JP4988130B2 - 冠状動脈の超音波診断画像化 - Google Patents

Description

【０００１】
本発明は超音波診断画像システムに関し、より詳細には、冠状血管を画像化するための超音波診断画像システムに関する。
【０００２】
冠状血管の疾病の初期の検出は、世界において成人の主要な死亡原因である、心筋梗塞の処置及び予防にとって重要である。現在の冠状動脈疾病の主要な方法の一つは、診断的な血管写像である。血管写像は、通常はカテーテルの手法による血管系へのＸ線不透性ダイの注入によって獲得される。Ｘ線不透性ダイは、冠状動脈に注入し、放射線画像センサー上に注入された放射線投影がなされる。結果となる血管写像は、Ｘ線不透性ダイが血管系によって流れるので、心臓動脈の脈管の管腔を明らかにするだろう。注入された管腔の狭さは、脈管の妨害及び梗塞の潜在的な条件の示唆を証明するであろう。
【０００３】
超音波は、Ｘ線不透性ダイに対して、血管写像を形成するために使用される放射線への患者の露光及び外科的カテーテル手法の除去という長所を有する、冠状血管検査のために使用される可能な理学療法であると考えられている。しかしながら、超音波画像化はそれ自身に限界がある。一つは、主要な冠状動脈が心臓の表面で不規則に曲がり、心臓の心外膜の表面に沿って転換して屈折していることである。このようにして、冠状動脈は単一の画像表面では可視できず、最も普及している画像化方法が行なわれる。さらに、冠状動脈の画像化は、超音波を大きく阻害する胸郭及び心臓自身の動きによって妨害される。このようにして、冠状動脈の一部が超音波に届いたとしても、冠状動脈の画像は、早く過ぎ去り、ぼかされて比較的低解像度となる。
【０００４】
本発明の原理と一致して、冠状血管を超音波的に画像化する技術及び装置が提供される。上記技術は、冠状血管を背景である心筋、肺に対して、たとえ心臓か動いていてもはっきりと表す超音波造影剤の使用を含んでいる。装置は、冠状動脈の少なくとも一部分を含む三次元容積の走査が可能な三次元超音波画像システムを含んでいる。一つの表示フォーマットにおいて、冠状動脈を含んでいる三次元容積は、血管写像と同様な手法で超音波画像を合成するための表示面上に投影される。また、別の表示フォーマットにおいて、三次元容積は、三次元容積の平面のリアルタイムな二次元画像を伴って共に表示される。別の表示フォーマットにおいて、冠状動脈の血液流の径路は、脈管の個別で“真っすぐになった”ように演出することで表示される。
【０００５】
従来の放射線写像は、主要な冠状動脈の幹から枝分かれした動脈のほんの数本のみを検出する。超音波はまた、経壁の動脈の可視化において可能である。このようにして、本発明は、従来の血管写像では見ることができない脈管の可視化の発展性を提供する。
【０００６】
まず図１に言及すると、心臓１０の図面が示されている。心臓の外部表面には、心臓の筋肉、心筋に血液を連続した供給を提供する冠状動脈１２が位置している。心臓の外部表面は、周期的な低下と上昇で不規則に丸められ、かかる表面に位置している冠状動脈は、連続して湾曲している表面で、高い点及び低い点に従っている。このようにして、冠状動脈は平面に位置せず、多くの曲りと歪みを受ける表面に位置する。冠状動脈は、心臓を二分する単一の平面によって画像化されず、すべての曲り、捻れ、転換する冠状動脈の三次元径路を画像化する技術によって画像化されている。
【０００７】
図２は、図１で示されている冠状動脈の部分的な血管写像を描写している。図２の血管写像は、冠状動脈に注入するＸ線不透性ダイを人体に注射することによって第一に形成される。次いで、Ｘ線の幅広いビームは患者の胸を通過して患者とは反対側のＸ線写真のプレートに送信される。Ｘ線写真のプレートは、画像を合成するために連続して走査される。冠状動脈との交差をしない心臓を通過するＸ線は、画像の明るい部分に表れ、ダイを注入された動脈を打つＸ線は、Ｘ線写真のプレートには到達せず、プレート上に冠状動脈のＸ線の“影”１４を残す。冠状動脈の結果となる影の画像は、図２に現れるであろう。広い領域若しくはほとんど全体の心臓がＸ線によって照射されるため、心臓表面上の捻れて転換している冠状動脈は、たとえ捻れて転換している冠状動脈を三次元に拡張したとしても、送信されたＸ線のパターンを残すであろう。冠状動脈中の障害物は、動脈の“影”の幅及び／若しくは明るさの突然の変化によって明らかにされるだろう。
【０００８】
図３は、心臓の垂直領域を描写する。左心室ＬＶ及び右心室ＲＶが図に描写されている。かかる実施例では、心臓壁及び左心室の一部が画像化され、画像容積２０内に含まれている。左心室の室容積は１８にて示され、心筋は１６にて示され、冠状動脈１２は、心筋の外部表面に位置している。超音波造影剤が患者の体内に導入され、画像化容積は、造影剤からの高調波及び非線状の基本的な返答の両者において超音波で走査される。最初に、造影剤が心臓に到達する前に、比較的強度が低いであろう超音波信号の非線状伝播によって引き起こされるものを除外して、高調波の返答は存在しないであろう。かかる組織の高調波の返答は、米国特許出願番号５９８０４５７に記載されるような送信されたパルスの事前の歪み又は閾値化若しくは他の技術によって縮減され得る。造影剤が血管系を通過して心臓に達する場合、図４ａに描写されるように、まず最初に、画像化容積２０での左心室の室を満たす。左心室は強烈な高調波の返答でライトアップされ、超音波画像にて明るく現れる。造影剤が心臓から送り出されて、図４に描写されるように、次ぎに冠状動脈１２に注入される。この段階において、心室１８及び冠状動脈１２の両者は、超音波画像にて明るく現れる。最後に、造影剤は、冠状動脈１２から心筋１６の毛細血管床に灌流するだろう。次いで、３つの領域１２、１６及び１８は図４ｃに描写されるように、造影剤返答エコーにより照射されて明るく現れるであろう。
【０００９】
手順の目的が他の組織からの可能な限り小さなクラター（ｃｌｕｔｔｅｒ）を伴う冠状動脈を試験することであるため、図４ｂに描写されている、主な関心である注入の第二段階である。したがって、臨床医は、冠状動脈に造影剤が注がれる場合に、及び心筋が灌流される前に、心筋からの高調波信号が望まれず、クラターとして見なされるため、超音波画像を捕らえるために一連の出来事を記録しているべきである。左心室からの高調波の返答はまた、それが望まれない高調波信号であるようなクラターとして考慮され、画像平面上の注入された冠状動脈の投影で干渉できる。図４ｂに描写されているような画像が捕獲された場合、好ましくは、心室１８からの望まれない信号を除外するように処理される。これは、望まない画像信号を空間的にマスキングする、適応性のあるビーム形成及び／若しくは画像後処理によって達成される。最初に左心室１８が注入されるため、初期の高調波の返答を検出するアルゴリズムは、効果的に画像から心室信号を除去する一若しくは二回の心拍以内で初期の高調波の返答と連続した画像領域をマスキングする。左心室の返答をマスキングする別の技術は、左心室は大きな血液のプールで、組織の返答信号を欠失する広い領域で表示する信号を除外することを認識することである。閾値化は、１００％の血液信号強度及び組織の約６％の血液信号強度を有する、血液プール信号間で細分化するために使用することができる。別の感知技術は、基本周波数スペクトルの中で作動し、組織から返されたエコーより低い振幅で血液から返された基本周波数信号があることを認識することである。基本の信号が返す目立って低い振幅を備えた領域から返された高調波信号は、左心室にマスキングをするために表示から除去される。しかし、別の技術は、左心室中の血液流速が冠状動脈若しくは心筋中の血液流速より大きいことを認識し、表示からの最も高い速度信号にマスキングをすることである。次いで、冠状動脈からの残る明るい画像信号は三次元の表示で表示することができるか、若しくは非常に血管写像のように現われて、従って血管写像に精通している臨床医により用いられている診断でありうる冠状動脈の二次元の超音波の投射画像を合成するために与える三次元の最大の強度でのような暗くなった像平面上に投影される。
【００１０】
血管及び心筋への画像エリアの細分化はまた、心筋における空間解像度及び一時的な解像度を増大するために、適応性のあるビーム形成に使用され得る。かかる処理は、関心のある領域（例えば、心筋）で、大きな送信するアパチャー（より狭いビームの幅であるが、より多くの送信回数を要求する）を一般的には使用するであろう。より小さい送信するアパチャーは、血液プール領域にて、より高いオーダーの多重ラインを許容するために使用され、それによって、より迅速な獲得を提供する。上記のアパチャーの適応に加えて、冠状動脈の画像化を増幅する適応性のあるビーム形成技術は、左心室の造影剤が注入された血液プールからの高強度の返答を検出するように、受信される信号の感知する信号を含み、及び左心室信号は望まれず、冠状動脈へ送り出される左心室で縮減された送信力が造影剤のより少ない混乱を引き起こすため、左心室に対する送信力の縮減による応答を含む。、多数の走査ラインに同時に高周波の音波を当てることを“太った”（幅広い）ビームに要求する、多重ライン受信を使用する場合の別の代替は、適応してアパチャーを変更することであり、従って、左心室をオーバーラップさせる場合、狭い、送信ビームは輪郭を描く。なぜなら、ビームが、冠状動脈だけでなく左心室にも高周波の音波を当てるように単に十分な広さを必要とするためである。しかし、別の適応は、血液ではなく組織のための飛行時間調節を最適化し、左心室（それは興味のあるターゲットでない）から血液プール信号を受け取る場合これらの調節を禁じることである。しかし、一層の適応物は、経胸腔的に心臓を画像化する場合、肋骨によって妨げられる変換器要素を考慮して適応してアパチャーを調整することである。
【００１１】
冠状画像化手順が、効果的な発生からの図４に示される第三段階を防ぐために導くことが可能であり、それによって、冠状動脈が明らかに細分化された図４ｂに示される注入の所望の第二段階が持続される。心筋１６の細かい毛細血管床は、造影剤の非常に少ない非常にマイクロバブル（ｍｉｃｒｏｂｕｂｂｌｅｓ）によってゆっくりと灌流される。毛細血管床に血液を供給する冠状動脈での血液流の速度は比較的速く、よって血液量は毛細血管床の多くの毛細管に分配され、毛細管での速度はかなり遅くなる。血液流速度は、毛細血管床の出口にて大きな集積する脈管で再び上昇する。おおよそ５乃至８回の心臓周期は、最初に心筋の毛細血管床に灌流するために要求され得るか、若しくは造影剤が分裂した後で再度毛細血管床に灌流するために要求され得る。画像フレーム率（例えば、送信パルス力）及び送信パスル力の均等化によって、これらの非常に小さいマイクロバブルは、それらが心筋への灌流のために開始するように連続して分裂可能である。より高いフレーム率及び／若しくはより高い送信力は、心血管系の選択された領域での増大したマイクロバブルの分裂を引き起こすであろう。約０．１若しくはそれよりも低い機械的なインデックスの設定を伴う送信は、マイクロバブルの分裂をほとんど引き起こさず、上述のレベルにおいて画像化される心室、冠状動脈及び心筋毛細血管床の血液のプールを可能にする。上述のレベルよりも高い場合、顕著なマイクロバブルの分裂が起こるであろう。約０．２乃至０．５の機械的なインデックスの範囲において、画像平面にて毛細血管床に再度灌流可能となる前に、マイクロバブルは実質的な数に分裂される。このようにして、このような力レベルでの画像化は、毛細血管床からの信号の返答をほとんど伴わない、送信パルス間の画像平面で著しいほど再度灌流される、心室及び冠状動脈からの著しい高調波信号の返答となるであろう。より高い力のレベルにおいて、特に１．０の機械的なインデックスよりも高い場合、心室血液プールにおいて画像平面の重要でない再注入のみを伴う、心室、冠状動脈及び毛細血管床で実質的なマイクロバブルの分裂となるであろう。正確な数は、特異的な造影剤で変化するであろう。適切に低いが破壊的な機械的なインデックスの設定の使用によって、心筋の毛細血管床は造影剤の実質的な量とは離れて効果的に維持され、したがって、任意の高調波コントラストが信号を返す場合、ほとんど合成しないであろう。結果は、心室及び冠状動脈のみが著しい高調波返答信号を合成する場合が、フレーム率及び送信力の適切な選択によって考慮され得る期間において維持できる図４ｂの第二段階である。左心室血液プールのマスキングを伴う毛細血管床の選択的分裂の組み合わせは、表示において細分化される冠状動脈を可能にする。別の変化は、上述で注意されるような心筋中の流れの低速度を認識し、毛細血管床からの低い流速の信号にマスキングをするか、若しくは拒絶することである。
【００１２】
さらに、冠状動脈画像化手順は、心室での造影剤から返る望まない高調波を縮減するために制御され、それによって、マスキングの必要性若しくは別のエコー除去技術を最小化する。造影剤は、大動脈の付け根に通すことが可能な血管内のカテーテルによって投与され得る。造影剤が大動脈の根に注入された場合、心臓からの血液の流れは、心室への造影剤の即時の流入を妨げるであろう。冠状動脈が大動脈の付け根から血液の供給を受け取るため、この位置における造影剤の注入は、冠状動脈への即時の造影剤を伴う注入となることを引き起こす。このようにして、冠状動脈は、脈管系を横断し、静脈の流れ（そのポイントでは著しい量の造影剤は肺のフィルタリングにより除去されるかもしれない）によって心臓に返るまで、心臓に流入しないであろう、造影剤でライトアップするために第一の構成となるだろう。このようにして、手順の少なくとも最初の期間において除去されない場合、心室での造影剤からのクラターは縮減される。
【００１３】
容積測定領域の平面の超音波の投射画像を形成するための一つの方法は、米国特許出願番号５３０５７５６に記載された“スリット−０−ビジョン（ｓｌｉｔ−ｏ−ｖｉｓｉｏｎ）”として知られる技術の手段による。“スリット−０−ビジョン”技術において、容積測定領域は、高さ範囲で分岐し、方位範囲で集中した超音波ビームによって高周波の音波が当てられた。その技術は、かかる画像が比較的長い方位範囲及び狭い高さ範囲である、アパチャーの使用によって形成可能である事実から名前をとる。かかるアパチャーから合成された超音波ビームは、方位の中で焦点に集められる一方、高さ方向へ所望の発散を開発した、本質的に円筒状の波面を放射する回析を利用する。高められて分岐するビームはまた、音響レンズ若しくは電子レンズにより合成される。例えば、配列の素子が高さ範囲で凸状であるか、若しくは高められて分岐するレンズを有する場合、高められて分岐するビームは、図５ａに示されるような線状配列１０によって合成され得る。高さ及び方位範囲は、ＥＬ及びＡＺの矢印によって、それぞれ示唆される。高められて分岐するビームは、Ｖ字形の容積３０に高周波の音波が当てるであろう。範囲軌跡２８に沿ったもののような配列１０からの同じ範囲軌跡であるポイントは、音響上統合され、投射面３２の上にその範囲で投影された。この音響の統合及び投射が容積中のすべての範囲で存在する。その結果、容積測定領域３０の全体は投射面３２に投影される。容積測定領域が、主に冠状動脈からの信号だけを含んでいる場合、容積中の冠状動脈は投射面３２に投影され、段階的な配列変換器１０´の使用から同じことが起因することを画像図５ｂが例証するように現われるだろう、その場合には、容積測定のくさび６０はより三角形であり、また三角形の面６２の上へ投影している。
【００１４】
図６ａ及び６ｂにおいて、同一の容積測定領域３０及び６０は、容積測定領域上の高さ及び方位で焦点化される通過するビームによって高周波の音波が当てられる。これは、矢４２によって示されるような高さ方向へ１Ｄ配列を振動させることにより行われる。容積３０、６０内の画像面が獲得されて、腔からの対比信号が除去された後、一定の範囲軌跡２８に沿ったもののような共通の範囲のポイントは、共通の投射面３２、６０に面を投影するためにともに統合される。再度、冠状動脈情報が容積測定領域３０、６０で優勢である場合、血管写像の形をしている画像は成形される。
【００１５】
図７ａ及び７ｂは、別の“スリット−０−ビジョン”技術を例証し、この場合は、より良い感度を有している、高くなって分岐するビームの電子合成によっているが、しかし一般的に、図５の実施態様より低いフレーム率である。それらの実施態様の使用は、１．５Ｄ若しくは２Ｄ配列の何れかのように操作されるであろう、二次元配列１０´´を使用する。送信ビームは、まず最初に中央の高さ素子の律動により、次いで最も外側の高さ素子を最後に律動的に送る進行によって高くなり分岐して合成される。図７ａは、容積測定領域３０を走査する線状配列走査フォーマットを描写し、図７ｂは、容積測定領域６０でビームを操舵する段階的な配列走査フォーマットを描写する。図５ａ及び５ｂの実施態様の事例のように、容積測定領域３０及び６０の構造の投射画像のために投射面３２若しくは６２の上に聴覚上統合された容積測定領域の共通の範囲軌跡のポイント。代替として、図７の２Ｄ配列は図６に示されているように容積の走査に影響する高さにおいて焦点化及び操舵され得る。
【００１６】
下に記述されるように、容積測定領域の個別の面が得られる場合、それらは容積演出技術を使用して、図２の中で示されるような投射画像を成形するために組み合わせることができる。三次元方法は、上述の“スリット−０−ビジョン”アプローチよりも低いフレーム率を有するが、より大きな空間解像度を提供し、オフ軸反射器からのより少ないクラターを提供し、演出パラメーターの変化によって画像をより制御する。
【００１７】
図８は、本発明の原理と一致して構成された超音波診断画像システムを例証する。配列変換器１０を含有する走査ヘッド２６は、ケーブル１１にてビーム形成器３６に接続されている。ビーム形成器は、送信のための変換器配列の素子に適用された発動信号のタイミングをコントロールする、操舵され焦点化されたビームを送信し、また送信ビームによって描写された走査ラインに沿った首尾一貫したエコー信号を成形するために変換器要素から受け取られた信号を適切に遅らせて組み合わせる。さらに、同期するか若しくは心臓サイクルの特別の位相を備えた画像獲得をゲート制御すると望まれる場合、ビーム形成器送信のタイミングはＥＧＧ信号に反応する。変換器が容積測定領域の上に超音波のビームをさっと動かすために機械的に移動されており、それによって、変換器が容積測定領域に関して適切に適応させられる場合に、ビームが送信することを可能にする場合、ビーム形成器は走査ヘッド位置信号にさらに反応する。
【００１８】
ビーム形成器の出力は、基本と高調波振動数の信号の分離のためのパルス転換プロセッサー３８に接続されている。パルス転換プロセッサーは、かかる技術において公知であり、米国特許出願番号５７０６８１９及び５９５１４７８に記載されている。これらの特許は、本発明と一致した冠状動脈の画像化のための造影剤から信号を分ける好ましい方法であり、基本の信号から高調波対比信号を分けるためにどのように交互に段階的なパルスからのエコーを使用することができるかを記載している。
【００１９】
基本及び／若しくは高調波信号は表示される所望の情報に依存して、Ｂモードプロセッサー若しくは処理されたドプラかもしれない。ドプラ処理において、信号は、流れ、静止組織、移動している組織間を区別できる、壁のフィルター２２に接続されている。対比画像化のための好ましい壁のフィルターは、高調波対比信号分離が実行可能な米国特許出願番号０９／１５６０９７に記載されている。フィルター化された信号は、ドプラ力、速度、若しくは変化評価を産出する、ドプラプロセッサー４２に適用される。高調波ドプラ信号評価における好ましいドプラプロセッサーは、米国特許出願番号６０３６６４３に記載されている。ドプラ画像化を汚す走査ヘッドからのアーティファクトは、フラッシュサプレッサー（ｆｌａｓｈ ｓｕｐｐｒｅｓｓｏｒ）４４によって除去される。画像化情報に先立つか若しくは続いて、米国特許出願番号５１９７４７７に記載のノッチフィルター（ｎｏｔｃｈ ｆｉｌｔｅｒ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）技術及び米国特許出願番号５７８２７６９に記載の最低−最大フィルター技術を含有して、フラッシュアーティファクト（ｆｌａｓｈ ａｒｔｉｆａｃｔ）を除去するために様々な技術が使用される。処理されたドプラ信号は、ドプラ画像メモリ４０´に保存される。
【００２０】
処理されたＢモードである信号は、信号の振幅を検出するＢモードプロセッサー２４に適用される。Ｂモード処理された信号は、組織画像メモリ４０に保存される。
【００２１】
Ｂモード及びドプラ信号は、座標変換プロセッサー４６に適用される。従来の二次元画像化において、座標変換プロセッサーは、補間された画像データの受信ライン間の必要で充満するスペースとして極座標をデカルト座標に変換する、走査コンバーターとして機能する。走査が変換された画像が、表示１００の画像の表示のために画像情報をビデオフォーマットに入力する、ビデオプロセッサー７０に接続されている。画像はまた、その機能が使用者によって実行される場合、ループ内で保存するためのＣｉｎｅｌｏｏｐ（登録商標）に接続されている。
【００２２】
３Ｄ画像化か超音波システムによって実行される場合、座標転換プロセッサーは、走査された容積上の組織及びドプラ信号を画像情報の面に走査変換するために使用されるか、若しくは画像データの座標を三次元データマトリックスに転換するために使用されるかもしれない。好ましくは、容積演出プロセッサー５０を伴い共同で操作する座標転換プロセッサーは、座標転換プロセッサーにより処理されるべき画像データの三次元表現を演出できる。組織の三次元画像は、制御パネル若しくはユーザーインターフェース（ＵＩＦ）により使用者によって選択される組織演出パラメーター５４と一致して演出される。ドプラ画像の三次元画像は、血流演出パラメーター５２と一致して演出される。それらのパラメーターは、三次元画像での組織の透明性度合いのような演出処理の態様を制御し、したがって、組織内の血管を見ることができる。米国特許出願番号５７２０２９１に記載のように組織及び流れの両者の３Ｄ画像が演出される場合、上記の性能は重要である。例えば、三次元画像は、Ｃｉｎｅｌｏｏｐ（登録商標）メモリ５６に保存され、力学視差表現において走査された容積を表示するために再度再生される。米国特許出願番号Ｒｅ３６５６４に記載のような、囲んでいる組織を伴わない流れの三次元演出は、それらの脈管中の血管及び障害物の流れの連続性を明らかにすることができ、本発明に従って冠状動脈診断に役立つ。
【００２３】
異なる変換器プローブは、冠状動脈を含んでいる心臓の容積測定領域を走査するために使用可能である。１Ｄ（操舵された方位）若しくは１．５Ｄ若しくは１．７５Ｄ（操舵された方位及び焦点化された高さ）配列は、三次元容積をビームが通過するように機械的に移動される。電子操舵において、１．７５Ｄ（方位及び高さにおいて最低限電子的に操舵される）若しくは２Ｄ（方位及び高さにおいて完全に電子的に操舵される）配列が使用されるであろう。２Ｄ配列変換器１０´´を使用する実施態様は、図９に示されている。二次元配列の使用での重要な考慮は、多数のケーブルワイヤーが超音波システムに対するプローブに接続するために使用されることである。様々なアプローチが多数のケーブルコンダクターを縮減するために使用されて、このようにして、ケーブルの大きさ、超音波システムに接続する無線の含有、プローブでの超小型ビーム形成、デジタル若しくはアナログの時間の多重化、希薄な配列、及び送信／受信マルチプレクサーの使用を縮減するために使用される。一つの解決策は、米国特許出願番号０９／１９７３９８に記載のような超音波システムにエコー信号が無線で送信する、ｒｆプローブである。ケーブルの接続が使用される場合の別の解決策は、米国特許出願番号０９／１９７１９６に記載のように、走査ヘッド及び超音波システム間でビーム形成器を分割することである。図９の実施態様は、走査ヘッド２６での高さのビーム形成の実行及び超音波システム１０１での方位のビーム形成の実行による、このアプローチが活用される。例えば、二次元配列が方位方向（図でＡＺ矢印で示されている）で１２８カラムの延在している素子及び高さ方向（ＥＬ矢印で示されている）で６列の素子を有すると仮定する。配列の各素子が、素子自身のコンダクターによって超音波システムに接続された場合、７６８信号コンダクターのケーブルが必要とされるであろう。図９の実施態様において、６要素の各カラムは、カラムの６要素からの信号を励起（送信において）及び遅延及び組み合わせる（受信において）高さのビーム形成器３６ａに接続されている。高さのビームが形成された信号が方位方向でビームが形成された場合、各カラムの６の信号を一つの高さのビームが形成した信号に組み合わせ、次いで超音波システムにケーブルコンダクターを介して接続される。前述の実施例において、１２８の高さのビームが形成された信号は、ケーブル１１の１２８コンダクターを介して接続され、ケーブルの大きさの重要な縮減は、走査ヘッドのビーム形成を伴わないプローブと比較される。少なくとも高さの操舵は高さのビーム形成器３６ａで実行され、好ましくは、操舵及び焦点化の両者は高さのビーム形成器で実行される。
【００２４】
高さのビーム形成器の操作は、図１０ａ及び１０ｂで例証されている。図１０ａにおいて、ビームは、高さ方向の素子のカラムからなる、素子１０_１乃至１０_ｎから０°の延在している矢印によって示されるように、配列変換器に通常に操舵される。カラムの中心での信号は、焦点に影響する異なる素子における遅延１０２の相関する長さにより、カラムの末端の信号よりも遅延する。遅延した受信信号は、サマー（ｓｕｍｍｅｒ）１０４によって組み合わせられ、次いでケーブル１１での信号の誘導を介して方位ビーム形成器３６ｂに接続している。図１０ｂは、ビームが、３０°の矢印によって示されているように、高さにおいて左に３０°の勾配から送信されるか若しくは受信する場合の位置を例証している。この場合、配列の左側の信号は、遅延１０２の相関する長さによって示されているように、より大きく遅延される。受信信号は、サマー１０４によって組み合わされ、方位のビーム形成器３６ｂにケーブルを介して接続されている。
【００２５】
図１１ａ乃至１１ｃは、３つの異なる手法（何れの緩衝作用若しくは増進素子の無視）での高さのビーム形成器の実行を例証している。図１１ａは、各変換器素子１０ｍがアナログの遅延ライン１０６に接続されてアナログの実行を例証している。信号がデジタル的に組み合わせられている場合、遅延の長さは、遅延ラインの入力若しくは出力タップを選択することによって設定され、遅延した信号はアナログサマー若しくはＡ／Ｄコンバーターに接続されている。図１１ｂにおいて、各変換器素子１０ｍは、ＣＣＤ遅延ライン１０８に接続されている。遅延の長さは、遅延ラインでチャージ記憶素子の数を決定するか、若しくはチャージサンプルがチャージ記憶素子を通過された場合の率での変化によって決定する入力若しくは出力タップを選択することによって設定される。遅延ラインの出力は、サンプリングされたアナログフォーマット若しくはデジタル化された後の何れかによって合計される。図１１ｃは、高さのビーム形成器のデジタルの実施態様を例証している。この実施例において、高さのビーム形成器は、１２８のサブ−ビーム形成器１２０を有し、各々が６変換器素子の一つの高さのカラムからの信号を処理している。変換器素子１０_１乃至１０_ｎの各々は、Ａ／Ｄコンバーター１１０に接続され、デジタル化された信号は、シフトレジスター、ＦＩＦＯレジスター、若しくはランダムアクセスメモリにより形成されるかもしれない、デジタルの遅延ライン１１２によって遅延される。適切な遅延信号はサマー１０４に組み合わせられ、ケーブルコンダクターを介して方位ビーム形成器に接続される。多重ビット信号サンプルを使用する場合にケーブルコンダクターを保存するためには、数多のビーム形成器チャネル１２０からのデータ値は、インターリーブされ（多重化された時間）、リアルタイム画像化の実行の十分な所望のレベルにおけるデータ率においてコンダクターの同一のグループに送られる。図１２は、走査ヘッドの高さのビーム形成器の多くのビーム形成器チャネル１２０の機構及び制御を例証している。ビーム形成器は、Ｎの高さのサブ−ビーム形成器１２０_１乃至１２０_ｎからなり、この実施例の６の数で示されているように、各サブ−ビーム形成器は、高さ方向での変換器素子のカラムからの信号を受け取る。高さのビーム形成（高さの角度及び）を制御するデータは、走査ヘッド２６でのタイミング＆遅延デコーダー＆データ保存１２６に送られて、好ましくはケーブルコンダクター上に連続的に送られる。この制御データは解読され、遅延値は、各変換器素子において所望の遅延のためのビーム形成器チャネルを設定する、遅延制御１２４と接続される。ダイナミックな焦点化において、遅延は、エコーが受信されるように変化される。より小さい（近距離場）アパチャーが所望である場合、高さのアパチャーは、ゼロウェイトを数多の最も外部のチャネルに適用することによって変化できる。タイミング＆遅延デコーダー＆データ保存１２６により受信されたデータはまた、この実施例においてパルス送信機の各々が高さのカラムで６変換器素子の送信を制御する、パルス送信器１２２_１乃至１２２_ｎによって送信タイミングを制御するように使用される。受信されたエコー信号が図１１ａ及びｂによって例証されているようにアナログドメインで処理される場合、この実施例の高さのビーム形成器の１２８のチャネルからの信号は、１２８のケーブルコンダクターを介して方位のビーム形成器３６ｂに送られる。エコー信号がデジタル的に処理される場合、１２８のチャネルからの信号はインターリーブ（多重化された時間）され、ケーブル１１のデジタルコンダクターを介して超音波システム１０１での方位のビーム形成器に送られる。
【００２６】
本発明の真実の２Ｄ電子的に操舵した実施態様は、図１３で開始して例証される。図解は、三千の変換器素子よりも大きい２Ｄ変換器配列２００の平面図を示している。実例を容易にするために、個々の変換器素子を表現する、図解での小さい箱は、お互いに間隔を空けて示されている。しかしながら、構築された実施態様において、個々の変換器素子は、繰り返しの六角形パターンで近隣して詰められている。２Ｄ配列は、全面的な十二面のアウトラインを有している。操作の好ましいモードにおいて、ビームは配列の中心から外に向けて送信され、操舵されて、配列の中心に垂直なラインに関して、少なくとも±３０°の円錐の中で焦点に集められる。一直線に前方に操舵された場合、送信された走査ラインに沿って受け取られたエコーは、初期には配列の中心で受け取られ、次いで、焦点化された素子の円形若しくはアーチ形の組み分けで受け取られ、また、配列表面上の走査ラインの投影に沿って外側に延在する。例証された実施例において、素子のほぼ中央の４分の１はビーム送信のために使用される。全配列は、エコーの受け入れにおいて利用可能である。
【００２７】
図１３の配列２００は、１２の変換器素子の交互の光及び暗さの組み分け２０２の中で描かれて見られる。上記の組み分け２０２の一つにおいて、ここで言及される、変換器素子の“パッチ”は、図１４に分離した拡大図として示されている。１２の素子のそれら不規則な六角形パッチ２０２は、下記に詳細に議論されるように、エコーの受信中に共にビーム形成される。配列の中心の素子（およそ７５０の素子）は、高電圧多重スイッチにより、送信の３つの組み分けに接続されている。図１５ａ乃至１５ｆは、ビーム送信中に可能である、数多の三次元形態を示す。送信の組み分けはまた、ストレートラインでお互いに隣接する３つの素子に単になり得る。与えられるビームを送信するために使用される正確な形態若しくは形態は、所望のビームの特質及びその方位に依存する。４つの素子はまた、図１５での４つの素子のダイヤモンド形状の組み分けによって例証されるように、送信のために共に接続されている。
【００２８】
現在、三千以上のコンダクターを伴うケーブルが実用的でないため、配列の１２の素子の各パッチは、走査ヘッドでビーム形成される。これは、ほぼ２５６に対する超音波システムビーム形成器に接続されるべき信号数を縮減する。次いで、超音波システムの２５６チャネルのビーム形成器は、走査ヘッドからの部分的にビーム形成された信号をビーム形成するために使用される。
【００２９】
２Ｄ配列の１２の素子の各受信パッチの素子が十分に小さく、接触して位置し、及び接近して詰められているため、パッチの素子により受け取られたエコー信号は、ほぼ４０°か若しくはそれよりも小さい操舵角度における名目上の受信周波数での一つの波長内に整列されるであろう（焦点の遅延は無視する）。次いで、素子のエコーは、すべてのパッチ素子信号を正確な時間列にもたらすためにサンプリングされる。すべてのパッチ素子から、好ましくは波長の１／１６若しくはそれよりも小さい、サンプリング時計定量（ｓａｍｐｌｉｎｇ ｃｌｏｃｋ ｑｕａｎｔａ）の正確内の時間列に信号をもたらすために、サンプリングは、波長の分画の正確さを備えたサンプリングする遅延の範囲を伴い行なわれる。次いで、パッチ素子からの時間−整列した信号（ｔｉｍｅ ａｌｉｇｎｅｄ ｓｉｇｎａｌｓ）が組み合わされる。各パッチのかかるビーム形成は、相互連結を容易にする走査ヘッドでの変換器配列のすぐ後に位置するマイクロエレクトロニクス（ｍｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ）によって行なわれる。サンプル時間のシフト及び整列は、図１６及び１７に示されるサンプリングする遅延ラインによって実施される。部分的にビーム形成される素子のパッチの各素子２０４は、増幅器２０６からサンプリング入力スイッチ２０８への手段によって接続されている。サンプリング入力スイッチ２０８は、連続する手法で、変換器信号のサンプルをコンデンサー２１２に連続的に伝導している。スイッチ２０８の連続は、時計信号によって増大されるリングコンピューター２１０の制御下にある。リングの暗くなった区分が例証するように、サンプリング入力スイッチは、入力信号を円形状コンデンサー２１２の連続する部分に連続してサンプリングする。増幅器２０６は、二極の出力ドライブを有し、そのため、コンデンサーのチャージは、サンプリングの時間における瞬間信号レベルに対して、増加若しくは減少（放電）される。
【００３０】
コンデンサー２１２に保存された信号サンプルは、第二リングカウンター（ｒｉｎｇ ｃｏｕｎｔｅｒ）２１６の制御下において連続する手法で保存された信号をサンプリングする、サンプリングする出力スイッチ２１４によってサンプリングされる。第二リングカウンター２１６のリングの暗くなった区分によって示されるように、サンプリングする出力スイッチ２１４は、スイッチ及びスイッチのリングカウンターを入力する特異的な時間の関係において保存された信号をサンプリングする。入力及び出力サンプリング間の時間の遅延は、二つのリングカウンター間の時間の遅延を確立するタイムシフター２２０によって設定される。このようにして、出力信号サンプルのサンプリングの時間は、二つのリングカウンター間のタイミング差の機能として、増大しながら進展もしくは遅延され得る。この操作は、パッチのすべての素子の出力信号サンプルを、パッチの中央の素子の時間をサンプリングするような所望の時間列にもたらすために使用され得る。パッチのすべての素子からの信号がサンプリングする時間の所望の範囲内である場合、信号は、超音波システムでのさらなるビーム形成のための一つの信号に組み合わせることが可能である。時間が整列された出力信号は、増幅器２１８によってさらに増幅され、パッチの別の素子の信号を伴い組み合わせるためのサマーに接続される。
【００３１】
図１６の配置の構成された実施態様の詳細は、図１７に示されている。集積回路の組み立てにおいて、サンプリングするスイッチは、図１６で示されて例証されるように回転するワイパーを有しないが、複数のゲート２２８によって形成される。各々のゲート２２８は、１ビット循環し、それによってリングカウンターとして作動するように配置される、シフトレジスター２３０の出力段階の出力によって制御される。ビットがシフトレジスター２３０の特定段階へシフトされる場合、その特定段階に接続しているゲート２２８は、信号サンプルを特定段階のコンデンサー２１２に導くために閉じられている。出力スイッチは、一連の平行なゲート２３４として同様に構成されて、循環するシフトレジスター２３２の段階によって同様に制御されている。コンデンサー２１２から取得された信号サンプルは増幅され、別の信号の組み分けを伴う合計のための電流の合計ノードに抵抗して接続されている。
【００３２】
時計指令メモリ（ｃｌｏｃｋ ｃｏｍｍａｎｄ ｍｅｍｏｒｙ）２４０は、走査ヘッドに位置して、好ましくはサンプリングする回路類として同一の集積回路に位置している。時計指令メモリは、一つ以上の受信するエコーの連続のために必要な時間の遅延を確認するデータを保存する。電流ビームのための制御データは、二つのリングカウンター間の相対的な時間の関係を制御する、時計遅延コントローラー（ｃｌｏｃｋ ｄｅｌａｙ ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）２４２に接続されている。コントローラー２４２は、到達する第二リングカウンター２３２からの第一リングカウンター２３０に適用する時計サイクル（ｃｌｏｃｋ ｃｙｃｌｅ）の保護によって、若しくは時計信号への追加的な時計サイクルの挿入によって上記を行なう。第二リングカウンターへのシフトレジスター時計パルスの保護若しくは挿入によって、二つのリングカウンター間の相対するタイミングは調節して進められるか遅らせられる。次いで、パッチのすべての変換器素子からの時間が整列されたサンプルは、電流の合計ノードＩ Ｎｏｄｅにて組み合わせられる。パッチからの合計された信号は、走査ヘッドケーブルを通過して超音波システムビーム形成器に接続されている。
【００３３】
第一サンプリング出力スイッチよりも異なる時間の関係において制御される各素子のための追加の第二サンプリング出力スイッチ、及びパッチ素子の第二サンプリング出力スイッチのための第二サマーを伴って、第二の受信するビームは、第一受信ビームのような同一時間にて合成される。このようにして、各パッチは、下記に記載の多重ラインの実施態様で有用な、二つ（若しくはそれ以上）の受信ビームを同時に受け取る小さい多重ライン受け取り器となる。
【００３４】
パッチのための超小型ビーム形成器は、遅延ライン、ミキサーが接続され及び／若しくはアナログ遅延ラインがタップされたチャージのような、別の構成を活用できる。
【００３５】
三次元画像は、容積測定領域が全容積を覆う超音波ビームで十分にサンプリングされることを要求する。これは、本質となる容積測定データの完全な設定を獲得するために必要とされる時間を引き起こす、多大な送信−受信サイクルを要求する。上記の本質的な獲得時間の結果は、リアルタイム３Ｄ表示のフレーム率が低くなり、画像が動作アーティファクトに従うであろう。したがって、容積測定領域の必要な走査ラインを獲得するために要求される時間を最小限にすることが望ましい。この難問への好ましいアプローチは、図１８及び１９に示されているように、多重ラインビーム形成、走査ライン補間、若しくは両者を採用することである。ビームが、画像化される容積をサンプリングする正方形若しくは長方形パターン（断面で見た場合）で操舵されるであろう一方、好ましい実施態様において、ビームは、画像化されている領域を空間的に十分に均一にサンプリングする容積測定領域の三角形若しくは六角形パターンに適応させられる。図１９ａは、走査ラインにおいて、容積測定領域が軸方向に見られる、容積測定領域を通過する断面図である。この実施例において、１９の走査ラインは、すべての転送ビームにおいて合成される。走査ラインの位置は、六角形パターンにおいて空間的に配置される。一つの六角形パターンの１９の走査ラインの位置は、走査ラインに沿った軸面の概観を表わす円によって与えられる。１９の走査ラインの位置は、ビームを横断する所望の最低強度の“太った”送信ビームによって高周波の音波が当てられる。この実施例の送信ビームは、走査ライン２７０の位置に集中しており、１９の走査ライン位置をすべて包含すると見られる点線の円２５０によって表示された周囲へ所望の音響的強度を維持している。変換器配列の素子によって受け取られたエコーは、上述したように、走査ヘッドで超小型ビーム形成器２８０によって部分的にビーム形成され、図１８ａに示されるように超音波システムにおいて１９の多重ラインビーム形成器２８２に接続される。この実施例において、３０７２素子の２Ｄ変換器配列は、１２素子のパッチにて操作され、多重化していない２５６の信号コンダクターを伴うケーブル２８１によって超音波システムに接続されている、２５６のパッチ信号を合成する。１９の多重ラインビーム形成器は、１９の遅延及びサマーのセットを伴う変換器パッチから受信される２５６のエコー信号を処理し、図１９ａに示されているように、同時に１９の受信走査ライン２５２乃至２７４を形成する。１９の走査ラインは、図８ですでに上述したように高調波分離、Ｂモード、ドプラ、及び容積演出機能のうちの数多若しくはすべてを実行する、画像プロセッサー２８４に接続されている。次いで、三次元画像は表示１００に表示される。
【００３６】
補間は、走査データを形成するために、若しくは、代替として多重ラインの走査ライン形態と関連するために使用されるであろう。図１９ｂは、背景のグリッドパターンによって示唆されているように、六角形パターンで画像化される容積から獲得される、暗くなった円によってマークされた一連の走査ライン３６１乃至３６７を例証している。走査ライン３６１乃至３６７は、個々に獲得されるか、若しくは多重ラインの獲得によって二つ以上のグループで獲得される。暗くなっていない円の位置での走査ラインは、二つのポイントｒｆ補間を用いて獲得された走査ラインから補間される。補間された走査ライン３７１は、隣接する走査ライン３６１及び３６２の各々の質量を１／２倍することによって補間され、次いで結果は組み合わせる。使用される質量は、値が補間された、３つの受信した走査ラインの位置に関係して合成される走査ラインの位置の機能である。同様にして、補間された走査ライン３７２は隣接する走査ライン３６２及び３６７を用いて補間され、補間された走査ライン３７３は隣接する走査ライン３６１及び３６７を用いて補間される。３つの走査ラインの各グループは、２（２^−１）の因子である重みづけ因子を用いて３つの媒体走査ラインを補間するために使用され、補間されるデータのビットのシフト及び追加によって急速に実行される補間を可能にする。これは、乗数及び乗法の使用を避け、リアルタイム３Ｄ表示率のために有利な高速処理を可能にする。
【００３７】
図１９ｃは、容積の走査ライン密度が補間によってさらに増加する、図１９ｂの補間のさらなる反復を例証する。この例証において、走査ライン３８１乃至３８３及び３８７乃至３９２の二つのさらなるセットは、上述のセット間で補間される。それらの走査ラインは、走査ラインのすでに補間されたセットを用いて補間されるか、若しくは獲得された走査ライン３６１、３６２、３６７から直接（所望であれば、同時に）補間されるであろう。それらの走査ラインはまた、２の因子である重みづけ因子によって計量される利点を有する。３つの受信された走査ライン３８１乃至３８３の最も中心の補間された走査ラインのセットは、１／２及び１／４の重みづけ因子を用いて補間される。例えば、走査ライン３８１は、（１／２（走査ライン３６１）＋１／４（走査ライン３６２）＋１／４（走査ライン３６７））によって合成される。米国特許出願番号５９４０１２３で記載されているように、走査ラインの外部セットは、１／４、３／４倍の質量によって合成される。例えば、走査ライン３９２は、（１／４（走査ライン３６７）＋３／４（走査ライン３６１））によって合成されるか、若しくは乗法を回避するために（１／４（走査ライン３６７）＋１／４（走査ライン３６１）＋１／４（走査ライン３６１）＋１／４（走査ライン３６１））によって合成される。図１９ｃは、走査ライン３８４乃至３８６の中央のグループを含有する受信された走査ライン３６２、３６３、３６７のための補間された走査ラインの対応するセット及び走査ライン３９３乃至３９６の外部のセットを例証している。動作的なアーティファクトを縮減するために、受信された走査ラインデータは、表示に先立ち、ｒ．ｆ．若しくは検出された形態の何れかによりフィルター化され得る。
【００３８】
上記の実施例は、線状補間フィルターケーネル（ｆｉｌｔｅｒ ｋｅｒｎｅｌ）を使用する。非線状状（例えば、コサイン、サイン等など）を有する補間ケーネルを使用することがまた可能である。しかしながら、それら外部フィルターのフィルター係数は、一般的には所望の２の累乗を有しない。
【００３９】
ある操作の状況下において、超音波システムに走査ヘッドを接続するために必要なケーブルの大きさを縮減するパッチの使用は、走査ヘッドのビームパターンにおいて望まれない回折格子葉（ｇｒａｔｉｎｇ ｌｏｂｅｓ）を与える。これは、上記に記載のように超小型−ビーム形成の使用を伴ってさえ、個々の変換器素子の単一ユニットへの組み分け化、変換器配列コーサーピッチ（ｃｏａｒｓｅｒ ｐｉｔｃｈ）を与えることによる。この問題は、送信ビーム場での多重の近接した間隔が置かれた走査ラインからの信号の受信が可能である、すべての２Ｄ配列のサブ−アパチャーとなる各パッチを考慮することによって縮減される。サブ−アパチャーからの信号は遅延可能で、走査ラインを受信した多重ラインのグループを形成するために合計される。サブ−アパチャ−の周期性の理由によって持ち上がり、最終画像にクラターを寄与することができる回折格子葉は、各サブ−アパチャ−（パッチ）からの二つ以上の異なって操舵される信号の合成により縮減される。操舵の差は、パッチのビーム幅内で小さく保たれる。操舵する遅延のプロファイルをλ／２より小さく保つことにより、著しい回折格子葉は、画像分野から維持される。
【００４０】
簡素な１Ｄの実施例は、これらの効果を例証している。λ／２の相互素子間隔（ピッチ）を伴う６４素子の１Ｄ線状配列を考慮する。配列は、各々が１６素子の４つのパッチに分割される。二つのビームは、各パッチの名目上の方向で左右に操舵される。操舵する角度は制限されており、他のライン若しくはサンプルは、それら二つの受信された多重ライン間に補間できる。多重ラインは、間隔が置かれた補間されたラインの生成を支援するために放射状に十分に離れているが、共に近接することが望まれ、そのため、ｒｆ補間は空間的なサンプリングによりアーティファクトを形成しないであろう。例えば、操舵の遅延が±λ／８よりも小さく対応するように制限された場合、各パッチからの二つの操舵されたビームは、名目上のパッチのビームパターンのほぼ−１ｄＢ幅内に収まる。また、任意の素子上の左右の多重ライン間の操舵する遅延がこのようにしてλ／４に制限されているため、ｒｆ補間されたラインは、簡素な二つのタップ補間フィルターを用いて合成可能である（λ／２の遅延は、ナイキスト基準と対応するであろう）。λ／８の遅延制限は、操舵する角度をほぼ±（λ／８）／（４^＊λ）若しくは１／３２ラジアンに制限する。このようにして、左右の多重ライン間の角度は、約１／１６ラジアン、若しくは３．６°となる。二つの他のラインが、二つの受信された多重ライン間に対称的に補間される場合、結果となるライン間隔は、ほぼ１．２°である。著しいほど多大な数の、より接近して間隔が置かれた多重ライン若しくは補間されたラインはまた、望まれるように合成され得る。
【００４１】
１Ｄ配列の実施例において、名目上の操舵方向で操舵される各パッチからの合成する単一の走査ラインに代わって、二つの走査ラインが合成され、一つは名目上の操舵方向からわずか左に操舵され、一つはわずか右に操舵される。２Ｄ配列の場合、数多の変化が可能である。直線的な２Ｄ配列において、４つの走査ラインが、直角位相関係での操舵された左右及び上下の各パッチにおいて合成される。六角形のような三角形を基にした２Ｄ配列において、３つの走査ラインは図１８ｄに示されるように１２０°の回転にて合成される。この図形で合成された走査ラインは、Ｂ_φ０、Ｂ_φ１２０、及びＢ_φ２４０としてそれぞれ識別され、添字番号は、パッチの名目上の操縦する方向に垂直な面における回転方向を言及し、角度φは、名目上の操舵方向から各走査ラインが傾くわずかな角度である。角度φは、上述のように小さく維持され、３つの走査ラインは、名目上の操舵されるビームのビーム幅内に維持されている。図１８ｃは、パッチ２０２の面に対して垂直で名目上操舵されるビームを有する、図１８ａに示されているシステムによって合成されるであろうような、パッチ２０２に垂直に適応された単一の走査ラインＢ_０を例証している。
【００４２】
先の例は直線の配列における長方形の走査幾何学的配置及び六角形配列における三角形の走査幾何学的配置の使用を示唆するが、走査幾何学的配置は幾何学的配置を配置するためには本質的にリンクされない。長方形の走査は六角形配列を使用して、実行することが可能で、その逆も正しい。
【００４３】
図１８ｄによって例証されるようなシステムの操作が図１８ｂに示される。この図の走査ヘッドは、図１８ａの超小型−ビーム形成器２８０のような一つのラインに代わって、各パッチ（例えば、Ｂ_φ０、Ｂ_φ１２０、及びＢ_φ２４０）からの３つの多重ライン信号を合成する、１２素子のパッチ超小型−ビーム形成器を含む。超小型−ビームが形成されたパッチの多重ラインは、ケーブル３５１のｎコンダクターを介して超音波システムの多重ラインビーム形成器３５２に接続される。すべてのパッチからの多重ラインの走査ラインは、多重の走査ラインを形成するためにシステム多重ラインのビーム形成器３５２と組み合わせられる。また、多重ライン走査ライン間でｒｆ補間を実行することが可能である。しかしながら、各パッチからの多重ライン信号を組み合わせて、次いで、ビーム形成された信号上でｒｆ補間を実行するのではなく、好ましくは、ビーム形成する組合せに先だって、ｒｆ補間が各パッチから別々に受け取られる信号で実行されることが好まれる。この場合において、ｒｆ補間の重みづけ及び合計操作に先だって、各名目上の操舵方向における各パッチ信号は、名目上のラインからの補間されたラインの各パッチの位置及びオフセットにより決定された量によってわずかに遅延するか、若しくは前進される。遅延の影響は、ｒｆ補間段階で組み合わされたパッチの波形のコヒーレンスを最大化することである。これは、補間誤差を縮減し、感度を改善する。特に、Ｎの補間されたラインが、Ｋの多重ラインを有する各パッチであるＭパッチから合成される場合、ＭＮｒｆインターポレーターは、各多重ラインの一つである、Ｋ遅延状態により先行される各インターポレーターを伴って必要とされる。この同様なアプローチ（つまり、パッチ信号の組み合わせに先立つ遅延＋個々のパッチｒｆ補間）はまた、連続する送信間の標的の動作が過度でないことにおいて提供される非−多重ラインモードでの異なる方向から受信されるパッチ信号において使用され得る。次いで、多重の走査ラインは、画像プロセッサー２８４によって処理され、前述のように表示１００に表示される。各々の２５６のパッチからの３つの多重ラインが多重化をせずに同時に送られ、所望であれば数は多重化により縮減される場合、ケーブルの受信信号コンダクターの数ｎは７６８である。超音波システムにより受信されるパッチの多重ラインが、所望であれば、ビーム形成システムに先だって、追加の走査ラインを形成するために補間され得る。しかしながら、補間の処理（重みづけ及び合計）がビーム形成の処理と数学的に互換性がある場合、パッチの多重ラインは、ビーム形成された多重ラインの形態におけるシステムビーム形成器に直接供給され得る。
【００４４】
数多の表示フォーマットは、本発明の三次元表示のために使用されるかもしれない。図２０は、２Ｄ変換器配列２００により走査される容積測定領域３００を示している。走査された容積測定領域は、変換器からのビームの操舵に依存する四角形、円筒状、ピラミッド型のような、任意の所望の形状となり得る。この実施例において、容積測定領域３００は、六角形のピラミッドとして示されている。容積測定領域３００内に示されているのは、二本線で描写されている画像平面３０２である。画像平面３０２は、容積測定領域３００が走査されるように、時タイムインターリーブ（ｔｉｍｅ ｉｎｔｅｒｌｅａｖｅｄ）手法にて走査される。タイムインターリービングは、画像平面３０２からのエコーデータを、十分な容積測定領域３００を走査するのに必要なそれより少ない時間で完全に得ることができる。また、画像平面３０２の表示のフレーム率は、容積測定の表示のそれよりしたがって大きい。容積測定及び平面画像データのタイムインターリービングは、図２１に例証されている。この図は、容積測定表示において、エコーデータが獲得されている期間におけるシークエンスＥ_３００を示している。このシークエンスは、平面表示のためのエコーデータＥ_３０２が獲得される期間中に周期的に妨害される。数多の平面のエコーデータは、両者の表示において使用され得る。シークエンスの相対的な持続期間及び各表示で必要とされる送信受信サイクルの数は、二つの表示のフレーム率の関係を決定する。
【００４５】
容積測定及び平面画像は、図２２で例証されるように、好ましくは共に表示される。表示１００の左側は、三次元表示の容積測定領域での構造３０４を示す、容積測定領域３００の三次元表示である。表示１００の右側は、三次元構造３０４の切断面３０６を効果的に示す、二次元画像平面３０２である。三次元画像３０の表示のフレーム率が比較的低い一方で、二次元画像３０２の表示のフレーム率は、心臓のような動作する物体を診断する場合に有用で、より高いであろう。好ましくは、二次元平面３０４の位置は、この実施例に示されているように、三次元表示で示唆されるであろう。これは、使用者に容積測定領域内の二次元画像平面におけるリファレンスの基準を与える。使用者は、容積測定領域内の断面３０６の位置を移動する能力を有し、選択された病理が高いフレーム率で見ることができる。マウスやトラックボールのような指示装置の操作によって、容積測定領域３００内の画像平面３０２の位置が表示の左側で変化可能である。使用者は、容積測定領域の、若しくは、容積内の恣意的に選ばれた位置へ切断面をドラッグずるか移動させる中心軸に関する切断面を回転させる選択を与えられる。このようにして、表示１００は、比較的低いフレーム率で容積測定領域を表示し、より高いリアルタイムのフレーム率で選択された平面を表示する。この方法は、切断面が変換器のアパチャーから延在する場合に適用する、すなわち、切断面は“ｃ”平面ではない。
【００４６】
別の有用なタイムインターリーブされたフォーマットが図２３に示されている。画像平面を走査する容積測定領域３００の走査の妨害に代わって、完全な容積測定領域の走査が、少ない容積の表示のより高いフレーム率における容積測定領域３００内の少ない容積３０６を走査するために妨害された。したがって、走査するシークエンスは、Ｅ_３００、Ｅ_３０６、Ｅ_３００、Ｅ_３０６、Ｅ_３００、等である。図２３は、完全な容積測定領域３００の表示を示している。容積測定領域３００内には、小さい容積測定領域３０６がある。小さな容積領域は、表示の右側に拡大されて見るように示されている。小さい容積３０６が、完全な容積測定領域３００よりもより頻繁で完全に走査されるため、小さな容積の表示のフレーム率は、完全な容積測定領域のフレーム率よりも大きい。ビームの数、したがって小さい容積を走査するために必要とされる時間は、この実施例は上部３０８の大きさで、小さな容積の底面である、図１９の平面である、小さな容積の側面の大きさの機能である。このようにして、小さな容積の表示のフレーム率及び両者の容積測定表示は、小さな容積の上部３０８のサイズを縮減することによって増大される。前述の実施例のように、使用者は、容積測定領域内のセンターラインに関する小さな容積を回転させるか、若しくは容積測定領域３００内の所望の任意の位置への小さな容積を再配置する選択権を持っているかもしれない。この実施例において、使用者は、より高いフレーム率で小さな容積画像３０６に拡大した際に、より確信して行われるかもしれない、妨害のサインのために緊密に診断される冠状動脈１２の部分を包含する小さな容積の位置を決めた。かかる診断は、好ましくはドプラモード及び演出された高い透明度若しくは完全に除去された周辺組織を伴うドプラモード力を用いて行なわれる。
【００４７】
図２４乃至２６は、他の血管と同様に冠状動脈の画像を描写するために役立つ別の表示フォーマットを例証する。図２４は、冠状動脈を含む三次元画像容積を例証する。主要な動脈３１０は、容積の左側から延在し、枝３１２及び３１４に分割される。上記に示されて記載されるように、冠状動脈が心臓の表面を横断するので、ねじれて屈折した径路が続く。診断に対して有効にこれらの動脈を“まっすぐにすること”ができるかもしれない場合、より確信している診断を得ることができるかもしれない。図２５及び２６は、そのような技術の方法を例証している。診断医は、動脈３１０のような診断における特異的な脈管を示す。超音波システムは、指定の脈管を自動的にトレースする。そのような一つの方法が図２５に例証されて、その方法は、横座標が超音波画像の空間の長さであり、縦座標は画像の強度か、若しくは明るさである。曲線３２０は、脈管の１つの側から他方まで動脈３１０を横切って色または明るさの変化を例証する。例えば、脈管はグレーの背景に対して赤色になるであろう。脈管の１つの側で遭遇し、曲線３２０が３１０ａで上昇し、曲線３２０の下り坂の３１０ｂで脈管の反対側で減少するので、赤色は増加するだろう。坂３１０ａ及び３１０ｂから、超音波システムは、動脈の中心３２４容易く決定することができ、したがって画像において脈管の中心に沿ってトレースできる。診断医が枝３１４にしたがったトレースを望む場合に枝３１２にしたがってトレースするような、枝を誤って自動的にトレースする場合、診断医はトレースを消去するために枝３１２をクリックでき、動脈３１０から上の枝３１４のトレースを続けられるために枝３１４をクリックできる。
【００４８】
一旦、所望の脈管径路が識別されると、図２６に示されているように、脈管径路は、そのセンターライン３２４に沿った直線径路において再度表示される。所望であれば、脈管はセンターラインに沿った断面図に表示することができ、脈管は図２４で三次元であるので、脈管は“開けること”ができ、また、外周は、図２６での画像の高さｈとして表示される。脈管がこの“真っ直ぐ”な表示で、所望のように拡大されて示されている場合、３２２の位置で示されているような流れの径路での障害は、より容易く識別できる。障害は、脈管の円周が開かれて表示する場合、しばしば容易く観察できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 心臓表面を横断している冠状動脈を例証する。
【図２】 図１で示されている冠状動脈の部分的な血管写像を例証する。
【図３】 心臓の壁及び心室の一部を交差する三次元容積を例証する。
【図４ａ】 図３の容積内の心臓の一部の心室、心筋及び環状動脈の連続する注入を例証する。
【図４ｂ】 図３の容積内の心臓の一部の心室、心筋及び環状動脈の連続する注入を例証する。
【図４ｃ】 図３の容積内の心臓の一部の心室、心筋及び環状動脈の連続する注入を例証する。
【図５ａ】 線状及び段階的な配列変換器を伴う三次元容積の“スリット−ｏ−ビジョン”走査を例証する。
【図５ｂ】 線状及び段階的な配列変換器を伴う三次元容積の“スリット−ｏ−ビジョン”走査を例証する。
【図６ａ】 線状及び段階的な配列変換器を伴う三次元容積の機械的な走査を例証する。
【図６ｂ】 線状及び段階的な配列変換器を伴う三次元容積の機械的な走査を例証する。
【図７ａ】 二次元の線状及び段階的な配列変換器を伴う三次元容積の電子的な“スリット−ｏ−ビジョン”走査を例証する。
【図７ｂ】 二次元の線状及び段階的な配列変換器を伴う三次元容積の電子的な“スリット−ｏ−ビジョン”走査を例証する。
【図８】 本発明の原理と一致して構成された超音波診断画像システムを例証する。
【図９】 走査ヘッド及び超音波システム間でのビーム形成の分割を例証する。
【図１０ａ】 ビーム形成器の走査ヘッドによる上昇する方向でのビームの操舵を例証する。
【図１０ｂ】 ビーム形成器の走査ヘッドによる上昇する方向でのビームの操舵を例証する。
【図１１ａ】 走査ヘッドが上昇するビーム形成器の異なる実施態様を例証する。
【図１１ｂ】 走査ヘッドが上昇するビーム形成器の異なる実施態様を例証する。
【図１１ｃ】 走査ヘッドが上昇するビーム形成器の異なる実施態様を例証する。
【図１２】 図１１ａ、１１ｂ、及び１１ｃの高さのビーム形成器を伴って操作する方位のビーム形成器を例証する。
【図１３】 本発明と一致する三次元走査における二次元変換器配列の平面図である。
【図１４】 図１３の変換器配列の受信するサブアパチャーを例証する。
【図１５ａ】 図１３の変換器配列の異なって送信するサブアパチャーを例証する。
【図１５ｂ】 図１３の変換器配列の異なって送信するサブアパチャーを例証する。
【図１５ｃ】 図１３の変換器配列の異なって送信するサブアパチャーを例証する。
【図１５ｄ】 図１３の変換器配列の異なって送信するサブアパチャーを例証する。
【図１５ｅ】 図１３の変換器配列の異なって送信するサブアパチャーを例証する。
【図１５ｆ】 図１３の変換器配列の異なって送信するサブアパチャーを例証する。
【図１５ｇ】 図１３の変換器配列の異なって送信するサブアパチャーを例証する。
【図１６】 所望の時間の関係における図１３の変換器配列の変換器素子によって受信される信号をサンプリングするための走査ヘッドの超小型回路を例証する。
【図１７】 図１６の超小型回路のより詳細な図面である。
【図１８ａ】 図１３の変換器配列によって受信された信号を適切に処理するための走査ヘッドの超小型ビーム形成器及び多重ラインビーム形成器システムを例証する。
【図１８ｂ】 多重ラインシステムとの組み合わせで多重ラインの走査ヘッド超小型ビーム形成器の使用を例証する。
【図１８ｃ】 二次元変換器配列パッチから操舵する単一ライン及び多重ラインビームを例証する。
【図１８ｄ】 二次元変換器配列パッチから操舵する単一ライン及び多重ラインビームを例証する。
【図１９ａ】 六角形の走査パターンにおける図１８ａのシステムの操作を例証する。
【図１９ｂ】 六角形の走査ラインパターンを開発するための補間の使用を例証する。
【図１９ｃ】 六角形の走査ラインパターンを開発するための補間の使用を例証する。
【図２０】 二次元画像平面を含む三次元容積を例証する。
【図２１】 図２０の三次元容積及び二次元画像平面のタイムインターリーブされたサンプリングを例証する。
【図２２】 図２０の三次元容積及び二次元画像平面の二重表示を例証する。
【図２３】 大きな三次元容積及び大きな容積内に含まれた小さい三次元容積の二重表示を例証する。
【図２４】 冠状動脈を含む三次元画像容積を例証する。
【図２５】 三次元画像において血管の中心を検出するためのアルゴリズムを例証する。
【図２６】 図２３の環状動脈の一つの“真直ぐにされた”表示を例証する。

Claims (14)

1. 冠状動脈を超音波的に画像化するためのシステムの制御方法であって、
   超音波エネルギー送信手段が、超音波造影剤を含む冠状動脈へ超音波エネルギーを送信する段階と；
   エコー信号受信手段が、前記冠状動脈を含んでいる容積測定領域から前記送信された超音波エネルギーに応答するエコー信号を受信する段階と；
   受信エコー信号処理手段が、前記容積測定領域内に含まれる前記冠状血管の前記造影剤の超音波画像を生成するために受信されたエコー信号を処理する段階とを含み、
   前記冠状動脈の前記造影剤からの信号が、前記容積測定領域の別の部分での造影剤からの信号に関してセグメント化されることを特徴とする方法。
2. 前記超音波画像が、前記容積測定領域内に含まれる前記冠状動脈の流れの三次元レンダリングを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
3. 前記超音波画像が、前記容積測定領域内に含まれる前記冠状動脈の流れの投影画像を含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
4. 前記冠状動脈の前記造影剤からの信号が、前記容積測定領域の別の部分での造影剤からの所望でない信号をマスキングすることによってセグメント化されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
5. 前記冠状動脈の前記造影剤からの信号が、前記容積測定領域の別の部分で選択的にマイクロバブルを分裂させることによってセグメント化されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
6. 前記冠状動脈の前記造影剤からの信号が、心筋で選択的にマイクロバブルを分裂させることによってセグメント化されることを特徴とする請求項５に記載の方法。
7. 前記冠状動脈の前記造影剤からの信号が、閾値化操作によってセグメント化されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
8. 超音波ビーム送信手段が、高さ方向に分岐し且つ方位方向に集中する超音波ビームを送信する段階を、前記送信する段階が含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
9. 容積測定領域内に含まれる冠状動脈の三次元超音波画像を生成する超音波診断画像システムであって、
   (a) 変換器素子の二次元配列を含む超音波走査ヘッドと；
   複数の超小型ビーム形成器であり、各超小型ビーム形成器が、変換器素子のパッチに接続され、前記パッチの素子からビーム形成された信号の合計を生じる、複数の超小型ビーム形成器と；
   (b) 前記超小型ビーム形成器に接続されるコンダクターを有するケーブルと；
   (c) 超音波的に冠状動脈を画像化するための超音波システムであり、
   超音波造影剤を含む前記冠状動脈へ高音波エネルギーを送信する手段、
   前記冠状動脈を含む容積測定領域から前記送信された超音波エネルギーに応じてエコー信号を受信する手段、及び
   前記容積測定領域内に含まれる前記感光血管の前記造影剤の超音波画像を生成するために受信されたエコー信号を処理する手段であり、前記冠状動脈の前記造影剤からの信号が、前記容積測定領域の別の部分での造影剤からの信号に関してセグメント化される手段とを含む超音波システムとを含み、
   前記超音波システムがさらに、
   タイムアラインされたパッチ信号から多数の同時の走査ラインを生成する、前記ケーブルのコンダクターに接続される多重ラインビーム形成器、
   前記多重ラインビーム形成器に接続される三次元画像プロセッサー、及び
   前記画像プロセッサーに接続される表示、を含むことを特徴とする超音波診断画像システム。
10. 前記超音波システムが、補間された走査ラインを生成するために前記走査ラインデータを補間する、前記走査ラインに対して反応するインターポレーターをさらに含むことを特徴とする、請求項９に記載の超音波診断画像システム。
11. 各超小型ビーム形成器が、パッチからの二つ以上の異なって操舵されるビーム形成された信号の生成が可能であることを特徴とする、請求項９に記載の超音波診断画像システム。
12. さらに、前記容積測定領域上及び前記容積測定領域の平面領域上のビームを走査する、前記二次元配列の素子に接続される送信機を含み、該送信機において、前記平面領域を完全に走査するために必要な時間が前記容積測定領域を完全に走査するために必要な時間よりも短いことを特徴とする請求項９に記載の超音波診断画像システム。
13. さらに、二次元画像プロセッサーを含み、該プロセッサーにおいて、前記表示が前記容積測定領域の三次元画像及び前記平面領域の二次元画像を表示することを特徴とする請求項１２に記載の超音波診断画像システム。
14. 前記二次元画像の表示のフレーム率が、前記三次元画像の表示のフレーム率よりも高いことを特徴とする請求項１３に記載の超音波診断画像システム。

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