JP3604696B2 - 超音波スペクトルのコントラスト映像化 - Google Patents

Description

技術分野
本発明は、コントラスト剤（agent）を含む部分からの超音波後方散乱（bachscatter）の検知により器官と組織（tissue）を超音波映像化（ultrasound imaging）する方法に関する。この方法は、映像化される組織の範囲に超音波ビームを発射し、無線周波数の応答信号として組織から反射されるエコーを受け、無線周波数の応答をビデオ出力信号に処理し、その出力をビデオ・スキャン・コンバータに貯え、検査中の部分のビデオ映像を作り出すため組織をスキャンすることよりなる。本発明はまた、コントラスト剤を含む器官または組織の超音波映像化のためのシステムを具備し、このシステムは超音波信号を送信し、受信するための超音波プローブ（probe）、信号処理手段、処理された信号と表示要素を貯える手段を具備する。器官及び組織を映像化するシステムの利用も開示されている。
背景技術
エレクトロニクス及び関連技術の急速な発展と結びつき、高価でなく、健康な組織を冒さない診断技術として超音波が広く受け入れられたことは、超音波機器及び超音波信号処理電子回路機構に多くの改良をもたらした。医療または他の利用のためにつくられた超音波スキャナーは、より安価に、より使いやすく、よりコンパクトに、より精巧に、そして、よりパワフルな器具になった。しかしながら、生体の組織に生ずる音響インピーダンスの変化は小さく、異なった型の組織（血管、器官、その他）による超音波エネルギーの吸収については、診断への適用が必ずしも技術の発展についていってない。この状況は投与できる（administrable）超音波コントラスト剤の開発と導入で相当変化した。検査される器官へのガス微小バブルまたは微小気球の懸濁液（suspensions of gas microbubbles or microballoons）からつくられるコントラスト剤の導入は、器官及び取り囲んでいる組織のより良い超音波映像が、標準的な超音波機器で得ることができることを示した。肝臓、脾臓、腎臓、心臓のような臓器、または他の柔らかい組織が、より明瞭にみえるようになった。それは、Ｂモード及びドップラー超音波の両者のための新しい診断分野を開拓し、診断上の道具として超音波の利用を広げた。
あいにく、超音波コントラスト剤と超音波技術、即ち、スキャナー、電子回路機構、トランスデューサ、及び他のハードウエアは共に研究し、開発されることはめったになかった。そうでなければ、ほとんど独立したこれらの開発は、製品及びシステムそれぞれの多くの改良に終った分野の区分を関連づけたであろう。しかし、これは機器の電子的／超音波的特性とコントラスト剤の物理的特性とが結び付ついた研究によって提供される共同作用を促す機会は提供しなかった。このような研究のわずかの独立した例が、特定の薬剤／機器の組み合わせのための改良を報告しているが、報告された解決はあまりに限定されたものであった。診断技術としての超音波のより大きな解像力、より良い映像、及びより大きな利用性を作り出すためのより一般的な方法は歓迎されるであろうし、実施が相対的に簡単であるということを条件として、広く受け入れられるであろう。
数多くの文献が医療用超音波機器及び映像化の分野における様々な開発を記述している。例えば、US−Ａ−4 803 993,US−Ａ−4 803 994,US−Ａ−4 881 549,US−Ａ−5 095 909,US−Ａ−5 097 836,その他である。しかしながら、これら文献はリアルタイムのシステム及び方法を扱っているが、コントラスト剤の物理的特性は考慮にいれていない。事実、これらはコントラスト剤には全く関係していない。
超音波映像化の改良の試みは、WO−Ａ−93/12720（Monaghan）に記載されている。これは、コントラスト剤の注入の前に得た超音波映像をコントラスト剤の投与（administratitin）の後に得た同じ部分の映像から減じたものに基づき、体の部分を映像化する方法を開示している。この応答減算原理に基づき、この方法は、背景の映像、ノイズ、または寄生音から解放されたコントラスト剤で満たされた部分の映像を提供し、コントラスト剤の投与の前と後に同じ部分から得られた映像の重ねを行う。記載された方法は、理論上は高いコントラストで良質の映像を提供することができる。しかしながら、実際問題として、それは映像化された部分の同じ参照位置を長時間維持することを必要とする。即ち、コントラスト剤の注入と散布（perfusion）と膨大な量のデータの維持を許す十分に長い時間である。そのため、この方法を実際に行うことは、不可能ではないとしても、非常に困難である。この困難性の一部は、呼吸、消化作用、そして心臓の鼓動に関連した避けられない体内の動きによりよるものであり、また超音波操作者の映像探り針の動きによる。もっともリアルタイムな映像化探り針は、最良の知覚、フィードバック、そして診断のために一般に手で支えられる。
微小バブルの懸濁液を含む組織の映像化を改善するための興味ある提案が、Burns,P.,Radiology 185P（1992）142,Schrope,B.et al.,Ultrasound in Med.＆Biol.19（1993）567でなされている。そこでは、微小バブルの非線形発振によって発生される第２調波周波数（the second harmonic frequency）が、ドップラー映像化パラメータとして用いられることを示唆している。提案された方法は、正常な組織は微小バブルと同じようには非線形応答を表示せず、そのため、第２調波方法はコントラスト剤を有する組織と有しない組織の間のコントラストを高めるという事実に基づいている。魅力的であるが、この方法はその適用がいくつかの制限要件を課しているため、欠点を有している。第１に、基本的なバブル共振周波数の励振は、相当狭い帯域のパルス、即ち、いくつかの無線周波数周期の相対的に長いトーンの連続発射により達成されなければならない。この要件がドプラー所理に求められる回路及び条件と両立している間は、超音波パルスが非常に短い存続期間の場合、典型的には二分の１、または１サイクル励振であるＢモード映像化の場合には適用できない。この場合、不十分なエネルギーが基本的周波数からその第２調波に変換され、Ｂモード映像化モードはこのエコー増加方法のためにはほとんど用いられない。第２に、発生した第２調波は、トランスデユーサに戻る経路で組織の中で伝達する超音波エコーとして、その周波数で決められた率、即ち、基本的周波数の減衰率より相当高い率で減衰される。この抑制は、「調波映像化」（harmonic−imaging）方法の欠点であり、それは高「第２調波」周波数で超音波減衰と両立する伝達深さに限定される。さらに、基本周波数の２倍でエコー信号成分を発生させるために、調波映像化はコントラスト剤の非線形発振を必要とする。このような性質は、映像化のポイント（即ち、組織におけるある深さにおいて）においてある音響的スレッシュホールドを超える超音波励振レベルを課す。非線形発振の間、基本励振周波数からその第２調波へ変換されるべき音響エネルギーの一部を特に生じせしめ、周波数変換が起こる。一方、そのレベルは微小バブルが破壊される微小バブル破裂レベル（burst level）を超えてはならず、そのため、調波映像化は映像化の量においてコントラスト剤の破壊により失敗する。前記抑制は、映像化機器が、第２調波成分を発生するために十分高く、しかし、数サイクル内で微小バブルが破壊するのを避けるのに十分低いあるエネルギー帯の範囲に入るよう送信・音響レベルを確実にするような方法で提供されることを必要とする。
「前」と「後」の方法を対比すると、同時にそして正常なリアルタイム（on the fly）適用の間に得られるリアルタイム・エコーから生ずる電子信号を扱う方法は、超音波診断機器のより良い映像化とより広い利用に向けて大きなステップを提供する。このような方法は、周波数応答パラメータに基づき、コントラスト剤を含む部分と含むまない部分のコントラストを高めるようにつくられている信号処理機能により、映像化された部分から受けたエコー信号を高めることに基づいており、新しい機器の設計を利用し、実施することが簡単になる。
発明の概要
簡単にまとめると、本発明は、映像化すべき範囲の組織に超音波ビームを発射し、組織によって反射された無線周波数の応答信号としてエコーを受信し、無線周波数応答をビデオ出力信号に復調し、出力をビデオ・スキャン・コンバータに出力を貯え、組織をスキャンし、検査中の部分のビデオ映像を作り出すための前記ステップを繰り返すことにより、コントラスト剤を含む部分の超音波後方散乱を検知して、器官及び組織を超音波映像化するリアルタイム方法に関する。この方法の要点は復調ステップにあり、このステップはコントラスト剤の応答の6dBのバンド幅の低位領域（the lower bound）付近と組織の応答の6dBバンド幅の高位領域（the upper bound）付近の間の範囲で、少なくとも２つの周波数を選択し、選択された周波数において変わる（turn）パスバンドを有する少なくとも２つの独立したチャンネルに信号を通し、独立のチャンネルの各々の信号を復調することを有する。復調に際し、信号は単一の出力信号に処理され、そこで組織の中に存在するコントラスト剤により反射された信号は、組織それ自体によって反射されたそれに比べて相当高められる。
あるいは、コントラスト剤と組織の応答特性、即ち、組織の共振周波数と関連したコントラスト剤の共振周波数の値、により独立したチャンネル・バンドパス・フィルタのセットのために予め選択された周波数を、組織の応答の6dBバンド幅の低位の領域付近とコントラスト剤の応答の6dBのバンド幅の高位の領域付近の間の範囲にある周波数から選択することができる。
本発明は、コントラスト剤を含む部分の超音波後方散乱の検知により、器官と組織を超音波映像化するシステムに関する。このシステムは超音波信号を送信、受信するための超音波プローブ、信号処理手段、処理された信号を貯える手段、及び表示要素を具備している。信号処理手段は、コントラスト剤の応答の6dBバンド幅の低位領域と組織の応答の6dB幅の高位領域の間、または組織の応答の6dBバンド幅の低位領域とコントラスト剤の応答の6dB幅の高位領域の間の範囲において、少なくとも二つの周波数に独立に変えることができるパスバンドを持った少なくとも二つの独立したチャンネル信号を分離するための手段、それぞれが各独立チャンネルのためのものである少なくとも二つの無線周波数復調器、及び信号出力として独立チャンネルからの復調された信号を処理する手段を具備している。そこでは組織内に存在するコントラスト剤により反射されるエコーは、組織それ自体により反射されるエコーと比較して相当増加する。独立チャンネルへの分離は、異なった処理演算法、例えば、高速フーリエ（fast Fourier）、短時フーリエ（short time Fourier）、さざなみ（wavelet）、またはチャープＺ（Chirp Z）変換、を有する従来の可変バンドパス・フィルターまたはスペクトラムアナライザーを用いることにより行うことができる。
前もって選択された（前もって決定された）周波数に独立に変化させるとができるパスバンドを有する少なくとも二つの独立したチャンネル、及びそれぞれが各独立チャンネルのためのものである少なくとも二つの無線周波数復調器、を具備する、無線周波信号としてコントラスト剤を含む組織から反射された超音波エコーを処理するための装置も開示されている。三つまたは四つの独立チャンネルはより良い映像を作り出すが、チャンネルの追加はシステムの複雑さを増やすため、チャンネル数の選択は映像の質とシステムの複雑さの妥協となる。
人間及び動物の組織または器官の超音波映像化のためのシステムの利用も開示されている。
【図面の簡単な説明】
図１は、異なった反射物のパルス・エコー周波数応答の図表。
図２は、本発明による、線形配列エコグラフにおける二重周波数（dual−frequency）Ｂモードコントラスト映像化を描いたブロック・ダイアグラム。
図３は、本発明の多重周波数コントラスト映像処理の図。
発明の詳細な説明
請求の範囲に記載された本発明の主たる観点は、器官の組織の強められた映像が、映像化される組織の範囲に発射される超音波ビーム、及び組織から反射され、受信され、そして無線周波数の応答信号に変換されるエコーが、選択された周波数において変化するパスバンドを持った少なくとも二つの独立したチャンネルを通して処理されるリアルタイム方法により、コントラスト剤を含む部分の超音波の後方散乱の検知によって得られるという予期しない発見に基づく。パスバンドの各々は、コントラスト剤と映像化される組織の性質によって、コントラスト剤の共振周波数が組織の最大応答より低い場合のために、コントラスト剤の応答の6dBのバンド幅の低位領域あたりと組織の応答の6dBのバンド幅の高位領域あたりの間の範囲の周波数から選択される前もって選択された異なる周波数に変化する。しかしながら、コントラスト剤の共振周波数が組織の最大応答より高いとき、前もって選択された周波数は、組織の応答の6dBのバンド幅の低位領域付近とコントラスト剤の応答の6dBのバンド幅の高位領域あたりの間に見いだせる周波数から選ばれる。6dBのバンド幅は、応答が最大振幅の50％より高周波数の範囲として定められる。独立チャンネルとして分離された信号は、復調され、組織の中に存在するコントラスト剤に反射されたエコーは組織それ自体、即ちコントラスト剤を有しない組織により反射されたものと比べて相当強められている単一の出力信号に処理される。出力信号はビデオ・スキャン・コンバータに貯えられ、組織は検査中の部分のリアルタイムビデオ映像を作り出すためにスキャンされる。ここでのビデオ映像を作り出すためのスキャニングは、伝統的な意味を持っている。即ち、超音波エネルギーは先に定められたスキャンラインに沿って連続的に向けられ、反射されたエコーの周波数従属特性は受信され、各スキャンラインのために複数回処理される。処理は、各ビデオ映像を作り上げる複数のラインのために複数回繰り返される。
明らかに、この発明ではコントラスト剤が存在しない器官及び組織の映像化は、従来の超音波映像化に対してなんら利点はないため、開示されたリアルタイム方法はコントラスト剤を含む器官または組織に対してのみ効果的であり適用可能である。
独立のチャンネルの数が多ければ多いほど、結果として映像は良くなるということが立証された。このように、少なくとも三つの前もって選択された周波数で操作するシステムは、二つだけで操作されるシステムより良い解像度を示した。しかしながら、用いられる独立のチャンネルの数を増やすことには実際的な限界がある。四より大きい数にふやすと、さらに映像の改善を得られるが、方法とシステムの複雑さが増え、コストが増加し、信号処理を複雑にする。
組織それ自身という表現、またはコントラスト剤のないの組織とは、コントラスト剤を受付けない組織の部分、即ち、患者に対し投与されるコントラスト剤により満たされない組織、を意味する。組織へ及び逆の経路において、映像化される部分に対し発射される超音波は、コントラスト剤で満たされた部分または区域、及びコントラスト剤のない他の部分または区域を通り抜ける。これは公知のコントラスト剤の投与の前と後の同じ器官と組織の映像化と混同してはいけない。ここでは、映像化の間コントラスト剤は常に存在するが、しかし、それで満たされている区域とそうでない区域は区別されている。
組織の応答により、それは電気的励振、電気−音響変換、組織の中の超音波伝播と反射、音響−電気変換、無線周波数増幅、及び一般的処理を含む周波数の関数としてのエネルギーの伝達を意味している。
本発明の新しい映像化を特に示す基本的原理は、超音波コントラスト剤の周波数従属の性質の開発に基づいていることである。本質的に、これら映像化の原理は、組織のバックグラウンドに関しコントラストを増大させるように、応答するコントラスト剤のある物質的特性または”特徴”に依存し、またはこれを開発している。研究されたコントラスト剤の物質的特性は、コントラスト剤の特徴の概念が実験的観察と非常に類似していると見い出された範囲で、それらの組成と結びついていることを見い出した。前記コントラストの強化は、直接のエコー振幅の監視から決定されるものよりはるかに大きく、その可能性は相当なものである。
本発明のさらなる利点は、開発されたパラメータそれ自体が少しも非線形性を求めない、即ち、それらは求められる信号処理演算法が予め決められたレベルにおいてコントラスト剤の励振に依存していないので、コントラスト剤が非線形のように振る舞うことを求めない、という事実からきている。代わりにそれは線形または非線形応答条件において操作することができる。
組織の中に存在するコントラスト剤から反射されるエコーの振幅と、組織それ自体、即ちコントラスト剤なし、またはそれらの比率により、反射されるエコーの振幅の差が最大であるように周波数を選択することが重要であり、上記説明したように周波数が選択された時これが達成される。都合のいいことに、選択された周波数の一つは、他の周波数またはその他の周波数がより高いか低い間、コントラスト剤の共振周波数かもしれない。第２の選択された周波数は、コントラスト剤の共振周波数が組織の応答の最大値より低い場合より高くなり、組織の最大の応答がコントラスト剤の共振周波数より低い場合、まさに反対になる。異なったエコグラフ共振周波数を持ったコントラスト剤での実験は、大部分の場合、コントラスト剤の共振周波数は組織の応答の最大値より低いことを示した。しかし、他の多くのやり方も可能である。いずれにしても、第１の場合または第２の場合を扱っても、受けたエコーに対応する電子信号は、それらが復調された後独立チャンネルを通過する。復調された独立チャンネル信号は、便利なやり方、例えば分割、減算、加算、またはそれらの組み合わせにより、単一の出力信号として処理される。典型的には、処理は、処理演算法が組織に存在するコントラスト剤から反射されたエコーから生ずる信号振幅とコントラスト剤のない組織から反射されたエコーのそれの最大限の差を供給するようになされる。実例として、出力信号Soutは、入力スペクトル成分Ｓ（f1）、Ｓ（f2）、Ｓ（f3）、その他に応じて、次の演算法の一つに比例した信号として処理できる。
Sout＝Ｓ（f1）−Ｓ（f2）、
Sout＝［Ｓ（f1）−Ｓ（f2）］/S（f1）、
Sout＝［Ｓ（f1）−Ｓ（f2）］/S（f2）、
Sout＝２［Ｓ（f1）−Ｓ（f2）］
／［Ｓ（f1）＋Ｓ（f2）］、
Sout＝｛［Ｓ（f1）−Ｓ（f2）］/2−Ｓ（f3）｝
／｛［Ｓ（f1）＋Ｓ（f2）］/2｝、
Sout＝｛［Ｓ（f1）−Ｓ（f2）］
/2−Ｓ（f3）｝/S（f3）、
Sout＝Ｓ（f1）/S（f2）、
Sout＝1nS（f1）−1nS（f2）、
または、上記の組み合わせによる。すべての場合、以下のオプションを与えることができる。
ａ）もし、Sout＜０なら、Soutはゼロにセットされる
ｂ）もし、Sout＜０なら、Soutを|Sout|で置き換える
ｃ）出力信号Soutを自然対数、または他の非線形関数で置き換える
ｄ）成分Ｓ（f1）、Ｓ（f2）、Ｓ（f3）のどのような交換も可能である
ｅ）どの成分Ｓ（ｆ）もその二乗S²（ｆ）で置き換えることができる
ｆ）どの成分Ｓ（ｆ）も、ｆの周囲のパスバンドDfにおけるその周辺平均（rims average）値に置き換えることができる：［1/f］∫S²（ｆ）df
ｇ）他の周波数における応答と比較して、周波数ｆ周辺の好ましい応答の他の処理のオプション
従来の可変バンドパス・フィルタまたは高速フーリエ変換を適用するスペクトラムアナライザー（spectrum analysers）のような同等物であってもよい独立のチャンネルの設定のために用いられる選択された、または予め決められた周波数の値の選択は、反射されたエコーの到達時間の関数とみなすことができると言える。映像化される特定の器官または組織からの超音波の応答はそれが到達する体内での深さに依存しているので、映像の質は用いられる周波数の選定に依存することを意味する。このように、深部に位置する組織と器官は、低い周波数でより良い映像が得られ、トランスデユーサに近い器官と組織は高い周波数にシフトした関連周波数でより良い映像となる。
別の観点では、本発明は、コントラスト剤を含む部分の超音波の後方散乱の検知による器官と組織の超音波映像化のためのシステムよりなり、該システムは超音波信号を送信、受信するための超音波トランスデユーサと電子回路機構、信号処理手段、処理された信号を貯える手段、及び表示要素よりなる。信号処理手段は、コントラスト剤の応答の6dBバンド幅の低位の領域と組織の応答の６バンド幅の高位の領域の間、または組織の応答の6dBバンド幅の低位の領域とコントラスト剤の応答の６バンド幅の高位の領域の間の範囲で少なくとも二つの独立に合わせることができるパスバンドで、信号を少なくとも二つの独立したチャンネルに分離するための手段、それぞれが各独立したチャンネルのためのものである少なくとも二つの無線周波数復調器、及び復調された信号を独立チャンネルから、組織に存在するコントラスト剤に反射されたエコーが組織それ自体に反射されたものと比べて相当高められた単一の出力に処理する手段を具備している。独立チャンネルに信号を分離するための要素は、従来の可変バンドパス・フィルタでよい。すでに示したように、三つの独立したチャンネルを持ったシステムは二つしか持ってないものよりうまくゆくであろうし、四つ持っているものは三つよりよい。しかし、使われる独立チャンネルの正確な数は、複雑さと利点の割合を考慮して決められる。
本発明の別の実施形態によると、このシステムはバンドパスフィルタに代えて、事実上同じように操作される、即ち、選択された値が反射したエコーの到達時の関数かどうかに関わらず上記のような予め決められた周波数を用いることにより、スペクトラムアナライザーを持っても良い。スペクトラムアナライザーは高速フーリエ、チャープＺ、短時フーリエまたはさざ波変換を用いて信号を処理してもよい。これら処理技術、またはスプリット・スペクトル処理のような他の技術の中から一つを選択することは、映像化の環境が課す要件によって導かれる。例えば、固体物質の中の欠陥の超音波検知にさざ波変換またはスプリット・スペクトル処理を適用することは、関心あるエコーがバックグラウンドの散乱より振幅が類似または低いという困難な場合において、潜在的利点を示している（s.g.Xin,J.et al.N.M.,1992 IEEE Urtrasonics Symposium）。
スペクトラムアナライザーはさらにゼロクロス検知器または自己相関推定器を含んでもよい。前もって決められた周波数は、コントラスト剤の応答の6dBバンド幅の低位領域の（を包含する）あたりと組織の応答の6dBバンド幅の高位領域の（を包含する）あたりとの間に見いだされたの周波数から選択された、または、組織の応答の6dBバンド幅の低位領域の（を包含する）あたりとコントラスト剤の応答の6dBバンド幅の高位領域のあたりとの間に見いだされる周波数の中から選択された異なった周波数である。すでに述べたように、正確な範囲は、ここで説明された二つの異なった可能な場面に依在している。
選択として、このシステムはさらに、復調器とリンクし、復調器と少なくとも一つのアナログ減算／分割増幅器との間に置かれた非線形増幅器を含めてもよい。しかし、それは、組織に存在するコントラスト剤に反射されるエコーが、コントラスト剤のない組織により反射されたエコーに比べ相当高められるよう、単一の出力信号として各独立チャンネルの復調信号を処理する要素を常に具備する。処理要素は、上記例示された演算法の一つまたはそれ以上を用いた出力信号の処理のために、少なくとも一つのアナログ減算／分割増幅器を含む。すでに述べたように、このシステムは例示された演算法に限定されるものではない。
本発明のシステムは、アナログまたはデジタル・ビデオ・スキャン・コンバータを含めることができ、できれば信号処理のどれかは超音波エコー信号のアナログ／デジタル変換器によって得られるデータ上で操作するデジタル電子回路で達成される。多重周波数処理は、Ｂモード映像化に適用される通常の処理で得られる他の点では伝統的なグレー・スケールのビデオ映像に重ねられた異なったビデオカラーによる出力信号の振幅をコード化するために用いられてもよい。
開示された方法とシステムの利点は、信号チャンネルがパルス−トップラー超音波システムの受信器の一部であるシステムで等しく開発できる。それはさらに速度分布のスペクトルを表すスペクトルビデオ出力、及び／又はできればラウドスピーカ、しかし便利な音響再生装置でもよいオーデイオ信号出力を組み入れてもよい。様々な有用な選択を、カラーコード化できる速度分布の二次元の地図のようなパルス−ドップラー超音波システムに組み入れてもよい。また、選択的に、得られた値より小さいまたは大きい速度のために前もって決められたスレッシュホールドで動的目標からのドップラーエコー成分から得たエコー振幅またはエネルギーの二次元地図を組み入れてもよい。
最後に、帰還エコーのスペクトル・フーリエ、チャープＺ、またはさざ波変換分析が用いられるシステムは、帰還エコーの摺動時間窓（sliding time window）内でスペクトル分析を与えることにより操作できる。
本発明の別の観点は、超音波信号を伝えそして受ける超音波探り針、信号処理要素、フィルター、及び処理された信号と表示要素を貯える要素を具備した超音波装置よりなり、信号処理要素は、上記超音波エコーを処理する装置を具備している。本発明の超音波装置は、人間または動物の患者の組織または器官の映像化に役に立ち、特に心臓血管システムの映像化に適している。
開示された映像化方法をさらに図解するために、人体の中を伝播した後種々の散乱から期待される音響エネルギー応答を調査することは有用である。図１は、パルス−エコーシステムの典型的な周波数応答を図示している。それらは周波数の関数としての組織の中の異なった減衰のみならず電子−音響トランスデユーサ応答を含む組織からの送信−受信応答、及び単一サイズの微少バブルを含むコントラスト剤からの送信−受信応答である。この例で、frはコントラスト剤の中にある微少バブルの共振周波数であり、f1、f2はfrの値とは異なった値で適切に選ばれた周波数成分である。励振振幅が非線形発振が生じたようである場合、エネルギーは第２調波または2frの周波数で後方散乱した。図１で、示されたカーブがコントラスト剤と組織それ自体のエコーの典型であることを理解することは重要である。別の言葉でいうと、これらのカーブはこれらそれぞれの超音波反射体の応答を表す。実際の生体内での映像化の立場では、エコー信号は超音波ビームにより捕らえられた様々な目標または反射体からの応答の重なりである。このように、対応するエコー信号のスペクトルは個々の反射体からの音響エコーのスペクトルの重なりでもある。
信号が受信され、そしてSout＝Ｓ（fr）/S（f1）、Ｓ＝Ｓ（f1）/S（f2）、Ｓ＝［Ｓ（f1）−Ｓ（f2）］/S（f2）のような演算法、またはすでに述べた他の演算法を用いて処理されるとき、コントラスト剤以外からのエコー信号は、コントラスト剤からのそれと比較して明らかに相当低い振幅値となっている。理由は周波数f1とf2の選択のためであるが、これは、例えばf2での組織の応答の振幅により分割されたf1での組織の応答の振幅の割合（即ち、Ｔ（f1）/T（f2））は、f2での組織の応答の振幅により分割されたf1でのコントラスト剤の応答の振幅の割合（即ち、Ａ（f1）/A（f2））より相当小さいようになっている。
この型の信号処理は基本的に、機械的Ｂモードスキャンニング、線形−またはフェーズド−アレイ電子Ｂモードスキャニング、映像が相対的散乱速度でコード化されるカラー・ドップラー映像化、または静止した目標物からのすべてのエコーを除くドップラー回路構成による検知のあと、映像カラーがエコー振幅だけでコード化されるエネルギー・カラー・ドップラーのような、標準エコグラフ手段の多くの映像化モードに適用できる。
実際、本発明は未加工で無線周波数のエコー信号から取り出される周波数成分を必要とする。これはハードウエアまたはソフトウエアのどちらでも達成され、様々な構成の中ですべては基本的にこの発明の範囲に関連する。以下の記載においてハードウエアの実施の形態が記載されており、f1、f2におけるエコー成分を取り出すためにアナログ・バンドパス・フィルタを備えた二重チャンネル増幅器の力を借り、スキャン・コンバータ上でビデオ映像を発生するために復調された信号の比率を計算するデジタル回路の選択枝は、エコー波形からデジタル化されたサンプルに係る高速フーリエ、チャープＺ、またはさざ波変換演算法を実行することである。
アナログ形式において、本発明の線形配列エコグラフにおける典型的な多重周波数Ｂモードコントラスト映像化は、図２に概説されている。エコグラフは、少なくとも次の要素を含んでいる。タイミング回路１、タイム・ゲイン・コントロール２、無線周波数送信位相調整回路（radiofrequency transmit phasing circuit）3,パルス送信回路４、Tx/Rx（送信／受信）要素マルチプレクサ５、超音波トランスデユーサ６、無線周波数受信位相調整回路（radiofrequency receive phasing circuit）７、タイム・ゲイン機能付き受信増幅器８、周波数f1にセットされたバンドパス・フィルタ９、周波数f2にセットされたバンドパス・フィルタ9'、無線周波数復調器及び非線形増幅器（チャンネル１）10、無線周波数復調器及び非線形増幅器（チャンネル２）10'、アナログ減算／分割増幅器11、ビデオ・スキャン・コンバータ12、及びビデオ・モニター13である。
操作では、タイミング回路は典型的には、映像化されるべき部分の連続的スキャニングに基づく２次元のエコグラフ映像を構成するため必要なパルス繰り返し周波数を定める。連続的パルスの励振のために、タイミング回路は増大する映像の深さから発するエコー信号に可変増幅ゲインを提供するために用いられる時間依存関数（time dependent function）の時間起源（time−origin）を定める。この機能は「タイム・ゲイン・コントロール」と呼ばれる装置によって実現され、その出力は、調整可能なゲインで受信増幅器のゲイン・コントロールに与えられる変化する電圧である。タイミング回路は、ビームの焦点合わせと操縦を提供するための線形配列トランスデユーサの個々の要素の適正な連続的励振のために必要な送信位相調整を定め、それは多重チャンネル電気励振回路（「パルス送信回路」）に与えられる連続トリガー信号の連続発射を形成する。タイミング回路は、送信−受信要素マルチプレクサにより提供される接続の仕方により、前もって決められた配列要素のグループをパルス送信回路に接続するために必要な信号を提供する。受信した超音波ビームの焦点合わせと操縦は、無線周波数受信位相調整回路で達成される。その位相と遅れの調整はタイミング回路で制御される。この受信位相調整回路からの出力信号は、先に述べたタイム・ゲイン・コントロール回路を持った増幅器に送られる。それは帰還エコー中の周波数成分の分離のために先に述べた多重処理チャンネルに共通出力として与えられる増幅器の出力である。図２の例は、伝統的なエコグラフの手段（instruments）では普通である無線周波数復調及び非線形増幅器を伴った異なったバンドパス・フィルタを通してエコー信号を与えることにより、周波数分離を実行する。多重処理チャンネルの個々の出力は、入力信号として、良く知られた電子回路構成の機能性の助けを借りて、先に述べた種々の処理演算法を実行するために設計されたアナログ・減算／分割増幅器に送られる。この増幅器の出力はビデオ・スキャン・コンバータの入力に与えられ、各連続パルスのために、選択されたビーム操縦及び位置決めのために対応するパターンにおける入力データを書き込むために構成される。このように、特定の繰り返しの割合で上記順序（sequence）を繰り返すことにより、器官と組織の中の連続する位置からのエコーを得るために、ビームの操縦と焦点合わせを修正する時間ごとに、スキャン・コンバータの出力信号はリアルタイムで、即ち、手段の操作者による動きの認識を再現させるに十分な、秒当たり数個の映像と数百の映像の間の割合で、ビデオモニター上で表示される二次元映像を新たにする。上記プロセスにおいて、コントラスト剤を含む部分に対応するエコグラフの映像の部分は、類似の映像化条件下で従来の手段で得た映像に比べて広く強められたコントラストで現れる。
本発明の信号処理から得られるエコグラフの映像は、典型的な組織からのエコーから生ずる映像よりはるかに大きい強さを持ったコントラスト剤からの画素（pixels）で構成されている。なぜなら、コントラスト剤のみがそのエコー信号が減算／分割処理によって強められるような周波数応答信号を持っているからである。典型的には、Ｂモード映像に係る効果は図３に示されている。標準Ｂモード映像化、及びコントラスト剤の存在下での本発明の映像化のためのシュミレートされた映像は、本発明の方法を用いて達成できる効果を図解している。図において、参照された二重周波数Ｂモード映像は、二つの選択された周波数のみが考慮されたことを意味している。
すでに示したように、類似の処理が、速度カラーコード化（velocity−colour−coding）またはエネルギー・カラーコード化（energy−colour−coding）のいずれかを持った二次元ドップラー映像化の場合における改善されたコントラスト強化のために、ドップラー・チャンネル処理に適用できる。
開示された映像化方法は、線形後方散乱モードでのコントラスト剤の周波数応答を利用している。それは組織の周波数応答と相当異なっている典型的機能である。この記載において、「映像化（imaging）」なる用語は無差別に、超音波Ｂモード映像化（動きと独立にエコー強度に依存した画素強度）、カラー・ドップラー・エネルギー（あるスレッシュホールドより上または下の相対的速度を持った目標物のためのエコー強度による画素カラーまたは強度）、またはカラー・ドップラー処理（相対的目標速度の関数としての画素のカラー化）に用いられる。
本発明は、超音波コントラスト剤を用いた組織の散乱の検知のためのすべてのシステム、及び医療診断のために用いられるようなエコグラフ映像化手段の電子回路に適用できる。その実施は体内に、あるいは、より一般的には映像化される部分に特定のコントラスト剤の注入を必要とする。

Claims (19)

1. コントラスト剤を含む部分の超音波後方散乱の検知により器官及び組織を超音波映像化するリアルタイムシステムであって、該システムは、超音波信号を送信及び受信するための超音波トランスデューサと電子回路機構、信号処理手段、処理された信号を貯える手段、表示素子、前もって選択された少なくとも２つの周波数に対して独立に変化するパスバンドを持った少なくとも２つの独立したチャンネルに信号を分離する手段、それぞれが各独立チャンネルのためのものである少なくとも２つの無線周波数復調器、及び独立のチャンネルからの復調した信号を単一の信号出力に処理する手段、
   を有し、
   ａ）前記周波数はコントラスト剤の応答の6dBバンド幅の低位領域と組織の応答の6dBバンド幅の高位領域の間、または組織の応答の6dBバンド幅の低位領域とコントラスト剤の応答の6dBバンド幅の高位領域の間、の範囲において選択され、
   ｂ）前記選択された周波数の値は反射したエコーの到達時間の関数であり、
   それにより組織に存在するコントラスト剤によって反射されたエコーが組織それ自体によって反射されたそれに比べて相当高められる、器官及び組織を超音波映像化するリアルタイムシステム。
2. 前記信号は少なくとも三つの独立したチャンネルに分離される、請求項１に記載のシステム。
3. 前記信号を分離するための要素は可変バンドパス・フィルターまたはスペクトラムアナライザーである、請求項１に記載のシステム。
4. 前記前もって選択された周波数は、コントラスト剤の応答の6dBのバンド幅の低位領域と組織の応答の6dBのバンド幅の高位領域の間及び包含する周波数の中から選択された異なった周波数である、請求項１または３に記載のシステム。
5. 前記前もって選択された周波数は、組織の応答の6dBのバンド幅の低位領域とコントラスト剤の応答の6dBのバンド幅の高位領域の間及び包含する周波数の中から選択された異なった周波数である、請求項１または３に記載のシステム。
6. 前記システムはさらに、信号分離要素に接続されたタイム・ゲイン機能及び／又は復調器に接続された非線形増幅器を持った受信増幅器を具備する、請求項１または３に記載のシステム。
7. 前記処理手段は出力信号を処理するため少なくとも一つのアナログ減算／分割増幅器を含む、請求項１または３に記載のシステム。
8. 前記システムはビデオ・スキャン・コンバータを含む、請求項１または３に記載のシステム。
9. どのような信号処理も、超音波エコー信号のアナログ／デジタル変換により得られるデータを操作するデジタル電子回路により達成される、請求項１または３に記載のシステム。
10. 多重周波数処理が、Ｂモード映像化に適用される通常の処理で得られる他の点では伝統的なグレー・スケールのビデオ映像に重ねられる異なったビデオカラーによる出力信号の振幅をコード化するために用いられる、請求項１に記載のシステム。
11. 前記信号チャンネルはパルス−ドップラー超音波システムの部分である、請求項１に記載のシステム。
12. 前記パルス−ドップラー超音波システムはラウドスピーカによる耳に聞こえる信号出力を組み込んでいる、請求項11に記載のシステム。
13. 前記パルス−ドップラー超音波システムは速度分布のスペクトルを表すスペクトルのビデオ出力を組み込んでいる、請求項11に記載のシステム。
14. 前記パルス−ドップラー超音波システムは速度分布の二次元地図を組み込んでいる、請求項11に記載のシステム。
15. 前記速度分布の二次元地図はカラーコード化されている、請求項14に記載のシステム。
16. 前記パルス−ドップラー超音波システムは動く目標からのドップラーエコー成分から得られるエコー振幅またはエネルギーの二次元地図を組み込んでいる、請求項11に記載のシステム。
17. 前記パルス−ドップラー超音波システムは予め決められたスレッシュホールドより低い速度で動く目標からのドップラーエコー成分の二次元地図を組み込んでいる、請求項11に記載のシステム。
18. 前記パルス−ドップラー超音波システムは予め決められたスレッシュホールドより高い速度で動く目標からのドップラーエコー成分の二次元地図を組み込んでいる、請求項11に記載のシステム。
19. 帰還エコーのスペクトルのフーリエ、チャープ−Ｚ、またはさざ波変換分析が帰還エコーに摺動時間窓内に与えられる、請求項３に記載のシステム。

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