈に使用したチャネルを示す。２つのプローブを使用したとき、表示は分割され、その両方からの信号を示す。異なるプローブ（すなわち異なるサイズ）と、同じ電子機器とディスプレイを使用して、頸動脈の血流を測定および監視するためにこのユニットを使用することができる。同様に、透析、麻酔、および他の手順において、この機能を実施するために当該ユニットを使用することができる。
【０１８６】
センサは、獲得中に、送信および受信のために別々に構成され、使用される変換器素子（圧電クリスタル）の２次元アレイである。例えば、正方形（Ｎ×Ｎ）のアレイを使用する場合、Ｎ２の素子はすべて同時に受信するが、２×２のサブアパーチャのみは、随時送信する。これをＮ＝８の場合について図２に示す。アレイは正方形でなくてもない。あらゆるＭ×Ｎのアレイをこの方式で使用することが可能である。ＮＭの受信信号（この例では６４）のすべては、サンプリングされ、デジタル化され、処理される。これは、例えば、図１と図３に示したように、電子機器と実時間信号処理のための追加のカードを有するデスク・トップまたはラップ・トップのパーソナル・コンピュータにおいて実施することができる。図２のＰＣＩバスが高速処理のためにボトルネックになる場合、パイプライン化したアーキテクチャまたはシストリック・アーキテクチャが使用される。または、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）において、処理を実施することができる。
【０１８７】
小さな（４素子）送信サブアパーチャ（図２ｂ）は、多くの受信ビームを含む領域をインソネートする広い送信ビームを生成する。これを、図２の正方形アレイと正方形素子の特定の場合について、図４に概略的に示す。データはアレイの各素子から受信されるので、このデータは、任意の数のビームを形成するために、多くの異なる方式でプロセッサにおいて組み合わせることができる（例えば図３）。送信器は、単一のアレイ素子より大きいため、ある程度の選択性を提供することができるが、アレイを薄くする（アレイ素子を１／２波長より離して配置する）ことによって生じる回折格子ローブをインソネートすることはできない。この概念については、１つの角度のみを測定するビームを形成する１次元アレイについて、以下で示す。２次元アレイについては、これは、図４に示したビームのクラスタを通る水平または垂直切断を表す。図４は、以下で詳述する１つの角度の場合を２つの角度（方位角および仰角）に拡張したものを近似的および概念的に表したものである。
【０１８８】
「回折格子ローブ」は、素子が大き過ぎるために離れ過ぎている変換器アレイを使用することによって生じる、あいまいさ、または余分で望ましくないビームである。以下の分析は、狭帯域信号および位相シフト・ビーム処理の最悪の場合に対する回折格子ローブ抑制を示す。広帯域信号を使用する時間遅延処理も同様であるが、回折格子ローブをさらに減衰または排除し、さらに良い性能をもたらす。
【０１８９】
次の４つの図は、
【０１９０】
ｘ＝（ｄ／λ）ｓｉｎθ    （１）
【０１９１】
に対してプロットしたビーム・パターン振幅を示す。上式で、ｘは、反射された音エネルギーがそれて到着する角度θに対する正規化を表す。方位角（または仰角）θは、変換器アレイに垂直なブロードサイド方向ではゼロである。送信器の幅（または長さ）は、ｄを受信器アレイの１つの素子の幅（または長さ）とすると、２ｄである。放射された音波の波長は、ｃを音の伝播速度（やわらかい組織では１５４０メートル／秒）、ｆを音の周波数（通常１と１０メガヘルツの間）とすると、λ＝ｃ／ｆである。図５ａは、使用中の送信器のサブアパーチャの幅２ｄにわたって、インソネーションが一様である特別な場合に対する送信器パターン
ａＴ（ｘ）＝ｓｉｎ２πｘ／２πｘ    （２）
【０１９２】
である。
受信器パターンは、受信器素子パターンと受信器アレイ・パターンの積
【０１９３】
ａＲ（ｘ）＝ａＲＥ（ｘ）ａＲＡ（ｘ）    （３）
【０１９４】
である。これらの２つの構成素子パターンの各々は、図５ｂに別々にプロットされている。再び、一様な受信器素子（および２−Ｄアレイの場合の正方形素子）の特別な場合を想定すると、受信素子パターンは、
ａＲＥ（ｘ）＝ｓｉｎπｘ／πｘ    （４）
【０１９５】
となる。
受信器素子パターンは送信器パターンより２倍広いが、その理由は、受信器素子の幅が送信器の２分の１であるからである。遠距離場、すなわち、ｒを領域または深度、Ｌをアパーチャの長さとすると、λｒ＞＞Ｌ２では、角度θ＝θ０にステアリングされている受信アレイ・パターンは、
【０１９６】
0003923731.tif 000004
【０１９７】
である。上式で、Ｗｎはサイドローブを低減するための重み付けであり、Ｎは１次元における素子の数である。図５ｂからわかるように、式（５）はｘについて周期的である。ｘ＝ｘ０（図５ではｘ０＝０）におけるピークは望ましいビームであり、他は回折格子ローブである。
近距離場では、（ｒ０、θ０）に焦点が合わされているとき、式（５）は、わずかに良好な一般的なフレスネル近似によって置き換えられる（距離がアレイのサイズを著しく超える場合、ｒ＞＞Ｌ）。
【０１９８】
0003923731.tif 000005
【０１９９】
上式では、前と同様にｘ＝ｄｓｉｎθ／λであり、
ｚ＝ｄ２ｃｏｓ２θ／λｒ    （７）
【０２００】
である。
受信器のアパーチャは空間周期ｄでサンプリングされているので、受信器アレイ・パターンはｓｉｎθについて周期的であり、周期はλ／ｄ（式５）である。この周期は、アレイ・パターンがあいまいであることを意味する。例えば、アレイがブロードサイド（θ＝０）に向けられているとき、アレイは、また、θ＝ｓｉｎ−１（λ／ｄ）の角度で向けられることになる。正規化された変数ｘについては、周期は一定である。｜ｓｉｎθ｜は１を超えることができないので、変数ｘは、［−ｄ／λ、ｄ／λ］に限定される。従来の素子間隔はｄ＝λ／２である。したがって、従来の整相アレイでは、ｘは常に−０．５と＋０．５の間にあるため、あいまいになることはない。非常に薄いアレイ（ｄ＞λ）では、図５ｂに示したように、通常あいまいさまたは回折格子ローブが存在する。ｘ＝２またはθ＝ｓｉｎ−１（２λ／ｄ）における第２回折格子ローブは、ｄが２λを超えないとき、実数ではない。
【０２０１】
図５ｃは、２つのパターンを示す。送信器の直径をＤ＝２ｄと選択することから得られる回折格子ローブ抑制は、ｄのすべての値に対して有効である。２次元アレイでは、素子は正方形（ｄｘ×ｄｙ）の代わりに、長方形とすることができ、結果は依然として有効である。素子が行ごと（および／または列ごと）に変動するアレイについて、同様の結果を得ることができる。例えば、受信器アレイが「浴室タイル」の６角形素子である場合、送信器は、素子とそれを取り囲む６つの隣接素子とからなる準アレイとして選択することができる。
【０２０２】
図６では、図５と同じアレイを使用しているが、受信器素子信号は、ビームをｘ＝０．２にステアリングする位相テーパと組み合わされている。これは、ほぼ２分の１（わずかに２分の１より小さい）のパワー点であり、ａｔ（ｘ）ａｒｅ（ｘ）＝０．７０７である。図６ｃでは、回折格子ローブが完全には抑制されておらず、最大はｘ＝−１＋．２＝−．８にあることがわかる。図７は、これをデシベルで表したものを示す。最悪の場合の格子抑制は、極度に狭い帯域オペレーションを課す場合であっても、少なくとも２５ｄＢだけ減衰されている。サイドローブをピーク回折格子ローブより低く維持するために、ハニング・ウィンドウを用いた。これらの図は、以下のソフトウェア（ｍファイル）
【０２０３】
x=-2:1/64:2-1/64;
p=pi*x+eps; R=sin(p)./p;
p=2*p; T=sin(p)./p;
N=8
n=0:N-1;
% xo=0;
xo=0.2; % is 2-way 1/2 power
e=exp(j*n'*2*pi*(x-xo));
w=hanning(N);
% E=(1/N)*ones(1,N)*e;
E=(2/N)*w'*e;
subplot(311); plot(x,abs(T));
subplot(312); plot(x,[abs(R);abs(E)])
TRE=abs(T).*abs(R).*abs(E);
subplot(313); plot(x,TRE);
figure(2); plot(x,20*log10(TRE));
zoom on;
を使用して、ＭＡＴＬＡＢにおいて生成されている
図４の寸法は、特定例を提供するために、本発明の経頭蓋ドップラーへの応用を代表するものである。中央周波数としてｆ＝２ＭＨｚが選択した場合、波長は０．７７ｍｍである。幅および／または長さがＬ＝１ｃｍである８×８のアレイは、２ｄ／λ＝３．２４７の１次元薄型化比を提供する。正方形のアレイでは、素子の合計数は、充填されているアレイより、（２ｄ／λ）２≧１０のファクタによって低減されている。これより大きな薄型化比が可能である。第２回折格子ローブ（ｘ＝２において）を回避するために、ｄ／λが２未満に維持されている場合であっても、１６のファクタまで複雑さの低減が可能である。２ＭＨｚで１ｃｍのアレイについては、過焦点距離（３ｄＢ焦点範囲が無限を超える）はＬ２／４λ＝３．２５ｃｍである。したがって、固定焦点プローブは、この応用に十分使用できる。しかし、複数の受信ビームの同時形成はデジタル方式で簡便に実施されるので、受信時の動的集点は容易に達成される。深度に焦点を合わせるために必要な素子を横切る２次位相分布は、ビームをステアリングするために必要な線形位相分布に簡単に追加できる。
【０２０４】
図８ａは、送信器パターン（図５ａまたは６ａ）と受信器素子パターンの積を示す。図８ｂは、ｘ＝−．２、−．１、０、．１、．２にステアリングされている５つのビームのセットに対する素子パターンをプロットしたものである。この５つの受信ビームのセットは、薄型アレイの回折格子ローブを示す。図８ｃは、図８ｂのパターンに図８ａにプロットした関数を乗算することによって得られる結果である２つのパターンのセットを示す。この段階では、回折格子ローブは抑制されている。これは、図４のビームのクラスタを通る水平切断または垂直切断を表す。
【０２０５】
上述した構成を使用して、血液速度信号を収集するのに望ましい点をほぼ特定するために、図４と８ｃのビームのクラスタが使用される。例えば、クラスタにおける各ビームの出力は、パルス・リターンのシーケンスに対して、ＦＦＴまたは同等な変換を実施することによってドップラー処理される。パルス反復周波数（ＰＲＦ）は、ＴＣＤへの応用に対し、８．５ｃｍの深度を明確に達成するために、通常９ｋＨｚ以下である。（脳死を判定するために）１秒あたりΔν＝１ｃｍ程度の繊細さで速度分解能を獲得するために、継続期間のドエルはＴ＝λ／（２Δν）＝３８．５ｍｓ、または９ｋＨｚで３４７パルスであることが望ましい。効率的なＦＦＴ処理を行うために、使用したパルスの数は、ゼロから５１２など２の累乗までである。
【０２０６】
図２から８に示す例は、５×５ビームクラスタを形成する８×８受信器アレイであった。これは、本発明のおおまかな経験則の例であり、Ｎ素子線形アレイは、偶数のＮに対してＮ／２＋１のビームを生成し、奇数のＮに対して［Ｎ＋１］／２のビームを生成するために使用することが推奨される。したがって、１６×１０素子の長方形アレイを使用して、９×６ビームクラスタを形成することが好ましいが、形成されたビームの実際の数は任意である。ビームの推奨される数は、以下のように得られる。
【０２０７】
Ｎ素子を使用して、例えばＮ点ＦＦＴによって、直交するビームを形成する場合、ｕ＝ｓｉｎθとすると、−１＜ｕ＜１に対応する、−９０°から＋９０°の１８０°の角度領域にＮのビームが存在する。従来の整相アレイ超音波では、１２８（＝Ｎ）素子のアレイを使用して、−．７０７＜ｕ＜．７０７に対応する、−４５°から４５°の９０°の角度領域において、２５６（＝２Ｎ）ライン（順次スキャンされたビーム）を生成する。アレイが詰まっているとき、ｘ＝ｕ／２（式１）であり、｜ｘ｜＜√２／４において、従来２Ｎのビームが形成される。アレイを薄くすると、｜ｘ｜＜０．２＝１／５（図７ａにおいて曲線の３ｄＢの点）であることが好ましい。その領域のビーム数は、現在実際に使用されているものと同じビーム密度に対して、
【０２０８】
推奨ビーム数＝（１／５）Ｎ÷（√２／４）＝２√２Ｎ／５≒０．５６５７Ｎ
【０２０９】
によって与えられる。
ビームは、パーソナル・コンピュータのソフトウェアを使用して、または式５あるいは６などの式を実施するデジタル信号処理ハードウェアを使用して、デジタル方式で形成される。プローブとプロセッサの間の電子インタフェースを図９に示す。この図は、単一のＡ／Ｄコンバータに接続されている６４素子からの信号の場合を示し、パワーは４つの素子セットに加えられている。本発明の別の構成として、たとえば、各受信チャネルについて別々のＡ／Ｄコンバータを使用することも可能性である。
【０２１０】
従来の半波長間隔で配置されているモノスタティック整相アレイは、注目領域を順次探索することができるが、さらに多くの素子を必要とするため、はるかによりコストがかかる。送信と受信において異なる方式でアレイを使用することにより、複数ビームの形成ができるようになるだけでなく、送信器の角度パターンを使用して、受信器の回折格子ローブを抑制することが可能となる。これにより、「薄型」アレイが可能となる（素子は半波長未満離れて配置されている）。受信ビームは、制限された角度領域においてのみ形成されるので、広角受信器素子パターン（通常小さな素子を示す）は必要ではない。実際、受信器素子のサイズは、素子間隔と同じ程度の大きさにすることができる。したがって、受信器アレイは、素子間隔が半波長を超えるという意味でのみ「薄型化」されている。また、素子サイズも半波長を超えるので、アレイ領域は低減されない。素子の数という点においてのみ薄型化されるが、受信器領域という点については薄型化されない。したがって、信号対雑音比も、増大した送信器パワーに対する用件も低減されていない。
【０２１１】
モノスタティック・アレイは、全アパーチャから送信し、検査中の領域にわたって送信されたビームをスキャンする。本発明の「バイスタティック」アレイは、サブアパーチャから送信し、複数の受信ビーム位置を同時にインソネートする。空間ピーク、時間平均、強度（Ｉｓｐｔａ）に対するＦＤＡ制限が存在するので、変換器の表面においてこの制限を超える危険性が存在し、皮膚を火傷させる危険性を創出する可能性がある。この潜在的な危険性は、各干渉ドエルまたはパルスのバーストに対して、異なる送信サブアパーチャを使用することによって排除される。この送信器多様化技術は、アレイ面上に時間平均強度を分散させ、アレイ全体を同時に使用する場合の値までＩｓｐｔａを低減する。
【０２１２】
図９に示した特定の実施に対しては、Ａ／Ｄコンバータは、６４の素子間で多重化されている。これらの素子のいずれかにおける信号スペクトルは、図１０ａに示すように、ｆ０＝２ＭＨｚを中心としている。これは、ｆ＝０について対照的なスペクトルを有する実信号である。このアナログ信号は、２ＭＨｚを中心とする４４４ｋＨｚ帯域外にはほとんどパワーが存在しないことを保証するために、帯域幅フィルタリング（ＢＰＦ）される。５１２／９＝５６．８８９ＭＨｚのＡ／Ｄコンバータを使用する場合、各受信チャネルはｆｓ＝８８８．９ｋＨｚでサンプリングされ、図１０ｂに示したスペクトルを有するサンプリングされた実信号を生じる。フィールド・プログラム可能ゲート・アレイ（ＦＰＧＡ）などの処理要素を使用して、正弦曲線（ゼロおよび１）の４分の１サイクル・サンプルにより「乗算する」ことによって、ｆｓ／４だけ周波数をシフトする（図１０ｃ）。また、同じＦＰＧＡは、因数２によってサンプリング・レートを間引きするために、複素信号をデジタル方式でフィルタリング（またはヒルベルト変換）する。間引きされたデジタル低域通過信号のスペクトルを図１０ｄに示す。
【０２１３】
各素子からプロセッサに送信された信号は、図９ｄに示したスペクトルを有し、１秒あたりｒ＝ｆｓ／２の複素サンプルからなる。プロセッサへの合計のデータ・レートは、１秒あたり約５７メガバイトである。非実時間処理では、一度に数１０秒のデータがシステム・メモリにおいて収集され、次いでハード・ディスクに転送される。実時間モノパルス追跡では、３つのビームのみが形成されるため、データ・レートは、３×０．８８８９＝２．６７メガバイト、またはビット成長を見込んで５．３３メガバイトまで低減される。
【０２１４】
送信されたパルスは、４つの素子から成るグループに送信される。図９に示す実施形態では、ダイオードを使用して受信した信号をブロックし、４つの受信素子間の相互結合を防止する。干渉パルス列（またはドップラー処理に使用されたパルス・バースト）の後で、波形は、次のバーストのために、別の４つの素子から成るセットに切り替えられる。切り替えを低パワーで達成することができるように、別々のパワー増幅器が、素子の１６セットの各々に設けられている。
【０２１５】
準分解能追跡の一実施形態（すなわち、空間分解能セルの小さな断片への血流の追跡および特定）は、「モノパルス」である。モノパルス追跡は、以下のように実施される。例えば、複素重みの所定セットを受信信号組（図２の例では６４）に適用して、ビームを中大脳動脈にステアリングする。アレイを横切る位相テーパは、ステアリング方向を画定し、振幅テーパ（レーダではウィンドウ、ソナーではシェーディングと呼ばれる）を使用して、高いダイナミック・レンジに対し低いサイドローブを提供する。ビーム出力（信号の線形組み合わせ）は、領域ゲートされており（望ましい深度に対応する時間遅延）、次いで、送信パルスシーケンスからの領域ゲートされた／ビーム形成された出力は、ドップラー周波数対振幅のプロットを得るためにフーリエ変換される。受信ビームは、高ドップラー周波数で最大振幅を生成する点に、デジタル方式でステアリングされる。
【０２１６】
各素子において測定したデータは記憶されるので、デジタル・プロセッサは、一度に２セット以上の重みを適用して、２つ以上のビームを形成することができる。ソフトウェア・モノパルスでは、プロセッサは、すべて同じ方向にある３つのビームを形成する。３つのビームすべては、素子信号に適用される同じ位相を有するが、振幅は異なる。Ｓｕｍと呼ばれるビームは、すべて正の振幅を有し、中心素子にはより大きな重みが加えられている。これは、かなり広いビームを形成する。「方位角差ビーム」であるＡｚと呼ばれるビームは、最も右の素子に大きな正の重みを有し、最も左の素子に大きな負の重みを有する（またはその反対）。仰角差であるＥｌと呼ばれるビームは、最も上の素子に大きな正の重みを有し、最も下の素子に大きな負の重みを有する。正確に向けられたビームは、Ａｚ＝Ｅｌ＝０を有し、Ｓｕｍは最大となる。
【０２１７】
ピーク・ドップラー振幅出力比：Ａｚ／Ｓｕｍは、方位角照準エラーの正確な測定であり、対応する比Ｅｌ／Ｓｕｍは、仰角照準エラーを測定する。したがって、デジタル・ステアリング位相テーパは、パルスの１バーストからのデータで補正される。パルス・バーストの継続期間は、医療に必要なドップラー分解能の逆数である（通常、生命を維持することができる最小の血液速度に対応する）。本明細書で記述したような技術がない場合、正確な（最大ピーク・ドップラー振幅）ビームを見つけるためのハント・アンド・シーク方式において、少なくとも４つの追加ドップラー・ドエルまたはパルス・バーストのシーケンスが必要である（上、下、右、左方向）。モノパルスでは補正は非常に正確であり（最大ピーク・ドップラー振幅の点の±０．１ｍｍの範囲内まで）、事実上瞬間的に行われる。バイスタティック・デジタル式ビーム形成センサでは、元のデータはコンピュータのメモリに存在する。したがって、ドップラー処理したモノパルスの差がゼロでないときはいつでも、同じデータをさらに再処理して、正確に向けられたビームを形成することができる。より遅いプロセッサでは、単に次のバーストを正確に処理するだけである。
【０２１８】
望ましい領域における血流マップの「前面図」透視表示またはＣスキャン表示（方位角水平および仰角垂直）により、望ましい点が初期状態で中心ビーム内にあるように、変換器プローブまたはパッドを望ましい点（高ドップラーの最も高い振幅）に向けることが可能になる。次いで、モノパルス差がゼロであり、中心ビームが正確に望ましい点に向けられるように、受信器アレイを電子的にステアリングする。モノパルスを使用してわずかな動きを補正し、ピーク信号を再獲得するようにすべてのビームを再び形成することによって、大きな動きを補正する。データ処理またはデジタル・ビーム形成のすべての補正は、完全に電子的に行われる。狭い受信器ビームは、望ましい点が、送信器によって網羅されるはるかに大きな領域内にある限り、常に正確に向けられる（受信器帯域幅の１０分の１または２０分の１の領域内まで）（図４）。
【０２１９】
真のベクトル速度は、血管マップと、パルス・ドップラー・ドエルから測定した径方向速度とから計算される。現在利用可能な角度分解能で得ることができるものよりもはるかにより正確なマップは、以下のように獲得される。方位角および仰角モノパルスを使用することにより、低分解能マップを使用して、注目する血管を特定し、それに固定領域でビームをロックする。ロックされた点の座標を記録する。次いで、距離をわずかに変更して、他のロック（同じ血管上で）を獲得し、座標を記録する。このようにして、現在利用可能な画像分解能から予想されるよりもはるかにより正確に血管がマッピングされる。プローブの視野の範囲内にあるすべての血管は同様にマッピングされる。プローブの角度をわずかに変更することによって、同様にして他の領域をマッピングすることができる。そのようないくつかのマップを対状の重複領域上で相関させ、共通の座標系に変換することができる。この方式では、現在の視野より大きな領域をマッピングして表示することができる。カラー・フロー・マップとして現在の視野を強調し、概説し、または提示する。次いで、ディスプレイに沿ってカーソルを動かすことによって（ポイント・アンドクリック）、現在の場において監視する点を選択する。選択した点をドップラー処理し、３次元モノパルスを使用して追跡する。ドップラー測定では速度の径方向成分のみを提供するが、正確な血管マップは、監視している点における血管の正確な３次元配向を提供する。監視した点における血管を表すユニットベクトルへの射影によって、測定した径方向速度を変換器の視線上に分割する。これにより、真のベクトル血流速度の大きさが得られる。
【０２２０】
準分解能マッピングの精度は、（１）調査している領域−方位角−仰角ドップラー分解能セルが１つの血管のみを含む場合、および（２）「方位角」モノパルスが、処理中の空間分解能セルにおける血管の配向がｅ−ｒ平面に対して平行であるように傾斜している（「方位角」は一定）、一般に垂直なｅ軸で実施される場合、獲得可能である。
【０２２１】
ユーザは、監視している分解能セルが１つの血管のみを含むことをディスプレイから確認し、３−Ｄ血管マップをＣスキャン・アスペクト（仰角が上で方位角が右）となるように回転させてもよい。モノパルス軸の配向を示すために、垂直マークがディスプレイの分解能サークル内に現れる。次いで、マークが２つの方式のどちらかで血管と位置合わせされるように、この軸（正および負として重み付けされたアレイ素子を分離する線に平行）を配向させることができる。プローブは、物理的にねじる（視線の周りに回転させる）ことができるか、またはデジタル処理を介して、電子的に回転させることができるが、その理由は、重みがデジタル方式で加えられているからである。
【０２２２】
図１１は、１つの分解能セルにおける回転後の血管のセグメントを示す。図示した分解能セルは、立方体ではないが、その理由は、領域分解能が、通常、クロス領域分解能よりも微細であるからである。図示した円柱は、固定ドップラー周波数においてエネルギーを反射する血管内の血球を表す。これらは、ほぼ同じ速度で動く、管壁から一定の距離にある血球の円柱環を表す。図１１の１つの分解能セルでは、最大ドップラーにおけるリターンは、３次元空間の線（管の軸）を表し、したがって、回転後の方位軸上の点を表す。最大ドップラー出力に加えられたとき、Ｓｕｍビームは、方位角ゼロ（ａ＝０）において広いピークを有し、モノパルス比ｒ＝Ａｚ／Ｓｕｍは、アレイが位相ステアリングされている方位角の線形関数となる。
【０２２３】
ｒ（ａ）＝ｋａ
【０２２４】
この結果は、ＡｚビームおよびＳｕｍビームに対し、アパーチャ幅全体に対して同じ位相を適用することによって獲得することができるが、ＡｚとＥｌのアパーチャ重みに対して、それぞれｘとｙに関しＳｕｍビーム振幅重みの導関数を使用することによって、獲得することができる。
【０２２５】
他の実施形態
【０２２６】
広い送信ビーム（探索および獲得のための）が、図２ｂのスキームの代わりに、２次位相曲率を使用することによって創出される場合、送信器の多様化は必要でない可能性がある。さらに、図１および図５−８において回折格子ローブを制御する方式は、単に多くのうちの１つである。より広い帯域幅と時間遅延ステアリングを使用することでも、回折格子ローブを低減することができる。
【０２２７】
例ＩＩ  血液体積フローの超音波測定
【０２２８】
上記で説明したように、現在の超音波ドップラー装置は、径方向速度を測定する。変換器の移動を伴うものを含むような、３−Ｄ超音波撮像のためのいくつかの方法が現在存在している。ドップラーを含む３次元画像により、ベクトル速度の測定を行うことができる。上記の例Ｉは、３次元ベクトル速度の測定と長期監視を提供する。カラー・フロー・ドップラー画像の分解能が血管の内直径に関する評価を提供するのに十分であれば、体積血流の測定が実用的になる。現在利用可能な超音波撮像装置は、低分解能であるか、２次元画像のみを生成する。本発明は、ベクトル速度情報（上記の例Ｉで説明したように獲得された情報など）と追加の情報を組み合わせて、体積フローを獲得する。追加情報は、検査中の血管の内側の直径、血管幅に亘る血液速度プロファイル、または時間および位置の関数であるベクトル速度（すなわち速度場）である。この追加情報は、高分解能径方向ドップラー画像またはカラー・フロー画像、あるいは高分解能ＭＲＩ画像などの外部データから獲得することができる。
【０２２９】
圧電素子の２次元アレイまたは他の手段を使用して、３次元領域における血流を撮像する。特定血管上の特定点を選択して、血管の配向を表すベクトルに注目。測定点において血管と視線によって作られる角度の余弦によって除算した径方向速度は、ベクトル速度の大きさである。例えば、管の断面上で積分された数から、単位時間当たりの体積、例えば１分あたりミリリットルで表した体積フローが得られる。
【０２３０】
図１２は、特定の速度で移動し、そのために特有のドップラー周波数においてエネルギーを反射する血管の血球を表す円柱を示す。図は、例えば、参照した発明の方法などの方法を使用して、血管の３−Ｄ配向を測定することにより、ベクトル速度を計算することができ、方位軸が管に垂直であるように画定することができることを仮定している。
【０２３１】
体積フローを推定する最も簡単な方式は、血管の直径ｄ（または半径ｄ／２）を測定し、断面領域Ａ＝π（ｄ／２）２を計算し、平均速度によって乗算することである。より正確な方式は、断面に亘って位置の関数として速度を積分することである。速度は、図１２に示した円柱の半径ａの関数である。ａが円柱から軸までの距離であり、ｖ（ａ）が速度の関数である場合、体積フローは、
【０２３２】
0003923731.tif 000006
【０２３３】
となる。式（１）は、半径ｒ＝ｄ／２が一定である円形断面を仮定している。これは、より一般的な局座標積分
0003923731.tif 000007
【０２３４】
の特別な場合である。速度関数は、各速度に対応する円柱の直径（したがって半径）を決定することによって決定される。
例えば、１０ＭＨｚで動作する１．５ｃｍ直径のドップラー超音波変換器アレイは、Ｂスキャン（深度−方位）画像を生成するために、血管に垂直な長さまたは方位方向で配向されている。約１０ｍｍの深度では、クロス領域分解能は０．１ｍｍである。血管の直径が１ｍｍである場合、直径は±５％の精度で測定することができる。したがって、血管の面積は、１０％の精度まで知ることができる。平均ベクトル速度は非常に正確に測定することができるので、体積フローも±１０％まで正確である。最高の精度は、様々な速度に対応する方位角の領域を測定し、次いで、式（７）または（８）を数値的に評価することによって獲得される。当然、当業者であれば、これらの式を解くために容易にプロセッサをプログラムし、ルーチン・プログラミング技術を使用して、血流体積を計算することができる。
【０２３５】
自動相関関数（固定領域におけるパルス対パルス）とドップラー・パワー・スペクトルは、フーリエ対を形成するので、パワー全体は、ゼロ遅れにおける自動相関関数または全ドップラー周波数にわたるドップラー・パワー・スペクトルの積分（スペクトル密度）として獲得することができる。径方向速度はドップラー周波数に比例するので、平均速度は、以下のように、自動相関関数から得ることができる。
【０２３６】
0003923731.tif 000008
【０２３７】
従って、
0003923731.tif 000009
【０２３８】
及び
0003923731.tif 000010
【０２３９】
これにより、
0003923731.tif 000011
【０２４０】
従って、
0003923731.tif 000012
【０２４１】
上式で、ドップラー周波数とその平均（期待値）は、径方向の血流速度とその平均に
0003923731.tif 000013
【０２４２】
によって関係付けられている。したがって、
0003923731.tif 000014
【０２４３】
上式は、カラー・フロー血液速度撮像の自動相関方法において使用される。ドップラー・パワーの合計により除算することによる正規化を行わない場合、体積流量を示すパワー速度積が得られる。これは、パワーが、領域に直接比例することによる［参考文献１参照］。
すべての速度ベクトルは、最狭点（縮流部）において平行であるので、その特定点におけるフローは、前後に深刻な乱流が存在しても、乱流でないと見なすことができる。参考文献１は、僧帽心臓弁を通る逆流血流が、その点のドップラー・スペクトルを観測し、以下のパワー速度積分の関係を使用することによって、定量的に測定することができることを示す。
【０２４４】
速度パワー・スペクトルＰ（ｖ）＝（２ｆ０／ｃ)Ｓｄ（ｆ）については、参考文献１は、視線に垂直な「スライス」の血管面積は、ドップラー・パワーの合計（広域通過ウォール・フィルタの出力におけるパワーの合計）に直接比例することを示している。
【０２４５】
0003923731.tif 000015
【０２４６】
上式で、Ａ０とＰ０は、既知の面積及び管より小さい狭いビームにおいて測定されたパワーである。血流と視線とが角度θをなす場合、領域、したがってパワーは、１／ｃｏｓθ倍される。これは、速度の径方向成分のみが測定されるということを相殺し、パワー速度積分が真の体積フロー
0003923731.tif 000016
【０２４７】
を提供する。
参考文献１では、Ｐはより広いビームを創出するために、アパーチャの外部をマスキングすることによって、Ｐ０と同じプローブで測定した。我々の２−Ｄ整相アレイでは、外側の素子のいくつかを単にターン・オフまたは無視する。縮流部を正確に特定し、モノパルスを使用してそれにロックするために、３−Ｄ画像を使用することができることがより重要である。患者がトレッドミル上にいる間、ストレス試験中に弁を監視することさえできる。
【０２４８】
ここで、体積流量を測定するいくつかの方式が存在することに留意する。参考文献１は、最後の式のように、体積流量が、単位速度あたりの速度とパワーの積の積分に比例することを利用する。他の方式では、体積流量が、平均径方向速度と、ドップラー・パワーの合計に比例する射影面積の合計との積に等しいということを認識したものである。ドップラー・パワーの合計は、自動相関を基本とするカラー・フロー速度マップの分母に使用されているので、体積流量は、パワーの合計によって単に除算しないことによって獲得することができる。ｉ番目のパルス・リターン（ＭＴＩまたはドップラー高域通過フィルタリングあるいはウォール・フィルタリング後）が
【０２４９】
ｚｉ＝ｘｉ＋ｊｙｉ、ｉ＝１、２、・・・、Ｎ
【０２５０】
である場合、体積流量は、
0003923731.tif 000017
【０２５１】
に比例する。この最後の式を平均速度に変換するために使用した正規化（分母）は、
0003923731.tif 000018
【０２５２】
とすることができる。上式は、参考文献２の微分、または
0003923731.tif 000019
【０２５３】
などの簡単なパワー評価に基づいている。
ここで強調したい点は、径方向速度を得るために、パワー評価によって除算しないことによって、体積流量を得るということである。現在の超音波ドップラー撮像システムは、平均速度を、比
【０２５４】
Ｅ（ｖ）＝Ｆ／Ｐｄ
【０２５５】
として計算し、それをカラー・フロー画像として表示する。より新しい撮像システム［２］も、ドップラー・パワーの合計（ウォール・フィルタの出力における）Ｐｄを表示する。カラー・フロー画像をＰｄによって除算しないことによって、真の体積流量ｄＱ／ｄｔも表示することができる。これは、分子
Ｆ＝Ｐｄ・Ｅ（ｖ）
【０２５６】
が、体積流量に直接比例するパワー速度積分であるからである。
体積流量を獲得するためにＦを乗算しなければならないスケール・ファクタＡ０／Ｐ０＝Ａ／Ｐｄ＝ｄＱ／ｄｔ／Ｆの決定は、さらにコメントを必要とする。
【０２５７】
Ａ０は基準ビームの領域である。［１］では、Ａ０は血流面積よりも小さい。３つの正規化の手法について記述する。
【０２５８】
１．管より広い１つの送信ビームと、２つの同時受信ビームを使用する。一方の受信ビーム（測定ビーム）は送信ビームと同じであり、他方（基準ビーム）は血管より小さい。
【０２５９】
２．２つの（連続したまたは多重化された）２方式の（送信および受信）ビームを使用する。一方（測定ビーム）は、血管より広く、他方（基準ビームは血管より小さい。
【０２６０】
３．２つの（連続したまたは多重化された）２方式の（送信および受信）ビームを使用する。両方とも血管より広く、測定ビームは、基準ビームより広い。
【０２６１】
Ａ０を基準ビームの既知領域とし、Ｐ０とＰ１を基準ビームと測定ビームの測定した受信パワーとする。ケース１では、送信パワー密度は、測定と基準で同じである。受信パワーは、面積に比例する。血管の面積（視線に垂直なスライスにおける）がＡである場合、次式を得る。
【０２６２】
Ａ／Ａ０＝Ｐ１／Ｐ０
【０２６３】
ケース２及び３では、送信パワー密度は、既知のファクタだけ、基準ビームにおいて測定ビームにおけるよりも大きい。３つのケースすべてにおいて、測定ビームにおいて受信したパワーは、血管の面積に比例する。ケース２では、受信した基準パワーも血管のサイズと共に変化するが、測定ビームとは異なる割合で変化する。適切な較正により、３つのケースすべてにおいて正確な測定をすることができる。
【０２６４】
［１］．Ｔ．Ｂｕｃｋ他、「Ｆｌｏｗ  Ｑｕａｎｔｉｆｉｃａｔｉｏｎ  ｉｎ  Ｖａｌｖｕｌａｒ  Ｈｅａｒｔ  Ｄｉｓｅａｓｅ  Ｂａｓｅｄ  ｏｎ  ｔｈｅ  Ｉｎｔｅｇｒａｌ  ｏｆ  Ｂａｃｋｓｃａｔｔｅｒｅｄ  Ａｃｏｕｓｔｉｃ  Ｐｏｗｅｒ  Ｕｓｉｎｇ  Ｄｏｐｐｌｅｒ  Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ」、Ｐｒｏｃ．ＩＥＥＥ、ｖｏｌ．８８、ｎｏ．３、ｐｐ．３０７−３３０、２０００年３月
【０２６５】
［２］．Ｋ．ＦｅｒｒａｒａおよびＧ  ＤｅＡｎｇｅｌｉｓ、「Ｃｏｌｏｒ  Ｆｌｏｗ  Ｍａｐｐｉｎｇ」、Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ａｎｄ  Ｂｉｏｌｏｇｙ、ｖｏｌ．２３、ｎｏ．２、ｐｐ．３２１−３４５、１９９７年３月
【０２６６】
例ＩＩＩ  強調された場および感度を有する３−Ｄドップラー超音波血流モニタ
【０２６７】
この例は、非侵襲診断（超音波システムの従来の役割り）と、医療への応用のための血管血流の非侵襲不在連続監視とを可能にする超音波ドップラー装置および方法について記述する。具体的には、本発明の実施形態は、この例において、（１）薄型で装着が容易な変換器パッドを使用する、手が届く値段の血流３次元撮像、（２）実時間ベクトル速度、および（３）患者またはパッドの動きに関係のない長期不在ドップラー超音波監視を提供する。これらの３つの特徴のいずれも、現在の超音波設備または技術では達成不可能である。
【０２６８】
パッド及び付随プロセッサは、平面、円柱、または球表面上の圧電素子の２次元整相アレイを使用することにより、３次元領域における超音波血液速度データを収集し、それをドップラー処理する。本明細書で記述した新奇ビーム形成および追跡技術を使用することにより、本発明は、局所最大血液速度信号を生成する３次元空間の点にロックし、それを追跡する。正確な追跡プロセスによって獲得された点の積分座標を使用して、血管の３次元マップを形成し、データ収集の拡大と長期に亘る連続的な不在血流監視のために、複数の注目点を選択するために使用可能な表示を提供する。３次元マップにより、測定した径方向ドップラーからベクトル速度を計算することができる。
【０２６９】
薄型アレイ（変換器アレイの半波長素子間隔より大きい）を使用して、本発明の装置を安価にし、パッドを薄型（与えられた空間分解能に対してより少ない接続ケーブル）にすることが可能になる。アレイは、角度視野を制限することによって受信器領域を低減せずに、薄型化される。アレイを薄型化することによる回折格子ローブは、広帯域幅と時間遅延ステアリングを使用することによって低減することができる。アレイまたはアレイの一部を使用して、ビームの位置を順次インソネートする。注目領域を撮像し、粗くマッピングした後は、測定と追跡のために、特定血管上の特定位置にアレイの焦点を合わせる。測定および追跡する単数または複数の点の選択は、マッピングを介して獲得した情報に基づくことができ、ユーザ誘導型または完全に自動化することが可能である。選択は、例えば、近接位置またはその付近におけるドップラー周波数の領域内にあるピーク応答に基づくことができる。
【０２７０】
追跡モードでは、数個の受信ビーム、すなわち和ビーム、方位角差ビーム、仰角差ビーム、およびおそらくは追加の差ビームが、方位角（＝０度）および仰角（＝９０度）以外の角度で、同時に形成される。血管に垂直な方向において血管を特定するために、０度と９０度以外の角度（０、４５、９０、および１３５度など）でモノパルスが加えられる。望ましい（すなわちピークの）血液速度信号が出力に存在しない場合、これは瞬時に認識され（ドップラー・フィルタリングの後に形成されるモノパルス比はゼロでなくなるなど）、アレイを使用して、望ましい信号を追跡（低速運動）または再獲得（高速運動）する。再獲得は、最大ドップラー（速い血流速度）エネルギーを有するビーム（および時間遅延または「領域ゲート」）を選択するために、複数のビームを形成し、ドップラー処理するステップ１に戻ることによって達成される。これには、ビームと領域ゲートをピーク速度信号の正確な位置にロックするドップラー後モノパルス追跡が続く。経頭蓋ドップラーなどへの応用では、波長とアパーチャのサイズに基づく角度分解能が不十分であり、例えば、各血管の各領域セルをドップラー後モノパルス追跡し、モノパルス・ナルの位置と配向を記述する座標とモノパルス対角度を記録することによって繊細なマッピングを達成することができる。利用可能な３次元マップを用いることで、真のベクトル速度を計算することができる。正確なベクトル・フロー測定のために、方位角−仰角表示またはＣスキャン表示における線が、監視している血管に平行になるまでデジタル方式で回転することによって、血管に直交する方向のモノパルスの差を計算する。アパーチャが、正方形（または長方形）ではなく、ほぼ円形（または楕円）である場合、（変換器アレイを物理的に回転させるのとは対照的に）アパーチャは、ソフトウェアにおいてより簡単に回転することができる。また、アレイを８角形にするために、正方形または長方形のアレイの４つの角から素子を除去することによって、より低いサイドローブが得られる。
【０２７１】
現在利用可能なすべての超音波装置（「ドップラー・カラー・フロー・マッピング」システムを含む）は画像を形成するが、その分解能によって制限されている。ＴＣＤなどいくつかの応用では、頭蓋骨を貫通するために必要な低周波数が、血管の直径より大きい注目深度において、方位および高度分解能となる。本発明では、（１）血管または（２）与えられた速度のフロー領域を、唯一の血管が通過している３−Ｄ分解能セルを見つけることによって解像することができる限り、その血管またはフロー成分を、セル内で非常に正確に特定することができる。モノパルスは、そのような準分解能精度（ＳＲＡ）を獲得する為の単なる１つの例である。他の方法としては、例えば、ＭＵＳＩＣアルゴリズムおよび自己回帰モデリングを含む、「現代スペクトル評価」において使用される「スーパー分解能」または「パラメトリック」技術がある。ＳＲＡにより、３−Ｄフローの非常に正確なマップが可能になる。
【０２７２】
本発明は、ドップラー後準分解能追跡およびマッピングを使用する。これは、まずドップラー処理を行い、高ドップラー周波数データのみを使用する。これにより、能動的な血管は「点」とは対照的に「線」を近似するので、拡張されたターゲットが得られる。３次元空間では、これらの血管は互いに解像される。特定領域では、モノパルス角度方向において「線」が「点」となるように、モノパルス角度軸を（方位角−仰角平面において）回転することができる。次いで、スーパー解像技術を使用することによって、またはモノパルスなど簡単な技術を使用することによって、その点を特定することができる。そのような測定を多数行うことによって、血管の正確な３−Ｄマップが得られる。
【０２７３】
薄型アレイの角度視野（回折格子ローブによって制限されている）を拡張する方法は、（１）多重化した処理チャネルを有する複数の変換器パネル、（２）凸形Ｖ字形変換器パネル、（３）円柱形変換器パネル、（４）球形変換器パネル、（５）マイナス超音波レンズを使用することを含む。必要に応じて、プローブを動かし、準画像を相関させることによって、さらにより大きい領域のマップを創出することができる。
【０２７４】
また、能動デジタル・ビーム形成を使用することができるが、実施は、広帯域実施と狭帯域実施の間で行う選択に依存する。血管の高分解能マッピングが重要視される場合、広帯域幅（例えば、通常の周波数の５０％）を微細な領域分解能に使用する。ドップラー・スペクトル分析、測定、および監視が重要視される場合、マップは唯一のツールである。この場合、狭帯域、低コスト、低領域分解能、高感度実施が好まれる可能性がある。広帯域実施は、時間遅延ステアリングを使用し、性能（より高い分解能、より広い視野、および低減された回折格子ローブ）の点において有利であり、狭帯域実施は、位相シフト・ステアリングを使用したコストの点において有利である。したがって、本発明は２つの好ましい実施について記述することができる。
【０２７５】
広帯域実施では、時間遅延ステアリングは、離散サンプル間隔において、オーバーサンプリングし、デジタル方式で遅延することによって、送信と受信の両方についてデジタル方式で実施することができる。狭帯域実施では、（１）位相ステアリングは、送信と受信の両方に対して、デジタル方式で実施することができ（デジタル・ビーム形成）、（２）帯域通過サンプリング（信号の周波数より低いレートでサンプリングする）は、デジタル・ダウン変換およびフィルタリングと共に使用することができる。
【０２７６】
本実施形態の概略
【０２７７】
本発明のこの実施形態は、（１）超音波センサのファミリ、（２）自ずと新奇である一連の核となる技術の相互作用、（３）本発明を実施する様々な方式を表すいくつかの設計選択肢を含む。この多面的な発明を組織的に理解することを容易にするために、以下、上記３つのトピックの各々について議論する。
【０２７８】
ここで用いるセンサは、すべて、血流の能動、非侵襲、瞬間（または実時間）、３次元の撮像、および監視に用いられる圧電クリスタルの２次元アレイ（すなわち、平面、または円柱のセクションなど凸形の形状の表面上）である。使用するセンサと技術は、身体のすべての血管に適用されるが、図と詳細な説明は、非制限的な例として、経頭蓋ドップラー（ＴＣＤ）モニタについて特に説明する。本発明の方法は、（１）同じ複雑さのハードウェア（入力ケーブルと関連する電子機器の数）において可能であるよりも繊細な画像分解能を可能にし、（２）分解能に基づいて通常可能であるよりも、繊細な精度を可能とする、血液速度及び血流の３−Ｄ撮像に対する、新しく、有用で明白ではない手法を使用する。本発明は、速度の径方向成分だけではなく、３−Ｄベクトル速度を測定および監視する。
【０２７９】
本発明を構成する核となる技術は、（１）大きな素子と制限スキャニングを用いたアレイの薄型化、（２）ピークのサイドローブを低減し、到達範囲を拡大するアレイの形状、（３）ドップラー後準分解能追跡、（４）ドップラー後準分解能マッピング、（５）角度視野を最大にする追加の方法、および（６）マッピング、追跡、および測定のプロセスを実施するための様々なデジタル・ビーム形成手順である。本発明は、アレイの薄型化にも適用され、この場合、アレイ素子間の距離は半波長よりはるかに大きい。これにより、入力ケーブルの数と処理する信号の数は低減されるが、高い分解能と感度は維持され、あいまいさは回避される。ＴＣＤへの応用では、信号対雑音、すなわち、受信器のアレイ領域が非常に重要であり、受信器のアレイ領域を低減せずにアレイを薄くすることが可能であるが、その理由は、比較的小さな（他の応用と比較して）角度視野が必要なためである。
【０２８０】
全アパーチャ領域を保持しつつ薄型化することにより、角度視野に制限が課される。視野を拡大する方法は、ある時点でアクティブなより多くの素子を使用することを含む。例えば、電子機器が、２つの同じ構成のパネル間で切り替えられる場合、任意の深度におけるクロス距離視野は、パネルのサイズによって増大される。重複ビームまたは冗長ビームを回避するように、パネルをわずかに異なる方向に向けると、視野は２倍になる。この手法の一般化は、円柱または球状表面上においてアレイを使用することを含む。
【０２８１】
ＴＣＤへの応用では薄型化の方法に関係なく、または薄型化を使用するか否かに関わらず、達成可能な角度分解能は貧弱である。血管のセクションが、ドップラー、深度、および２つの角度（方位角と仰角）について他の血管から解像された後は、ドップラー後準分解能処理が、分解能の１０分の１から２０分の１の精度でそのセクションを特定する。これにより、精密な追跡と正確なマッピングを行うことができる。追跡は、不在長期監視の可能性に備えており、マッピングは、オペレータにとって監視する単数または複数の点を選択するための助けとなる。
【０２８２】
当業者であれば、本発明を構成する核となる技術のいずれかまたはすべてを使用するセンサのファミリのあらゆる部材の設計に利用可能な多くの選択肢が存在することを、容易に認識するであろう。本発明はそれら全てを含むものである。２次元アレイは、多くの方式で設計することができ、多くのサイズと形状（長方形、円形など）を有することができる、確立された技術である。
【０２８３】
上述した本発明の他の非制限的な実施形態と同様に、この実施形態は、血流の非侵襲、連続、不在、体積測定、血管追跡、超音波監視、および診断の装置である。必要に応じて、監視への応用のために小さなパッドの形態とすることができる、装着が容易で、電子的にステアリングされた、変換器プローブを使用して、不在連続的血流速度測定と監視、ならびに３次元管追跡とマッピングが可能になる。本発明の装置は、身体のどの部分の血管にも適用可能であるが、頭蓋への応用を特定の例として使用する。本発明の装置は、例えば、
【０２８４】
１．血管診断または監視が必要である身体の部分に、付着、軽いテーピング、ひもによる固定、バンドによる固定、または容易に装着可能な小さな薄型のプローブを用いて、血流速度を測定および連続的に監視する。
【０２８５】
２．動きに関係なく、複数の希望の血管を追跡し、それに焦点を合わせ続ける。
【０２８６】
３．ウィリス氏動脈環（脳に供給する動脈の中心網）または頭蓋体積中の他の重要な血管などにおいて、３−Ｄ血流をマッピングする。
【０２８７】
４．カラー速度撮像を実施し、望ましいビューが選択されるまで、トラック・ボールまたはジョイスティックを用いて回転される血流の３−Ｄ画像を表示する。
【０２８８】
５．（１）深度−方位角平面上の射影、Ｂスキャン、またはダウンルッキング透視、（２）方位角−仰角平面上の射影、Ｃスキャン、またはフォワードルッキング透視、あるいは（３）任意の平面上の射影、任意のスライス、または任意の透視を含む、射影図、スライス図、または透視図の選択を行い、表示する。
【０２８９】
６．トラック・ボールおよびボタンを使用して、ベクトル速度を測定および監視することが望ましい点に円形マーカを配置する。
【０２９０】
７．トラック・ボールを使用して、血管画像に沿って円形マーカをスライドさせることによって、血管に沿って追跡位置を動かす。
【０２９１】
８．実際の瞬間および／または平均ベクトル速度、推定平均体積流、及び／またはドップラー・スペクトル分布を表示する。
【０２９２】
９．複数日の履歴を保有し、数時間に亘って各監視した血管について、時間対平均血流速度を表示する。
【０２９３】
１０．最大速度を超えたときまたは最小速度を下回ったとき、または栓塞数が高いとき、警告音を発し、検出した栓塞のログを保有する。
【０２９４】
１１．小さな血管（直径１ｍｍなど）を追跡、マッピング、および監視し、（例えば）４ｍｍほど離れた血管を解像し、例えば±０．１ｍｍの精度でそれらを特定する。
【０２９５】
本発明のこの実施形態により、ほとんど訓練を積んでいない個人が、センサを利用して、容易に理解可能な超音波画像表示に基づいて、それを配置することが可能になる。新奇センサは重要事象を早期に検出するために、動脈血液速度と体積流量を連続的に監視することができる。簡単に装着できるように非常に薄型であり、不動部品で、例えば中大脳動脈（ＭＣＡ）と言った選択した血管を追跡することができる。センサが、希望する血管の一般的な体積位置に向けられている場合（例えば±１ｃｍの範囲内で）、血流の最大径方向成分の点の±０．１ｍｍの範囲内にロックし、患者の動きに関係なくロックしたままにすることができる。
【０２９６】
本発明の装置は、患者の動きに関係なく、選択した血管に焦点を合わせたままにすることができるが、その理由は、
【０２９７】
１．深度
【０２９８】
２．方位角
【０２９９】
３．仰角
【０３００】
４．血流速度の径方向成分
【０３０１】
５．時間
【０３０２】
の関数として、信号リターン振幅からなる５次元データ・ベースを実時間で生成し、且つそれをデジタル方式で分析するからである。
本発明の装置は、最大ドップラー・エネルギー、すなわち重要な径方向速度を有する血の最大体積を有する３次元における点を自動的に特定し、それにロックすることができるので、不在連続血流速度監視はその使用法の１つである。深度の関数としてロックが行われる点の正確な相対位置を使用することによって、本発明の装置は、従来の超音波画像を形成するために必要とされる複雑なハードウェアと計算を必要とせずに、３次元追跡として、血管網をマッピングすることができる。３次元の血液経路と共に速度の径方向成分を使用することで、本発明の装置は、ベクトル速度、血流体積、およびドップラー・スペクトル分布など、血流のパラメータを直接計算することができる。
【０３０３】
本発明の方法を適用可能な装置は、プローブ、処理電子機器、およびディスプレイを備える、非機械的ドップラー超音波撮像センサである。プローブを適宜選択をすることにより、経頭蓋ドップラー（ＴＣＤ）、心臓、透析、および他の応用にシステムを使用することが可能になる。
【０３０４】
上述した本発明の他の実施形態と同様に、この実施形態は、医療評価と身体の複数位置の監視に応用することができる。しかし、非制限的な例として、経頭蓋ドップラーへの応用を用いる。図１３は、ＴＣＤの全体構成とディスプレイ・スクリーンの典型的な定義を示す。ＴＣＤシステムは、「電話オペレータのバンド」またはベルクロ・ストラップを用いて頭に装着することが可能な、１つまたは２つのプローブからなる。インタフェースと処理電子機器は、小サイズのコンピュータ内に含まれている。使用する例示的なプローブの設計に応じて、５２から１２０のマイクロ同軸ケーブルを含む薄いケーブルが、プローブをコンピュータの電子機器に装着する。オペレータがプローブを頭の上に配置し、システムを作動させるとき、前、中、および後大脳動脈およびウィリス氏動脈環が、他の血管と共にスクリーン上にマッピングされる。血管の３−Ｄマップの上に重ねて表示されたカーソルを手作業で動かすことによって、注目する動脈または血管を選択する。システムは、血管にロックし、その位置を電子的に追跡する。速度、脈拍数、撮像した領域の深度、ゲイン、およびパワー・レベルなど、様々な選択したパラメータがスクリーン上に表示される。１つのプローブのみを使用して、ＴＣＤは、一度に複数の動脈（血管）を監視することができる。例として、各々がそれぞれ選択した動脈に対するものである２重トレースがスクリーン上に提示されている。血流速度を動的に監視することができる。図１３に示すように、現行の血液速度（暗いトレース）と任意の履歴トレース（より明るいトレース）の両方を同時に表示することができる。各動脈の平均値速度または推定平均フローは、それぞれの速度トレースの下に表示される。画像は、動脈と各動脈に使用したチャネルを示す。２つのプローブを使用した場合、表示は分割され、その両方からの信号を示す。例えば、異なるプローブ（すなわち異なるサイズ）と、同じ電子機器とディスプレイを使用して、頸動脈の血流を測定および監視するためにこのユニットを使用することができる。同様に、透析、麻酔、および他の手順において、この機能を実施するために当該ユニットを使用することができる。
【０３０５】
センサは、スキャンを実施するために、送信と受信の両方において電子的に活性化される変換器素子の２次元アレイ（圧電クリスタルなど）である。例えば、正方形（Ｎ×Ｎ）アレイを使用する場合、最高でＮ２の素子を同時に使用することができる。これを、Ｎ＝８の場合について図１４に示す。アレイは正方形である必要はない。あらゆるＭ×Ｎのアレイを同じ方式で使用することが可能である。すべての受信信号（図１３の例では５２）は、サンプリングされ、デジタル化され、および処理される。これは、例えば、図１３および図２１に示した電子機器および実時間信号処理のための追加カードを有するデスク・トップ・パーソナル・コンピュータまたはラップ・トップ・パーソナル・コンピュータにおいて実施することができる。アレイは、望ましい領域分解能に依存する、使用した帯域幅に応じて、位相ステアリングまたは時間遅延ステアリングされる。図１５に示した角度視野は、アレイの薄型化（アレイ素子を半波長より離して配置する）によって生じた回折格子ローブの存在によって制限される。この概念を、１つの角度のみを測定するビームを形成する１次元アレイについて以下に示す。２次元アレイでは、図１５に示したビームのクラスタを通る水平切断または垂直切断を表す。
【０３０６】
ＴＣＤに使用した周波数は、通常、２ＭＨｚまたはその付近であるが、その理由は、より高い周波数は骨をうまく伝播せず、より低い周波数は、血球からの適切な反射を提供しないからである。しかし、他の周波数は、身体の他の部分を検査するときに利用される。１マイクロ秒あたり１．５４ミリメートルの伝播速度では、波長は０．７７ｍｍである。一杯に詰まったアレイを使用する場合、素子のサイズとアレイのピッチは、ｄ＝０．７７／２である。６０ｍｍの深度における５．８ｍｍまたはそれ未満のクロス領域分解能では、アレイサイズＬは、少なくとも８ｍｍ（分解能＝深度×波長／Ｌ）でなければならない。図２ではＮ＝Ｌ／ｄなので、Ｎは２１を超えなければならず、したがって、アレイは、Ｎ２のオーダまたは４００を超える素子を有さなければならない。望ましい分解能が半分になる場合、アレイのサイズは２倍になり、素子の数は１，６００を超える。図１４のアレイは、５２の素子しか有していないので、「薄型化」されたと言える。
【０３０７】
上記で説明したように、「回折格子ローブ」は、素子が大き過ぎ、したがって、素子間隔が離れ過ぎている変換器アレイを使用することによって生じたあいまいさ、または余分で望ましくないビームである。以下の分析は、狭帯域信号と位相シフト・ビーム処理の最悪の場合に対する回折格子ローブ抑制を示す。広帯域信号を使用した時間遅延処理も同様であるが、回折格子ローブをさらに減衰または排除し、結果としてさらに良好な性能をもたらす。当然、当業者なら、容易にプロセッサをプログラムして、ルーチン・プログラミング技術を使用し、本明細書で記述した式を用いて、回折格子ローブを抑制または制限することができる。
【０３０８】
ｘ＝（ｄ／λ）ｓｉｎθ    （９）
【０３０９】
が、反射された音エネルギーが到着する角度θの正規化を表すとする。方位角（または仰角）θは、変換器アレイに垂直なブロードサイド方向ではゼロであり、ｄは、受信器アレイの１つの素子の幅（または長さ）である。ｃを音伝播速度（やわらかい組織では１５４０メートル／秒）、ｆを音の周波数（通常１〜１０メガヘルツの間）とすると、放射された音波の波長はλ＝ｃ／ｆである。図１６ａの広いパターンは、素子パターン
ａｅ（ｘ）＝ｓｉｎπｘ／πｘ    （１０）
【０３１０】
である。このパターンは、素子パターン、アレイ・パターン、およびｃｏｓθの積である。
ａ（θ）＝ｃｏｓ（θ）ａｅ（ｘ）ａａ（ｘ）    （１１）
【０３１１】
図１６ａは、２つの構成素子パターンの各々をθの関数として別々にプロットしたものを示し、式（１１）の合計のパターンをプロットしたものを、図１６ｂに示す。ｒを領域または深度、Ｌをアパーチャの長さとすると、遠距離場すなわちλｒ＞＞Ｌ２では、角度θ＝θ０にステアリングされているアレイ・パターンは、
【０３１２】
0003923731.tif 000020
【０３１３】
である。上式で、Ｗｎはサイドローブを低減するための重みであり、Ｎは１次元における素子の数である。図１６ａから分かるように、式（１２）はｘについて周期的である。θ＝θ０（図１６ではθ０＝０）におけるピークが望ましいビームであり、他は回折格子ローブである。
近距離場では、（ｒ０、θ０）に焦点が合わされているとき、式（１２）は、わずかに良好なフレスネル近似によって置き換えられる（その距離が、アレイ・サイズを著しく超える場合、ｒ＞Ｌ）。
【０３１４】
0003923731.tif 000021
【０３１５】
上式では、以前と同様にｘ＝ｄｓｉｎθ／λであり、
ｚ＝ｄ２ｃｏｓ２θ／λｒ    （１４）
【０３１６】
受信器のアパーチャは、空間周期ｄでサンプリングされているので、受信器のアレイ・パターンは、ｓｉｎθについて周期的であり、周期はλ／ｄ（式１２）である。この周期は、アレイ・パターンがあいまいであることを意味する。例えば、アレイがブロードサイド（θ＝０）に向けられているとき、θ＝ｓｉｎ−１（λ／ｄ）にも向けられることになる。正規化した変数ｘについては、周期は一様である。｜ｓｉｎθ｜は１を超えることができないので、変数ｘは、［−ｄ／λ、ｄ／λ］の範囲に限定される。従来の素子間隔は、ｄ＝λ／２である。したがって、従来の整相アレイでは、ｘは常に−０．５と＋０．５の間にあり、したがって、あいまいになることはない。非常に薄いアレイ（ｄ＞λ）では、図１６ａに示したように、通常あいまいさまたは回折格子ローブが存在する。ｘ＝２またはθ＝ｓｉｎ−１（２λ／ｄ）における第２回折格子ローブは、ｄが２λを超えないとき、実数ではない。
【０３１７】
図１６ｂは、ステアリングされていない合計パターンが、回折格子ローブを提示しないことを示す。２次元アレイでは、素子は、正方向（ｄｘ×ｄｙ）の代わりに長方形とすることができ、結果は依然として有効である。素子が行ごと（および／または列ごと）に異なるアレイに対しても、同様な結果を得ることができる。
【０３１８】
図１７では、図１６と同じアレイを使用しているが、受信器素子信号は、ビームをｘ＝０．２またはθ＝４．７１°にステアリングしている位相テーパと組み合わされている。図１７ｂでは、回折格子ローブが完全には抑制されておらず、最大のものが、ｘ＝−１＋．２＝−．８またはθ＝−１９．１８°にあることがわかる。図１８は、これをデシベルで示している。最悪の回折格子ローブは、極度に狭い帯域オペレーションを課す場合でも、少なくとも１２ｄＢだけ減衰される。これらの図は、以下のソフトウェア（ｍファイル）を使用して、ＭＡＴＬＡＢで作成された。
【０３１９】
% MPATTERN mpattern.m Script to plot monostatic patterns vs. theta
Mt=90; wave_length=0.77; d=1.875, N=8,
k=d/wave_length
t=-Mt:0.1:Mt;
tr=pi.*t./180;
x=k*sin(tr);
p=pi*x+eps; R=sin(p)./p;
R=R.*cos(tr);
n=0:N-1;
% xo=0;
xo=0.2; % steered
e=exp(j*n'*2*pi*(x-xo));
% w=hanning(N);
% E=(2/N)*w'*e;
E=(1/N)*ones(1,N)*e;
subplot(211); plot(t,[abs(R);abs(E)]);
ER=abs(E).*abs(R); % Monostatic
subplot(212); plot(t,(abs(ER)));
figure(2); plot(t,20*log10(abs(ER)));
zoom on;
上記の例で使用したｄとλの値は、本発明の経頭蓋ドップラーへの応用を表す。ｆ＝２ＭＨｚを中心周波数として選択した場合、波長は０．７７ｍｍである。幅および／または長さがＬ＝１５ｍｍである８×８アレイでは、２次元薄型化比は２ｄ／λ＝４．８７となる。半波長素子を有する１５ｍｍの正方形アレイは、１５，０００を超える素子を必要とする。薄型化によって、角度視野が２×４．７１＝９．４２°に制限されている場合、この数は５２まで低減された。２ＭＨｚで１ｃｍのアレイでは、過焦点距離（３ｄＢの焦点領域が無限となる）は、Ｌ２／４λ＝３．２５ｃｍである。１５ｍｍのアレイでは、過焦点距離は７．３ｃｍである。したがって、固定焦点プローブは、この応用に十分使用できるが、深度に焦点を合わせるために必要な素子を横切る２次位相分布が、ビームを向けるために必要な線形位相分布に追加した方がよい。
【０３２０】
上述した構成を使用して、血流速度信号を収集するために、望ましい点をほぼ特定することに図１５のビーム・クラスタを使用する。これは、通常の測定ドエルに点在している「マッピング・ドエル」において、当初行われ、周期的に反復される。例えば、クラスタにおける各ビームの出力は、パルス・リターンのシーケンスに対して、ＦＦＴまたは同等の変換を実施することによって、ドップラー処理される。パルス反復周波数（ＰＲＦ）は、ＴＣＤへの応用に対して８．５ｃｍの深度を明確に達成するために、通常９ｋＨｚ以下である。１秒あたりΔν＝２ｃｍより微細な速度分解能を達成するために（脳死を区別するため）、測定モードでは、Ｔ＝λ／（２Δν）＝２０ｍｓまたは８．５ｋＨｚで１７０パルス程度の継続期間のドエルが望ましい可能性がある。モノスタティック・マッピング中、２１のビームがスキャンされる。マッピング・ドエルが２０ｍｓで完了する場合、ビームあたり８パルスのみが利用可能であり、８パルスＦＦＴを各ビーム位置に対して使用する。
【０３２１】
図１６から１８に示した例は、５×５のビーム・クラスタを形成する８×８の受信器アレイであった。これは、本発明の大まかな規則の例であり、偶数のＮに対してはＮ／２＋１のビーム、奇数のＮに対しては［Ｎ＋１］／２のビームを生成するために、Ｎ素子線形アレイを使用することが推奨される。したがって、１６×１０素子の長方形アレイを使用して、９×６のビーム・クラスタを形成することが好ましいが、実際の形成されたビームの数は、任意である。
【０３２２】
受信ビームは、限定された角度領域においてのみ形成されるので、広角受信器素子パターン（一般に小さな素子を暗示する）は必要でない。実際、受信器素子のサイズは、素子間隔と同じくらいにすることができる。したがって、受信器アレイは、素子間隔が半波長を超えるという意味においてのみ「薄型化」されている。また、素子サイズは半波長を超えるので、アレイ領域は低減されない。素子の数という点についてのみ薄型化されるが、受信器領域については薄型化されない。したがって、信号対雑音比も、増大した送信器パワーに対する用件についても、低減されていない。
【０３２３】
図１９は、アレイを水平方向に延長することによって、方位角方向の角度視野を増大する手段を示す。同様のスキームを垂直方向に使用して、仰角Ｆ．Ｏ．Ｖを延長することができる。図１４の５２素子のアレイは、延長したアレイの単一パネルとなる。図１９では、一度に１つのパネルが動作する。図１４のビーム幅は、ラジアンでは、通常λ／Ｌによって与えられる。Ｒの範囲または深度において、クロス領域分解能はＲλ／Ｌ（通常３から５ｍｍ）である。同じ領域におけるＦ．Ｏ．Ｖは、ミリメートルでそのビーム幅のＮ／２＋１＝５倍未満である。第２パネルを平面構成において使用する場合、第２パネルは、ビーム・パターンを、パネルの幅Ｌ＝Ｌ２／２（通常８ｍｍ）だけ右（または左）に転移する。視野は、２つのパネルがカバーする領域の重複を最小限に抑えるために、２つのパネルを反対の方向に傾斜させることによって、これより長く延長することができる（２倍にすることさえできる）。
【０３２４】
図１９では、Ｌ１≒Ｌ２であり、（１）１インチ以上離れている２つの血管を同時に監視することができるようにするＬ２方向の大きなＦ．Ｏ．Ｖ、（２）高感度のための大きな能動アレイ領域、および（３）能動素子が６０より少なく、合計１２０より少ない素子を同時に提供する。図２０に示した別の例では、円柱のセグメントの表面上にアレイを有する。これは、５２の素子を一度に使用し、合計で８４の素子（したがって８４のケーブルのみ）しか用いない。Ｌ１×Ｌ２′の能動アレイは、ビームが水平方向にスキャンされる際に、湾曲している表面の周りを動く。対称的なＦ．Ｏ．Ｖの延長（方位および高度）が望ましい場合、球表面を使用することができる。
【０３２５】
図２１は、血流モニタ全体を示す全体のブロック図である。ほとんどの機能は、デジタル・プロセッサのソフトウェアによって実施される。当然、当業者なら、容易にプロセッサをプログラムして、本明細書で記述した式とルーチン・プログラミング技術を使用して、本明細書で説明した機能を実施することができる。アナログ処理の可能な実施形態を図２２に示す。Ａ／Ｄコンバータは、コンバータのバンク、または５２のチャネルの中で多重化された１つまたは複数のコンバータとすることができる。図１９または２０に示したような延長したアレイを使用した場合、図２２の５２の処理チャネルと実際の素子との間に、スイッチが含まれる。なお、図１４の５２素子のアレイは、コーナを除去した８×８のアレイを表す（５２＝８×８−４×３）。他に、２４素子のアレイ（２４＝６×６−４×３）、１２０素子のアレイ（１２０＝１２×１２−４×６）などが可能である。
【０３２６】
送信器は、１秒あたり８，５００パルスのパルス反復周波数（ＰＲＦ）で、各能動素子に対するパルスを生成する。各パルスは、ｆ０＝２ＭＨｚの周波数であり、少なくとも２５０ｋＨｚの帯域幅Ｂを有する（例えば、４マイクロ秒の長さ以下のパルス）。
【０３２７】
測定のためには、１つまたは２つのビーム位置のみを、１つのプローブによってインソネートする必要がある。マッピングのためには、多くのビームの位置をインソネートしなければならず、各ビームのいくつかのパルスは、移動標的指示（ＭＴＩ）および／またはドップラー処理のためのものである。２０ミリ秒より長い測定フレーム継続期間（８．５ｋＨｚＰＲＦにおいて１７０パルス）は、人間の血流が静止していない（パルス化されている）という特徴のために、必要でない可能性がある。マッピングは、ビーム位置あたりいくつか（４から１１）のパルスを必要とし、フレームあたり多く（２１から３６など）のビーム位置を必要とする。マッピングのためのドップラー分解能は、測定モードにおけるほど微細でないので、より長いマッピング・フレームを使用することができる。２１のビームのみが各ビーム８パルスで形成されるか、または最高で３４のビームが各ビーム５パルスのみで形成される場合、２０ｍｓのフレーム継続期間は、探索およびマッピング中であっても維持することができる。
【０３２８】
図２２は、
【０３２９】
１．プロセッサ制御の時間利得制御および時間ゲート（各パルスに対して最高で２６マイクロ秒開く）
【０３３０】
２．動的距離制御のためのリミッタ
【０３３１】
３．低雑音増幅器（ＬＮＡ）
【０３３２】
４．低域通過フィルタ（｜ｆ｜＜ｆ０＋Ｂ／２（例えば｜ｆ｜／２．１２５ｋＨｚ）を通過し、少なくとも４０ｄＢだけ｜ｆ｜＞５．８７５ｋＨｚを拒否する（ｆ０＝２ＭＨｚおよびＢ＝２５０ｋＨｚを仮定））を備える、５２の同一受信器チェーンを示す。
【０３３３】
Ａ／Ｄ変換（通常１２から１６ビット）は、図２２の各チャネルに対して、８ＭＨｚのレートで実施される。これは、アナログ・フィルタリング要件を非常に簡単なものに保つ。また、これにより、非常に大きな帯域幅（最高で２ＭＨｚ）と時間遅延ステアリングを可能にする。より狭い帯域幅と位相シフト・ステアリングでは、帯域通過アナログ・フィルタリングおよびはるかに低いサンプリング・レート（ｆ０ではなくＢによって決まる）を使用することができる。８ＭＨｚのサンプリング・レートでは、時間遅延または位相シフト・ビームステアリングを使用することができる（信号の帯域幅に応じて）。図２２は、送信器に対する時間遅延ステアリングを示す。各アレイ素子から各焦点（名目深度（ＴＣＤに対して６０ｍｍなど）における各ビームの中心）までの距離は、予め計算され、各ビームの各素子に対して、時間遅延または位相シフトとして（ステアリングのタイプに応じて）記憶されている。送信の際に位相シフト・ステアリングを使用した場合、プロセッサにおいて、デジタル的に送信信号を創出することができ、続いて各素子に対してＤ／Ａ変換が行われる。したがって、図２２は、本発明の唯一の可能な実施形態を表す。
【０３３４】
チャネルあたり８ＭＨｚのサンプリング・レートの場合に対するデジタル受信器処理の例を以下で説明する。入力は、パルスあたり２０８の１２または１６ビットのサンプル（４ｃｍ深さ径方向マッピング視野とするには、マイクロ秒あたり８サンプル×２６マイクロ秒）、８，５００パルス／秒、および５２チャネルである。これにより、１秒あたり、５２×２０８×８５００＝９１．９メガサンプル（または２０ｍｓフレームにおいて１８４万サンプル）の最大平均レートが得られる。測定中、領域間隔は、１ｃｍ未満に狭くすることができ、１パルスあたりのサンプルの数が３２まで低減される。測定と監視の平均レートは、１秒あたり１４メガサンプルとなる。受信器の処理ステップは、以下の通りである。
【０３３５】
・バッファリングする（平均レートで後に処理を実施することを可能にする）。
【０３３６】
・デジタル方式でベースバンドにダウン変換する（ＩとＱを作成）。５２のチャネルが平行である。入力サンプルに２ＭＨｚの余弦波および正弦波のサンプルを乗算して、それぞれ同相サンプルおよび直角位相サンプルを創出する。サンプルは１／４サイクル離れているので、被乗数はすべて０、１、または−１であり、したがって、被乗数は必要でない。ｒ（ｊ、ｐ）がＪ番目のチャネルからの実数のｐ番目のサンプルである場合、複素低帯域通過信号ｓ（ｊ、ｐ）は、
【０３３７】
ｒ（ｊ、０）、０、−ｒ（ｊ、２）、０、ｒ（ｊ、４）、０、・・・
【０３３８】
によって与えられるｐ＝０、１、２、３、４、５、・・・の実数部分と、
０、−ｒ（ｊ、１）、０、ｒ（ｊ、３）、０、−ｒ（ｊ、５）、・・・
【０３３９】
によって与えられる虚数部分とを有する。これは、入力レートの２倍のデータ・レートを提供するが、その理由は、データがこの段階では複素数であるためである。
・プレ間引き低域通過デジタル・フィルタ。５２の複素チャネルをフィルタリングする。ｒをサンプル・レート間引き（１ＭＨｚなど）後のサンプリング・レートとすると、｜ｆ｜＜Ｂ／２を通過し、｜ｆ｜＞ｒ−Ｂ／２を拒否する。Ｂ＝２５０ｋＨｚの場合、ｒは５００ｋＨｚ程度に低くすることができる。Ｂが大きい場合、ｒは、２または３ＭＨｚとすることができる。受信器の位相シフト・ステアリングを実施する場合、出力サンプルは、間引いたレートで計算される。受信器の時間遅延ステアリングを使用する場合、１秒あたり８００万の複素信号を出力し、ビーム形成後まで、サンプル・レートの間引きを延期する。
【０３４０】
・ＭＴＩを実施または粗いドップラー・セルを創出する。各チャネルと各領域サンプルについて、組織および骨からのクラッタを抑制するために、パルス・リターンのシーケンスをデジタル方式で広域通過フィルタリングする、または、各マッピング・フレームに対して、５２×２０８の８点離散フーリエ変換（ＤＦＴまたはＦＦＴ）を実施する。（８点複素ＤＦＴの６つの点は、３つの正と３つの負の粗いドップラー・セルを提供する。）
【０３４１】
・デジタル・ビーム形成を実施する。ケース１：サンプル・レート間引きによる時間遅延ビーム形成は、予め計算にした時間遅延のセットを使用して、１パルスあたり２０８のサンプルを有する５２の複素チャネルを、１パルスあたり２５のサンプル（距離セル）を有するＭ（例えば２１）の複素ビーム出力の１つに低減する。ここで示した例は、８：１の間引きを仮定している。
【０３４２】
最大遅延は、０．７５μｓ＝６Ｔよりわずかに小さく、Ｔ＝１／８マイクロ秒は、入力サンプル間隔である。与えられたパルス・リターンについて、ｉ番目のビームｉ＝１、２、・・・、Ｍのｋ番目のサンプル（ｋ＝１、２、・・・、２５）をｂ（ｉ、ｋ）によって表す。ｊ番目の入力チャネル（ｊ＝１、２、・・・、５２）のｐ番目のサンプル（ｐ＝１、２、・・・、２０８）をｓ（ｊ、ｐ）によって表す。ｄｉｊを、ビームｉを生成するために必要なチャネルｊにおける信号に対する遅延とする。与えられたパルス・リターンに対して、ビームｉに対するｋ番目の複素１ＭＨｚレート出力サンプルは、
【０３４３】
0003923731.tif 000022
【０３４４】
である。上式でｂｉｊは、ｄｉｊ／Ｔの整数部分（０と６の間）であり、ａｉｊは、残りの分数部分である（０と１の間）。各出力ドップラー・ビンにおけるパワーまたは振幅をＩ２＋Ｑ２あるいは平方根として決定する。
ケース２：すでに間引きされたデータの位相シフト・ビーム形成は、素子値の５２次元複素ベクトルと必要な位相シフトを表す複素ベクトルの内積のシーケンスのみを含む。
【０３４５】
・粗い血管カラー・フロー・マップを表示する。粗い血管マップは、高いパワーを有する、領域、方位角、および仰角セルのセットであり、６つのドップラー値を有する。ブルーとレッドは、径方向速度に関係付けられている飽和と、パワーに関係付けられている強度で、正と負のドップラーを表す。
【０３４６】
・獲得を初期化する。ユーザは、方位角−仰角の粗いマップ（ＭＣＡを含む値のセットに自動的に切り捨てられた深度を有する）を見て、変換器を動かし、強度が高く飽和しているスポットを探す。プローブをそのスポットに集中させるか、またはＡＣＡに対応する領域間隔を表示する、本発明の装置を有することができる。この場合、確実に、両方の血管が、十分にプローブの角度視野の領域内にあるようにすることができる。
【０３４７】
・監視中の１つまたは２つの点を獲得および追跡する。これは、いくつかのフレームに対して、上記で識別したスポットに焦点が合わされている１つの送信ビームを用いて行われる。デジタル・ダウン変換、低域通過フィルタリング、およびＭＴＩは、以前のように実施されるが、ビーム形成は異なる。５つの受信ビームが同時に形成される。和ビームと４つのモノパルス差ビームが存在し、すべて、送信ビームと同じ点にステアリングされる。各モノパルス・ビームは、焦点について対向する側面上に配置されている対のビームの出力間の差に等しい。４つのモノパルスの対は４５度間隔にあり、１番目は水平であり、３番目は垂直である。最大の大きさを有するモノパルス差出力は、和ビームの出力によって分割される。虚数部分は、ビームがより良好に血管に集中するように、ビームを再ステアリングする（差対方向において）ために使用される「モノパルス比」である。この手順は、４つのモノパルス比をすべてゼロにする試みにおいて反復することができる。
【０３４８】
・測定および追跡。測定モード中に、上述したように、追跡を続行する。測定は、和ビームのみに適用された微細なドップラー分解能（１２８点ＦＦＴ）で行われる。１５ｍｓフレームでは、１２８パルスからのデータが収集される（５２のチャネル、６つの距離サンプル）。パルスは、ハミング重み付けされ、ＦＦＴされる。これは、１秒間に６６．４回１２８のドップラー・ビンを生成する（各領域便及び素子について）。次いで、これら６４から１２６のドップラー・ビンの各々に対して、実和ビーム出力を生成する（モノパルス誘導ステアリングを使用して）。
【０３４９】
・追跡メンテナンスおよび再獲得。追跡は、測定と並行して続行される。モノパルス比が突然ゼロから逸脱し、１つまたは２回の反復でゼロに戻らない場合、追跡の喪失が宣言される。再獲得は、現在のカラー・フロー・マップを記憶されているより初期のバージョン（追跡が喪失する前からのもの）と相関させることによって決定された量だけ、ビームを再ステアリングすることによって、自動的に試行される。これがうまくいかない場合（モノパルス比がすべてゼロに収束しない場合）、ユーザが獲得の初期設定を繰り返すために戻ることができるように、警告が発せられる。
【０３５０】
以前のマップとの相関は、追跡している血管に沿ったデータ収集点が揺らぐことを防止するために、周期的に適用される。
【０３５１】
追跡のために、上述したモノパルス追跡方法を使用することができる。
【０３５２】
図２３は、回転後の、１つの分解能セルにおける血管のセグメントを示す。図示した分解能セルは立方体ではないが、その理由は、領域分解能が、クロス領域分解能より微細である可能性があるからである。図示した円柱は、固定ドップラー周波数における、エネルギーを反射している血管における血球を表す。これらは、管壁から一定の距離にあり、ほぼ同じ速度で動いている、血球の円柱環を表す。図２３の１つの分解能セルでは、最大ドップラーでのリターンは、３次元空間における線（環の軸）を表し、したがって、回転後の方位軸上の点を表す。最大ドップラー出力に当てはめた場合、和ビームは、方位角ゼロ（ａ＝０）において広いピークを有し、モノパルス比ｒ＝Ａｚ／Ｓｕｍは、アレイが位相ステアリングされている方位角の線形関数である。
【０３５３】
ｒ（ａ）＝ｋａ
【０３５４】
この結果は、ＡｚビームおよびＳｕｍビームのアパーチャを横切る同じ位相を適用することによって獲得することができるが、ＡｚとＥｌのアパーチャ重みに対して、それぞれｘとｙに関しＳｕｍビーム振幅重みの導関数を使用することによって、獲得することができる。
【０３５５】
当業者には、本発明の精神および範囲から逸脱しない、本発明に関する多くの他の変更と変形が明らかであろう。したがって、上述した実施形態は、単なる例示を意図しており、そのような変更と変形は、添付の請求項において定義されている本発明の範囲内に含まれている。
【０３５６】
様々な刊行物を本明細書において引用したが、その開示内容は、参考文献の開示によって、完全に組み込まれているものとする。
【図面の簡単な説明】
【図１】  経頭蓋ドップラー・プローブと共に使用する血流マッピング・モニタの一例を示す図である。
【図２】  ６４素子のバイスタティック超音波変換器アレイの例を示し、Ｄ＝２ｄであり、同じ素子が、オペレーションの獲得段階中に、送信と受信に対して異なるように再構築された図である。図２（ａ）は、６４素子すべてが同時に受信する、受信構成の図である。図２（ｂ）は、獲得中に、１６のサブアパーチャが一度に１つずつ送信する、送信構成の図である。
【図３】  血流マッピング・モニタ実施形態の一例である全体ブロック図である。
【図４】  図２のＴＣＤアレイ例に対する超音波ビーム到達範囲の図である。左図は、例として、デジタル方式でビーム形成された２５のビームの図である。右図は、その例として、獲得モードにおいて、送信ビームが２１の受信ビームを含む方式を示す図である。
【図５】  図２と同様に、Ｄ＝２ｄであるバイスタティック変換器アレイの１次元パターンを示す図である。図５ａ（上図）は、送信素子パターンの図である。図５ｂは、受信器ビームがブロードサイド（ｘ＝０）にステアリングされている、受信素子パターンとアレイ・パターンを示す図である。アレイ・パターンは回折格子ローブ（受信器のあいまいさ）を有する。図５ｃは、結果として得られる２方式のビーム・パターン（上記の３つのパターンすべての積）を示す図である。回折格子ローブは抑制されていない。
【図６】  受信アレイ・ビームがｘ＝０．２にステアリングされている場合の、図５と同様の図である。
【図７】  半分のパワーの点（ｘ＝０．２）にステアリングされている受信器のビームの２つのパターンを示す図である。図６ｃの図をｄＢでプロットしたものである。
【図８】  図４の例の１次元表示の図である。図８ａは、送信素子パターンと受信素子パターンの積を示す図である。図８ｂは、薄型アレイの回折格子ローブを示す５つの受信ビームのセットをプロットした図である。図８ｃは、回折格子ローブが抑制された、結果的に得られる２方式のビームをプロットした図である。
【図９】  バイスタティック超音波撮像センサと血液監視モニタのための送信受信電子機器の１つの可能な実施形態のブロック図である。
【図１０】  狭帯域の場合に６４の受信した信号の各々に対して、図９のＦＰＧＡによって実施された機能を示す受信器チャネル信号スペクトルの図である。
【図１１】  血管のクロス領域位置をより正確に決定するために方位角モノパルスを使用する際の幾何学的配置を示す図である。領域分解能は、クロス領域分解能より良く、測定した径方向速度場またはカラー・フロー・マップを使用して、血管の中心が垂直となり、方位角がほぼゼロとなるように、方位角軸と仰角軸を回転および配向させる。黒の円柱は、特定の速度を有する空間分解能セル内にあるすべての点の位置を表す。
【図１２】  血管の直径または血管内の速度場を決定するためにドップラー超音波を使用する際の幾何学的配置を示す図である。血管の初期３−Ｄ配向は一般的であるが、測定した３−Ｄ径方向速度場または３−Ｄカラー・フロー・マップを使用して、管の中心が垂直となり、方位角はほぼゼロとなるように、方位角軸および仰各軸を回転および配向させる。すなわち、血管の中心線が深度−仰角面にあるように、深度軸の周りに座標系を回転する。これは、ソフトウェアにおいて座標を変更することによって、または物理的に超音波プローブを回転させることによって達成することができる。黒の円柱は、特定の速度を有する図示したボックス内のすべての点の位置を表す。次いで、検査中の高分解能深度−方位角画像またはＢスキャン画像の方位角領域として、円柱の直径を測定する。
【図１３】  経頭蓋ドップラー・プローブと共に使用する血流マッピング・モニタの一例を示す図である。
【図１４】  長方形または正方形の代わりに、８角形アレイを作成するために、各コーナから３つの素子が除去された、素子の８×８の長方形アレイに基く、５２素子の超音波変換器アレイの例を示す図である。この例では、素子は正方形（ｄ１＝ｄ２＝ｄ）であり、Ｌ／ｄ＝８である。
【図１５】  図１４のアレイによって生成された、電子的にスキャンしたビームの典型的なパターンの図である。ビームの幅は、通常、信号の波長をアレイのサイズＬによって除算することによって与えられる。角度視野（Ｆ．Ｏ．Ｖ．）は、個々のｄ×ｄ素子のパターンによって十分に減衰されていない回折格子ローブを生成することなくアレイをステアリングすることができる最大角度によって制限される。
【図１６】  図１６の列または行に対応する８素子モノスタティック線形変換器アレイに対する１次元パターンの図である。図１６ａ（上図）は、ビームがブロードサイド（ｘ＝０）にステアリングされている、素子パターンとアレイ・パターンを示す図である。アレイ・パターンは回折格子ローブ（受信器のあいまいさ）を有する。図１６ｂは、結果として得られるビーム・パターンを示す図である。回折格子ローブは抑制されていない。
【図１７】  アレイ・ビームが、回折格子ローブが最も高いサイドローブを超える角度にステアリングされている場合の、図１６と同様の図である。図１６の薄型アレイは、回折格子ローブを抑制する場合、±ａｒｃｓｉｎ（λ／５ｄ）（使用した例では±４．７°）を超えるようにステアリングされるべきではない。
【図１８】  回折格子ローブの問題が発生した点にステアリングされているビームのパターンを示す図である。図１７の図をｄＢでプロットしたものである。
【図１９】  合計１１６の素子を有し、その内の５２素子が一度に使用される、デュアル５２能動素子超音波変換器アレイの例（図１４の例と同様）を示す図である。図１９Ｂは、２つのサブアレイが２つの異なる平面にあり、２つのサブアレイからのビーム間の重複を低減し、方位角視野を最大にするために傾斜していることを示す図である。
【図２０】  合計８４の素子を有し（その内の５２を一度に使用する）、形状がわずかに凸形の円柱である、５２能動素子超音波変換器アレイの例（図１４の例と同様）を示す図である。示したＬ１×Ｌ２′のサブアパーチャは、一側面に向けられたビームの形成のために活性化される。
【図２１】  血流マッピング・モニタ実施形態の一例である全体ブロック図である。
【図２２】  超音波撮像センサおよび血液モニタのためのアナログ送信受信電子機器の可能な一実施形態のブロック図である。
【図２３】  血管のクロス領域位置をより正確に決定するために、方位角モノパルスを使用する際の幾何学的配置を示す図である。測定した径方向速度場またはカラー・フロー・マップを使用して、管の中心が垂直となり、方位角はほぼゼロとなるように、方位軸と仰軸を回転および配向させる。黒の円柱は、特定の速度を有する空間分解能セル内にあるすべての点の位置を表す。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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