JP2009545406A - 非線形イメージングのためのパルスインバージョンシーケンス - Google Patents

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Abstract

非線形イメージング用途において基本周波数抑制又は打ち消しを可能にするパルスインバージョン（pulse inversion：ＰＩ）シーケンスが開示される。一実施形態では、重み付け方式が、変換器の動きの影響を減少させるために極性が交互の送信パルスに起因して生じる受け取ったエコーパルスに適用される。一実施形態では、３パルス重み付け方式がＰＩシーケンスに適用される。他の実施形態では、３パルス重み付け方式の種々の組合せがＰＩシーケンスに適用される。

Description

本発明は、非線形組織イメージング（画像化）及び微小気泡（マイクロバブル）イメージングのためのパルスインバージョン（pulse inversion：ＰＩ）シーケンスに関する。
血管内超音波法（ＩＶＵＳ）は、血管系内の超音波画像を得るための確立された手法である。ＩＶＵＳは、カテーテル利用高周波（例えば、２０〜５０ＭＨｚ）変換器を用いて太い血管の管腔及び血管壁の高分解能画像を形成する方法である。この方法は、冠動脈内に位置するアテローム硬化プラークの大きさ、構造及び組成への洞察を得るための確立されたインターベンション心臓病学的手法である。
図１は、体内管腔内に位置する例示のＩＶＵＳカテーテルを示している。ＩＶＵＳカテーテルは、その遠位端部に設けられていて、体内管腔内から超音波画像を得る変換器を有している。変換器は、例えば駆動シャフトを備えた変換器を回転させ、この変換器が回転しているときに変換器にパルスを送信させることにより断面画像を形成するよう機械的に走査が行われる単一要素変換器で構成されるのが良い。現行の高周波イメージングシステムは、機械的に走査される単一要素変換器及び線１本当たり単一のパルスによる画像形成法を採用している。
また、超音波画像は、画像を電子的に走査する変換器要素のアレイを用いて得ることができる。３次元（３Ｄ）イメージングは、２次元（２Ｄ）イメージングアレイを用い、２Ｄイメージアレイを機械的に動かして別々の位置で２Ｄ画像を得て、これら２Ｄ画像を組み合わせて３Ｄ画像を形成することにより実施できる。３Ｄ画像は又、単一変換器要素を用いて得ることができる。これを行うには、変換器を回転させて２Ｄ画像を得て、変換器を側方に動かして（例えば、変換器を引き戻して）互いに異なる場所で２Ｄ画像を得て、これら２Ｄ画像を組み合わせて３Ｄ画像を形成するのが良い。
また、非線形組織イメージング技術が開発された。この場合、体内の組織を通る超音波パルスの非線形伝搬（送信圧力に応じて増大する）は、送信周波数の高調波を生じさせる（これら高調波の中心は、送信周波数のほぼ正の整数倍に一致する）。非線形イメージングシステムは、送信された超音波パルスと組織の非線形相互作用に起因して生じる非線形エコーを用いて超音波画像を生じさせる。非線形エコーは、高調波（送信周波数の２倍）又はアヤシェ・ボウカズ（Ayache Bouakaz）他著，「ネイティブ・ティッシュー・イメージング・アット・スーパーハーモニック・フリクエンシーズ（Native tissue imaging at superharmonic frequencies）」，ＩＥＥＥトランズアクション・ウルトラソニック・フェロエレクトロニック・フリクエンス・コントロール（IEEE Trans Ultrason Ferroelec Freq Control），第５０巻，第５号，２００３年，ｐ．４９６〜５０６に記載されているように超高調波イメージングと呼ばれる２次及び３次以上の高調波の組合せであるのが良い。なお、この非特許文献を参照により引用し、その記載内容を本明細書の一部とする。非線形組織画像の形成は、イメージングアーティファクトの減少の結果として得ることができ、それにより画像品質が向上する。非線形イメージングでは、基本周波数（即ち、送信周波数）を抑制することにより非線形エコーを隔離することが必要である。基本周波数は、パルスインバージョン（ＰＩ）技術、帯域フィルタリング又はこれら方式の組合せを用いて抑制できる。基本的なＰＩ技術は、デビッド・エイチ・ホープ・シンプソン（David H. Hope Simpson）他著，「パルス・インバージョン・ドップラー：ア・ニュー・メソッド・フォー・ディテクティング・ノンリニアー・エコーズ・フロム・マイクロバブル・コントラスト・エージェント（Pulse inversion doppler: A new method for detecting nonlinear echoes from microbubble contrast agents）」，ＩＥＥＥトランズアクション・ウルトラソニック・フェロエレクトロニック・フリクエンス・コントロール（IEEE Trans Ultrason Ferroelec Freq Control），第４６巻，第２号，１９９９年，ｐ．３７２〜３８２に記載されており、この基本ＰＩ技術では、パルス及びその反転パルスを各走査線に沿って送信して基本信号を打ち消す。この方式の主要な利点は、この方式では、基本信号及び高調波信号について別々の周波数帯が不要であり、それにより、潜在的に非線形信号とオーバーラップする場合のある広い帯域幅送信信号の使用が可能になるということにある。すると、高帯域幅送信信号は、イメージングシステムの軸方向分解能を向上させる。
ＩＶＵＳ組織ハーモニックイメージングの利用により、アテローム硬化プラークイメージングの画像品質が向上することになり、それにより、診断、治療計画及び治療監視を改善することができる。かかる方式により改善可能な画像アーティファクトは、カテーテルシースアーティファクト、ステント多重反射アーティファクト及びプラーク内のカルシウム沈着又は石灰化の存在である。
造影超音波イメージングは、体内における血流又は血管の検出及び画像化を促進するための造影剤を用いる。造影剤は、組織の超音波散乱特性とは異なる超音波散乱特性を有するエコー源性微小気泡で構成されるのが良く、それにより、微小気泡を含む部位とその周りの組織とのコントラストが促進される。微小気泡は、水性媒体中に分散された毛細血管床を通過するのに十分小さな直径（典型的には、１０〜１２ミクロン未満）の封入状態のガスの泡であり、イメージング場所のところでの血管（例えば、微小血管）の検出を促進するためにかかる微小気泡を血液の流れ中に注入することができる。典型的には、造影剤は、診断超音波周波数で共振し又は音響的に活性である大きさ（直径が２〜１０ミクロン）の相当な数の気泡を含むよう設計されている。これら気泡は、２ミクロン未満で存在する気泡又は１ミクロン未満の状態で存在する気泡を含むのが良い。大抵の気泡の直径が１〜２ミクロン以下のオーダである気泡を作るのが良い。微小気泡は、硬い殻に封入されるか応従性のあるサーファクタント殻（例えば、リピド、アルブミン）で安定化されるのが良い。この殻は、気泡の機械的性質に悪影響を及ぼす場合がある。また、微小気泡は、体内の関心のある分子を標的にする（即ち、微小球殻及び体内の組織により出された分子エピトープ内の分子相互間の相互作用によりくっつき又はこれらにくっつけられる）よう用いられる場合がある。これを達成するには、これら気泡を体内に導入し、関心のある部位におけるこれらの蓄積を可能にし、次にこれらを画像化するのが良い。微小気泡は、組織の散乱特性とは異なる散乱特性を示すよう構成されるのが良い。例えば、微小気泡は、２次高調波（second harmonic ）信号（組織高調波を生じさせるのに必要な圧力レベルとは異なる圧力レベルで）、高次高調波（superharmonic ）信号、低調波（subharmonic ）信号（特に、中心が送信周波数の１／２の近くに位置するが、これには限られない）、超高調波（ultraharmonic ）信号（特に、送信周波数の１．５、２．５、３．５倍などであるが、これらには限られない）を放出することができる。微小気泡を壊すことができ、それにより、指示薬希釈法の実施が可能になる。破壊中、広帯域音響的エミッションを作ることができ、パルス間非相関関係が生じる場合がある。パルスの周波数形状及び位相に敏感な一過性の気泡挙動も又、刺激可能である。微小気泡は、これらの共振周波数の付近で音響的に一層活性が高い。ただし、共振周波数よりも低い周波数（例えば、２次高調波又は弱め合う周波数）又は共振周波数よりも高い周波数（例えば、低調波）を送信する場合、有利なエミッションを導入することができる。気泡共振周波数は、気泡が小さいと高い。ＩＶＵＳ周波数範囲では、気泡の非線形活動は、２ミクロン以下のオーダで気泡中に検出された。
上述の挙動の全てその他は、血液コンパートメント又は分子検出の向上を目的として、組織の存在下で微小気泡の検出を向上させるために単独で又は組合せ状態で使用できる。微小気泡の例は、国際公開第２００６／０１５８７６号パンフレット、同第９７／２９７８３号パンフレット、同第２００４／００６９２８４号パンフレット、米国特許第５，２７１，９２８号明細書、同第５，４４５，８１３号明細書、同第５，４１３，７７４号明細書、同第５，５９７，５４９号明細書、同第５，８２７，５０４号明細書、同第５，７１１，９３３号明細書及び同第６，３３３，０２１号明細書に開示されており、これら特許文献の全てを参照により引用し、これらの記載内容を本明細書の一部とする。
ＩＶＵＳ造影イメージングの一用途は、アテローム硬化プラーク中の脈管の脈管（vasa vasorum）又はこれを包囲している脈管の脈管の検出、視覚化及び定量化である。これは、診断、治療計画及び治療監視の目的で行われる。これは、標的とされない造影剤の局所又は前進注入に続き、気泡検出手技を行うことにより達成される。脈管の脈管は、太い血管の壁の周りに位置してこれを通り抜ける微小気泡である。これらの正確な役割は、完全には理解されていないが、血管新生のプロセスによる新生血管の脈管の脈管の成長がアテローム硬化プラークの発生における極めて重大なステップであるという証拠が挙がりつつある。この知見により、治療標的として脈管の脈管に関心が高まり、しかも、脈管の脈管のイメージング技術に対する要望が増大している。これら技術は又、ＩＶＵＳにより提供される組織構造情報と関連して利用できる。例えば、プラーク構造に対する血管分布像の存在場所を突き止めるために、潜在的に有用な情報となる。標的とされない造影剤に加えて、この用途については標的にされる造影剤も又考慮される。例えば、新生血管の内皮細胞マーカが標的とされる。造影剤は又、アテローム硬化に関心のある他の分子に対して標的とされる。
最近、高い周波数で動作するＩＶＵＳシステムを用いて２次高調波と高帯域低調波造影イメージングの実施可能性が、デービッド・イー・ゴーツ（David E. Goertz）他著，「ノンリニアー・イントラバスキュラー・ウルトラサウンド・コントラスト・イメージング（Nonlinear Intravascular Ultrasound Contrast Imaging）」，ウルトラサウンド・イン・メディスン・アンド・バイオロジー（Ultrasound in Med & Biol.），第３２巻，第４号，２００６年，ｐ．４９１〜５０２によって立証された。なお、この非特許文献を参照により引用し、その記載内容を本明細書の一部とする。これら非線形造影イメージング方式は、血管管腔境界検出とＩＶＵＳ脈管の脈管イメージングを向上させる妥協策となっている。
上述したように、非線形イメージング用途では、基本信号の効果的な抑制を達成することが重要である。基本パルスインバージョン（ＰＩ）技術は、基本周波数の抑制に広く用いられている。しかしながら、基本ＰＩ技術の有効性は、変換器の動き及び変換器と組織との間の相対運動によって低下し、それにより、基本エコーが、完全には打ち消されない送信パルスとその反転パルスから生じる。ＰＩ技術の有効性の低下は、マーチン・イー・フリッジリンク（Martin E. Frijlink）他著，「ア・シミュレーション・スタディ・オン・ティッシュー・ハーモニック・イメージング・ウィズ・ア・シングル−エレメント・イントラバスキュラー・ウルトラサウンド・カテーテル（A simulation Study on Tissue Harmonic Imaging with a Single-element Intravascular Ultrasound Catheter）」，ジャーナル・アコースティック・ソサイエティー・アメリカ（J. Acoust. Soc. Am.），第１２０巻，第３号，２００６年９月によってＩＶＵＳカテーテルの機械的に回転する変換器について立証された。なお、この非特許文献を参照により引用し、その記載内容を本明細書の一部とする。
機械的走査では、変換器を動かすことが必要なので、機械的に走査される変換器を用いる非線形イメージングシステムは、変換器が通常静止しており、電気的に走査されるアレイ利用型イメージングシステムと比較して運動効果に起因して基本周波数抑制が大幅に低下するという欠点を有する。２Ｄアレイ利用型システムを用いる３Ｄイメージングも又、運動効果に起因する基本周波数抑制が低下するという欠点を有する。というのは、アレイは、３Ｄ画像を形成するために種々の位置で２Ｄ画像を得るよう機械的に動かされなければならないからである。
したがって、機械的に走査される変換器を用いる非線形イメージングシステムについて基本周波数抑制を向上させる必要がある。
多くの非線形イメージング方式は、基本周波数抑制の向上から恩恵を受ける。基本周波数抑制の向上から恩恵を受けることができる他のイメージング方式の例としては、次のものが挙げられるが、これらには限定されない。
１．気泡破壊からの広帯域信号。基本周波数抑制は、広帯域造影信号を組織信号から識別するうえで重要である。
２．「パルスインバージョン基本」技術であり、かかる技術は、多くの理由（例えば、基本周波数応答の広幅化、圧縮及び疎密サイクルに対する非対称基本応答）により存在する場合のある送信周波数範囲のエネルギーを利用する。パルスインバージョン利用基本イメージング技術は、シェ−シュウ・シェン（Che-Chou Shen）及びパイ−チー・リー（Pai-Chi Li）著，「パルス−インバージョン−ベースド・ファンダメンタル・イメージング・フォー・コントラスト・ディテクション（Pulse-inversion-based fundamental imaging for contrast detection）」，ＩＥＥＥトランズアクション・ウルトラソニック・フェロエレクトロニック・フリクエンス・コントロール（IEEE Trans Ultrason Ferroelec Freq Control），第５０巻，第９号，２００３年，ｐ．１１２４〜１１３３に記載されている。なお、この非特許文献を参照により引用し、その記載内容を本明細書の一部とする。変換器の運動は、気泡振動又は反射に源を発する基本周波数エネルギーを用いる可能性を減少させる。
３．２周波数方式であり、それにより、国際公開第２００５／０７１４７３（Ａ１）号パンフレット及び同第２００６／００１６９７（Ａ２）号パンフレットに記載されているように、低周波数信号が、気泡からの高周波数散乱応答を変調する。なお、これら特許文献を参照により引用し、これらの記載内容を本明細書の一部とする。この場合、気泡は、低周波数圧縮及び疎密サイクル中、気泡からの差を用いて高周波数送信帯域幅において検出される。この技術の成功の要は、高周波数で組織信号の効果的な抑制を例えばパルスインバージョン（処理後の減算）法により達成できるかどうかにあるが、パルスインバージョン法は、組織と変換器の相対運動により損なわれる場合がある。
４．「反復率イメージング」であり、この場合、大きな気泡は、ヘンドリック・ジェイ・ボス（Hendrik J. Vos）他著，「レペティション・レート・イメージング・オブ・バブルズ（Repetition rate imaging of bubbles）」，ザ・イレブンス・ヨーロピアン・シンポジウム・オン・ウルトラサウンド・コントラスト・イメージング（the Eleventh European Symposium on Ultrasound Contrast Imaging）からの抜粋，オランダ国ロッテルダム，２００６年１月２６〜２７日に記載されているように、高周波数超音波パルスを気泡共振周波数で又はその近傍でパルス反復周波数（ＰＲＦ）で送ることにより、振動するよう刺激される。なお、この非特許文献を参照により引用し、その記載内容を本明細書の一部とする。次に、振動している気泡と組織の差を適当なパルスインバージョンシーケンスで検出するのが良く、この場合、基本周波数抑制は、この技術の成功に不可欠な場合がある。
５．「気泡記憶」法であり、これは、組織の音響応答が「記憶無し」であるという仮定に基づいて組織信号と気泡信号を隔離するために互いに異なる長さのパルスの減算を利用し、これに対し、気泡は、国際公開第２００６／０２１４００（Ａ１）号パンフレットに記載されているように「記憶」を有する。なお、この特許文献を参照により引用し、その記載内容を本明細書の一部とする。パルスの最適化減算、即ち、組織及び造影剤に対する運動中の変換器の影響を減少させることは、この技術の成功にとって要となる。
６．上述の技術の組合せ。
これらイメージング方式には、基本周波数抑制不良に起因して欠点を有する。
国際公開第２００６／０１５８７６号パンフレット 国際公開第９７／２９７８３号パンフレット 国際公開第２００４／００６９２８４号パンフレット 米国特許第５，２７１，９２８号明細書 米国特許第５，４４５，８１３号明細書 米国特許第５，４１３，７７４号明細書 米国特許第５，５９７，５４９号明細書 米国特許第５，８２７，５０４号明細書 米国特許第５，７１１，９３３号明細書 米国特許第６，３３３，０２１号明細書 国際公開第２００５／０７１４７３（Ａ１）号パンフレット 国際公開第２００６／００１６９７（Ａ２）号パンフレット 国際公開第２００６／０２１４００（Ａ１）号パンフレット
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非線形イメージング用途において基本周波数抑制又は打ち消しを可能にするパルスインバージョン（ＰＩ）シーケンスが開示される。非線形イメージング用途の例としては、２次高調波、低調波及び超高調波コントラストイメージングが挙げられる。一実施形態では、重み付け方式が、変換器の動きの影響を減少させるために極性が交互の送信パルスに起因して生じる受け取ったエコーパルスに適用される。一実施形態では、３パルス重み付け方式がＰＩシーケンスに適用される。他の実施形態では、３パルス重み付け方式の種々の組合せがＰＩシーケンスに適用される。
変換器が末端部に設けられた例示のＩＶＵＳカテーテルを示す図である。 パルス間角度が０．１５°の場合、ＰＩ無し及び基本ＰＩと比較した種々のＰＩシーケンスの効果を示すグラフ図である。 パルス間角度が０．３０°の場合、ＰＩ無し及び基本ＰＩと比較した種々のＰＩシーケンスの効果を示すグラフ図である。
例えば機械的に走査される変換器による非線形画像収集のための基本周波数抑制（組織と造影剤の両方について）の飛躍的な向上を達成するＰＩシーケンスが提供される。これら非線形収集は、低調波収集、２次高調波収集、基本ＰＩ収集及び２周波数暴露収集を含む場合がある。
本発明のＰＩ技術は、１パルスの最適打ち消しが極性が逆の２つの隣り合うパルスの平均を追加することにより達成されるという仮定に基づいて、極性が交互の送信パルスから受け取ったエコーを処理して変換器の動きの影響を減少させる重み付け方式を利用する。
一実施形態では、結果的に〔Ｐ1 -＋２・Ｐ2 +＋Ｐ3 -〕の基本３パルスシーケンスが得られる重み付け方式を利用し、この場合、〔Ｐ+〕は、正の極性パルスからの応答であり、〔Ｐ-〕は、負の（逆の）の極性のパルスの応答である。この基本３パルスシーケンスの一次結合は、次の第１の一般式によって表すことができる。
Figure 2009545406
 上式において、ｔ及びｔ＋１は、隣接のパルス応答を表している。この結果、以下の重み係数を有する多パルスシーケンスが得られる。
１−２−１
１−３−３−１
１−３−４−３−１
１−３−４−４−３−１
１−３−４−４−４−３−１
１−３−４−．．．−４−３−１
また、次の第２の一般化式により基本３パルスシーケンスの一次結合を表すことができる。
Figure 2009545406
 上式において、加算指数ｔは、第１の一般式の場合のように１ではなく、２ずつ増える。この結果、以下の重み係数を有する多パルスシーケンスが得られる。
１−２−１
１−２−２−２−１
１−２−２−２−２−２−１
１−２−２−．．．−２−２−１
第２の組織ハーモニックイメージングの場合と同様、上述のパルスインバージョンシーケンスの使用は、２次高調波、低調波及び超高調波微小気泡イメージングにも有利であろう。このような状況において、非線形周波数帯域の搬送周波数は、別の送信周波数から離れているが、高帯域幅信号（軸方向分解能の向上にとっては有利である）に関し、これら帯域の周波数内容に相当なオーバーラップが存在する場合がある。基本周波数組織信号の効果的な打ち消しは、この場合も又、リアルタイム帯域フィルタリングの必要性を減少させ、コントラストの高い信号帯域幅の導入を可能にする。後者の観点は、特に重要である。というのは、高調波信号及び低調波信号は、微小気泡破壊が無くない場合でも、気泡応答によって広幅化されるからである。
造影イメージングの関連でパルスインバージョンシーケンスの使用は、造影剤及び組織信号の分離のために別々の周波数帯域の使用を利用しない気泡検出技術を採用したときに特に有用な場合がある。この場合、組織運動に起因する残留組織信号は、造影剤と組織の比を著しく損なうことになる。基本周波数抑制を促進するための本発明のパルスインバージョンシーケンスから恩恵を受ける技術としては、広帯域気泡破壊イメージング、基本周波数イメージング、２周波数イメージング、反復率イメージング、気泡記憶イメージング法、本明細書の背景技術の項に詳細に説明された技術が挙げられるが、これらには限定されない。
パルスインバージョンシーケンスは、極性が交互の送信パルスから受け取ったエコーを処理するための提案された重み付け方式を適用することによりこれら造影剤検出技術で使用できる。最適な使用のために、何らかの造影イメージング技術が送信シーケンスに取って代わることが有利な場合がある（かかる技術は、例えば、送信パルスの順序を変えること、送信パルスを追加することなどである）。
初期シミュレーションの示唆するところによれば、ビーム形状は、４つ以上の受け取り信号が組み合わされた場合、パルス重み付けにその影響を及ぼす場合がある。ビーム形状は、基本重み付け方式〔−１ ２ −１〕を重み付けするために用いられる場合があり、次に、この基本重み付け方式は、深さに依存する場合がある。
機械的に走査される変換器による高周波用途の特定の例は、連続回転単一要素を有するハーモニックＩＶＵＳである。この例に関し、初期シミュレーションを行った。
シミュレーション
組織模倣媒体中の非線形高周波ビームを計算し、重み付けＰＩ信号処理の効率に対する変換器回転の影響を吟味するシミュレーションツールが開発された。この例では、２０ＭＨｚガウスパルス（２ＭＰａ、５０％帯域幅）を散乱及び減衰（１．０ｄＢ×ｃｍ-1×ＭＨｚ-1）媒体中に伝搬させ、その結果、４０ＭＨｚで２次高調波信号が生じた。基本周波数抑制を互いに異なるＰＩシーケンスについて或る範囲のパルス間角度（０．１５°〜１．５°）について吟味した。０．１５°のパルス間角度では、１回転につき２，４００本の線密度を用いるプロトタイプシステムで実施された初期ハーモニックＩＶＵＳ実験で用いられた角度に一致している。１．５°のパルス間角度では、１回転当たり２５６本の線密度の角度に一致している。
図１は、パルス間角度では０．１５°の場合、パルスインバージョン無し及び〔Ｐ1 -＋Ｐ2 +〕を用いる基本ＰＩと比較した種々のＰＩシーケンスの効果を示している。
単一ＲＦトレースと比較した場合の１８〜２２ＭＨｚの平均基本減少は、以下の表に与えられている。
〔表１〕
シーケンス １８〜２２ＭＨｚの平均減少 追加の減少対基本ＰＩ
〔１ １〕（基本ＰＩ） ２８．２ｄＢ ０ｄＢ
〔１ ２ １〕 ３４．８ｄＢ ６．６ｄＢ
〔1 2 2 2 2 2 1 〕 ３８．８ｄＢ １０．６ｄＢ
〔1 3 4 4 4 3 1 〕 ３８．５ｄＢ １０．３ｄＢ
パルス間角度が０．３０°の場合に同一のものをシミュレートした。図２は、パルス間角度では０．３０°の場合、パルスインバージョン無し及び〔Ｐ1 -＋Ｐ2 +〕を用いる基本ＰＩと比較した種々のＰＩシーケンスの効果を示している。
単一ＲＦトレースと比較した場合の１８〜２２ＭＨｚの平均基本減少は、以下の表に与えられている。
〔表２〕
シーケンス １８〜２２ＭＨｚの平均減少 追加の減少対基本ＰＩ
〔１ １〕（基本ＰＩ） ２３．０ｄＢ ０ｄＢ
〔１ ２ １〕 ３２．３ｄＢ ９．３ｄＢ
〔1 2 2 2 2 2 1 〕 ３５．９ｄＢ １２．９ｄＢ
〔1 3 4 4 4 3 1 〕 ３６．５ｄＢ １３．５ｄＢ
図１及び図２のグラフ図は、提案されたＰＩシーケンスのうちの３つの結果を示しているに過ぎない。また、パルス間角度が異なると、その結果、提案されたＰＩシーケンスの効果が異なることになる。
また、３パルスＰＩシーケンス〔１ ２ １〕が、生体におけるウサギの大動脈に関しＩＶＵＳ ＴＨＩ収集（パルス間角度が０．１５°）からのＲＦデータに適用された。３パルスシーケンスは、＞６ｄＢだけ基本抑制を向上させた。
したがって、基本周波数抑制に対する変換器の回転の影響を減少させるための重み付けＰＩシーケンスの効果的な適用が示された。重み付けＰＩシーケンスは、組織／変換器の相対運動による影響を減少させるのに役立ち、その結果、非線形組織及び造影イメージングにおける画像品質が向上する。重み付けＰＩシーケンスは、迅速なリアルタイム実施に理想的であり、それにより、比較的時間のかかるディジタル帯域フィルタリングの必要性が減少する。
本発明の実施形態を図示すると共に説明したが、本発明の範囲から逸脱することなく種々の改造例を想到でき、かかる改造例及び均等例は全て、本発明に含まれるものである。
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Claims (55)

  1. 患者の体の超音波イメージング法であって、
    極性が交互の超音波励起パルスを患者の体内に送信するステップと、
    前記励起信号に応答して超音波エコー信号を受け取るステップと、
    受け取った前記超音波エコー信号に重み付け方式を適用するステップとを有し、前記重み付け方式は、次式、即ち、
    Figure 2009545406
     によって与えられ、上式において、ｔは、１ずつ増える加算指数であり、Ｐ+/-及びＰ-/+は、互いに逆の極性の励起パルスに応答したエコー信号であり、ｎは、加算上限であり、ａ、ｂ、ｃは、重み付け係数である、方法。
  2. ｎは、２以上である、請求項１記載の方法。
  3. ｎは、３以上である、請求項１記載の方法。
  4. ａ，ｂ，ｃは、それぞれ、１、２、１に等しい、請求項１記載の方法。
  5. 前記受け取ったエコー信号は、高調波応答を含む、請求項１記載の方法。
  6. 前記受け取ったエコー信号は、低調波応答を含む、請求項１記載の方法。
  7. 前記受け取ったエコー信号は、超高調波応答（ultraharmonic response）を含む、請求項１記載の方法。
  8. カテーテル利用型超音波変換器を前記患者の体内の関心のある部位に導入するステップと、
    前記変換器を機械的に走査して前記関心のある部位を画像化するステップとを更に有する、請求項１記載の方法。
  9. 前記関心のある部位は、動脈である、請求項８記載の方法。
  10. 造影剤を前記患者の体内に導入するステップを更に有し、前記励起パルスは、組織及び前記造影剤と互いに異なる仕方で相互作用する、請求項８記載の方法。
  11. 前記造影剤は、前記患者の体内の前記変換器の近くに注入される、請求項１０記載の方法。
  12. 前記造影剤は、脈管の脈管（vasa vasorum）である微小血管内に配置される、請求項１０記載の方法。
  13. 前記励起パルスは、１５ＭＨｚ以上の搬送周波数で送信される、請求項１０記載の方法。
  14. 前記励起パルスは、２０ＭＨｚ以上の搬送周波数で送信される、請求項１０記載の方法。
  15. 前記変換器を機械的に走査するステップは、前記変換器を回転させるステップから成る、請求項８記載の方法。
  16. 前記変換器は、変換器アレイから成り、前記方法は、
    前記変換器アレイを機械的に動かすステップと、
    前記変換器アレイを動かしているときに前記変換器アレイにより多数の２次元画像を得るステップと、
    前記多数の２次元画像を組み合わせて３次元画像を形成するステップとを更に有する、請求項１記載の方法。
  17. 前記変換器は、単一の変換器要素から成り、前記方法は、
    前記単一の変換器要素を機械的に動かすステップと、
    前記単一の変換器要素を動かしているときに前記単一の変換器要素により多数の２次元画像を得るステップと、
    前記多数の２次元画像を組み合わせて３次元画像を形成するステップとを更に有する、請求項１記載の方法。
  18. 造影剤を前記患者の体内に導入するステップを更に有し、前記励起パルスは、組織及び前記造影剤と互いに異なる仕方で相互作用する、請求項１記載の方法。
  19. 前記造影剤は、微小気泡から成る、請求項１８記載の方法。
  20. 前記造影剤は、特有の性質の部位又は領域に選択的に配置されるようになっている、請求項１８記載の方法。
  21. 前記造影剤は、標的とされない、請求項１８記載の方法。
  22. 前記造影剤は、前記患者の体内の前記変換器の近くに注入される、請求項１８記載の方法。
  23. 前記造影剤は、前記変換器から離れた場所に向けて前記患者の体内に注入される、請求項１８記載の方法。
  24. 気泡破壊イメージング技術を用いて前記患者の体内を画像化するステップを更に有する、請求項１９記載の方法。
  25. ２周波数イメージング技術を用いて前記患者の体内を画像化するステップを更に有する、請求項１９記載の方法。
  26. 反復率イメージング技術を用いて前記患者の体内を画像化するステップを更に有する、請求項１９記載の方法。
  27. 気泡記憶イメージング技術を用いて前記患者の体内を画像化するステップを更に有する、請求項１９記載の方法。
  28. 気泡破壊イメージング技術、２周波数イメージング技術、反復率イメージング技術、気泡記憶イメージング技術、又はこれらの組合せを用いて前記患者の体内を画像化するステップを更に有する、請求項１９記載の方法。
  29. 患者の体内を超音波で画像化する方法であって、
    極性が交互の超音波励起パルスを患者の体内に送信するステップと、
    前記励起信号に応答して超音波エコー信号を受け取るステップと、
    受け取った前記超音波エコー信号に重み付け方式を適用するステップとを有し、前記重み付け方式は、次式、即ち、
    Figure 2009545406
     によって与えられ、上式において、ｔは、２ずつ増える加算指数であり、Ｐ+/-及びＰ-/+は、互いに逆の極性の励起パルスに応答したエコー信号であり、ｎは、加算上限であり、ａ、ｂ、ｃは、重み付け係数である、方法。
  30. ｎは、２以上である、請求項２９記載の方法。
  31. ａ，ｂ，ｃは、それぞれ、１、２、１に等しい、請求項２９記載の方法。
  32. 前記受け取ったエコー信号は、高調波応答を含む、請求項２９記載の方法。
  33. 前記受け取ったエコー信号は、低調波応答を含む、請求項２９記載の方法。
  34. 前記受け取ったエコー信号は、超高調波応答（ultraharmonic response）を含む、請求項２９記載の方法。
  35. カテーテル利用型超音波変換器を前記患者の体内の関心のある部位に導入するステップと、
    前記変換器を機械的に走査して前記関心のある部位を画像化するステップとを更に有する、請求項２９記載の方法。
  36. 前記関心のある部位は、動脈である、請求項３５記載の方法。
  37. 造影剤を前記患者の体内に導入するステップを更に有し、前記励起パルスは、組織及び前記造影剤と互いに異なる仕方で相互作用する、請求項３５記載の方法。
  38. 前記造影剤は、前記患者の体内の前記変換器の近くに注入される、請求項３７記載の方法。
  39. 前記造影剤は、脈管の脈管（vasa vasorum）である微小血管内に配置される、請求項３７記載の方法。
  40. 前記励起パルスは、１５ＭＨｚ以上の搬送周波数で送信される、請求項３７記載の方法。
  41. 前記励起パルスは、２０ＭＨｚ以上の搬送周波数で送信される、請求項３７記載の方法。
  42. 前記変換器を機械的に走査するステップは、前記変換器を回転させるステップから成る、請求項３５記載の方法。
  43. 前記変換器は、変換器アレイから成り、前記方法は、
    前記変換器アレイを機械的に動かすステップと、
    前記変換器アレイを動かしているときに前記変換器アレイにより多数の２次元画像を得るステップと、
    前記多数の２次元画像を組み合わせて３次元画像を形成するステップとを更に有する、請求項２９記載の方法。
  44. 前記変換器は、単一の変換器要素から成り、前記方法は、
    前記単一の変換器要素を機械的に動かすステップと、
    前記単一の変換器要素を動かしているときに前記単一の変換器要素により多数の２次元画像を得るステップと、
    前記多数の２次元画像を組み合わせて３次元画像を形成するステップとを更に有する、請求項２９記載の方法。
  45. 造影剤を前記患者の体内に導入するステップを更に有し、前記励起パルスは、組織及び前記造影剤と互いに異なる仕方で相互作用する、請求項２９記載の方法。
  46. 前記造影剤は、微小気泡から成る、請求項４５記載の方法。
  47. 前記造影剤は、特有の性質の部位又は領域に選択的に配置されるようになっている、請求項４５記載の方法。
  48. 前記造影剤は、標的とされない、請求項４５記載の方法。
  49. 前記造影剤は、前記患者の体内の前記変換器の近くに注入される、請求項４５記載の方法。
  50. 前記造影剤は、前記変換器から離れた場所に向けて前記患者の体内に注入される、請求項４５記載の方法。
  51. 気泡破壊イメージング技術を用いて前記患者の体内を画像化するステップを更に有する、請求項４６記載の方法。
  52. ２周波数イメージング技術を用いて前記患者の体内を画像化するステップを更に有する、請求項４６記載の方法。
  53. 反復率イメージング技術を用いて前記患者の体内を画像化するステップを更に有する、請求項４６記載の方法。
  54. 気泡記憶イメージング技術を用いて前記患者の体内を画像化するステップを更に有する、請求項４６記載の方法。
  55. 気泡破壊イメージング技術、２周波数イメージング技術、反復率イメージング技術、気泡記憶イメージング技術、又はこれらの組合せを用いて前記患者の体内を画像化するステップを更に有する、請求項４６記載の方法。
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