逆流流れを評価する診断超音波システムであって:体内の逆流流れの位置に超音波エネルギーを送信して該位置から超音波エコーを受信するトランスデューサアレイを有する超音波プローブと;受信されたエコーに応答して、逆流流れの位置の超音波画像を生成する画像プロセッサと;受信されたエコーに応答して、逆流流れの位置の近傍において血流速度のドップラー超音波測定値を生成するドップラープロセッサと;逆流開口部の近傍における血流速度測定値に応答して前記開口部の計算された位置座標を生成する流れ定量化プロセッサと;前記画像プロセッサおよび前記流れ定量化プロセッサに応答する、計算された位置座標において超音波画像中で前記開口部の位置の指示を表示する超音波画像ディスプレイとを有する、診断超音波システム。前記ドップラープロセッサが、逆流流れの位置の近傍における流れ速度場における血流速度の測定値を生成する、請求項1記載の診断超音波システム。前記超音波画像中で開口部の位置を指示するためにユーザーが操作できるユーザーコントロールをさらに有する、請求項1記載の診断超音波システム。前記流れ定量化プロセッサが、開口部の位置のユーザー指示に応答して開口部の計算された座標を生成する、請求項3記載の診断超音波システム。開口部の位置のユーザー指示に応答して、前記超音波画像中のユーザーによって指示された位置に開口部アイコンを表示するグラフィクスプロセッサをさらに有する、請求項3記載の診断超音波システム。前記グラフィクスプロセッサがさらに、前記計算された位置座標に応答して、表示される開口部アイコンを前記計算された位置座標に位置変更する、請求項5記載の診断超音波システム。前記グラフィクスプロセッサがさらに、前記計算された位置座標に応答して、前記超音波画像中で前記計算された位置座標のところに第二の開口部アイコンを表示する、請求項5記載の診断超音波システム。前記流れ定量化プロセッサがさらに、開口部の位置の初期推定および流れ速度推定値に応答して、開口部の位置座標を逐次反復的に洗練する、請求項1記載の診断超音波システム。前記流れ定量化プロセッサがさらに、流れ速度場モデルを使って開口部位置座標を逐次反復的に洗練するよう動作可能である、請求項8記載の診断超音波システム。前記開口部の計算された位置座標が、前記流れ速度場の値と血流速度の測定値との間の誤差項が最小化されるときに生成される、請求項9記載の診断超音波システム。前記流れ定量化プロセッサが、誤差項が最小化される際の僧帽弁平面からの前記開口部の距離に関係して前記開口部の前記計算された位置座標を調整するよう動作する、請求項10記載の診断超音波システム。前記流れ定量化プロセッサはさらに、前記開口部を通じた流量の指標を生成するよう動作する、請求項1記載の診断超音波システム。前記流れ定量化プロセッサはさらに、前記開口部を通じた体積流の指標を生成するよう動作する、請求項1記載の診断超音波システム。前記流れ定量化プロセッサは、前記開口部の前記計算された位置をデカルト座標で生成する、請求項1記載の診断超音波システム。前記流れ定量化プロセッサは、前記開口部の前記計算された位置を球面座標で生成する、請求項1記載の診断超音波システム。よって、PISA技法の上記の限界を克服する、僧帽弁逆流の流量flowrateおよび体積流volumeflowを定量化するための方法および装置を提供することが望ましい。弁逆流の開口部の精密な位置を正確に特定することが本発明の一つの目的である。各測定位置におけるドップラー角によって影響されない一連の測定をすることが本発明のさらなる目的である。単一のピンホール漏れに起因するもののみならず、弁の閉鎖に沿ったスリットに起因する僧帽弁逆流をも同定および定量化できることが本発明のさらなる目的である。本発明の原理によれば、逆流血流を定量化するための超音波診断撮像システムおよび方法が記述される。血流の弓形のarcuate二次元または半球状の三次元領域が、逆流弁の超音波画像における僧帽弁漏れの想定される位置に近位に画定される。前記領域の内側境界は漏れの開口部に隣接するエイリアシング領域にあるまたは該エイリアシング領域を越えてすぐのところにあり、前記領域の外側境界は前記内側境界から外側を向いており、前記内側境界と同心である。逆流開口部の位置を含め、逆流についての初期想定がなされる。これらの想定は、逆流の速度場のモデルを計算するために使われる。モデルのパラメータが、超音波の物理および/または超音波システムの設定に従って調整され、画定された領域内で超音波システムによって観察されるべき期待される速度ベクトルVOBSを決定する。画定された領域内で超音波システムによって速度測定がなされ、測定された速度は期待される速度と比較される。測定された値および期待される値の差が計算され、非線形曲線当てはめを通じて、モデル値の一つまたは複数に対して調整がなされる。このプロセスは、期待される値と測定される値が受け入れ可能な程度に収束するまで逐次的に繰り返される。逐次反復的に調整されたモデルパラメータを使って、弁中の漏れ開口部の流量および位置の定量化された測定値が生成される。本発明のあるさらなる側面によれば、超音波画像中の逆流開口部の初期に想定された位置が、画像中の開口部の実際の位置を示すよう、上記のプロセスによって自動的に更新される。こうして、臨床担当者は、僧帽弁の近傍における画像の散乱にもかかわらず、逆流開口部の精密な位置を示される。本発明のさらにもう一つの側面によれば、上記の技法は、僧帽弁に沿った複数の空間的位置において繰り返される。複数の空間的位置において測定された総合的な逆流は、単一の漏れのあるピンホール開口部ではなく僧帽弁閉鎖部のスリットである逆流漏れに起因する逆流の指標を与える。本発明のあるさらなる側面によれば、逆流開口部近位の流れ領域においてしばしば見出される中間的な流れ速度においてピークをもつ特性をもつ壁フィルタを含む、本発明に基づく逆流測定の実装のために好ましい、いくつかの壁フィルタ特性が記述される。まず図1を参照するに、本発明の原理に基づいて構築された超音波診断撮像システムがブロック図の形で示されている。図1では、超音波を送信し、エコー情報を受信するために、超音波プローブ10内にトランスデューサアレイ10′が設けられている。トランスデューサアレイ10′は好ましくは、3D撮像のために三次元で、たとえば僧帽弁の位置のまわりに仰角および方位角の両方においてスキャンすることのできるトランスデューサ素子の二次元アレイである。トランスデューサアレイは、アレイ素子による信号の送受信を制御する、プローブ内のマイクロビーム形成器12に結合される。マイクロビーム形成器は、特許文献1、2、3に記載されるようなトランスデューサ素子のグループまたはパッチによって受信される信号の少なくとも部分的なビーム形成の機能をもつ。マイクロビーム形成器はプローブケーブルによって送受切り換えTRスイッチ16に結合されている。このスイッチは、送信と受信の間を切り換え、高エネルギーの送信信号から主たるビーム形成器20を保護する。マイクロビーム形成器12の制御のもとでのトランスデューサアレイ10からの超音波ビームの送信は、TRスイッチおよびビーム形成器20に結合された送信コントローラ18によって方向付けされる。ビーム形成器20は、ユーザーインターフェースまたはコントロールパネル38のユーザーによる操作から入力を受け取る。送信コントローラによって制御される機能の一つは、ビームが方向制御される方向である。ビームはトランスデューサアレイの真正面直交方向に方向制御されてもよいし、あるいはより広い視野のために異なる諸角度に方向制御されてもよい。マイクロビーム形成器12によって生成される、部分的にビーム形成された信号は、主たるビーム形成器20に結合される。ここで、素子の個々のパッチからの部分的にビーム形成された信号は完全にビーム形成された信号に組み合わされる。たとえば、主たるビーム形成器20は128個のチャネルを有していてもよく、その各チャネルが12個のトランスデューサ素子のパッチから、部分的にビーム形成された信号を受信する。このようにして、二次元アレイの1500を超えるトランスデューサ素子によって受信された信号は、単一のビーム形成された信号に効率的に寄与することができる。ビーム形成された信号は信号プロセッサ22に結合される。信号プロセッサ22は、受信されたエコー信号を、帯域通過フィルタ処理、間引き、I成分とQ成分の分離および高調波信号分離といったさまざまな仕方で処理することができる。この高調波信号分離は、線形信号と非線形信号を分離して、組織およびマイクロバブルから返された非線形エコー信号の識別を可能にするはたらきをする。信号プロセッサはまた、スペックル軽減、信号複合signalcompoundingおよびノイズ消去といった追加的な信号向上をも実行してもよい。処理された信号はBモードプロセッサ26およびドップラープロセッサ28に結合される。Bモードプロセッサ26は、心臓壁の組織、僧帽弁および血液細胞のような体内の構造の画像化のために振幅検出を用いる。体の構造のBモード画像は、特許文献4および特許文献5に記載されるように、高調波モードまたは基本モードまたは両者の組み合わせにおいて形成されうる。ドップラープロセッサ28は、画像フィールド中の血液細胞の流れのような物質の動きの検出のために、組織および血流からの、時間的に異なる信号を処理する。ドップラープロセッサは典型的には、体内の物質の選択された種別から返されるエコーを通過させるおよび/または拒否するよう設定されうるパラメータをもつ壁フィルタを含む。たとえば、壁フィルタは、より大きな速度の物質からの比較的小さな振幅の信号を通過させる一方、より小さなまたはゼロの速度の物質からの比較的強い信号を拒否する通過帯域特性をもつよう設定されることができる。この通過帯域設定は、流れている血液からの信号を通過させる一方、心臓壁のような付近の静止したまたはゆっくり動くオブジェクトからの信号を拒否する。逆の特性は、心臓の動いている組織からの信号を通過させる一方、血流信号を拒否し、組織の動きの組織ドップラー撮像、検出および描出と称されるものを提供する。ドップラープロセッサは、画像フィールド中の種々の点からの時間的に離散的なエコー信号のシーケンスを受信および処理する。特定の点からのエコーのシーケンスは、アンサンブルと称される。比較的短い時間区間にわたって素速く相次いで受信されたエコーのアンサンブルは、ドップラー周波数の、血流速度を示す速度との対応を用いて、流れている血液のドップラーシフト周波数を推定するために使用できる。より長い時間期間にわたって受信されたエコーのアンサンブルは、より低速の流れている血液またはゆっくり動いている組織の速度を推定するために使われる。急速に現れるジェットの僧帽弁逆流評価のために、高い収集フレームレートを実現できるよう、一般に、短いアンサンブル超少なめのサンプルが用いられる。ドップラーシフトΔfはΔf=2vf0cosθcの形の式によって推定されてもよい。ここで、f0は送信周波数、cは超音波伝搬速度、vは速度、θはビーム方向と血流方向との間の角度である。Bモードプロセッサおよびドップラープロセッサによって生成される構造信号および動き信号はスキャンコンバータ32および多断面再構成器44に結合される。スキャンコンバータはエコー信号を、所望される画像フォーマットで、該エコー信号が受信された空間的関係に配置する。たとえば、スキャンコンバータは、エコー信号を二次元2D扇形フォーマットまたはピラミッド形三次元3D画像に配置してもよい。スキャンコンバータは、Bモード構造画像を、画像フィールド中の諸点における動きに対応する、ドップラー推定された速度に対応する色と重ねて、画像フィールド中の組織の動きおよび血流を描くカラードップラー画像を生成する。多断面再構成器は、特許文献6に記載されるように、身体の体積領域内の共通平面内の諸点から受け取られるエコーを、その平面の超音波画像に変換する。ボリュームレンダラー42は、特許文献7に記載されるように、3Dデータセットのエコー信号を所与の基準点から見た投影3D画像に変換する。2Dまたは3D画像はスキャンコンバータ32、多断面再構成器44およびボリュームレンダラー42から画像プロセッサ30に、さらなる向上、バッファリングおよび画像ディスプレイ40での表示のための一時的記憶のために、結合される。本願の原理によれば、ドップラープロセッサ28によって生成される血流速度値は流れ定量化プロセッサ34に結合される。流れ定量化プロセッサは、後述するように、逆流開口部を通じた流量、該開口部を通じた体積流および該開口部の空間的位置の指標を生成するよう動作する。流れ定量化プロセッサは、後述するように、開口部の位置の初期推定値のようなユーザーコントロールパネル38からの入力を受け取ってもよい。流れ定量化プロセッサからの出力データは、ディスプレイ40上で画像とともに該プロセッサからの出力データを再生するためのグラフィックプロセッサ36に結合される。グラフィックプロセッサ36は、超音波画像と一緒に表示するためのグラフィックオーバーレイを生成することもできる。これらのグラフィックオーバーレイは、患者名、画像の日時、撮像パラメータなどといった標準的な識別情報を含むことができる。これらの目的のために、グラフィックプロセッサは、タイプされた患者名のようなユーザーインターフェース38からの入力を受け取る。ユーザーインターフェースは、トランスデューサアレイ10′からの超音波信号の生成を、よってトランスデューサアレイおよび超音波システムによって生成される画像を制御する送信コントローラ18にも結合される。ユーザーインターフェースは、後述するように、本発明に基づく複数の多断面再構成されたMPRmultiplanarreformatted画像の表示の選択および制御のために、多断面再構成器44にも結合される。図2は、図1の流れ定量化プロセッサの動作を記述している。このプロセッサは、後述するような包含ゾーン内のサンプル点における流れ速度場の数学的モデルに基づく。2D画像実施形態では、包含ゾーンは好ましくは、逆流開口部位置x0y0z0を中心とする二本の弧によって画定される曲がったストリップである。3D画像実施形態では、下記で図3との関連で論じるように、曲がったストリップは半球形の殻の形である。ある好ましい実施形態では、モデルは、次の形の流れ速度場のベクトル速度モデルである。→付きのFは流れベクトル、rは包含ゾーン中の三次元座標でのの点から逆流開口部までの距離であり、開口部は三次元空間中で座標x0y0z0に位置している。これは、開口部への方向を示すようベクトル的に表現されたときの距離rはの形であることを意味する。図2のボックス50において、包含ゾーン中のすべての点の流れ速度がこのようにしてモデル化される。初期には、モデルは、流れF→付きおよび逆流開口部のx0y0z0位置を含む未知パラメータについての仮定または推定された値をもって開始できる。たとえば、モデルは、名目上、逆流流れに特徴的なパラメータをもって開始することができる。ユーザーは、超音波画像中の逆流開口部の想定される位置を示すことなどにより、パラメータを入力できる。あるいはまた、PISAのような既知の技法を、流れ速度場についての開始時のパラメータとして使われる値を計算するために使うこともできる。流れ速度場モデルは、速度ベクトルを近似する。これは、真の生理的速度ベクトルがわかっていたとしたら、正確になるであろう。モデルによって近似される速度ベクトルは、ボックス50の出力において、~VTRUEとして示されている。ボックス52は次いで、超音波の物理および使用される超音波システムの動作パラメータのような実際的な因子に起因する何らかの制限および調整を~VTRUEに対して課す。次いで流れベクトル場モデルは、超音波システムによって観察されるであろう実際の速度場を考慮する際にこれらの実際的な因子を考慮に入れるよう調整またはスケーリングされる。調節ができる実際的な因子の一つは、ドップラー角である。上述したように、超音波システムによって実行されるようなドップラー測定は、流れの方向が超音波ビームの方向と揃っているとき、すなわちドップラー角がゼロの場合にのみ厳密に正確になる。ビーム方向と流れ方向との間の他のあらゆる角については、速度は少なめになる。上記で示したドップラーシフトの式では、ドップラー角は、結果において、cosθの項によって重み付けされる。ここで、θがドップラー角である。超音波システムのもう一つの実際的な因子は、壁フィルタバイアスである。ドップラー壁フィルタは、典型的には、非線形特性を示す。該非線形特性は、血流検出については、DC動きなしでゼロ応答をもち、選択された高周波数±fにおいての最大応答まで上昇する。あるいはまた、下記で論じるように、壁フィルタは、アンサンブルサンプリングレートのナイキスト限界によって指定されるよりも小さな周波数において最大応答を示すことができる。ドップラーシフトが測定される体内のサンプル体積は、体内の単一点ではなく、有限の大きさをもち、その結果、返ってくるドップラー信号はある範囲の諸速度を示す。壁フィルタの非一様な応答は、幅広い広がりの諸速度に、応答特性の種々の位置においてより大きな利得を経験させる。たとえば、より高い速度がより低い速度より大きく強調される。この非一様な応答は、壁フィルタバイアスと称される、速度の広がりの知覚される中心におけるシフトを生じることができる。壁フィルタバイアス効果は、調整によってモデルに取り入れられることもできる。取り入れられることのできるもう一つの関係した因子は、スペクトル広がり、すなわちサンプル体積からアレイトランスデューサの有効開口の各受信素子への種々の経路および角度から帰結する、ドップラースペクトル拡散である。特許文献8参照。取り入れられることのできるさらにもう一つの因子は、エイリアシング効果である。すなわち、血流の動きがエコーアンサンブルのサンプリングレートのナイキスト限界によって曖昧さなく検出できる速度を超えた速度にあるときに、ドップラー周波数および速度が誤って報告される現象である。ボックス52では、これらのような要因が、ドット積調整によって、流れ速度場モデルに取り入れられて。これは、先述したモデルについては、次の形に書ける。ここで、→付きのnscanは調整がなされている物理的および超音波システム因子のベクトル表現である。図2に示される結果はVOBSである。これが、期待される効果および超音波システムによって測定される信号に何が期待されるかによって調整されたモデルである。比較器54は、流れ速度場モデルからの期待される速度値VOBSを、ドップラープロセッサ28によって生成される、場の中の諸点サンプル体積からの実際の速度測定値VMEASと比較する。ボックス56では、期待される値と受領された値との間の差が二乗されて、各点についての誤差項を生成する。誤差項は、一次元たとえば1D線、二次元たとえば2D線弓形領域または三次元たとえば3D半球状の殻の包含ゾーンであってもよい包含ゾーン全体にわたって積分されて、ゾーン全体からの平均平方誤差項を生成する。次いでこの誤差項は、その後測定される誤差項の低下を引き起こすよう、rおよび流量のような場モデルのパラメータを調整するために使われる。好ましい調整技法は、モデルを誤差低減に向けて適応させるよう非線形の曲線当てはめを使うことである。使用されうる一つのそのような非線形曲線当てはめ技法は、リーヴェンガーグマーカートLevengergMarquardtアルゴリズムである。これは、逆流開口部位置の座標および該開口部に向かうまたは該開口部を通じた場の流れ→付きのFまたは流量Qtを洗練する。図2のループは、誤差項を小さくするために逐次反復される。ループの各パスで、より精密に適応された場モデルが調整され、受け入れゾーンからの超音波速度測定値と比較され、誤差項が逐次反復的に小さくされる。誤差項が受け入れ可能な小さな値まで低下したら、モデルは、開口部位置および該開口部を通じた血流の所望される実際の測定値を示す。これらの項および所望に応じて他の項は、流れ定量化プロセッサ34によって出力として生成され、ディスプレイ上でユーザーに対して呈示される。図3は、僧帽弁逆流を測定するための、本発明の実践を例解する図的な2D超音波画像である。線100は、開口部Oを通じて逆流漏れが存在する僧帽弁の平面を表す。左心室が収縮するとき、血液102のジェットが逃れて右心房に戻る。PISA方法では、このジェットは開口部Oを通じて延びるドップラービーム110によって調査される。特許文献9は、ドップラービーム110の位置から心臓サイクルを通じてカラーMモード表示が生成される、PISA技法への改善を提起している。カラードップラー表示プロセッサは、画像の右側のカラーバー120によって示される、ゼロ速度中心基準BK=black[黒]から互いに反対方向へのVおよび-Vの最大速度まで延びる表示限界について設定される。ある範囲の色Y=yellow[黄];DR=darkred[暗い赤]などがこの速度範囲に従って表示される。測定されている速度がVおよび-Vのナイキスト限界を超えるとエイリアシングが起こる。開口部のすぐ隣には、流れ収束領域FCRflowconvergentregion104がある。この流れ収束領域の先が、本発明の実装によって使われる受け入れゾーン112Sである。PISA技法および本発明はいずれも、開口部近くの左心室内の逆流が開口部位置Oに向かって収束し、流れているという想定を前提としている。このことは、受け入れゾーンS内の流れベクトル→付きのV1、V2、V3によって示されている。だが、ドップラービーム110の方向が示すように、たとえフェーズドアレイセクタープローブの変化するビーム角度が使われるときでも、実質的に流れベクトルの全てがビーム方向と揃うわけではない。結果として、異なる流れベクトルについては異なる大きさのドップラー角があり、それが、上記の図2のボックス52において、ドップラー角調整によって、流れ速度場モデルに取り入れられる。FCR104のカラードップラー画像は無秩序で一貫性のないものになる。これは、この領域では、収縮期の間、血流が向きを変え、開口部Oに向かって瞬間的に加速するため、血液細胞の空間的配向および血流速度がが非常に急速に変化しているからである。この期間中に収集されるアンサンブルサンプルはしばしば互いと相関しておらず、これは通常のドップラー推定プロセッサが依拠するアンサンブル内での相関を使えなくする。結果として、FCR内での流れは全体的には層状ではあっても、カラー流表示はきわめて乱流的な流れおよびエイリアシングのある表示となることがある。受け入れゾーンSの内側境界108は好ましくは、FCRからの一貫しない速度推定値の使用を避けるため、流れ収束領域104を越えたところに設定される。境界108を設定する一つの手法は、速度剪断境界velocityshearboundaryにまたは該境界を越えたところに設定するというものである。これは、カラー流表示を参照しながら視覚的に、あるいは速度剪断閾値velocityshearthresholdを参照して自動的に行うことができる。受け入れゾーンの外側境界106は、測定可能な速度との関係で設定されてもよい。逆流流れの速度は開口部付近で比較的大きい一方、開口部からの距離が増すと漸進的に低くなる。外側境界106は、低いドップラー速度の信頼できる測定がいまだできる開口部Oからの距離に設定されることができる。これは、ナイキスト限界のある割合との関係で、あるいは5mmsecのようなある低い流れ速度との関係で決定されてもよい。このように、外側境界106は、低い流れへの受け入れ可能な感度がドップラープロセッサによって依然として実現できる距離に設定されることができる。図3の例における受け入れゾーン112は、開口部Oのところに回転中心をもつ二次元の弓形領域Sであることが見て取れる。本発明は、一次元、二次元または三次元で使用されうる。一次元の実装およびモデルは単に、たとえば弧108と106の間にあるビーム線110のセグメントを考えてもよい。二次元の実装は、図3の受け入れゾーン112のような平面状の受け入れゾーンをサンプリングするものになる。三次元の実装は、112のような弓形の受け入れを、ただし開口部を中心とした完全な半球において、考える。二次元および三次元の実装では、より高い精度が予期される。ある好ましい実装は、図1に示すような二次元アレイトランスデューサをもつ3D撮像プローブを使い、収集およびモデル化は開口部のまわりの半球状または半分の半球状の体積殻においてなされる。二次元撮像ではより高いフレームレートが実現でき、その場合、多断面再構成器44の使用によって、3Dプローブでスキャンされた体積から、開口部およびジェットを通るMPRフレームが選択できる。所望される平面は、高い収集フレームレートで反復的にスキャンされることができ、速度測定および流れ計算は2DMPR画像に示される二次元受け入れゾーンを用いてできる。そこから流れが開口部に向かって円形パターンで収束するような受け入れゾーンが図3に示されるように存在できるものの、場合によっては、他の非円形パターンが存在することが見出されている。別の言い方をすると、開口部のほうを指す流れベクトルは純粋な円の弧以外のパターンに配置されてもよい。図3の円形の代わりに、受け入れゾーンは、放物線状のまたはつぶされた円の形を有していてもよい。三次元の実装では、受け入れゾーンは楕円面または扁平な回転楕円面の殻であってもよい。受け入れゾーンの形、すなわち速度がモデルとの比較で測定される面積または体積は、図2の処理ループを逐次的に通過する際に動的に変更されてもよい。それにより、プロセスは、初期モデルにおいて使用されたのからは変更された形状をもつ受け入れゾーンに適応され、収束することになる。先述したように、臨床担当者にとって、小さな逆流開口部の位置を超音波画像上で正確にピンポイント特定することは難しいことがよくある。心臓が収縮していないときは、開口部は存在しない。開口部が存在するときは、その位置は、流れ収束領域の近傍のように開口部の結果として生じる乱流の撮像アーチファクトによって損なわれる。本発明のあるさらなる側面によれば、本発明の実装は、超音波画像上で漏れ開口部の位置を自動的に示すことができる。図4は超音波画像を示しているが、図3との関連で先述した要素は同じ参照符号を付してある。この画像は、診断の開始にあたって臨床担当者によって画像上に置かれた、逆流開口部の想定される位置を示す小さなボックス130をも含んでいる。トラックボールのような、コントロールパネル38のコントロールが臨床担当者によって操作されて、アイコン130が画像中の、臨床担当者が開口部があると考える位置に置かれる。指示された開口部アイコン130の座標が、図2に示される流れ定量化プロセッサの処理にシードを与えるために使用される。それにより、前記座標が、ボックス50の数学的モデルにおける開口部の初期座標として使われる。プロセッサ34は、測定された速度値VMEASの受領に応答して、開口部位置に向かう流れ速度ベクトルのモデル化された値を逐次反復的に洗練する。開口部位置の垂直方向の配置は、モデル化された速度ベクトルの、測定された速度値との収束に対して最大の効果をもつことが見出された。心臓が収縮期の間に収縮する際、収縮の動きは僧帽弁を、画像中で、左心室の中心に向かって垂直方向に動かす。こうして、心臓の自然な収縮運動が、逆流流れ評価における最大の誤差の源となりうる。プロセッサ34は、境界106と108の間の流れ速度場受け入れゾーンSにおいて測定された速度値と推定された速度値との間の誤差食い違いerrordisparityを減らすよう開口部の位置を逐次反復的に洗練する。流れ定量化プロセッサが開口部の真の座標に対して収束するよう逐次反復すると、最終的に決定された座標は、流れ定量化プロセッサ34およびグラフィックプロセッサ36によって、自動的に画像中で開口部アイコン130を計算された座標まで動かすために使用される。あるいはまた、グラフィックプロセッサは、ディスプレイ上で、逐次反復的モデル調整によって決定された真の座標位置のところに、別の計算された開口部アイコン132を置く。先述したように、たった1mmの開口部の位置決めミスが、開口部流量および体積流の計算に著しい影響を与えることがある。ここで、体積流volumeflowとは、心臓が収縮する時間心臓サイクルの約3分の1にわたる流量flowrateの積分である。流れ体積は、収縮期間のほぼ中央においてピークとなる。図4では、システムは、計算された開口部アイコン132を、開口部位置についての臨床担当者の初期推定とは異なる、画像フィールド中の真の位置に置いていることが見て取れる。超音波調査が2D撮像を用いて実行されるとき、開口部座標は一般に、デカルト座標である。3D撮像が使われるときは、球面座標系が一般に用いられる。さらに、図4の超音波画像が示すように、受け入れゾーンSは、表示される超音波画像中にグラフィックに描画され、上記で論じたような受け入れゾーンの形状の任意の修正が、ディスプレイ上での受け入れゾーンの表示される形状およびグラフィック描画に取り入れられる。上述したように、逆流開口部は常に閉じた弁における単一のピンホール漏れとして存在するわけではない。漏れは、スリット開口または複数の小さな漏れによって生じることもある。図5は、弁閉鎖におけるスリットおよび複数の漏れの流量および体積流を評価するための本発明のある実装の使用を示している。図5が示すように、本発明のプロセスは、漏れのある僧帽弁100′に沿って配列された一連の開口位置について実行される。これらの離散的な複数のピンホール開口部位置は、閉鎖された弁における複雑なスリット様の開口部または複数の開口部をモデル化するために使用できる。図5は、三つのそのような決定の例を示している。各決定は、外側ゾーン境界106、106′および106′′によって示される独自の受け入れゾーンおよび弁100′に沿った異なる開口部位置において収束するような向きにされた流れベクトル短い矢印で示されているをもつ。各ピンホール開口部に関連付けられたベクトル速度場は、他の開口部とベクトル的に組み合わされ、それにより、単一の組み合わされたベクトル速度場とともに単一の組み合わされた受け入れゾーンが定義される。複数の開口部について、組み合わされたベクトル速度場は今や、真の生理的速度ベクトル~Vtrue、図2のボックス50の出力を近似する。組み合わされたベクトル速度場の処理により、僧帽弁閉鎖に沿ったスリット全体に対応するすべてのピンホール開口部の流量または体積流を決定する。図5は三つのピンホール開口部から生成されたベクトル速度場の例を与えているが、スリットを十分にモデル化するために任意の数の開口部が使用されてもよい。各測定について使われる受け入れゾーンは、図5に示されるように組み合わされてもよい。組み合わされる開口部について決定される流れがスリットに沿った独特的な開口部または位置に向けられるベクトル流れだからである。三次元の実装では、諸測定の線は、平面内の直線に制約されず、僧帽弁の尖頭の閉鎖の非直線形な経路をたどってもよい。図6は、本発明のある実装において用いられてもよい二つのドップラー壁フィルタの応答特性を示している。図6のプロットの横軸の座標は、サンプリングされるデータ壁フィルタのナイキスト限界の単位で示されている。ここで、1および-1の限界が、血流速度に対応するフィルタの正規化されたナイキスト限界である。零DCまたは流れなし状態は中心である。縦軸の座標は、フィルタ特性の相対振幅応答を示す。応答曲線140は、血流を測定するための典型的な壁フィルタ応答曲線であり、本発明のある実装において使用されてもよい。この特性は、中心において応答0を有しており、結果として、静止している血管壁のような静的なオブジェクトには反応がない。応答は、曲線が0から外側に延びるにつれて、漸進的に増大し、ナイキスト限界のところで最大応答をもつことが見て取れる。これが選ばれたサンプリング間隔においてエイリアシングなしに検出可能な最大の速度流れに対応する。結果として、この応答特性は、最大の流れ速度において流れに対して最も敏感である。応答曲線150は、本発明の実装の壁フィルタについてしばしば好まれるものである。この曲線150の応答は、比較的高いが±05ナイキストより少し上、好ましくはナイキストの12から23の範囲内の中間的なサンプリングレートでピークをもち、ナイキスト限界では応答0まで低下することが見て取れる。このフィルタ特性は、受け入れゾーンSの外側境界106のまわりに期待される低めの流れ速度に対してより敏感になるよう設計されている。これは、逆流流れのカラー流撮像のために典型的に使われる短いアンサンブルから帰結する、低い速度流れに対する低い感度を相殺するのに助けとなる。このことは、プロットの中心付近でのより低い速度に対する曲線150のより大きな応答によって見て取れる。曲線150はナイキスト限界において0まで降下するのが見て取れるが、高速の感度のこの損失は、低速の流れに対するより大きな感度に対するトレードオフとされる場合には、一般に、受け入れ可能である。