JP2019534096A - 解剖学的、機能的及び血行動態イメージングのためのトリプルモード超音波イメージング - Google Patents

Abstract

超音波イメージングシステムは、単一の取得モードを用いて高い取得フレームレートでエコーデータのフレームを取得する。エコーデータは、同じエコーデータから解剖学的画像、機械的機能画像、及び血行動態画像をそれぞれ生成する３つの画像プロセッサによって使用される。ディスプレイは、解剖学的画像、機械的機能画像、及び血行動態画像を同時に表示する。

Description

本発明は、医療超音波診断に関し、特に解剖学的構造、機械的機能及び血行動態のトリプルモード超音波イメージングに関する。

超音波イメージングは、身体の組織及び器官の構造的及び機能的特性の評価を可能にする。Ｂモードイメージングは解剖学的情報及びボリューム定量を提供する。組織の動き及び変形（組織速度、変位、ひずみ、ひずみ率）は、虚血及び伝導障害に関連するので、心筋機能に関する情報を提供する。血流イメージングモード（スペクトルドップラ、カラードップラー、パワードップラ、Ｂフロー及びベクトルフロー）は血行動態に関する情報を提供する。

今日、Ｂモード測定は、高い画像品質のために高いビーム密度で取得される画像において行われる。動きの推定を容易にする速い送信パルス反復レートを有するように、組織の動き及び変形のイメージング及び血流の推定は、Ｂモード取得とインタリーブされる特別なドップラーモードで行われる。これらの互いに異なるモードは、各モードに固有の特定の送信パルスシーケンスを使用する。これらのシーケンスのインタリーブは、行単位又はフレーム単位である。それぞれ異なるモードでの伝送をインタリーブする必要性は、Ｂモード、血流、及び組織動きの測定を同時に実行する能力を低下させる。医師が心臓の解剖学的構造、心臓のひずみ、及び血流動態を評価したい場合、医師は、３つの別々のモードを順次に、すなわち動作的にインタリーブされた態様で、使用する必要がある。これらのモードを実施するためのワークフローは複雑である。更に、個々の異なるモード取得中に、プローブ及び患者の動きが生じることがあり、それにより、結果的に得られる情報が、それぞれ異なる心臓フェーズに、更には異なる心臓サイクルに関連することになりうるので、結果的に得られる情報は、空間的及び時間的に位置合わせされることができないことがある。従って、３つの異なる超音波モードで同時に撮像することが望ましい。

米国特許第６，５８９，１７７号公報は、同じ一組の送信ビームからＢモードボリュームとＢフローボリュームとを同時に形成する超音波イメージングシステム及び方法に関する。３Ｄボリュームを形成する際、画像データは、通常、元の画像データよりも低いサンプリング密度（今日の処理能力が与えられる場合、典型的には任意の次元で最大２５６個のサンプル）に低減される。従って、効率とのトレードオフによる画像品質又はフロー品質の制約が、ある程度許容され得る。

国際公開第２０００／０７５６８９号パンフレットは、単一の送信パルスからの超音波エコーを並列に処理して組織及び動きの両方を表示することによって形成されるマルチモード超音波画像を開示する。好適な実施形態において、組織動きイメージング用のエコーアンサンブルを生成するために、短い送信バーストが使用される。エコーアンサンブルの少なくとも１つのシーケンスが更に、組織構造の表示のためにＢモード処理される。好適には、Ｂモードと動き処理の両方が並行に実施される。実質的に一定のパルス反復周波数は、同じ送信パルスから２つのモードでイメージングする際にアーチファクトの発生を低減する。

国際公開第２００７／０５６１０４号パンフレットは、超音波信号を取得するためのシステムが、複数の素子を有する超音波トランスデューサから受信超音波信号を取得するように構成される信号処理ユニットを有することを開示している。このシステムは、少なくとも毎秒２０フレーム（ｆｐｓ）のフレームレートで少なくとも５．０ミリメートル（ｍｍ）の視野を有するトランスデューサを用いて、少なくとも２０メガヘルツ（ＭＨｚ）の周波数を有する超音波信号を受信するように適応される。信号処理は更に、取得した超音波信号から超音波画像を生成することができる。トランスデューサは、線形アレイトランスデューサ、フェーズドアレイトランスデューサ、２次元（２−Ｄ）アレイトランスデューサ、又は湾曲アレイトランスデューサとすることができる。

国際公開第２０１４／０２１０４２号パンフレットは、一実施形態による超音波診断装置が超音波プローブ（１）及び制御ユニット（１８）を具備することを開示している。超音波プローブ１は、超音波を送受信する。制御ユニット（１８）は、第１のスキャンレンジにおいて動く身体の動きに関する情報を取得するために、超音波プローブ（１）に第１の超音波スキャンを実行させ、及び第２のスキャン領域において組織の形態に関する情報を取得するために、超音波プローブ（１）に第２の超音波スキャンを実施させ、第２のスキャン領域は、複数の分割された領域に分割され、第１の超音波スキャンと第１の超音波スキャンとの間の期間に、各分割されたサブ領域が、超音波スキャンを受ける。制御ユニット（１８）によって実現される第１の超音波スキャンは、第１のスキャンレンジを構成する複数のスキャンライン毎に取得される受信信号が、フレーム方向においてハイパスフィルタ処理を施されて、動く身体の移動に関する情報が取得されるという方法に基づく。

本発明の原理によれば、トリプルモード超音波イメージングが、通常８００Ｈｚ又はそれより大きい非常に高いフレーム取得レートを使用して行われ、これは、トリプルモード超音波システムの３つの全ての画像モードのために使用されるフレームメモリに、取得されたフレームを記憶することによって達成されることができる。画像フィールドの超音波照射は、発散する（例えば、弱く集束される）送信ビームを用いて行われ、高次のマルチライン取得が用いられる。任意には、連続する送信ビームのコヒーレント合成が使用されることができる。高い取得フレームレートは、受信フレームがコヒーレントに組み合わされることを可能にし、それにより、分解能をほとんど低下させることなく信号対雑音比を向上させることができ、ゆえに、正確な速度測定を可能にする。フレームは、トランスデューサの寸法及び／又はビームプロファイルに応じた組織内への深さ及び幅を有する画像視野に対応し得る。フレームは２Ｄ又は３Ｄでありうる。フレームを使用することは、２Ｄ又は３Ｄカーネル上での動き推定計算を可能にすることができ、これは、例えば動き推定計算のためのノイズを低減することができる。好適には、解剖学的イメージング、機械的機能及び血流の測定が、共通の送信パルスシーケンスを使用して同時に行われる。高いフレーム取得レートは、速度イメージング及び測定のための任意の（例えば無限の）長いエコーアンサンブル長の使用を可能にし、多くの変位推定値を組み合わせて１つにすることを可能にする。例えば、アンサンブル長は、１つの動き推定値を生成するために使用されるフレーム数に対応する。異なるアンサンブル長が、個々の異なるイメージングモードについて望まれることがあり、例えば、組織動きイメージングと比較してより長いアンサンブル長が、カラードップラーイメージングのために必要とされ得る。更に、フレーム間のコヒーレンスは、周囲の血流が相関されない一方で改善された解剖学的イメージングのためのフレーム平均の使用を可能にする。３つの同時のイメージングモードは、筋肉機能と血行動態とを同時に評価するために使用されることができ、筋肉機能と血行動態の間の相互作用が、詳しく検討されることができる。

本発明の原理に従って構成される超音波システムを示すブロック図。 ４本の送信ビームによってスキャンされるセクタ画像フィールドを示す図。 １本の送信ビームによってスキャンされるセクタ画像フィールドを示す図。 本発明のコヒーレントな合成を使用する実施形態を示す図。 Ｂモード処理及び表示サブシステムの形態の図１の解剖学的画像プロセッサの実現例を示すブロック図。 本発明の一実施形態による血液動きプロセッサ、組織動きプロセッサ及びＢモード画像プロセッサの実装形態を示すブロック図。 図１の解剖学的画像、機械的機能及び血行動態の各画像プロセッサのドップラ実現例を示すブロック図。 図４のシステムによって使用される組織及び血流のセグメント化を示すグラフ。 Ｂフローサブシステムの形態の別の血行動態画像プロセッサの実現例を示すブロック図。 図６のクラッタフィルタの実現例を示す図。 ひずみ及びひずみ速度イメージングサブシステムの形態の機械的機能画像プロセッサの他の実現例を示すブロック図。 本発明の一実現例によって生成されるトリプルモード画像表示を示す図。 本発明の一実現例によって生成される他のトリプルモード画像表示を示す図。

図１は、本発明の原理に従って構成されたトリプルモード超音波イメージングシステムをブロック図で示す。超音波プローブ１０は、超音波を身体のある領域に送信し、そこからエコーを受信するアレイトランスデューサ１２を有する。アレイトランスデューサは、身体内の２次元画像フィールド又は３次元画像フィールドをスキャンするための２次元トランスデューサ素子アレイ又は１次元トランスデューサ素子アレイでありうる。アレイトランスデューサの素子は、例えばマルチラインビームフォーマ１６のようなビームフォーマによって駆動され、アレイが画像フィールドの一部又は全部にわたって広い発散ビームを送信するように、タイミング制御される送信パルスが、アレイトランスデューサの素子に印加される。代替として、平面波及び中程度に集束されたビームが使用されることもできる。典型的には、より短いパルスは、より良い空間分解能を生み出し、より長いパルスは、ドップラ感度に有利に働く。マルチライン受信ビーム取得のためのいわゆる「太い」送信ビームが、米国特許第４，６４４，７９５号公報（Ａｕｇｕｓｔｉｎｅ）に記載されている。マルチラインビームフォーマの同期制御は、高フレームレート送信／受信コントローラ１４によって行われ、コントローラ１４は、制御パネル２０のユーザ制御器に応答して、ビーム幅、画像フィールド上に送信されるビーム本数、送信周波数、取得フレームレート等の特性を選択する。本発明の一態様によれば、送信／受信コントローラは、マルチラインビームフォーマに、ビームを送信させるとともに、好適には少なくとも８００Ｈｚの高いフレームレートでエコーデータのフレームを取得させる。後述する２つの例示的な取得シーケンスについて説明されるように、１．２５ｋＨｚのレートでフレーム全体のエコーデータを取得するために、１フレームのエコーデータが４本のビームでスキャンされることができ、又は５ｋＨｚのフレーム取得レートでフレーム全体のエコーデータを取得するために、１フレームが１本のビームでスキャンされることができる。コントローラ１４は更に、ビームフォーマ１６によるマルチラインビームの処理を制御する。一実施形態では、マルチラインビームフォーマによって同時に生成される受信マルチラインビームは、３２本のビームである。しかしながら、任意の数のマルチラインビームが使用されることができる。適切なマルチラインビームフォーマは、米国特許第８，１３７，２７２号公報（Ｃｏｏｌｅｙ他）に記載されている。マルチラインビームフォーマは、トランスデューサ素子からエコーを受信し、それらを結合して、３２の受信ライン位置に沿ってアラインされた画像フィールド内の点からコヒーレントエコー信号を同時に形成する。当業者には容易に理解されるように、ピクセルベースのビームフォーミングのような多くの種類のビームフォーミングが、本発明のために使用されることができ、かかるビームフォーミングは、当技術分野で一般的によく知られているソフトウェアビームフォーミング又はハードウェアビームフォーミングを含みうる。ある実施形態では、ビームフォーマは、適応ビームフォーマでありうる。適応ビームフォーマは、例えば平面波のようなフォーカスされない送信ビームから空間分解能を回復させるために使用されることができる。ビームフォーミングの各アプローチにおいて、１フレームは、トランスデューサの寸法及び／又はビームプロファイルに依存する組織内への深さ及び幅を有する画像視野に対応するように生成されることができる。フレームは２Ｄ又は３Ｄである。

受信された信号は、信号プロセッサ１８によって、デシメーション、フィルタリング、高調波分離、及び周波数合成などの信号処理を受ける。受信されたエコー信号は、直交復調器又は直交バンドパス（ＱＢＰ）フィルタ２２によって直交（Ｉ及びＱ）サンプルに復調される。ＱＢＰフィルタは更に、受信された信号の帯域制限及びバンドパスフィルタリングを提供することができる。画像フィールドから取得された１つのフレームからの処理されたエコー信号は、フレームメモリ２４に記憶され、この場合、エコーデータは、後述される本発明のドップラーサブシステムで使用するためのコーナーターニングメモリとして記憶されることができる。フレームメモリ３０は、ＲＡＭ、ハードドライブ、リムーバブルメディアメモリ、デジタルビデオディスク、コンパクトディスク、磁気メディアバッファ、それらの組み合わせ、又は超音波データを記憶するための他の今日知られている又は今後開発される装置である。

本発明の原理によれば、フレームメモリ２４に記憶されたエコー信号は、解剖学的画像プロセッサ３０、機械的機能画像プロセッサ３２及び血行動態画像プロセッサ３４に与えられる。これらのプロセッサは、フレームメモリ２４に記憶されたエコー信号の同じ共通のグループのエコー信号からのエコー信号にアクセスし、それらを処理して３つのイメージングモードで画像を生成し、同時に構造的解剖学的画像、機械的組織機能の画像及び血行動態の画像を生成する。従って、従来技術のシステムにおいて使用されている複数の特化した送信モードのインタリーブではなく、単一の送信モードが、３つ全ての画像プロセッサによって処理されるためのエコー信号を取得するために使用される。更に、フレームは、トランスデューサの寸法及び／又はビームプロファイルに依存する応組織内への深さ及び幅を有する画像視野に対応し得る。フレームは２Ｄ又は３Ｄである。フレームを使用することは、２Ｄ又は３Ｄカーネルに関する動き推定計算を可能にすることができ、これは、例えば動き推定計算のためのノイズを低減することができる。好適には、解剖学的イメージング、機械的機能、及び血流測定は、１つの共通の送信パルスシーケンスを使用して同時に行われる。高いフレーム取得レートは、速度イメージング及び測定のための任意の（例えば、無限の）長いエコーアンサンブル長の使用を可能にし、多くの変位推定値を１つに組み合わせることを可能にする。例えば、アンサンブル長は、１つの動き推定値を生成するのに使用されるフレーム数に対応する。異なるイメージングモードには異なるアンサンブル長が望ましい場合があり、例えば、組織動きイメージングと比較してカラードップラーイメージングのほうがより長いアンサンブル長が必要とされることがある。更に、フレーム間のコヒーレンスは、周囲の血流が相関しない一方で解剖学的イメージングの向上のためのフレーム平均化の使用を可能にする。３つのプロセッサ及び以下に記載されるディスプレイプロセッサは、それぞれ、汎用プロセッサ、制御プロセッサ、デジタル信号プロセッサ、特定用途向け集積回路、フィールドプログラマブルゲートアレイ、デジタル回路、アナログ回路、それらの組み合わせ、又は、超音波画像データを処理するための他の今日知られている又は今後開発される装置のうちの１つとして構築される。結果的に得られる３つの画像は、表示プロセッサ３６に結合され、表示プロセッサ３６は、ユーザによる命令に従って横に並んだ又はオーバレイの表示形式に画像を配置し、画像を３０Ｈｚ以上の表示フレームレートで画像表示装置３８に伝送する。例えば、１００〜１５０Ｈｚの表示フレームレートは、生理学的に関連のある全ての心臓の動きを表すのに十分なはずである。画像は、それ自体が高い取得フレームレートで取得される同一の取得フレームから同時に形成されるので、３つの全ての画像に表現される構造、機能及び動態の優れた対応関係がある。単一の画像が、ディスプレイ３８上にフリーズされることができ、こうして、３つの特徴全てが同時に身体内に現れているようにそれらの特徴を表示する。

図２ａ及び図２ｂは、本発明による扇形の画像フィールドをスキャンする２つの例を示す。図２ａでは、ワイドセクタ画像４０、例えば９０°セクタが４つの発散送信ビームでスキャンされ、各ビームが、サブセクタ４２、サブセクタ４４、サブセクタ４６、サブセクタ４８として示されるセクタの４分の１にそれぞれ超音波を照射する。送信ビーム周波数が５ｋＨｚの場合（２００マイクロ秒ごとに１送信ビーム）、４ビーム画像の取得フレームレートは、１．２５ｋＨｚである（８００マイクロ秒毎に１フレーム）。図２ｂは、セクタ画像５０全体が単一のビームによってスキャンされる第２の例を示す。この例では、送信ビーム周波数が５ｋＨｚである場合、取得フレームレートは１．２５ｋＨｚである。代替例として、セクタ５０は、奇数ライン、偶数ラインの形式でスキャンされることができる。画像フィールドを超音波照射する第１のビームの送信に続いて、マルチラインビームフォーマ１６は、画像のライン１、３、５、その他を形成することができる。第２のビームの送信に続いて、マルチラインビームフォーマは、点在するライン２、４、６、その他を形成し、それによって空間分解能を改善する。取得フレームレートは、２つの送信ビームを使用するために当然ながら半分にされる。好適には、取得フレームレートは、約１から４ｋＨｚの範囲内であり、いくつかの実施形態では２．５ｋＨｚの取得フレームレートである。そのような高いフレームレートでは、信号対雑音比を改善するために多数の取得フレームがコヒーレントに組み合わせられることができ、エコーデータの長いアンサンブルを使用して、画像フレーム全体の中の又は上の任意の点における正確なドップラ又は動き推定を生成することが可能である。図２ｃは、コヒーレント合成を用いて扇形の画像フィールドをスキャンする例を示す。図２ａと同様に、図２ｃにおいても４本の送信ビームが使用されているが、この例では、送信ビームのコヒーレント合成が、オーバーラップ領域５２において行われる。

図３は、図１の解剖学的画像プロセッサ３０の構成要素のＢモード処理チェーンの一例を示す。フレームメモリ２４からの直交（Ｉ、Ｑ）データは、振幅又は包絡線検出器６０に印加される。包絡線検出器は、組織構造のＢモード画像のデータ値を形成するために、式（Ｉ^２＋Ｑ^２）^１／２を実行することによってＩ、Ｑエコーデータを処理する。これらの検出されたデータ点は、図２ａ及び図２ｂのセクタ画像フィールド内のそれらの取得されたフォーマットｒ‐θから、ラスタスキャンディスプレイ上での表示に適したデカルト（ｘ‐ｙ）座標に、スキャンコンバータ６２によって変換される。スキャンコンバータは更に、例えば４点補間のような取得したデータ値の間の補間を行うことによって、周囲の表示データ点を埋めることができる。スキャンコンバートされた画像データは、Ｂフレームメモリ６４に記憶される。発散送信ビームからの画像データの信号対雑音比を改善するために、Ｂフレームメモリに記憶された画像データのフレームは、フレーム平均化プロセッサ６６によって、４０フレームのような多数のフレームにわたって時間平均される。代替例として、平均化は、直交データにおける包絡線検出の前に行われうる。ここで、フレーム平均化プロセッサは、Ｂフレームメモリの最大４０までの連続して取得された画像内の各対応する点の点毎の平均処理を実行する。結果的に得られた強調Ｂモード画像は、表示プロセッサ３６に結合される。

図４Ａは、本発明によるトリプレックスイメージング超音波システムの一例を示す。本明細書で説明するように、１の共通の送信パルスシーケンスを使用して、３つの異なるイメージングモード用のデータを生成するために処理されることができる受信エコー信号を生成することができる。図示のように、共通の送信パルスシーケンスから生成された受信エコー信号は、ビームフォーマ１６によって受信される。ビームフォーマは、いくつかの例において、例えば米国特許第８１３７２７２号公報に記載されるようなマルチラインビームフォーマでありえ、その文献の内容は、参照により本明細書に盛り込まれる。ビームフォーミングされたＲＦデータは、３つの異なるプロセッサ、すなわち血液動きプロセッサ２６、組織動きプロセッサ２７及びＢモード画像プロセッサ２８による処理のためにビームフォーミングされたデータを提供することができるフレームメモリ２４に記憶することができる。本実施形態及び本明細書に示される他の例に関して、本発明は、複数の異なるプロセッサを有するが、処理は、３つの機能全てを実行するように構成される１つのプロセッサにおいて達成されることができることが一般に理解される。血液動きプロセッサ、組織動きプロセッサ、及びＢモード画像プロセッサは、血液動きデータ、組織動きデータ、及びＢモード画像データをそれぞれ生成する。血流データ、組織動きデータ、及びＢモード画像データは、セグメント化プロセッサ８０によって受信され、セグメント化プロセッサ８０は、組織ドップラ信号ＴＤをセグメント化してそれらをカラールックアップテーブル（ＬＵＴ）７６に供給し、より高い周波数の血流速度ｖ_ＢＦをセグメント化してそれらを別のカラールックアップテーブル７６に供給するように構成される。セグメント化の後、３つの異なるイメージングモードからの画像データは、トリプルモードディスプレイ２９に表示されることができる。

図４Ｂは、この例では、機械的機能画像及び組織動き画像の両方と、カラーフロー画像、パワードップラ画像、及びスペクトルドップラ画像を生成する３つの血行動態画像処理チェーンとを生成するトリプルイメージングシステムを示す。図示されるドップラーサブシステムが更に、画像内の特定の点におけるスペクトル情報、すなわちスペクトルドップラ表示を生成する。ドップラプロセッサ７０は、フレームメモリ２４に記憶された一連の順次に取得されたフレームから、ある時間に取得されたＩ、Ｑエコーデータのアンサンブルを受信する。コーナーターニングメモリとしてのフレームメモリ２４の構成は、この動作を容易にする。ドップラプロセッサ７０は、当技術分野でよく知られているように、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）処理又は相関処理などの複数の異なる処理技術を使用することができる。本発明の例示の実施形態において、自己相関処理が使用される。ドップラ画像ライン上の各点からのサンプルのアンサンブル、典型的にはアンサンブルあたり１０から４０のサンプル（フレームメモリ２４の１０乃至４０フレーム）が、ドップラプロセッサ７０に入力される。血流からのエコーと比較して組織エコーのほうが信号対雑音比が高いため、より少ないサンプルのアンサンブルが、移動組織の表示のために使用されることができる。サンプルデータは直交Ｉ、Ｑの形で処理される。自己相関器は、複素共役の形のサンプルのシーケンス内の隣接するサンプルを乗算し、その積を合計してＩ'＋ｊＱ'の形の結果を生成する。自己相関プロセスは、数学的に次のように表現することができる：

ここで、

であり、ｎはシーケンス内のサンプル数である。複素結果からのドップラ位相シフト

が、Ｑ'とＩ'の商のアークタンジェントとして、すなわち、

と計算される。ドップラ周波数シフト

は、位相シフト

にＰＲＦ（フレーム取得レート周波数）を乗じて、２πで除算することによって決定される。

動きの速度は、ｆ_０を送信波形の中心周波数と仮定して、次式によってドップラ速度方程式から算出される。

本発明の一実施形態では、例えば、米国特許第５，３８６，８３０号公報（Ｐｏｗｅｒｓ他）に記載されるような２次元自己相関として実現される２次元動き推定が使用される。このようにして決定された速度は、ドップラーカラーコード化ピクセルをＢモード画像にオーバレイし又はブレンドすることによるカラーフロー表示において、又はスペクトル線のスペクトルドップラ表示において使用されることができる。流れの方向、分散、加速度及び電力のような他の動きデータ及びドップラデータも、このドップラデータから決定され、ディスプレイ３８に表示されることができる。

ドップラ周波数シフトに比例する速度推定値は、スキャンコンバータ６２により直交座標空間に変換され、次いで、フィルタリング及び分割プロセッサ８０に供給される。セグメント化はフィルタリングによって実行されることができ、かかるフィルタリングは、図５の低周波数帯域５２内のより強い組織信号が周波数Ｔｈ_ｆ以下の信号をフィルタ除去するハイパスフィルタリング特性によって相殺されるプロセスを含むことができる。組織動きの速度は一般に、流れる血液の速度より遅いので、組織信号は一般に血流より周波数が低く、バンド５４の血流周波数（速度）が、表示のために処理される。動く組織の速度を血流速度からセグメント化（分離）するために使用される典型的な閾値は、１０ｃｍ／秒である。図５の組織及び血液バンドは更に、組織動き信号が、閾値周波数Ｔｈｆを超える周波数をフィルタ除去すること、振幅閾値Ｔｈ_Ａを下回る信号を除去すること、又はその両方を行うこと、によってセグメント化され得ることを示す。フィルタリング及びセグメント化プロセッサ８０は、組織ドップラ信号ＴＤをセグメント化し、それらをカラールックアップテーブル（ＬＵＴ）７６に適用すること、及びより高い周波数の血流速度ｖ_ＢＦをセグメント化し、それらを別のカラールックアップテーブル７６に適用することの両方を行う。これら２つのＬＵＴ（及びシステム内の他のＬＵＴ）は、組織信号と血流信号との間でそれらの使用を多重化することによって同じになりうる。組織ドップラ値ＴＤに対応するカラー値は、組織ドップラフレームメモリ８２に記憶され、血流速度値ｖ_ＢＦに対応するカラー値は、フローフレームメモリ８４に記憶される。従って、組織ドップラフレームメモリ８２は、組織動きを表すカラー値のオーバレイを保持し、かかるオーバレイは、ユーザが構造（Ｂモード）画像内の組織を覆う組織動きを評価したい場合にディスプレイプロセッサ３６に結合される。フローフレームメモリ８４は同様に、血流速度を表すカラー値のオーバレイを保持し、かかるオーバレイは、ユーザが構造（Ｂモード）画像において血管内腔に重なる流速を評価したい場合にディスプレイプロセッサ３６に結合される。

ドップラプロセッサ７０は、空間座標変換のためにＩ'、Ｑ'値をスキャンコンバータ６２に提供し、スキャンコンバータ６２の出力は、パワードップラ推定器７４に供給される。推定器７４は、

の式によってパワードップラ値を推定し、パワードップラ値は次に、カラーＬＵＴ７６によって対応するカラー値に変換される。画像フィールド内のロケーションにおけるドップラ信号の強度を表すこれらのカラー値は、パワードップラーフレームメモリ８６に記憶される。メモリ８６に記憶されたフレームは、ユーザが画像内の点の動きからドップラ信号の強度を評価したい場合に、構造（Ｂモード）画像の組織又は血流（又は両方）の上にオーバレイするために、ディスプレイプロセッサ３６に結合される。ユーザが動いている組織のみ又は血流のみのパワードップラ強度を表示したい場合、パワードップラ信号は、ＴｈＡと同様の閾値を使用して振幅に関してセグメント化されることができる。

画像内の特定の点ｘ、ｙについて生成されるドップラ周波数シフト値は、その点における流速のスペクトログラムを生成するために、スペクトルドップラプロセッサ７２によって使用される。ユーザは、ユーザ制御器を操作して、画像内の選択された点のｘ、ｙ値をスペクトルドップラプロセッサに供給する。スペクトルドップラプロセッサは、スペクトログラムとして表示するためにディスプレイプロセッサに結合される、画像内の点におけるフローの流速分布の時間シーケンスを生成するように、当技術分野でよく知られているように動作する。スペクトルドップラプロセッサの構成及び動作の詳細については、を参照。例えば、米国特許第５，２８７，７５３号公報（Ｒｏｕｓｈｅｔ他）、米国特許第６，４６４，６３７号公報（Ｃｒｉｔｏｎ他）及び米国特許第７，８１５，５７２（Ｌｏｕｐａｓ）号公報を参照されたい。

別の血行動態表示プロセッサが、図６に示されており、Ｂフロー画像処理チェーンが示されている。Ｂフローは、クラッタフィルタリングされたＢモードデータの強度を示す。クラッタフィルタ９０は、Ｂモードエコーデータから、静止している及びゆっくり動くターゲットを除去する。クラッタフィルタは、２タップフィルタと同じくらい簡単でありうるが、高い取得フレームレートの場合、より長いフィルタが使用されることができる。ＦＦＴベースの（高速フーリエ変換）フィルタリングは、クラッタフィルタ９０に関して効果的でありうる。図６ａは、３つの連続するフレーム（Ｆ_０、Ｆ_１、及びＦ_２）内の同じ点（Ｐｘ，ｙ）からの信号が重み付け回路９６に与えられて、供給される信号がそれぞれ［−１］、［＋２］、［−１］で重み付けされる３タップクラッタフィルタの実施例を示す。３フレーム期間にわたって重み付けされた信号は、クラッタ低減されたデータを生成するために加算器９８によって組み合わせられる。使用されるタップの数は、組織又は血流の予想される動きのレンジ及び排除したいＤＣの周りの帯域幅に依存し、より速い動きは、より短いフィルタを必要とする。閾値処理は、上述したように組織動き及び血流をセグメント化するために使用されることもできる。Ｂフロー信号は、血球からのものであり振幅が低いので、信号を増幅するために可変利得増幅器９２が使用され、増幅された信号は、スキャンコンバータ６２によって所望の表示形式に変換される。Ｂフロー信号データのフレームは、Ｂフローフレームメモリ９４に記憶され、Ｂフローフレームメモリ９４から表示プロセッサ３６に供給される。カラーフロードップラーが表示されるのと同じ方法で、Ｂフローが、構造（Ｂモード）画像の血管内にオーバレイとして表示されることができる。

図７は、更に２つの機械的機能画像、この例ではひずみ及びひずみ速度、を生成する処理チェーンを示す。ひずみ速度は、動いている組織の速度の空間微分であり、ひずみは、ひずみ速度の時間積分である。例えば、米国特許第６，５３７，２２１号公報（Ｃｒｉｔｏｎ他）を参照されたい。空間微分推定器１０２は、ビームに沿った連続する速度値の微分（差）をとることによってひずみ速度値を計算し、その値は、ドップラプロセッサ７０によって生成される。代替として、前述のＣｒｉｔｏｎ他の特許公報に記載されるような動き方向において速度値の微分が行われることができる。これらの値は、フィルタリング及びセグメント化プロセッサ８０によって組織ドップラ（ＴＤ）値として生成される。スキャンコンバージョンが以前に実施されていない場合、ひずみ速度値は、スキャンコンバータ６２によってスキャンコンバートされる。組織画像内の点からのひずみ速度値は、ひずみ値を生成するために積分器１０４によって時間積分される。ひずみ速度値及びひずみ値のフレームは、対応するカラー値への変換のためにカラーＬＵＴ７６に供給され、これらの値は、それぞれひずみ速度フレームメモリ１０８及びひずみフレームメモリ１０６に記憶され、ユーザがひずみの機械的特性又は組織のひずみ速度を評価したい場合に個々のメモリから表示プロセッサに結合されることができる。

図８及び図９は、解剖学的画像、機械的機能画像、及び血行動態画像が、そのようにして被験者の身体における３つ全ての特徴及びそれらの相互作用の評価のために同時に表示されることができるかを示す２つの例を提供する。図８の表示スクリーンの左上には、心臓の左心室の解剖学的Ｂモード画像２０２がある。この画像及びこの例におけるスクリーン上の他の画像は、一方はセクタの左側を、他方はセクタの右側を超音波照射する２つのビームによりセクタ形状の画像フィールドを繰り返しスキャンすることによって得られた画像データから生成されたものである。受信時には、３２本のマルチラインが、セクタの両側から並行に受信され処理され、ゆえに、フレームメモリ２４に記憶された６４本のスキャンラインの画像フレームが生成される。取得フレームレートは２．５ｋＨｚである。この例では最大２０フレームまでの複数のＢモードフレームが、フレーム平均化プロセッサ６６によって点毎に平均されて、ディスプレイ上に良好な信号対雑音比を有するＢモード画像を生成する。左心室心腔の境界のトレースが、図に示されるように画像上に描かれており、トレースは、前述の米国特許第６，５３７，２２１号公報（Ｃｒｉｔｏｎ他）に記載されるように手動で又は自動境界トレースによって、描かれることができる。解剖学的画像の右側には、左心室の血行動態画像、すなわちＢフロー画像２０４がある。同じ内腔境界が、Ｂフロー画像上でトレースされる。Ｂフロー画像の右側のより明るい画素は、心腔の右側においてより速く流れる血液を示す。画面の下部には、境界線トレースの周りの各点での組織の速度を示す、組織機能画像、すなわち組織ドップラ値の速度Ｍモード画像がある。Ｍモード画像は、水平方向の時間軸に沿って時間と共に変化する、画像上のラインに沿った力学的動態を表示する。Ｍモード画像の各垂直線は、特定の時点を表し、画像の各垂直Ｍ線に沿った上から下へのカラーは、境界追跡に沿った各点における組織の瞬間速度を示す。左から右へＭモード画像の観察は、時間の経過に従う左心室境界における組織の速度変化を示す。図８の３つの画像は、フレームメモリ内の同じ画像データから生成されたものであるため、全て時間的に同期しており、臨床医が同じ表示画面上で左心室の構造的、機械的機能及び血行力学的特性を評価することを可能にする。ループとして又はリアルタイムに連続的に再生されると、左心室の構造は、各心拍と共にサイズが拡大及び縮小し、収縮及び弛緩のたびに室内の血流が増減し、心室境界組織の速度は、心周期にわたって心腔の周りの異なるロケーションにおいて異なる速度で増減する。

図９のトリプルモード表示の第２の例は、画面の上部に左心室の解剖学的Ｂモード画像を表示したものであり、ここでも左心室境界が画像の上に描かれている。心腔の底部に向かって及び僧帽弁の上に、臨床医は、スペクトルドップラーフローが行われるべきロケーションである三角形のカーソルを位置決めしている。スペクトルドップラ画像３０４はスクリーンの中央に示されている。画面の下部には、心臓の中心にある中隔壁の組織に沿って取得されたひずみ速度のカラーＭモード画像がある。点線３０８及び３１０は、心周期の２つの機能的なランドマークを画定し、３０８で僧帽弁が閉じ、３１０で中隔内のピーク心室ひずみがある。このトリプルモード表示により、臨床医は心臓の構造、隔膜内のひずみ速度の機械的及び流体力学、並びに心腔内の選択された点における血流速度の変化を評価することができる。

図１−図７の例示的な超音波システムによって上述され図示された様々な実施形態は、ハードウェア、ソフトウェア、又はそれらの組み合わせにより実現されることに留意されたい。超音波システムの様々な実施形態及び／又は構成要素、例えばモジュール、又はその中の構成要素及びコントローラは、１つ又は複数のコンピュータ又はマイクロプロセッサの一部として実現されることもできる。コンピュータ又はプロセッサは、例えばインターネットにアクセスするためのコンピューティング装置、入力装置、表示装置及びインターフェースを有することができる。コンピュータ又はプロセッサは、マイクロプロセッサを有することができる。マイクロプロセッサは、例えばＰＡＣＳシステムにアクセスするために通信バスに接続されることができる。コンピュータ又はプロセッサは、メモリを有することができる。フレームメモリについて上述したメモリデバイスは、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、又はハードディスクドライブ又はフロッピー（登録商標）ディスクドライブ、光ディスクドライブ、ソリッドステートサムドライブなどのリムーバブルストレージドライブであり得るストレージデバイスを含む他のデータストレージデバイスを含み得る。記憶装置は、コンピュータプログラム又は他の命令をコンピュータ又はプロセッサにロードするための他の同様の手段であり得る。

上述したような超音波システムの命令の組は、一般に、本発明の様々な実施形態の方法及びプロセスのような特定の処理を実行するように、処理マシンとしてのコンピュータ又はプロセッサに命令する様々なコマンドを含む。一組の命令は、一般にはソフトウェアプログラムの形である。ソフトウェアは、システムソフトウェア又はアプリケーションソフトウェアなどの様々な形態でありえ、有形の非一時的コンピュータ可読媒体として具体化されることができる。更に、ソフトウェアは、別々のプログラム若しくはモジュールの集合、より大きなプログラム内のプログラムモジュール、又はプログラムモジュールの一部の形でありうる。ソフトウェアは、オブジェクト指向プログラミングの形のモジュール形式プログラミングを含むこともできる。処理マシンによる入力データの処理は、制御パネル２０を介して入力されたオペレータコマンドに応答して、前の処理の結果に応答して、又は他の処理マシンによってなされたリクエストに応答して、行われる。

更に、添付の特許請求の範囲の限定は、ミーンズプラスファンクション形式で記載されず、請求項の限定が明示的に「手段」の語及びその後に続く他の構造の機能を欠くことの記述を使用しない限り、３５Ｕ．Ｓ．Ｃ．１１２第６段落に基づく解釈は意図されない。

Claims (15)

1. 高い取得フレームレートで複数の異なるモードの画像を生成する超音波イメージングシステムであって、
   高い取得フレームレートで取得されるエコー信号のフレームであって、画像視野に対応するエコー信号を含むフレーム、を記憶するフレームメモリと、
   前記フレームメモリに結合され、前記画像視野に対応する前記エコー信号のフレームから解剖学的画像を生成する解剖学的画像プロセッサと、
   前記フレームメモリに結合され、前記画像視野に対応する前記エコー信号のフレームから機械的機能画像を生成する機械的機能画像プロセッサと、
   前記フレームメモリに結合され、前記画像視野に対応する前記エコー信号のフレームから血流画像を生成する血流動態画像プロセッサと、
   ３つの前記画像プロセッサに結合され、前記３つの画像プロセッサからの画像を同時に表示するディスプレイと、
   を有する、超音波イメージングシステム。
2. アレイトランスデューサと、
   前記アレイトランスデューサに結合され、前記高い取得フレームレートでエコー信号のフレームを取得するビームフォーマと、
   を有する超音波プローブを更に有する、請求項１に記載の超音波イメージングシステム。
3. 前記ビームフォーマが、少なくとも８００Ｈｚの高い取得フレームレートで前記エコー信号のフレームを取得するように構成されている、請求項２に記載の超音波イメージングシステム。
4. 前記ビームフォーマが、少なくとも１つの発散送信ビーム、平面波、又は非集束ビームで前記画像視野をスキャンするように構成されている、請求項２に記載の超音波イメージングシステム。
5. 前記ビームフォーマが、発散送信ビームに応答して少なくとも３２の受信マルチラインを生成するように構成されたマルチラインビームフォーマを有する、請求項４に記載の超音波イメージングシステム。
6. 前記解剖学的画像プロセッサ、前記機械的機能画像プロセッサ及び前記血行動態画像プロセッサが、共通の一群のエコー信号を使用して画像を生成する、請求項２に記載の超音波イメージングシステム。
7. 前記ビームフォーマが更に、共通の送信パルスシーケンスを使用し、前記３つの画像プロセッサ全てによって使用される前記共通の送信パルスシーケンスから生成されたエコー信号を受信する、請求項６に記載の超音波イメージングシステム。
8. 前記解剖学的画像プロセッサが、解剖学的構造のＢモード画像を生成するＢモードプロセッサを更に有する、請求項１に記載の超音波イメージングシステム。
9. 前記ビームフォーマに結合された入力部と前記フレームメモリに結合された出力部とを有する直交復調器を更に有する、請求項２に記載の超音波イメージングシステム。
10. 前記機械的機能画像プロセッサが更に、組織ドップラ画像、ひずみ速度画像処理チェーン又はひずみ画像処理チェーンを生成する動きプロセッサを有する、請求項９に記載の超音波イメージングシステム。
11. 前記ひずみ速度画像処理チェーン及び前記ひずみ画像処理チェーンが、空間微分推定器を更に有する、請求項９に記載の超音波イメージングシステム。
12. 前記空間微分推定器が、組織速度の信号を受信するように結合されている、請求項１１に記載の超音波イメージングシステム。
13. 前記血行動態画像プロセッサが更に、カラーフロー処理チェーン、パワードップラ処理チェーン、スペクトルドップラプロセッサ、Ｂフロー処理チェーン、又はベクトルフロー処理チェーンのうちの１又は複数を有する、請求項９に記載の超音波イメージングシステム。
14. 前記血行動態画像プロセッサが更に、周波数閾値に従ってフィルタリングを行うことによって組織動き及びフローをセグメント化するように構成されている、請求項１３に記載の超音波イメージングシステム。
15. 前記Ｂフロー処理チェーンが更に、血流のＢモード信号を通過させるように構成されたクラッタフィルタを有する、請求項１３に記載の超音波イメージングシステム。

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