JP6162094B2

JP6162094B2 - 超音波高調波撮像のためのシステム

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Publication number: JP6162094B2
Application number: JP2014208346A
Authority: JP
Inventors: ヤンウェイ・ワン; ジェラルド・マクモロー
Original assignee: Verathon Inc
Current assignee: Verathon Inc
Priority date: 2007-05-16
Filing date: 2014-10-09
Publication date: 2017-07-12
Anticipated expiration: 2028-05-15
Also published as: EP2155067A2; CA2688778A1; EP2155067A4; EP2155068A1; JP2010527278A; JP2010527277A; WO2008144449A3; EP2155068B1; EP2155068A4; EP2155067B1; CA2688758A1; US20090105585A1; CA2688778C; WO2008144452A1; JP2015042279A; CA2688758C; WO2008144449A2; JP5632278B2

Description

本発明の実施形態は超音波トランシーバにより走査される関係するターゲット領域の画像処理に関する。

本出願は2007年12月31日出願の米国特許出願番号第11/968,027号明細書に対する部分継続出願であり、それに対する優先権を主張し、その全体がここで参考文献とされている。

本出願は2007年10月27日出願の米国特許出願番号第11/926,522号明細書に対する部分継続出願であり、それに対する優先権を主張し、その全体がここで参考文献とされている。

本出願は2007年10月27日出願の米国特許出願番号第11/925,887号明細書に対する部分継続出願であり、それに対する優先権を主張し、その全体がここで参考文献とされている。

本出願は2007年10月27日出願の米国特許出願番号第11/925,896号明細書に対する部分継続出願であり、それに対する優先権を主張し、その全体がここで参考文献とされている。

本出願は2007年10月27日出願の米国特許出願番号第11/925,900号明細書に対する部分継続出願であり、それに対する優先権を主張し、その全体がここで参考文献とされている。

本出願は2007年10月27日出願の米国特許出願番号第11/925,850号明細書に対する部分継続出願であり、それに対する優先権を主張し、その全体がここで参考文献とされている。

本出願は2007年10月27日出願の米国特許出願番号第11/925,843号明細書に対する部分継続出願であり、それに対する優先権を主張し、その全体がここで参考文献とされている。

本出願は2007年10月26日出願の米国特許出願番号第11/925,654号明細書に対する部分継続出願であり、それに対する優先権を主張し、その全体がここで参考文献とされている。

2007年3月16日出願の米国特許出願第60/938,359号明細書、2007年3月16日出願の米国特許出願第60/938,371号明細書、2007年3月16日出願の米国特許出願第60/938,446号明細書全体が参考文献とされている。本出願はそれらに対して優先権を主張している。

全ての出願はその全体が参考とされている。

高速度フーリエ変換（ＦＦＴ）による超音波撮像は、ある状況下では診断において有用な画像を生成するために必要とされるスペクトル情報がない可能性がある。幾つかのＦＦＴ手順で固有の不備は他の方法を用いることにより克服されることができる。

システム及び方法は、ターゲットの関心領域（ＲＯＩ）から戻る超音波エネルギを送信することにより受ける差波長及び非線形波長歪み及び減衰から生じる帰還する第１及び第２のエコー波長高調波を使用して高調波解析カーネル（ＨＡＫ）アルゴリズムを介して人工知能を使用する。ＨＡＫアルゴリズムは非母数であり、実質的にモデリングエラーを受けにくい。サブアパーチャアルゴリズムによる高調波比を使用することにより、診断において有用な画像が与えられる。

サブアパーチャアルゴリズムはオリジナルの超音波Ｂモード画像に加えて走査モダリティを使用して臓器の寸法情報を獲得するために超音波走査プロトコルにより強化される時間的制約内で実時間に実行されるのに実質的に十分な高速度である。この高調波情報は単一の基本周波数を有する長い問合せパルスを使用して集められる。受信された信号は集められ、第１および第２高調波についてそのスペクトル情報について解析される。これらの２つの高調波の比はどの程度多くの高調波が発生されその伝播に沿って減衰されるかについての量的情報を提供する。サブアパーチャアルゴリズムはデータのモデリングエラーを最小にするために非母数モードで実行されることができる。

本特許出願はカラーで行われた少なくとも１枚の図面を含んでいる。カラー図面を有する本特許の写しは要請および必要な料金の支払いにより特許商標庁により与えられる。明白な強化された超音波画像を進展し、提示し、使用するためのシステム及び方法の実施形態を以下説明する。

トランシーバと、走査平面の回転アレイと超音波高調波撮像システムのアレイの走査平面を具備する走査コーンの部分的概略図および部分的斜視図を示す図である。超音波高調波撮像システムの別の実施形態のトランシーバと、３Ｄ分布された走査線からなる走査コーンアレイの部分的概略図と部分的斜視図と側面図を示す図である。トランシーバプローブとコンソールの組合せを使用する超音波高調波膀胱スキャナシステムの部分的斜視図であり、オブジェクト77Bがディスプレイ16上に示され、異なる矢印のセットが77Aに示されているがフォーマットはやや異なる図である。複数の超音波高調波撮像システムと通信しているサーバアクセス構内網の概略図である。複数の超音波高調波撮像システムと通信しているインターネットの概略図である。高調波プロフィール平滑化を得るためのサブアルゴリズム処理アルゴリズムを概略的に示す図である。患者の膀胱領域の生のデータ画像の図である。図６Ａの膀胱画像の生のデータ画像のＦＦＴを使用した第１高調波の大きさに対する第２高調波の大きさの比を示す図である。図６Ａの膀胱画像の生のデータ画像に適用される図５のＨＡＫを使用した第１高調波の大きさと第２高調波の大きさとの比の図である。患者から得られた膀胱領域の生のデータ画像のパネル図である。図７の患者の膀胱領域のそれぞれの生のデータ画像のＦＦＴに基づいた第１高調波の大きさと第２高調波の大きさとの比のプロフィール図である。図７のＢモード走査で提示される生のデータ画像のＨＡＫに基づいた第１高調波の大きさと第２高調波の大きさとの比のプロフィール図である。０、１５、３０、４５、６０、７５、９０、１０５、１２０、１３５、１５０、１６５度のθ角度値を有する走査平面の４つの第２高調波プロフィールのパネルを示す図と、この図を３次元空間で構成又は整列した１２の第２高調波プロフィールを示す図と、しきい値面を超えて投射する１２の第２高調波放物線のシミュレートされたＣモードの平面図を示す図である。ＦＦＴ処理された第２高調波の２Ｄプロットを示す図である。２ＤプロットがＨＡＫ処理された第２高調波である図１１ＡのＨＡＫコンパニオン図である。ＦＦＴ処理された第２高調波の２Ｄプロットを示す図である。２ＤプロットがＨＡＫ処理された第２高調波である図１２ＡのＨＡＫコンパニオン図である。ＦＦＴ処理された第２高調波の２Ｄプロットを示す図である。２ＤプロットがＨＡＫ処理された第２高調波である図１３ＡのＨＡＫコンパニオン図である。ＦＦＴ処理された第２高調波の２Ｄプロットを示す図である。２ＤプロットがＨＡＫ処理された第２高調波である図１４ＡのＨＡＫコンパニオン図である。ＦＦＴ処理された第２高調波の２Ｄプロットを示す図である。２ＤプロットがＨＡＫ処理された第２高調波である図１５ＡのＨＡＫコンパニオン図である。高調波比対排尿されていない膀胱の膀胱寸法プロットの回帰解析を示す図である。高調波比対排尿された後の膀胱の膀胱寸法プロットの回帰解析を示す図である。８人の男性と１０人の女性を有する臨床グループの測定された尿体積対ＨＡＫアルゴリズム予測された体積の回帰解析図である。８人の男性と１０人の女性を有する臨床グループの測定された尿体積対ＨＡＫアルゴリズム予測された体積の回帰解析図である。８人の男性と１０人の女性を有する臨床グループの測定された尿体積対ＨＡＫアルゴリズム予測された体積の回帰解析図である。

記載された特別な実施形態はターゲットの関心領域から戻る超音波エネルギを受け、複数のエコー信号を発生する超音波トランシーバを利用する超音波画像の写像性（明瞭度）を改良するためのシステム及び方法である。関心領域は臓器、臓器腔、例えば膀胱または臓器または臓器腔の一部を含むことができる。エコー信号がその後、超音波エネルギの第１高調波、第２高調波、基本周波数の少なくとも１つを使用してエコー信号からターゲットの関心領域を撮像するように構成された実行可能なアルゴリズムを使用して処理する信号を受信する。アルゴリズムは高調波値を発生し、この高調波値はその後グリッド上に描かれるかコンピュータディスプレイ又は他の視覚手段上で提示可能なマップをレンダリングする。別の実施形態では、実行可能なアルゴリズムは非母数であってもよく、高調波解析カーネル（ＨＡＫ）を含むことができる。ＨＡＫは高調波値を発生するためにウィンドウプロセス、高速度フーリエ変換プロセス、平均プロセス、強度正規化プロセス、深さによる補償プロセス、高調波平滑プロセスを含んでいる。高調波値のマップはその後、関心領域の画像を提示するために例えば高調波値の大きさにしたがってカラーコード化によりコード化されることができる。

他のシステム、方法、装置は例えばVerathon（商標名）社により開発された９４００装置のような超音波トランシーバで１３ｍｍの２．９４９Ｍｈｚトランスデューサ特性を有するトランスデューサについて、シミュレートされた身体流体、シミュレートされた身体組織、シミュレートされた身体流体と身体組織の組合せを使用することによりトランスデューサの機能を決定するために構成されている。トランスデューサの検査は種々の環境（減衰、非減衰、組合せ）において駆動信号を発生された信号に対して比較し、同じ種々の環境において発生された信号を受信された信号に対して比較することを助けることができる。これらのトランスデューサ検査は１３ｍｍのトランスデューサの機能を定量化することを助け、トランスデューサの正確性の決定を最大にする。

Verathon（商標名）社（以前はDiagnostic Ultrasound社）により開発された超音波トランシーバまたはＤＣＤ装置は患者の体内の３次元（３−Ｄ）の円錐形状の超音波画像を集めることができる。これらの３−Ｄ超音波画像に基づいて、膀胱体積及び質量評価のような種々の応用が開発されている。ＤＣＤ超音波トランシーバからの画像の明瞭度はＤＣＤ超音波トランシーバで使用されているトランスデューサの機能、正確性、性能の正確性に大きく基づいている。

ＤＣＤにより開始されるデータ集収プロセス期間中、パルス化された超音波フィールドが身体に送信され、後方散乱された「エコー」が１次元（１−Ｄ）電圧トレースとして検出され、これはＲＦラインとしても呼ばれる。エンベロープ検出後、１−Ｄデータサンプルのセットは２次元（２−Ｄ）または３−Ｄ超音波画像を形成するように補間される。

図１のＡ−Ｄはトランシーバと、走査平面の回転アレイを有する走査コーンと、以下の図３および４でさらに示されている基本および／または高調波超音波周波数を使用することのできる種々の超音波高調波撮像システム60A-Dのアレイの走査平面を含む部分的概略図および部分的斜視図を示している。

図１のＡは本発明の１実施形態により慣性基準ユニットを含んでいる超音波トランシーバ10Aの側面図である。トランシーバ10Aはユーザがトランシーバ10Aを患者に関して操作することを可能にするように適切に構成された外方向に延在するハンドル12を有するトランシーバハウジング18を含んでいる。トランシーバ10A内で動作する超音波トランスデューサは超音波基本周波数および／または高調波周波数解析のために信号を集収し準備するために取付けられることができる。

ハンドル12は選択された解剖学的部分の超音波走査をユーザが開始することを可能にするトリガー14と腔セレクタ（図示せず）を含んでいる。トランシーバ10Aはまた選択された解剖学的部分が走査されるときに患者の表面部に接触するトランシーバドーム20を含んでいる。ドーム20は通常、解剖学的部分に整合する適切な音響的インピーダンスを与え、および／または解剖学的部分に投射される超音波エネルギが適切に焦点を結ばれることを許容する。トランシーバ10Aはさらにハウジング18内に位置するかまたはそれに隣接する１つ又は好ましくは別々に励起可能な超音波トランスデューサ素子（図示せず）のアレイを含む。トランスデューサ素子はハウジング18内に適切に位置されることができ、あるいはそうでなければドーム20から外方向に超音波エネルギを投射し、解剖学的部分内の内部構造により発生される音響反射の受信を許容する。超音波素子の１以上のアレイはモータによりハウジング18内で動かされることができるピエゾ電気素子の１次元又は２次元アレイを含むことができる。代わりに、アレイはハウジング18に関して静止することができ、それによって選択された解剖学的領域はアレイ中の素子を選択的に付勢することにより走査されることができる。

方向インジケータパネル22は最初の標的を照射しユーザがＲＯＩ内の臓器又は構造の標的にアクセスするように誘導するために複数の矢印を含んでいる。特定の実施形態では、臓器又は構造が主体の第１の位置の皮膚表面に対して音響的に配置されるトランシーバ10Aの配置に対して中心に置かれるならば、方向矢印は照射されなくてもよい。臓器が中心から外れているならば、矢印または矢印のセットは主体の第２の又はその後の皮膚位置にトランシーバ10Aを再配置するようにユーザを誘導するように照射されることができる。アクロスティック結合は患者の皮膚に与えられる液体の音性ゲルによって、またはトランシーバドーム20が配置される音性ゲルパッドによって実現されることができる。方向インジケータパネル22は以下の図３および４に説明されている高調波撮像サブシステムのコンピュータ52のディスプレイ54上に表示されるか、代わりにトランシーバのディスプレイ16に表示されることができる。

トランシーバ10Aは好ましくはハウジング18内又はそれに隣接して位置される加速度計22および／またはジャイロスコープ23を含んでいる慣性基準ユニットを含むことができる。加速度計22は好ましくは座標系に関してトランシーバ10Aの加速度を感知するように動作可能であり、ジャイロスコープ23は同じ又は別の座標系に関するトランシーバ10Aの角速度を感知するように動作可能である。したがってジャイロスコープ23はダイナミックな素子を使用する通常の構造であってもよく、或いは既知の光リングジャイロスコープのような光電子装置であってもよい。１実施形態では加速度計22とジャイロスコープ23は共通にパッケージされたおよび／または固体状態装置を含むことができる。１つの適切な共通にパッケージされた装置はOmni Instrument社から入手可能なＭＴ６小型慣性測定ユニットであるが、他の適切な代替が存在する。他の実施形態では、加速度計22および／またはジャイロスコープ23はMEMSense社から市販されている共通パッケージされたマイクロ電子機械システム（ＭＥＭＳ）装置を含むことができる。以下さらに詳細に説明するように、加速度計22および／またはジャイロスコープ23は患者の解剖学的関心領域に近い既知の位置に関する位置および／または角度変化の決定を協動して可能にする。慣性基準ユニットが取付けられているトランシーバ10A、Bとその動作に関する加速度計22および／またはジャイロスコープ23についての他の構造はここで参考文献とされている2005年９月８日提出の継続中の米国特許出願番号第11/222,360号明細書から得られることができる。

トランシーバ10Aは超音波走査からの処理結果を観察しおよび／またはユーザとトランシーバ10Aとの間の動作的な相互作用を可能にするように動作可能なディスプレイ16を含んでいる（またはこのディスプレイ16と信号通信が可能である）。例えばディスプレイ24は選択された解剖学的部分に関してトランシーバ10Aの適切および／または最適な位置を指示する欧数字データを表示するように構成されることができる。ディスプレイ16は選択された解剖学的領域の２または３次元画像を観察するように使用されることができる。したがってディスプレイ16は液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）ディスプレイ、陰極線管（ＣＲＴ）ディスプレイ、又は欧数字データおよび／またはグラフィック画像をユーザに提示するように動作可能な他の適当な表示装置であることができる。

図１のＡをさらに参照すると、腔セレクタ（図示せず）は選択された患者の組織への超音波信号の送信及び受信を調節可能に適合するように動作可能である。特に、腔セレクタは男性及び女性の患者の種々の解剖学的詳細に適合するようにトランシーバ10Aを適合する。例えば腔セレクタが男性の患者に適合するように調節されるとき、トランシーバ10Aは男性の患者の膀胱のような単一腔を位置付けるように適切に構成されることができる。それと対照的に、腔セレクタが女性の患者に適合するように調節されるとき、トランシーバ10Aは膀胱と子宮を含む身体領域のような多数の腔を有する解剖学的部分を撮像するように構成されることができる。トランシーバ10Aの別の実施形態は男性および／または女性の患者で使用されることができる単一の腔走査モードまたは多数の腔走査モードを選択するように構成される腔セレクタを含むことができる。腔セレクタはしたがって単一の腔領域が撮像されること、または肺および心臓を含む領域のような多数の腔領域が撮像されることを許容することができる。

患者の選択された解剖学的部分を走査するために、トランシーバ10Aのトランシーバドーム20は走査される解剖学的部分に近い患者の表面部分に対して配置されることができる。ユーザはトリガー14を押すことによりトランシーバ10Aを付勢する。それに応答してトランシーバ10は超音波信号を身体内に送信し、対応する反射エコー信号を受信し、この反射エコー信号は選択された解剖学的部分の超音波画像を生成するためにトランシーバ10Aにより少なくとも部分的に処理されることができる。特定の実施形態では、トランシーバ10Aは約２メガヘルツ（ＭＨｚ）から約１０ＭＨｚまでの範囲の超音波信号を送信する。１０ＭＨｚを超える超音波エネルギが使用されることもできる。

１実施形態では、トランシーバ10Aは予め定められた周波数および／またはパルス反復速度で超音波エネルギを発生し、その超音波エネルギをトランシーバ10Aへ転送するように構成されることができる超音波システムへ結合するように動作することができる。システムは走査された解剖学的領域の画像を生成するようにトランシーバ10Aにより受信される反射された超音波エネルギを処理するように構成されることができるプロセッサも含んでいる。したがって、システムは通常、生成された画像の観察に使用されることができる陰極線管（ＣＲＴ）、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）、プラズマディスプレイまたは他の類似の表示装置のような観察装置を含んでいる。システムはまたキーボード、指向装置、又は他の類似の装置のようなトランシーバ10Aの動作を制御するようにプロセッサを協動して補助する１以上の周辺装置を含むこともできる。さらに別の特定の実施形態では、トランシーバ10Aはハウジング18内に位置されるマイクロプロセッサと、トランシーバ10Aの動作を制御して反射された超音波エネルギを処理し、超音波画像を生成するためにマイクロプロセッサに関連されるソフトウェアとを含んでいる自蔵型の装置であってもよい。したがってディスプレイ16は生成された画像を表示しおよび／またはトランシーバ10Aの動作に関連される他の情報を観察するために使用されることができる。例えば情報は一連の走査を行う前にトランシーバ10Aの好ましい位置を示す欧数字データを含むことができる。さらに別の特別な実施形態では、トランシーバ10Aはトランシーバ10Aの動作を少なくとも部分的に制御するソフトウェアを含み、さらにトランシーバ10Aから転送された情報を処理するためのソフトウェアを含み、したがって走査された解剖学的領域の画像が生成されることができるラップトップ又はデスクトップコンピュータのような汎用目的コンピュータに動作のために結合されることができる。トランシーバ10Aは以下の図３および４に示されているように受け台50と通信を行うために電気接触部が随意選択的に取り付けられることもできる。図１のＡのトランシーバ10Aは任意の前述の実施形態で使用されることができるが、他のトランシーバも使用されることができる。例えばトランシーバはトランシーバ10Aの１以上の特徴がなくてもよい。例えば適切なトランシーバは手で運搬可能な装置である必要はなく、および／または上部に取付けられたディスプレイを有する必要はなく、および／または選択的に他の特性がなくてもよく、或いはさらに別の相違点があってもよい。

図１のＢは実質的に円錐形を有する３次元（３Ｄ）アレイを形成する複数の走査平面のグラフィック表示である。２次元の走査平面42の回転アレイにより形成される超音波走査コーン40はトランシーバ10Aのドーム20から外方向に投射される。トランシーバ10Aの他のトランシーバの実施形態は２次元の走査平面42の回転アレイにより形成される走査コーン40を展開するように構成されることもできる。複数の走査平面40はトランシーバ10A-Bを通って延在する軸11を中心に配向されることができる。１以上又は好ましくは各走査平面42は軸11を中心に位置されることができるが、好ましくは予め定められた角度位置θで位置される。しかし必ずしもそれが必要ではない。走査平面42は手作業で角度θ_１とθ_２により間隔を隔てられることができる。対応して、各走査平面42内の走査線は角度θ_１とθ_２により間隔を隔てられることができる。角度θ_１とθ_２はほぼ等しいように示されているが、角度θ_１とθ_２は異なる値を有してもよいことが理解される。同様に、角度φ_１とφ_２はほぼ等しいように示されているが、角度φ_１とφ_２は異なる角度を有してもよい。他の走査コーン構造が可能である。例えば楔形の走査コーン又は他の類似の形態がトランシーバ10Aにより生成されることができる。

図１のＣは走査平面42のグラフィック表示である。走査平面42は周辺走査線44および46と、トランシーバ10Aから外方向に延在する長さｒを有する内部走査線48とを含んでいる。したがって周辺走査線44および46と内部走査線48に沿った選択された点は距離ｒと角度座標値φとθを参照して規定されることができる。長さｒは好ましくは約１８乃至２０センチメートル（ｃｍ）まで延在するが、任意の長さが可能である。特定の実施形態はドーム20から外方向に延在する約７７本の走査線48を含むが、任意の走査線数が可能である。

前述したように、トランスデューサの角運動は機械的に行われてもよくおよび／または電子的又は他の方法で発生されることもできる。いずれにしても、線48の数と線の長さは変化でき、それによって傾斜角度φは約１２０゜の総アークで約−６０゜と＋６０゜の間の角度を掃引する。１つの特定の実施形態では、トランシーバ10は第１の限定走査線44と第２の限定走査線46との間に約７７本の走査線を発生するように構成されることができる。別の特定の実施形態では、各走査線は約１８乃至２０センチメートル（ｃｍ）の長さを有する。隣接する走査線48（図１のＢ）間の角度分離は均一または不均一であることができる。例えば別の特定の実施形態では（図１のＣで示されているように）角度分離φ_１とφ_２は約１．５゜であってもよい。代わりに別の特定の実施形態では角度分離φ_１とφ_２はシーケンスであってもよく、ここでは隣接角度は１．５゜、６．８゜、１５．５゜、７．２゜等々の角度を含むように順序付けされることができ、１．５゜の分離は第１の走査線と第２の走査線との間であり、６．８゜の分離は第２の走査線と第３の走査線との間であり、１５．５゜の分離は第３の走査線と第４の走査線との間であり、７．２゜の分離は第４の走査線と第５の走査線との間等である。隣接する走査線間の角度分離は均一及び不均一の角度間隔の組合せであることもでき、例えば角度のシーケンスは１．５゜、１．５゜、１．５゜、７．２゜、１４．３゜、２０．２゜、８．０゜、８．０゜、８．０゜、４．３゜、７．８゜等を含むように順序付けされることができる。

図１のＤは体内の臓器の断面を通って延在する単一の走査平面42を形成する手持ちの超音波トランシーバから生じる複数の走査線のグラフ表示である。所定の走査平面42内のトランシーバ10Aから生じる内部走査線の数及び位置はしたがって、走査平面42内で構造または画像を十分に視覚化することが必要とされるとき軸線11を中心とする異なる位置座標で分布されることができる。示されているように、中心を外された関心領域（ＲＯＩ）の４つの位置は不規則な領域49として示される。３つの部分が全体として走査線42内で観察可能であることができ、１つは周辺走査線44により切り取られることができる。

図２Ａは超音波高調波撮像システムの別の実施形態のトランシーバと、３Ｄ分布された走査線からなる走査コーンアレイの部分的概略図と部分的等角図を示す図である。複数の３次元（３Ｄ）分布された走査線が協動して走査コーン30を形成するトランシーバから発生している。各走査線は図１のＡ−Ｄのトランシーバ10A-10Eから外方向に投射する長さｒを有する。示されているように、トランシーバ10Aは１次元の超音波Ａラインであることができる走査コーン30内で３Ｄ分布された走査線を放射する。他のトランシーバの実施形態10B-10Eは３Ｄ分布された走査線を放射するように構成されることもできる。集合として取ると、これらの３Ｄ分布されたＡラインは走査コーン30の円錐形状を規定する。超音波走査コーン30は軸線11を中心としてトランシーバ10A、10B、10Cのドーム20から外方向に延在する。走査コーン30の３Ｄ分布された走査線は走査コーン30の周囲により規定される容積内で分布されることができる複数の内部及び周辺走査線を含んでいる。したがって周辺走査線31A-31Fは走査コーン30の外部表面を規定し、内部走査線34A-34Cはそれぞれの周辺走査線31A-31F間に分布されることができる。走査線34Bは通常軸11と共通線であってもよく、走査コーン30は通常軸線11を中心とされることができる。

内部及び周辺走査線の位置はさらに中心走査線34Bからの角度間隔により内部及び周辺走査線間で規定されることができる。走査線34Bと周辺又は内部走査線との間の角度間隔は角度Φにより指定されることができ、内部または周辺走査線との間の角度間隔は角度θにより指定されることができる。角度Φ１、Φ２、Φ３はそれぞれ走査線34Bから走査線34A、34C、31Dまでの角度間隔を規定する。同様に、角度θ１、θ２、θ３はそれぞれ走査線31Bと31C、31Cと34A、31Dと31Eとの間の角度間隔を規定している。

図２Ａの参照を続けると、複数の周辺走査線31A-Eと複数の内部走査線34A-Dは必ずしも走査平面内に限定されていない３次元で分布されたＡライン（走査線）であることができるが、代わりに内部領域を通して走査コーン30の周辺に沿って掃引することもできる。したがって走査コーン30内の所定の点は座標ｒ、Φ、θにより識別されることができ、その値は通常変化する。トランシーバ10A-10Eから生じる内部走査線の数及び位置はしたがって、患者の関心領域（ＲＯＩ）内の構造又は画像を十分に視覚化することが必要とされるとき異なる位置座標で走査コーン30内に分布されることができる。トランシーバ10A-10E内の超音波トランスデューサの角運動は機械的に行われ、および／または電子的に発生されることができる。どのような場合でも、線の数と線の長さは均一であるかそうでなければ変化することができ、それによって角度Φは約走査線34Bと31Aとの間の−６０゜と走査線34Bと31Bとの間の＋６０゜との間で角度を通じて掃引する。したがってこの実施例の角度Φは約１２０゜の総アークを表している。１実施形態では、トランシーバ10A、10B、10Cは約１８乃至２０センチメートル（ｃｍ）の長さｒを有する走査コーン30内の複数の３Ｄ分布された走査線を発生するように構成されることができる。

図２Ｂはトランシーバプローブ10Cとコンソール74の組合せを使用する超音波高調波膀胱スキャナシステム70の部分的斜視図の概略図を示している。高調波膀胱スキャナシステム70は電池式であり、持ち運び可能であり、ＢＶＩ９４００ＢｌａｄｄｅｒＳｃａｎシステムと呼ばれている。他の実施形態は線形電力線給電を含むことができる。超音波トランシーバ10Cはコンソール74が神経高調波アルゴリズムを使用してプロセスを撮像できる超音波高調波エコー信号を検出し提供するように構成されている。

トランシーバ10Cはトランシーバ10Aおよび10Bと類似のトランシーバディスプレイ16、ハウジング18、ドーム20設計を有し、信号ケーブル17を介してコンソール74へ信号を通信する。コンソール74はコンソールベース72上で旋回されることができる。コンソール74はディスプレイ76、検出及び動作機能パネル78、選択パネル80を含んでいる。検出及び動作機能は膀胱を標的とするために与えられ、ユーザ音声注釈記録、先に記録された音声注釈ファイルの検索および再生、現在および先に記憶された３Ｄと２Ｄ走査を可能にしている。ディスプレイ76ではスクリーンショット76が膀胱領域の断面描写の中心に十字線を備えたターゲットアイコン79Aを有する。他のスクリーンショットはいずれの機能キーが機能パネル78で押されるのに応じてディスプレイ76上に現れることができる。複数の方向矢印を有するターゲットアイコンスクリーンショット77Bは膀胱を中心とするようにトランシーバ10Cを動かすようユーザを誘導するように現れ点滅し、ディスプレイ76またはディスプレイ16に現れることができる。ターゲットアイコンスクリーンショット77Bは前述の図１のＡに示されている方向インジケータパネル22と同様に膀胱または他の関心臓器を中心にするようにトランシーバ10Cを位置付けるようユーザを誘導する。最初の膀胱図スクリーンショット77Cが現れ、ターゲットアイコン79Aは楕円形の恥骨の上の十字架内に現れる中心膀胱領域を示している。無線信号82による無線通信では、トランシーバ10Cからの出力は無線信号ポート86を介して無線ハブ84に出力されることができる。無線ハブ84はコンソール74の電池コンパートメント（図示せず）に設置される電池88を充電する役目も行う。全ての計算は撮像コンソール74中で行われることができる。9400の実施形態のシステム70はコンピュータ又はネットワークが高調波撮像処理を完了することを必要としない。他の実施形態では、システム70は以下の図３および４に示されているものと類似の局部およびインターネットシステムでトランシーバ10Cが捕捉した高調波撮像情報を送信するためのゲートウェイとして無線ハブ84を使用する。

図３は複数の超音波高調波撮像システムと通信するサーバアクセス構内網の概略図である。超音波高調波撮像システム100は通信システム55によりサーバ56に結合されることができる１以上のパーソナルコンピュータ装置52を含んでいる。装置52は例えば超音波高調波サブシステム60A-60Bの１以上の超音波トランシーバ10Aおよび／または10Bに結合されることもできる。基本周波数超音波および／またはその高調波のいずれかのエコーの信号から得られる臓器または他の関心領域の画像に基づいた超音波がディスプレイ54で表示されて走査コーン30または40内で示されることができる。サーバ56は超音波情報の付加的な処理を行うように動作可能であり、或いは（図３に示されていない）さらに別のサーバ及び装置に結合されることができる。トランシーバ10Aまたは10Bはサブシステム60Aでコンピュータ52と無線通信し、サブシステム10Bで有線信号通信し、サブシステム10Cで受け台50を介してコンピュータ52と無線通信し、またはサブシステム10Dで受け台50を介してコンピュータ52と有線通信することができる。

図４は複数の超音波高調波撮像システムと通信するインターネットの概略図である。インターネットシステム110は超音波高調波サブシステム60A-60Dに結合されるか、そうでなければそれらと通信できる。

サブシステム60A-60Dで使用される走査トランシーバ10Aまたは10Bから得られることができる情報は身体内の構造から受信される信号に変換される超音波エコーから得られる。これらの超音波エコー信号はオリジナル送信パルスの周波数を伝播するだけでなく、これらの周波数の倍数の周波数またはそれらの周波数の高調波を含む。これらの線形成分は通常の基本Ｂモード撮像で使用される。

対照的に、非線形効果は種々の媒体を通る超音波の伝播期間中に高調波エコー周波数を生成する。例えばＴＨＩ（組織高調波撮像）は変化する音響特性を有する組織を伝播する間に超音波信号が歪まされる現象に基づいている。しかしながらＴＨＩは単なる撮像方法であり、膀胱検出問題を解決しない。

高調波情報は周波数ドメインに隠され、それは異なる深さにおける各走査線での高調波の成長には効率的なインジケータであり、それに基づいて膀胱線及び組織線が分離されることができる。例えば膀胱領域内には十分な反射がなく、それ故第１及び第２高調波の減衰は低い。膀胱壁の後方深くで、第１及び第２高調波の両者が減衰されることができ、第２高調波は第１高調波よりも非常に速く減衰されることができる。その結果として、高調波情報は組織のみを貫通する走査線と比較して、膀胱を通過する走査線で高い可能性がある。

高調波情報を使用する１方法は基本周波数での応答と比較して第２高調波周波数に付いての高調波情報の相対的な変化を使用することである。第２高調波についてのピーク値と、基本周波数についてのピーク値との比（ゴールドバーグ数）はこのような変化の適切なインジケータである。

超音波装置から集められた臨床データから、そのスペクトルが非常に雑音があることが観察される。これはデータ内に存在する雑音が少量であるか全くないときでさえも認めら得る。畳みこみ理論は良好なスペクトル評価を得るために通常のＦＦＴ方法を使用することが難しいことを示しており、言うまでもなく固定した仮定はこのデータでは適用されない。強力な高調波処理アルゴリズムはこのような装置が良好な高調波評価結果を有することを可能にする。

図５は主体の走査された関心領域の情報の抽出に使用される高調波解析カーネル（ＨＡＫ）100信号処理アルゴリズムの方法のフローチャートを示している。通常、このような方法はサブアパーチャ処理技術に基づくことができ、近似的にデコンボリューションプロセスとみなされることができる。ＨＡＫ100はプロセスブロック102で開始し、臓器又は臓器全体、例えば膀胱を含む関心領域は超音波トランシーバ10A-Bで標的とされ、超音波エコーは検索され信号に変換される。その信号は走査線に沿ってまたは１からＮの一連のデータセグメントに細分割される。その後、ブロック104でデータセグメント１−Ｎが処理される。各データセグメント１乃至Ｎはウィンドウブロック106、高速度フーリエ変換ブロック（ＦＦＴ）ブロック108、平均処理ブロック110により独立して処理される。平均後、画素強度はその後プロセスブロック112で強度により正規化され、プロセスブロック114で走査線の深さを横切って補償され平均され、その後プロセスブロック116で平滑化された高調波プロフィールとして出力され、ＨＡＫアルゴリズム100を終了する。

ウィンドウ処理ブロック106はサブ信号セットを生じるエコー信号に対して一連の数値加重を適用する信号処理技術を使用する。サブ信号セットはテーラーウィンドウと、エッジの不連続性を示す信号に共通の主ローブ幅とサイドローブレベルとの間で計算的調節を可能にする処理アルゴリズムを使用する。その後、ＦＦＴがブロック108で適用され、その結果は第１高調波スペクトル強度平均を取り、それを第２高調波スペクトル強度平均により割算することによって第１高調波スペクトル強度に関して正規化される。これらの計算はその後予測される２．５ｄＢ／ｃｍの減衰が撮像および／またはエコー超音波エネルギに対して生じるという予測により補償される。

デコンボリューションプロセスから結果的に得られたデータセグメントはオーバーラップしてもよくまたオーバーラップしなくてもよい。（単一の無線周波数（ＲＦ）パルス超音波データ線上の）各データセグメントでは、テーラーウィンドウが高速度フーリエ変換ＦＦＴ108からその副ローブを減少するために適用される。ＦＦＴ108後、第１及び第２高調波周波数についてのスペクトルの平均がプロセスブロック110で得られる。次に以下のサブアルゴリズムに基づいて高調波比の平均を得るために正規化又は補償プロセスがブロック112で行われる。

前述のサブアルゴリズムにおいては、‘Ａｔｔ＿Ｃｏｍｐ’は減衰補償パラメータである（２．５ｄＢ／ｃｍの値が臨床データとしておよびそのデータからの評価として使用されることができる）。‘ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ’はデータが非常に小さいときにそのデータを拒否するために使用されるパラメータである。Ｒａｔｉｏ＿ｌｏｗ＝−３５ｄＢ。要約すると「正規化」ステップは非常に弱いデータセグメントを除去でき、補償ステップは組織中の高調波比の損失を補償し、平均ステップはより確固な比推定子を与えることができる。最終的なステップは走査平面内の走査線を横切る高調波比の空間的平滑化であってもよい。

膀胱が実質的に中心に置かれている適切に標的にされた走査から得られる臨床結果が図６Ａ−Ｃおよび図７乃至９に示されている。走査結果についてのＦＦＴとＨＡＫ処理の比較が行われる。

図６Ａは患者の膀胱領域の生（未加工）のデータ画像の図である。

図６Ｂは図６Ａの膀胱の生のデータ画像のＦＦＴを使用した第２高調波の大きさと第１高調波の大きさの比を示している。

図６Ｃは図６Ａの膀胱の生のデータ画像に適用される図５のＨＡＫを使用した第２高調波の大きさと第１高調波の大きさの比のヒストグラムを示している。明白にＨＡＫの比は膀胱に強く相関され、ＦＦＴは走査平面全体で不適切な比評価を有する。この高調波比モデルによれば、各走査線からの高調波比評価はこの走査線により問合せされる膀胱の大きさに関連されることができる。

図７は患者から得られた膀胱領域の生のデータ画像のパネルである。

図８は図７の患者の膀胱領域のそれぞれの生のデータ画像のＦＦＴに基づいた第２高調波の大きさと第１高調波の大きさの比のプロフィールを示している。

図９は図７のＢモード走査で提供される生のデータ画像のＨＡＫに基づいた第２高調波の大きさと第１高調波の大きさの比のプロフィールを示している。図６ＣのＨＡＫプロフィールに関して、図５のＨＡＫアルゴリズムにより得られるこれらのプロフィールは膀胱の深さとの大きな相関を与え、図８の各ＦＦＴは各走査平面において不適切な比評価を示している。

ＦＦＴとＨＡＫプロフィールからの第２高調波はカラーコード化プロセスを介して所定の走査平面内の膀胱領域の視覚的描写を強化するために２−Ｄプレゼンテーションで描写されることができる。カラーコード化プロセスは図１０のＡ−Ｃで示されている。

図１０のＡは０、１５、３０、４５、６０、７５、９０、１０５、１２０、１３５、１５０、１６５度のθ角度値を有する走査平面の４つの第２高調波プロフィールのパネルを示している。第２高調波プロフィールは実質的に放物線で、通常は変化する分布幅とピーク最大位置を有する分配されたパターンを提示する。

図１０のＢは図１０のＡを３次元空間で構成又は整列した１２の第２高調波プロフィールを示している。各走査平面の放物線プロフィールは図１のＢの走査コーン40に類似して走査コーン面アレイに構成されることができる。第２高調波放物線はグレー平面として表されているしきい値を超えて上昇する。

図１０のＣはしきい値平面の上方に投射する１２の第２高調波放物線のシミュレートされたＣモードの上面図を示している。しきい値はグレー平面として表されている。

図１１Ａ−１５ＡはＦＦＴ処理された第２高調波の一連の２Ｄプロットを示しており、線引きが困難であり不規則的な散在して現れる膀胱を示しており、散在する形状は膀胱の体積を評価することをさらに困難にしている。この図面の色凡例は最高の高調波である赤と、最低の高調波である青と、中間の大きさの高調波値を有する黄色を示している。赤色領域を囲む黄色領域は膀胱に対応する。これらのＦＦＴ処理された高調波では、青状の領域が赤の膀胱領域内に現れ、予想される膀胱領域内にギャップその他の不連続性が表れている。

図１１Ｂ−１５Ｂは一連の２ＤプロットがＨＡＫ処理された第２高調波である図１１Ａ−図１５ＡのそれぞれのＨＡＫコンパニオンを示しており、さらにより正確に膀胱体積を決定することが可能な規則的な形態に適したさらに線引きされコンパクトに現れる膀胱領域を示している。この図面の色凡例は最高の高調波である赤と、最低の高調波である青と、膀胱に対応する赤色領域を囲む黄色領域を示している。図１１Ｂでは、比較的厚いまたは広い黄色帯が見られ、中心に位置される赤色領域の周りを囲んでいる。このさらに顕著な黄色の経路領域または帯はより確実に膀胱の位置を示すためにさらに中心で連続的に位置される赤領域を覆う。通常、ＨＡＫ処理は丁度ＦＦＴ処理された高調波よりも高調波比評価において大きな改良を示している。予測される膀胱領域が連続して存在することを示しているＨＡＫで検出され中心に位置される赤色領域には視覚的に青状のギャップは存在しない。

図１６のＡ−Ｂは高調波比対排尿されていない膀胱の膀胱寸法プロットの回帰解析を示している。満杯の膀胱はデータ外れ値の最小値を示している。

図１７のＡ−Ｂは高調波比対排尿された後の膀胱の膀胱寸法プロットの回帰解析を示している。空の膀胱は図１６のＡ−Ｂの満杯の膀胱よりも多くのデータ外れ値を示している。

図１８Ａ―Ｃは８人の男性と１０人の女性を含む臨床グループの測定された尿体積対ＨＡＫアルゴリズム予測された体積の回帰解析を示している。勾配は０．８５と約０．９４との間で変化する強い相関係数Ｒ^２により０．８１と０．９６との間で変化する。

本発明の好ましい実施形態を示し説明したが、多くの変更が本発明の技術的範囲を逸脱せずに行われることができる。例えばゼラチン状の塊がサブアパーチャ神経系アルゴリズムをさらに規定して最適化するために合成皮膚および組合せ流体と組織を変更するために使用されることができる。したがって、本発明の技術的範囲は好ましい実施形態の説明により限定されない。
以下に、本願出願時の特許請求の範囲に記載された発明を付記する。
[１]ターゲットの関心領域から反射される超音波エネルギを受け、複数のエコー信号を生成する超音波トランシーバと、
ディスプレイを有し、超音波エネルギの第１高調波、第２高調波、および基本周波数の少なくとも１つを使用してエコー信号からターゲットの関心領域を撮像するように構成される実行可能なアルゴリズムを有するコンピュータとを具備し、
ターゲットの関心領域内の境界インターフェースの区分はディスプレイ上で表示される超音波画像の写像性を改良するシステム。
[２]実行可能なアルゴリズムは高調波解析カーネルを含んでいる前記[１]に記載のシステム。
[３]高調波解析カーネルは高調波値を発生するためにウィンドウプロセス、高速度フーリエ変換プロセス、平均プロセス、強度正規化プロセス、深さによる補償プロセス、高調波平滑プロセスを含んでいる前記[２]記載のシステム。
[４]高調波値は関心領域のグラフィック表示のために使用される前記[３]に記載のシステム。
[５]グラフィック表示は関心領域のコード化マップを含んでいる前記[４]に記載のシステム。
[６]関心領域のコード化マップは高調波値の大きさに割当てられた色を含んでいる前記[５]に記載のシステム。
[７]主体の関心領域へ超音波エネルギを送信し、
関心領域から反射される超音波エコーを集収してエコー信号に変換し、
信号関連情報を発生するためにコンピュータが実行可能な非母数アルゴリズムを使用してエコー信号を処理し、
信号関連情報を使用して関心領域内の境界表面インターフェースを撮像するステップを含んでいる超音波トランスデューサからの超音波画像の写像性を改良する方法。
[８]非母数の実行可能なアルゴリズムの適用は高調波解析カーネルの適用を含んでいる前記[７]に記載の方法。
[９]高調波解析カーネルの適用は、高調波値を発生するためにウィンドウ処理、高速度フーリエ変換処理、平均処理、強度正規化処理、深さによる補償処理、高調波平滑処理を含んでいる前記[８]に記載の方法。
[１０]関心領域の撮像は高調波値の大きさにより関心領域のコード化描写の表示を含んでいる前記[９]に記載の方法。
[１１]関心領域のコード化描写の表示はカラーコード化を含んでいる前記[１０]に記載の方法。

Claims

患者のターゲットの関心領域に、基本周波数を有する超音波エネルギの複数のパルスを送信し、前記患者の前記ターゲットの関心領域から反射される超音波エネルギを受け、複数のエコー信号を発生する超音波トランシーバと、
ディスプレイを有し、前記患者の前記ターゲットの関心領域を通る前記超音波エネルギの前記基本周波数の前記複数のパルスの伝播期間中の非線形効果によって発生される第１高調波と第２高調波を使用して、前記複数のエコー信号から、前記患者の前記ターゲットの関心領域を撮像し、前記第１高調波と前記第２高調波に基づいて、前記患者の前記ターゲットの関心領域内の特定の器官の位置を前記ディスプレイ上に表示するように構成されるコンピュータと、を具備し、
前記コンピュータは、実行されたとき、前記コンピュータに、
前記複数のエコー信号を複数のデータセグメントに細分割し、
各データセグメントについて、前記第１高調波についてのスペクトル強度の第１の平均と前記第２高調波についてのスペクトル強度の第２の平均を発生するために、前記各データセグメントを独立して処理し、
前記各データセグメントについて、前記第１高調波の前記第１の平均の前記第２高調波の前記第２の平均に対する高調波の比を計算し、
前記高調波の比が前記患者の前記ターゲットの関心領域内の前記特定の器官の位置を示すように、前記第１高調波に関して正規化された前記複数のデータセグメントの各々についての高調波値を発生するために、前記複数のデータセグメントを通じて前記高調波の比を正規化する、
ようにさせる信号処理ブロックを含む、超音波画像の写像性を改良するシステム。
前記コンピュータは、
前記各データセグメントについて前記第１高調波の前記第１の平均と前記第２高調波の前記第２の平均の発生のために、
エッジの不連続性を示す前記エコー信号に共通の主ローブ幅とサイドローブレベルとの間で計算的調節を可能にするウィンドウアルゴリズムを利用するために、前記エコー信号に一連の数値加重を適用することと、
前記第１高調波の前記スペクトル強度と前記第２高調波の前記スペクトル強度を発生するために、高速度フーリエ変換プロセスを行うことと、
を含む高調波解析カーネル信号処理アルゴリズムを前記コンピュータに実行させる信号処理ブロックを含んでいる、請求項１記載のシステム。
前記信号処理ブロックは、
前記信号処理ブロックは、高調波値を発生するために、
前記エコー信号に一連の数値加重を適用するためのウィンドウプロセス、
前記第１高調波の前記スペクトル強度と前記第２高調波の前記スペクトル強度を発生するための高速度フーリエ変換プロセス、
前記各データセグメントについて、前記第１高調波についてのスペクトル強度の第１の平均と前記第２高調波についてのスペクトル強度の第２の平均を発生するための平均プロセス、
前記各データセグメントについて、前記第１高調波の前記第１の平均の前記第２高調波の前記第２の平均に対する前記高調波の比を計算するための強度の正規化プロセス、
予測される減衰が前記エコー信号に生じるという予測により前記高調波の比を補償する補償プロセス、および、
前記複数のデータセグメントを通して前記高調波の比を平滑化するための高調波平滑プロセス、
を含んでいる前記高調波解析カーネル信号処理アルゴリズムを前記コンピュータに実行させる、請求項２記載のシステム。
前記高調波値は、前記関心領域のグラフィック表示のために使用される、請求項３記載のシステム。
前記グラフィック表示は、前記関心領域のコード化マップを含んでいる、請求項４記載のシステム。
前記関心領域の前記コード化マップは、前記高調波値の大きさに割当てられた色を含んでいる、請求項５記載のシステム。
患者の器官を評価するシステムであり、前記システムは、
前記患者の前記器官に基本周波数を有する少なくとも１つのパルスを送信し、前記パルスに対応する少なくとも１つのエコー信号を受信するように構成される超音波トランシーバと、
前記超音波トランシーバに結合された信号処理デバイスと、
を備え、
ここで、前記信号処理デバイスは、
前記少なくとも１つのエコー信号を複数のデータセグメントに細分割し、
前記基本周波数の第１高調波についての第１の平均と、前記基本周波数の第２高調波についての第２の平均とを発生するために、前記複数のデータセグメントの各データセグメントを独立して処理し、
前記各データセグメントについて、前記第１高調波の前記第１の平均の前記第２高調波の前記第２の平均に対する高調波比を計算し、
前記第１高調波に関して正規化された前記複数のデータセグメントの各々についての高調波値を発生するために、前記複数のデータセグメントを通じて前記高調波比を正規化し、
計算された前記第１の平均および前記第２の平均から得られる前記高調波値に基づいて前記患者の前記器官の画像を発生する、
ように構成される、システム。