JP2003510102A - 血管内超音波像形成システムで血液スペックルを検出する方法と装置 - Google Patents
血管内超音波像形成システムで血液スペックルを検出する方法と装置Info
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Abstract
(57)【要約】
血液のスペックルを検出する改善された血管内像形成の方法と装置。本発明は、血液からのエネルギー散乱強度は、高い周波数依存性を示すが、組織からの散乱強度は、強い周波数依存性がないという事実を利用する。特定の実施例では、本発明は、特に、血液が組織の散乱強度と近い散乱強度を有し、及び／又は血液がゆっくり動くか又は全く動かない状況で、血管内超音波像形成における血液スペックルの問題を扱う、特に簡単で有用な解法を提供する。
Description
【０００１】
（発明の背景）
本発明は、高解像度の血管内像形成に関し、より詳しくは、血管内超音波像形
成と画像品質を向上させる技術に関する。
成と画像品質を向上させる技術に関する。
【０００２】
腔内又は血管内超音波（ＩＶＵＳとも言われる）像形成において、脈管壁構造
を高解像度で像形成するのは、高い超音波周波数で像形成する必要がある。ある
種類の腔内システムでは、血管内に配置したカテーテルプローブ内に一方向性の
超音波励振器/検出器を使用し、血管内部から放射された超音波エネルギーによ
るエコーから信号データを収集する。特に、カテーテル内でトランスデューサか
ら集束した超音波圧力波を放射方向に送り、ターゲット領域からのエコーを同じ
トランスデューサで集めることにより、ベクトルを作成する。回転したトランス
デューサからの多数の放射ベクトルにより、画像フレームができる。１つのプロ
セッサが、収集したデータに画像処理（例えば、移動画像の安定化、血液スペッ
クルの一時的濾波、及び他の画像向上技術）を行い、ラスター走査表示モニター
上に、修正し濾波した血管内画像の表示を提供する。
を高解像度で像形成するのは、高い超音波周波数で像形成する必要がある。ある
種類の腔内システムでは、血管内に配置したカテーテルプローブ内に一方向性の
超音波励振器/検出器を使用し、血管内部から放射された超音波エネルギーによ
るエコーから信号データを収集する。特に、カテーテル内でトランスデューサか
ら集束した超音波圧力波を放射方向に送り、ターゲット領域からのエコーを同じ
トランスデューサで集めることにより、ベクトルを作成する。回転したトランス
デューサからの多数の放射ベクトルにより、画像フレームができる。１つのプロ
セッサが、収集したデータに画像処理（例えば、移動画像の安定化、血液スペッ
クルの一時的濾波、及び他の画像向上技術）を行い、ラスター走査表示モニター
上に、修正し濾波した血管内画像の表示を提供する。
【０００３】
広い周波数範囲（例えば、５ＭＨｚから50ＭＨｚ）で、特にある用途ではより
高い超音波周波数で像形成するのが好ましい。しかし、高周波数の血管内超音波
像形成では、このような画像の血球からの後方散乱が重大な問題である。血球か
らの超音波の散乱は周波数の４乗に比例し、超音波の周波数が高いほど、血液か
らの後方散乱はより多いからである。その結果、血液分子からのエコーは、管腔
−脈管壁のコントラストが低下し、好ましくない。脈管の狭くなっている程度を
確かめ、プラークの空間的広がりを求めるため、血液／組織の境界を決める必要
があるからである。それゆえ、画像表示を向上させるには、血液からの後方散乱
による超音波画像のエコー（血液からの後方散乱の不規則なパターンは、「血液
スペックル」といわれる）を検出する必要がある。いったん検出されると、血液
スペックルは除去、又は血液から壁構造を区別できるレベルまで抑制することが
出来、又は血液に異なる表示色を与えることで区別でき、及び／又は血液／組織
の境界をよりよく線引きするのに使用することが出来る。
高い超音波周波数で像形成するのが好ましい。しかし、高周波数の血管内超音波
像形成では、このような画像の血球からの後方散乱が重大な問題である。血球か
らの超音波の散乱は周波数の４乗に比例し、超音波の周波数が高いほど、血液か
らの後方散乱はより多いからである。その結果、血液分子からのエコーは、管腔
−脈管壁のコントラストが低下し、好ましくない。脈管の狭くなっている程度を
確かめ、プラークの空間的広がりを求めるため、血液／組織の境界を決める必要
があるからである。それゆえ、画像表示を向上させるには、血液からの後方散乱
による超音波画像のエコー（血液からの後方散乱の不規則なパターンは、「血液
スペックル」といわれる）を検出する必要がある。いったん検出されると、血液
スペックルは除去、又は血液から壁構造を区別できるレベルまで抑制することが
出来、又は血液に異なる表示色を与えることで区別でき、及び／又は血液／組織
の境界をよりよく線引きするのに使用することが出来る。
【０００４】
血管内超音波像形成において、画像の血液スペックルを検出するのに色々の技
術が使用されてきた。これらの技術は、血液と組織を区別するのに有用とは限ら
ない。いつも真実とは限らない重要な仮定に基づいているからである。幾つかの
技術は、血液と組織を区別するため、血液からのエネルギー散乱強度は、組織か
らの散乱強度と比較して低いという仮定に基づいている。他の技術は、血液は組
織と比較してずっと速く動き、組織とはドップラー信号が異なるという仮定に基
づく。しかし、実施には、このような仮定に反する場合がある。特に、血液から
散乱するエネルギーは、組織からの散乱と同じくらい明るい場合があり、及び／
又は血液は非常にゆっくり動き又は全く動かないこともある。これらの技術は、
全般的には有効であるが、これらの仮定が当てはまらない状況では、それほど有
効ではない。 上述のことから、血液のスペックルを検出し、腔内の超音波画像の表示から血
液に誘導されたエコーをなくすか、又ははっきりと識別できるようにする代替の
又は補助的な方法と装置が必要である。
術が使用されてきた。これらの技術は、血液と組織を区別するのに有用とは限ら
ない。いつも真実とは限らない重要な仮定に基づいているからである。幾つかの
技術は、血液と組織を区別するため、血液からのエネルギー散乱強度は、組織か
らの散乱強度と比較して低いという仮定に基づいている。他の技術は、血液は組
織と比較してずっと速く動き、組織とはドップラー信号が異なるという仮定に基
づく。しかし、実施には、このような仮定に反する場合がある。特に、血液から
散乱するエネルギーは、組織からの散乱と同じくらい明るい場合があり、及び／
又は血液は非常にゆっくり動き又は全く動かないこともある。これらの技術は、
全般的には有効であるが、これらの仮定が当てはまらない状況では、それほど有
効ではない。 上述のことから、血液のスペックルを検出し、腔内の超音波画像の表示から血
液に誘導されたエコーをなくすか、又ははっきりと識別できるようにする代替の
又は補助的な方法と装置が必要である。
【０００５】
（発明の概要）
本発明は、血液のスペックルを検出する改善された方法と装置を提供する。本
発明は、血液からのエネルギー散乱強度は、高い周波数依存性を示すが、組織か
らの散乱強度は、強い周波数依存性がないという事実を利用する。特定の実施例
では、本発明は、特に、血液の散乱強度が組織の散乱強度と近く、及び／又は血
液がゆっくり動くか又は全く動かない状況で、血管内超音波像形成における血液
スペックルの問題を扱う、特に簡単で有用な解法を提供する。
発明は、血液からのエネルギー散乱強度は、高い周波数依存性を示すが、組織か
らの散乱強度は、強い周波数依存性がないという事実を利用する。特定の実施例
では、本発明は、特に、血液の散乱強度が組織の散乱強度と近く、及び／又は血
液がゆっくり動くか又は全く動かない状況で、血管内超音波像形成における血液
スペックルの問題を扱う、特に簡単で有用な解法を提供する。
【０００６】
特定の実施例によれば、本発明は、血管内の超音波血管画像の血液スペックル
を検出する方法を提供する。この方法は、血管内のターゲットに超音波ＲＦエネ
ルギーを照射して、血管内のターゲットから超音波エコーを生成し、血管内のタ
ーゲットからの超音波エコーを、受信したＲＦ信号に変換するステップを備える
。この方法はまた、受信したＲＦ信号の少なくとも一部のスペクトル解析を行い
、受信したＲＦ信号のスペクトルの強度情報を提供することを備える。強度情報
には、スペクトル内の高周波数における第１輝度強度と、スペクトル内の低周波
数における第２輝度強度とが含まれる。この方法は、さらに第１輝度強度と第２
輝度強度とを比較し、第１輝度強度と第２輝度強度がほぼ等しければ、血管内の
ターゲットは組織であると求め、第１輝度強度が第２輝度強度より大きければ、
血管内のターゲットは血液であると求める。この求めるステップは、高周波数と
低周波数の強度感度を考慮に入れる。幾つかの特定の実施例では、完全なフーリ
エ解析により、又は高周波数と低周波数について濾波することにより、スペクト
ル解析を行う。
を検出する方法を提供する。この方法は、血管内のターゲットに超音波ＲＦエネ
ルギーを照射して、血管内のターゲットから超音波エコーを生成し、血管内のタ
ーゲットからの超音波エコーを、受信したＲＦ信号に変換するステップを備える
。この方法はまた、受信したＲＦ信号の少なくとも一部のスペクトル解析を行い
、受信したＲＦ信号のスペクトルの強度情報を提供することを備える。強度情報
には、スペクトル内の高周波数における第１輝度強度と、スペクトル内の低周波
数における第２輝度強度とが含まれる。この方法は、さらに第１輝度強度と第２
輝度強度とを比較し、第１輝度強度と第２輝度強度がほぼ等しければ、血管内の
ターゲットは組織であると求め、第１輝度強度が第２輝度強度より大きければ、
血管内のターゲットは血液であると求める。この求めるステップは、高周波数と
低周波数の強度感度を考慮に入れる。幾つかの特定の実施例では、完全なフーリ
エ解析により、又は高周波数と低周波数について濾波することにより、スペクト
ル解析を行う。
【０００７】
他の特定の実施例では、本発明は、血管内の超音波血管画像の血液スペックル
を検出する方法を提供する。この方法は、血管内のターゲットに第１周波数の超
音波ＲＦエネルギーを照射し、血管内のターゲットから超音波エコーを生成して
、第１画像フレームを形成し、血管内のターゲットに第２周波数の超音波ＲＦエ
ネルギーを照射し、前記血管内のターゲットから超音波エコーを生成して、第２
画像フレームを形成するステップを備える。第１と第２画像フレームは、時間が
連続し、第１、第２周波数の一方は低周波数で、他方は高周波数である。この方
法は、また第１と第２画像フレームを減算し、減算した画像を得るステップと、
減算した画像フレームのほぼ相殺された部分は組織であり、減算した画像フレー
ムの相殺されない部分は血液であると求めるステップを備える。この求めるステ
ップは、高周波数と低周波数の強度感度を考慮に入れる。
を検出する方法を提供する。この方法は、血管内のターゲットに第１周波数の超
音波ＲＦエネルギーを照射し、血管内のターゲットから超音波エコーを生成して
、第１画像フレームを形成し、血管内のターゲットに第２周波数の超音波ＲＦエ
ネルギーを照射し、前記血管内のターゲットから超音波エコーを生成して、第２
画像フレームを形成するステップを備える。第１と第２画像フレームは、時間が
連続し、第１、第２周波数の一方は低周波数で、他方は高周波数である。この方
法は、また第１と第２画像フレームを減算し、減算した画像を得るステップと、
減算した画像フレームのほぼ相殺された部分は組織であり、減算した画像フレー
ムの相殺されない部分は血液であると求めるステップを備える。この求めるステ
ップは、高周波数と低周波数の強度感度を考慮に入れる。
【０００８】
更に他の特定の実施例によれば、本発明は、超音波血管像形成システムの装置
を提供する。この装置は、第１と第２周波数において、既知で十分な強度感度の
周波数帯域幅を有するトランスデューサを備える。トランスデューサは、第１と
第２周波数で発信された超音波を使用して、血管内のターゲットからエコーを得
て、血管内の画像を形成する。第１と第２周波数は、トランスデューサの−３ｄ
Ｂ低い周波数と−３ｄＢ高い周波数の間である。この装置は、また信号処理デバ
イスと、コンピュータで読取り可能な媒体を備える。信号処理デバイスは、トラ
ンスデューサとディスプレーに結合し、血管内画像を表示することが出来る。コ
ンピュータで読取り可能な媒体は、信号処理デバイスに読取られるように結合し
、コンピュータで読取り可能なプログラムを記憶し、これにより第１周波数の超
音波からのエコーの第１輝度強度を、第２周波数の超音波からのエコーの第２輝
度強度と比較し、血管内画像の血液スペックルを検出する。
を提供する。この装置は、第１と第２周波数において、既知で十分な強度感度の
周波数帯域幅を有するトランスデューサを備える。トランスデューサは、第１と
第２周波数で発信された超音波を使用して、血管内のターゲットからエコーを得
て、血管内の画像を形成する。第１と第２周波数は、トランスデューサの−３ｄ
Ｂ低い周波数と−３ｄＢ高い周波数の間である。この装置は、また信号処理デバ
イスと、コンピュータで読取り可能な媒体を備える。信号処理デバイスは、トラ
ンスデューサとディスプレーに結合し、血管内画像を表示することが出来る。コ
ンピュータで読取り可能な媒体は、信号処理デバイスに読取られるように結合し
、コンピュータで読取り可能なプログラムを記憶し、これにより第１周波数の超
音波からのエコーの第１輝度強度を、第２周波数の超音波からのエコーの第２輝
度強度と比較し、血管内画像の血液スペックルを検出する。
【０００９】
本発明のこれらの及び他の実施例、その利点と態様を、以下に詳細な説明と図
面に関連して説明する。
面に関連して説明する。
【００１０】
（特定の実施例の説明）
本発明は、血管内超音波像形成システムにおいて、血液と組織を正確に識別す
る向上した画像処理を提供する。本発明は、特定の実施例によれば、スペクトル
解析を使用して、血液を組織から区別しても良い。特に本発明は、血液（即ち、
血球は、厚さ約２μｍ、直径約７μｍで、超音波エネルギーの波長よりずっと小
さい粒子である）からのエネルギー散乱強度は、高い周波数依存性を示すが、組
織からの散乱強度は、強い周波数依存性がないという事実を利用する。即ち、血
液による散乱では、より高い周波数での散乱強度は、より低い周波数での散乱強
度よりずっと強い。スペクトルにより周波数依存性が存在することの情報を得ら
れるので、スペクトルを調べると、反射物の大きさに関する情報が得られ、反射
物が血液か又は組織であるかを示す。
る向上した画像処理を提供する。本発明は、特定の実施例によれば、スペクトル
解析を使用して、血液を組織から区別しても良い。特に本発明は、血液（即ち、
血球は、厚さ約２μｍ、直径約７μｍで、超音波エネルギーの波長よりずっと小
さい粒子である）からのエネルギー散乱強度は、高い周波数依存性を示すが、組
織からの散乱強度は、強い周波数依存性がないという事実を利用する。即ち、血
液による散乱では、より高い周波数での散乱強度は、より低い周波数での散乱強
度よりずっと強い。スペクトルにより周波数依存性が存在することの情報を得ら
れるので、スペクトルを調べると、反射物の大きさに関する情報が得られ、反射
物が血液か又は組織であるかを示す。
【００１１】
本発明は、図１Ａに示す血管内超音波像形成システムに関連して使用する画像
処理方法を提供する。図１Ａを参照すると、本発明による血管内画像表示に使用
できる血管内超音波像形成システム10の1つの種類のブロック線図が示される。
図１Ａに示すように、特殊信号処理デバイス10が、カテーテルプローブ13を含む
超音波像形成システム12と共に使用され、超音波ビーム14が超音波送信機即ち励
振器16により放射される。例えば５ＭＨｚから50ＭＨｚの超音波信号14が、血管
内のターゲットに向けて送られ、血液を含む血管内の構造から超音波エコー信号
18の形の反射をひき起こす。情報の放射スポーク即ちベクトル18が、超音波反射
に基づいて、ターゲット20（血管の内壁）から、トランスデューサ22で集められ
る。特に、情報は、血管20内のカテーテル13内で回転（角度θ）された励振器16
から狭い超音波サンプリングビーム14を発射することにより、採集される。ある
範囲の振幅の反射スケールは、トランスデューサ22により、振幅として、各ベク
トルの半径に沿った単位距離（ｒ）の関数として記録される。本発明の特定の実
施例によれば、カテーテル13から放射状に向けられた合計で例えば２５６のスポ
ークで、画像フレームのデータを得て、情報を処理すれば十分である。この画像
データ収集により、利用する特定のシステムによって、アナログ又はデジタル情
報の何れかが得られる。
処理方法を提供する。図１Ａを参照すると、本発明による血管内画像表示に使用
できる血管内超音波像形成システム10の1つの種類のブロック線図が示される。
図１Ａに示すように、特殊信号処理デバイス10が、カテーテルプローブ13を含む
超音波像形成システム12と共に使用され、超音波ビーム14が超音波送信機即ち励
振器16により放射される。例えば５ＭＨｚから50ＭＨｚの超音波信号14が、血管
内のターゲットに向けて送られ、血液を含む血管内の構造から超音波エコー信号
18の形の反射をひき起こす。情報の放射スポーク即ちベクトル18が、超音波反射
に基づいて、ターゲット20（血管の内壁）から、トランスデューサ22で集められ
る。特に、情報は、血管20内のカテーテル13内で回転（角度θ）された励振器16
から狭い超音波サンプリングビーム14を発射することにより、採集される。ある
範囲の振幅の反射スケールは、トランスデューサ22により、振幅として、各ベク
トルの半径に沿った単位距離（ｒ）の関数として記録される。本発明の特定の実
施例によれば、カテーテル13から放射状に向けられた合計で例えば２５６のスポ
ークで、画像フレームのデータを得て、情報を処理すれば十分である。この画像
データ収集により、利用する特定のシステムによって、アナログ又はデジタル情
報の何れかが得られる。
【００１２】
収集したデータは、走査した（掃引、又は回転）２次元画像の点を表す画素に
変換され、例えば、黒と白の間のグレースケール上の値を割当てられる。もちろ
ん、他の実施例では色を割当てることも出来る。この画像が、図１Ａに示すよう
に、血管20の構造の断面「スライス」を表し、壁構造（血管壁界面）26と、血液
（血液領域）24の管腔を含む。より詳しくは、血管内超音波像形成システムが画
像データを得た後、信号プロセッサ10は、収集した画像データの信号処理を実行
する。画像データを、走査、変換してｘ−ｙラスタ走査した画像データとして、
表示メモリー32に記憶出来るようにし、次にラスタ走査した画像データをフレー
ム毎に安定化してラスタ画像を提供し、信号プロセッサ10に結合した表示デバイ
ス30で見られるようにする。信号プロセッサ10はまた、後述するように、本発明
の特定の実施例を実行するため、コンピュータで読取り可能なプログラムを記憶
するのに使用するプログラムメモリー38を備えても良い。又は、本発明の特定の
実施例を実行するためのコンピュータで読取り可能なプログラムは、信号プロセ
ッサ10に結合したメモリーに記憶しても良い。例えば、メモリーは、読み出し専
用メモリー、固定ディスクドライブ、又は取外し可能ディスクドライブでも良い
。本発明を使用して、表示された画像の血液スペックルを識別、又は抑制／除去
することが出来る。
変換され、例えば、黒と白の間のグレースケール上の値を割当てられる。もちろ
ん、他の実施例では色を割当てることも出来る。この画像が、図１Ａに示すよう
に、血管20の構造の断面「スライス」を表し、壁構造（血管壁界面）26と、血液
（血液領域）24の管腔を含む。より詳しくは、血管内超音波像形成システムが画
像データを得た後、信号プロセッサ10は、収集した画像データの信号処理を実行
する。画像データを、走査、変換してｘ−ｙラスタ走査した画像データとして、
表示メモリー32に記憶出来るようにし、次にラスタ走査した画像データをフレー
ム毎に安定化してラスタ画像を提供し、信号プロセッサ10に結合した表示デバイ
ス30で見られるようにする。信号プロセッサ10はまた、後述するように、本発明
の特定の実施例を実行するため、コンピュータで読取り可能なプログラムを記憶
するのに使用するプログラムメモリー38を備えても良い。又は、本発明の特定の
実施例を実行するためのコンピュータで読取り可能なプログラムは、信号プロセ
ッサ10に結合したメモリーに記憶しても良い。例えば、メモリーは、読み出し専
用メモリー、固定ディスクドライブ、又は取外し可能ディスクドライブでも良い
。本発明を使用して、表示された画像の血液スペックルを識別、又は抑制／除去
することが出来る。
【００１３】
本発明の特定の実施例によれば、エコーのラジオ周波数（ＲＦ）が収集され、
次に、業界で良く知られているように、スペクトルを解析するのにフーリエ解析
を使用して周波数ドメインで解析される。図２は、スペクトル全体を解析する特
定の実施例を例示する簡単化した図である。ＲＦエコーを収集するための装置の
電子装置は、反射したエコーの対数圧縮した包絡線を得るアプローチで使用する
装置と比較して、より高い周波数を扱う必要があり、より高いダイナミックレン
ジを有する。この特定の実施例によれば、トランスデューサは、その全帯域幅で
ＲＦを送信し（ステップ51で示す）、ＲＦエコー信号を受信する（ステップ55）
。フーリエ解析を使用して計算し（ステップ59）、ＲＦエコー信号の出力スペク
トルは、反射物の性質を表し、血液と組織をより良く識別するための情報を与え
る。この特定の実施例では、ＲＦを収集しスペクトル解析を実行した後、２つの
周波数幅（ビン、bin）で受信したＲＦ信号の強度を比較する。特に、トランス
デューサが既知の感度を有する２つの周波数ビン（より高い周波数ビンとより低
い周波数ビン）でのスペクトルの強度が調べられる。特に、この実施例では、実
質的に良く分かっていて十分に高い感度の低い周波数ビンと高い周波数ビンを含
む広い帯域幅を有するトランスデューサを使用する必要がある。
次に、業界で良く知られているように、スペクトルを解析するのにフーリエ解析
を使用して周波数ドメインで解析される。図２は、スペクトル全体を解析する特
定の実施例を例示する簡単化した図である。ＲＦエコーを収集するための装置の
電子装置は、反射したエコーの対数圧縮した包絡線を得るアプローチで使用する
装置と比較して、より高い周波数を扱う必要があり、より高いダイナミックレン
ジを有する。この特定の実施例によれば、トランスデューサは、その全帯域幅で
ＲＦを送信し（ステップ51で示す）、ＲＦエコー信号を受信する（ステップ55）
。フーリエ解析を使用して計算し（ステップ59）、ＲＦエコー信号の出力スペク
トルは、反射物の性質を表し、血液と組織をより良く識別するための情報を与え
る。この特定の実施例では、ＲＦを収集しスペクトル解析を実行した後、２つの
周波数幅（ビン、bin）で受信したＲＦ信号の強度を比較する。特に、トランス
デューサが既知の感度を有する２つの周波数ビン（より高い周波数ビンとより低
い周波数ビン）でのスペクトルの強度が調べられる。特に、この実施例では、実
質的に良く分かっていて十分に高い感度の低い周波数ビンと高い周波数ビンを含
む広い帯域幅を有するトランスデューサを使用する必要がある。
【００１４】
図１Ｂは、周波数の関数としてトランスデューサ（トランスデューサの中心周
波数ｆ0、そこでのピーク出力はＰPEAK）の出力感度の簡単化した線図である。
高い周波数ビンと低い周波数ビンは、−３ｄＢ低い周波数ｆ-3dBLOW（出力がＰP EAK の半分となるＦ0より下の周波数）と−３ｄＢ高い周波数ｆ-3dBHIGH（出力が
ＰPEAKの半分となるｆ0より上の周波数）の間の範囲に入るのが好ましい。好適
な実施例では、高い周波数ビンと低い周波数ビンは、両方とも−３ｄＢ低い周波
数ｆ-3dBLOWとｆ0の間の範囲に入るように選択される。しかし、他の実施例では
、高い周波数ビンと低い周波数ビンは、ｆ0と−３ｄＢ高い周波数ｆ-3dBHIGHの
間の範囲に入るように選択しても良い。別の他の実施例では、例えば低い周波数
ビンは、ｆ0（トランスデューサの出力がピークとなる周波数ｆ0）と−３ｄＢ低
い周波数ｆ-3dBLOW（出力がＰPEAKの半分となるＦ0より下の周波数）の間の範囲
に入るように選択し、高い周波数ビンは、トランスデューサの中心周波数ｆ0と
−３ｄＢ高い周波数ｆ-3dBHIGH（出力がＰPEAKの半分となるｆ0より上の周波数
）の間の範囲に入るように選択しても良い。２つの周波数ビンは、また既知で十
分に高い感度を有するトランスデューサの周波数範囲を外れずに、相互に出来る
だけ離れるように選択するべきである（各周波数ビンの帯域幅が重ならず、相互
に近すぎないようにする）。例えば、周波数ビンが中心周波数の近くに選択され
れば、より狭帯域の周波数ビンを使用すべきである。周波数ビンが中心周波数か
らさらに遠く離れて選択されれば、ビンが−３ｄＢ周波数内に残っている限り、
より広いバンドの周波数ビンを使用することが出来る。これら２つの周波数ビン
におけるスペクトル強度の比較により（各ビンにおける特定の強度感度を考慮し
て）、エコーが組織から反射されたか、又は血液から反射されたかを求めること
が出来る。
波数ｆ0、そこでのピーク出力はＰPEAK）の出力感度の簡単化した線図である。
高い周波数ビンと低い周波数ビンは、−３ｄＢ低い周波数ｆ-3dBLOW（出力がＰP EAK の半分となるＦ0より下の周波数）と−３ｄＢ高い周波数ｆ-3dBHIGH（出力が
ＰPEAKの半分となるｆ0より上の周波数）の間の範囲に入るのが好ましい。好適
な実施例では、高い周波数ビンと低い周波数ビンは、両方とも−３ｄＢ低い周波
数ｆ-3dBLOWとｆ0の間の範囲に入るように選択される。しかし、他の実施例では
、高い周波数ビンと低い周波数ビンは、ｆ0と−３ｄＢ高い周波数ｆ-3dBHIGHの
間の範囲に入るように選択しても良い。別の他の実施例では、例えば低い周波数
ビンは、ｆ0（トランスデューサの出力がピークとなる周波数ｆ0）と−３ｄＢ低
い周波数ｆ-3dBLOW（出力がＰPEAKの半分となるＦ0より下の周波数）の間の範囲
に入るように選択し、高い周波数ビンは、トランスデューサの中心周波数ｆ0と
−３ｄＢ高い周波数ｆ-3dBHIGH（出力がＰPEAKの半分となるｆ0より上の周波数
）の間の範囲に入るように選択しても良い。２つの周波数ビンは、また既知で十
分に高い感度を有するトランスデューサの周波数範囲を外れずに、相互に出来る
だけ離れるように選択するべきである（各周波数ビンの帯域幅が重ならず、相互
に近すぎないようにする）。例えば、周波数ビンが中心周波数の近くに選択され
れば、より狭帯域の周波数ビンを使用すべきである。周波数ビンが中心周波数か
らさらに遠く離れて選択されれば、ビンが−３ｄＢ周波数内に残っている限り、
より広いバンドの周波数ビンを使用することが出来る。これら２つの周波数ビン
におけるスペクトル強度の比較により（各ビンにおける特定の強度感度を考慮し
て）、エコーが組織から反射されたか、又は血液から反射されたかを求めること
が出来る。
【００１５】
もし、ステップ63に示すように、これら２つの周波数ビンにおけるスペクトル
強度がほぼ等しければ（各周波数ビンにおける既知の強度感度を考慮して）、エ
コーが組織から反射され、特定の画素は組織であると求められる（ステップ65）
。もし、ステップ67に示すように高い周波数ビンの強度が低い周波数ビンの強度
より大きければ（各周波数ビンにおける既知の強度感度を考慮して）、反射され
たエコーは血液から来て、特定の画素は血液であると求められる（ステップ69）
。この実施例では、各放射スポークに図２に示すステップを行い、放射スポーク
の各サンプリングポイントについて高周波数と低周波数ビンの強度比較を行って
、スペクトル全体の解析を行う。この特定の実施例の例示の実施では、トランス
デューサの中心周波数は約40ＭＨｚ、帯域幅は約20ＭＨｚで、完全なフーリエ解
析が含まれるので、スペクトル全体の解析と試験は、計算が多い。ある用途では
、この特定の実施例が好ましいかもしれない。得られた情報（スペクトル全体の
スペクトル解析等又はこれを含む）は血液のスペックルを検出するのに加えて他
の目的にも有用な場合があるからである。
強度がほぼ等しければ（各周波数ビンにおける既知の強度感度を考慮して）、エ
コーが組織から反射され、特定の画素は組織であると求められる（ステップ65）
。もし、ステップ67に示すように高い周波数ビンの強度が低い周波数ビンの強度
より大きければ（各周波数ビンにおける既知の強度感度を考慮して）、反射され
たエコーは血液から来て、特定の画素は血液であると求められる（ステップ69）
。この実施例では、各放射スポークに図２に示すステップを行い、放射スポーク
の各サンプリングポイントについて高周波数と低周波数ビンの強度比較を行って
、スペクトル全体の解析を行う。この特定の実施例の例示の実施では、トランス
デューサの中心周波数は約40ＭＨｚ、帯域幅は約20ＭＨｚで、完全なフーリエ解
析が含まれるので、スペクトル全体の解析と試験は、計算が多い。ある用途では
、この特定の実施例が好ましいかもしれない。得られた情報（スペクトル全体の
スペクトル解析等又はこれを含む）は血液のスペックルを検出するのに加えて他
の目的にも有用な場合があるからである。
【００１６】
他の特定の実施例では、スペクトル解析は、カテーテル内のトランスデューサ
について、２つの所定の別個の周波数で行われても良い。図３は、２つの別個の
周波数でのみスペクトル解析を行う特定の実施例を示す簡単化したフローチャー
トである。この実施例もまた、図１Ｂについて上述したように、トランスデュー
サが実質的に良く分かった十分に高い感度である低い周波数ｆ1と高い周波ｆ2を
含む広い帯域幅を有するトランスデューサを使用する必要がある。２つの周波数
は、カテーテル内の特定のトランスデューサについて既知の感度を有し、好適な
周波数範囲（上述したように、−３ｄＢ高い周波数と−３ｄＢ低い周波数の間）
に入るように選択される。次の記述はまた、図２の実施例について記述したよう
に、２つの別個の周波数での強度比較は、個々の周波数におけるトランスデュー
サの既知の感度を考慮に入れることを想定している。
について、２つの所定の別個の周波数で行われても良い。図３は、２つの別個の
周波数でのみスペクトル解析を行う特定の実施例を示す簡単化したフローチャー
トである。この実施例もまた、図１Ｂについて上述したように、トランスデュー
サが実質的に良く分かった十分に高い感度である低い周波数ｆ1と高い周波ｆ2を
含む広い帯域幅を有するトランスデューサを使用する必要がある。２つの周波数
は、カテーテル内の特定のトランスデューサについて既知の感度を有し、好適な
周波数範囲（上述したように、−３ｄＢ高い周波数と−３ｄＢ低い周波数の間）
に入るように選択される。次の記述はまた、図２の実施例について記述したよう
に、２つの別個の周波数での強度比較は、個々の周波数におけるトランスデュー
サの既知の感度を考慮に入れることを想定している。
【００１７】
この特定の実施例によれば、トランスデューサは、その帯域幅全体に沿ってＲ
Ｆを送信し（ステップ91で示す）、ＲＦエコー信号を受信する（ステップ95）。
この実施例では、ＲＦ信号のフーリエ解析を行わずにスペクトル解析が行われ、
スペクトル全体が得られる。その代わり、２つの別個の周波数、即ち低い周波数
ｆ1と高い周波ｆ2で、帯域濾波によりスペクトル解析が行われる（ステップ97）
。１つの特定の実施例では、帯域濾波は、ルックアップテーブル（ＬＵＴ）によ
り得られる計数の個々の組で実行される。ここに、ＬＵＴは、組込まれ（例えば
図１Ａの点線で示すＬＵＴ40）、又は図１Ａの信号プロセッサ10に結合する（例
えば図１Ａの点線で示すＬＵＴ42）。他の特定の実施例では、帯域濾波は、低い
周波数と高い周波数の各々で、像形成システム12内のハードウェアの帯域フィル
ターを使用して行われる。従って、これらの実施例では、ＲＦエコー信号の完全
なフーリエ解析を行う必要がない。
Ｆを送信し（ステップ91で示す）、ＲＦエコー信号を受信する（ステップ95）。
この実施例では、ＲＦ信号のフーリエ解析を行わずにスペクトル解析が行われ、
スペクトル全体が得られる。その代わり、２つの別個の周波数、即ち低い周波数
ｆ1と高い周波ｆ2で、帯域濾波によりスペクトル解析が行われる（ステップ97）
。１つの特定の実施例では、帯域濾波は、ルックアップテーブル（ＬＵＴ）によ
り得られる計数の個々の組で実行される。ここに、ＬＵＴは、組込まれ（例えば
図１Ａの点線で示すＬＵＴ40）、又は図１Ａの信号プロセッサ10に結合する（例
えば図１Ａの点線で示すＬＵＴ42）。他の特定の実施例では、帯域濾波は、低い
周波数と高い周波数の各々で、像形成システム12内のハードウェアの帯域フィル
ターを使用して行われる。従って、これらの実施例では、ＲＦエコー信号の完全
なフーリエ解析を行う必要がない。
【００１８】
これらの２つの別個の周波数で強度比較する（ステップ99）ことにより、図２
に示す実施例と同様に、この実施例でエコーが組織から反射されたか血液から反
射されたかを求める。即ち、これら２つの周波数でのスペクトルの強度がほぼ等
しければ（ステップ101）、エコーが組織から反射され、特定の画素は組織であ
ると求められる（ステップ103）。もし、高い周波数ｆ2の強度が低い周波数ｆ1
の強度より強ければ（ステップ105）、反射されたエコーは血液から来て、特定
の画素は血液であると求められる（ステップ107）。この実施例では、受信した
ＲＦ信号を２つの周波数でスペクトル解析と、強度ベースの比較を行う。即ち、
各放射スポークについて図３に示すステップを行い、放射スポークの各サンプリ
ングポイントについて、高い周波数と低い周波数における強度比較を行う。例示
の実行では、トランスデューサの中心周波数は、約40ＭＨｚ，合計約20ＭＨｚの
帯域幅であり、装置の処理とメモリーの必要量は少ない。この実施例は、ＲＦ信
号のスペクトル全体の完全なフーリエ解析を避けることにより、計算が少ないか
らである。
に示す実施例と同様に、この実施例でエコーが組織から反射されたか血液から反
射されたかを求める。即ち、これら２つの周波数でのスペクトルの強度がほぼ等
しければ（ステップ101）、エコーが組織から反射され、特定の画素は組織であ
ると求められる（ステップ103）。もし、高い周波数ｆ2の強度が低い周波数ｆ1
の強度より強ければ（ステップ105）、反射されたエコーは血液から来て、特定
の画素は血液であると求められる（ステップ107）。この実施例では、受信した
ＲＦ信号を２つの周波数でスペクトル解析と、強度ベースの比較を行う。即ち、
各放射スポークについて図３に示すステップを行い、放射スポークの各サンプリ
ングポイントについて、高い周波数と低い周波数における強度比較を行う。例示
の実行では、トランスデューサの中心周波数は、約40ＭＨｚ，合計約20ＭＨｚの
帯域幅であり、装置の処理とメモリーの必要量は少ない。この実施例は、ＲＦ信
号のスペクトル全体の完全なフーリエ解析を避けることにより、計算が少ないか
らである。
【００１９】
これら２つの特定の実施例について記述した実施例の実行は、中心周波数約40
ＭＨｚ，約20ＭＨｚ帯域幅の広帯域のトランスデューサを使用するかもしれない
が、他の実施例の実行では、他の種類のトランスデューサを使用することも出来
る。例として、中心／帯域幅範囲が次のような広帯域トランスデューサを使用す
ることも出来る。約9ＭＨｚ、約3.6〜5.4ＭＨｚ帯域幅；約12ＭＨｚ、約4.8〜7.
2ＭＨｚ帯域幅；約30ＭＨｚ、約12〜18ＭＨｚ帯域幅。他の帯域幅、例えば約100
ＭＨｚ、約40〜50ＭＨｚ帯域幅のトランスデューサも使用することが出来る。た
だし、上の２つの特定の実施例に使用する高い周波数又は周波数ビンに対応する
波長が、血球の典型的な直径（約７μｍ）より大きい必要がある。ＩＶＵＳ像形
成システムに使用されるカテーテルに取付けられたトランスデューサが、カテー
テルＩＤを通して、画像プロセッサに容易に情報を提供する。このような情報に
は、特定のトランスデューサの中心周波数が含まれ、提供できる追加の情報には
、本発明で使用する−３ｄＢ高い周波数と−３ｄＢ低い周波数、及び／又は、特
定のトランスデューサの全体の感度強度スペクトルが含まれても良い。
ＭＨｚ，約20ＭＨｚ帯域幅の広帯域のトランスデューサを使用するかもしれない
が、他の実施例の実行では、他の種類のトランスデューサを使用することも出来
る。例として、中心／帯域幅範囲が次のような広帯域トランスデューサを使用す
ることも出来る。約9ＭＨｚ、約3.6〜5.4ＭＨｚ帯域幅；約12ＭＨｚ、約4.8〜7.
2ＭＨｚ帯域幅；約30ＭＨｚ、約12〜18ＭＨｚ帯域幅。他の帯域幅、例えば約100
ＭＨｚ、約40〜50ＭＨｚ帯域幅のトランスデューサも使用することが出来る。た
だし、上の２つの特定の実施例に使用する高い周波数又は周波数ビンに対応する
波長が、血球の典型的な直径（約７μｍ）より大きい必要がある。ＩＶＵＳ像形
成システムに使用されるカテーテルに取付けられたトランスデューサが、カテー
テルＩＤを通して、画像プロセッサに容易に情報を提供する。このような情報に
は、特定のトランスデューサの中心周波数が含まれ、提供できる追加の情報には
、本発明で使用する−３ｄＢ高い周波数と−３ｄＢ低い周波数、及び／又は、特
定のトランスデューサの全体の感度強度スペクトルが含まれても良い。
【００２０】
さらに他の実施例では、以下に述べるようにスペクトル解析を行う必要がなく
、広い帯域幅のトランスデューサの必要はない。この特定の実施例では、広い帯
域幅のトランスデューサを使用し、広い帯域幅のトランスデューサと共に使用す
る高周波数と低周波数チャンネルは、広い帯域幅（即ち、より短いパルス）で、
相互に十分に分離しているが、−３ｄＢ高い周波数と低い周波数の範囲内で、ト
ランスデューサの既知で十分高い感度を考慮に入れても良い。しかし、この実施
例はまた、狭い帯域幅のトランスデューサを使用し、狭い帯域幅のトランスデュ
ーサと共に使用する高い周波数と低い周波数チャンネルは、より狭い帯域幅（即
ち、より長いパルス）で、相互に十分に分離しているが、−３ｄＢ高い周波数と
低い周波数の範囲外で、トランスデューサの既知で十分高い感度を考慮に入れて
も良い。図４は、この特定の実施例の簡単化したフローチャートであり、高周波
数と低周波数を使用し、２つの連続した画像フレームを得て、これを使用して血
液と組織を識別する。この特定の実施例では（簡単のため、狭い帯域幅のトラン
スデューサについて記述する）、トランスデューサは、２つの周波数（高と低）
における２つの狭帯域トーンを送信でき、ここにトランスデューサは、２つの周
波数トーンについて既知で十分高い感度を有する。
、広い帯域幅のトランスデューサの必要はない。この特定の実施例では、広い帯
域幅のトランスデューサを使用し、広い帯域幅のトランスデューサと共に使用す
る高周波数と低周波数チャンネルは、広い帯域幅（即ち、より短いパルス）で、
相互に十分に分離しているが、−３ｄＢ高い周波数と低い周波数の範囲内で、ト
ランスデューサの既知で十分高い感度を考慮に入れても良い。しかし、この実施
例はまた、狭い帯域幅のトランスデューサを使用し、狭い帯域幅のトランスデュ
ーサと共に使用する高い周波数と低い周波数チャンネルは、より狭い帯域幅（即
ち、より長いパルス）で、相互に十分に分離しているが、−３ｄＢ高い周波数と
低い周波数の範囲外で、トランスデューサの既知で十分高い感度を考慮に入れて
も良い。図４は、この特定の実施例の簡単化したフローチャートであり、高周波
数と低周波数を使用し、２つの連続した画像フレームを得て、これを使用して血
液と組織を識別する。この特定の実施例では（簡単のため、狭い帯域幅のトラン
スデューサについて記述する）、トランスデューサは、２つの周波数（高と低）
における２つの狭帯域トーンを送信でき、ここにトランスデューサは、２つの周
波数トーンについて既知で十分高い感度を有する。
【００２１】
ステップ111に示すように、トランスデューサは、ｆ1で狭帯域低周波数トーン
を送信し、第１画像フレームを得る。次に、トランスデューサは、ｆ2で狭帯域
低周波数トーンを送信し、第２画像フレームを得る（ステップ113）。前述した
ように、回転したトランスデューサからの複数の放射ベクトルは、画像フレーム
となる。もちろん、他の実施例では、高周波数トーンと低周波数トーンにより連
続する画像フレームが得られるなら、高周波数トーン即ちチャンネルを使用して
第１画像フレームを得て、低周波数トーン即ちチャンネルを使用して第２画像フ
レームを得ることも出来る。ステップ115で、2つの連続する画像は減算される。
ステップ117に示すように、組織部分は大部分相殺され、血液部分は相殺されな
い。２つのトーン周波数で反射したエコーの間の強度は、組織では同じで血液で
は異なるからである。例えば、減算した画像情報をマスクとして使用し、表示さ
れた画像の血液スペックルを除去することが出来る。もちろん、この実施例では
、血液の空間分布を求めるためには、２つの画像フレームを得る時間がかかる。
この実施例では、各エコーの帯域幅は、キロヘルツ（ｋＨｚ）の範囲で、チャン
ネルは相互に出来るだけ離れるが、図１Ｂについて上述したように、両方のチャ
ンネルがトランスデューサ既知の感度の範囲内である。この実施例の上述した記
述も、既知の感度に関して図２の実施例について記述したのと同様に、高周波数
と低周波数トーンにおけるトランスデューサの既知の感度を考慮に入れる。
を送信し、第１画像フレームを得る。次に、トランスデューサは、ｆ2で狭帯域
低周波数トーンを送信し、第２画像フレームを得る（ステップ113）。前述した
ように、回転したトランスデューサからの複数の放射ベクトルは、画像フレーム
となる。もちろん、他の実施例では、高周波数トーンと低周波数トーンにより連
続する画像フレームが得られるなら、高周波数トーン即ちチャンネルを使用して
第１画像フレームを得て、低周波数トーン即ちチャンネルを使用して第２画像フ
レームを得ることも出来る。ステップ115で、2つの連続する画像は減算される。
ステップ117に示すように、組織部分は大部分相殺され、血液部分は相殺されな
い。２つのトーン周波数で反射したエコーの間の強度は、組織では同じで血液で
は異なるからである。例えば、減算した画像情報をマスクとして使用し、表示さ
れた画像の血液スペックルを除去することが出来る。もちろん、この実施例では
、血液の空間分布を求めるためには、２つの画像フレームを得る時間がかかる。
この実施例では、各エコーの帯域幅は、キロヘルツ（ｋＨｚ）の範囲で、チャン
ネルは相互に出来るだけ離れるが、図１Ｂについて上述したように、両方のチャ
ンネルがトランスデューサ既知の感度の範囲内である。この実施例の上述した記
述も、既知の感度に関して図２の実施例について記述したのと同様に、高周波数
と低周波数トーンにおけるトランスデューサの既知の感度を考慮に入れる。
【００２２】
本発明はＲＦデジタル化を利用するので、より良いデジタル化が必要である（
即ち、より多いサンプル数が必要）。こうすると、信号の包絡線を検出するだけ
でなく、個々の信号を検出し、分析を細かく行うことが出来る。10ＭＨｚ等の低
周波数のｆ0を有するトランスデューサが必要なある特定の用途では、直接サン
プリングデジタル化を使用することが出来る。一方、40ＭＨｚ等の高周波数のｆ 0 を有するトランスデューサが必要なある特定の用途では、高ＲＦデジタル化の
ための公知の技術を使用することが出来る。
即ち、より多いサンプル数が必要）。こうすると、信号の包絡線を検出するだけ
でなく、個々の信号を検出し、分析を細かく行うことが出来る。10ＭＨｚ等の低
周波数のｆ0を有するトランスデューサが必要なある特定の用途では、直接サン
プリングデジタル化を使用することが出来る。一方、40ＭＨｚ等の高周波数のｆ 0 を有するトランスデューサが必要なある特定の用途では、高ＲＦデジタル化の
ための公知の技術を使用することが出来る。
【００２３】
本発明は、血液スペックル検出の唯一の手段として使用することが出来、また
は、血液スペックル検出の従来の強度ベースと移動ベースの解析の補助として使
用し、管腔と脈間壁の境界を線引きするのに使用することができる。従って、本
発明は、血液を検出する改善された性能を得られ、表示された画像の検出された
血液に独自の色を割当てる、または表示された画像から検出された血液を完全に
除去する用途に使用できる。本発明を特定の実施例を参照して説明してきた。本
発明の精神と範囲から離れずに、前述したこと、及び形と詳細の他の変形は、当
業者には明らかであろう。それゆえ、本発明は、請求の範囲に示される以外には
、限定されることはない。
は、血液スペックル検出の従来の強度ベースと移動ベースの解析の補助として使
用し、管腔と脈間壁の境界を線引きするのに使用することができる。従って、本
発明は、血液を検出する改善された性能を得られ、表示された画像の検出された
血液に独自の色を割当てる、または表示された画像から検出された血液を完全に
除去する用途に使用できる。本発明を特定の実施例を参照して説明してきた。本
発明の精神と範囲から離れずに、前述したこと、及び形と詳細の他の変形は、当
業者には明らかであろう。それゆえ、本発明は、請求の範囲に示される以外には
、限定されることはない。
【図１Ａ】 本発明の特定の実施例による血管内超音波像形成システムのブロ
ック線図である。
ック線図である。
【図１Ｂ】 本発明の特定の実施例によるトランスディユーサの出力感度を周
波数の関数として示す簡単化した図である。
波数の関数として示す簡単化した図である。
【図２】 スペクトル全体を解析して血液と組織を識別する特定の実施例の簡
単化したフローチャートである。
単化したフローチャートである。
【図３】 ２つの別の周波数のみでスペクトル解析を行い血液と組織を識別す
る他の特定の実施例の簡単化したフローチャートである。
る他の特定の実施例の簡単化したフローチャートである。
【図４】 高周波数と低周波数を使用し、２つの連続した画像フレームを得て
、血液と組織を識別する別の特定の実施例の簡単化したフローチャートである。
、血液と組織を識別する別の特定の実施例の簡単化したフローチャートである。
Claims (20)
- 【請求項１】 血管内の超音波血管画像で血液から組織を識別する方法にお
いて、 血管内のターゲットに超音波ＲＦエネルギーを照射して、前記血管内のターゲ
ットから超音波エコーを生成し、 前記血管内のターゲットからの前記超音波エコーを受信したＲＦ信号に変換し
、 前記受信したＲＦ信号の少なくとも一部のスペクトル解析を行い、前記受信し
たＲＦ信号のスペクトルの強度情報を提供し、前記強度情報には、前記スペクト
ル内の高周波数の第１輝度強度と、前記スペクトル内の低周波数の第２輝度強度
とが含まれ、 前記第１輝度強度と前記第２輝度強度とを比較し、 前記第１輝度強度と前記第２輝度強度がほぼ等しければ、前記血管のターゲッ
トは組織であると求め、前記第１輝度強度が前記第２輝度強度より大きければ、
前記血管内のターゲットは血液であると求め、前記求めるステップは、高周波数
と低周波数における組織と血液の後方散乱強度の感度を考慮に入れる、 ステップを備えることを特徴とする方法。 - 【請求項２】 前記スペクトル解析を行うステップは、スペクトル全体につ
いて情報が得られるように、前記受信したＲＦ信号の完全なフーリエ解析を行う
請求の範囲第項１項に記載の方法。 - 【請求項３】 前記高周波数を含む狭帯域高周波数チャンネルと、前記低周
波数を含む狭帯域低周波数チャンネルとを選択するステップを更に備える請求の
範囲第項１項に記載の方法。 - 【請求項４】 前記照射ステップに使用するトランスデューサは、前記狭帯
域高周波数チャンネルと前記狭帯域低周波数チャンネルの両方で、既知で十分高
い検出感度を有し、前記狭帯域高周波数チャンネルと前記狭帯域低周波数チャン
ネルとは、前記トランスデューサの−３ｄＢ低い周波数と−３ｄＢ高い周波数の
間になるように選択される請求の範囲第項３項に記載の方法。 - 【請求項５】 前記照射ステップに使用するトランスデューサは、前記狭帯
域高周波数チャンネルと前記狭帯域低周波数チャンネルの両方で、既知で十分高
い検出感度を有し、前記狭帯域高周波数チャンネルと前記狭帯域低周波数チャン
ネルとは、前記トランスデューサの中心周波数と−３ｄＢ高い周波数の間になる
ように選択される請求の範囲第項３項に記載の方法。 - 【請求項６】 前記照射ステップに使用するトランスデューサは、前記高周
波数と前記低周波数の両方で、既知で十分高い検出感度を有し、前記高周波数と
前記低周波数とは、前記トランスデューサの−３ｄＢ低い周波数と−３ｄＢ高い
周波数の間になるように選択される請求の範囲第項２項に記載の方法。 - 【請求項７】 前記スペクトル解析を行うステップは、前記高周波数と前記
低周波数とにおいて、濾波することにより達成される請求の範囲第項１項に記載
の方法。 - 【請求項８】 前記濾波は、前記高周波数と前記低周波数について情報が提
供されるように、メモリーに記憶された個々の適当な濾波係数の組により行われ
る請求の範囲第項７項に記載の方法。 - 【請求項９】 前記濾波は、前記高周波数と前記低周波数について、ハード
ウェア帯域フィルターにより行われる請求の範囲第項７項に記載の方法。 - 【請求項１０】 前記照射ステップは、中心周波数と前記中心周波数の約40
〜60％の帯域幅とを有するトランスデューサで行われ、前記高周波数に対応する
波長は、典型的な血球の直径より大きい請求の範囲第項１項に記載の方法。 - 【請求項１１】 前記濾波ステップは、前記メモリーとしてルックアップテ
ーブルを使用して行われる請求の範囲第項８項に記載の方法。 - 【請求項１２】 前記第１輝度強度と前記第２輝度強度がほぼ等しいと求め
られれば、前記血管内のターゲットに選択した第１陰影を割当て、前記第１輝度
強度が前記第２輝度強度より大きいと求められれば、選択した第２陰影を割当て
、 前記血管内の超音波血管画像に、ディスプレー上で、組織に前記選択した第１
陰影を付け、血液に前記選択した第２陰影を付けて提供する、 ステップをさらに備える請求の範囲第項１項に記載の方法。 - 【請求項１３】 前記選択した第２陰影は、前記ディスプレー上で前記血管
内の超音波血管画像から、前記血液が抑制されるか、又は除去されるように選択
される請求の範囲第項１項に記載の方法。 - 【請求項１４】血管内の超音波血管画像で血液から組織を識別する方法にお
いて、 血管内のターゲットに第１周波数の超音波ＲＦエネルギーを照射して、前記血
管内のターゲットから超音波エコーを生成して、第１画像フレームを形成し、 血管内のターゲットに第２周波数の超音波ＲＦエネルギーを照射して、前記血
管内のターゲットから超音波エコーを生成して、第２画像フレームを形成し、前
記第１画像フレームと第２画像フレームは時間が連続し、前記第１周波数と第２
周波数の一方は低周波数で、前記第１周波数と第２周波数の他方は高周波数であ
り、 前記第１画像フレームと第２画像フレームを減算して、減算した画像フレーム
を得て、 前記減算した画像フレームのほぼ相殺された部分は組織であり、前記減算した
画像フレームの相殺されない部分は血液であると求め、前記求めるステップは、
前記高周波数と低周波数における組織と血液の後方散乱強度の感度を考慮に入れ
る、 ステップを備えることを特徴とする方法。 - 【請求項１５】 前記照射ステップに使用されるトランスデューサは、前記
高周波数と低周波数の両方で既知で十分高い検出感度を有し、前記高周波数は、
前記トランスデューサの中心周波数と−３ｄＢ高い周波数の間になるように選択
され、前記低周波数は、前記トランスデューサの中心周波数と−３ｄＢ低い周波
数の間になるように選択される請求の範囲第項１項に記載の方法。 - 【請求項１６】 前記減算した画像フレームの相殺されない部分に選択した
陰影を割当て、 前記血管内の超音波血管画像に、血液に前記選択した陰影を付けてディスプレ
ー上に提供し、前記ディスプレー上の前記選択した陰影は血液でない部分の陰影
とは異なる、 ステップをさらに備える請求の範囲第項１５項に記載の方法。 - 【請求項１７】 前記減算した画像フレームの前記相殺されない部分は、前
記血管内の超音波血管画像から抑制されるか、又は除去されるように、前記血管
内の超音波血管画像を前記ディスプレー上に提供する請求の範囲第項１５項に記
載の方法。 - 【請求項１８】 超音波血管像形成装置において、 第１周波数と第２周波数における既知で十分高い強度感度を含む周波数帯域幅
を有するトランスデューサであって、前記トランスデューサの−３ｄＢ低い周波
数と−３ｄＢ高い周波数の間の前記第１周波数と第２周波数で送信された超音波
を使用して、血管内のターゲットからエコーを得て、血管内画像を形成する該ト
ランスデューサ、 前記トランスデューサと、前記血管内画像を表示するディスプレーとに結合す
ることが出来る信号処理デバイス、 コンピュータで読取り可能なプログラムを記憶するコンピュータで読取り可能
な媒体を備え、前記コンピュータで読取り可能な媒体は、前記信号処理デバイス
に読取られるように結合し、前記コンピュータで読取り可能なプログラムは、前
記第１周波数における超音波からのエコーの第１輝度強度を、前記第２周波数に
おける超音波からのエコーの第２輝度強度と比較し、前記血管内の画像から血液
スペックルを検出する装置。 - 【請求項１９】 前記コンピュータで読取り可能なプログラムは、同じ画像
フレームについて、第１輝度強度と第２輝度強度を比較する請求の範囲第項１８
項に記載の装置。 - 【請求項２０】 前記コンピュータで読取り可能なプログラムは、前記第１
周波数における超音波からのエコーから得られた第１画像フレームと、前記第２
周波数における超音波からのエコーから得られた第２画像フレームを減算し、減
算した画像フレームを提供することにより、前記第１輝度強度を前記第２輝度強
度と比較し、ここに前記第２画像フレームと前記第１画像フレームは連続した画
像フレームであり、前記減算した画像フレームは、前記減算した画像フレームの
相殺されない部分を含み、前記部分は、前記ディスプレー上で前記血管内画像か
ら削除されているか、又は明瞭に陰影が付けられている請求の範囲第項１８項に
記載の装置。
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