JP4755186B2 - ソフトウェアツールを用いた、ｈｉｆｕ治療中の無干渉超音波イメージング - Google Patents

Description

本発明は一般に、超音波イメージングに関し、より詳細には、合成無干渉超音波画像を得ることができる超音波イメージングに関する。

音波治療としては、衝撃波砕石術（ＳＷＬ）、高密度焦点式超音波療法（ＨＩＦＵ）、および超音波強化ドラッグデリバリー（ultrasound-enhanced drug delivery）がある。ＨＩＦＵは、止血、腫瘍治療、および組織壊死を含む多くの治療用途に使用される。これらの処置は、エネルギーを生成する音波治療用トランスデューサと治療容積との間に配置される組織に悪影響を与えることなく、身体内深くに配置される治療容積に、比較的大量の治療用エネルギー（１０００Ｗ／ｃｍ²程度）を選択的に適用するような音波治療技術の固有の能力によって可能になる。特に、ＨＩＦＵは、大きな可能性のある強力な医療技法であり、現在、米国でもその他の国でも、腫瘍を治療するために使用されている。しかし、非侵襲的なＨＩＦＵベースの経皮的音波手術を安全に実施するためには、内部治療部位にターゲティングし、治療プロセスを監視するために、医療イメージングモダリティを使用して、その内部治療部位を視覚化しなければならない。超音波イメージングは、次の理由で、魅力的なモダリティである。（ａ）画像がリアルタイムで得られる。（ｂ）持ち運びできるイメージャ（imager）が市販されている。（ｃ）ドップラーベースのイメージングモダリティを使用して、出血を検出することができる。（ｄ）超音波イメージングは、医療施設で一般に利用可能な、比較的普及している医療技術である。（ｅ）超音波イメージングは、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）など、他の医療イメージングシステムに比べて、比較的安価である。

ＨＩＦＵ治療を超音波イメージングと組み合わせる場合の問題は、その高エネルギー治療波が、治療部位を監視するために使用される超音波イメージング信号に著しい量のノイズをもたらし、イメージングと治療とを同時に行うことを困難にすることである。確かに、ＨＩＦＵ波の高エネルギーは、従来の超音波イメージングシステムを完全に圧倒し得る。この問題をはっきりさせるのに役に立ち得る１つの例えは、光の相対的強度に関するものである。夕空の星から来る光が、ターゲット区域からイメージングトランスデューサに向かって反射される低パワーのイメージング超音波であると考えると、それに対して、太陽からの光は、治療用トランスデューサによって生成されるＨＩＦＵ波であると考えられる。太陽が出ているときは、星からの光は太陽からの光によって完全に圧倒され、太陽からの明るい光が星から来るかすかな光を完全にマスクするので、空を見る人には星は見えない。同様に、治療用トランスデューサによって放出されるＨＩＦＵ波は、イメージングトランスデューサによって生成される、より低エネルギーのイメージング超音波を完全に圧倒し、生成されるどんな超音波画像も、治療用トランスデューサからのＨＩＦＵ波によって生じるノイズで飽和する。

図１Ａは、先行技術の超音波画像１０を概略的に示す。図１Ａでは、スキャンフィールド１２が、超音波イメージングパルス（すなわち、超音波イメージング波）とＨＩＦＵ波（どちらも図示せず）とを同時に動作させることによって生じるノイズ１４によって、完全に不明瞭なっている。超音波画像１０では、臨床医が、ＨＩＦＵ波を治療部位１８に集束させようとしているかもしれない。しかし、ノイズ１４がスキャンフィールド１２を完全に飽和させているので、ＨＩＦＵ波を治療部位１８に正確に集束させるのは不可能である。治療用トランスデューサが完全に電源を切断された場合、スキャンフィールド１２からノイズ１４がなくなる。しかし、こうした条件下では、ＨＩＦＵ波の焦点が見えなくなり、ＨＩＦＵ波を治療部位１８に正確に集束させることはできない。ＨＩＦＵ波がアクティブでなくなった後でも、ＨＩＦＵ焦点におけるエコー輝度の何らかの変化はしばらく続き得るが、治療用トランスデューサが再通電されるまで、治療用トランスデューサ（または治療部位１８）の位置の変化は何も示されない。したがって、ＨＩＦＵ波をリアルタイムで集束させることができない。

先行技術のシステムには、特定のＨＩＦＵトランスデューサの既知の焦点がスキャン画像中のどこに位置することになるかを示すために、超音波画像にターゲティングアイコンを含めたものがある。このアイコンは、スキャン超音波画像に対する、ＨＩＦＵトランスデューサの焦点領域の位置を確定するのに役立ち得るが、そのようなアイコンベースの技法では、臨床医が結果をリアルタイムで観察することはできない。ＨＩＦＵ治療用トランスデューサが通電された後は、スキャン超音波画像が完全にノイズで飽和され、臨床医は、ＨＩＦＵ治療用トランスデューサの電源を再び切断しない限り、治療の進行を監視することができない。さらに、治療中は、屈折の変化、組織の温度、ターゲット区域内またはその付近の気泡の存在、および（呼吸に関連する動きを含めた）患者の動きのために、そのようなアイコンベースのターゲティングシステムの正確さは一般に、低下することに留意されたい。

図１Ｂは、ＨＩＦＵ治療中に超音波画像を乱すノイズの量を低減させるための、開示されている先行技術の技法（たとえば、特許文献１参照。その開示、明細書、および図面を、ここに明確に、参照により本明細書に組み込む）を概略的に示す。図１Ｂでは、治療用トランスデューサによって生成されるＨＩＦＵ波が、パルス発振されている。この技法は、超音波画像２０を生成し、その超音波画像では、スキャンフィールド２２内のノイズ２４の場所は、治療用トランスデューサによって生成されるパルス発振ＨＩＦＵ波と、スキャンするトランスデューサによって生成される超音波イメージングパルスとの間の干渉の関数である。図１Ｂでは、ノイズ２４は、治療部位２８をほぼマスクする。観察者にとって、ＨＩＦＵ波とイメージングパルスとの間の干渉が変わるにつれて、ノイズ２４がスキャンフィールド２２の全体にわたって移動することになるので、この結果はすべてのケースで生じるわけではない。したがって、ＨＩＦＵ波単独のパルス発振では、ノイズ２４が治療部位から離れてスキャンフィールド２２の異なる部分にランダムにシフトされたときにのみ、臨床医が治療部位のノイズのない画像を閲覧することが可能になることになる。しかし、そのような単独のパルス発振は、臨床医を極めて混乱させる画像を生成する。ノイズ２４がスキャンフィールド２２の全体にわたってちらつき、集中するのを困難にし、かつ、治療部位に対してＨＩＦＵ波の焦点がどこにあるのかを、リアルタイムで一貫して確定するのを困難にするからである。

図１Ｃは、ＨＩＦＵ治療中に超音波画像を乱すノイズの量を同様に低減させるための、開示されている別の先行技術の技法（たとえば、特許文献１参照。以下、’８６７特許と呼ぶ）を概略的に示す。超音波画像３０では、治療用トランスデューサからのＨＩＦＵ波は、確実にノイズ３４が治療部位３８をわからなくさせないようにするために、パルス発振され、かつイメージングトランスデューサからの超音波イメージングパルスに対して同期されている。超音波画像３０では、ノイズ３４は、パルス発振とＨＩＦＵ波との同期をどちらも選択的に調整することによって、治療部位３８から離隔したスキャンフィールド３２内の場所にシフトされている。好ましくは、ノイズ３４は治療部位３８から完全に離れてシフトされ、治療部位に対するＨＩＦＵ波の焦点の場所をはっきりと示す、治療部位３８のノイズのない安定した画像が臨床医に提供される。したがって、ＨＩＦＵ波は、治療部位３８にリアルタイムで集束させることができる。各イメージングフレーム内のＨＩＦＵバーストを同期させることによって、干渉を、超音波画像の周辺など画像のいくつかの部分に追放し、超音波画像の他の部分を、監視および誘導に有用なまま残すことができる。イメージングプロセスおよびＨＩＦＵバーストが同期されない場合、干渉は、全体的に図１Ｂの例に示されているように、治療部位をランダムにわからなくさせる。

図２は、リアルタイムでイメージングと治療を同時に行うのに必要な、超音波画像とＨＩＦＵ波とを同期させるシステムを概略的に示す、’８６７特許からのブロック図である。従来のイメージングプローブ４４が、ケーブル４２を介して超音波イメージングマシン４０に接続される。イメージングプローブ４４は、ターゲット区域に伝播し、体内の構造および組織から反射され、イメージングプローブによって受け取られる超音波イメージングパルスを生成する。反射された超音波イメージング波に応答してイメージングプローブによって生成される信号は、ケーブル４２を介して超音波イメージングマシンに通信され、処理されて、超音波イメージングパルスを反射した構造および組織の視覚的表現をもたらす。イメージングプローブ４４からのイメージングビームセクタ４６が、この図では破線によって識別される。’８６７特許に記載されるシステムはまた、治療用トランスデューサ６０も含む。励起されたとき、この治療用トランスデューサは、特定の対象点、すなわち患者の体内の治療部位に集束されるＨＩＦＵ波を生成する。図２では、（治療用トランスデューサ６０の右側の実線によって示される）ＨＩＦＵビーム６２の経路が、焦点６４にて狭まっている。

同期出力信号４８が同期遅延５０に供給され、これにより、ユーザが、超音波画像を形成するために生成される超音波イメージングパルスの各シーケンスに対する各ＨＩＦＵ波の開始を選択的に変えることを可能にする。図１Ｃを参照すると、遅延５０は、ユーザがスキャンフィールド３２内のノイズ３４の位置を変えることを可能にし、そのノイズは、治療部位３８から離れてスキャンフィールド３２の異なる部分へと移される。ＨＩＦＵ持続時間回路５２を使用して、ＨＩＦＵ波の持続時間を制御する。ＨＩＦＵ波の持続時間が長いほど、より多くのエネルギーを治療部位に印加することになる。ＨＩＦＵ波の持続時間が長すぎると、超音波画像３０に示されているようなノイズ３４の持続時間が増大することになり、次の超音波イメージングパルスに延びて治療部位３８をわからなくさせる可能性があり、または超音波画像３０を完全にわからなくさせ、図１Ａの超音波画像１０と同様の表示が生成され得る。したがって、ユーザは、許容可能な時間内に所望の治療効果を得るために、十分なレベルのエネルギーを治療部位に提供しながら、治療部位３８のノイズのない画像を得るために、選択的に（すなわち、手動で）ＨＩＦＵ持続時間回路５２を調整する必要が生じる。ＨＩＦＵ励起周波数発生器５６は、ＨＩＦＵ波用の所望の周波数を生成するために使用され、電力増幅器５８は、ＨＩＦＵ励起周波数発生器によって生成される信号を増幅して、ＨＩＦＵ波の所望のエネルギーレベルを得るために使用される。したがって電力増幅器５８は、ＨＩＦＵ波用の所望のエネルギーレベルを得られるように調整可能である。

重要なことに、’８６７特許に開示されているシステムでは、従来の超音波イメージングマシンを改変して、同期出力信号４８を提供することのできる、改変された超音波イメージングマシン４０を得る必要がある。’８６７特許では、そのような同期出力信号は、先行技術の従来の超音波イメージングマシンでは通常、提供されないと述べている。’８６７特許では、同期出力信号を提供できる超音波イメージングマシンが入手可能でない場合、ケーブル４２によって伝達される超音波イメージング信号から同期出力信号を導出することができることを示唆している。’８６７特許はまた、超音波イメージングマシン４０からの同期出力信号４８を使用する代わりに、任意選択の安定同期信号発生器６６を使用して、ＨＩＦＵ波をイメージング超音波に同期させることができることも示唆している。安定同期信号発生器６６を使用して、ＨＩＦＵ波を開始するための安定した同期パルスを提供することができ、この安定した同期パルスのタイミングを、治療部位のノイズのない画像が得られるまで、手動で変えることができる。

基本的に、’８６７特許は、干渉が安定し、画像の周辺に配置されるように、干渉を同期させることによって、超音波イメージングのＨＩＦＵ干渉に対処する。その結果、画像中の対象領域が、（図１Ｃに概略的に示されている状態のように）わからなくならない。この機能は、イメージングサイクルのフレームレートおよび位相の知識を必要とし、それらはどちらも、ユーザ制御設定の変更（具体的には、深度およびｂモードからドップラーへのモダリティ切換え）とともに変わる。フレームレートおよび位相がわかった後、ＨＩＦＵをイメージングサイクルと同期してゲート制御することができ、生じる干渉を画像の周辺に移すことができる。遺憾ながら、そのような情報を提供するように設計されていない（すなわち、同期出力信号４８を提供するように改変されていない）スタンドアロンの市販のイメージャの、フレームレートおよび位相を確定する簡単な方法は存在しない。

’８６７特許に示されているように、超音波イメージングシステムは、同期出力信号を組み込むように設計することができる。しかし、超音波イメージングシステムはＭＲＩイメージングシステムよりも大幅に安価であるが、ハイエンドの超音波イメージングシステムはまだ＄１５０，０００超もかかり得るので、同期出力信号を提供しない超音波イメージングシステム（販売される超音波イメージングシステムの過半数は、’８６７特許に記載の同期出力信号に対応する信号を何も提供しない）と互換の同期技法を提供することが望ましいであろう。’８６７特許はまた、同期信号（位相情報なしのフレームレート）を、超音波イメージングプローブを超音波イメージングマシンに結合するケーブルから得ることもできることも示唆している。これは理論的には、ケーブル中の電流を検出することによって得ることもできる。しかし、そのようなケーブルは、様々な異なる電流を伝導する多くの電線を含み、こうしたケーブルは、安全性および無線周波干渉標準を満たすために、よくシールドされている。したがって、シールドされたケーブルから同期に必要な信号を得るのは一般に、難しい作業である。ケーブルを改変して、同期信号の抽出を容易にすることもできる。しかし、そのような改変が、超音波イメージングマシンの製造業者によってサポートされる可能性は低く、医療機材の作業者が、特に、潜在的責任および保証喪失の問題の故に、製造業者によって許可されない改変を推進する可能性は低い。さらに、同期信号発生器６６と同期出力信号４８とをどちらも使用しても、ＨＩＦＵ波によって生成される干渉が、超音波画像の一部分から別の部分に単にシフトされるだけである。このシフトによって、画像中の対象領域を無干渉にすることが可能ではあるが、ユーザに表示される画像の他の部分に、干渉はまだ存在する。

米国特許第６，４２５，８６７号明細書

したがって、ＨＩＦＵなどの非イメージング超音波の存在下で無干渉超音波画像を得るための技法を提供することが望ましいであろう。同期信号を提供するように従来の超音波イメージングマシンを改変せずに、そのような無干渉超音波画像を得られることが、さらに望ましいであろう。

本明細書に開示されるのは、ＨＩＦＵ治療用トランスデューサなど、非超音波イメージングの超音波源によって生成されるノイズを除去するために、画像処理ソフトウェアを使用して、超音波イメージングシステムから得られるデータを操作するための技法である。この画像処理技法は、超音波イメージングシステムの改変を必要とせず、治療用超音波トランスデューサがより長時間通電されるのを可能にし、それによって、必要な全体的治療時間が低減される。超音波イメージングシステムから得られる同期信号を使用して治療用超音波トランスデューサを制御するのではなく、治療用超音波トランスデューサを単に、確実に治療波の周波数がイメージング波の周波数と異なるように制御する。この周波数の差を使用して、図１Ｂに関して先に論じたような画像を得、その画像では、干渉が、時間の経過により超音波画像の全体にわたって移動する。しかし、ここに開示されるように、以前の手法とは異なり、図１Ｂにおけるように画像の全体にわたってちらつく干渉がユーザに表示される画像からなくなるように、超音波画像がユーザに表示される前に、超音波画像がさらに処理される。

この新しい手法では、超音波イメージングシステムによってキャプチャされる超音波画像フレームが、ユーザに表示される前に、プロセッサに送られる。プロセッサは、各フレームを分析してそのフレームの無干渉部分を識別するように構成される。フレームの無干渉部分は、保存され、合成無干渉超音波画像をユーザに表示することができるようになるまで、他のフレームの他の無干渉部分と組み合わされる。この方法は、ユーザに表示できるフレームレートを減らす影響を有することになる。しかし、実験的試験では、様々な動作条件下で、許容可能なフレームレートで、有用な無干渉超音波画像を得ることができることが示された。

一実施形態では、超音波イメージングシステムと治療用超音波トランスデューサはどちらも、共通外部トリガ（共通外部トリガは好ましくは、関数発生器および１組のパルス発生器を用いて実施される）からトリガされる。外部トリガは、治療用超音波トランスデューサからの干渉が、先に論じたように、全体的に図１Ｂに示されているように、超音波イメージングフレームの全体にわたって掃引するように、制御することができる。

別の実施形態では、超音波イメージングシステムは、独立にトリガされ、全体的に図１Ｂに示されているように、ＨＩＦＵからの干渉が超音波イメージングフレームの全体にわたって掃引するまで、ＨＩＦＵデューティサイクルを誘導するために使用される方形波の周波数が変えられる。

プロセッサは、フレームを複数のスライスに分離することによって、各超音波画像フレームを分析する。各スライスごとに、さらなる分析のために、そのスライスから対象領域が選択される。好ましくは、さらなる分析のためにスライスの約１０％が選択され、より好ましくは、選択される対象領域は、干渉が発生する可能性が最も高い、スライスの下部から来る。対象領域に対して、ピクセル強度に対する統計値が計算される。それらの統計値に基づいて、対象領域が干渉を含むか、それとも無干渉であるかが確定される。干渉でのピクセル強度値は、干渉に伴う相対的に一様に高いピクセル強度値であるので、干渉のない通常の画像のピクセル強度値から容易に区別することができることに留意されたい。この分析に基づいて、無干渉スライスが保存され、干渉を含むスライスが破棄される。合成無干渉超音波画像を得ることができるまで、複数のフレームが処理される。

好ましくは、スライスが保存された後、プロセッサは、無干渉画像全体が得られるまで、同じ領域に対応するスライスがあればそれを破棄する。アルゴリズムは次に、また最初から始まり、別の合成無干渉超音波画像を生成する。これにより、同じスライスが合成画像に何度も導入され、それによって不正確に明るいピクセルが生成されることが回避される。実施形態によっては、超音波イメージングシステムはスライスが保存された領域をもう問い合わせないようにする信号が、超音波イメージングシステムに送られる。

この課題を解決するための手段は、以下で発明を実施するための最良の形態においてさらに詳述されるいくつかの概念を、簡略化された形で紹介するために提供されている。しかし、この課題を解決するための手段は、特許請求の範囲に記載されている主題の重要なまたは不可欠な特徴を識別するものではなく、また、特許請求の範囲に記載されている主題の範囲を確定する際の補助として使用されるものでもない。

１つまたは複数の例示的な諸実施形態およびそれに対する改変の様々な側面および付随的利点は、以下の詳細な説明を参照し添付の図面と併せ読めばよりよく理解されるようになるので、より容易に理解されることになるであろう。

諸図および開示される諸実施形態は、本発明を限定するものではない
例示的な諸実施形態が、参照される図面の諸図に示されている。ここに開示される実施形態および図面は、制限的ではなく、例示的なものとしてみなされるべきものである。

「治療用トランスデューサ」、「ＨＩＦＵトランスデューサ」、および「高密度トランスデューサ（high intensity transducer）」という用語は、本明細書および請求項ではすべて、通電して、イメージングトランスデューサによって生成される超音波よりもはるかに高エネルギーな超音波を生成することのできるトランスデューサを指す。そうした超音波は、ターゲット区域内の治療部位など個別の場所に集束または向けることができる。「ＨＩＦＵビーム」という用語は、ＨＩＦＵトランスデューサから放出されるＨＩＦＵ波の特徴的パターンを指すものと理解されるべきである。超音波は波に基づく現象である。しかし、光は波と粒子の両方の側面を示すにもかかわらず、光学科学において光をビームと呼ぶのとほぼ同様に、当業者はしばしば、ＨＩＦＵ波を「ビーム」と呼ぶ。この二重性は特にＨＩＦＵ波に関して当てはまる。ＨＩＦＵ波は、光を集束させることができるのとほぼ同様に、集束させることができるからである（すなわち、レンズまたはフェーズドアレイの焦点がＨＩＦＵ波に関連し、その焦点は、最大量の音波エネルギーを送達することが可能なようにＨＩＦＵ波が集束される領域に対応する）。

先に説明したように、ＨＩＦＵ治療のリアルタイムの超音波誘導および監視における大きな課題は、ＨＩＦＵ信号のイメージングシステムとの干渉である。以前より、（図１Ａ、１Ｂ、１Ｃ、および２に関して先に論じたように）イメージングシステムからのトリガを使用して、治療信号のバーストをイメージング信号に同期させて、干渉領域を治療部位の外部の画像区域に限定することによって、イメージングと治療が同時に行われている。そのような手法の欠点は、イメージング視野が限定されており（すなわち、干渉を特に重要な対象領域から離れてシフトさせることができるにもかかわらず、画像の少なくとも一部が干渉によってわからなくなる）、また、この治療が（５０〜７０％の典型的なデューティサイクルでは）断続的であるので、そのような同期のない場合にかかるであろう時間よりも全体的治療時間が長いことである。先に論じたさらなる欠点は、同期トリガを得るために、イメージングシステムハードウェアの改変が一般に必要とされることである。本明細書に開示される方法は、画像処理を使って複数の超音波画像からの多数の無干渉領域を組み合わせることによって、ＨＩＦＵ（またはその他の非イメージング超音波）の存在下で無干渉超音波画像を得るための、ソフトウェアベースの技法であり、治療部位のイメージングのための視野の拡大をもたらす。視野の拡大により、治療部位から離れた、たとえば骨または空気の境界面の存在による、望ましくない治療の影響を監視することが、潜在的に可能になり得る。先に詳細に論じた同期技法では、画像の少なくとも一部がわからないので、先行技術の同期技法を使用すると、そのような望ましくない影響が気付かれないままになり得る（すなわち、そのような望ましくない影響の証拠が、干渉によってわからなくなり得る）ことに留意されたい。本明細書に開示される技法はまた、所期の治療部位の外部への病変移動を、リアルタイムでよりよく監視することも可能にする。本技術によってもたらされるさらなる利点は、この治療とイメージングシステムの間のハードワイヤードの同期の必要が、回避されることである。本技術のさらに別の利点は、治療部位の視野を犠牲にせずにＨＩＦＵデューティサイクルを増大させ、特に大きな治療容積での全体的治療時間を低減させることができることである。

図３Ａは、（ＨＩＦＵなどの）非イメージング超音波が存在するときに合成無干渉超音波画像を生成するための例示的な技法の高レベルの流れ図である。ステップ７０で、ＨＩＦＵ治療、または他の何らかの形の非イメージング超音波と同時に、超音波画像データが得られる。本明細書に開示される技法は、超音波イメージングとＨＩＦＵ治療を同時に行うことに特によく適しているが、この技法を使用して、部位の視界と普通なら少なくとも一部干渉することになるであろう他のタイプの非イメージング超音波の存在下で、無干渉合成画像を得ることもできることを理解されたい。ステップ７２で、生の超音波画像（すなわち、複数の超音波画像フレーム）を処理して、無干渉合成画像を得る。このステップでは、複数の画像フレームから無干渉部分が選択され、それらが組み合わされて、合成画像が得られる。ステップ７４で、無干渉合成画像が表示される。

図３Ｂは、無干渉部分と干渉部分の双方を含む３つの超音波画像をどのように処理して、単一の合成無干渉超音波画像を得ることができるかを、グラフィックで示す。超音波画像フレーム７６ａは、無干渉部分７７ａを含む。超音波画像フレーム７６ｂは、無干渉部分７７ｂを含む。超音波画像フレーム７６ｃは、無干渉部分７７ｃおよび７７ｄを含む。画像処理技法を使用して、無干渉部分７７ａ〜７７ｄを組み合わせて、合成無干渉画像７８を得ることができる。ＨＩＦＵ信号の繰返し時間が各イメージングフレームの持続時間にマッチし、かつ「ＨＩＦＵオン時間」がＨＩＦＵオフ時間の整数倍（ｋ）である場合、整数個（ｋ）のスキャンウィンドウをオーバラップさせることによってイメージング視野全体を再構築することができることに留意されたい。合成画像７８を図１Ｃと比較すると、図１Ｃの視野の一部分は不明瞭だが、’８６７特許に記載の同期にもかかわらず、合成画像７８での視野全体ははっきりと視認可能であることが明らかになるであろう。

図４Ａ（先行技術）は、ＨＩＦＵ治療を超音波イメージングと同期する（すなわち、’８６７特許に記載されるような）旧システムが、ＨＩＦＵによる干渉８４ａが各超音波画像フレーム内の同じ位置に一貫して現れるように、ＨＩＦＵ信号８２ａと超音波イメージング信号８０ａとをどのように同期したかを概略的に示す。

図４Ｂは、本明細書に記載の技法が、ＨＩＦＵによる干渉８０ｂが各超音波画像フレーム内の同じ位置に現れないように、どのように確実にＨＩＦＵ信号８２ｂと超音波イメージング信号８０ｂとがオフセットされるようにしているかを概略的に示す。周波数オフセットの結果、ＨＩＦＵによって誘導される干渉の帯域が、超音波の周波数とＨＩＦＵ波の周波数の差に対応するレートで、超音波画像の全体にわたって掃引することになる。このオフセットは、いくつかの異なる方法で実現することができる。一実施形態では、超音波イメージングシステムと治療用超音波トランスデューサはどちらも、共通外部トリガ（共通外部トリガ（common external trigger）は好ましくは、関数発生器（function generator）および１組のパルス発生器（pulse generator）を使って実施される）からトリガされる。外部トリガは、治療用超音波トランスデューサからの干渉が、全体的に上記の図１Ｂに示されているように、超音波イメージングフレームの全体にわたって掃引するように制御することができる。別の実施形態では、超音波イメージングシステムは独立にトリガされ、全体的に上記の図１Ｂに示されているように、ＨＩＦＵデューティサイクルを誘導するのに使用される方形波の周波数が、ＨＩＦＵからの干渉が超音波イメージングフレームの全体にわたって掃引するまで変えられる。

本技術により、ユーザに最終的に表示される超音波画像のフレームレートが減少することになることに留意されたい。フレームレートが減少するのは、通常ならユーザに即座に表示され得る複数のフレームを組み合わせて、単一の無干渉合成フレームを得るからである。たとえば、干渉のある３つのフレームを組み合わせて１つの無干渉合成フレームを生成しなければならない場合、実効フレームレートは、フレームが生成される実際のレートの約１／３となる。したがってこの手法は本質的に、ユーザに表示される合成画像のフレームレートを減らすことになる。重要なことに、実験的研究の示すところによれば、ＨＩＦＵ治療の合成無干渉Ｂモード超音波画像は、市販のイメージングシステムを使って８３％のデューティサイクルを用いてＨＩＦＵ治療システムを通電させて、毎秒１１フレームの全体的フレームレートで５つの画像フレームを組み合わせて全視野内のＨＩＦＵ干渉を取り除くことによって得ることができる。毎秒１１フレームのフレームレートは、特にそれらのフレームが無干渉の場合、まったく許容可能である。実験的研究では、この治療システムは、電気整合回路を介して線形増幅器によって駆動される、３．２３ＭＨｚのＨＩＦＵトランスデューサ（Ｓｏｎｉｃ Ｃｏｎｃｅｐｔｓ社、ワシントン州、Ｗｏｏｄｉｎｖｉｌｌｅ）を含んだ。イメージングシステムは、７．５ＭＨｚ線形トランスデューサをもつ、ＥＵＢ ６０００超音波スキャナ（Ｈｉｔａｃｈｉ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ Ａｍｅｒｉｃａ社、オハイオ州、Ｔｗｉｎｓｂｕｒｇ）であった。イメージングシステムと治療システムは、関数発生器および１組のパルス発生器を使って生成される外部トリガで同期された。ＥＵＢ ６０００からＢモード画像が順次得られ、次いでそれらが、ソフトウェアプログラムＭＡＴＬＡＢ（Ｍａｔｈｗｏｒｋｓ社、マサチューセッツ州、Ｎａｔｉｃｋ）を使ってオフラインで処理された。この研究ではそれらの画像がオフラインで処理されたが、その結果は、リアルタイムで実行される処理が、前述の毎秒１１フレームのフレームレートをサポートすることになることを示している。

前述の研究では、スキャンウィンドウがイメージングフレームの全体にわたって掃引されて（すなわち、図４Ｂに示されているように）、毎秒５４フレームのフレームレートで順次超音波画像が得られた。５つのオーバラップするイメージングフレームを組み合わせることによって、図３Ｂに示されているのとほぼ同様の合成画像が作成された。合成画像中のＨＩＦＵ干渉は無視でき、ＨＩＦＵ焦点における高エコースポットの全体が、合成画像中ではっきりと視認可能であった。毎秒５４フレームの初期イメージングフレームレート、および５フレームを組み合わせて無干渉合成画像を得ることに基づき、全体的フレームレートは毎秒１１フレームに減少する。

先に論じたように、本技術の１つの利点は、ＨＩＦＵ治療のデューティサイクルを、’８６７特許に開示されている同期技法を使用して得られるものよりも増大させることができることである。前述の実験的研究ではまた、デューティサイクルの増大の潜在的な利益も検討した。平均で、デューティサイクルが５０％から９５％に増やされたとき、ＨＩＦＵによって生成される病変長は７９％増大し、病変幅は４７％増大し、病変容積は３４２％増大した。明らかに、デューティサイクルの増大は有益である。この研究はさらに、９０％のデューティサイクルでＨＩＦＵ持続時間が３秒から７秒に増やされたとき、病変容積を１６０％増大させることができる実験的証拠ももたらした。したがって、本明細書に記載の技法は、以前のリアルタイム画像誘導ＨＩＦＵ治療技法に比べて、より高速なリアルタイム画像誘導ＨＩＦＵ治療が実現されることを可能にする。

実験的研究はさらに、ＨＩＦＵデューティサイクルが異なれば、表現する病変形状が異なることを示している。ＨＩＦＵ病変は、比較的低いデューティサイクルでは通常「オタマジャクシ形」であり、比較的高いデューティサイクルでは形状がより不規則であった。このような違いは、より高いデューティサイクルでは空洞形成の影響（cavitational effect）の可能性がより高いことによるものであり得る。空洞形成に基づく機械的組織損傷を示す視認可能な「ピット」が、９０％のデューティサイクルを用いて生成される病変の中心近くで観察された。

重要なことに、実験的研究は、デューティサイクルが大きいほど、より多くの干渉が超音波画像に導入され、より多くの生の超音波画像を組み合わせて、単一の無干渉合成画像を得る必要があることを示している。必然的に、合成画像の全体的フレームレートは、合成画像を作成するために使用されるオーバラップ数の増加に比例して減少する。たとえば、９１％のデューティサイクルで１０個のオーバラップを用いると、有効フレームレートは１０分の１に減少する。合成画像フレームレートは、図４Ｃに示されているように、全フレーム内のスライディングウィンドウを対象領域（ＲＯＩ：region of interest）に制限することによって増やすことができる。複数の超音波画像フレーム８６が、イメージングが狭いＲＯＩ８８に制限されるように収集される。したがって、無干渉部分９０は各フレームの狭いＲＯＩに制限される。この技法を用いると、フレームレートが５分の１になるだけで、５つのオーバラップおよび５０％のＲＯＩを用いて９１％のデューティサイクルを得ることができる。

図５Ａは、干渉部分と無干渉部分の双方を含む複数の超音波画像から、合成無干渉超音波画像を生成するシステム９２を示すブロック図である。システム９２は、ＨＩＦＵトランスデューサ９４、ＨＩＦＵ駆動システム１０４、超音波イメージングプローブ９８、超音波イメージングシステム１００、プロセッサ１０２、ディスプレイ１０６、ターゲット９６、任意選択の外部トリガ１０８を含む。ＨＩＦＵトランスデューサ９４およびＨＩＦＵ駆動システム１０４は、当技術分野で一般に知られている従来型であり、さらに詳細に説明される必要はない。重要なことは、超音波イメージングプローブ９８および超音波イメージングシステム１００は、改変する必要がなく、従来の市販の機材を使って実施することができることである。ターゲット９６は一般に、（最も多くは、患者体内の部位における）生物学的組織であるが、本明細書に記載の技法を使用して、従来の超音波イメージングを使って映像化することができるどんなターゲットからも、合成無干渉超音波画像を生成することができることを理解されたい。ディスプレイ１０６は、従来のディスプレイを用いて実施することができ、より詳細に説明される必要はない。プロセッサ１０２は好ましくは、パーソナルコンピュータなどのコンピューティング装置を用いて実現される。カスタマイズされたプロセッサ、または特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）を用いてプロセッサ１０２を実施することが可能であろうことを理解されたい。しかし、図３Ａのステップを実行するために一般的なプロセッサ計算機命令（たとえば、従来のパーソナルコンピュータ上で稼動するソフトウェア）を用いてプロセッサ１０２を実施することは、特に有用な実施形態を表す。好ましいコンピューティング装置の詳細については、以下に示されている。

前述のように、一実施形態では、超音波イメージングシステムと治療用超音波トランスデューサはどちらも、外部トリガ１０８（外部トリガは好ましくは、関数発生器と１組のパルス発生器を使って実施される）を使ってトリガされる。外部トリガは、全体的に上記の図１Ｂおよび図４Ｂに示されているように、治療用超音波トランスデューサからの干渉が、超音波イメージングフレームの全体にわたって掃引するように制御することができる。別の実施形態では、超音波イメージングシステムは独立にトリガされ、先に論じたように、全体的に図１Ｂおよび図４Ｂに示されているように、ＨＩＦＵからの干渉が超音波イメージングフレームの全体にわたって掃引するまで、ＨＩＦＵデューティサイクルを誘導するために使用される方形波の周波数が変えられる。

図５Ｂは、図３Ａの方法の実施に使用するのに（すなわち、この方法のステップを実行するのに）適した例示的なコンピューティングシステム１５０を概略的に示す。例示的なコンピューティングシステム１５０は、入力装置１５２、および出力装置１６２、たとえばディスプレイ（ディスプレイ１０６でよいが、コンピューティングシステム用のどんなディスプレイでもよい）に機能的に結合される処理ユニット１５４を含む。処理ユニット１５４は、複数の超音波画像を処理してそれらの画像の無干渉部分を組み合わせる信号処理プログラムを実行するための機械語命令を実行する中央処理装置（ＣＰＵ１５８）を備え、合成無干渉超音波画像を生成する。機械語命令は、図３Ａに関する前述の機能、ならびに図６に関する後述の機能と、一般に一貫性のある機能を実施する。当業者によく知られているように、この目的に適切なＣＰＵは、たとえば、Ｉｎｔｅｌ社、ＡＭＤ社、モトローラ社、および他の業者から入手可能である。

また、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）１５６および読取り専用メモリ（ＲＯＭ）が含まれてもよく、ハードドライブ、光ドライブなど、任意の形の記憶装置が含まれてもよい不揮発性メモリ１６０も、処理ユニット１５４に含まれる。これらのメモリ装置は、ＣＰＵ１５８に双方向的に結合される。このような記憶装置は、当技術分野でよく知られている。機械語命令およびデータは、不揮発性メモリ１６０からＲＡＭ１５６に、一時的にロードされる。また、オペレーティングシステムソフトウェアおよび補助的ソフトウェアも、このメモリに記憶される。別個に図示されてはいないが、コンピューティングシステム１５０を通電するのに適切な電圧および電流レベルで電力を供給するために、一般に従来の電源が含まれることになることが理解されよう。

入力装置１５２は、それだけには限らないが、１つまたは複数のマウス、その他のポインティング装置、キーボード、マイクロホン、モデム、ならびにその他の入力装置を含む、動作環境へのユーザ入力を容易にする任意の装置または機構とすることができる。一般に、入力装置を使用して、所望の処理を実現するように（すなわち、複数の超音波画像を処理して、それらの画像の無干渉部分を組み合わせて合成無干渉超音波画像を生成するように）、コンピューティングシステム１５０を最初に構成することになる。図５Ｂには具体的には示されていないが、コンピューティングシステム１５０は、超音波イメージングシステム１００、ＨＩＦＵ駆動システム１０４、ディスプレイ１０６、および外部トリガ１０８（実施される場合）に論理的に結合されていることを理解されたい。所望の処理を実現するためのコンピューティングシステム１５０の構成は、適切な処理ソフトウェアを不揮発性メモリ１６０にロードし、処理アプリケーションが直ちに使用されるように、処理アプリケーションを起動する（すなわち、処理ソフトウェアをＲＡＭ１５６にロードする）ステップを含む。出力装置１６２は一般に、出力情報を生成するどんな装置でもよいが、最も典型的には、出力を人間が知覚するように設計されたモニタまたはコンピュータディスプレイを備えることになるであろう。入力装置１５２に従来のコンピュータキーボードを使用し、出力装置１６２にコンピュータディスプレイを使用することは、本開示の範囲を限定するものではなく、例示的なものとしてみなされるべきである。

図６は、（ＨＩＦＵなどの）非イメージング超音波が存在するときに合成無干渉超音波画像を生成するための、図３Ａの技法のより詳細な流れ図１１０である。ステップ１１２で、ＨＩＦＵサイクルは、図４Ｂに関して全体的に前述したように、イメージングサイクルからオフセットされるように調整される。ステップ１１４で、ＨＩＦＵ治療中に、超音波イメージングシステムを使用して、複数の超音波画像フレームを得る。ステップ１１６で、無干渉部分と干渉部分の双方を含む生の超音波画像を生成するために使用される信号が、処理用のプロセッサに入力される。実用的プロトタイプでは、たとえば、ＶｉｄｅｏＯＣＸ（商標）ビデオキャプチャソフトウェア（Ｍａｒｖｅｌｓｏｆｔ社、ドイツ、ベルリン）のＶｉｄｅｏ ｆｏｒ Ｗｉｎｄｏｗｓ（登録商標）機能を使って、超音波画像が得られる。ＶｉｄｅｏＯＣＸ（商標）は、ユーザが入力ビデオ供給（ｖｉｄｅｏ ｆｅｅｄ）からフレームを取り込むことを可能にするＡｃｔｉｖｅＸコントロールを提供する。多くの異なる画像処理ソフトウェアアプリケーションを使用して、ビデオ供給をキャプチャすることができるので、ＶｉｄｅｏＯＣＸ（商標）の使用は、限定するものではなく、例示的なものであることを、当業者なら理解するであろう。

実用的プロトタイプでは、キャプチャされたビデオフレームは、Ｌａｂｖｉｅｗ（商標）（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ社、テキサス州、Ａｕｓｔｉｎ）の命令を使って、一時に１フレームごとに、クリップボードにコピーされる。ＨＩＦＵが印加されない場合、画像は、クリップボードから貼り付けられ、画像上に描かれる必要のある形状（突き出た病変場所を示すだ円形など）があればそれを追加して、改変された画像を生成し、その改変された画像が、モニタまたはディスプレイの画面上に表示される。しかし、ＨＩＦＵトランスデューサがオンにされたときは、超音波画像中に広い帯域の干渉が現れる。ターゲット場所を視覚化すると同時に治療を加えるために、デューティサイクルがＨＩＦＵ信号に適用され、そのＨＩＦＵ信号は、干渉のない超音波画像上にウィンドウを生成する。方形波を使用して、ＨＩＦＵデューティサイクルを誘導する。方形波の周波数が、超音波プローブのエレメントが問い合わされるレートに等しい場合、干渉ウィンドウはそのままとなる（図４Ｂ参照）。先に論じたように、本技術では、方形波の周波数を、超音波イメージング周波数に対して意図的にオフセットすることができ、したがって、ウィンドウは、超音波画像の全体にわたって掃引する。プロセッサは、キャプチャされるビデオの各フレームから、干渉のない部分を得る。プロセッサは、完全な画像フレームを生成するために十分な干渉のない部分を得た後、それらを１つの無干渉超音波画像に組み合わせる。

図６を再び参照して、次に、キャプチャされる超音波画像の処理について述べる。ステップ１１８で、各生の超音波画像（すなわち、各フレーム）が、全体的に図７に示されているように、スライスに分割される。重要なことに、干渉帯域は、超音波画像の下部から始まり、上部に進むにつれて消える傾向がある。判断ステップ１２０で、各スライスを分析して、そのスライスが干渉を含むか、それともそのスライスが無干渉であるかを確定する。このプロセスは、スライスの下部およそ１／１０をカバーする事前定義ピクセル領域を調べることによって、そのスライスが無干渉であるかどうかを確定する。黒の対象領域内のものを除き、すべてのピクセルを変えるマスクがその画像に適用される。スライスへの、そして次に事前定義領域への入力画像の進行が図７に示されており、マスクは、図を複写しやすくするために、この図では白で表されている。

事前定義領域内のピクセル強度に対して、統計値が計算される。次に、それらの値を使用して、スライスが干渉帯域を含むかどうかを判断する。重要なことに、干渉に対応するピクセルは、超音波画像の無干渉部分に対応するピクセルから容易に区別することができる。干渉に対応するピクセルは、比較的高いピクセル強度を有することを特徴とし、それは、事前定義領域の全体にわたって比較的一貫している。対照的に、超音波画像の無干渉部分に対応するピクセルは一般に、より低い強度を有し、事前定義領域の全体にわたって、より多くのばらつきを示すことになる。

スライスが無干渉であるということをこのプロセスが判断した場合、そのスライスは、ステップ１２２に示されているように、一時的に記憶される。スライスが記憶された後、同じ部分を表す他のスライスはもう、記憶されなくなる。一実施形態では、超音波イメージングシステムは、ステップ１２４に示されているように、無干渉画像全体が得られるまで、記憶されたスライスに対応する領域を問い合わせるのを中止し、このアルゴリズムは、また最初から始まり、次の合成無干渉超音波画像を生成する。この手法により、同じスライスが合成超音波画像に何度も組み込まれ、それによって不正確に明るいピクセルが生成されることが回避される。

判断ステップ１２６で、このプロセスは、無干渉合成画像を生成するために追加のスライスが必要かどうかを判断する。必要とされる場合、別のスライスが選択され、このロジックは、判断ステップ１２０にループして戻って、次のスライスを処理する。判断ステップ１２０で、スライスが無干渉ではないと判断された場合、このロジックは、判断ステップ１２６にループして戻って、合成画像を完成するために追加のスライスが必要かどうかを判断する。無干渉合成画像は、完成した後、ステップ１２８に示されているように、表示される。合成画像が完成した後、追加のステップを実行して、オーバレイ形状を合成画像に組み込む必要があるかどうかを判断することができる。合成画像を作成するために使用されるスライス間の何らかのオーバラップに留意してもよい。単一の合成画像フレームに対する画像合成中、オーバラップ部分は破棄される。

前述のように、図７は、図６のスライスステップをどのように実施することができるかを概略的に示す。生の超音波画像フレーム１３０は、例示的なスライス１３２によって示されるように、選択され、複数のスライスに分解される。スライスが無干渉かどうかを判断するために、スライスの小部分１３４のピクセル強度が調べられる。

図８は、図３Ａの方法を実施するために使用することのできる（特にフェーズドアレイトランスデューサの使用に関連した）例示的なＬａｂＶｉｅｗベースのユーザインターフェース１３６の画像であり、図９Ａ〜９Ｃは、例示的なユーザインターフェース１３６の選択された部分の拡大画像である。主要な機能エレメントが、白色テキストでラベル付けされている。焦点深度割当てツールを使用して多数の焦点を定義し、それらの焦点は、インターフェースの中心において、超音波イメージングモニタ上にだ円形として表示される。ＨＩＦＵデューティサイクルコントロールを使用して、超音波画像上に現れるＨＩＦＵ干渉パターンを調整する。治療パラメータを使用して、印加電力および合計治療時間を定義する。インターフェースを制御するソフトウェアは、インターフェース中の超音波画像上を直接クリックすることによって、または数値を入力することによって、ユーザがトランスデューサ軸に沿っていくつかの異なる焦点深度を定義するのを可能にするように書かれている。

図９Ａを参照すると、インターフェース１３６のＨＩＦＵ特性部分１３８は、ユーザが、ＨＩＦＵ治療用の合計電力出力および持続時間を定義することを可能にする。電力設定は、図５Ａの超音波駆動システム１０４中に直接プログラムされ、この超音波駆動システムは、図５ＡのＨＩＦＵトランスデューサ９４に接続される。「時間」に入力する値を使用して、「開始」ボタンによって有効化された後に駆動システムをいつ無効化するかを確定する。また、所望の適用量をもたらすのに必要な電力および時間設定を自動的に確定するために、ユーザが「適用量」メータを設定してもよい。ハードウェアでのエラーが発生し、または何か異常が生じ、ＨＩＦＵビームおよび病変が所望の治療場所の外部に生成された場合に備えて、大きな（かつ、好ましくは赤色の）「治療中止」および「すべて中止」ボタンが含まれる。

図９Ｂは、インターフェース１３６の一部分１４０を示しており、この部分により、ユーザが「干渉パターン」とラベル付けされたスライドコントロールを使用して、ＨＩＦＵビームのデューティサイクルを設定することが可能になる。ユーザが、静止した干渉ウィンドウを生成するために関数発生器を使用することを選ぶ場合に備えて、「左」ボタンおよび「右」ボタンが含まれる。「左」または「右」ボタンを操作することによって、ユーザは、超音波ウィンドウを移動して、超音波画像の特定の領域を表示させることができる。利用可能なイメージング深度のそれぞれに対応する、画面上のピクセル対現実のミリメートルの比は好ましくは、記憶され、「イメージング深度」とラベル付けされたドロップダウンコントロールで示されているように、参照することができる。

次に図９Ｃを参照すると、インターフェース１３６の一部分１４２は、ユーザが、ＨＩＦＵビームの焦点パラメータを制御することを可能にする。ユーザは、いくつかの焦点を自動的に定義する、またはそれぞれを独立に設定するオプションを有する。「点（Ｐｏｉｎｔ）」ボタンのどちらを押しても、１つの焦点の割当てが可能である。「線（Ｌｉｎｅ）」ボタンは、５ｍｍ間隔の一連の焦点（そのような寸法は例示的なものであり、限定するものではない）を生成する。ユーザが「マウス使用（Ｗｉｔｈ Ｍｏｕｓｅ）」オプションを選択した場合、ユーザは、超音波画像上を直接クリックして、焦点を割り当てることができる。「数値（Ｎｕｍｅｒｉｃａｌ）」オプションは、ユーザが、特定の焦点の場所または一連の焦点深度の両端に対する特定の数値を入力することを可能にする。ユーザが選択する方法に関わらず、このインターフェースは、確実にすべての焦点がＨＩＦＵトランスデューサの集束範囲内となるように、約３０ｍｍから約６０ｍｍの範囲外の値は受け付けない（この場合も、そのような寸法は例示的なものであり、トランスデューサごとに異なり得る）。ユーザが所望の焦点を定義した後、プロセッサ１０２は、ＨＩＦＵトランスデューサを駆動するため（すなわち、例示的な実施形態においてフェーズドアレイトランスデューサ（phased array transducer）を使用するとき）に必要な位相遅れを判断して、ユーザ定義の焦点の治療を行う。「自動ステップ」コントロールは、選択されると、ユーザによって指定された合計治療時間を、各定義された焦点の治療のための複数の等しい持続時間（またはステップ）に分割する。「自動ステップ」コントロールが選択されない場合、ユーザは、手動で各焦点を経て前進させ、それぞれ個々に治療時間を制御し、すべての所望の部位が治療されたとき、このプロセスを終了することができる。

図１０Ａは、図８のユーザインターフェース１３６を使って制御することのできるフェーズドアレイトランスデューサを含むＨＩＦＵ治療プローブ２４０を概略的に示す。ＨＩＦＵ治療プローブ２４０は、一般にスプーン形状のトランスデューサ２４２およびハンドル２４４を含む。トランスデューサ２４２は、１１個の異なるトランスデューサエレメントを含み、そのうちの６個は完全な環を有し、そのうちの５個は切れた環を有する、フェーズドアレイトランスデューサである。トランスデューサ２４２は、約３〜６ｃｍの焦点範囲を示す。

図１０Ｂは、その中に含まれる複数の異なる放出源エレメントをはっきりと示すトランスデューサ２４２の、さらなる詳細を示す。一般に、スプーン形状のトランスデューサ２４２は、１１個の個別の放出源エレメントを含み、すべて面積が等しく、各エレメントは、その隣から約０．３ｍｍ離れている。放出源エレメントのうちの６個は、完全な環を有し、５個の放出源エレメントは切れた環を有する。全体的なトランスデューサの寸法は、約３５ｍｍ×６０ｍｍである。一般に、スプーン形状のトランスデューサ２４２は、中心周波数約３ＭＨｚ、焦点距離約３〜６ｃｍ、幾何学的焦点約５ｃｍ、および最大焦点強度約３０００Ｗ／ｃｍ²を有する。

実験的装置は、整合層がエポキシ樹脂から形成される、３ＭＨｚ、１１エレメントの１−３コンポジット環状アレイ（Ｉｍａｓｏｎｉｃ社、フランス、Ｂｅｓａｎｃｏｎ）をもつトランスデューサ２４２を実装した。アレイの固有焦点は、５０ｍｍであった。経済的、人間工学的、および駆動ハードウェアの制約の故に、１１個のエレメントが選ばれた。トランスデューサは、経腟的配置を容易にするために、長さ６０ｍｍ、幅３５ｍｍ、および深さ７．５ｍｍのだ円形状である。実験的研究では、ＨＩＦＵトランスデューサは、（インピーダンスを５０Ωに整合させるための）特注の整合ネットワークおよびマルチチャネル超音波駆動システム（Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ社、アリゾナ州、Ｔｕｓｃｏｎ）と直列に接続された。１１個の増幅器チャネルを使用して、アレイを駆動した。ＬａｂＶｉｅｗプログラミング環境で書かれたソフトウェアを使って、駆動システムを制御した（図８のユーザインターフェース１３６を参照）。コンピュータ画面上に超音波画像を表示するために（図８および９Ｃ）、ビデオキャプチャ装置（Ｄａｚｚｌｅ ８０、Ｐｉｎｎａｃｌｅ Ｓｙｓｔｅｍｓ社、カリフォルニア州、Ｍｏｕｎｔａｉｎ Ｖｉｅｗ）を使用して、超音波イメージングユニットからのビデオ信号をキャプチャした。次に、そのビデオデータを、ＡｃｔｉｖｅＸコントロール（全体的に前述したように、ＶｉｄｅｏＯＣＸ、Ｍａｒｖｅｌｓｏｆｔ社、ドイツ、ベルリン）を使って、ＬａｂＶｉｅｗプログラムにインポートした。全体的に前述したように、処理を使用して、合成無干渉画像を生成する。

コンピュータは、ＲＳ−２３２接続を介して駆動システムと通信する。図８のユーザインターフェースは、ユーザが、超音波画像上を直接クリックすることにより、または数値をタイプ入力することにより（図９Ｃ参照）、トランスデューサ軸に沿って無限の数の焦点深度を個々に定義するのを可能にするように設計される。さらに、３０から６０ｍｍの範囲内で線の開始および終了を指定することによって、５ｍｍ間隔の一列の病変を設定することもできる。音波経路の全体を通して一定の音速（１５００ｍ／秒）であるとの仮定に基づいて、コンピュータ（すなわち、図５Ａのプロセッサ１０２）は、各焦点ごとに、必要な位相遅れを計算する。それらの値は次いで、製造業者によって提供されるシリアル命令を用いて、超音波駆動システムに自動的にプログラムされる。各チャネルの位相および電力設定に加えて、ＲＳ−２３２シリアルポートコマンドを使用して、超音波放出の開始および終了、ならびに焦点深度間のシフトも行った。アレイに送られる合計入射電力は、０から１６５Ｗの範囲に制約され、そのうちの後者は、トランスデューサにとっての最高の許容可能値となるように製造業者によって確定されたものである。

本発明を、その実施およびその改変の好ましい形に関連して説明してきたが、添付の特許請求の範囲の範囲内で、本発明に対して他の多くの改変を行うこともできることが、当業者なら理解するであろう。したがって、本発明の範囲は、どのようであれ、上記説明によって限定されるものではなく、その代わりにすべて添付の特許請求の範囲に即して確定されるものである。

イメージング用および治療用の超音波を同時に使用中に生成される超音波画像を示す図である。 イメージング用および治療用の超音波を同時に使用中に生成される超音波画像であり、従来のスキャン画像中のＨＩＦＵパルス発振を示す図である。 イメージング用および治療用の超音波を同時に使用中に生成される超音波画像であり、ノイズを表示治療部位から離れてシフトさせるように同期されたＨＩＦＵパルス発振およびスキャン画像を示す図である。 同期信号を得るために市販の超音波イメージングマシンの改変を必要とする、ＨＩＦＵ治療を超音波イメージングに同期することができる旧システムの構成要素を示すブロック図である。 （ＨＩＦＵなどの）非イメージング超音波が存在するときに合成無干渉超音波画像を生成するための例示的な技法の高レベルの流れ図である。 干渉を含む３つの超音波画像をどのように組み合わせて単一の合成無干渉超音波画像を得ることができるかを示すグラフィック図である。 ＨＩＦＵ治療を超音波イメージングと同期するための旧システムが、ＨＩＦＵ波による干渉が各超音波画像フレーム内の同じ位置に一貫して現れるように、ＨＩＦＵ波と超音波イメージング波をどのように同期したかを示す概略図である。 本明細書に記載の技法が、非イメージング超音波による干渉が各超音波画像フレーム内の同じ位置に現れないように、どのように確実に非イメージング超音波（たとえば、ＨＩＦＵ）と超音波イメージング波がオフセットされるようにしているかを示す概略図である。 超音波画像のノイズのない部分が複数のフレームの全体にわたってどのようにシフトし、より高いフレームレートを得るために超音波フレーム内の対象領域をどのように狭めることができるかを示す概略図である。 干渉部分と無干渉部分の双方を含む複数の超音波画像から合成無干渉超音波画像を生成するためのシステムを示すブロック図である。 図３Ａの方法を実施するために使用される例示的なコンピューティングシステムを示す概略図である。 （ＨＩＦＵなどの）非イメージング超音波が存在するときに合成無干渉超音波画像を生成するための、図３Ａの技法を実施するために使用されるステップのより詳細な流れ図である。 図６のスライシングステップをどのように実施することができるかを示す概略図である。 図３Ａの方法を実施するために使用することのできる例示的なユーザインターフェースの画像である。 図８の例示的なユーザインターフェースの選択された部分の拡大画像である。 図８の例示的なユーザインターフェースの選択された部分の拡大画像である。 図８の例示的なユーザインターフェースの選択された部分の拡大画像である。 図８のユーザインターフェースを使って制御することのできるフェーズドアレイトランスデューサを含む例示的なＨＩＦＵ治療プローブを示す概略図である。 図１０Ａのフェーズドアレイトランスデューサの構造についてのさらなる詳細を示す図である。

Claims (19)

1. 非イメージング超音波が超音波イメージングと干渉するであろう場合に、合成無干渉超音波画像を生成する方法であって、
   （ａ）前記非イメージング超音波の存在下で生成された複数の超音波画像フレームを提供するステップと、
   （ｂ）前記複数の超音波画像フレームを自動的に分析して、前記超音波画像フレームの無干渉部分を識別するステップであって、
   （ｉ）超音波画像フレームを複数のスライスに分離するステップと、
   （ｉｉ）各スライスごとに、前記スライスの事前定義部分を選択するステップと、
   （ｉｉｉ）前記事前定義部分中のピクセル強度を計算するステップと、
   （ｉｖ）前記ピクセル強度に基づいて前記事前定義部分が干渉に相当するか否かを判別し、前記事前定義部分が干渉に相当しない場合は前記スライスが一時的に記憶され、前記事前定義部分が干渉に相当する場合は前記スライスを破棄するステップと、
   を含む、識別するステップと、
   （ｃ）複数の前記無干渉部分を自動的に組み合わせて、合成無干渉超音波画像を生成するステップと
   を含むことを特徴とする方法。
2. 前記合成無干渉超音波画像を表示するステップをさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
3. 前記非イメージング超音波の存在下で生成された前記複数の超音波画像フレームを提供する前記ステップが、ＨＩＦＵ治療中に生成される複数の超音波画像フレームを提供するステップを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
4. ＨＩＦＵ治療中に生成される複数の超音波画像フレームを提供する前記ステップが、前記ＨＩＦＵ治療による干渉が前記複数の超音波画像フレームのそれぞれの中の同じ場所に現れないように、前記ＨＩＦＵ治療の周波数が前記複数の超音波画像フレームを生成するために使用されるイメージング波の周波数からオフセットされることを確実にするステップを含むことを特徴とする請求項３に記載の方法。
5. 前記ＨＩＦＵ治療の周波数と前記複数の超音波画像フレームを生成するために使用されるイメージング波の周波数との差が、前記合成無干渉超音波画像のフレームレートが比較的安定した表示をサポートするのを可能にするのに十分なだけ大きいことを特徴とする請求項４に記載の方法。
6. 前記合成無干渉超音波画像の前記フレームレートが、毎秒約８フレームより大きいことを特徴とする請求項５に記載の方法。
7. 前記ＨＩＦＵ治療による干渉が前記複数の超音波画像フレームのそれぞれの中の同じ場所に現れないように、複数の超音波画像波を生成するために使用されるイメージング信号の周波数に対して、ＨＩＦＵ治療波を生成するために使用されるＨＩＦＵ信号の周波数をオフセットするステップをさらに含むことを特徴とする請求項３に記載の方法。
8. 前記複数の超音波画像フレームのそれぞれに対応する信号を、処理用のコンピューティング装置に向けて送って、前記合成無干渉超音波画像を生成するステップをさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
9. 前記複数の無干渉部分を組み合わせて、合成フレームを生成する前記ステップが、前記無干渉超音波画像が得られるまで、記憶されたスライスを組み合わせるステップを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
10. 記憶されたスライスに対応する追加のスライスを破棄して、前記合成無干渉超音波画像が不正確に明るいピクセルを含むのを回避するステップをさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
11. 前記スライスから前記事前定義部分を選択する前記ステップが、前記スライスの下部を選択するステップを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
12. 前記複数の超音波画像フレームを生成するために使用される超音波イメージングシステムに関連するスライドウィンドウを、超音波画像フレームにおける定義された限定された対象領域に制限して、前記合成無干渉超音波画像が生成されるフレームレートを増大させるステップをさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
13. 複数のステップを実行するために使用される機械語命令を有する、コンピュータ可読なメモリ媒体であって、前記機械語命令はコンピュータに
    （ａ）非イメージング超音波の存在下で得られる複数の超音波画像フレームをキャプチャするステップと、
    （ｂ）前記超音波画像フレームを自動的に分析して、前記超音波画像フレームの無干渉部分を識別するステップであって、
    （ｉ）超音波画像フレームを複数のスライスに分離するステップと、
    （ｉｉ）各スライスごとに、前記スライスの事前定義部分を選択するステップと、
    （ｉｉｉ）前記事前定義部分中のピクセル強度を計算するステップと、
    （ｉｖ）前記ピクセル強度に基づいて前記事前定義部分が干渉に相当するか否かを判別し、前記事前定義部分が干渉に相当しない場合は前記スライスが一時的に記憶され、前記事前定義部分が干渉に相当する場合は前記スライスを破棄するステップと、
    を含む、識別するステップと、
    （ｃ）複数の前記無干渉部分を自動的に組み合わせて、合成無干渉超音波画像を生成するステップと
    を実行させることを特徴とするメモリ媒体。
14. 前記機械語命令が、前記合成無干渉超音波画像を表示するステップを実行するためにさらに使用されることを特徴とする請求項１３に記載のメモリ媒体。
15. 前記機械語命令が、選択された周波数が前記複数の超音波画像フレームを得るために使用される超音波イメージング波の周波数と異なるようにし、それによって、前記非イメージング超音波による前記複数の超音波画像フレーム内の干渉が各超音波画像フレーム内の同じ位置に現れないことが確実になるように、ユーザが前記非イメージング超音波の周波数を選択することを可能にするステップを実行するためにさらに使用されることを特徴とする請求項１３に記載のメモリ媒体。
16. 前記機械語命令が、前記無干渉超音波画像が得られるまで、記憶されたスライスを組み合わせるステップを実行するためにさらに使用されることを特徴とする請求項１３に記載のメモリ媒体。
17. 前記機械語命令が、記憶されたスライスに相当する追加のスライスを破棄するステップを実行して、前記合成無干渉超音波画像が不正確に明るいピクセルを含むのを回避するためにさらに使用されることを特徴とする請求項１３に記載のメモリ媒体。
18. 前記機械語命令が、前記スライスの下部から前記事前定義部分を選択するステップを実行するためにさらに使用されることを特徴とする請求項１３に記載のメモリ媒体。
19. 非イメージング超音波が超音波イメージングと干渉するであろう場合に、合成無干渉超音波画像を得るためのシステムであって、
    （ａ）複数の超音波画像フレームを生成するように構成される超音波イメージングシステムと、
    （ｂ）前記超音波イメージングシステムに論理的に結合され、
    （ｉ）前記非イメージング超音波の存在下で得られる前記複数の超音波画像フレームをキャプチャする機能、
    （ｉｉ）前記超音波画像フレームを自動的に分析して、前記超音波画像フレームの無干渉部分を識別する機能であって、
    （Ａ）超音波画像フレームを複数のスライスに分離することと、
    （Ｂ）各スライスごとに、前記スライスの事前定義部分を選択することと、
    （Ｃ）前記事前定義部分中のピクセル強度を計算することと、
    （Ｄ）前記ピクセル強度に基づいて前記事前定義部分が干渉に相当するか否かを判別し、前記事前定義部分が干渉に相当しない場合は前記スライスが一時的に記憶され、前記事前定義部分が干渉に相当する場合は前記スライスを破棄することと、
    により実施される、識別する機能、
    （ｉｉｉ）前記無干渉部分を自動的に組み合わせて、前記合成無干渉超音波画像を生成する機能
    を含む複数の機能を実施するように構成されるプロセッサと
    を備えることを特徴とするシステム。