JP2015144851A - コレジスタ・イメージングのための血管内超音波システム - Google Patents

コレジスタ・イメージングのための血管内超音波システム Download PDF

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Abstract

【課題】高画質の冠状動脈像を得られる超音波診断装置を提供する。【解決手段】イメージングコアは、超音波エネルギーパルスを送信するべく及び反射超音波エネルギーパルスを受信するべく構成される。本システムは、イメージングコアに結合されたイメージングエンジンであって、イメージングコアにエネルギーパルスを与えて当該イメージングコアに超音波エネルギーパルスを送信させるべく構成されたイメージングエンジンをさらに含む。エネルギーパルスは繰り返しシーケンスで構成され、各シーケンスのエネルギーパルスは異なる特徴を有する。反射パルスは、各異なる特徴に起因する画像の複合画像を与えるべく処理される。【選択図】図２９

Description

本発明は一般に血管内超音波（ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ（ＩＶＵＳ））イメージングに関する。本発明は詳しくはコレジスタ・イメージング（ｃｏ−ｒｅｇｉｓｔｅｒｅｄ ｉｍａｇｉｎｇ）のためのＩＶＵＳシステムに関する。
優先権の主張
本願は、２００９年１０月１２日に出願された同時係属中の米国仮特許出願第６１／２５０，７８１号の利益を主張する。また、本願は、２００９年１０月３０日に出願された同時係属中の米国仮特許出願第６１／２５６，５４３号の利益を主張する。上記出願双方の全体が本明細書に参照として組み入れられる
血管内超音波イメージングは一般に、経皮的冠動脈インターベンション、典型的にはベアメタル又は薬剤溶出ステントの配置をガイド及びアセスメントをするべく行われる。ＩＶＵＳイメージングの他の用途は、冠状動脈疾患のアセスメントもさらに含む。
冠動脈ステントは一般に、ステンレス鋼又はコバルト・クロム合金のような金属製の支柱を有する。金属ステントの支柱は、ステントの支柱上に成長した新生組織のような血液及び軟部組織と比べてかなり大きな反射超音波信号を与える。新生組織の成長を検出かつ測定する能力は、ステント治癒プロセスを評価する目的にとって特に重要である。現在市販のＩＶＵＳシステムは、反射超音波信号の検出可能範囲が限られているため、初期の新生組織の成長を検知する能力も限られている。
破裂しやすいアテローム性傷害、いわゆる不安定プラークは、インターベンション心臓病専門医の興味を引いている。プラーク破裂の大きなパーセンテージを占めると考えられている不安定プラークの一のタイプは薄膜線維性アテロームである。この場合、薄い（６５μｍ未満の）線維性被膜が、機械的に不安定な脂質豊富又は壊死のコアの上に横たわる。現在市販のＩＶＵＳシステムは、４０ＭＨｚまで動作するのみであって、距離分解能は約１００μｍに限られる。したがって、現在市販のＩＶＵＳシステムは不安定プラークを信頼性をもって検出することができない。
一般に、空間分解能を向上させるべくイメージング周波数を増大させる必要がある。しかしながら、増大したイメージング周波数はまた、血液と非血液組織との低減したコントラストももたらす。これは、血液が充填された内腔を内膜プラークからセグメント化することを困難にする。例えば、特許文献１に記載のように、血液及び非血液組織の周波数依存超音波特性を利用する自動セグメント化アルゴリズムもある。実時間の自動セグメント化ツールは、臨床診療にてその有用性を減じるエラーを起こしがちであることが多い。
経胸腔的心エコー用途を目的とする多周波数イメージングが開発されている。特許文献２は、異なるイメージング周波数及び帯域幅の２つのＢモード画像を同時に表示するシステムを記載する。しかし、この技術は、基本波イメージング技術及び高調波イメージング技術の双方を使用し、組織の非線形伝搬特性に依存する。高調波イメージングは良好な空間分解能を潜在的に与えるが、近接場での高調波イメージングの性能は限られる。さらに、高調波ＩＶＵＳイメージングは現実的に有用とは考えられていない。
多周波数ＩＶＵＳイメージングはまた、複数のトランスデューサ・イメージングカテーテルの使用によって達成することができる。しかし、複数のトランスデューサによれば、使い捨てイメージングカテーテル及びイメージングシステムに複雑性及びコストが加わることとなる。別個のトランスデューサからの画像をコレジストレーションする潜在的な必要性がその現実的な使用をさらに複雑にする。
経皮的冠動脈インターベンションをガイドするのに十分なコントラスト分解能、並びにステント治癒及び不安定プラークを検出するのに十分なコントラスト及び空間分解能を与える技術が必要とされている。さらに、かかる技術では複数画像間のコレジストレーション・ステップが不要であることが望ましい。またさらに、かかる技術では、既存の商用システム及びカテーテルに対してシステム及びカテーテルの複雑性及びコストが実質的に上昇しないことが望ましい。
米国特許第５，８７６，３４３号明細書 米国特許第６，１３９，５０１号明細書 米国特許出願公開明細書第２００４／０１９９０４７（Ａ１）号明細書 米国特許出願公開明細書第２００１／００２９３３６（Ａ１）号明細書 米国特許出願公開明細書第２００８／０２００８１５（Ａ１）号明細書
本発明は、遠位端を有する細長い本体と当該細長い本体に挿入されるべく構成されたイメージングコアとを備えるカテーテルを含む血管内超音波イメージングシステムを与える。イメージングコアは、超音波エネルギーパルスを送信するべく及び反射超音波エネルギーパルスを受信するべく構成される。本システムは、イメージングコアに結合されたイメージングエンジンであって、イメージングコアにエネルギーパルスを与えて当該イメージングコアに超音波エネルギーパルスを送信させるべく構成されたイメージングエンジンをさらに含む。エネルギーパルスは繰り返しシーケンスで構成され、各シーケンスのエネルギーパルスは異なる特徴を有する。
エネルギーパルスの各シーケンスは、少なくとも２つのパルス、例えば３つのパルスを含む。異なる特徴は、パルスエネルギー、周波数、又は帯域幅である。
本イメージングエンジンは、反射超音波エネルギーパルスを画像フレームにおいて処理するプロセッサと、反射超音波エネルギーパルスの異なる特徴を検出する検出器とを含む。本イメージングエンジンは、検出された異なる特徴に応じて当該フレームを処理する。
本イメージングエンジンは、共通の検出された特徴を有する反射超音波エネルギーパルスのみを処理するべく構成される。本イメージングエンジンはさらに、反射超音波エネルギーパルスのシーケンスの異なる特徴に基づいて複合画像を与えるべく構成される。
本イメージングエンジンは、反射超音波エネルギーパルスを別個の画像フレームにおいて処理するプロセッサを含む。各画像フレームは、異なるエネルギーパルスの特徴のそれぞれに対応する。本イメージングエンジンは、別個の画像フレームを同時に表示するための表示信号を与える。
本発明はさらに、遠位端を有する細長い本体と当該細長い本体に挿入されるべく構成されたイメージングコアとを備えるカテーテルを与えることを含む方法を与える。当該イメージングコアは、超音波エネルギーパルスを送信するべく及び反射超音波エネルギーパルスを受信するべく構成される。本方法はさらに、イメージングコアに超音波エネルギーパルスを送信させるべく当該イメージングコアにエネルギーパルスを与えるステップを含む。エネルギーパルスは繰り返しシーケンスで構成され、各シーケンスのエネルギーパルスは異なる特徴を有する。
添付図面とともに以下の記載を参照することで、本発明のさらなる特徴及び利点とともに、本発明を最も良く理解することができる。いくつかの図面では、同じ参照番号が同じ要素を特定する。
ＩＶＵＳシステムのハイレベルブロック図である。 コレジスタ・イメージング用ＩＶＵＳシステムの信号処理経路の一のブロック図である。 コレジスタ・イメージング用ＩＶＵＳシステムの信号処理経路の他のブロック図である。 図３ａ及び３ｂはそれぞれ、短時間パルスの時間領域信号及びパワースペクトルを示す。 広帯域パワースペクトルの一の通過帯域を示す。 広帯域パワースペクトルの他の通過帯域を示す。 イメージングエンジンの一のブロック図である。 イメージングエンジンの他のブロック図である。 イメージングエンジンのさらに他のブロック図である。 図６ａから６ｄはそれぞれ、第１、第２、第３、及び第４の代表的な送信パルスシーケンスを示す。 コレジスタ・イメージング用ＩＶＵＳシステムの信号処理経路のブロック図である。 統合後方散乱パラメータ計算用信号処理ステップのブロック図である。 複数のコレジストレーションされた画像を含む表示を示す。 図１０ａ及び１０ｂは、コレジストレーションされた画像間のフィーチャ・マッピングを示す。 ＩＶＵＳシステムのハイレベルブロック図である。 さらなるイメージングエンジンのブロック図である。 デジタル信号処理エンジンのブロック図である。 デジタル信号処理エンジンのブロック図である。 デジタル信号処理エンジンのブロック図である。 デジタル信号処理エンジンのブロック図である。 デジタル信号処理エンジンのブロック図である。 コレジスタ・イメージング用ＩＶＵＳシステムの信号処理経路のブロック図である。 狭窄した冠状動脈の断面図である。 インプラントされたステントを伴う冠状動脈の断面図である。 高送信エネルギーパルスを用いて得られたステント冠状動脈の横断面ＩＶＵＳ画像を示す。 高エネルギー、中間エネルギー、及び低エネルギーの繰り返し送信パルスシーケンスを示す。 中間送信エネルギーパルスを用いて得られたステント冠状動脈の横断面ＩＶＵＳ画像を示す。 低送信エネルギーパルスを用いて得られたステント冠状動脈の横断面ＩＶＵＳ画像を示す。 高送信エネルギーパルスを用いて得られたステント冠状動脈の、選択されたダイナミックレンジを伴う横断面ＩＶＵＳ画像を示す。 中間送信エネルギーパルスを用いて得られたステント冠状動脈の、選択されたダイナミックレンジを伴う横断面ＩＶＵＳ画像を示す。 低送信エネルギーパルスを用いて得られたステント冠状動脈の、選択されたダイナミックレンジを伴う横断面ＩＶＵＳ画像を示す。 ステント冠状動脈の高送信エネルギー横断面ＩＶＵＳ画像、ステント冠状動脈の中間送信エネルギー横断面ＩＶＵＳ画像、及びステント冠状動脈の低送信エネルギー横断面ＩＶＵＳ画像の複合画像を示す。 高送信エネルギーパルスシーケンス、中間送信エネルギーパルスシーケンス、及び低送信エネルギーパルスシーケンスによるイメージング用ＩＶＵＳシステムの信号処理経路のフロー図である。
図１は、ＩＶＵＳシステムのハイレベルブロック図である。ＩＶＵＳシステムは、ＩＶＵＳイメージングカテーテル１０００、患者インターフェイスモジュール２０００、及びイメージングエンジン３１００からなる。カテーテルは典型的には、大腿又は橈骨動脈逆行性経路を介して冠状動脈へ送達される。イメージングカテーテル１０００は、患者インターフェイスモジュール２０００に機械的かつ電気的に接続される。イメージングエンジン３１００は、冠状動脈イメージングを目的として、患者インターフェイスモジュール２０００及びカテーテル１０００の動作を制御するべく用いられる。ＩＶＵＳイメージングカテーテルについての以下の説明は、機械的に回転する画像コアの場合に関する。各ＩＶＵＳ画像は、所定数のベクトル（又はスキャンライン）及び一ベクトル当たりのサンプルを含む。最新の入手可能な市販ＩＶＵＳシステムは一画像当たり２５６ベクトルを利用する。一ベクトル当たりのサンプル数は一般に、市販のＩＶＵＳシステムに対して約２５６サンプルから２０４８サンプルの間で変化し、イメージング周波数及びデータ形式（例えばＲＦ又はベース帯域）に部分的に依存する。
図２ａは、コレジスタ・イメージング用ＩＶＵＳシステムの信号処理経路の一実施例のブロック図である。ステップ１０２で波形が選択される。一般にはイメージングエンジン内で選択される。次に、ステップ１０４で送信パルサーにより送信波形が生成される。送信パルサーは一般に、患者インターフェイスモジュールに配置される。ステップ１０６で、送／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチを介して超音波トランスデューサ１１００へ送信波形が送られる。トランスデューサは、１０ＭＨｚから８０ＭＨｚの周波数範囲にわたって動作する。冠内イメージングに対しては一般に、２０ＭＨｚから６０ＭＨｚの間である。
トランスデューサは、超音波圧力場１１１０を放射して冠状動脈に超音波を当てる。超音波エネルギーの中には後方散乱されてトランスデューサが受信するものもある。受信された超音波は、ステップ１０６でＴ／Ｒスイッチを通過し、ステップ１０８で回転結合器を通過する。回転結合器は、誘導型回転結合器又は液体金属回転結合器である。代替的には、回転結合器は例えば、２００９年５月１４日に出願された同時係属中の米国特許出願第１２／４６５，８５３号に記載の回転容量結合器であってよい。この出願は、出願人がＳｉｌｉｃｏｎ Ｖａｌｌｅｙ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ，Ｉｎｃであって、発明の名称が回転容量結合器を有するＩＶＵＳシステムであり、その全体が本明細書に参照として組み入れられる。回転結合器は、カテーテルの機械的に回転するイメージングコアと、患者インターフェイスモジュールの回転しないエレクトロニクスとのインターフェイスをなす。
次に、受信された信号はステップ１０９でゲイン増幅器を通過し、ステップ１１０でハイパスフィルタを通過し、及びステップ１１２で時間ゲイン補正増幅器を通過する。時間ゲイン補正が与えられるのは、超音波信号の減衰が、当該信号が冠状動脈内にさらに伝搬するときに増大するからである。次に、ステップ１１４で信号はアンチエイリアシング・ローパスフィルタを介して送信された後、ステップ１１６でデジタル化される。
次に、デジタル化された信号は、低周波数経路１２０及び高周波数経路１３０を含む多周波数技術によって処理される。低周波数及び高周波数処理の経路は同様の処理段を含む。当該処理段は、通過帯域、視野、及び信号対雑音比のようなイメージングパラメータに起因して異なり得る。
図３及び４を参照すると、６０％超過の比帯域幅を有する６０ＭＨｚのＩＶＵＳイメージングトランスデューサの短時間パルスに対する時間領域応答２０２及びパワースペクトル２０４がそれぞれ図３ａ及び３ｂに示される。大きな比帯域幅、すなわちほぼ５０％超過の比帯域幅を有するトランスデューサの使用は、本発明の一の重要な側面である。５０％未満の比帯域幅を有するトランスデューサを使用することもできるが、かかるトランスデューサの使用は有用性が低減されて有効とならないことが予想される。本発明の他の重要な側面は、有用な帯域幅にわたり均一な高い感度を有するトランスデューサの使用である。選択された低周波数及び高周波数は、重なる帯域幅２２２、２２４又は重ならない帯域幅２２６、２２８を含む。それぞれ図４ａ及び４ｂに示されるように、通過帯域幅中心周波数Ｆ１、Ｆ２に対応する。重なる帯域幅を使用する潜在的な利益は、帯域幅が広いほど空間分解能が良好な画像が生成されることにある。本発明の一実施例では、低い通過帯域幅中心周波数Ｆ１が４０ＭＨｚ、高い通過帯域幅中心周波数Ｆ２が６０ＭＨｚであり、低い通過帯域幅２２２が３０ＭＨｚから５０ＭＨｚ、高い通過帯域幅２２４が４５ＭＨｚから７５ＭＨｚである。本発明の他実施例では、カテーテルは広帯域４０ＭＨｚトランスデューサを含み、低い通過帯域中心周波数は３０ＭＨｚ、高い通過帯域中心周波数は５０ＭＨｚである。本発明のさらなる他実施例では、カテーテルは広帯域３５ＭＨｚトランスデューサを含み、低い通過帯域中心周波数は２５ＭＨｚ、高い通過帯域中心周波数は４０ＭＨｚである。
図２ａを再び参照すると、ステップ１２２で低周波数経路デジタル化データの前処理が最初に行われる。業界で周知のとおり、前処理は一般に、バンドパスフィルタリング技術及びベクトル処理技術を含む。ステップ１２４で、前処理されたデータのエンベロープが検出されて、その後ステップ１２６で後処理される。後処理は一般に、視覚的にアピールしかつ有用な画像を生成するべく対数圧縮及びガンマ補正を含む。次にステップ１２８で、後処理されたデータは、極座標から直交座標にスキャン変換される。前処理、検出、後処理、及びスキャン変換は、医用超音波イメージングの当業者にとって周知の信号及び画像の処理技術である。
高周波数経路デジタル化データも同様の手法で処理される。ステップ１３２で高周波数経路デジタル化データの前処理が最初に行われる。繰り返しになるが、前処理は一般に、バンドパスフィルタリング及びベクトル処理を含む。ステップ１３４で、前処理されたデータのエンベロープが検出されて、その後ステップ１３６で後処理される。後処理は一般に、視覚的にアピールしかつ有用な画像を生成するべく対数圧縮及びガンマ補正を含む。次にステップ１３８で、後処理されたデータは、極座標から直交座標にスキャン変換される。
次にステップ１５０で、低周波数及び高周波数のスキャン変換画像１５２、１５４が同時に表示される。低周波数画像は血液と非血液組織との良好なコントラストを含み、内腔境界検出が容易となる。高周波数画像は、薄い線維性被膜のような傷害フィーチャの良好な空間分解能を含む。低周波数及び高周波数のスキャン変換画像１５２、１５４は、双方の画像を生成するべく同じ超音波データが使用されるので、コレジストレーションされる。
図２ａに示す信号処理経路は、多くの物理構成で実装することができる。本発明の一の重要な側面は、イメージングエンジンの物理構成にある。図５ａは、イメージングエンジン３１００の一実施例のためのブロック図である。イメージングエンジン３１００は、シングルボード・コンピュータ３１０２、専用デジタル信号処理（ＤＳＰ）モジュール３１２０、及びインターフェイスボード３１８０を含む。ＤＳＰモジュール３１２０は、患者インターフェイスモジュールに送信される送信波形３１８２を選択するべく用いられる。インターフェイスボード３１８０には、時間ゲイン補正増幅器３１８４及びアンチエイリアシング・ローパスフィルタ３１８６が配置される。ＤＳＰモジュール３１２０には、アナログデジタル変換器（又はデジタイザ）３１２８が配置される。ＤＳＰモジュール３１２０はさらに、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（ＦＰＧＡ）３１２２を含む。図２ａに示す低周波数信号及び高周波数信号処理経路１２０、１３０は一般にＦＰＧＡに実装される。本実施例の一の重要な側面は、コレジスタ・イメージングが、単一のアナログデジタル変換器及び単一のＦＰＧＡを含むイメージングエンジンによって行われることにある。
図５ｂは、本発明のイメージングエンジンの他実施例のブロック図である。本イメージングエンジンは、第１ＤＳＰモジュール３１２０及び第２ＤＳＰモジュール３１４０を含み、単一のアナログデジタル変換器（又はデジタイザ）３１２８及び２つのＦＰＧＡ３１２２、３１４２が利用可能である。一のＦＰＧＡを含む第２ＤＳＰモジュールの追加により計算処理パワーが増大するが、デバイスの複雑性及びコストが増大する。同じデジタル化データが双方のＦＰＧＡによって処理される。
図５ｃは、本発明のイメージングエンジンのさらなる他実施例のブロック図である。本イメージングエンジンは、第１ＤＳＰモジュール３１２０及び第２ＤＳＰモジュール３１４０を含み、２つのアナログデジタル変換器（又はデジタイザ）３１２８、３１４８及び２つのＦＰＧＡ３１２２、３１４２が利用可能である。サンプリングクロック３１２６が双方のデジタイザ３１２８、３１４８を同期させる。本実施例の２デジタイザ／２ＦＰＧＡのイメージングエンジンはさらに、第２時間ゲイン補正増幅器３１８８及び第２アンチエイリアシング・ローパスフィルタ３１９０を含む。第２のデジタイザ３１４８、時間ゲイン補正増幅器３１８８、ローパスフィルタ３１９０の追加により計算処理のパワー及び柔軟性が増大するが、デバイスの複雑性が増大する。柔軟性が加わることで、異なる周波数帯域に起因する当該組織を介した超音波圧力波の異なる減衰に対して補正をすることができる。
図２ｂは、図５ｃに示すイメージングエンジンの一実施例を含むコレジスタ・イメージング用ＩＶＵＳシステムの信号処理経路の一実施例のブロック図である。当該組織から後方散乱された信号は、トランスデューサ１１００により受信された後に、ステップ１０６で送／受信スイッチを通過し、ステップ１０８で回転結合器を通過し、ステップ１０９でゲイン増幅器を通過し、ステップ１１０でハイパスフィルタを通過する。ハイパスフィルタを通過した信号は次に、低周波数処理経路１２０Ａ及び高周波数処理経路１３０Ａを含む多周波数技術によって処理される。低周波数処理経路１２０Ａ及び高周波数処理経路１３０Ａは同様の処理段を含む。当該処理段は、通過帯域、視野、及び信号対雑音比のようなイメージングパラメータに起因して異なり得る。ステップ１１２で、低周波数経路信号に対して時間ゲイン補正が最初に適用される。時間ゲイン補正が与えられるのは、超音波信号の減衰が、当該信号が冠状動脈内にさらに伝搬するときに増大するからである。ＴＧＣ増幅された低周波数経路信号は次に、ステップ１１４でアンチエイリアシング・ローパスフィルタを介して送信された後、ステップ１１６でアナログデジタル（Ａ／Ｄ）変換（又はデジタル化）される。ステップ１２２で低周波数経路デジタル化データの前処理が最初に行われる。前処理は一般に、バンドパスフィルタリング技術及びベクトル処理技術を含む。ステップ１２４で、前処理されたデータのエンベロープが検出されて、その後ステップ１２６で後処理される。後処理は一般に、視覚的にアピールしかつ有用な画像を生成するべく対数圧縮及びガンマ補正を含む。次にステップ１２８で、後処理されたデータは、極座標から直交座標にスキャン変換される。
高周波数経路１３０Ａの信号も同様の手法で処理される。ステップ１１０でのハイパスフィルタリングの後にまず、ステップ１１２Ａで時間ゲイン補正が、ステップ１１４Ａでアンチエイリアシング・ローパスフィルタが、ステップ１１６ＡでＡ／Ｄ変換が行われる。次にステップ１３２で、高周波数デジタル化されたデータが前処理される。前処理は一般に、バンドパスフィルタリング技術及びベクトル処理技術を含む。ステップ１３４で、前処理されたデータのエンベロープが検出されて、その後ステップ１３６で後処理される。後処理は一般に、視覚的にアピールしかつ有用な画像を生成するべく対数圧縮及びガンマ補正を含む。次にステップ１３８で、後処理されたデータは、極座標から直交座標にスキャン変換される。次にステップ１５０で、低周波数及び高周波数のスキャン変換画像１５２、１５４が同時に表示される。図２ｂに示す信号処理経路の実施例において、多周波数信号処理経路はステップ１１０でのハイパスフィルタリングの後にスプリットされるのに対し、図２ａに示す信号処理経路の実施例においては、多周波数信号処理経路はステップ１１６でのＡ／Ｄ変換の後にスプリットされる。ハイパスフィルタリングの後の多周波数信号処理経路のスプリットにより、異なるイメージング周波数に適した時間ゲイン補正を行うことができる。
ここで図６ａ−６ｄを参照すると、一連のイメージング波形シーケンスが示されている。図６ａは、単一のパルスシーケンス１０がＩＶＵＳ画像の各ベクトルに対して同じ波形Ｘｃを送ることを含む一実施例を示す。図６ｂは、低周波数波形Ｘ１及び高周波数波形Ｘ２が交互となるパルスシーケンス２０を含む他実施例を示す。単一パルスシーケンスに対する交互パルスシーケンスの潜在的利点は、送信されるエネルギーを、多周波数処理の選択された通過帯域に対して増大又は減少できることにある。送信エネルギーを調整できる能力は、同時に表示されるコレジストレーション画像の画質にとって有利である。図６ｃは、イメージング波形Ｘｉ及びパラメータイメージング波形Ｘｐが交互となるパルスシーケンス３０を含むさらなる他実施例を示す。イメージング波形Ｘｉは、Ｘｃ、Ｘ１、又はＸ２波形を含む。パラメータイメージング波形Ｘｐは、統合後方散乱、減衰、ひずみ、及びモーションを含む少なくとも一の超音波組織分類パラメータの解析を最適化するべく選択される。狭帯域波形の使用は、相関に基づく又はドップラーに基づくモーション解析にとって有利である。図６ｄは、イメージング波形Ｘｉ及びパラメータイメージング波形Ｘｐが交互となるパルスシーケンス４０を含むなおさらなる他実施例を示す。ここでは、複数のパラメータイメージング波形Ｘｐがイメージング波形Ｘｉの間に送信される。繰り返されるパルスの使用は、信号対雑音条件にとってさらに有利である。
したがって、上述からわかるように及び本発明の複数の側面によれば、イメージングコアに結合されたイメージングエンジンは、イメージングコアにエネルギーパルスを与えて当該イメージングコアに超音波エネルギーパルスを送信させるべく構成される。エネルギーパルスは繰り返しシーケンスで構成され、各シーケンスのエネルギーパルスは異なる特徴を有する。例えば、エネルギーパルスの各シーケンスは少なくとも２つのパルスを含む。また、異なる特徴はパルスエネルギーである。
図７は、コレジスタ・イメージング用ＩＶＵＳシステムの信号処理経路の一実施例のブロック図を示す。ここでは、コレジストレーション画像がグレースケール画像１８２及びパラメータ画像１８４を含む。パラメータ画像１８４は、多重パラメータ画像を含む。ステップ１０２で選択されてイメージングエンジンから送られた送信波形は、図６ａ及び６ｃに示す単一パルスシーケンス１０並びにイメージング及びパラメータイメージングパルスシーケンス３０を含む。デジタル化ステップ１１６への信号処理経路は、図２ａに示した多周波数イメージングのための信号処理経路と同様である。
次に、デジタル化された信号は、グレースケールイメージング経路１６０及びパラメータイメージング経路１７０によって処理される。まずステップ１６２で、グレースケールイメージング経路のデジタル化データが前処理される。前処理は一般に、バンドパスフィルタリング技術及びベクトル処理技術を含む。ステップ１６４で、前処理されたデータのエンベロープが検出されて、その後ステップ１６６で後処理される。後処理は一般に、視覚的にアピールしかつ有用な画像を生成するべく対数圧縮及びガンマ補正を含む。次にステップ１６８で、後処理されたデータは、極座標から直交座標にスキャン変換される。
パラメータイメージング経路１７０の処理段は、前処理ステップ１７２、パラメータ解析ステップ１７４、後処理ステップ１７６、及びスキャン変換ステップ１７８を含む。各パラメータイメージング処理ステップの具体的詳細は、当該計算対象の少なくとも一のパラメータによる。
本発明の一実施例では、統合後方散乱のパラメータ画像が生成される。統合後方散乱前処理ステップ１７２は、バンドパスフィルタリング及びベクトル処理技術を含む。フィルタ通過帯域は、トランスデューサの−３ｄＢ帯域幅から決定される。ステップ１７４での統合後方散乱パラメータ解析は、スライディング窓技術を含む。スライディング窓技術は、超音波組織性状の当業者にとって周知である。
ここで図８を参照すると、ブロック図に、スライディング窓技術を用いた統合後方散乱パラメータの計算のための信号処理段の一実施例が示される。まずステップ５０２で、前処理されたデータ５００の関心領域（ＲＯＩ）が選択される。ＲＯＩの各ベクトルに対してハミング窓又はハン窓のような時間領域窓が適用されて、周波数分解能の低減という犠牲のもとで高速フーリエ変換（ＦＦＴ）スペクトル解析におけるエッジ不連続性が最小化される。ＲＯＩは、所定数のベクトル及びベクトルサンプルを含む。ベクトル及びベクトルサンプルの数は、ベクトル密度、サンプルレート、最適ＲＯＩサイズ、及び信号対雑音の測定基準（ｍｅｔｒｉｃｓ）を含む詳細に依存する。
本発明の一実施例においてシステムは、一ＩＶＵＳ画像当たり１０２４ベクトルのベクトル密度及び４００×１０６サンプル／秒のサンプルレートを与える。最適ＲＯＩサイズは、ＲＯＩの最小径方向範囲を最大信号対雑音比と均衡させる。当該径方向範囲と比較可能なＲＯＩの側方向範囲により、その後のパラメータ画像解析を容易にすることができる。複数のベクトルによっても信号平均化が可能となる。さらに、選択されたＲＯＩサイズはレンジ依存である。物理ベクトルの間隔がレンジに伴い増大するからである。１．５ｍｍのレンジにおける７ベクトル及び３２サンプルのＲＯＩサイズにより、約６０μｍ×６０μｍであるＲＯＩが得られる。このサイズは、薄い線維性被膜のような小型アテローム性傷害フィーチャにとって適切である。
ステップ５０４でＲＯＩに対して平均パワースペクトルが計算される。これは、各ベクトルのパワースペクトルを計算した後に平均化することにより行われる。パワースペクトルは一般に、ＦＦＴ技術を用いて計算される。平均化は一般に、対数（ｄＢ）領域で行われるが線形領域で行われてもよい。次にステップ５０６で、平均パワースペクトルついて、レンジ依存感度及び周波数依存トランスデューサ感度を含むシステム及びトランスデューサの影響が補正される。ステップ５０８で統合後方散乱パラメータが計算される。これは、選択された帯域幅の補正された平均パワースペクトル値を加算し、かつ、上記選択された帯域幅で除算することによって行われる。複数の付加的ＲＯＩが選択される。これは、前処理されたデータ５００又は当該前処理されたデータの所定サブセットにわたり窓（又はＲＯＩ）をスライドさせることによって行われる。ＲＯＩの重なり度合いは、重なりを最大化することによるパラメータ画像のスムージングと、重なりを最小化することによる計算コストとを均衡させるべく選択される。７ベクトル×３２サンプルのＲＯＩサイズに対しては、スライディング窓の重なりは一般に、ベクトルに沿って１６サンプル（又は５０％）から２４サンプル（又は７５％）の間、及びベクトルを横切って４ベクトル（又は約５０％）から６ベクトル（又は８５％）の間を含む。解析すべきＲＯＩがもはや残っていない場合に統合後方散乱パラメータデータが後処理ステップ１７６（図７）に送られる。
ステップ１７６の統合後方散乱画像の後処理は、しきい値処理及びガンマ補正を含む。本発明の一実施例では、統合後方散乱画像がしきい値処理されて、比較的低い統合後方散乱値を有するものとして知られる脂質豊富ＲＯＩが表示される。代替実施例では、統合後方散乱画像は、複数の組織タイプを区別するべく多レベルにてしきい値処理される。次にステップ１７８で、後処理統合後方散乱画像はスキャン変換される。
次にステップ１８０で、スキャン変換されたグレースケール画像及びスキャン変換された統合後方散乱パラメータ画像が同時に表示される。グレースケール画像は良好な構造詳細を与える。統合後方散乱パラメータ画像は良好なプラーク組成詳細を与える。さらに、グレースケール及び統合後方散乱パラメータ画像１８２、１８４はコレジストレーションされる。同じ超音波データが双方の画像を生成するべく使用されるからである。
図９は、４つのコレジストレーション画像１９２、１９４、１９６、１９８を含む表示１９０である。４つのコレジストレーション画像は、少なくとも一のグレースケール画像及び少なくとも一のパラメータ画像を含む。本発明の一実施例では、表示は、４０ＭＨｚグレースケール画像、６０ＭＨｚグレースケール画像、及び統合後方散乱パラメータ画像を含む。
本発明により、コレジストレーション画像間の画像フィーチャのマッピングが容易となる。低い超音波周波数のＩＶＵＳ画像が一般に血液と非血液組織との良好なコントラストを与える一方、高い超音波周波数のＩＶＵＳ画像は一般にアテローム性傷害の良好な空間分解能を与える。図１０ａは、低周波数の第１ＩＶＵＳ画像３００及び高周波数の第２ＩＶＵＳ画像を示す。カテーテルマスク３０２、３２２は、冠状動脈セクションに関するカテーテル位置を表す。第１画像３００にて特定されるルーメン輪郭３０８は、第２画像３２０にて特定される内腔輪郭３２８に対してマッピング３１２される。内腔輪郭は、血液３０４と非血液組織とを区分する。第１画像３００にて特定される血管輪郭３１０は、第２画像３２０にて特定される血管輪郭３３０に対してマッピング３１４される。内腔輪郭及び血管輪郭３０８、３１０は、アテローム性プラーク３０６と他組織とを区分する。高周波数ＩＶＵＳ画像のマッピングされた輪郭３２８、３３０によって、アテローム性プラークをさらに処理することができる。
図１０ｂは、第１画像３４０における顕著なフィーチャを第２画像３６０にマッピングすること、及び上記第２画像３６０における顕著なフィーチャを第１画像３４０にマッピングすることを示す。第１画像はグレースケール画像を含み、第２画像はパラメータ画像を含む。第１画像３４０の内腔輪郭３４８が第２画像３６０の内腔輪郭３６８にマッピング３５２される。第２画像３６０の血管輪郭３７０及びＲＯＩ３７２はそれぞれ、第１画像３４０の第２血管輪郭３５０及び第２ＲＯＩ３５２にマッピング３７４、３７６される。
本発明は、最小限のデバイス複雑性で最適なイメージング性能及び計算効率を与えることが望ましい。図１１は、コレジスタ・イメージング用ＩＶＵＳシステムの一実施例のハイレベルブロック図を示す。コレジスタ・イメージング用ＩＶＵＳシステムについての以下の説明は、２つのコレジストレーションされたグレースケール画像を表示するＩＶＵＳシステムの場合に関する。ＩＶＵＳシステムは、２つの画像３８０２、３８０３、イメージングエンジン３８０４、患者インターフェイスモジュール（ＰＩＭ）２０００、及びＩＶＵＳイメージングカテーテル１０００を含む。ＩＶＵＳイメージングカテーテル１０００についての以下の説明は、機械的に回転する画像コアの場合に関する。イメージングエンジン３８０４は、ディスプレイエンジン３８０６、ＤＳＰエンジン３８０８、送信（Ｔｘ）ロジック３８１０、送信バッファ３８１２、受信（Ｒｘ）信号処理段３８１４、及びアナログデジタル変換器（ＡＤＣ）３８１６を含む。
ＤＳＰエンジン３８０８は、実時間の同時コレジスタ・イメージングのための計算パワーを与える。ＤＳＰエンジン３８０８は、アナログ送信パルスシーケンスを生成する送信ロジック３８１０に制御信号を送る。送信パルスが送信バッファ３８１２を通過した後にＰＩＭ２０００へ向かう。ＰＩＭ２０００は、カテーテル１０００とイメージングエンジン３８０４とのインターフェイスである。ＰＩＭ２０００は、トランスデューサ励起エネルギーを送信し、トランスデューサ信号の戻りを受信し、及び信号の戻りをイメージングエンジン３８０４に送信する。戻り信号は受信信号処理段３８１４及びアナログデジタル変換器３８１６を通過する。次に、デジタル化された戻り信号はＤＳＰエンジン３８０８にて処理される。画像データがディスプレイエンジン３８０６に送られて、コレジストレーション画像３８０２、３８０３の実時間の同時表示のためにストリーミングされる。
図１２は、イメージングエンジン３１００の物理構成の一実施例を示す。イメージングエンジン３１００は、画像生成、表示、及びシステム全体の制御のすべてを行う。イメージングエンジン３１００は、汎用処理ユニット３５００、ＤＳＰモジュール３６００、及びインターフェイスボード３７００を含む。
汎用処理ユニット３５００は、中央処理ユニット（ＣＰＵ）３５０２、メモリコントローラ３５０４、動的ランダムアクセスメモリ（ＤＲＡＭ）３５０６、デジタルバスインターフェイス３５０８、及び周辺機器コントローラ３５１０を含む。ＤＳＰモジュール３６００は、ＤＳＰエンジン３６１０、送信ロジック回路３６１２、デジタルアナログ変換器（ＤＡＣ）３６２０、アナログデジタル変換器（ＡＤＣ）３６３０、及びサンプリングクロック３６４０を含む。高速デジタルバス３５１２がデジタルバスインターフェイス３５０８とＤＳＰエンジン３６１０とを接続する。インターフェイスボード３７００は、送信バッファ３７０２、時間ゲイン補正（ＴＧＣ）増幅器３７０４、及びアンチエイリアシング・ローパスフィルタ（ＬＰＦ）３７０６を含む。
ＤＳＰエンジン３６１０は、アナログ送信信号を送信バッファ３７０２に送るべく送信ロジック回路３６１２を制御する。アナログ送信信号は、少なくとも一の矩形パルスを含むパルスを含む。アナログ送信信号がインターフェイスボード３７００からＰＩＭに送られる。ＤＳＰエンジン３６１０はさらに、デジタルＴＧＣ信号を生成する。デジタルＴＧＣ信号は、ＤＡＣ３６２０によってアナログＴＧＣ信号に変換される。アナログＴＧＣ信号は、ＰＩＭから受信した信号に適用されるＴＧＣ増幅３７０４のレベルを与える。ローパスフィルタ３７０６は、ＴＧＣ増幅された信号のエイリアシングを最小化する。
アンチエイリアシングされたＴＧＣ増幅戻り信号は、デジタル化された後に、コレジスタ・イメージングを目的としてＤＳＰエンジン３６１０によって処理される。サンプリングクロック３６４０は、ＡＤＣ（又はデジタイザ）３６３０とＤＳＰエンジン３６１０とを同期させる。コレジストレーション画像が、画像表示を目的としてＤＳＰエンジン３６１０から汎用処理ユニット３５００までストリーミングされる。
ここで図１３−１７を参照すると、ＤＳＰエンジン３６１０は異なる形態の複数の信号プロセッサを含む。図１３−１５は、ＤＳＰエンジン３６１０の図を示す。ＤＳＰエンジン３６１０は、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（ＦＰＧＡ）３９０２、ＤＳＰチップ３９０４及びランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）３９０６、又は特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）３９０８を含む。ＤＳＰエンジンはさらに、複数の信号プロセッサを含む。図１６は、第１ＦＰＧＡ３９１０及び第２ＦＰＧＡ３９１２を含むＤＳＰエンジン３６１０の図を示す。図１７は、ＣＰＵ及びＲＡＭモジュールの超並列プロセッサアレイ（ＭＰＰＡ）３９１４を含むＤＳＰエンジン３６１０の図を示す。最もコスト効果が高く計算効率が良好な信号プロセッサは、具体的な用途に依存する。ＩＶＵＳイメージングシステムには通常、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイが用いられる。
図１８は、コレジスタ多周波数イメージングのための信号処理経路を示す。これは、コレジストレーションされたグレースケールイメージング性能を最適化する一方でデバイスのコスト及び複雑性を最小化する。以下の説明は、図６ｂに示す交互送信パルスシーケンス２０の場合に関する。ここで、第１パルスシーケンスＸ１は低いイメージング周波数を有し、Ｘ２は高いイメージング周波数を有する。図６ａに示す単一パルスシーケンス１０に対する交互パルスシーケンス２０の潜在的利点は、多周波数処理の選択された通過帯域に対して送信エネルギーを増減できることにある。送信エネルギーを調整できる能力は、同時表示されるコレジストレーション画像の画質にとって有利である。
ステップ３００で、受信された信号がアナログからデジタル（Ａ／Ｄ）に変換される。ステップ３０２で、デジタル化された信号が前処理される。ここで、前処理は一般にバンドパスフィルタリング技術及びベクトル処理技術を含む。前処理の具体的な形態は、送信信号がＸ１パルスであるか又はＸ２パルスであるかに依存する。デジタルマルチプレクサ３３０が、第１セットの前処理係数３３２及び第２セットの前処理係数３３４を受ける。前処理係数は、バンドパスフィルタリングのためのフィルタ係数を含む。ベクトル処理制御３２０が、どのセットの前処理係数を前処理に用いるべきかを決定する。ステップ３０４で、前処理された信号のエンベロープが検出される。ベクトル処理制御３２０は、デジタルマルチプレクサ３４０が検出処理のために第１セットの検出係数３４２又は第２セットの検出係数３４４を選択するかを決定する。次にステップ３０６で、検出された信号は後処理される。ここで、後処理は一般に、視覚的にアピールしかつ有用な画像を生成するべく対数圧縮及びガンマ補正を含む。次にステップ３０８で、後処理された信号は、極座標から直交座標にスキャン変換される。
次にステップ３１０で、低周波数及び高周波数のスキャン変換画像３１２、３１４が同時に表示される。低周波数画像は血液と非血液組織との良好なコントラストを与え、内腔境界検出が容易となる。高周波数画像は、薄い線維性被膜のような傷害フィーチャの良好な空間分解能を与える。低周波数及び高周波数のスキャン変換画像３１２、３１４は、双方の画像データセットが交互送信パルスシーケンスを用いるときに実質的に同時に取得されるので、コレジストレーションされる。
他実施例では、交互送信パルスシーケンスは交互のパルス群を含む。パルスシーケンスは、Ｘ１及びＸ２パルスシーケンスの交互の群を含む。ここで、Ｘ１及びＸ２パルスの群はそれぞれ少なくとも２つのパルスを含む。Ｘ１画像の取得とＸ２画像の取得との間の時間遅延は大きくなるが、Ｘ１パルスシーケンスとＸ２パルスシーケンスとの間の変更が少ないという利点がある。
図１８に示す信号処理経路の利点は、必要なデジタイザが一つのみであることにある。さらに、デジタル信号処理が単一のＦＰＧＡにて行われる。なおもさらに、多周波数処理を信号処理段の重複なしで行うことができる。
本発明の一の重要な側面は、イメージングエンジン、患者インターフェイスモジュール、及びＩＶＵＳカテーテルを含むコレジスタ・イメージング用ＩＶＵＳシステムを用いることにある。イメージングエンジンは、汎用処理ユニット、ＤＳＰモジュール、及びインターフェイスボードを含む。ＤＳＰモジュールは、アナログデジタル変換器及びＤＳＰエンジンを含む。ＤＳＰエンジンは、ＦＰＧＡ、ＤＳＰチップ、又はＡＳＩＣを含む。ＤＳＰエンジンは代替的に、複数のＦＰＧＡか、又はＣＰＵ及びＲＡＭモジュールの超並列処理アレイを含む。本発明の他の重要な側面は、高感度の広帯域（５０％超過の比帯域幅）の超音波トランスデューサを含むＩＶＵＳカテーテルを用いることにある。ここで、グレースケール画像を生成するべく低い通過帯域及び高い通過帯域の双方を用いることができる。低い通過帯域及び高い通過帯域の中心周波数はそれぞれ、４０ＭＨｚ及び６０ＭＨｚ、３０ＭＨｚ及び５０ＭＨｚ、２５ＭＨｚ及び４０ＭＨｚ、並びに異なる周波数間隔の他の組み合わせを含む。本発明のさらに他の重要な側面は、プログラマブル送信パルスシーケンスを用いることにある。送信パルスシーケンスは、単一パルスイメージングシーケンス及び低周波数・高周波数交互のイメージングシーケンス、又はイメージング・パラメータ交互のイメージングシーケンスを含む。本発明のなおもさらに他の重要な側面は、少なくとも一のグレースケール画像を含む少なくとも２つのコレジストレーション画像を表示することにある。コレジストレーション画像はさらに、少なくとも一のパラメータ画像を含む。本発明の一のさらに重要な側面は、コレジストレーション画像間の画像フィーチャをマッピングすることにある。ここで、画像フィーチャは輪郭及び関心領域を含む。
インプラントされたステントを有する冠状動脈のイメージングを目的として改善されたコントラスト分解能を与えることも望ましい。ステント治癒、又は冠動脈ステント支柱上の新生組織成長を検出及び測定できる能力に特に関連する。図１９は、狭窄冠状動脈４００の断面図を概略的に示す。冠状動脈は、血液が充填された内腔４０２、内膜プラーク層４０４、中膜層４０６、及び外膜層４０８を含む。内腔は一般に、４ｍｍ２未満の断面積を有する。図２０は、ステントをインプラントした後の、図１９と同じ冠状動脈４００を概略的に示す。ステント支柱４１０が、内腔・プラーク境界の近傍に配置される。ステントは、動脈を通る改善された血液の流れを可能とするべく内腔断面積を増大させる。
図２１は、一般に５０Ｖを超える振幅を有する高送信エネルギーパルスにより取得されたステント冠状動脈の横断面ＩＶＵＳ画像４２０を示す。横断面ＩＶＵＳ画像４２０は、冠状動脈に対するＩＶＵＳカテーテルの位置を示すカテーテルマスク４２２を含む。ＩＶＵＳ画像４２０はさらに、血液が充填された内腔４２４、新生組織成長４２６、内膜プラーク層４２８、中膜層４３０、及び外膜層４３２からの超音波反射を示す。新生組織成長４２６はステント治癒プロセスに起因する。薬剤溶出ステントの覆われていない支柱は、後のステント血栓症という不都合な事象の一要因と考えられる。横断面ＩＶＵＳ画像４２０はまたさらに、いわゆるステント・ブルーミング・アーチファクト４３６のみならず、ステント支柱４３４からのかなり強い超音波反射も含む。ステント・ブルーミング・アーチファクトは、ＩＶＵＳシステムの一部である受信側エレクトロニクスの飽和に起因し得る。ステント支柱４３４のカテーテルマスク４２２から離れた側に特徴的に見られる。ステント反射４３４とステント・ブルーミング・アーチファクト４３６との結合厚さは一般に、ステント支柱の物理厚さよりもかなり大きく、約１００ミクロン以下である。ステント・ブルーミング・アーチファクト４３６は画質を劣化させる。
ステント・ブルーミング・アーチファクトは、送信パルスのエネルギーをＩＶＵＳシステムの受信側エレクトロニクスの飽和回避に十分なだけ低減することにより防止することができる。本発明の一実施例では、高送信エネルギーパルス、中送信エネルギーパルス、及び低送信エネルギーパルスを含む３パルスのシーケンスが用いられて新生組織成長が可視化され、冠状動脈内への十分な超音波エネルギーの浸透が与えられ、及びステント・ブルーミング・アーチファクトが防止される。図２２は、高エネルギー送信パルスＸＨ、中間エネルギー送信パルスＸＭ、及び低エネルギー送信パルスＸＬの繰り返しパルスシーケンス２２を示す。
図２１に示す横断面ＩＶＵＳ画像４２０は、高送信エネルギーパルスによって取得され、新生組織成長の可視化及び中膜層４３０を超える浸透が可能となる。図２３は、図２１に示すのと同じステント冠状動脈の横断面ＩＶＵＳ画像４４０を示すが、高送信エネルギーパルスの振幅よりも小さい振幅の中間送信エネルギーパルスによって取得される。横断面ＩＶＵＳ画像４４０は、冠状動脈に対するＩＶＵＳカテーテルの位置を示すカテーテルマスク４２２を含む。ＩＶＵＳ画像４４０はさらに、血液が充填された内腔４２４、新生組織成長４２６、及び内膜プラーク層４２８からの超音波反射を示す。横断面ＩＶＵＳ画像４４０はまたさらに、ステント支柱４４２からの超音波反射及びステント・ブルーミング・アーチファクト４４４も含む。
図２４は、図２１に示すのと同じステント冠状動脈の横断面ＩＶＵＳ画像４５０を示すが、高送信エネルギーパルスの振幅よりも小さい振幅の低送信エネルギーパルスによって取得される。横断面ＩＶＵＳ画像４５０は、冠状動脈に対するＩＶＵＳカテーテルの位置を示すカテーテルマスク４２２を含む。ＩＶＵＳ画像４４０はさらに、新生組織成長４２６からの超音波反射及び内膜プラーク層４２８の複数部分を示す。横断面ＩＶＵＳ画像４４０はまたさらに、ステント支柱４５４からの超音波反射も含む。パルスの低送信エネルギーレベルゆえに、ステント・ブルーミング・アーチファクトも、中膜層及び外膜層のような冠状動脈の離れた部分も可視化されていない。パルスの低送信エネルギーレベルは、血液が充填された内腔からのわずかな超音波反射を検出かつ可視化する能力を低下させる。
高送信エネルギーパルス、中送信エネルギーパルス、及び低送信エネルギーパルスの繰り返しシーケンスを用いて、高送信エネルギーＩＶＵＳ画像、中間送信エネルギーＩＶＵＳ画像、及び低送信エネルギーＩＶＵＳ画像をコレジストレーションすることができる。ここで図２５を参照すると、高送信エネルギーＩＶＵＳ画像４６０がさらに処理されて、中膜層４３０及び外膜４３２のような、高送信エネルギーパルスによって可視化される深い組織を含むことができる。ここで図２６を参照すると、中間送信エネルギーＩＶＵＳ画像４７０がさらに処理されて、当該画像から除去されたステント及びステント・ブルーミング・アーチファクトを含む画像部分４７２を有することができる。ここで図２７を参照すると、低送信エネルギーＩＶＵＳ画像４８０がさらに処理されて、新生組織成長４２６及び画像部分４５４、４７２のみを含むことができる。画像部分４５４、４７２は、ステント及びステント・ブルーミング・アーチファクト４７２を含む中間送信エネルギーＩＶＵＳ画像４７０の画像部分に位置する。ここで図２８を参照すると、さらに処理された高送信エネルギーＩＶＵＳ画像４６０、さらに処理された中間送信エネルギーＩＶＵＳ画像４７０、及びさらに処理された低送信エネルギーＩＶＵＳ画像４８０を組み合わせて複合画像４９０にすることができる。複合画像４９０では、ステント支柱４５４上の新生組織成長４２６が可視化され、中膜層４３０を超えかつ含む組織が可視化され、及びステント・ブルーミング・アーチファクトが回避される。
図２９は、高送信、中間送信、及び低送信エネルギーパルスを用いて取得された画像から複合画像を生成する信号処理経路の一実施例を示す。以下の説明は、図２２に示す送信パルスシーケンス２２の場合に関する。ここで、第１パルスＸＨは高送信エネルギーを有し、第２パルスＸＭは中間送信エネルギーを有し、及び第３パルスＸＬは低送信エネルギーを有する。
ステップ５５０で、一般にイメージングエンジン内に格納される高送信エネルギー、中間送信エネルギー、又は低送信エネルギー波形が選択される。次にステップ５５２で、送信波形が送信パルサーによって生成される。ステップ５５４で、送／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチを介して超音波トランスデューサ１１００へ送信波形が送られる。トランスデューサは、１０ＭＨｚから８０ＭＨｚの周波数範囲にわたって動作する。冠内イメージングに対しては一般に、２０ＭＨｚから６０ＭＨｚの間である。
トランスデューサは、超音波圧力場１１１０を放射して冠状動脈に超音波を当てる。超音波エネルギーの中には後方散乱されてトランスデューサが受信するものもある。受信された超音波は、ステップ５５４でＴ／Ｒスイッチを通過し、ステップ５５６で回転結合器を通過する。回転結合器は、誘導型回転結合器又は液体金属回転結合器である。回転結合器は、カテーテルの機械的に回転するイメージングコアと、患者インターフェイスモジュールの回転しないエレクトロニクスとのインターフェイスをなす。
次にステップ５５８で、受信された信号にゲインが適用される。次にステップ５６０で、増幅された信号にハイパスフィルタが適用される。ステップ５６２で、ハイパスフィルタが適用された信号に時変ゲインが適用される。時間ゲイン補正が与えられるのは、超音波信号の減衰が、当該信号が冠状動脈内にさらに伝搬するときに増大するからである。次にステップ５６４で、当該信号にアンチエイリアシングローパスフィルタが適用された後に、ステップ５６６で当該信号がデジタル化される。
ステップ５６８で、デジタル化された信号が前処理される。ここで、前処理は一般にバンドパスフィルタリング技術及びベクトル処理技術を含む。前処理の具体的な形態は、送信信号が高送信エネルギーパルスＸＨであるか又は低送信エネルギーパルスＸＬであるかに依存する。デジタルマルチプレクサ５８４が、第１セットの前処理係数ＰＨ５８４、第２セットの前処理係数ＰＭ５８５、及び第３セットの前処理係数ＰＬ５８６を受ける。前処理係数は、バンドパスフィルタリングのためのフィルタ係数を含む。ベクトル処理制御５８０が、どのセットの前処理係数を前処理に用いるべきかを決定する。ステップ５７０で、前処理された信号のエンベロープが検出される。ベクトル処理制御５８０は、デジタルマルチプレクサ５８８が検出処理のために第１セットの検出係数ＤＨ５９０、第２セットの検出係数ＤＭ５８５、又は第３セットの検出係数ＤＬ５９２を選択するかを決定する。次にステップ５７２で、検出された信号は後処理される。ここで、後処理は一般に、視覚的にアピールしかつ有用な画像を生成するべく対数圧縮及びガンマ補正を含む。
次にステップ５７４で、後処理された信号は、極座標から直交座標にスキャン変換される。次にステップ５７６で、高送信エネルギー、中間送信エネルギー、及び低送信エネルギーのスキャン変換画像が一の複合画像に結合される。当該３つの画像の単一複合画像への結合又は融合は、各画像ごとのダイナミックレンジの一部を選択することによって行われる。次に複合画像は、いずれの単一画像よりも広いダイナミックレンジを有する。次に複合画像は、表示デバイスのパラメータを満足させるべく圧縮される。複合画像は、ステント支柱上の新生組織成長並びに中膜層を超えて及びこれを含む組織を含む。複合画像はさらにステント・ブルーミング・アーチファクトを回避する。個々の高送信エネルギー、中間送信エネルギー、及び低送信エネルギー画像はまず、後処理中にアラインメントが取られて、モーション・アーチファクトを最小化することができる。さらに、当該複数画像は、例えば心周期の拡張終期のような比較的小さなモーションの期間中に取得されて、モーション・アーチファクトをさらに最小化することができる。パルス送信同士の間の時間を最小化するべく取得されたデータの深度又はレンジを最小化することによって、モーション・アーチファクトをさらに最小化することができる。
本発明の特定の実施例を図示し説明したが、変形が可能であるから、添付の特許請求の範囲において、本発明の真の要旨及び範囲内にあるすべての変更及び変形をカバーすることが意図される。

Claims (12)

  1. 遠位端を有する細長い本体と前記細長い本体に挿入されるべく構成されたイメージングコアとを備えるカテーテルであって、前記イメージングコアは超音波エネルギーパルスを送信するべく及び反射超音波エネルギーパルスを受信するべく構成されたカテーテルと、
    前記イメージングコアに結合されたイメージングエンジンであって、前記イメージングコアにエネルギーパルスを与えて前記イメージングコアに前記超音波エネルギーパルスを送信させるべく構成されたイメージングエンジンと
    を含み、
    前記エネルギーパルスは繰り返しシーケンスで構成され、各シーケンスのエネルギーパルスは異なる特徴を有する血管内超音波イメージングシステム。
  2. 各シーケンスのエネルギーパルスは少なくとも２つのパルスを含む、請求項１に記載のシステム。
  3. 各シーケンスのエネルギーパルスは３つのパルスを含む、請求項１に記載のシステム。
  4. 前記３つのパルスの第１パルスは高エネルギーの特徴を有し、前記３つのパルスの第２パルスは中間エネルギーの特徴を有し、前記３つのパルスの第３パルスは低エネルギーの特徴を有する、請求項３に記載のシステム。
  5. 前記異なる特徴はパルスエネルギーである、請求項１に記載のシステム。
  6. 前記異なる特徴は周波数である、請求項１に記載のシステム。
  7. 前記異なる特徴は帯域幅である、請求項１に記載のシステム。
  8. 前記イメージングエンジンは、
    前記反射超音波エネルギーパルスを画像フレームにおいて処理するプロセッサと、
    前記反射超音波エネルギーパルスの前記異なる特徴を検出する検出器と
    を含み、
    前記イメージングエンジンは、検出された異なる特徴に基づいて前記フレームを処理する、請求項１に記載のシステム。
  9. 前記イメージングエンジンは、共通の検出された特徴を有する反射超音波エネルギーパルスのみを処理するべく構成される、請求項８に記載のシステム。
  10. 前記イメージングエンジンはさらに、反射超音波エネルギーパルスのシーケンスの異なる特徴に基づいて複合画像を与えるべく構成される、請求項８に記載のシステム。
  11. 前記イメージングエンジンは、前記反射超音波エネルギーパルスを別個の画像フレームにおいて処理するプロセッサを含み、各画像フレームは、異なるエネルギーパルスの特徴のそれぞれに対応し、前記イメージングエンジンは、前記別個の画像フレームを同時に表示するための表示信号を与える、請求項１に記載のシステム。
  12. 遠位端を有する細長い本体と前記細長い本体に挿入されるべく構成されたイメージングコアとを備えるカテーテルを与えることであって、前記イメージングコアは、超音波エネルギーパルスを送信するべく及び反射超音波エネルギーパルスを受信するべく構成されることと、
    前記イメージングコアに前記超音波エネルギーパルスを送信させるべく前記イメージングコアにエネルギーパルスを与えることと
    を含み、
    前記エネルギーパルスは繰り返しシーケンスで構成され、各シーケンスのエネルギーパルスは異なる特徴を有する方法。
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