JP4913601B2

JP4913601B2 - 細いプローブを使用する経食道超音波

Info

Publication number: JP4913601B2
Application number: JP2006541681A
Authority: JP
Inventors: スコット・エル・ロス; ハロルド・エム・ヘイスティングス
Original assignee: イマコー・インコーポレーテッド
Priority date: 2003-11-26
Filing date: 2004-11-24
Publication date: 2012-04-11
Anticipated expiration: 2024-11-24
Also published as: JP2007512099A; WO2005053540A3; AU2004294945B2; CN101384921A; WO2005053540A2; JP2007517544A; CN101849844A; CN101384921B; US7717850B2; CN101849844B; US8641627B2; WO2005053541A1; US20050148871A1; US20050143657A1; US20100125200A1; AU2004294979A1; EP1691690B1; AU2004294945A1; CN100566664C; CA2545844A1

Description

本出願は、２００３年１１月２６日に出願した米国仮出願第６０／５２５３３０号の優先権を主張するものである。

医療分野では、心臓機能の監視は、患者治療に関係する極めて重大な決定に影響を及ぼす。

あるタイプの従来技術のハートモニターは、血管内／心臓内超音波トランスデューサ（Accunav（商標）トランスデューサなど）である。しかし、このタイプのトランスデューサは、トランスデューサ要素が横方向ではなく縦方向に置かれており、得られる画像の種類が制限されるため、経食道心エコー検査にはあまり適していない。第２のタイプの従来技術のハートモニターは、経食道心エコー検査（ＴＥＥ：transesophageal echocardiography）トランスデューサであり、これは、横向きである。しかし、繰り返し使用可能な画像を生成するために、これらのトランスデューサの方位角開口度は極めて大きくなければならず（例えば、成人の場合、直径１０〜１５ｍｍ）、それに応じて、大きなプローブを必要とする。このように大きなプローブであるため、従来のＴＥＥは、麻酔を必要とすることが多く、気道の機能を著しく損なう可能性があり、心臓を長時間にわたって監視するのにはあまり適さない。
米国特許第５，４１７，２１５号明細書 S. Roth、H. M. Hastings他による記事「Spectral Analysis of Demodulated Ultrasound Returns: Detection of Scatterer Periodicity and Application to Tissue Classification」、Ultrasonic Imaging 19 (1997)、２６６〜２７７頁

経食道超音波画像診断は、直径７．５ｍｍのプローブ内に収まる十分な小ささであるのが好ましい、また直径５ｍｍのプローブ内に収まる十分な小ささであるのが最も好ましい、小型横向きトランスデューサを使用して実装される。

信号処理技術により、トランスデューサがそのように小さいという事実があるにも関わらず、浸透深さを改善する。

図１は、心臓の直接的視覚化による心臓機能を長時間にわたり連続的に監視するため使用することができるシステムのブロック図全体である。超音波システム２００は、駆動信号をプローブ５０に送信し、像の中へのプローブから受信したリターン信号を処理することにより患者１００の心臓１１０を監視するために使用され、その際に後述の画像処理アルゴリズムを使用する。その後、これらのアルゴリズムにより生成される画像は、都合の良い方法で、モニタ２１０に表示される。

図２は、超音波システム２００に接続されている、プローブ５０の更に詳細を示している。プローブ５０の遠位端には、筐体６０があり、また超音波トランスデューサ１０が、筐体６０の遠位端６４内に配置されている。次の部分は、柔軟なシャフト６２であり、遠位端６４とハンドル５６との間に配置されている。シャフト６２は、遠位端６４の位置が関連する解剖学的構造を越えて所望の配置に到達できるように十分に柔軟でなければならず、ハンドル５６を使用すると、オペレータによる遠位端６４の位置決めを容易に行える。適宜、ハンドル５６は、後述のようにオペレータが筐体６０の端を所望の解剖学的位置まで曲げるために使用するトリガメカニズム５８を含むことができる。

ハンドル５６の他端にはケーブル５４があり、これは、コネクタ５２のプローブ５０の近位端で終端する。コネクタ５２は、超音波システム２００がプローブを動作させられるようにプローブ５０を超音波システム２００に接続するために使用される。トランスデューサ１０を駆動する超音波システム２００の信号は、適切な配線及び中間回路（図には示されていない）を介してプローブ５０内を伝わり、トランスデューサ１０を駆動し、トランスデューサ１０からのリターン信号も同様に、プローブ５０を通り、超音波システム２００に戻り、そこで最終的に処理されて画像にされる。その後、画像は、当業者に良く知られている方法でモニタ２１０上に表示される。

好ましい実施形態では、筐体６０の外径は、７．５ｍｍ未満である。プローブは、超音波トランスデューサ１０及び接続線を含み、筐体６０を口または鼻から通し、食道と胃に送り込むことができる。

返ってきた超音波信号は、超音波システム２００内で処理され、心臓の画像が生成される。後述のように、更に信号処理を行って、画像出力を大きく改善するのが好ましい。図３は、左心室（ＬＶ：left ventricle）の経胃短軸像（ＴＧＳＡＶ：trans-gastric short axis view）の表示された画像を示しており、これは、好ましい実施形態を使用して画像処理できる好ましい像である。ＴＧＳＡＶの例示されている画像は、扇形形式で表示され、これは、ＬＶ内の血液の領域１３０を囲むＬＶの心筋１２０を含む。画像は、リアルタイムで表示するか、または後から再吟味、分析、及び比較のため記録しておくことができる。適宜、限定はしないが、心室及び血管の寸法及び容積、心室機能、血流、充満、心臓弁膜構造及び機能、及び心膜病変を含む、心臓機能の定量的分析を実施することができる。

従来のＴＥＥシステムとは異なり、好ましい実施形態において比較的狭い筐体を使用することで、長時間にわたりプローブを患者体内の適所に残すことが可能になる。

図４及び５に最も良く示されているように、プローブ５０は、トランスデューサ１０を患者体内の所望の位置に導入し、配置するために使用される。胸腔内の心臓の向きは、左心室の頂点が下方、左に配置されるような向きである。このように向きを決めることで、左心室の下（底）壁は、胃底の真上にある、左片側横隔膜の真上に位置する。動作中、トランスデューサ１０は、扇形ビーム９０を放射する。そうすることで、トランスデューサ１０を胃底内に配置し、扇形ビーム９０を、左心室を通して上へ、心臓に向けることで、心臓１１０の経胃短軸表示画像を得ることができる。扇形ビーム９０の平面は、図５に示されている像平面９５を定義する。この像表示は、医療関係者が左心室、心臓の主心室を直接視覚化できるため、心臓の働きを監視するのに特に有用である。図４及び５で、ＡＯは大動脈（Aorta）を表し、ＩＶＣは下大静脈（Inferior Vena Cava）を表し、ＳＶＣは上大静脈（Superior Vena Cava）を表し、ＰＡは肺動脈（pulmonary artery）を表し、ＬＶは左心室を表す。

他のトランスデューサ位置も、通常中食道から下って胃に至るまでの心臓のさまざまな表示画像を得るために使用でき、これにより、オペレータは、関連する心臓の解剖学的構造の大半を直接視覚化することができる。例えば、トランスデューサ１０を下部食道内に配置し、従来の四室像を得ることができる。食道内のトランスデューサの位置決めは、通常、更に胃内に進める前にプローブ先端を完全に曲げずに行われる。食道内では、心臓の所望の表示画像を得るために、オペレータに、プローブに関する動作、前進、後退、回転、及び軽い曲げのうちの一部または全部の組合せを使用してもらう。

成人で使用する場合、筐体６０の外径は、約７．５ｍｍ未満であるのが好ましく、約６ｍｍ未満であるのがより好ましく、約５ｍｍであるのが最も好ましい。これは、従来のＴＥＥプローブよりも著しく小さい。このサイズ縮小により、麻酔の必要性が減るか、または全くなくなり、以前の専用の短時間設定を超えて心臓監視を行うためにＴＥＥの使用を拡大しやすくなる。５ｍｍの筐体が使用される場合、筐体は患者の鼻の中に通せる細さであり、したがって、患者がうっかりプローブをかみ切ってしまう危険性がなく都合が良い。それとは別に、従来のＴＥＥプローブのように口に通すことができる。口径５ｍｍの筐体は、例えば、現在同じ解剖学的配置で麻酔をせずに長時間使用するのに成功している典型的なＮＧ（経鼻胃：naso-gastric）管に類似していることに留意されたい。したがって、プローブを適所に、１、２時間の間、または６時間以上もの間、残すことが可能であろう。

筐体壁は、従来のＴＥＥプローブ壁に使用されるのと同じ材質であるのが好ましく、したがって、胃液分泌に耐えられる。トランスデューサをシステムの残り部分に接続するプローブ内の配線は、従来のＴＥＥプローブの配線と類似していても良い（もちろん、要素の個数に合わせて調整する）。筐体は、比較的真っすぐな位置に挿入され、その後、胃内に入ってから曲げられて適切な位置に入るように操縦可能であるのが好ましい。プローブ先端は、限定はしないが操縦または引きワイヤを含むさまざまなメカニズムにより反らすことができる。他の実施形態では、プローブは、限定はしないが、予め成形されている材料を含む予め形成されている要素などの本質的偏向メカニズムを使用することができる。適宜、プローブ（中に収納されているトランスデューサを含む）は、使い捨てとすることもできる。

ＬＶのＴＧＳＡＶの画像処理を行うために、プローブ先端は、最終的に約７０〜１１０度「前屈」させる（患者の前方に曲げる）ことが好ましい。これは、例えば、予め形成されている要素、挿入時に曲がるのを防止するデバイス、及びプローブが所望の解剖学的配置に置かれた後挿入制限から予め形成されている要素を解放するトリガの組合せを通じてトリガ可能な前屈（例えば、７０度程度）をプローブ内に作りつけることにより実装できる。適宜、引き線は、トランスデューサが適切な深さまで下げられた後、更に０〜４０度の曲がりとなるように操縦するために使用することができる。このトリガ可能な前屈構成要素は、プローブ取外し時に曲がっていない位置に戻る抵抗をほとんど示さないように設計されるのが好ましい。

図６Ａは、プローブ５０とインターフェースする回路がインターフェースボックス２０３内に再配置されることを除き、図１の実施形態と類似のオプションの構成を示している。超音波システムの残り部分は、適切なケーブル２０５を介してインターフェースボックス２０３と通信する、主処理ユニット２０１内に残る。インターフェースボックス２０３は、トランスデューサ１０から来る信号を増幅し、及び／またはそれらの信号を２値化するための回路を備える。このようなインターフェースボックスを使用すると、電気的雑音の影響を最も受けやすい回路の部分の信号経路を短くすることができて都合が良い（つまり、信号が小さい場合）。トランスデューサ１０を駆動する送信信号は、更に、必要ならば、インターフェースボックス２０３内で発生することもできる。

電気的雑音は、更に、さまざまな技術を使用して低減することができる。例えば、一実施形態では、インターフェースボックス２０３は、増幅／処理連鎖内の第１段として使用される前置増幅器を収納し、電気的雑音のパススルーを減らすためにインターフェースボックス及び主処理ユニット２０１に独立した電源が使用される。他の実施形態では、インターフェースボックス２０３は、前置増幅／処理連鎖内の第１段として使用される前置増幅器を収納し、前置増幅器は、電池電源で動作する。これらの実施形態は両方とも、時間減衰補正（ＴＧＣ：time gain compensation）がその前置増幅器内に実装されるのが好ましい。ＴＧＣは、伝搬時間の長い信号に対する利得を大きくすることにより、遠い散乱体からのリターン信号は近い散乱体のリターン信号よりも弱いという事実を補正する。ＴＧＣは、当業者に良く知られている従来の技術を使用して実装することができる。ＴＧＣの好適な利得対遅延特性の一例は、図６Ｂに示されており、そこでは、Ｘ軸は超音波パルスの伝送からリターン信号の検出までの間の遅延を表しており、以下の式による深さに対応する。
深さ（ｃｍ）＝０．０７７ｃｍ／μｓ×遅延（μｓ）

前置増幅器でＴＧＣを実装すると、効率的な２値化が容易に行える。前置増幅器は、更に、効率的な２値化を容易にする振幅圧伸機能（圧縮の一形式）も備えることができる。適宜、前置増幅器の出力をインターフェースボックス内で２値化することができ、その場合、デジタル信号のみがインターフェースボックスから主処理ユニットに送信され、更に、電気的雑音の低減が進められる。これらのデジタル信号を光絶縁して、電気的雑音のパススルーを更に低減するために、リターンパス内の可能なすべての電気的接続部をなくすことができる。

本明細書で説明されている好ましい実施形態は、上述の狭い筐体内に収まるように十分小さいトランスデューサからＬＶのＴＧＳＡＶの高品質画像をもたらす。図７Ａ〜７Ｃは、第１の好ましいトランスデューサ１０を示す。図７Ａは、筐体６０の遠位端におけるトランスデューサ１０の配置を示しており、また筐体６０の壁により囲まれたトランスデューサ１０の上面像２２及び正面切欠像２４も含む。

図７Ｂから最も良くわかるように、方位角軸（Ｙ軸）は水平であり、仰角（elevation）軸（Ｚ軸）は垂直であり、Ｘ軸はページからページを見ている人に向かって突き出ている。トランスデューサ内の適切な要素に通電することによりまっすぐ進むように操縦すると、ビームはＸ軸に沿ってまっすぐ出て行く。操縦信号は、更に、当業者に良く知られている方法で、Ｘ軸に関する角度でビームを送出することもできる。

トランスデューサ１０は、当業者に良く知られている方法による、Ｎ個の圧電素子Ｌ_１・・・Ｌ_Ｎ、アコースティックバッキング１２、及び正面のマッチング層（図に示されていない）のスタックで構成されるフェーズドアレイトランスデューサであるのが好ましい。当業者であれば理解するであろうが、フェーズドアレイトランスデューサの要素は、音響的または電気的結合により近くの要素の過剰な振動を発生することなく、個別に独立して駆動できるのが好ましい。更に、それぞれの要素の性能は、より均質なビームを形成するためにできる限り一様であることが好ましい。適宜、アポディゼーションをトランスデューサに組み込むことができる（つまり、真ん中の最大から方位角方向の末端近くの最小まで電力駆動トランスデューサ要素を次第に細くし、同様に、受信利得を次第に細くする）。

好ましいトランスデューサでは、従来のＴＥＥトランスデューサと同じ基本的動作原理を使用して、音響エネルギーのビームを患者内に送信し、リターン信号を受信する。しかし、図７Ａ〜７Ｃに示されている第１の好ましいトランスデューサ１０は、従来のＴＥＥトランスデューサと多くの特性を共有しているが、第１の好ましいトランスデューサ１０は、以下の点で従来のトランスデューサと異なる。

図７Ａでは、トランスデューサ１０の正面切欠像２４において仰角はラベルＥが付けられ、横方向開口はラベルＡが付けられている。トランスデューサ１０に関する筐体６０の壁の配置は、上面像２２に見ることができる。

図７Ｃは、第１の好ましいトランスデューサ１０の更に詳細を示している。すべての図には８個の要素しか示されていないが、好ましいトランスデューサは、実際には、１３０μｍ程度で、ピッチＰの間隔で並ぶ、約３２〜４０個の間の要素を持つ。２つの特に好ましいピッチは、約１２５μｍ（製造には都合が良い）、及び約１２８μｍ（７．２ＭＨｚで０．６波長）である。３２〜４０個の要素が１２５μｍの間隔で並ぶ場合、トランスデューサ１０のその結果得られる方位角開口度Ａ（単純に開口度と呼ばれることもある）は、４から５ｍｍの範囲である。要素数が減らされると、電線数も減り（従来のＴＥＥトランスデューサに比べて）、より狭い筐体内に必要な電線すべてを収めやすくなって都合が良い。カーフ（kerf）Ｋ（つまり、要素間の間隔）は、できる限り小さいのが好ましい（例えば、約２５〜３０μｍ以下）。他の好ましいトランスデューサは、約１００〜１５０μｍの範囲のピッチで間隔をあけて並べられた、約２４〜４８個の範囲の要素を持つことができる。

第２の好ましいトランスデューサ１０'は、図８Ａ〜８Ｂに示されている。トランスデューサ１０'は、仰角方向に高いという点を除き、図７Ａ〜７Ｃに関して上で説明されている第１の好ましいトランスデューサ１０に類似している。両方のトランスデューサの対応する特徴を参照するために、両方の図群において類似の参照番号が使用されている。数値的には、第２のトランスデューサは、以下の点で従来のトランスデューサと異なる。

他の実施形態では、トランスデューサ１０は、第１の好ましいトランスデューサと第２の好ましいトランスデューサとがなす仰角方向であるサイズを持つものを製作することができる。例えば、約７．５ｍｍの仰角方向のサイズ、及び約１．５：１の対応する仰角：横アスペクト比を持つことができる。

トランスデューサ１０は、従来ＴＥＥトランスデューサと同じ横向きであるのが好ましい（筐体６０の軸に関して）。トランスデューサが胃内に配置されたとき（図４に示されているように）、トランスデューサにより生成される像平面（方位角／半径方向平面）は、従来の短軸断面内で心臓と交差し、図３及び５に示されているように、心臓の経胃短軸像が得られる。トランスデューサは、筐体の範囲内で横方向にできる限り広いのが好ましい。図７Ａ内の上面像２２を参照すると、５ｍｍの筐体内に収まるトランスデューサの２つの実施例は、５ｍｍよりも少し大きい筐体に収まる第３の実施例とともに、以下の表に示されているとおりである。

図８Ａの上面像２２を参照すると、表３の３つの実施例は、第２の好ましいトランスデューサ１０'を５〜５．５ｍｍの筐体内に収めるのにも適用可能である。

上述の実施形態では、筐体は丸形であると仮定している。しかし、限定はしないが、楕円形、卵形などを含む他の形状の筐体も、トランスデューサを収納するために使用することができる。このような場合、本明細書で使用されているように、筐体の直径を参照する場合、筐体を囲むことができる最小の円の直径を意味する。このようなさまざまな形状に対応するため、筐体はその外周で指定することができる。例えば、５ｍｍの丸形の筐体は、５πｍｍ（つまり、約１６ｍｍ）の周長を持つ。矩形のトランスデューサが関わる場合、卵形または楕円形の筐体を使用すると、丸形の筐体に比べて、筐体の外周を小さくできる。例えば、四隅が半径０．５ｍｍの丸みを帯びている６ｍｍ×２ｍｍの矩形を境界とする卵形は、５ｍｍ×２ｍｍの矩形領域を含み、これは、表３の第３の例示的なトランスデューサを保持することができる。０．０４ｍｍの筐体壁厚さを許容することで、外周は１５．４ｍｍとなり、これは、直径４．９ｍｍの円と同じ外周である。以下の表は、本明細書で説明されている直径のいくつかに対応する外周を与えるものである。

トランスデューサのそれぞれの端の最後の１つまたは２つの要素の特性は、残りの要素の特性と異なる場合があるため（その周囲が異なるので）、それぞれの側の最後の２つの要素は「ダミー」要素とすることができる。このような場合、駆動され、受信に使用されるアクティブな要素の個数は、要素の総数（表３に示されている）から４を引いた値となる。ダミー要素へ、またはダミー要素から信号が伝搬する必要はないため、適宜これらのダミー要素への配線を省略することができる。それとは別に、これらの配線を含めることができ、最後の２つの要素を駆動することができ、それらの要素の受信利得は、一部はトランスデューサの両端の位置を補正するために激しくアポダイズされる。

音響エネルギーのビームを発生し、所望の方向にねらいを定めるために従来のビーム形成技術を使用するのが好ましい。例えば、方位角方向に集束することは、フェージングにより行うことができる（つまり、アレイ内の個々の要素Ｌ_１・・・Ｌ_ｎの励起のタイミングをとり、それぞれのリターンを総和して超音波リターン信号にする前に個々の要素のリターンの適切な時間遅延を使用する）。仰角方向に集束することは、音声信号の近接場及び遠隔場の特性に基づいて実行することができ、また仰角方向及びオプションの音響レンズの要素の物理的高さに左右される。

ＬＶサイズ及び機能を決定するのに適している分解能は、方位角、仰角、及び軸の分解能の組合せに依存する。この組合せは、「空間分解能（spatial resolution）」と呼ばれ、図９に例示されている。図９は、像平面３２０及び像平面３２０上にある走査線３１０を示している。軸方向ＡＸは、走査線３１０により定められ、トランスデューサ（図に示されていない）は、ＡＸ軸に沿ってはるか後に配置される。ボクセルの外で画像処理される場合、方位角方向ＡＺは、像平面３２０内のＡＸ軸に垂直であり、仰角軸ＥＬは、像平面３２０に垂直である。理想的なシステムでは、それぞれのボクセルは点となるであろう。しかし、現実世界のシステムでは、ボクセルは、ボクセル３３０について示されているように、ＡＸ、ＡＺ、及びＥＬの３方向のすべての分解能で定められる体積を有する。同様に、像平面３２０は薄い平面として示されているが、現実世界の像平面は、仰角方向ＥＬに、仰角方向のボクセル３３０の厚さに等しい厚みを持つ。

方位角及び仰角の分解能に対する一般的公式は、以下のとおりである。
Δθ≒１．２２λ／ｄ
ただし、Δθは、ラジアン単位のビーム幅、λは、波長（トランスデューサの中心周波数に対応する）、ｄは、与えられた方向（方位角または仰角）の開口度を表す。波長λ及び開口度ｄは、同じ単位（例えば、μｍ）で測定される。

軸分解能は、波長λに間接的に依存する。発明者は、軸分解能に対する特定の公式を意識していないが、通常、波長の１６〜６４倍程度である。したがって、中心周波数を上げると、空間分解能の３つの成分すべてが高くなる。５〜１０ＭＨｚ程度の中心周波数は、適切な分解能を与える十分な高さの周波数である。

図１０は、境界を検出し判定する際に分解能ボクセルの形状と境界向きの相互作用を調べるときの３つの成分の間の相互作用を例示している。これは、図９に表示されているのと同じボクセル３３０を示しており、またそのボクセルと一致する、画像処理される境界の例示的構成要素３４０も示している。境界向きが分解能ボクセルに関してランダムである場合、好適なアプローチの１つは、分解能ボクセルをできる限り立方体にすることである。その形状を得るために、与えられたボックスの方位角及び仰角の分解能はほぼ等しくなければならず、これは、図７Ａ〜７Ｃに関して上で説明されている第１の好ましいトランスデューサと同様に、トランスデューサの正面がほぼ正方形であるときに生じる。

第１の好ましいトランスデューサでは、仰角開口度は、方位角開口度とほぼ同じである。つまり、トランスデューサの前面は、ほぼ１：１（つまり、ほぼ正方形）の仰角：横方向アスペクト比を持つ。したがって、横方向の幅４〜５ｍｍの正方形のトランスデューサは、約１６〜２５ｍｍ^２の面積を有する。

方位角及び仰角の分解能に対する公式は、以下のとおりである。
Δθ_ＡＺ＝１．２２×λ／ｄ_ＡＺ
及び
Δθ_ＥＬ＝１．２２×λ／ｄ_ＥＬ
ただし、Δθ_ＡＺ及びΔθ_ＥＬは、それぞれ、方位角分解能及び仰角分解能であり（両方とも、ラジアンで測定）、ｄ_ＡＺ及びｄ_ＥＬは、それぞれ、方位角開口度及び仰角開口度である。これらの成分は、以下のように面積と周波数の関数として全体の分解能に対し単一の方程式にまとめることができる。
Δθ_{ＯＶＥＲＡＬＬ}＝１．５×λ^２／（ｄ_ＡＺ×ｄ_ＥＬ）

上で説明されているよう、中心周波数を上げると、分解能が高まる。しかし、中心周波数を上げると、更に、周波数依存の減衰のせいで浸透深さが低減され、これには、以下の近似公式が適用される。
α≒０．５ｆ×ｒ
ただし、αは、ｄＢ単位の一方向減衰を表し、ｆは、ＭＨｚ単位の中心周波数を表し、ｒは、ｃｍ単位の深さを表す。したがって、一方向周波数依存減衰は、通常、約０．５ｄＢＭＨｚ^−１ｃｍ^−１であり、典型的な往復周波数依存減衰は、通常、約１ｄＢＭＨｚ^−１ｃｍ^−１である。

発明者は、約６から７．２ＭＨｚまでの範囲のトランスデューサ中心周波数を採用すれば、４．７５ｍｍの方位角開口度を有するトランスデューサを使用するＴＥＥに対し分解能と浸透深さとの間の良好なトレードオフの関係が得られると判断した。本明細書で説明されている実施形態では、その周波数範囲を使用すると、通常、（ＴＧＳＡＶ内の）左心室の奥の壁を画像処理できる十分な浸透深さが得られ、左心室の内容積を計算できる（ほとんどの主題では、奥の壁を画像処理するのに浸透深さは１２ｃｍあれば十分である。多くの主題に関しては、約９〜１０ｃｍの浸透深さがあれば十分である。）。

トランスデューサの要素が１２５μｍピッチの間隔をあけて並べられている場合、６．１６ＭＨｚのトランスデューサ中心周波数を使用することは、λ＝２５０μｍの波長に対応するため、特に好都合である。その波長では、要素は、「１／２波長ピッチ」とも呼ばれる、０．５λのピッチで間隔をあけて並べられる。当業者には良く知られているように、１／２波長ピッチは、与えられた方位角開口度に対する要素数を最小限に抑えつつグレーティングローブを排除するのに優れている。いくぶんより大きなピッチ、例えば、０．６λは、グレーティングローブを排除することに関して十分うまく働く。そのため、一定範囲の中心周波数で動作可能なトランスデューサでは、周波数が約２０％（つまり、ピッチが約０．６λになる点まで）高められた場合でも受け入れることができる性能を維持できる。

上で説明されているように、角分解能に対する公式は、θ≒λ／ｄである。上の表を参照すると、第１の好ましいトランスデューサの第１の実施例は、１２５μｍピッチの３８要素トランスデューサを備え、その結果、４．７５ｍｍのトランスデューサ幅（ｄ＝４７５０μｍ）が得られる。これは、ほぼ正方形で、６．１６ＭＨｚ（λ＝２５０μｍ）の中心周波数で動作するのが好ましい。ｄ及びλに対するこれらの値が分解能の方程式の中に差し込まれると、θ≒０．０５３ラジアンという結果が得られ、これは、方位角と仰角の両方で約３度の分解能に変換される。

仰角方向にトランスデューサのサイズが大きいと、仰角方向にシステムの角分解能を改善するのが容易になる（２ｍｍの仰角を持つ従来のＴＥＥトランスデューサに比べて）。仰角方向にこのように分解能を高めると、方位角開口度を約４〜５ｍｍまで縮めることにより引き起こされる方位角方向の角分解能の損失量を補正しやくなる。

発明者は、トランスデューサのサイズを、方位角方向のサイズよりも大きくなるように仰角方向に更に大きくすると、ＴＧＳＡＶの心臓の奥の壁を撮像するときに性能が向上することに気づいた。トランスデューサの仰角をこのように大きくすると、分解能ボクセルがＬＶの奥の壁に対応する距離のところで仰角方向に縮むため、その結果、仰角方向の分解能が高まる。発明者は、この方向に分解能を上げることは、少なくとも一部はトランスデューサの正面に関してＹ軸を中心に奥の壁が傾斜しているため、有益であると確信している（Ｙ軸は図８Ｂに示されている。）。したがって、ボクセルのサイズを仰角方向に縮めると、単一ボクセル内に入る正反射から生じるリターン信号の成分の変動が最小になる。

発明者は、図８Ａ及び８Ｂ及び表２に関して上で説明されている第２の好ましいトランスデューサ１０'の場合のように、ＴＧＳＡＶの画像は、トランスデューサの仰角方向が横方向に比べて１．５倍以上大きいときに良く、ＴＧＳＡＶの最良の画像は、トランスデューサの仰角方向が横方向に比べて約２倍大きいときに得られると判断した。

従来のＴＥＥシステムで通常使用される９０°の扇形の幅の代わりに、好ましい実施形態では、より小さな扇形の幅（例えば、６０度）を使用する。図１１を参照すると、６０°の扇形９２は、トランスデューサ１０の正面１４から広がるように示されている。中心線ＣＬから角度θをなす実効方位角開口度は、（公称）方位角開口度（θ＝０の）にｃｏｓ（θ）を乗じることにより得られる。ｃｏｓ（３０°）＝０．８６６、及びｃｏｓ（４５°）＝０．７０７なので、扇形の幅を６０°（つまり、中心線ＣＬの両側に３０°）に制限すると、最悪の場合の方位角開口度の低下は小さくなり、方位角開口度は、９０°の扇形の幅の場合の２６．８％に比べて、１３．４％しか低下しない。例えば、６０°の扇形内の幅４．７５ｍｍのトランスデューサ（筐体直径５ｍｍ）に対する最悪の開口度は約４．１１ｍｍになる。その結果、実効方位角開口度は改善され、小さなトランスデューサで得られる全体的な分解能が向上する。従来の９０°の扇形が使用されるとすれば、同じ最悪の場合の開口度を得るために、幅５．８２ｍｍのトランスデューサ（筐体直径６．１ｍｍ）が必要になるであろう。

上述のトランスデューサを使用して超音波エネルギーのビームが患者体内に送信された後、超音波リターン信号が、好ましくは同じトランスデューサにより受信される。トランスデューサは、超音波リターン信号を電気的リターン信号に変換する。このプロセスは、ビームが結像扇形内で掃引されるとともに続く。図１２は、最初に走査線Ｂ_１に沿って、次に走査線Ｂ_２に沿って、そして走査線Ｂ_Ｍを通して続く形で、扇形内で掃引されるときに描かれる超音波ビームの経路の概略図である。これらの走査線Ｂ_１・・・Ｂ_Ｍは、扇形ビーム９０（図４に示されている）及び扇形９２（図１１に示されている）に対応する。図は、少数（Ｍ）の走査線しか含んでいないが、実際のシステムでは、方位角分解能に悪影響を及ぼさないように、かなり密集している更に多くの走査線がある。

電気的リターン信号は、振幅変調信号としてモデル化することができ、搬送波周波数は中心周波数にあり、変調は散乱体の間隔及び心筋束の周りの結合組織の存在など他の組織特性から大半が引き起こされる。電気的リターン信号が復調され２値化され（つまり、サンプリングされ）て、復調され２値化されたリターン信号（ＤＤＲＳ：digitized return signal）が形成される。当業者に良く知られているさまざまな従来の技術を使用してＤＤＲＳを形成することができる。一実施例では、電気的リターン信号を２値化し、その結果を調整して（つまり、絶対値をとり）、調整済みの２値化された超音波リターン信号を形成する。他の実施例では、電気的リターン信号をアナログ形式で調整し、その後、その結果を２値化してＤＤＲＳを形成する。限定はしないが、コヒーレント復調、ヒルベルト変換（Hilbert transforms）、及び当業者に良く知られている他の復調技術を含む、代替復調アプローチを使用して、電気的リターン信号から変調情報を抽出することもできる。

図１３は、図１２の超音波ビームＢ_１・・・Ｂ_Ｍのうちの１つの部分に対応するＤＤＲＳの概略図である。それぞれのサンプルは、ドットＳ０・・・Ｓ１４３により表される。それぞれのサンプルは、ビームの方向及び信号がトランスデューサから注目する地点まで伝搬し、そして戻るのに要した時間に基づいて２Ｄ空間内の１点に対応する。例えば、リターン信号は、５０ＭＨｚで２値化される場合、サンプルとサンプルとの間の時間は、０．０２μｓであり、これは、０．０１５ｍｍの距離に対応する（物体の音速に基づく）。図は１４４個のサンプルしか含んでいないが、実際のシステムでは、所望の分解能を得るためにそれぞれの走査線内に更に多くのサンプルが含まれる。例えば、サンプル間隔が０．０１５ｍｍである１２ｃｍの浸透深さを得るには、８０００個のサンプルが必要になるであろう。超音波エネルギーのビームは中心点の周りで掃引されるため、少なくともこの処理段階ではサンプルを編成するために極座標が役立つ。いくつかの実施形態では、これらのサンプルは、すべて極座標で分析され、従来のコンピュータモニタに表示する場合のみ直交座標に変換される。他の実施形態では、サンプル空間は、処理の早い段階で直交座標に変換することができる。残りの説明では、それぞれの走査線にそった座標（定数θは（ｒ，θ）極座標系のものであり、ｒは走査線に沿って変化する）、及びその走査線にそったピクセルの中心に関連するピクセルデータを考察する。扇形像への変換は、超音波画像診断分野では良く知られている。

それぞれの走査線のサンプルは、２つの異なるアルゴリズム、つまり、サンプルの強度特性を分析するアルゴリズムと、サンプルの周波数特性を分析するアルゴリズムにより処理されるのが好ましい。

第１のアルゴリズム（つまり、強度アルゴリズム）では、走査線のサンプルは、それぞれのピクセルが複数のサンプルを含む複数のピクセルに分割される。図１３の実施例では、それぞれのピクセルは、対応するサンプルの下に表示されている「ＷＩＡＰｊ」（「Window for Intensity Algorithm for Pixel j」の略、ｊは０〜８の整数）というラベルの付いたボックスで示されているように、１６個のサンプルを含む。信号処理により生成されるピクセルデータは、対応するピクセルの中心位置に関連付けられている。もちろん、ピクセル毎のサンプルの数としては、１６ではなく他の数を使用することも可能である。好ましい一実施形態では、例えば、それぞれのピクセルは、８個のサンプルを含む。強度アルゴリズムは、それらのサンプルを従来の画像に変換する従来の画像処理アルゴリズムであるのが好ましい。与えられたピクセルに対する強度は、そのピクセルに対応するサンプルの振幅に基づいて決定され、より高い強度はより大きな振幅に対応する。１６サンプルピクセルの場合、それらの１６個のサンプルの平均を使用して、そのピクセルでの強度を決定する（より高い平均強度値はより明るく表示され、より低い平均強度値はより暗く表示される）。適宜、ピクセルの強度レベル（またはそのピクセルを構成するサンプル）は、対数圧縮法などの従来の方式を使用して圧縮することができる。

第２のアルゴリズム（つまり、周波数アルゴリズム）では、サンプル空間の周波数特性を分析し、散乱体間隔の空間周波数を決定する。好適なアルゴリズムの実施例は、参照により本明細書に組み込まれている特許文献１で説明されている。また、非特許文献１も、参照により本明細書に組み込まれている。

周波数アルゴリズムでは、画像のそれぞれのピクセルに対し第２の結果を得る（つまり、強度アルゴリズムにより生成された結果に加えて）。ほとんどの周波数分析アルゴリズムでは、使用されるデータサンプルの数の多いほど良い結果が得られ、またそれぞれのピクセルは限られた数のサンプルしか持たないので、注目するピクセルの両側のサンプルをそのピクセル自体のサンプルと組み合わせてサンプルの数を増やすことが好ましい。示されている実施例では、それぞれのピクセルは１６個のサンプルを含むが、サンプルの下に表示される「Window for Freq. Algorithm for Pixel k」（ｋは２〜６の範囲の整数）というラベルの付いたボックスで示されているように、与えられたピクセルに対する周波数アルゴリズムは、好ましくはそのピクセルを中心とする６４個のサンプル上で動作する。例えば、この場合、ピクセル２〜４からのすべてのサンプルに、ピクセル１及び５からのサンプルの半分を加えたものを使用して、ピクセル３についての周波数分析を実行する。もちろん、６４の代わり他の個数のサンプルを周波数分析に使用することも可能である。しかし、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）アルゴリズムが使用される場合には２のべき乗が好ましい。適宜、ウィンドウ処理技術（ハミングウィンドウなど）を使用して、末端近くにあるサンプルよりも中心にあるサンプルに付ける重みを大きくすることができる。

図１４は、好適な周波数アルゴリズムの流れ図である。このアルゴリズムでは、ステップ１及び２はまとめて、そのピクセル内のサンプル及び近隣ピクセル内のサンプルの周波数特性に基づいて注目するそのピクセルを構成する物質（及び更に具体的には、そのピクセルが血液なのか筋肉なのか）を識別することを試みる。

ステップ１で、サンプルに対しフーリエ解析を実行し、それぞれのピクセルのさまざまな周波数帯におけるパワー分布を決定する。ステップ１のフーリエ解析の最終結果は、ピクセルのそれぞれについて、複数の異なる周波数に対する振幅係数の集合である（つまり、第１のピクセルに対する１の係数集合、第２のピクセルに対する第２の係数集合など）。フーリエ解析は、当業者に良く知られているさまざまなアルゴリズム（例えば、従来のＦＦＴアルゴリズム）を使用して実装できる。他の実施形態では、帯域法（好ましくは整数ベースのＦＩＲ再帰）、ウェーブレット法などの他の周波数解析ツールを使用して類似の結果を得ることができる。ステップ２では、選択された周波数帯内のパワーとそれぞれのピクセルに対するスペクトル全体におけるパワーとの比が計算される。そこで、ピクセル毎に以下の公式が適用される。
Ｒ＝Ｅ_ＢＡＮＤ／Ｅ_{ＴＯＴＡＬ}
ただし、Ｅ_ＢＡＮＤは、選択された周波数帯におけるパワーであり、Ｅ_{ＴＯＴＡＬ}は、スペクトルの一部における総パワーであり、Ｒは、それら２つのパワーの比である。フーリエ解析が使用される場合、与えられた帯域内のパワーは、その帯域内のフーリエ係数の振幅の平方の和に等しい。このステップの「選択された周波数帯域（selected frequency bands）」は、比Ｒの変化が撮像される物質の差（例えば、血液対筋肉）に相関するように選択されるのが好ましい。それとは別に、比Ｒの変化がＳ／Ｎ比の差に相関するように選択し、大きなＲは信号と相関し、小さなＲはスペックルまたは電気的雑音に相関するようにできる。適宜、異なる「選択された周波数帯」を近いリターンと遠いリターンに対し使用することができる。例えば、遠い構造物に対応する信号に対し、広い周波数帯を使用することができる。つまり、帯域の選択は深さの関数になりうるということである。

Ｒと撮像される物質との間の相関が得られる好適な１つの数値集合について説明する。まず、深さｒｍｍのところの単一散乱体から戻る超音波について考察する。この散乱体から戻る超音波は、以下の式で与えられるｔ［μｓ］の遅延時間後に到達する。
ｔ＝ｒ／ν＝ｒ／（０．７７ｍｍ／μｓ）＝１．３０ｒ［μｓ］
ただし、０．７７ｍｍ／μｓの倍率は、トランスデューサから散乱体に向かい、その後戻る往復を表す（組織内の音の速度は１．５４ｍｍ／μｓと仮定する）。

戻って復調された超音波のスペクトルに対する散乱体の周期性の影響は、戻った超音波が重ならないよう間隔が十分に離れている場合に計算できる（つまり、間隔ΔｒはΔｒ_０＝０．７７ｍｍ／μｓ×Δｔよりも大きい）。例えば、理想的１サイクルパルス、５ＭＨｚの中心周波数、及び理想的広帯域トランスデューサの場合、
Δｔ＝１／ｆ_ｃ＝１／（５ＭＨｚ）＝０．２００μｓ
したがって、
Δｒ_０＝０．７７ｍｍ／μｓ×０．２００μｓ＝０．１５４ｍｍとなる。

心筋の内部構造は、この空間スケール及び更に大きな空間スケールで変動を表示する。対照的に、血液からの散乱は、すべての、及び特にかなり小さい、空間スケールでの変動を含む、完全発生スペックルにより特徴付けられる。その結果、低い周波数は、筋肉であることを示し、高い周波数は、血液であることを示す。これは、低周波帯域の上限を約４ＭＨｚ未満となるように定義することを示唆しており、これは以下の最小空間スケールΔｒ_ＭＩＮに対応する。
Δｒ_ＭＩＮ＝０．７７ｍｍ／μｓ×１／（４ＭＨｚ）＝０．７７ｍｍ／μｓ×２５０μｓ＝０．１９３ｍｍ

発明者らは、５０ＭＨｚ（０．０２μｓのサンプリング間隔に対応する）で２値化された信号を使用する組織実験を実施し、６４点ウィンドウ（６４×０．０２μｓ＝１．２８μｓまたは０．９８６ｍｍに対応する）内でＦＦＴを計算した。そのサイズのウィンドウでは、発明者は、窓１つにつき２から５サイクル（含む）の範囲のフーリエ周波数を含む低周波帯域を選択したが、これは、２／１．２８ＭＨｚ＝１．５６ＭＨｚ及び５／１．２８ＭＨＺ＝３．９１ＭＨｚの範囲の周波数に対応する。

この低周波帯域に対し上記のＲ（Ｒ＝Ｅ_ＢＡＮＤ／Ｅ_{ＴＯＴＡＬ}）の公式を使用して、低周波帯域のフーリエパワーと全フーリエパワーの比をピクセル毎に計算する。図１４のステップ２の最終結果は、ピクセル毎のＲの値である。

発明者は、この実施例で使用されるパラメータ値について、０．４５を中心とするＲ値は、注目しているピクセルにおける筋肉組織の存在に相関し、０．２０を中心とするＲ値は、電子的雑音が支配的な血液または領域に著しく相関することを見いだした。このアルゴリズムの残り部分では、この情報を使用して、筋肉に対応する像の部分の強度を上げ、血液に対応する像の部分の強度を下げることにより像を改善する。血液は、筋肉よりも反射が少ないため、この差は、血液と筋肉とのコントラストを大きくする。

発明者は、筋肉に対応するＲ値を持つ領域の強度がその元の値の約１２０％まで高まり、血液に対応するＲ値を持つ領域の強度がその元の値の約２０％から５０％まで下がったときに、心臓超音波像が劇的に改善したと判断した。そのため、図１４のステップ３では、約１．２の利得係数が約０．４５のＲ値を持つ像の部分に割り当てられ、約０．２から０．５の間の利得係数が約０．２０のＲ値を持つ像の部分に割り当てられる。この利得係数は、特徴に依存するため、本明細書では、「特徴利得係数」またはＦＧＦ（feature gain factor）と呼ぶ。

ほとんどの画像内のほとんどピクセルはピクセルを筋肉または血液のいずれかとして分類できるＲ値を持つが、場合によっては、この分類はあまり明確でないこともある。例えば、筋肉と血液との間の境界をまたぐピクセルは、あまり予測可能でないＲ値を持つ。更に、血液からのＲ値は平均すると０．２０になるが、血液の与えられたピクセルは、ランダムな統計的偏差のせいでそのＲ値から大きく変化しうる。したがって、いくつかの実施形態では、単調、好ましくは滑らかな関数を使用して、ＲをＦＧＦにマッピングすることができる。図１５は、この目的にかなった関数の一例である。適宜、他の組織特性に基づいて、マッピング関数に追加の制限を入れることができる。

最後に、図１４のステップ４で、それぞれのピクセルに対する強度値（強度アルゴリズムから得られた）にそのピクセルに対するＦＧＦ値（周波数アルゴリズムから得られた）を掛けることにより強度アルゴリズムの結果及び周波数アルゴリズムの結果を組み合わせる。結果は、おそらく血液であろうピクセルが暗くなる一方で、おそらく筋肉であろうピクセルが明るくなった強調画像である。その後、この強調画像は、従来のハードウェア及びソフトウェア技術を使用して表示される（例えば、極座標を直交座標に変換する補間法を使用することを含む）。

フーリエ周波数帯域、Ｒ値、及び対応するＦＧＦ値の実際の選択は、限定はしないが、トランスデューサ中心周波数、サンプリングレート、ウィンドウのサイズ、及び信号処理、トランスデューサ帯域幅、交信パルスの幅で使用されるオプションのウィンドウ処理技術を含むさまざまな要因に依存する。例えば、一実施形態では、７．５ＭＨｚのトランスデューサ中心周波数が使用され、走査線は、中心周波数の約４倍（つまり、約３０ＭＨｚ）で２値化され、サンプル間の距離は、約０．０２６ｍｍである。

他の実施形態では、他の正規化されたもの（つまり、非振幅依存尺度）を、Ｅ_ＢＡＮＤをＥ_{ＴＯＴＡＬ}で除算する代わりに使用することができる。例えば、第１の周波数帯域のパワーと第２の周波数帯域のパワーとの比を使用して、特許文献１で説明されているように（例えば、Ｅ_{ＢＡＮＤ１}をＥ_{ＢＡＮＤ２}で除算することによって）Ｒを計算することができる。他の実施形態では、それぞれの走査線の中心がピクセル内に含まれるサンプルの対応する走査線数を使用して、２つ以上のフーリエ解析をピクセル毎に実行することができる。例えば、第１の１Ｄフーリエ解析が半径方向でサンプルの１本の走査線に沿って実行され、第２の１Ｄフーリエ解析が接線方向でサンプルの第２の走査線に沿って実行される１ピクセルにつき２走査線の配列である。その後、サンプルのこれら２本の走査線からの結果が（例えば、平均化により）合併される。更に他の実施形態では、２Ｄフーリエアルゴリズムを、上述の１Ｄアルゴリズムの代わりに使用することができる。

通常、上述の演算は、未圧縮画像データに実行される。しかし、ある状況の下では、圧縮バージョンの画像データに直接、対応する演算を実行することが可能な場合もある。

強調画像が生成された後、従来のハードウェアを使用して表示することができる。画像は、プローブが適所にある間中連続的に更新、表示することができるため、医者は患者の心臓をリアルタイムで視覚化することができる。他の実施形態では、定期的に（例えば、２分おきに１つまたは複数の完全な心拍を捕捉することにより）取得し、適宜格納することができる。適宜、前の心拍と現在の心拍とを比較する機能を、例えば、前の心拍の格納されているビデオクリップ（または「ループ」）を一方のウィンドウで再生し、現在の画像を第２のウィンドウに表示することにより実現できる。

通常部屋の厳格に監視される環境内において一般的な麻酔の下で実行される、１０〜１５ｍｍの方位角開口度のトランスデューサを使用する従来の長時間ＴＥＥとは対照的に、本明細書で説明されている好ましい実施形態の直径が小さいため、この好ましい実施形態は、全身麻酔を使用せずに、またあまり厳格でない監視環境において、使用することができる。適宜、好ましい実施形態は、従来の長時間ＴＥＥとともに使用される全身麻酔の代わりに鎮静または局部麻酔法とともに使用することができる。鎮静または麻酔を全く使用せずに済ますことさえも可能な場合がある。このような場合、患者は、適宜鎮痛剤の投与を受けることができる。

適宜、特徴利得係数により検出されるような関連度の高い領域は、通常カラー化を使用することで、特許文献１で説明されているように、グレースケール画像の強度を保持しながら、強調表示することができる。画像強調の他の技術は、参照により本明細書に組み込まれている、２００３年８月４日に出願された「Method and Apparatus for Ultrasonic Imaging」という表題の米国特許第６，９３２，７７０号明細書に見られる。

上述の好ましい実施形態では、直径約５ｍｍの筐体に収まる小さなトランスデューサを使用して心臓機能の非侵襲的な中期及び長期監視を行うことができ都合が良く、したがって、麻酔の必要性があまり、または全くない。上述の好ましい実施形態では、複数の技術を組み合わせて、従来かなり大きなトランスデューサにより得られていた画像に匹敵する、またはそれ以上の品質の画像を生成する。上述の好ましい実施形態により生成される画像は、小さなトランスデューサを使用しているわりに、左心室の奥の壁が見える適切な浸透深さ（１０〜１２ｃｍ）及び心内膜壁の像からＬＶサイズ及び機能を決定する十分な分解能で、心臓機能を監視するために繰り返し、確実に使用可能である。そのため、トランスデューサの方位角開口度の１５倍未満である浸透深さを与える従来技術のシステム（例えば、１０ｍｍのトランスデューサを使用して１０ｃｍの浸透を得る）とは対照的に、好ましい実施形態では、トランスデューサの方位角開口度の１５倍を超える、またはトランスデューサの方位角開口度の２０倍さえも超える浸透を実現できる（例えば、４．７５ｍｍのトランスデューサを使用して１０ｃｍの浸透を得る）。

上述の好ましい実施形態では、従来のＴＥＥプローブよりもかなり細いプローブを使用しており、長時間にわたり心臓機能を監視し、患者の血行動態について理解するために使用することができる。このような情報は、治療法を選択し、多くの状況（限定はしないが、低血圧症、肺浮腫、及び心不全などの重大な医学的問題を含む）における結果を改善する際に有用と思われる。

上述の実施形態では、心臓機能を直接視覚化することができ、そのため、血管内容量（正常、低または高）、心筋収縮能（左心室のポンプ機能の具合）、心虚血（心筋への血流の不足）、心臓タンポナーデ（心臓機能を制限する心膜嚢内の流体）を含む、患者の血行動態の評価を行うことができる。例えば、血管内容量状況に関する情報は、左心室のサイズを直接視覚化し、時間の経過とともに治療によるサイズの変化を監視することから導出することができる。収縮性に関する情報は、定性的視覚的推定を使用するか、定量的に、左心室の収縮（ポンプ動作）を直接視覚化することにより得られる。虚血に関する情報は、虚血により左心室の壁が異常な動き（壁運動異常）をするため左心室の直接的視覚化時に利用可能である。あり得る心臓タンポナーデまたは心外膜液（心膜嚢内の流体）に関する情報は、超音波を使用して心臓を直接視覚化するときに利用可能である。

プローブが細いため、上述の実施形態では、手術室の外で、及び／または麻酔を使わずに、長時間にわたりこの情報を提供することができる。上述の実施形態は、更に、医師の介入が心臓及び血流力学的機能に及ぼす影響を監視し、装置の配置を誘導するため心臓カテーテル法及び電気生理学的実験などのインターベンショナル心臓治療が実施される設定で使用するのに役立つ。例えば、これらは、医師がペーシングリードを正しく配置し、所望の結果を得られるようにするために使用できる。上述の実施形態は、更に、細いプローブが必要であるか、または有益である心臓治療以外の用途でも使用できる。

上述の実施形態は、超音波撮像モードに限定されず、他の超音波モード（例えば、脈波ドップラー、連続波ドップラー、及びカラー血流撮像ドップラーモード）で使用することができる。これらの代替モードは、上述の撮像モードと同じトランスデューサを使用して実行することができ、また適宜リアルタイムで、像と組み合わせることができる情報を生み出すことができる。例えば、カラー血流ドップラー情報は、トランスデューサの位置を中から下部食道の間に維持しながら僧帽弁（左心房と左心室との間の）の撮像時に取得することができる。このような用途では、僧帽弁の漏れ（僧帽弁逆流及び閉鎖不全症）を評価することができるであろう。

必要ならば、上述の好ましい実施形態を新生児用または小児用に縮小することもできる。このような場合、方位角方向に約２．５から４ｍｍの間にあるトランスデューサが好ましく、仰角寸法は比例して縮小される。新生児または幼児の患者には小さな浸透深さが必要であるため、動作周波数を高めることができる。これにより、λが小さくなり、使用するトランスデューサ要素の間隔（ピッチ）を小さくすることができ、トランスデューサ内の１ｍｍ当たりの要素の対応する個数を増やすことができる。このようなトランスデューサを上述の技術と組み合わせた場合、新生児及び小児用途の従来の７．５ｍｍＴＥＥプローブの性能を満たすか、またはそれ以上となるであろう。

本明細書で説明されている実施形態は、更に、心臓治療以外の用途でも使用できる。例えば、プローブを食道内に挿入し、患者の食道自体、リンパ節、肺、大動脈、または他の解剖学的部位を監視することが可能である。それとは別に、プローブを他のオリフィス（更には切開部）内に挿入し、患者の解剖学的構造の他の部分を監視することも可能である。

必要ならば、中心周波数を下げて（例えば、約４．５ＭＨｚまで下げる）、必要になったとき（例えば、非常に身体の大きな患者の場合）に浸透深さを増すようにできる。これは更に分解能も下げるが、非常に大きな構造物が撮像される場合には結果は受け入れられる。それとは別に、分解能が下げられた結果、像が使用可能でなくなった場合、トランスデューサのサイズ及び筐体の直径を大きくする（例えば、約７ｍｍにする）こともできる。

多数の代替及びオプションの特徴を置き換え、上述の実施形態に追加することができる。１つのオプションの特徴は、有意なオーバーサンプリングを使用して、デジタルビーム形成を行うことである。例えば、トランスデューサが７ＭＨｚで動作し、リターン信号が３０×周波数で２値化される場合、３０×７ＭＨｚ＝２１０ＭＨｚの２値化が必要になる。そのデータは、その後、データ点の個数を４２ＭＨｚのサンプルまで減らすために係数５でダウンサンプリングすることが可能であろう。このようなダウンサンプリングでは、フロントエンド雑音による雑音レベルを√５の係数だけ減らす（つまり、パワーにおいて２ビットを超える）。同様に、７の係数によるダウンサンプリングだと、雑音レベルは√７の係数だけ下げられる。

図１６Ａは、アクティブ要素５１０の２Ｄアレイを含む、代替２Ｄトランスデューサ５００の正面を示している。本明細書で説明されている概念は、更に、当業者には明らかである適切な調整を行うことによって、このタイプのトランスデューサを使用して実装することもできる。

図１６Ｂは、「疎２Ｄトランスデューサ（sparse 2D transducer）」と呼ばれる他の代替２Ｄトランスデューサ設計の正面を示している。疎２Ｄトランスデューサ６００は、超音波を送信するために使用される「送信（transmit）」要素６１１の列６１０、及び超音波信号を受信するために使用される受信要素６２１の行６２０を持つ。図に示されているように、送信要素の列６１０及び受信要素の行６２０の両方に共通の１つの要素６３０がある。この共通要素６３０は、送信、受信、またはその両方に使用することができる。このトランスデューサ設計では、要素における電子送信／受信スイッチを必要としない、独立した送信及び受信要素を使用することにより電子的雑音を低減する。本明細書で説明されている概念は、更に、当業者には明らかである適切な調整を行うことによって、このタイプのトランスデューサを使用して実装することもできる。

本発明の他の実施形態は、より少ない技術を使用し、及び／またはそれほどでないにせよそれらの技術を実装し、それでも受け入れられる画像を生成する能力を維持することができる。例えば、システム内の他の構成要素に応じて、７５°の扇形幅を使用するか、更には９０°の扇形幅を使用して、受け入れられる像を得ることが可能である。また、好ましい１：１または２：１のアスペクト比の代わりに２：３の仰角：横方向アスペクト比のトランスデューサを使用して受け入れられる像を得ることも可能である。他の代替手段では、上述の技術の一部または全部を、上述の好ましい実施形態よりもわずかに大きいトランスデューサとともに使用するが、それでもこれは、従来の１０ｍｍＴＥＥトランスデューサよりもまだ小さい。上述の実施形態に対する多数の他の修正は、当業者には明白であり、また本発明の範囲内にも含まれる。

心臓の直接的視覚化による心臓機能を監視するシステムのブロック図全体である。図１の実施形態に示されているプローブの更に詳細な図である。左心室の経胃短軸像（ＴＧＳＡＶ）の表示画像の概略図である。ＴＧＳＡＶを取得するため、心臓に関して、トランスデューサの位置決めを示す図である。心臓の経胃短軸で切り開いた平面を示す図である。オプションのプローブインターフェース構成を示す図である。ＴＧＣ増幅器の利得特性のグラフである。第１の好ましいトランスデューサ構成を示す図である。第１の好ましいトランスデューサ構成を示す図である。第１の好ましいトランスデューサ構成を示す図である。第２の好ましいトランスデューサ構成を示す図である。第２の好ましいトランスデューサ構成を示す図である。空間分解の成分を示す図である。分解能ボクセルの形状と境界との相互作用を示す図である。扇形の幅を示す図である。扇形内で掃引されるときに描かれる超音波ビームの経路の概略図である。図１２のビームの１つの部分に対応するサンプルの概略図である。リターン信号の周波数特性を使用する処理アルゴリズムの流れ図である。利得係数をエネルギー比に写像する関数のグラフである。２つの代替トランスデューサ設計を示す図である。２つの代替トランスデューサ設計を示す図である。

符号の説明

１０超音波トランスデューサ
１２アコースティックバッキング
１４正面
２２上面像
２４正面切欠像
５０プローブ
５２コネクタ
５４ケーブル
５６ハンドル
５８トリガメカニズム
６０筐体
６２シャフト
６４遠位端
９０扇形ビーム
９２６０°の扇形
１００患者
１１０心臓
１２０心筋
１３０血液の領域
２００超音波システム
２０１主処理ユニット
２０３インターフェースボックス
２０５ケーブル
２１０モニタ
３１０走査線
３２０像平面
３３０ボクセル
３４０構成要素
５００代替２Ｄトランスデューサ
５１０アクティブ要素
６００疎２Ｄトランスデューサ
６１０列
６１１「送信」要素
６２０行
６２１受信要素
６３０要素

Claims

少なくとも２種類の組織を含む領域を撮像するためのシステムであって、
超音波画像診断システムと、
（ａ）遠位端及び柔軟なシャフトを備えるハウジング、（ｂ）前記ハウジングの前記遠位端に取り付けられた超音波トランスデューサ、及び（ｃ）前記超音波トランスデューサを前記超音波画像診断システムに動作可能なように接続し、前記超音波画像診断システムが前記超音波トランスデューサを駆動し、前記超音波トランスデューサからのリターン信号を受信できるようにするインターフェイスを含むプローブとを備え、
前記超音波画像診断システムは、（ａ）与えられたピクセルの所定の周波数帯域におけるパワーと前記与えられたピクセルの全パワーとの比を計算するステップと、（ｂ）前記与えられたピクセルについて前記計算された比を利得にマッピングするステップと、（ｃ）前記利得に従って前記与えられたピクセルの未処理強度を修正するステップとを実行することにより、前記画像内のピクセルを処理するアルゴリズムを使用して前記リターン信号を処理し、
前記与えられたピクセルの未処理強度は、前記与えられたピクセルに対応するＪ個のサンプルのグループに基づいて決定され、比を計算する前記ステップは、前記与えられたピクセルに対応するＪ個のサンプルを前記与えられたピクセルの両側のサンプルと組み合わせるＫ個のサンプルのグループに基づいて周波数特性を決定するステップを含み、ＫはＪよりも大きいことを特徴とするシステム。
前記所定の周波数帯域は、前記少なくとも２種の組織の１つからの散乱によって特徴付けられる周波数よりも低い低周波帯域であることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
前記所定の周波数帯域の上限は、４ＭＨｚであることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
前記所定の周波数帯域の上限は、４ＭＨｚであり、前記所定の周波数帯域の下限は、１．５ＭＨｚであることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
比を計算するステップは、前記与えられたピクセルを中心とするＫ個のサンプルのグループの周波数特性を決定するステップを含むことを特徴とする請求項１に記載のシステム。
比を計算する前記ステップは、高速フーリエ変換アルゴリズムを使用して前記与えられたピクセルを中心とするＫ個のサンプルのグループの周波数特性を決定するステップを含むことを特徴とする請求項１に記載のシステム。
前記与えられたピクセルの未処理強度は、前記与えられたピクセルに対応するＪ個のサンプルのグループの平均をとることにより決定されることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
前記与えられたピクセルの未処理強度は、前記与えられたピクセルに対応するＪ個のサンプルのグループの平均をとることにより決定され、比を計算する前記ステップは、前記与えられたピクセルを中心とするＫ個のサンプルのグループの周波数特性を決定するステップを含み、ＫはＪよりも大きいことを特徴とする請求項１に記載のシステム。
前記所定の周波数帯域の上限は、４ＭＨｚであり、前記所定の周波数帯域の下限は、１．５ＭＨｚであることを特徴とする請求項８に記載のシステム。
前記トランスデューサは、横向きであることを特徴とする請求項９に記載のシステム。
前記トランスデューサは、横向きであることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
前記トランスデューサは、仰角方向のサイズが少なくとも６ｍｍである横向きフェイズドアレイトランスデューサであり、前記トランスデューサの前記仰角方向のサイズと前記トランスデューサの前記方位角方向のサイズとの比は、少なくとも１．５：１であることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
血液の領域及び筋肉の領域を含む被写体を撮像するためのシステムであって、
超音波画像診断システムと、
（ａ）遠位端及び柔軟なシャフトを備えるハウジング、（ｂ）前記ハウジングの前記遠位端に取り付けられた超音波トランスデューサ、及び（ｃ）前記超音波トランスデューサを前記超音波画像診断システムに動作可能なように接続し、前記超音波画像診断システムが前記超音波トランスデューサを駆動し、前記超音波トランスデューサからのリターン信号を受信できるようにするインターフェイスを含むプローブとを備え、
前記超音波画像診断システムは、前記トランスデューサから受信された前記リターン信号を処理して画像にし、リターン信号の周波数特性に基づき血液の前記領域と筋肉の前記領域との差異を強調し、前記画像内のピクセルの未処理強度は、それぞれのピクセルに対応するＪ個のサンプルのグループに基づいて決定され、前記周波数特性は、前記それぞれのピクセルに対応するＪ個のサンプルを前記与えられたピクセルの両側のサンプルと組み合わせるＫ個のサンプルのグループに基づいて決定され、ＫはＪよりも大きいことを特徴とするシステム。
血液の前記領域と筋肉の前記領域との前記差異は、筋肉に相関する領域の明るさを高めることにより強調されることを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
血液の前記領域と筋肉の前記領域との前記差異は、血液に相関する領域の明るさを減じることにより強調されることを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
血液の前記領域と筋肉の前記領域との前記差異は、筋肉に相関する領域の明るさを高め、血液に相関する領域の明るさを減じることにより強調されることを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
血液の前記領域と筋肉の前記領域との差異は、前記画像内の少なくともいくつかのピクセルについて、周波数の第１の帯域のパワーを周波数の第２の帯域のパワーで除算するアルゴリズムを使用しリターン信号の周波数特性に基づき強調されることを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
前記アルゴリズムは、前記除算の演算結果に基づいて前記画像内の前記少なくともいくつかのピクセルの強度を修正することを特徴とする請求項１７に記載のシステム。
前記トランスデューサは、横向きであることを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
前記トランスデューサは、仰角方向のサイズが少なくとも６ｍｍである横向きフェイズドアレイトランスデューサであり、前記トランスデューサの前記仰角方向のサイズと前記トランスデューサの前記方位角方向のサイズとの比は、少なくとも１．５：１であることを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
前記シャフトの外径は、６ｍｍ未満であり、前記遠位端の外径は、６ｍｍ未満であることを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
前記トランスデューサは、横向きであることを特徴とする請求項２１に記載のシステム。
前記遠位端の外径は、５ｍｍであることを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
前記トランスデューサは、横向きであることを特徴とする請求項２３に記載のシステム。
前記シャフトの外径は、６ｍｍ未満であり、前記遠位端の外径は、６ｍｍ未満であり、前記トランスデューサは、仰角方向のサイズが少なくとも６ｍｍである横向きフェイズドアレイトランスデューサであり、前記トランスデューサの前記仰角方向のサイズと前記トランスデューサの前記方位角方向のサイズとの比は、少なくとも１．５：１であることを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
少なくとも２種類の組織を含む超音波画像を処理する方法であって、
与えられたピクセルの所定の周波数帯域内のパワーと前記与えられたピクセルの全パワーとの比を計算するステップと、
前記与えられたピクセルについて前記計算された比を利得にマッピングするステップと、
前記利得に従って前記与えられたピクセルの未処理強度を修正するステップとを含み、
前記与えられたピクセルの未処理強度は、前記与えられたピクセルに対応するＪ個のサンプルのグループに基づいて決定され、比を計算する前記ステップは、前記与えられたピクセルに対応するＪ個のサンプルを前記与えられたピクセルの両側のサンプルと組み合わせるＫ個のサンプルのグループに基づいて周波数特性を決定するステップを含み、ＫはＪよりも大きいことを特徴とする方法。
前記所定の周波数帯域は、前記少なくとも２種の組織の１つからの散乱によって特徴付けられる周波数よりも低い低周波帯域であることを特徴とする請求項２６に記載の方法。
前記所定の周波数帯域の上限は、４ＭＨｚであることを特徴とする請求項２６に記載の方法。
前記所定の周波数帯域の上限は、４ＭＨｚであり、前記所定の周波数帯域の下限は、１．５ＭＨｚであることを特徴とする請求項２６に記載の方法。
比を計算するステップは、前記与えられたピクセルを中心とするＫ個のサンプルのグループの周波数特性を決定するステップを含むことを特徴とする請求項２６に記載の方法。
比を計算する前記ステップは、高速フーリエ変換アルゴリズムを使用して前記与えられたピクセルを中心とするＫ個のサンプルのグループの周波数特性を決定するステップを含むことを特徴とする請求項２６に記載の方法。
前記与えられたピクセルの未処理強度は、前記与えられたピクセルに対応するＪ個のサンプルのグループの平均をとることにより決定されることを特徴とする請求項２６に記載の方法。
前記与えられたピクセルの未処理強度は、前記与えられたピクセルに対応するＪ個のサンプルのグループの平均をとることにより決定され、比を計算する前記ステップは、前記与えられたピクセルを中心とするＫ個のサンプルのグループの周波数特性を決定するステップを含み、ＫはＪよりも大きいことを特徴とする請求項２６に記載の方法。
前記所定の周波数帯域の上限は、４ＭＨｚであり、前記所定の周波数帯域の下限は、１．５ＭＨｚであることを特徴とする請求項３３に記載の方法。
更に、前記修正された強度で前記ピクセルを表示するステップを含むことを特徴とする請求項２６に記載の方法。
血液の領域及び筋肉の領域を含む被写体を撮像する方法であって、
血液の領域及び筋肉の領域を含む被写体の入力画像を取得することと、
前記入力画像の周波数及び強度特性に基づき、前記画像内のどの領域が筋肉に相関し、前記入力画像内のどの領域が血液に相関するのかを識別し、前記画像内のピクセルの未処理強度は、それぞれのピクセルに対応するＪ個のサンプルのグループに基づいて決定され、前記周波数特性は、前記それぞれのピクセルに対応するＪ個のサンプルを前記与えられたピクセルの両側のサンプルと組み合わせるＫ個のサンプルのグループに基づいて決定され、ＫはＪよりも大きいことと、
血液に相関する前記領域と筋肉に相関する前記領域との差異が前記入力画像に関して強調される出力画像を生成することとを含むことを特徴とする方法。
血液に相関する前記領域と筋肉に相関する前記領域との前記差異は、筋肉に相関する領域の明るさを高めることにより強調されることを特徴とする請求項３６に記載の方法。
血液に相関する前記領域と筋肉に相関する前記領域との前記差異は、血液に相関する領域の明るさを減じることにより強調されることを特徴とする請求項３６に記載の方法。
血液に相関する前記領域と筋肉に相関する前記領域との前記差異は、筋肉に相関する領域の明るさを高め、血液に相関する領域の明るさを減じることにより強調されることを特徴とする請求項３６に記載の方法。
血液に相関する前記領域と筋肉に相関する前記領域との前記差異は、前記画像内の前記ピクセルのうち少なくともいくつかについて、周波数の第１の帯域のパワーを周波数の第２の帯域のパワーで除算するアルゴリズムを使用して強調されることを特徴とする請求項３６に記載の方法。
前記アルゴリズムは、前記除算の演算結果に基づいて前記画像内の前記ピクセルのうちの少なくともいくつかの強度を修正することを特徴とする請求項４０に記載の方法。
更に、前記出力画像を表示するステップを含むことを特徴とする請求項３６に記載の方法。
少なくとも２種類の組織を含む領域を撮像するためのシステムであって、
超音波画像診断システムと、
（ａ）遠位端及び柔軟なシャフトを備えるハウジング、（ｂ）前記ハウジングの前記遠位端に取り付けられた超音波トランスデューサ、及び（ｃ）前記超音波トランスデューサを前記超音波画像診断システムに動作可能なように接続し、前記超音波画像診断システムが前記超音波トランスデューサを駆動し、前記超音波トランスデューサからのリターン信号を受信できるようにするインターフェイスを含むプローブとを備え、
前記超音波画像診断システムは、（ａ）前記与えられたピクセルについて第１の周波数帯域のパワーと第２の周波数帯域のパワーとの比を計算するステップと、（ｂ）前記与えられたピクセルについて前記計算された比を利得にマッピングするステップと、（ｃ）前記利得に従って前記与えられたピクセルの未処理強度を修正するステップとを実行することにより、前記画像内のピクセルを処理するアルゴリズムを使用して前記リターン信号を処理し、
前記与えられたピクセルの未処理強度は、前記与えられたピクセルに対応するＪ個のサンプルのグループに基づいて決定され、比を計算する前記ステップは、前記与えられたピクセルに対応するＪ個のサンプルを前記与えられたピクセルの両側のサンプルと組み合わせるＫ個のサンプルのグループに基づいて周波数特性を決定するステップを含み、ＫはＪよりも大きいことを特徴とするシステム。
前記第１の周波数帯域は、前記少なくとも２種の組織の１つからの散乱によって特徴付けられる周波数よりも低い低周波帯域であることを特徴とする請求項４３に記載のシステム。
前記第１の周波数帯域は、前記少なくとも２種の組織の１つからの散乱によって特徴付けられる周波数よりも低い低周波帯域であり、前記第２の周波数帯域は、すべての周波数を含むことを特徴とする請求項４３に記載のシステム。
比を計算する前記ステップは、高速フーリエ変換アルゴリズムを使用して前記与えられたピクセルを中心とするＫ個のサンプルのグループの周波数特性を決定するステップと、前記第１の帯域内の前記フーリエ係数の前記平方の前記和を前記第２の帯域内の前記フーリエ係数の前記平方の前記和で除算するステップとを含むことを特徴とする請求項４３に記載のシステム。
比を計算する前記ステップは、高速フーリエ変換アルゴリズムを使用して前記与えられたピクセルを中心とするＫ個のサンプルのグループの周波数特性を決定するステップと、前記第１の帯域内の前記フーリエ係数の前記平方の前記和をすべての前記フーリエ係数の前記平方の前記和で除算するステップとを含むことを特徴とする請求項４３に記載のシステム。
前記与えられたピクセルの未処理強度は、前記与えられたピクセルに対応するＪ個のサンプルのグループの平均をとることにより決定され、比を計算する前記ステップは、前記与えられたピクセルを中心とするＫ個のサンプルのグループの周波数特性を決定するステップを含み、ＫはＪよりも大きいことを特徴とする請求項４３に記載のシステム。
前記トランスデューサは、横向きであることを特徴とする請求項４３に記載のシステム。
前記トランスデューサは、仰角方向のサイズが少なくとも６ｍｍである横向きフェイズドアレイトランスデューサであり、前記トランスデューサの前記仰角方向のサイズと前記トランスデューサの前記方位角方向のサイズとの比は、少なくとも１．５：１であることを特徴とする請求項４３に記載のシステム。
少なくとも２種類の組織を含む超音波画像を処理する方法であって、
与えられたピクセルについて第１の周波数帯域のパワーと第２の周波数帯域のパワーとの比を計算するステップと、
前記与えられたピクセルについて前記計算された比を利得にマッピングするステップと、
前記利得に従って前記与えられたピクセルの未処理強度を修正するステップとを含み、
前記与えられたピクセルの未処理強度は、前記与えられたピクセルに対応するＪ個のサンプルのグループに基づいて決定され、比を計算する前記ステップは、前記与えられたピクセルに対応するＪ個のサンプルを前記与えられたピクセルの両側のサンプルと組み合わせるＫ個のサンプルのグループに基づいて周波数特性を決定するステップを含み、ＫはＪよりも大きいことを特徴とする方法。
前記第１の周波数帯域は、前記少なくとも２種の組織の１つからの散乱によって特徴付けられる周波数よりも低い低周波帯域であることを特徴とする請求項５１に記載の方法。
前記第１の周波数帯域は、前記少なくとも２種の組織の１つからの散乱によって特徴付けられる周波数よりも低い低周波帯域であり、前記第２の周波数帯域は、すべての周波数を含むことを特徴とする請求項５１に記載の方法。
比を計算する前記ステップは、高速フーリエ変換アルゴリズムを使用して前記与えられたピクセルを中心とするＫ個のサンプルのグループの周波数特性を決定するステップと、前記第１の帯域内の前記フーリエ係数の前記平方の前記和を前記第２の帯域内の前記フーリエ係数の前記平方の前記和で除算するステップとを含むことを特徴とする請求項５１に記載の方法。
比を計算する前記ステップは、高速フーリエ変換アルゴリズムを使用して前記与えられたピクセルを中心とするＫ個のサンプルのグループの周波数特性を決定するステップと、前記第１の帯域内の前記フーリエ係数の前記平方の前記和をすべての前記フーリエ係数の前記平方の前記和で除算するステップとを含むことを特徴とする請求項５１に記載の方法。
前記与えられたピクセルの未処理強度は、前記与えられたピクセルに対応するＪ個のサンプルのグループの平均をとることにより決定され、比を計算する前記ステップは、前記与えられたピクセルを中心とするＫ個のサンプルのグループの周波数特性を決定するステップを含み、ＫはＪよりも大きいことを特徴とする請求項５１に記載の方法。
更に、前記修正された強度で前記ピクセルを表示するステップを含むことを特徴とする請求項５１に記載の方法。