JP3194582B2 - 小腔の超音波で作成された像からアーチファクトを除去するための装置 - Google Patents

小腔の超音波で作成された像からアーチファクトを除去するための装置

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Description

【発明の詳細な説明】 【発明の分野】
この発明は、一般に冠状動脈のような小腔を撮像する
ための超音波式撮像装置、特に作成された像からアーチ
ファクトを除去するための装置に関するものである。
【発明の背景】
経皮経管冠動脈形成術（PTCA）は、冠状動脈バイパス
造影図又はアテローム性動脈硬化症を治療するための手
段としての心臓切開手術に対する代替品を提供する。ア
テローム性動脈硬化症は特定タイプの心臓疾患であっ
て、身体全体の血管壁の内側に付着した脂質が動脈を狭
め且つ血流を制限する。もし動脈があまりにも狭くなる
と、動脈から栄養を与えられている心臓の筋肉は充分な
酸素を受けられず、そして心筋梗塞や心臓発作が起こり
得る。アテローム性動脈硬化症は身体全部に起こり得る
が、最も命をおびやかすのは血管系内で起こるものであ
る。 経管血管形成術は、患者の血管系に適切な位置で挿入
される遠位端に膨脹可能なバルーンを有する細長くて可
撓性のカテーテルを利用する。このカテーテルを血管系
に挿入した後に、このバルーンは狭窄に引きずり出され
る。狭窄部位に対して一度適正に位置決めされると、バ
ルーンは比較的高い圧力状態にて流体で膨脹させられ、
バルーンは、膨脹するので、狭窄を拡張し従って血液を
もっと自由に流させる。 血管の内壁又は内側周辺を撮像することにより狭窄部
位や狭窄の位置を決定し且つ診断のため狭窄の視覚像を
得るための超音波式撮像装置が考案された。そのような
超音波式撮像装置の一例は米国特許第4,917,097号に開
示されている。 この米国特許に示されたような超音波式撮像装置は、
超音波を発生し且つエコーすなわち狭窄部位の内壁での
反射を検出するための圧電素子やトランスジューサを含
む。圧電素子は、受信した電気パルスに応答して曲がり
且つ電気的に誘起された曲がりに応答して超音波を発生
する。電気的に励振させられた後の圧電素子の機械的弛
張の結果としてトランスジューサ素子が減衰振動するこ
とになり、これはこのトランスジューサ素子に代表的な
例では“リングダウン（ringdown）”信号と称される電
気信号を発生させる。 最初、圧電素子によって発生されたリングダウン信号
は、超音波のエコーによって代表的に発生された信号よ
りもはるかに強い信号である。事実、リングダウン信号
はエコー信号よりも大きい80デシベル（dB）程の信号に
なり得る。リングダウン信号がエコー信号にくらべて非
常に大きいので、リングダウン信号の振幅は撮像装置回
路の前置増幅器を飽和させ従って像中にアーチファクト
を生じるのに足りる。増幅器のこの飽和により、トラン
スジューサの表面直傍の区域に相当する被作成像中にブ
ラインド・スポットすなわちコロナを効果的に生じる。 リングダウン信号によるエコー信号との干渉は問題を
解決するための種々の試みを生じることになった。リン
グダウン信号を除去することの現在の１つの方法は、リ
ングダウン信号に相当する基準波形及び電気パルスに応
答して曲げられた時の各トランスジューサの特性が減衰
された機械的振動パターンを生じる周囲環境のような他
の要因を記憶することである。この特性基準波形は記憶
され、受信したエコー信号から後で減算される。受信し
たエコー信号が反射された超音波信号及び基準信号の両
方を含むので、受信した全エコー信号又はリアルタイム
信号から記憶された基準信号を減算すると、理論的には
反射された超音波信号すなわち撮像信号だけが残る。こ
の技術は、リングダウン信号の、線型増幅領域内の領域
にて有効であるが、飽和させられた増幅器によってクリ
ップされる信号の領域では有効でない。リングダウン信
号の振幅がエコー信号よりも最初、非常に大きいので、
リングダウン信号の第１部分は典型的な例では撮像装置
の増幅器をその最大振幅にて飽和させる。 リングダウン信号に相当する正確な基準波形を得るた
めに、撮像装置は、受信して記憶した信号が基準波形だ
けから成り且つ血管系の内壁でのどんな反射でもないよ
うにエコーのない環境中になければならない。パルス信
号を送信してエコー信号を受信する撮像プローブのトラ
ンスジューサは、基準波形の収集中及びエコー信号の収
集中に同一の音響インピーダンスを認識しなければなら
ず、従って基準信号は血管の撮像中に発生されたリング
ダウン信号と位相及び振幅が整合されるようになる。 基準波形を得るための１つの技術は、カテーテルが患
者の身体に挿入される前に撮像装置を大きな水充填タン
ク内に置くことである。この技術は、水の音響インピー
ダンスを血管系中の血液の音響インピーダンスと整合さ
せるのを難しくする。従って、水充填タンクの環境中で
発生されて記録されたリングダウン信号の振幅及び位相
は、血液中で発生されたリングダウン信号とは少し違う
かもしれない。この技術に関連した他の問題は、タンク
中の水と血管系中の血液との温度変動によって起こされ
たリングダウン信号のドリフトである。その上、カテー
テルの無菌状態は、カテーテルを患者に挿入する前に水
又は塩分を含んだ溶液のタンク中に殺菌したカテーテル
を置くことにより妥協させられ得る。
【発明の目的及び要約】
以上の記載に鑑み、この発明の主な目的は、全ての基
準データ及び撮像データを生体内で収集し、もって試験
中での基準データの収集及び関連した汚染の危険性を除
去することにより血管を撮像するための改良した方法を
提供することである。 この発明の目的は、又、撮像手順を簡単化し且つ外部
基準収集手順を除去することによって外科用撮像装置を
準備するのに要する時間を短縮することである。 この発明の他の目的は、基準波形の位相及び振幅を、
撮像中に発生されたリングダウン信号の位相及び振幅と
もっと良く整合させることにより作成される像を改善す
ることである。 この発明の更に他の目的は、従来可能であったよりも
小さい冠状血管を撮像できる改良した撮像装置を提供す
ることである。 簡単に云うと、基準波形用データは、全エコー波形を
検出することに通常、あてられたサンプリング期間の一
部の間だけ収集される。総サンプリング期間の一部の間
だけ基準データを収集することにより、基準データは従
来可能であったよりも小さい無エコー環境中で収集され
ることができる。この点について、血管系の大きな区域
の１つにて基準データが収集され得る程小さい、サンプ
リング期間の一部に亘って基準データが収集される。普
通のPTCA手順では、エコーの存在無しに収集されるべき
基準データの全組のために充分である特性的半径を持つ
血管系の区域にプローブが挿入される。 総サンプリング期間の、基準信号を記録するのに使用
された部分は、トランスジューサ素子の減衰された機械
的振動が実質的に低下するのに必要な期間に大体一致す
る。この点で、エコーがトランスジューサに当たる前に
撮像用トランスジューサの減衰された機械的振動を事実
上低下させることができる程大きい半径を持つ血管系の
第１区域に撮像プローブは最初、挿入される。トランス
ジューサの減衰された振動によって発生された電気信号
は、後で得られるエコー波形から減算されるべき基準波
形として記憶される。 図示した実施例では、エコー波形は所定の間隔があけ
られた2048個のサンプル点に亘って収集される。基準波
形は、これもまた同じ所定間隔を持つ2048個のサンプル
点から成る。しかしながら、基準波形の収集中、最初の
500個〜600個のサンプル点だけは、トランスジューサに
よる振動の減少率に依存してトランスジューサが発生し
た信号の値で満たされるかもしれない。残りのサンプル
点はゼロで満たされる。基準波形に必要なデータ点を50
0個〜600個まで少なくすることにより基準波形はもはや
試験管中で収集されない。 各トランスジューサ素子のための基準波形を収集した
後で、撮像プローブは撮像されるべき血管系の区域に挿
入される。もし新しい基準波形が必要なら、撮像プロー
ブは血管系の第１区域に単に引き戻され、そして基準波
形は再び収集される。撮像プローブは撮像のため第２区
域へ再び挿入される。 従来装置では、基準波形は、トランスジューサに当た
る代表的なエコーによって発生された小さな信号を増幅
するための一連の増幅器で増幅された後、記憶される。
トランスジューサが振動するので、このトランスジュー
サが励振された後に発生された電気的“リンクダウン”
信号の高利得増幅により増幅器が飽和して出力信号がク
リップされることになる。リングダウン信号がクリップ
されると、これに印加され得るエコー信号を失わせる。
従って、プローブは、代表的な例ではトランスジューサ
の直傍にブラインド・スポットを持つ。 このブラインド・スポットを除去するために、基準波
形から成る少数組のデータ点は、クリッピングがまだ起
こらなかった前置増幅段に収集され得る。基準波形が記
憶されると、撮像信号のクリッピングのせいで以前に失
われた近くの場所でのエコー情報を含むエコー波形を残
すために、リングダウン信号は同じ前置増幅段でのエコ
ー波形から減算され得る。 この発明の他の目的や利点は、添付図面についての以
下の詳細な説明を考察する時に明らかとなろう。 図面の簡単な説明 図１は、この発明の超音波式撮像装置の概略構成図で
あって、PTCA手順中冠状動脈を撮像するための装置の使
用法を例示する。 図2Aは、カテーテルの長手方向軸沿いに切断した、カ
テーテル上の膨脹可能なバルーンの遠位端における撮像
装置のプローブの一実施例を示す拡大断面図である。 図2Bは、図2Aに示した撮像プローブの拡大図である。 図3Aは、撮像プローブに応答し且つこのプローブによ
って発生された電気信号を増幅するための一連の増幅器
を含む従来の撮像装置のブロック図である。 図3Bは、プローブからの電気信号によって生じられた
波形を示し、この波形中のリングダウン信号の一部がク
リップされるように上記波形は図3Aの撮像装置中の一連
の増幅器によって増幅される。 図４は、撮像プローブのまわりに近場のコロナ又はア
ーチファクトが生じられる場合に、図１の撮像装置によ
って作成される、冠状動脈の例示的な断面像である。 図5Aは、基準波形を記憶するために従来の撮像装置に
使用される2048バイトのデータ・バッファを示す。 図5Bは、基準波形を記憶するためにこの発明に使用さ
れる513バイトのデータ・バッファを示す。 図６は、513バイトの基準波形を記憶し且つ収集され
たエコー波形を処理するための、この発明に係る信号処
理器のブロック図である。 図７は、図４のコロナによって以前に占有された近場
で装置を見させるために、改良された像を提供するこの
発明の他の実施例に従って変更された図６の信号処理器
のブロック図である。 この発明を形成術又はPTCA処置について説明するが、
この発明はこのような使用に制限されるべきでないこと
を理解されたい。他方、この発明は、小腔中で撮像する
必要のある全ての用途をカバーするとしよう。そのよう
な他の用途の一例は、バルーンが組み込まれていないカ
テーテル端にこの発明を使用することである。そのよう
な使用の特定例はコレストロール阻害薬が局部的治療の
ために使用される医薬学的に治療的な使用であり、そし
てこの発明の撮像装置は悪疫を除去する際に薬の有効性
をモニタするのに使用される。別な使用の他の特定例
は、（この発明と共にドプラ音声撮像を使用して）血流
の速度を測定すること又はこぶ等の大きさや場所を測定
することのような物理的な治療使用である。別な用途の
他の例は、動脈中の悪疫を焼き切るためのレーザ等と共
にこの発明をカテーテルに組み込むことである。 更に、この発明の撮像装置のために、血液の周囲環境
は音響エコーと無関係に考察される。超音波式撮像分野
の専門家には理解されるように、血液は弱いエコー信号
（その正確な特性が使用した撮像装置の性質例えば超音
波の周波数）を発生し得る。この発明によって用いられ
る撮像装置（これは上述した米国特許にもっと詳しく記
述されている）では、血液からのエコーは大変弱くそし
て血液の周囲環境は事実、エコーがない。
【望ましい実施例の詳細な説明】
図面、まず図１を見れば、ここには心臓14の冠状動脈
12の中に置かれた膨脹用撮像装置10が示されている。冠
状動脈12は、この冠状動脈12をふさぐか或は狭窄を持た
せる脂質又は悪疫16を含む。 周知のように、動脈12のふさがれた部分又は狭窄16
は、低い姿勢すなわちすぼませた状態にある、撮像装置
10のバルーン18を、カテーテル・アセンブリ20を使用し
て動脈12の中に挿入することによって治療される。図１
に示したように、カテーテル・アセンブリ20は３部分ア
センブリを含み、この３部分アセンブリはガイド・ワイ
ヤ22、大動脈26のような大きな動脈に通されるガイド・
カテーテル24、及びこのガイド・カテーテル24の内側に
適合する小直径カテーテル28を有する。カテーテル・ア
センブリ20は３アーム・アダプタ30を含み、こま３フー
ム・アダプタ30は信号処理部32、ガイド・ワイヤ挿入部
34、及びカテーテル28中の流体束と連通する膨脹部36を
有する。３アーム・アダプタ30は、ビデオ・ディスプレ
イ40に結合されている信号処理器38、ガイド・ワイヤ2
2、及び膨脹源42を全て小さなカテーテル28の内部で相
互接続させ且つ膨脹用撮像装置10と接続させることがで
きる。小さなカテーテル28は、心臓14に入れるためのル
アー・ロック・コネクタ又は血管形成術マニフォルド43
によって大きなガイド・カテーテル24の中に挿入され
る。小直径カテーテル28及び大直径カテーテル24は、ポ
リオレフィン又はポリビニルクロライドのような適当な
可撓性材料で作れる。 外科医がガイド・ワイヤ22を向け、次にガイド・カテ
ーテル24を大きな動脈を通して大動脈26に導いた後に、
小直径カテーテル28が挿入される。狭窄16によって部分
的にふさがれている冠状動脈26の始端において、まずガ
イド・ワイヤ22が動脈22の中に伸ばされ、次に小さいカ
テーテル28が伸ばされる。このカテーテル28はその遠位
端にバルーン18を含む。 カテーテル28の遠位端に緊着された撮像プローブ44
は、動脈12の狭窄16のような部分的に阻止された区域内
に何時バルーン18が在るかを示す像を視覚ディスプレイ
40上に提供する。部分的に阻止された区域を突き止めた
後に、カテーテル28の、撮像プローブ44を含む先端は、
阻止された区域にバルーン18をもたらすために阻止され
た区域を過ぎて動かされる。バルーン18は膨脹させられ
て閉塞を起こす狭窄部位16を拡張する。心臓病専門医
は、撮像プローブ44を阻止された狭窄16に戻して撮像プ
ローブ44が狭窄16を撮像し得るように、カテーテル28を
少し引き出すことによってPTCA手順の結果をチェックし
得る。もしPTCA手順が上手くいったら、ビデオ・ディス
プレイ40上の像は動脈12の流路の直径が増大したことを
示す。 図2Aはカテーテル28の長手方向軸沿いに切断した、膨
脹用バルーン18及び撮像プローブ44の一実施例の遠位端
の拡大断面図であり、そして図2Bは図2Aに示した撮像プ
ローブ44の拡大図であって、カテーテル28の最遠位端に
位置決めされた撮像プローブ44を示す。撮像プローブ44
及びその回路の詳細は上述した米国特許から得られる。
プローブ44及びバルーン18に対するカテーテル28上の位
置決めに関する別な詳細な米国特許願第07/638,192号に
見られる。 図3Aは小腔用撮像装置に利用された撮像装置のブロッ
ク図であり、そして図3Bは飽和点まで増幅されるリング
ダウン信号を示す一連の波形を例示する。まず図３を参
照すれば、信号処理器38はライン39を通して励振パルス
をマスター・チップ50に送出し、このマスター・チップ
50はスレーブ・チップ51,52,53と協働して励振パルスを
プローブ44の圧電素子又はトランスジュース54のアレイ
中の各素子に分配する。各チップ50〜53はライン56を介
して１群の圧電素子54と電子的に接続されている。チッ
プ50〜53、圧電素子54及び両者の相互作用の詳細な説明
は上記米国特許に見い出される。 アレイ54の各トランスジューサ又は各素子は、上記米
国特許に詳しく説明したように、受信パルスに応答して
超音波を冠状動脈のような周囲環境に放出する。その
後、チップ50〜53は、血管の内壁又は同様な小腔で反射
されてアレイ54のトランスジューサに当たることによっ
て得られる、放出された超音波のエコーを検出するため
に、受信モードに切り換えられる。アレイ54に当たる超
音波を検出する時にトランスジューサは曲がる。トラン
スジューサが圧電デバイスであるので、曲がりはトラン
スジューサによって電気的波形（以後、“エコー波形”
と云う。）に変換される。このエコー波形はチップ50〜
53によって検出され且つ信号処理器38へ送出されてビデ
オ・ディスプレイ40上で見るための処理をされる前に受
信増幅器58によって増幅される。この受信増幅器58は、
その典型例では圧電素子54から受信した低レベル信号を
増幅するために図示されたような一連の増幅器（１），
（２），（３）・・・（Ｎ）を含む。 アレイ54の各素子は、励振された後に、特性減衰され
た振動に従って弛張発振する。励振された後のトランス
ジューサの減衰された振動によって発生された電気信号
は、エコー波形に寄与し且つ音響エコーで起きた曲がり
によって発生される波形の電気信号よりも実質的に大き
い。減衰される振動によって発生された電気信号は典型
的には“リングダウン”信号と呼ばれ且つ受信増幅器58
の出力を飽和させようとする。 図3Bは、受信増幅器58の一連の増幅器（１〜Ｎ）によ
って増幅される時のエコー波形を示す。この波形の最初
の大振幅は、圧電素子のアレイ54中の１個の素子によっ
て発生されたリングダウン信号から得られる。反射され
たエコーによって発生された信号の振幅と比較すれば、
リングダウン信号の振幅は非常に大きい。エコー波形が
更に増幅されて信号処理器38（図3A）に送出されるのに
足りる振幅の波形を確立するので、この波形のリングダ
ウン信号はクリップされる。その理由は、幾つかの増幅
器がこの信号の大振幅で飽和し始めるからである。例え
ば、増幅器（２）の出力信号はリングダウン信号の大振
幅に応答して飽和し始め、エコー波形をクリップさせ
る。増幅器（３）による信号の更なる増幅は多くの信号
をクリップさせる。リングダウン信号が増幅され続ける
ので、増幅器（Ｎ）の出力はクリップされるリングダウ
ン信号のかなりの部分を有する。エコー波形の大振幅に
よりリングダウン信号のかなりの部分がクリップされ従
って重畳されたエコー信号が失われるが、この増幅は、
エコー信号の極く小さい振幅を、全波形が信号処理器38
で処理され得る値まで増幅するのに必要である。 撮像データが処理されてビデオ像に変換される時に、
リングダウン信号は撮像プローブの表面の周囲にアーチ
ファクトを作成する。図４は、血管の断面60、撮像プロ
ーブ44及びアーチファクト62を示すビデオ像の一例を示
し、これはプローブの周辺のまわりのコロナのような何
かを見る。このコロナの領域内で撮像プローブはめくら
にされる。その理由は、リングダウン信号によって受信
増幅器が飽和させられるのでどんなエコー情報も実質的
に失われたためである。 この明細書の
【発明の背景】の項で述べたように、エ
コーの無い信号すなわち基準信号を収集するのに足りる
大きい水タンク中に撮像プローブ44を置くことにより基
準波形は慣用通り得られる。基準波形は、全エコー波形
を記憶するためにゆだねられた撮像装置のメモリ区域を
満たすのに足りるデータ点から成る。例えば、代表的な
基準波形はエコーの無い波形からの2048個のサンプルか
ら成り、これは半径約7mmのエコーの無い環境に相当す
る。 上記米国特許に詳しく述べられているように、エコー
波形の雑音レベルは、アレイ54の同一の少なくとも１個
の素子を使用して多数のエコー波形を発生させ且つこれ
ら波形を平坦化して処理用の単一の波形を得ることによ
り、事実上減少される。しかしながら、波形の平均化
は、リングダウン信号及び他のどんな特性的雑音信号
（新しいエコー波形が発生する毎に反復する）も除去し
ない。雑音の無作為さのために、平均化は雑音レベルを
低減するのに効果がある。リングダウン信号は、無作為
的でないので、平均化では効果的に除去されない。従っ
て、基準波形の必要性は、無作為雑音と対照的な反復し
得る雑音パターンを波する。エコー波形と同様に、基
準波形は反復可能な雑音（例えばリングダウン信号）だ
けを基準波形が確実に含むようにするため多数のエコー
の無い波形を平均化することの結果である。 この発明の重要な一面によれば、エコー波形中の反復
可能な雑音は実質的にリングダウン信号であり、これは
エコー波形の最初の500個〜600個のサンプルにて効果的
に消去され、もって従来可能であったよりもはるかに小
さいエコー無し環境中で基準波形を収集させる。図3Bの
増幅器（Ｎ）からの出力の波形によって示唆されたよう
に、反復可能な雑音はエコー波形の或る範囲（その波形
の原点で始まり且つその波形の全期間の約1/4後に終わ
る）に亘って拡がる。詳しく云えば、本特許出願人は、
プローブ・アセンブリ44が最初に挿入される１つの大き
な動脈中のエコー無しにリングダウン信号の事実上全て
が収集され得ることを見い出した。従って、基準信号を
生体内で収集することができ、そしてプローブを水タン
ク中に置く必要性が無くなる。リングダウン信号が事実
上消滅するのに要する時間は、１個の素子54によって発
生され且つこの素子から約0.7mmの半径距離離れた表面
で反射された音波のラウンド・トリップ走行時間に相当
する。最初の500個〜600個のサンプルでリングダウン信
号を事実上完全に収集できるので、基準信号を収集する
ための環境は半径1.45mmより少しだけ大きく（すなわち
プローブ44の0.75mmの半径と一番近くのエコー源までの
0.7mm以上の半径距離との和）する必要がある。 通常のデータ・サンプリング時の500個〜600個のデー
タ点（従来例でのサンプル2048個）は、撮像信号の処理
中にリングダウン信号を除去するために適切な基準を記
憶するのに役立つ。513個のデータ点を使用するのは例
示的な実施例での一例である。サンプル・レート及びリ
ングダウン信号の特性減衰率に依存することは多少とも
必要であるかもしれない。リングダウン信号の減衰率は
トランスジューサ54及びプローブ44の正確な設計に依存
する。上記米国特許のトランスジューサ及びプローブ・
アセンブリに対し、513個のデータ・サンプルで充分な
ことが分かった。図5A、図5Bはそれぞれ従来の基準信
号、この発明の基準信号のサンプル点を示す。 代表的な例では患者の脚にあるような血管の大直径区
間にて患者の血管系の中に撮像プローブが導入されるの
で、基準波形のためのデータの収集はPTCAで使用される
外科的手順を変更することなく行われ得る。その上、外
科医に基準波形を生体内で記録させることは、撮像装置
の使用を大幅に簡単化し且つ基準波形の生体内での収集
に由来する、プローブ44を汚染することの危険を除く。
更に、基準波形の生体内での収集は、基準信号と像信号
の間に改良された音響インピーダンス整合を提供し且つ
基準波形とエコー波形の間の温度ドリフトを除去するこ
とによりビデオ・ディスプレイ上に形成される像の精度
を改善する。 この発明と調和して、トランスジューサ素子の励振に
応答して放出された超音波が血管系の第１区域の第１の
内壁で反射されてアレイ54の少なくとも１個の素子に当
たる前に、リングダウン信号を事実上完全に消滅させる
ことができる程大きい半径を有する血管系の第１区域に
撮像プローブが導入される。基準波形は血管系の第１区
域にて収集され、その後に撮像プローブは第２区域（像
が形成される）まで更に挿入される。 図６の信号処理器は、音響フレーム・バッファ78が基
準波形用バッファ70を含むように変更された以外、上記
米国特許の図13Aに示されたものと事実上同じである。
上記米国特許には64個のトランスジューサ素子がある。
上記米国特許に詳しく述べられた一実施例では、各素子
は64のエコー波形を作るために所定のシーケンスで個別
に励振される。従って、ここに例示された実施例では、
図６の基準データ・バッファ70に記憶された64の基準波
形がある。図６に示された信号処理器が処理器（その機
能が上記米国特許に詳しく説明されている）と事実上同
じであるので、基準波形を収集し、記憶し且つ処理する
ことを理解するのに必要な処理器機能だけをここに説明
する。 例示した実施例での基準波形は単独で取り出された各
素子の平均化されたエコー無し応答であるが、各エコー
波形を収集するのに１個よりも多いトランスジューサ素
子を用い得ることは当業者には理解されよう。例えば67
個の素子のうち素子1,2及び３は第１のエコー波形を発
生するために第１組のエコーに応答し得る。素子2,3及
び４は第２のエコー波形を発生するために第２組のエコ
ーに応答し得る。64のエコー波形が収集されるまで、グ
ループ化された素子のシーケンスは先の２つの例で示唆
されたパターンで継続する。そのようなシーケンスを用
いて１組のエコー波形を発生させるならば、基準波形は
同様に収集されなければならない。従って、この例で
は、各基準波形は３個の隣り合う素子からの組み合わせ
信号である。 この発明を実施する際には、撮像プローブ44からのエ
コー波形は受信増幅器58によって増幅された後に2048個
のサンプル点を作るためにアナログ／デジタル（A/D）
変換器74に供給される。デジタル化されたデータは信号
平均化器76で平均がとられる。もしデータが基準波形を
意図するなら、これは基準データ・バッファ70に送られ
る。もしデータが撮像データなら、撮像データ・バッフ
ァ84に送られる。この撮像データ・バッファ84は、上記
米国特許中の音響フレーム・バッファとそっくり同じで
ある。デジタル化されたデータを適切なデータ・バッフ
ァに向けるために、スイッチ80はシーケンス80に応答
し、このシーケンサ80は適切な時間に基準データを収集
するためのデバイスを使用して外科医が発生させた“基
準収集エネーブル”信号に応答する。シーケンサ80は上
記米国特許にもっと詳しく述べられている。 基準波形のためのデータの収集中、プローブ44は撮像
されるべき血管系の第１区域中に位置決めされ、そして
“基準収集エネーブル”信号はシーケンサ80をしてスイ
ッチ82に、到来したデジタル化データを基準データ・バ
ッファ70に送らせる。実施例では、各トランスジューサ
はその基準波形を発生するために電気パルスに応答して
曲げられ、基準波形は基準データ・バッファ70に記憶さ
れる。各基準波形を記憶する際、信号平均化器76からの
最初の513サンプル・バイトはデータ・バッファに挿入
される。2048のフル波形の残りのサンプル・バイトは、
撮像データ・バッファ中の各エコー波形の2048バイトと
整合するためにゼロで満たされる。 基準波形が収集されて記憶された後に、撮像プローブ
は血管系の、撮像されるべき第２区域まで更に挿入さ
れ、そして外科医は“基準減算エネーブル”信号をシー
ケンサ80に送ることによりスイッチ82に到来データを撮
像データ・バッファ84へ供給させる。上記米国特許に詳
しく述べたように、各トランスジューサは血管系の第２
区域の内壁で反射される超音波を発生するために曲げら
れ、そして反射された超音波すなわちエコーはトランス
ジューサに当たってエコー波形を生じ、このエコー波形
は撮像データ・バッファ84に記憶される。 撮像データ・バッファ84からのエコー・データは基準
データからのエコー・データを１点づつ減算することに
よりリングダウン信号が除かれる。得られた撮像データ
は上記米国特許に説明されたような交差点スイッチ（図
示しない）に通され、そこで更に処理されてからビデオ
・ディスプレイ40に表示される。しかしながら、上記米
国特許に開示された手順と違い、この発明では（慣用の
加算回路のような）減算手段86から交差点スイッチに通
される撮像データは、この撮像データから除去されたリ
ングダウン信号の大部分を有する。更に、全手順は撮像
中の血管系内で行われる。 この発明の他の重要な面によれば、図７は受信増幅器
58の飽和によって生じられた、被表示像（図４）中のコ
ロナ62を低減するために改良された信号処理器を示す。
図７の改良形は受信増幅器58を飽和させる前にエコー波
形からリングダウン信号を減算するための手段を提供す
る。 この他の実施例では、基準波形は増幅器（Ｎ）の出力
側からではなくて、前置増幅器93の出力側から収集され
る。この態様では、記憶された波形はクリップされな
い。基準波形はデジタル波形として記憶され、このデジ
タル波形はエコー波形からリングダウン信号を減算する
目的のために差動増幅器95へ線型基準波形として供給さ
れる。一連の増幅器（１）〜（Ｎ）がエコー波形を増幅
する前にリングダウン信号が除去されるので、リングダ
ウン信号中で混合されたエコー・データは信号のクリッ
ピングによって失われない。 先の実施例におけるように、図７に示された実施例
は、撮像プローブ・アセンブリ44、受信増幅器58、A/D
変換器74、平均化器76、及び音響フレーム・バッファ78
を含み、更にスイッチ87及び89、利得／位相調節器88、
D/A変換器90、専用メモリ92、並びに前置増幅器93を含
む。基準データの収集中、シーケンサ80（図６）はスイ
ッチ87及び89を“A"位置に動かして基準波形がA/D変換
器74、平均化器76及び音響フレーム・バッファ78に通さ
れる。デジタル化された基準波形は、図６の基準データ
・バッファ70であり得る専用メモリ92に記憶される。 プローブ・アセンブリ44が血管系の撮像されるべき区
域に更に挿入される時に、シーケンサ80は装置が撮像の
ための用意をするユーザの発生した信号に応答して“B"
位置までスイッチ87及び89を動かす。到来エコー波形が
受信増幅器58中の差動増幅器95の正入力端子に受信され
るので、専用メモリ92に記憶された対応する基準波形は
D/A変換器90及び利得／位相調節器88を通して差動増幅
器95の負入力端子に送られる。利得／位相調節器88は、
基準波形が到来エコー波形と正確に同相であり従って差
動増幅器95にリングダウン信号が実質的に除去されたエ
コー波形を確実に出力させるように働く。出力されたエ
コー信号は受信増幅器58中の一連の増幅器（１）〜
（Ｎ）を通過中に処理用に充分な値にまで増幅される。
増幅されたエコー波形はスイッチ89、A/D変換器74、平
均化器76、音響フレーム・バッファ78、及びスイッチ87
を通して交差点スイッチに送られ、そこで撮像波形は上
記米国特許に述べられたように処理且つ表示される。 実際問題として、差動増幅器95の出力は一連の増幅器
（１）〜（Ｎ）によって印加されるリングダウン信号の
幾らかの残りを含み得る。従って、増幅された残りを第
２の基準波形として音響フレーム・バッファ中に記憶し
且つリングダウン信号が除去されたエコー波形から第２
の基準波形を減算して得られた被作成像からどんなアー
チファクトも完全に除去することが望ましい。 以上の説明から理解されるように、この発明は血管の
ような小腔の断面像を作成するための改良された方法及
び装置を提供する。エコー波形を収集するために使用さ
れたフル・セットのサンプル点に対する基準波形のサン
プル点の数を少なくすることにより、本特許出願人は、
基準波形の収集が撮像されるべき血管系中でなされ、こ
れにより基準波形の生体内での発生の必要性を無しにし
得ることを見い出した。このようにして行われる基準波
形の収集には多くの利点があり、感染の危険は全くな
く、撮像手順も簡単化される。更に、信号が受信増幅器
で飽和させられる前に、エコー波形からリングダウン信
号を減算することによって撮像を更に改良することがで
きる。このようにして、コロナ68は像から除去でき且つ
プローブ44の表面に極めて近い有用な像情報を得ること
ができ、これにより従来よりも小さい動脈をプローブに
撮像させることができる。
フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 8/12

Claims (11)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】冠状血管のような小腔の断面を撮像するた
    めの装置であって、 トランスジューサ素子を有するプローブと、 前記トランスジューサ素子を励振させ、前記小腔内の前
    記トランスジューサ素子の周囲環境に超音波を放出させ
    るための電気パルス源と、 前記電気パルスによる前記トランスジューサ素子の励振
    後に前記トランスジューサ素子の機械的振動によって発
    生された電気信号を検出するための受信機と、 前記電気信号を第１バイト数のエコー波形として記憶す
    るための第１バッファと、 前記電気信号を非ゼロ・データの前記第１バイト数より
    も小さい第２バイト数の基準波形として記憶するための
    第２バッファと、 前記エコー波形から前記基準波形を減算してどんな反復
    可能な雑音パターンも除去された撮像波形を提供するた
    めの手段と、 前記撮像波形に応答して視覚像を作成するための撮像器
    と、 を組み合わせて備えた装置。
  2. 【請求項２】冠状血管のように小腔の断面を撮像するた
    めの装置であって、 トランスジューサ素子を有するプローブと、 前記トランスジューサ素子を励振させ、前記小腔内の前
    記トランスジューサ素子の周囲環境に超音波を放出させ
    るための電気パルス源と、 前記電気パルスによる前記トランスジューサ素子の励振
    後に前記トランスジューサ素子の機械的曲げによって発
    生された電気信号を検出するための受信機と、 前記超音波のエコーによって生じられた信号のない電気
    信号を事実上完全に線形である基準波形として記憶する
    ための第１バッファと、 エコー波形を発生するために、前記超音波のエコーによ
    って生じられた信号を含む電気信号から前記基準波形を
    減算するための手段と、 前記エコー波形を記憶するための第２バッファと、 この第２バッファに応答して視覚像を形成するための手
    段と、 を組み合わせて備えた装置。
  3. 【請求項３】前記電気信号から前記基準波形を減算する
    ための手段は差動増幅器を含む、その第１入力端子が前
    記基準波形を受け、第２入力端子が前記電気信号を受
    け、そして出力端子が前記エコー波形を供給する請求項
    ２の装置。
  4. 【請求項４】前記基準波形は、複数のリングダウン信号
    の平均からなる請求項１の装置。
  5. 【請求項５】前記エコー波形は、前記超音波のエコーに
    よって生じられた信号の平均からなる請求項１の装置。
  6. 【請求項６】前記トランスジューサは、トランスジュー
    サのアレイ中の１つであり、１つの基準波形は、前記各
    トランスジューサ毎に記憶される請求項１の装置。
  7. 【請求項７】前記基準波形は、事実上完全に線形である
    請求項１の装置。
  8. 【請求項８】前記トランスジューサは、１群のトランス
    ジューサのうちの１つであり、前記各トランスジューサ
    は、単一の基準波形及び単一のエコー波形を発生する請
    求項１の装置。
  9. 【請求項９】前記エコー波形から前記基準波形を減算す
    る手段は、差動増幅器からなる請求項１の装置。
  10. 【請求項１０】前記基準波形は、複数のリングダウン信
    号の平均からなる請求項２の装置。
  11. 【請求項１１】前記トランスジューサ素子は、１群のト
    ランスジューサのうちの１つであり、１つの基準波形
    は、前記各トランスジューサ毎に記憶される請求項２の
    装置。
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