JP4064716B2 - 超音波を造影剤と共に使用するための方法及び装置 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は超音波を造影剤と共に使用するための方法及び装置を目的とする。本発明はさらに詳細には、標的エリアに造影剤濃度が異なる領域が生成されるように超音波を使用するための方法及び装置を目的とする。
【０００２】
【発明の背景】
診断用超音波では標的エリアの画質を向上させるために造影剤を使用することができる。典型的には、造影剤はマイクロバブル（微小気泡：ｍｉｃｒｏｂｕｂｂｌｅ）など散乱能力が大きい微小な粒子を含んでいる。患者の血流中に造影剤を注入することにより、造影剤は画像化する組織内を流れ、画像化対象組織に向けられた超音波を散乱させ、これにより信号対雑音比が上昇する。信号対雑音比が上昇することにより、２Ｄモード、Ｍモード、ドプラ・モード、カラードプラ・モードによらず超音波画像の品質が向上する。
【０００３】
造影剤は画像強調以外に別の利点を有している。幾つかの造影剤ではその時間的動態により血液循環に関する情報が得られる。典型的には、造影剤濃度が高いほどその信号強度（したがって、その画像輝度）が大きくなる。造影剤注入を開始した後、画像輝度は経時的に飽和レベルまで上昇する。画像輝度の変化速度は、典型的には、造影剤濃度の上昇速度と関連している。
【０００４】
血液潅流や局所的な血液供給は、所与の身体領域における患者の医学的状態に関する重要な観点の１つである。血液潅流は従来から、造影剤を用いて所与の身体領域の画像が事前選択の基準レベルに対応する輝度レベルに達するのに要する時間を計測することにより評価されてきた。
【０００５】
血液潅流測定は、特定の臨床目的で使用することができる。悪性度の検出では、悪性組織内の血液供給が、周囲の身体エリアでの血液供給と比べてより多くなることによる。すなわち、造影剤の注入後において悪性組織の画像輝度は健康組織と比べて増加がより急激であると共に、より速やかに飽和レベルに達するため、悪性組織の検出が可能となる。虚血性の心筋セグメントを検出するためには、造影剤の注入後において画像輝度の上昇速度がより緩慢であることにより病的な領域を特徴付けることができる。特徴付けできる理由は、こうした心筋セグメントでは血液供給の欠乏を起こしているためである。
【０００６】
上述した２つの例など従来の方法では、造影剤濃度が上昇する時間の計測に基づいている。濃度立ち上がり時間は相対的パラメータであり、そのため、その診断上の結論は組織の欠乏部分と組織の健康部分との間の比較に基づいて得ることができる。
【０００７】
潅流を計測する一方法では、濃度立ち上がり時間の計測は低造影剤濃度から開始する必要がある。低造影剤濃度から立ち上がり時間を計測する典型的な一方法では、造影剤注入の開始時点で輝度計測を開始する必要がある。こうした方法は、主血流により造影剤を標的エリアまで運ぶのに余分な時間を要することがあるため、あまり正確ではない。さらに、主血流により造影剤を標的エリアまで運ぶのに要する時間は、その血管構造のために様々な身体部位により異なることがある。造影剤注入の開示時点から輝度を計測する際には、潅流速度の計算において送達時間を考慮する必要がある。このため、造影剤注入の開始時点で輝度計測を開始する場合、潅流速度の計算精度は大幅に低下する。
【０００８】
立ち上がり時間を計測するための別の方法は、超音波を用いて「フラッシュ（ｆｌａｓｈ）」内で造影剤バブルを崩壊させることである。フラッシュとは、造影剤を崩壊させることができるフレーム（または、複数のフレーム）を備えた比較的強力な超音波走査のことである。フラッシュはエネルギー、周波数、パルス持続時間などを含む多数のパラメータにより特徴付けることができる。多くの造影剤ではバブルの安定性が低いため、ほどほどの振幅をもつ超音波フラッシュまたはバーストであってもバブルを崩壊させることができる。
【０００９】
立ち上がり時間計測の開始点はフラッシュの終端により規定することができる。フラッシュは、造影剤が比較的少ないか全くない標的組織にあたるクリーンな領域を生成させる。このクリーン領域は立ち上がり時間計測に対する適当な開始点に対応した最小の輝度を有している。造影剤を連続して注入すると、フラッシュ直後のクリーン領域を除いて、身体の概して全体にわたって安定した高い造影剤レベルが維持される。フラッシュの後、造影剤は局所的な血液潅流速度でクリーン領域に浸透し、これによりクリーンな領域の輝度が上昇しこのクリーン領域がもはやクリーンでなくなり造影剤の飽和点に達することになる。クリーン領域の画像輝度の変化は、低出力走査法その他のイメージング方法を用いた監視により、当該領域をフラッシュの直後に始まる期間から観察することができる。
【００１０】
しかし、従来のフラッシュ法には幾つかの欠陥がある。深さの違いにより標的組織の様々な部分で輝度が異なることがある。より浅い領域での造影剤濃度の変動により時間変化する音響陰影が生ずることもある。これらの影響により標的組織の様々な部分が異なる時点で飽和輝度レベルに達することになるため、立ち上がり時間の評価を乱すことがあり得る。
【００１１】
従来のフラッシュ法の別の欠陥は、画像の動きの影響に起因するものである。画像の動きの種類の例としては、呼吸、心臓の収縮、プローブの動きなどがあり、こうした動きがあると標的組織の画像の局所的輝度に影響を及ぼす。特に心臓の動きは、心臓イメージングでの利用に関する重要な問題となることがある。したがって、局所的輝度の変化は造影剤濃度の変動に起因するだけでない。
【００１２】
局所的輝度を変化させている陰になった画像の動きの問題は、ＥＣＧトリガ式イメージングにより部分的には解決することができる。ＥＣＧトリガ式イメージングでは、１回の心拍サイクルあたり一度の割合で輝度の変化をチェックしている。
【００１３】
解析中の組織セグメントに追従するために組織トラッキングを使用することは可能であるが、この種の組織トラッキングは不正確となることがあり、特に時間変化する造影剤濃度が存在する場合に不正確となる。不正確となるのは、組織セグメントに対する造影剤源がその組織セグメントの部分に局在しておらず、このため輝度の変化速度の計測が実際の潅流速度を反映せず距離を反映することになるためである。
【００１４】
心筋の健全性は心筋層の動態（すなわち、収縮／伸張）を観察することにより評価することが多い。その一例としてストレスエコー手技がある。この手技は主観的評価に基づいており、医師の経験に強く依存する。この評価は画質に基づいているが、ある種の困難な患者では画質が極めて低くなる。収縮性レベルに対する客観的な数値基準が必要とされている。
【００１５】
【課題を解決するための手段】
少なくとも１つの好ましい実施形態では、標的内に異なる造影剤濃度のゾーンを生成するための方法を提供する。本方法は、第１の標的ゾーンが第２の標的ゾーンと比べてより高い造影剤濃度を有するように第１及び第２の標的ゾーンを生成することができる超音波フラッシュを標的に当てるステップを含む。本発明の別の実施形態は、造影剤を注入した標的の超音波画像を作成するための方法である。本方法は、第１の標的ゾーンが第２の標的ゾーンと比べてより高い造影剤濃度を有するような第１及び第２の標的ゾーンを生成するステップと、標的の超音波画像を形成するステップであって、該超音波画像内の第１及び第２の標的ゾーンが異なる超音波応答を有するようにした画像形成ステップと、を含む。超音波フラッシュは不均一なエネルギー分布を有することができる。第１及び第２の標的ゾーンにより複数のストライプを形成させることができる。本発明の幾つかの実施形態を使用すると、血液潅流速度を評価することができる。本発明の幾つかの実施形態を使用すると心臓の収縮性を評価することができる。
【００１６】
本発明の別の態様は、トランスジューサを制御して単一フレーム内の様々なビーム位置を複数のエネルギーのうちの１つで選択的に放射させているフロントエンド・コントローラ（ＦＥＣ）を含む超音波イメージング・システムである。本超音波システムでは、第１の送信領域を形成する複数のビーム位置は第１のエネルギーを有することができ、また第２の送信領域を形成する複数のビーム位置は第２のエネルギーを有することができる。本発明の別の実施形態は、単一フレーム内の様々なビーム位置において複数のエネルギーのうちの１つで選択的に放射を行うようにトランスジューサを制御しているような、医用イメージング・システムで使用することができるＦＥＣである。別の実施形態は、第１の送信領域にはビームが存在せず、かつ第２の送信領域の各々には少なくとも１つのビームが存在するような第１及び第２の送信領域を生成するようにトランスジューサのビーム位置を配置している超音波システムである。
【００１７】
【発明の実施の形態】
上述した課題解決のための手段、並びに本発明の好ましい実施形態に関する以下の詳細な説明は、添付の図面と共に読めばより十分に理解されよう。本発明の好ましい実施形態を例示する目的で、目下のところ好ましい実施形態を図面に表している。しかし、本発明が添付の図面に表した配置や手段に限定されないことを理解すべきである。
【００１８】
本発明の実施の一形態を図１に示しており、この実施形態はフロントエンド・コントローラ（ＦＥＣ）２０と、トランスジューサ２４と、キーボード２６と、ディスプレイ２８とを含んでいる。さらに図１には、造影剤注入３６により造影剤を受け入れている患者３２も表している。ＦＥＣ２０はトランスジューサ２４を制御してフレーム４０（図２）を生成させている。各フレーム４０は、複数の超音波ビーム４４（すなわち、超音波ライン）を含んでいる。ビーム４４の数はその超音波装置及び医学的用途により異なる。フレーム４０のビーム４４の数は、数十本から数百本までが典型的である。
【００１９】
各ビーム４４は一組のパラメータにより規定され、このパラメータとしては、方向（送信角度）、焦点位置、送信周波数、送信エネルギー及びパルス幅が含まれる。同じフレーム４０内の様々なビーム４４に対するパラメータ組は異なることがある。フレーム４０のビーム４４に対するパラメータ組を収集して事前設定のテーブル（図示せず）の形にしておく。
【００２０】
図２に示した本発明の実施形態で表すように、各フレーム４０は少なくとも２つの送信領域４８を備えている。第１の送信領域５２は比較的低いエネルギーを有しており、また第２の送信領域５４は比較的高いエネルギーを有している。
【００２１】
第１及び第２の送信領域５２、５４に送信されるエネルギーは多くの方法により決定することができ、以下の例に限定されるものではない。エネルギーはフレーム４０の各角度単位で送信することができ、またオペレータはどのビーム角を比較的高いエネルギーで送信し、どのビーム角を比較的低いエネルギーで送信するかを決定することができる。エネルギーが様々な角度で送信されるように制御する一方法はＦＥＣ２０を使用することである。ＦＥＣ２０はトランスジューサ２４を制御して、単一フレーム４０内において、第１のビーム位置には第１のエネルギーで、また第２のビーム位置では第２のエネルギーで選択的に放射を行わせている。図２は、フレーム４０の各角度単位でエネルギーを送信しているような本発明の実施の一形態を表している。したがって、事前設定のテーブルを使用して、オペレータは送信した各ビーム４４のエネルギーと、各ビーム４４のエネルギーを送信している方向との両方を選択することができる。
【００２２】
各送信領域５２、５４は、ビーム４４の数が１本から概ね数十本までの間で形成することができ、ビーム４４の数は２〜１０本であることが好ましく、４〜６本であることがさらに好ましい。本発明の幾つかの実施形態では、そのフレーム（または、複数のフレーム）４０は複数の第１送信領域５２と複数の第２送信領域５４とを備えている。複数の第１送信領域５２を伴う実施形態では、ある第１送信領域におけるビーム４４の数が別の第１送信領域５２におけるビーム４４の数と異なっていることがある。同様に、ある第２送信領域におけるビーム４４の数は別の第２送信領域５４におけるビーム４４の数と異なっていることがある。第１送信領域５２におけるビーム４４の数は第２送信領域５４におけるビーム４４の数と異なっていることがある。図２に示す実施形態では、オペレータは第１送信領域５２のエネルギーをゼロと選択することができることに留意すべきである。
【００２３】
超音波エネルギーを送信させる所望の方向を選択すること、並びに超音波エネルギーを送信させない方向を選択することによって、オペレータはビーム４４を方向制御することができる。図３に示すように、ビーム４４は第１及び第２の送信領域５２、５４が形成されるような角度に方向付けすることができる。図３の実施形態では、ビーム４４を配列させる各角度ステップはすべてが同じではない。超音波ビーム４４の方向制御により、第２送信領域５４にはエネルギーを伝播させるが、第１送信領域５２にはエネルギーを伝播させないようにすることができる。
【００２４】
本発明の一態様は、比較的高い造影剤濃度と比較的低い造影剤濃度をそれぞれ有する第１及び第２の標的ゾーン６４、６８を生成させるように造影剤注入した標的５８を不均一なエネルギー分布６２に当てている超音波装置の使用である。画像化しようとする全体エリアが標的５８である。第１の標的ゾーン（または、複数の第１標的ゾーン）６４と比べて第２の標的ゾーン（または、複数の第２標的ゾーン）６８においてより多くの造影剤を崩壊させることにより、第１及び第２の送信領域５２、５４を使用して第１及び第２の標的ゾーン６４、６８を生成させている。
【００２５】
不均一なエネルギー分布６２を備えるフラッシュの直後では、第１の標的ゾーン６４は第２の標的ゾーン６８と比べてより高い残留造影剤濃度を有している。超音波イメージングでは一般に、比較的少ない造影剤を有する走査エリアは、造影剤がより多い走査エリアと比べてより暗く表示される。したがって、画像化した際に、第１の標的ゾーン６４は第２の標的ゾーン６８と比べてフラッシュの直後において概してより明るくなっている。フラッシュを生じさせた後、超音波スキャナは第１と第２の標的ゾーン６４、６８のパターンを観察するスクリーン・モードに設定することができる。シネモード・メモリを使用することによりフラッシュに続く第１及び第２の標的ゾーン６４、６８の走査を記録しかつ再生することができる。不均一なエネルギー分布６２を備えるフラッシュ・フレーム４０のシーケンス、並びにイメージング・フレーム７０のシーケンスは、連続して複数回実行させることができる。図５は、フラッシュ・フレーム４０及びイメージング・フレーム７０のシーケンスからなる可能な１つの組を表したものである。
【００２６】
適当な造影剤としては、マイクロバブルまたはマイクロスフェア（微小球：ｍｉｃｒｏｓｐｈｅｒｅ）を含む薬剤などがあるが、これに限定するものではない。こうした薬剤は、マイクロバブルまたはマイクロスフェアのうちの幾つかまたはすべてが超音波ビーム４４により破裂したときに崩壊（ｄｅｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）を受けたという。
【００２７】
第１及び第２の標的ゾーン６４、６８を生成するために、フラッシュは、あるエリア（すなわち、第２の標的ゾーン６８）において、別のエリア（すなわち、第１の標的ゾーン６４）と比べてより多くの造影剤を崩壊させることができる。フラッシュは第１と第２の送信領域５２、５４を交互に配置して備えている。第２の送信領域５４は、第１の送信領域（すなわち、低エネルギー送信領域）５２が崩壊させる造影剤と比べてより多くの造影剤を崩壊させている比較的高エネルギーの領域である。送信される超音波パルスのエネルギーは送信超音波パルスの振幅の２乗に等しい。本発明の実施形態によるフラッシュの不均一なエネルギー分布６２は、そのエネルギーではなく振幅、出力または強度により特徴付けることも可能であることに留意されたい。
【００２８】
ビーム４４の多数のパラメータは、第１及び第２の送信領域５２、５４を生成させるように様々な値とすることができる。エネルギーとビーム４４の方向は、上で検討したようなビーム４４のパラメータのうちの２つである。周波数とパルス幅は、ビーム４４の変更可能な別の２つのパラメータであり、個々にまたは協同して第１及び第２の送信領域５２、５４を生成している。以下においてはエネルギーのパラメータに関してのみ詳細に検討しているが、オペレータはパルス幅、周波数、方向、またはエネルギーからなる任意の組み合わせを変更して、様々な造影剤で使用できるような第１及び第２の送信領域５２、５４を生成することも可能である。第２の標的ゾーン６８における造影剤崩壊を最大にするように、最適な周波数、エネルギー及びパルス幅を選択することができる。第２の送信領域５４に関して適当であるような具体的なエネルギー・レベルは、用途により異なることがある。例えば医学目的では、安全上の問題により第２の送信領域５４で利用されるエネルギーの量が制限されることがある。
【００２９】
フラッシュのフレーム（または、複数のフレーム）４０はフレームごとに特徴的であるような持続時間を有することができる。不均一なエネルギー分布６２をもつフラッシュは複数のフレーム４０を備えることがあるが、最良の成績を得るためには、比較的短い全フラッシュ持続時間を有していることが最も効果的である。持続時間が短くないと、幾つかの用途では、標的組織がフラッシュの間に大幅に移動する可能性があり、これにより第１及び第２の標的ゾーン６４、６８が標的組織に重なり、第１と第２の標的ゾーン６４、６８がより不明瞭になることがある。
【００３０】
フラッシュ・フレーム４０に続いて、オペレータはフラッシュ・フレーム４０により形成された第１及び第２の標的ゾーン６４、６８を表示するようにイメージング・フレーム７０を用いた走査を行うことができる。第１の標的ゾーン６４は第２の標的ゾーン６８と比べて造影剤濃度がより高いため、第１の標的ゾーン６４は第２の標的ゾーン６８と比べてより明るく表示される。図５は本発明に関連する各ステップのシーケンスを表しているブロック図である。イメージング前に実行させるフラッシュ・フレーム４０の数は用途に応じて様々な数とすることができる。さらに、イメージング・フレーム７０の数も、とりわけその造影剤に応じて様々な数とすることができる。図５に示すように、フラッシュとイメージングからなる工程を反復するために、イメージング・フレーム７０に続いてフラッシュ・フレーム４０を実行することができる。イメージング・フレーム７０は一般に、造影剤崩壊が最小でありながら標的５８の良好な画像を提供できるように選択したパラメータを有している。オペレータは、パラメータの中でもとりわけ適当なエネルギー、パルス幅、及び周波数を選択して、良質のイメージングを得ることができる。
【００３１】
本発明の実施の一形態では、患者３２（図１）には標的エリア５８（図４）に注入される造影剤が与えられる。造影剤は、送信エネルギー、パルス幅、周波数など様々な超音波パラメータによって選択的に崩壊を受けるほとんど任意の典型的な造影剤とすることができる。上述したように、マイクロスフェアまたはマイクロバブルを備える造影剤が概して適当である。造影剤は連続注入に限定されるものではないが、造影剤を連続して注入すると、幾つかの実施形態でのボーラスの場合と比べてより良好な成績を得ることができる。ボーラスでは濃度の時間的変動が生ずるため、第１と第２の標的ゾーン６４、６８の間での輝度比較が混乱することがある。
【００３２】
造影剤の注入に続いて、患者３２の標的エリア５８を第１及び第２の送信領域５２、５４を備える超音波フラッシュに当てる。第１の送信領域５２は第２の送信領域５４と比べて崩壊させる造影剤が比較的少ない。したがって、超音波エネルギー分布は不均一となる。
【００３３】
このフラッシュは、比較的高い造影剤濃度と比較的低い造影剤濃度とをそれぞれ有する第１及び第２の標的ゾーン６４、６８を生成させる。このフラッシュに続いて、標的エリア５８のイメージングにより、音響マーカのパターンを形成している比較的明るい領域と比較的暗い領域とが表示される。比較的明るい領域は比較的高い造影剤濃度をもつ領域に対応し、第１の送信領域５２に相当する領域である。比較的暗い領域は比較的低い造影剤濃度をもつ領域に対応し、第２の送信領域５４からの超音波エネルギーに曝露される領域である。
【００３４】
本発明による一方法では、検出可能に異なる超音波応答を有する第１及び第２の標的ゾーン６４、６８を生成している。幾つかの医学的用途では、実質的に異なる超音波応答を有するような第１及び第２の標的ゾーン６４、６８を生成することが好ましい。その理由は、実質的に異なる超音波応答は、オペレータや超音波装置により容易に識別可能かつ計測可能であるためである。
【００３５】
第２の標的ゾーン６８に向けられるビーム４４のエネルギーは大きさがゼロを超えるエネルギーを有している。幾つかの実施形態では、第１の標的ゾーン６４に向けられるビーム４４はゼロのエネルギーを有しており、このため、幾つかのビーム４４が第１の標的ゾーン６４に向けられている場合であっても、第１の標的ゾーン６４は全く超音波エネルギーを受けない（あるいは、最大でも、第２の送信領域５４からの微小な浮遊エネルギーを受けるのみである）。ビーム４４がゼロのエネルギーを有している第１の送信領域５２により、不均一なエネルギー分布６２をもつフラッシュ後の残留造影剤濃度がフラッシュ前の造影剤濃度とほぼ同じであるような第１の標的ゾーンが得られることになる。
【００３６】
超音波ビーム４４の方向制御をしている実施形態では、エネルギーは第２の送信領域５４内を伝播するが第１の送信領域５２内は伝播しないことがある。こうした第１送信領域５２により、不均一なエネルギー分布６２をもつフラッシュ後の残留造影剤濃度がフラッシュ前の造影剤濃度とほぼ同じであるような第１の標的ゾーン６４が得られることになる。
【００３７】
図６及び７は、本発明の別の実施形態を例示するために心筋層または心臓７２を表している。図示した像では、右心室７３、左心室７４、大動脈弁７５及び僧帽弁７６を観察することができる。図６及び７に示す心臓７２の３つの組織エリア７８内への血液潅流速度は心臓７２に対する血液供給を判定するために重要となることがある。本発明の幾つかの態様により、超音波走査中における図示した３つの組織エリア７８、並びに心臓のその他のエリア（図示せず）への血液潅流速度の検査が容易となる。
【００３８】
図６及び７の実施形態では、不均一なエネルギー分布６２をもつフラッシュ後に、画像化する標的エリア５８の一部にストライプ８２が形成される。これらのストライプ８２は、本発明の実施形態による音響マーカに含まれるような形態のうちの１つである。フラッシュの前に、標的エリア５８は造影剤により飽和させておいた。図６は、心臓７２の傍胸骨長軸断面の超音波画像を表している。第１の標的ゾーン６４は白いストライプ８４であり、また第２の標的ゾーン６８は黒いストライプ８８である。したがって、図６の組織内に表したようなストライプ８２を生成させる本発明の実施形態により、実質的に異なる超音波応答を有する第１及び第２の標的ゾーン６４、６８が生成された。本発明の幾つかの実施形態では、実質的に異なってはいないが検出可能に異なる超音波応答を有するような第１及び第２の標的ゾーン６４、６８を生成させている。
【００３９】
図６はフラッシュ後で心拍動が概ね１回または２回あたりの心臓７２を表している。図６では、新鮮な血液９２によりさらに造影剤が急速にもたらされるに連れて、心臓血液量が大きい範囲では血液９２内のストライプ８２が血流からフラッシュ後極めて速やかに消失することになるため、血液９２内にはストライプ８２が存在していない。フラッシュ後急速に飽和造影剤濃度に達するような血液９２は白く表示される。図６に示す３つの組織エリア７８は、フラッシュ後の数回の心拍動後においてまだストライプ状になっており、以下で検討するようにして心臓７２の解析が可能である。
【００４０】
図７は、図６に示した心臓７２の同じセクションの超音波画像であるが、超音波ディスプレイ上で図６の画像が観察されてから少なくとも数秒（恐らくは、数分）経過した時点の画像を表している。図６で観察されるような画像と図７で観察されるような画像との時間差は造影剤の種類、血液流量、並びにその他の変数に従って様々な値となることがある。図７では、心臓組織エリア７８への血流により図示した心臓セクション内に造影剤が供給され、その造影剤濃度が概ね第１の標的ゾーン６４内の濃度まで達するため、第２の標的ゾーン６８は第１の標的ゾーン６４と実質的に同じ明るさとなっている。図６の第１の標的ゾーン６４と図７の第１の標的ゾーン６４とは、図６に示す画像に（数秒間）先行するフラッシュの間に受けている崩壊性超音波が比較的低い（または、全く受けていない）ため、この２つの第１標的ゾーン６４は実質的に同じ輝度となっている。
【００４１】
幅が少なくとも約１ｍｍのストライプ８２が、多くの用途に関して概して適当である。３〜５ｍｍのストライプ幅であれば走査中に容易に観察可能であり、このストライプ幅が幾つかの用途に対して望ましいことがある。本発明の幾つかの実施形態では幅が約１０ｍｍを超えるストライプ８２を利用することもできるが、このような幅広のストライプ８２には幾つかの欠点がある。先ず第１に、幅が狭いストライプ８２よりも幅広のストライプ８２の方が標的エリア５８内にはめ込める数が少なくなる。したがって、１０ｍｍを超えるような幅広のストライプ８２では、画像化するエリアにはめ込める数が少ない。
【００４２】
第２に、幅広のストライプ８２の中央にある組織では、幅が狭いストライプ８２の中央と隣接する幅狭のストライプ８２の中央との間の距離と比べて、隣接する幅広のストライプ８２の中央にある組織からより遠い位置となる。幅が狭いストライプ８２及び隣接する幅狭のストライプ８２の場合と異なり、幅広のストライプ８２内の血流現象や組織特性では、隣接する幅広のストライプ８２の血流現象や組織特性に類似した表示とならない。幅広のストライプ８２の中央と隣接する幅広のストライプ８２の中央との間が比較的長い距離であると、潅流速度の差が観察される実際の原因が、組織の深さその他の要因の違いに起因する可能性が高まることがある。したがって、血液潅流速度その他の現象を計測するには比較的幅が狭いストライプ８２がより適当である。
【００４３】
本発明の幾つかの実施形態では、各画像エリアあたり５〜１０本のストライプ８２が好ましいが、しかし、これより少ないストライプやこれより多くのストライプ８２が適当であることもある。イメージング中に標的エリアを拡大させる場合には、ＦＥＣ２０及びトランスジューサ２４により標的上に生成されるストライプ８２のすべてがイメージング中に観察可能とならないこともあり得る。したがって、ある具体的な用途に関してどれだけの数のストライプ８２を生成させるかを決定する際にオペレータは所望の拡大率レベルに配慮することがある。大きな拡大率を利用すると予測される場合には、より多くのストライプが必要となることがある。一方、ある具体的な用途に対して望ましいストライプ８２の数により、当該用途に関するストライプ８２の幅を決定することができる。
【００４４】
幾つかの場合では、ビーム４４は円錐形をしているため、エネルギーはビーム４４に沿って不均一に分布している。ストライプ８２は円錐形をしたビーム４４を用いて形成させることもできる。ビーム４４の焦点では、造影剤崩壊能力が最大である。幾つかの用途では、焦点形状またはビーム４４の形状を制御してより大きなエネルギーをもつような幅狭のビーム４４の焦点をつくることができる。さらに、こうした形状のビーム４４であると、焦点の近傍において同じビーム４４の他の点における場合と比べてさらに多くの造影剤を崩壊させることが可能となる。しかし、幅狭の焦点は、幾つかの心臓用の超音波プローブを含め幾つかの用途において可能ではない。
【００４５】
第２の送信領域５４で崩壊させる造影剤がより多く、かつ第１の送信領域５２で崩壊させる造影剤がより少ないほど、標的エリア５８の近傍領域間で生じる超音波応答の差がそれだけ大きくなる。例えば、ストライプ８２が第１及び第２の送信領域５２、５４により形成される場合には、第２の送信領域５４が崩壊させる造影剤がより多いほど、また第１の送信領域５２が崩壊させる造影剤がより少ないほど、隣接するストライプ８２はそれだけ大きな超音波応答の差を有することになる。輝度を、検出及び比較の対象となる当該の超音波応答とすることができる。こうした場合、フラッシュ後のイメージング中に第１と第２の標的ゾーン６４、６８の間の輝度の差が極めて大きくなる可能性を高めるためには、第２の送信領域５４が第２の標的ゾーン６８内の造影剤の多くあるいはすべてを崩壊させることができ、また第１の送信領域５２が第１の標的ゾーン６４内の造影剤をほとんどあるいは全く崩壊させないようにすることがある。
【００４６】
複数個のフレーム４０を備えるフラッシュを利用することにより第１と第２の標的ゾーン６４、６８の間の輝度差を上昇させることができる。各フレーム４０からのエネルギーは標的５８に当たり第２の標的ゾーン６８においてある一定の造影剤を崩壊させ、これによりフラッシュに対して単一のフレーム４０を使用した場合と比べてより多くの造影剤が崩壊を受ける。したがって、多重フレームのフラッシュによって、第２の標的ゾーン６８を第１の標的ゾーン６４と比べてより暗く生成させることができる。フラッシュを受ける組織が心臓組織である場合、フラッシュの全持続時間は比較的短くしフラッシュの間に心臓が大幅に移動しないようにする必要がある。
【００４７】
超音波装置の制御コンソールまたはキーボード２６には、オペレータに対して１回のボタン押下で、事前に決定した時間にわたって標的５８に対して第１及び第２の送信領域５２、５４を伴うフラッシュを当てること、次いで事前に決定した時間にわたって第１及び第２の標的ゾーン６４、６８を表示させるように標的５８を画像化することを可能としているボタンまたはスイッチを備えている。
【００４８】
フラッシュの間に第２の標的ゾーン６８内で崩壊を受ける造影剤の実際の比率は、とりわけ造影剤の違い及び画像化する組織の違いにより様々な値となる。イメージング中に第２の標的ゾーン（または、複数の標的ゾーン）６８が第１の標的ゾーン（または、複数の標的ゾーン）６４と異なる超音波応答を有している限り、本発明の実施形態の応用は、第１及び第２の標的ゾーン６４、６８内でのフラッシュに続く実際の造影剤濃度と無関係に有効となり得る。
【００４９】
第１の送信領域５２は第１の標的ゾーン６４内の造影剤をいくらか崩壊させることがある。第１の標的ゾーン６４が第２の標的ゾーン６８と異なる超音波応答を有している限り、第１の標的ゾーン６４内の造影剤の一部がフラッシュにより崩壊を受けても問題とはならない。第１の送信領域５２に対するエネルギーをゼロにすることにより、第１の標的ゾーン６４内での造影剤の崩壊は最小にすることができる。
【００５０】
異なる超音波応答を有するゾーンを生成させたことにより、多くの医学的計測が可能となる。例えば、本発明の一態様を利用することにより、以下ようにして血液潅流速度を計測することができる。フラッシュの直後、またはフラッシュ後わずか数秒の時点では、画像化した際に第２の標的ゾーン６８は図６に示すように第１の標的ゾーン６４と比べて実質的により暗く表示される。フラッシュは第１の標的ゾーン６４と比べて第２の標的ゾーン６８においてより多くの造影剤を崩壊させ、これにより第２の標的ゾーン６８がより暗く画像化される。フラッシュに続いて時間が経過するに連れて、造影剤を伴う血液が第２の標的ゾーン６８に流入し、第２の標的ゾーン６８に造影剤が供給されると、第２の標的ゾーン６８の輝度は上昇する。最終的には、図７に示すように、十分な量の血液が第２の標的ゾーン６８に流入して第２の標的ゾーン６８の造影剤濃度を十分に高め、画像化した際に第２の標的ゾーン６８が比較的明るい第１の標的ゾーン６４を基準として明るさが実質的に同じとなるか、全く同じとなるまでに至る。図６と図７の各第２標的ゾーン６８の間で計測可能な輝度差が得られる時間は、最小で約２回の心拍動であり、ほぼ２秒間に相当する。幾つかの状況では、図６と図７の各第２標的ゾーン６８間で計測可能な輝度差を観測するのに数十秒を要することがある。
【００５１】
潅流速度を計測するには、オペレータは、超音波エネルギーのフラッシュが完了した時点で開始し、比較的暗い標的ゾーン（すなわち、第２の標的ゾーン）６８が比較的明るい標的ゾーン（すなわち、第１の標的ゾーン）６４と実質的に同じ明るさとなるまでの経過時間を計測することができる。第２の標的ゾーン６８がフラッシュに続いて徐々に明るくなる速度を定量化するために、１つのグラフを表示させることができる。例えば、このグラフは、隣接する第１標的ゾーン６４を基準として第２の標的ゾーン６８の輝度を経時的に表示することができる。多くの場合、オペレータは、第２の標的ゾーン６８が第１の標的ゾーン６４と実質的に同じ明るさとなるまで待たずに、正確な潅流速度計測を行うことができる。こうした場合では、オペレータは第２の標的ゾーン６８の輝度の上昇速度を計測しており、第２の標的ゾーン６８がまだ第１の標的ゾーン６４と実質的に同じ明るさになっていない場合でも、安定した潅流速度計測が達成されたと見られる時点において、オペレータはその計測値を決定している。
【００５２】
第１及び第２の標的ゾーン６４、６８を用いて流量を評価する利点の１つは、第１及び第２の標的ゾーン６４、６８の幅を狭くすることができることである。互いに近くにあるゾーンの輝度を比較することにより、基準点（例えば、第１の標的ゾーン６４内のある点）を関心対象のゾーン（例えば、隣接する第２の標的ゾーン）に極めて接近させたり、この関心対象ゾーンに限局させることができる。相対輝度の決定において比較する第１及び第２の標的ゾーン６４、６８は、互いにすぐ隣りに位置させることがある、ただし、必ずしもすぐ隣りに位置させる必要はない。複数の第１標的ゾーン６４を複数の第２標的ゾーン６８を比較することも可能である。
【００５３】
第１及び第２の標的ゾーン６４、６８の最適な幅は、造影剤の違い、組織の違い、またその他の変動要素のために用途に応じて様々な値となることがある。形成することができるストライプ８２の幅の狭さは、隣接する超音波ビーム４４の重なり合いにより一部で制限を受ける。さらに、幾つかの用途ではストライプ８２が極めて幅狭になると第２の標的ゾーン６８に血液が急速に流入し第２の標的ゾーン６８に造影剤が急速に供給されるため、ストライプ８２をあまり幅狭にすることは望ましくないこともある。例えば、幅が極めて狭いストライプ８２では、暗い領域が明るくなる速さが急激すぎるため潅流速度の評価が困難となることもある。一方、幾つかの用途では、隣接するストライプ８２が極めて幅広であると組織の局所性が失われることがあるためストライプ８２をあまり幅広にすることは望ましくないこともある。
【００５４】
不均一なエネルギー６２をもつフラッシュを行った時点から第２の標的ゾーン６８が事前に決定した輝度レベルと同じ明るさとなる時点までの期間で、第２の標的ゾーン６８の絶対輝度から経時的なグラフを作成することができる。こうしたグラフは図８のグラフにおいて第２ゾーンと名称を付けた線と同様となることがある。第２ゾーンと名称を付けた線は、第２の標的ゾーン６８の輝度の絶対値を表している線である。図８にはさらに、第１の標的ゾーン６４の絶対輝度を表している線（第１ゾーンと名称を付す）も描いてある。このグラフの縦軸は、任意の輝度単位、または第１ゾーン及び第２ゾーンの各線に対する超音波応答を単位とすることができる。図８には、第３の線として、不均一なエネルギー６２のフラッシュ後の所与の時刻における第２標的ゾーン６８の輝度の第１標的ゾーン６４の輝度に対する比を表している、相対輝度と名称を付けた線も描いてある。図８における第１標的ゾーン６４の経時的な輝度は、不均一なエネルギー６２からなるフラッシュに続き一定となっていない。これは、心拍サイクル、呼吸による動き、及びシェーディングなどの要因によりこの輝度が経時的な影響を受けているためである。図８に示す輝度値及び時間は、第１及び第２の標的ゾーン６４、６８をグラフと協同して利用する方法のうちの幾つかを示すための単なる例であることに留意すべきである。
【００５５】
第２の標的ゾーン６８の輝度絶対値に関するグラフでは、第２の標的ゾーン６８の輝度を近くにある第１の標的ゾーン６４の輝度と比較する方法に比べて欠点を有することがある。標的エリアが異常な血流特性を有していたり、異常な組織深さまたはシェーディングを有している場合には、第２標的ゾーン６８の輝度絶対値が血液流量と正確に対応しないことがある。正確に言うと、組織深さが異常に大きいこと、あるいなビーム４４のエネルギーや集束などその他の変数に起因して第２標的ゾーン６８の輝度絶対値が低くなることがある。組織の深さ、ビーム４４のエネルギー及び集束は、造影剤を用いたイメージングの際に輝度に影響を与えることがあるパラメータのうちのほんの幾つかでしかない。したがって、第２の標的ゾーン６８の絶対輝度は血液潅流の信頼できる指標とならないこともある。
【００５６】
直ぐ隣りにある第１標的ゾーン６４と比較した第２標的ゾーン６８の相対輝度は、絶対輝度と比べてより信頼できる潅流の指標となり得る。信頼できる指標となり得る理由は、隣接する第１標的ゾーン６４が局在性の組織であり、かつ遠い位置にある領域や所定の絶対輝度値と比べて、このゾーンは完全な潅流に関連することを要するような輝度の良好な指標となる可能性がより高いためである。例えば、遠い位置にある組織では、組織が遠くにあるために極めて異なる特性を有することになり、関心対象の第２標的ゾーン６８と比べてもっと高速な潅流速度を有することもある。同様に、遠い位置にある組織では深さが第２の標的ゾーン６８と異なる可能性があるが、関心対象の第２標的ゾーン６８に隣接する第１の標的ゾーン６４では、深さが同じである可能性が最も高くなる。したがって、本発明の幾つかの実施形態は音響陰影や深さ変動アーチファクトの問題を克服するのに役立つ。
【００５７】
組織の動きにより組織潅流計測の精度が低下する可能性があるため、ＥＣＧトリガ制御を利用して、心臓を標的エリア５８とした場合の精度を向上させることができる。ＥＣＧトリガ制御はイメージング・システムに対して心拍サイクル内の特定の時点のみでイメージング・フレーム７０を取り込ませ、これによりオペレータは心拍サイクルの特定のフェーズのみを相次ぐサイクル間で比較できることになる。ＥＣＧトリガ制御を用いると潅流に対する輝度の差を検出することができ、またＥＣＧトリガ制御により心臓の動きに起因するアーチファクトが低下するか、または排除される。
【００５８】
本発明の実施形態の幾つかでの利点の１つは、組織の動きにより組織潅流計測の精度が低下する問題をＥＣＧトリガ制御を用いずに軽減させることができることである。隣接する第１及び第２の標的ゾーン６４、６８は概ね一緒に移動している。したがって、隣接する第１及び第２の標的ゾーン６４、６８の輝度比較は組織の動きにより歪められることがない。ストライプ８２を用いた実施形態では、隣接するストライプ８２は一緒に移動しており容易に識別が可能である。これにより、連続する画像上で比較的簡単な組織トラッキングが可能となる。局所的な画像輝度の動態（結果的には、局所的な血液潅流）をより正確に再構成させることができる。
【００５９】
本発明の態様を用いることにより組織の動きを計測することもできる。例えば、心拍サイクル中の心臓の収縮レベルを計測するように、ストライプ８２の幅を計測することができる。死んだ筋肉は収縮しないため、少しでも収縮をすることができる心筋を本発明の一態様を利用して検出することができる。図９では、弛緩状態にある心筋層のあるセクション９６の画像を表している。図１０は、比較のために、図９と同じ心筋層セクション９６の収縮状態を表している。図９と図１０を比較することで分かるように、弛緩状態に対応した図９のストライプ８２は図１０に示す収縮状態に対応したストライプ８２と比べてより幅広に描出されている。ストライプ８２の幅を計測するように超音波装置を設定した場合では、弛緩状態から収縮状態までの幅の変化が超音波装置のオペレータに対して表示され、これによりオペレータに収縮の定量的計測値を提供することができる。ストライプ８２の幅は、超音波で画像化した対象の寸法を計測するためによく知られている超音波装置機能を用いて計測することができる。ストライプ８２の幅は、第１及び第２の標的ゾーン６４、６８のパターンに対するトラッキングに基づいて自動で計測することもできる。
【００６０】
ＥＣＧトリガ制御は、幅の計測値を採取すべき時点の決定に役立てることもできる。この方法では、ストライプ８２の幅は収縮ピークと弛緩ピークの間で計測し、比較している心拍サイクルの各点に幅の計測値を対応させるようにすることができる。追加としてまたは別法として、その心拍サイクル内の別の点を計測することもできる。所望であれば、収縮性を評価するためにＥＣＧトリガ制御を用いずに心拍サイクルをトラッキングすることができる。
【００６１】
本発明の幾つかの実施形態を利用して組織と血液の間の識別をすることもできる。例えば医学的用途では、心内膜（心室の内側表面）を画像化することが望ましいことがある。こうしたイメージングでは、駆出率（ｅｊｅｃｔｉｏｎ ｆｒａｃｔｉｏｎ）、一回拍出量（ｓｔｒｏｋｅ ｖｏｌｕｍｅ）、並びに心拍出量（ｃａｒｄｉａｃ ｏｕｔｐｕｔ）の各パラメータを評価することが望ましいことがある。しかし、心筋層と血液の画像間の差は無視できる程度であることが多く、また組織・血液間の境界は従来の方法を用いては正確に認識することができなかった。心臓組織にフラッシュを当て組織内に第１及び第２の標的ゾーン６４、６８を生成させることにより、オペレータは血液を組織から区別することが可能となる。フラッシュに続く数秒の時点で血液は造影剤が供給された状態となり、これにより画像化した際に血液は比較的明るくかつ均等に明るくなる。一方心臓組織は、それぞれ比較的明るい部分と比較的暗い部分となっている第１及び第２の標的ゾーン６４、６８（例えば、ストライプ８２）を有するように表示されることになる。したがって図６に示すように、オペレータには心臓組織７８がストライプ状となっていることが分かることになる。それぞれ明るい部分と暗い部分となった第１及び第２の標的ゾーン６４、６８が存在することに基づいて、血液と組織の識別を容易にするような血液／組織の辺縁検出アルゴリズムを開発することができる。
【００６２】
上で検討した主たる身体部位は心臓であったが、本発明の態様を利用することにより身体の他の部位に関しても、潅流速度、組織の動き、並びに血液／組織の識別を決定することができる。例えば、潅流速度の決定により、心筋以外に幾つかの悪性度を検出することができる。
【００６３】
上述した本発明の実施形態は、ある具体的な走査モードに限定されるものではない。図６及び７は２ＤモードまたはＢモード走査を表している。ハーモニック・パワードプラ・イメージングその他のイメージング・モードを本発明の態様と共に利用することもできる。ハーモニック・パワードプラ・イメージングでは２Ｄモードと比べて造影剤濃度に対する感度が概してより大きく、２Ｄモードにより達成される信号対雑音比と比べてより高い信号対雑音比をもつイメージングが可能である。
【００６４】
第２の標的ゾーン６８と比べてフラッシュ後直ちに明るくなるような第１の標的ゾーン６４について上述において概略検討したが、超音波装置に関連する映像信号処理装置によっては造影剤の輝度効果が反対になることに留意されたい。例えば、超音波イメージング・システムによっては、高い造影剤濃度を有する領域を造影剤濃度が低い領域と比べてより暗く表示することも可能である。したがって、本発明の一態様は、画像化した際に異なる超音波応答を有する第１及び第２の標的ゾーン６４、６８を生成させることである。
【００６５】
本発明に関し好ましい実施の形態を参照しながら記載してきたが、本発明の範囲を逸脱することなく様々な変更が可能であると共に等価物による代用が可能であることは当業者であれば理解するであろう。さらに、多くの修正形態により、本発明の範囲を逸脱することなく具体的な状況や材料を本発明の教示に適応させることができる。したがって、開示した具体的な実施形態に本発明を限定しようという意図ではなく、本発明が添付の特許請求の範囲の域内に属するすべての実施形態を包含するように意図したものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の一形態の概要図である。
【図２】本発明の実施の一形態によるフラッシュ・フレームの概要図である。
【図３】本発明の別の実施形態によるフラッシュ・フレームの概要図である。
【図４】本発明の一態様による標的ゾーンの一実施形態の概要図である。
【図５】本発明の別の態様による各ステップの流れ図である。
【図６】本発明の一態様によるフラッシュの直後または数秒後を示した心臓の超音波走査の概要図である。
【図７】図６に示す走査後に撮影した、図６に示した心臓セクションに対する超音波走査の概要図である。
【図８】不均一なエネルギーをもつフラッシュに続き経時的に得られる、第１の標的ゾーンの輝度、第２の標的ゾーンの輝度、並びに第１と第２の標的ゾーンの相対輝度に関する輝度グラフである。
【図９】本発明の一態様による第１及び第２の標的ゾーンを有しているような、心拍サイクルの伸展状態にある心臓セクションの図である。
【図１０】本発明の一態様による第１及び第２の標的ゾーンを有している図９に示す心臓セクションで、心拍サイクルの収縮状態の間を表した図である。
【符号の説明】
２０ フロントエンド・コントローラ（ＦＥＣ）
２４ トランスジューサ
２６ キーボード
２８ ディスプレイ
３２ 患者
３６ 造影剤注入
４０ フレーム
４４ 超音波ビーム
４８ 送信領域
５２ 第１の送信領域
５４ 第２の送信領域
５８ 標的、標的エリア
６２ 不均一なエネルギー分布
６４ 第１の標的ゾーン
６８ 第２の標的ゾーン
７０ イメージング・フレーム
７２ 心臓
７３ 右心室
７４ 左心室
７５ 大動脈弁
７６ 僧帽弁
７８ 組織エリア
８２ ストライプ
８４ 白いストライプ
８８ 黒いストライプ
９２ 血液
９６ 心筋層セクション

Claims (8)

1. 造影剤を注入した組織に第１の所定の時間に渡って放射する第１及び第２のエネルギーを選択し、該組織に第２の所定の時間に渡って放射する第３のエネルギーを選択するキーボードであって、前記第１及び第３のエネルギーは、比較的少量の造影剤を崩壊し、前記第２のエネルギーは、比較的多量の造影剤を崩壊する、前記キーボード（２６）と、
   前記第１の所定の時間に渡って、第１の送信領域（５２）を形成する複数の第１のビーム位置に前記第１のエネルギーで、かつ第２の送信領域（５４）を形成する複数の第２のビーム位置に前記第２のエネルギーで放射を行い、前記第２の所定の時間に渡って、前記第３のエネルギーで、前記組織に放射を行うようにトランスジューサ（２４）を制御しているフロントエンド・コントローラ（ＦＥＣ）（２０）と、
   前記フロントエンド・コントローラ（ＦＥＣ）（２０）が前記第３のエネルギーで、前記組織に放射を行うように前記トランスジューサ（２４）を制御している間に前記組織を表示するディスプレイとを含み、
   前記組織の動きを検出するために前記第１及び第２の送信領域（５２、５４）の何れかの幅が計測される、超音波イメージング・システム。
2. 前記キーボードは前記第１のエネルギーを０にセットする、請求項１に記載の超音波システム。
3. 前記フロントエンド・コントローラ（ＦＥＣ）（２０）が第１及び第２の送信領域（５２、５４）を等しくない数のビーム位置で形成する、請求項１に記載の超音波システム。
4. 前記フロントエンド・コントローラ（ＦＥＣ）（２０）が前記第１及び第２の送信領域（５２、５４）の各々を２〜１０本のビームで形成する、請求項１に記載の超音波システム。
5. 前記フロントエンド・コントローラ（ＦＥＣ）（２０）が前記第１及び第２の送信領域（５２、５４）の各々を４〜６本のビームで形成する、請求項１に記載の超音波システム。
6. 前記フロントエンド・コントローラ（ＦＥＣ）（２０）が第１の送信領域（５２）がストライプ状の第１の標的ゾーン（６４）を生成するように成形し、かつ第２の送信領域（５４）がストライプ状の第２の標的ゾーン（６８）を生成するように成形する、請求項１に記載の超音波システム。
7. 前記フロントエンド・コントローラ（ＦＥＣ）（２０）が前記第１の所定の時間に渡っての放射と、前記第２の所定の時間に渡っての放射を反復するように前記トランスジューサ（２４）を制御する、請求項１に記載の超音波システム。
8. 前記心臓の収縮状態と弛緩状態で前記第１及び第２の送信領域（５２、５４）の何れかの幅が計測され、前記ディスプレイは、弛緩状態から収縮状態までの幅の変化を表示する、請求項１または７に記載の超音波システム。

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