JPH07506010A - 超音波用コントラスト剤を使用する組織潅流の検査 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 超音波用コントラスト剤を使用する 組織潅流の検査 ｌ豆立豆１ 本発明は、概して医療検査の方法及び装置に関し、さらに詳しく言うと、超音波 エネルギーと超音波用の特別なコントラスト剤とを使って組織を検査するための 方法及び装置に関する。

１ユ立１１ 超音波技術は、一般に、身体内の器官の解剖学的構造及び機能とその他の組織構 造とを調べるために医療用画像装置において使用される。この画像装置は、典型 的にトランスジューサにエネルギーを供給して超音波の短いパルスを身体内へ送 る。身体内の音響的境界面によって反射される後方散乱超音波エネルギーは、ト ランスジューサによって電気信号に変換される。時間内の様々な点での信号の振 幅が検波され、そしてこの情報が身体のいくつかの部分を介しての断層撮影スラ イスを表す動画を構成するのに使用される。このような装置は、またドプラ技術 を使って身体内の血流の方向及び速度についての情報を得ることもできる。図１ を参照するに、曲線８は、トランスジューサによって送られる周波数スペクトル を表す、超音波が移動している赤血球に衝突することにより生じるドプラ効果は 、図１の曲線９ａ及び９ｂによって図示されるように、全体のスペクトル形状は それ程度化せずに、全周波数スペクトルそれ自体が上方もしくは下方ヘシフトし ているように示しである。このシフトが検波されると、ドプラカラー血流マツピ ング装置において、画像装置が検波シフトに基いて異なる色及び強度を動画の上 に重ねる。その結果、血流の方向及び速度の表示が得られる。スペクトルドプラ 表示装置として知られる異なる型の装置は、時間に対してプロットされる血流の 速度及び方向のグラフ表示を作成する。

さらに最近では、超音波コントラスト剤が開発されて、身体組織内での潅流もし くは血液供給の分配の研究を可能にした。このコントラスト剤は、一般に小さな ミクロバブルあるいはガス充填スフェアから形成される。このようなコントラス ト剤は、超音波を激しく散乱するものである。故に、これらが器官あるいはその 他の組織の血液供給に注入あるいは送給されると、それらを通るコントラスト剤 の通過が、上述したような標準的な超音波画像装置を使って、後方散乱した超音 波の強度の増大を検査することによって検出できる。潅流の程度の半定量的な評 価は、追加的な装置を使って得られる。この追加的な装置は、後方散乱の強度の 増大の大きさを分析できる。さらに、組織の特定領域を流れる血球とコントラス ト用ミクロバブルとの数に関する様々な時間的なパラメータも測定できる。しか しながら、このような装置は、確実に検波できる後方散乱の強度の十分な変化を 得るために非常に多くのコントラストミクロバブルが組織内に送給されねばなら ないという欠点を持つ。

コントラスト剤の製造に関する最近の改良は、およそ赤血球と同等もしくはそれ 以下の許容できる一定の大きさのミクロバブルの開発につながった。このような ミクロバブルは、静脈注射の後、肺を通って動脈へ移動できる。それゆえ、これ らコントラスト剤は、動脈カテーテル法を実行する必要なく、器官の組織に達す ることができる。このようなコントラスト剤の使用は、あまり危険がな（高価で もない、それにカテーテル法を使って動脈へ送給されねばならない剤よりも使用 するのに便利である。しかし、静脈注射の後、器官の組織に達するコントラスト ミクロバブルの数は後方散乱強度の変化を使って組織の信頼できる評価を可能に するには不十分であるように思われる。さらに、トランスジューサと調べる組織 との間の空間内の身体組織とコントラスト剤による超音波信号の変りやすい減衰 は、関連潅流の評価のための後方散乱強度の変化に依存する方法の使用を限定す る。

１１立ｌ上 本発明の一つの様相によると、超音波用コントラスト強化剤を使って組織を超音 波で検査するための方法及び装置は、後方散乱の強度の変化ではなく超音波エネ ルギーの周波数特性の一つもしくはそれ以上の変化を検波する。

さらに詳しく言うと、本発明のこの様相によれば、超音波用コントラスト強化剤 を使って組織を超音波で検査する方法は、組織内にコントラスト剤が存在しない 第一時間期間中と組織内にコントラスト剤が存在する第二時間期間中とに超音波 で組織を検査する段階と、第一時間期間中に超音波エネルギーの周波数特性を検 波してベースラインの周波数データを得る段階と、第二時間期間中に組織によっ て反射される超音波エネルギーの周波数特性を検波して注入後（ポストーイント ロダクション）の周波数データを得る段階とを含んでいる。ベースラインの周波 数データと注入後の周波数データとは、組織内の剤の存在の指標を得るのに使用 される。

好ましくは、第−及び第二時間期間中の周波数特性を検波する段階は、第−及び 第二周波数成分の振幅を検波する段階を含んでいる。さらに、本発明のこの様相 によれば、第一時間中に検波される第−及び第二周波数成分の振幅は除算されて 第一比率を導き出し、第二時間中に検波される第−及び第二周波数成分の振幅は 除算されて第二比率を導き出し、そして第−及び第二比率は比較される。ディス プレイは、好ましくは、第−及び第二比率の比較に従って動作されて剤の存在の 指標を得る。

所望であれば、ディスプレイはカラー型にでき、そして組織の画像を表す画像デ ータは反射された超音波エネルギーから導くことができる。カラーコーダが第− 及び第二比率の比較に基いてカラー表示データを作り、画像データとカラー表示 データとが結合されてディスプレイに供給される。

第−及び第二時間期間中の周波数特性を検波する段階は、トランスジューサによ って作られた反射信号を、第−及び第二周波数に実質的に等しい中央周波数をも つ第−及び第二帯域フィルタへ供給して第−及び第二濾波信号を得る段階を含ん でいる。第−及び第二濾波信号の振幅は、除算されて上述の第−及び第二比率を 得る。

本発明の別の実施例によれば、第−及び第二帯域フィルタは、一つもしくはそれ 以上の周波数分析器と取り替えできる。周波数分析器は、高速フーリエ変換アル ゴリズムあるいはＣｈｉｒｐ−ｚアルゴリズムを使って反射信号を処理すること ができる。また更に、周波数分析器は、零交差検波器あるいは自己相関法の周波 数見積器を有するまた別の実施例では、トランスジューサは、第−及び第二周波 数の超音波エネルギーで組織を連続して検査するように動作できる。その後、ト ランスジューサによって作られた反射信号が、第−及び第二周波数成分の振幅を 検波する第−及び第二振幅検波器へ供給される。

本発明の実施例の各々において、超音波エネルギーは、連続して走査線に沿って 指向でき、第−及び第二時間期間中の超音波エネルギーの周波数依存特性は各走 査線について複数回数を決定される。

本発明の別の様相によれば、コントラスト剤を使っての組織の潅流を検出するた めの装置は、第−及び第二の異なる周波数で超音波エネルギーを組織に指向でき るトランスジューサを含んでいる。この場合、コントラスト剤は、組織内で共振 周波数をもち、第一周波数は共振周波数に実質的に等しい、トランスジューサは 、またコントラスト剤を組織内へ注入する前と注入した後に組織によって反射さ れた超音波エネルギーをそれぞれ表すベースライン反射信号と注入後反射信号と 作ることができる、ベースライン反射信号と注入後反射信号との周波数特性を検 波するための手段がトランスジューサに結合され、そしてさらにそこからの組織 の潅流の指標を作るための手段が備わっている。

本発明のさらに別の様相によれば、生体の少なくとも一部を流れる血流に注入で きるコントラスト剤を使って前記一部を流れる血流を超音波で検査するための装 置は、コントラスト剤が前記一部に存在する時の第一時間期間中とコントラスト 剤が前記一部に存在しない時の第二時間期間中との第−及び第二周波数の超音波 エネルギーで前記一部を検査するための手段と、第−及び第二時間期間中に前記 一部から反射される超音波エネルギーの第−及び第二周波数成分の振幅を検波す るための手段とを含んでいる。第一時間期間中に検波された振幅を第二時間期間 中に検波された振幅と比較するための手段が前記検波手段と結合される。比較値 に従ってディスプレイを動作して血流の指標を得るための手段が、前記比較手段 に結合される。

の　ｔ　日 図１は、ドプラ技術を使う従来装置の送った周波数スペクトルと反射された周波 数スペクトルとを図示する連続曲線を表している。

図２は、人の心筋の像作成中の本発明による装置のブロック図である。

図３は、本発明装置によって検波される、例示的な反射されたベースライン及び 注入後の周波数スペクトルを例示する一対の曲線である。

図４〜７は、本発明の別の実施例の含む装置のブロック図である。

１１じしＩ朋 図２を参照すると、人の心筋（もしくは心臓）１２のような組織を超音波で検査 するためのシステム１０が例示されている。このシステム１０はさらにその他の 器官あるいは筋肉のような他の組織の検査にも有用であることは、注目されるべ きである。このシステム１０は、例えば、圧電要素を有することができるトラン スジューサ１４を含んでいる。この圧電要素は、例えば２．５ＭＨ２の中央周波 数をもつ周波数帯域もしくはスペクトルに亘って駆動できる。この中央周波数と スペクトルの形状とは、必要に応じて最高の画像を得るように変えることができ る。トランスジューサ１４は、人体組織によって反射される超音波エネルギーの 一つもしくはそれ以上のパラメータを検波する周波数検波回路１６と、画像作成 回路要素１７とに結合される。カラー形式にできるディスプレイ１８は、検査さ れている組織の画像を表示する上述したように、本発明によるシステム１０は、 コントラスト強化側を使っての人体組織内の血流あるいは潅流の検査に特に有用 である。何か適当なコントラスト剤を使用してもよいが、コントラスト剤はＡＬ ＢＵＮＥＸ″（カリフォルニア州すンディエゴ所在のＭｏ１ｅｃｕｌａｒ　Ｂｉ ｏｓｙｓｔｅｍｓ、　Ｉｎｃの登録商標）を含むのが好ましい、このコントラス ト剤は、変性蛋白質から形成される超音波処理されるミクロバブルもしくはミク ロスフェアか、又は人の血清アルブミンの蛋白質水溶液から得られる変性蛋白質 の誘導剤（デリベイティブ）を含んでいる。ミクロバブルは肺の毛細血管を通っ て心筋への通過が可能な大きさをもつので、コントラスト剤は静脈あるいは動脈 を介して組織中へ注入できる。

コントラストミクロバブルがある生体内共振周波数をもつということがわかった 。この共振周波数は、ミクロバブルもしくはミクロスフェアの大きさと、支持媒 体及び圧力及び温度とを含む多数のファクターで決まる。本発明は、ミクロバブ ルが共振周波数をもつために全超音波周波数の完全で均一な散乱にならないだろ うという理論を利用する。後方散乱される超音波エネルギーの量は、超音波の特 定周波数に依存する。これにより、ミクロバブルが組織内へ送給されているとき に診断用超音波パルスから後方散乱周波数スペクトルの変化を分析することによ って潅流の検出が可能になる。後方散乱超音波パルスの周波数スペクトルのこの 変化は、後方散乱信号の振幅（すなわち、強度）の変化よりも統計的に重要で、 超音波コントラスト剤のより感度の良い検波器としての基準を提供する。

ミクロバブルの物理的パラメータと超音波用トランスジューサの中央周波数とに 依存することから、超音波トランスジューサと備えっけの画像作成装置とによっ て検査されている組織のある領域へミクロバブルを注入した後の後方散乱の変化 は、全平均周波数の大きなシフトと選択周波数の減衰と後方散乱周波数スペクト ルの有用な帯域幅の変化とを含みそうである。これら全ての変化の正確な性質は 、ミクロバブルの濃度、大きさ及び媒体と、帯域幅及び中央周波数及び周波数感 度を含むトランスジューサの特性と、そしてたぶん、検査されている身体組織の タイプと（そしてそれ自身の後方散乱特性と）に依存する。それにもかかわらず 、はとんどの環境において、これらの変化は容易に検波されるほど十分に大きい 、ミクロバブルの共振周波数をトランスジューサの中央周波数と比較した時にミ クロバブルの共振周波数の方が低いようなミクロバブルの生体内特性の場合、後 方散乱信号の低い方の周波数成分の減衰の結果、後方散乱超音波信号の平均周波 数の最終的な上方へのシフトとなる。

逆に、ミクロバブル共振周波数がトランスジューサの中央周波数より高い場合、 高い方の周波数成分の減衰は平均周波数の下方へのシフトとなる。したがって、 追加的な要素と共に知られている市販されて入手可能な診断用超音波画像装置を 使ってこのような結果が検出されると、検出身体組織内のコントラストミクロバ ブルを評価する別の方法を提供することができる。

ＦｅＬｎｓｔｅｉｎの米国特許第４．５７２．２０３号、第４．７１８．４３３ 号、第４，７７４，９５８号は、上述のコントラスト強化剤とこのような剤を使 用する装置とを開示していて、本明細書に引用することでそっくり組み込まれ・ ている。

本発明の一つの様相によれば、検査を行う組織は、最初、その内部にコントラス ト剤の存在しない状態で検査される０反射された超音波エネルギーがトランスジ ューサ１４によって検波されてベースライン反射信号へ変換される。このベース ライン反射信号は、電圧波形を有してもよい。また図３によれば、このベースラ イン信号は、曲線１９ａによって表されるある周波数スペクトルを持つことがで きる。ベースライン反射信号の周波数特性は、検波回路１６によって検波されて メモリ（後述される）内に格納される。検査を行う組織は、また、コントラスト 剤が（ベースライン検波前あるいは検波後のいずれかに）組織内に存在するとき にも検査されて、そして反射された超音波エネルギーはトランスジューサ１４に よって受信されて注入後反射信号へ変換される。この信号も電圧波形であっても よい０図３に示されるように、コントラスト剤の存在が、反射周波数スペクトル の形状を曲線１９ｂへ変化させることができる。注入後の反射信号の周波数特性 は、検波回路１６によって検波されて、メモリに格納されている周波数特性と比 較される。ディスプレイ１８は、この比較に従って動作されて潅流あるいは血流 の表示を提供する。

図４は、本発明の第一実施例をより詳細に図示する。

トランスジューサ１４は、発振器２９によって周期的に入力動作されて一連の走 査線沿いに第一もしくは入射周波数スペクトルに亘る超音波エネルギーを連続し て供給する。検査されている組織によって反射される超音波エネルギーは、トラ ンスジューサ１４によって反射信号へ変換される。この反射信号は、トランスジ ューサ受信回路によって適当な信号レベルに増幅される。この反射信号は第二も しくは反射周波数スペクトルをもつ、従来のように、受信回路２２は、走査線が 完了して適当なリングダウンピリオドが一旦終了するエネルギーの送信までトラ ンスジューサ１４による超音波エネルギーの送信中、帰線消去信号を受信するこ とができる。その後、帰線消去信号が除去されると、受信器２２がトランスジュ ーサ１４からの反射信号を受信できるようになる。従来の画像処理回路２４は、 その（走査線の）離れた位置で反射信号をサンプルし、その結果得られた情報を その他の走査線から得られるデータと共に積分して結合器２６及びディスプレイ １８へ供給されるビデオ表示データを得る。このデータは、典型的に、ディスプ レイ１８上での組織のグレースケールのリアルタイム画像となる。

受信ｌ１２２からの反射信号は、また周波数信号の一つもしくはそれ以上の周波 数特性を検波する周波数分析器２８の形式の周波数検波器にも供給される０本発 明の実施例の一つでは、検査を行う織内のミクロバブルの共振周波数が決定され 、かつトランスジューサ１４は入力動作されてミクロバブルの生体内共振周波数 を含むある帯域の周波数を発生する。好ましくは、必ずしもそうではないが、ト ランスジューサの中央周波数は、ミクロバブルの生体内共振周波数と一致せずに 、周波数スペクトルの生体内共振周波数から離れている。また、実際には、ミク ロバブルが全て同じ大きさでないために僅かに異なった共振周波数をもつことか ら、共振周波数の範囲内のある周波数が生体内共振周波数であると想定される。

周波数成分検波器２８は、Ｆａｓｔ　Ｆｏｕｒｔｅｒ変換アルゴリズムあるいは Ｃｈｉｒｐ−ｚアルゴリズムを使用して、リアルタイムで画像平面内の各走査線 上の多数の点で後方散乱された周波数スペクトルを分析する。ベースライン反射 信号の分析中に、トランスジューサによって作られる電圧信号の第−及び第二周 波数成分の大きさもしくは振幅が検波される。好ましくは、必ずしもそうではな いが、第一周波数は実質的にミクロバブルの生体内共振周波数と等しく、第二周 波数はトランスジューサの応答帯域内の選択周波数にあるが、共振周波数から移 動あるいは離れている。好ましい実施例では、第二周波数は、実質的にトランス ジューサの中央周波数に一致する。これらの大きさは、ベースラインメモリ３０ 内にデータとして格納される。これらデータは、比較器３２によって、注入後の 反射信号の周波数成分の電圧の大きさあるいは振幅を表すデータと比較される。

この比較の結果はカラーコーダ３４に提供される。このカラーコーダ３４は、さ らに表示データもしくは情報を結合器２６及びディスプレイ１８に提供する。カ ラーコーダは、単純に、比較器の出力をカラー表示情報へ変換する探索テーブル でもよい、カラー表示情報は、結合器２６によって画像処理回路２４によって作 られたビデオ表示データと結合される。かくして、ディスプレイ１８は、組織の グレースケール画像を表示すると共に、この画像上に色が重ねられて組織内の血 管を通るコンタクト剤の移動を示す、その結果得られる表示画像は、静止（もし くは不動）あるいはリアルタイムでもよい、別法として、リアルタイム画像とポ ストプロセスされた画像との結合は示され得る。心筋が潅流として検査される時 、後方散乱された超音波データが心臓周期の同一位相で分析されて比較されるこ とが太いに所望される。好ましくは、必ずしもそうではないけれど、トリガーは 、心臓が休憩しているときの心臓拡張で生じる。このトリガーは、適当なモニタ ー装置（図示なし）によって作られる心電図（ＥＫＧ）の波形に応答するトリガ 回路３６によって実行される。心臓周期の特定の点に達すると、例えば、ＥＫＧ 波形のＱＲ３波のＲ部が現れると、回路３６は周波数分析器２８へ完全フレーム の走査線のデータを送信するのを可能にする。別法として、トリガー（もしくは データの捕捉）は、所望であれば、心臓周期の複数の点で発生させてもよい、こ のようなトリガーは、従来の超音波機械において達成され、当業者には容易に理 解されるだろう。

検波される周波数特性は、多数の異なる方法の内のいくつかで分析されて潅流の 指標を得ることができる０例えば、図３に示されるように、第−及び第二周波数 成分の振幅比ＡＩ／Ａ２がベースライン反射信号から得られ、注入後反射信号の 第−及び第二周波数成分の振幅比Ａ３／Ａ４と比較できる。これら比率の差があ る基準レベルを越えると、カラーコーダは、ディスプレイ１８に比率の差の大き さで変わる強度をもつ画像の対応する位置に特定の色を表示させる表示信号を作 る。別法として、表示された色の色相は、比率差の大きさで変えることができる 。

別法として、周波数分析器２８は、一つもしくはそれ以上の周波数成分の特性で はなく、反射信号の全周波数スペクトルの特性を検波できる。この実施例では、 反射信号の周波数スペクトルの幅、あるいはこのスペクトルの平均周波数もしく は歪度もしくは尖度または同様のものは、組織内にコントラスト剤があってもな くても検波でき、これらの周波数のパラメータは比較器３２によって比較でき、 この比較の結果はカラー表示データの作成のためにカラーコーダ３４へ送られる 。この方法では、画像作成走査平面内に視覚化される組織内のミクロバブルの分 布の空間的な描写を得ることができる。

図５を参照すると、本発明の更なる実施例が図示されている０図４及び５に共通 な要素は、同一指示番号で示される。図５の装置では、周波数分析器２８（図４ ）は、零交差検波器あるいは自己相関法の周波数見積器４６を有して図示される 。後方散乱された周波数情報は、零交差検波器を使用することによって画像平面 上の多数の点から導出できる。零交差検波器は、反射信号が特定時間期間内の零 を何回通過するかを計数する０反射信号が零を通過する回数は、時間と空間に亘 っての波形の周波数に大体比例している０周波数情報を得るこの従来の方法は、 むしろ不十分であるが、このような分析を素早く行うことができ、結果として、 リアルタイムの応用に適合できる。

別法として、ドプラカラー血流マツピング技術に使用される従来の自己相関法技 術は、周波数情報を得るのに使用され得る。このような技術は、次の本に開示さ れている。この本に開示されていることは、本明細書に引用することで組み入れ である。

Ｃｏ１ｏｒ　Ａｔ１ａｓ　ｏｆ　Ｒｅａｌ−ｔｉｍｅ　Ｔｗｏ−Ｄｉｍｅｎｓｉ ｏｎａｌＥｃｈｏｃａｒｄｉｏｇｒｐｈｙ、　ＰＰ、　７−３６　（Ｒ，Ｏｍｏ ｔｏ、　ｅｄ、）。

５ｈｉｎｄａｎ−Ｔｏ−Ｃｈｉｒｏ　Ｃｏ、、　Ｌｔｄ、、　Ｔｏｋｙｏ　（１ ９８４）。

原理体系の残りは、図４のものと同一である。

図６は、本発明の好ましい形式を図示する。またも、図４及び６に共通な要素は 、同一指示番号で示される。

図４の周波数分析器２８は、第−及び第二の狭帯域フィルタ４２．４４とディバ イダ４６とを有するように図示される。帯域フィルタ４２．４４の内の一方は、 コントラストミクロバブルの生体内共振周波数と一致する中央周波数をもつ、も う一方の帯域フィルタは、第一帯域フィルタの中央周波数からずれているがトラ ンスジューサの応答周波数内にある中央周波数をもつ、帯域フィルタ４２．４４ の出力信号の振幅は、ベースライン測定中（除算の結果がベースラインメモリ３ ０に格納されている間）と検査を行う組織へのコントラストミクロバブルの注入 後との両方の時にディバイダ４６によって除算される。上述のように、比率が比 較器３２によって比較されて、カラーコーダ３４が比較に従って表示情報を開発 する。この表示情報は、結合器２６によって従来の画像データと結合されてディ スプレイ１８に提供される。

追加的な周波数の選択フィルタが使用されると、その他の周波数が検波されて分 析できるということに注目すべきである。後方散乱の周波数依存効果のために、 フィルタからの信号の振幅の関係は、検査を行う組織へコントラストミクロバブ ルを注入することによって変えられる。

さらに、別の実施例では、フィルタ４２及び４４の一方あるいは両方は、可変帯 域フィルタにできる。この可変帯域フィルタは、所定の周波数を選択するように 同調あるいは設定されて優れた適応性を提供できる０例えば、異なるコントラス ト剤は、組織内で異なる共振周波数を持つかもしれない、かくして、フィルタ４ ２及び４４の内の一方が、選択したコントラスト剤の組織内での共振周波数に一 致する周波数をもつ反射エネルギーを通すように同調あるいは設定できて、そし て他方のフィルタは、例えば、トランスジューサ１４の中央周波数に設定あるい は同調できる。

図７は、また別の実施例を図示する。ここでは、発振器２０、トランスジューサ 受信回路２２及びトリガ回路３６は、単純化のために図示されていない、さらに 、信号トランスジューサ１４は、二つのトランスジューサ５０．５２によって取 り替えである。第二のトランスジューサ５２は、コントラストミクロバブルの生 体内共振周波数と実質的に一致する中央周波数で超音波エネルギーを作る。第一 トランスジューサ５０は、共振周波数以外の基準周波数の超音波エネルギーを作 る。

別法として、二つのトランスジューサは、基準周波数と共振周波数とで交互に駆 動される単一のトランスジューサと取り替えできる。

トランスジューサ５０及び５２によって作られた反射信号は、第−及び第二振幅 検波器５４．５６に供給される。第−及び第二振幅検波器５４．５６は、図４の 周波数分析器２８と入れ替わり、そしてベースライン及び注入後反射信号それぞ れの基準及び共振周波数成分の振幅を検波する。別法として、周波数検波器５６ は、共振周波数の調波の振幅を検波できる。さらに、第一トランスジューサ５０ からの基準信号は、従来の画像処理回路２４によって利用されて組織表示データ を得る。

振幅検波器５４及び５６の出力は、ディバイダ４６に供給される。このディバイ ダ４６は、上記のように比較器３２によって比較されるベースライン及び注入後 の比率を得る。さらに上述したように、比較器３２の出力は、カラーコーダ３４ と結合器２６とによってディスプレイ１８に供給される。共振及び基準周波数の 連続の超音波パルスは、各走査線沿って送られる０両方の周波数パルスからの後 方散乱振幅の比率は、画像走査線沿いの多数の点で検査される。後方散乱の周波 数依存効果のために、異なる周波数パルスからの信号振幅の比率は、組織内にコ ントラストミクロバブルを注入することによって緩和される。ベースラインの比 率は、組織内にミクロバブルが存在しない場合に決定され、その後、コントラス ト剤の注入によって生じた比率のシフトの大きさが、画像上の多数の点で決定さ れて組織内でのミクロバブルの分布の表示を得る。

次の本は、超音波検査の装置及び技術とコントラスト剤としてのミクロバブルの 使用法とを開示して、そして本明細書にそのまま引用して組み込まれている。

Ｍａｒｋ　Ｊ、　Ｍｏｎａｇｈａｎ、　Ｐｒａｃｔｉｃａｌ　Ｅｃｈｏｃａｒｄ ｉｏｇｒａｐｈｙＡｎｄ　Ｄｏｐｐｌｅｒ、　Ｊｏｈｎ　Ｗｉｌｅｙ　ａｎｄ　 ５ｏｎｓ、　（１９９０，ｒｅ−ｐｒｉｎｔｅｄ　Ｊｕｌｙ　１９９１）、Ｈａ ｒｖｅｙ　Ｆｅｉｇｅｎｂａｕｍ、　Ｅｃｈｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ、　Ｌ ｅａ　ａｎｄＦｅｂｉｇｅｒ、　（１９８１）、 Ｄｉｇｉｔａｌ　Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ　ｉｎ　Ｅｃｈｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐ ｈｙ、　（ＪａｙＲｏｅｌａｎｄｔ、　ｅｄ、）、　Ｍａｒｔｉｎｕｓ　Ｎａｊ ｈｏｆｆ　Ｐｕｂｉｉｓｈｅｒｓ。

（１９８７）。

以上の構成より、本発明の種々の修正と変形が可能であることは当業者には明ら かであろう、かくして、請求の範囲において、本発明が本明細書で特定して説明 した以外にも実施できるということは理解されるべきである

Claims (41)

【特許請求の範囲】
1. １．超音波用のコントラスト強化剤を使用して組織を超音波で検査する方法にお いて、 （ａ）組織内に前記剤が存在しない第一時間期間中と組構内に前記剤が存在する 第二時間期間中とに組織を超音波エネルギーで検査する段階と、 （ｂ）前記第一時間期間中に組織によって反射される超音波エネルギーの周波数 特性を検波してベースライン周波数データを得る段階と、 （ｃ）前記第二時間期間中に組鐵によって反射される超音波エネルギーの周波数 特性を検波して注入後の周波数データを得る段階と、 （ｄ）前記ベースライン周波数データと前記注入後周波数データとを使って組織 内の剤の存在の指標を得る段階と、 を有する前記方法。
2. ２．前記反射された超音波エネルギーは、各々が振幅を持つ第一及び第二の周波 数成分を含んでいて、前記段階（ｂ）及び（ｃ）の各々は前記第一及び第二周波 数成分の振幅を検波する段階を含んでいる請求項１に記載の方法。
3. ３．前記段階（ｄ）は、前記段階（ｂ）中に検波される前記第一周波数の振幅を 前記段階（ｂ）中に検波される前記第二周波数の振幅で除算して第一比率を導く 段階と、前記段階（ｃ）中に検波される前記第一周波数の振幅を前記段階（ｃ） 中に検波される前記第二周波数の振幅で除算して第二比率を導く段階と、前記第 一比率と第二比率とを比較する段階とを有する請求項２に記載の方法。
4. ４．前記段階（ｄ）は、前記第一及び第二比率の比較に従ってディスプレイを動 作し存在の前記指標を得る段階をさらに有する請求項３に記載の方法。
5. ５．前記ディスプレイはカラー型で、組織の画像を表す反射された超音波エネル ギーから画像データを導出する段階を含んでいて、前記動作する段階は、前記第 一及び第二比率の比較に基いてカラー表示データを作成するためにカラーコーダ を使用し、前記画像データと前記カラー表示データとを結合して結合データを得 て、該結合データを前記ディスプレイへ供給する段階を含んでいる請求項４に記 載の方法。
6. ６．前記段階（ａ）はトランスジューサを動作して組織を検査する段階を含んで いて、前記段階（ｂ）及び（ｃ）の各々は前記トランスジューサを使用して反射 された超音波エネルギーを表す反射信号を作る段階をさらに含んでいる、請求項 ２に記載の方法。
7. ７．前記段階（ｂ）及び（ｃ）の各々は、前記第一周波数と前記第二周波数に実 質的に等しい中央周波数をもつ第一及び第二帯域フィルタヘ前記反射信号を供給 して第一及び第二濾波信号を得る段階と、前記第一及び第二濾波信号をディバイ ダへ供給してディバイダ信号を得る段階とを含んでいる請求項６に記載の方法。
8. ８．前記段階（ｂ）は、前記ベースライン周波数データを格納するためのメモリ を提供する段階を更に含んでいる請求項７に記載の方法。
9. ９．前記段階（ｂ）及び（ｃ）の各々は周波数分析器を使用して前記反射信号を 分析し前記ベースライン周波数データと前記注入後周波数データとを作る段階を 含んでいて、前記段階（ｂ）は前記ベースライン周波数データをメモリ内に格納 する段階を含んでいて、前記段階（ｄ）は格納されている前記ベースライン周波 数データと前記注入後周波数データとを比較する段階を含んでいる請求項６に記 載の方法。
10. １０．前記周波数分析器を使用する前記段階が高速フーリエ変換アルゴリズムに 従って前記反射信号を処理する段階を含んでいる請求項９に記載の方法。
11. １１．前記周波数分析器を使用する前記段階がＣｈｉｒｐ−ｚアルゴリズムに従 って前記反射信号を処理する段階を含んでいる請求項９に記載の方法。
12. １２．前記周波数分析器が零交差検波器を有する請求項９に記載の方法。
13. １３．前記周波数分析器が自己相関法の周波数見積器を有する請求項９に記載の 方法。
14. １４．前記段階（ａ）がトランスジューサを動作して第一周波数及び第二周波数 の超音波エネルギーで組織を連続して検査する段階を含んでいて、前記段階（ｂ ）及び（ｃ）の各々は前記トランスジューサを使用して反射された超音波エネル ギーを表す反射信号を作る段階をさらに有する、請求項３に記載の方法。
15. １５．前記段階（ｂ）及び（ｃ）の各々は、前記エネルギーの第一及び第二周波 数成分の振幅を検波する第一及び第二振幅検波器へ前記反射信号を供給する段階 を含んでいる請求項１４に記載の方法。
16. １６．前記段階（ｄ）が前記第一及び第二比率の比較に従ってカラー型ディスプ レイを動作する段階を含んでいる請求項１５に記載の方法。
17. １７．前記段階（ａ）が前記超音波エネルギーを走査線に沿って連続して指向す る段階を含み、各走査線について複数回数前記段階（ｂ）及び（ｃ）を操り返す 更なる段階を含んでいる請求項１に記載の方法。
18. １８．コントラスト剤を使用して組織灌流を検出するための装置において、 第一及び第二の異なる周波数の超音波エネルギーを組織へ指向することができる トランスジューサと、前記トランスジューサに結合されている、ベースライン反 射信号の周波数特性と注入後反射信号の周波数特性とを検波するための手段と、 前記ベースライン反射信号の前記検波した周波数特性と前記注入後反射信号の前 記検波した周波数特性とから組織灌流の指標を作成するための手段と、を有する ことを特徴とし、 前記コントラスト剤は組織内である共振周波数をもち前記第一周波数は前記共振 周波数に実質的に等しく、前記トランスジューサは組織内に前記コントラスト剤 を注入する前と後とに組織によって反射された超音波信号を表す前記ベースライ ン反射信号と前記注入後反射信号とを作ることができる、前記検出装置。
19. １９．前記検波手段は、前記ベースライン反射信号の前記周波数特性を格納する ための手段と、前記注入後反射信号の前記周波数特性と前記ベースライン反射信 号の前記格納してある周波数特性とを比較するための手段と、をさらに含んでい る請求項１８に記載の装置。
20. ２０．前記作成手段が、前記比較手段に結合されるカラーコーダと、該カラーコ ーダに結合されるディスプレイとを含んでいる請求項１９に記載の装置。
21. ２１．前記トランスジューサに結合されている、組織の画像を表す画像データを 導出するための手段をさらに含んでいて、前記作成手段が前記画像データと前記 カラーコーダによって作られるカラーデータとを結合してディスプレイのための データを得るための手段をさらに含んでいる、請求項２０に記載の装置。
22. ２２．前記検波手段は、第一及び第二中央周波数をそれぞれもつ第一及び第二帯 域フィルタと、前記第一及び第二帯域フィルタに結合されていてベースライン振 幅比率と注入後振幅比率とを計算するディバイダと、前記ベースライン振幅比率 と注入後振幅比率とを比較するための比較器とを有する請求項１８に記載の装置 。
23. ２３．前記検波手段が、前記ベースライン反射信号と前記注入後反射信号とを分 析する周波数分析器を有する請求項１８に記載の装置。
24. ２４．前記周波数分析器が、高速フーリエ変換アルゴリズムを実行する請求項２ ３に記載の装置。
25. ２５．前記周波数分析器が、Ｃｈｉｒｐ−ｚアルゴリズムを実行する請求項２３ に記載の装置。
26. ２６．前記周波数分析器が、零交差検波器を有する請求項２３に記載の装置。
27. ２７．前記周波数分析器が、自己相関法の周波数見積器を有する請求項２３に記 載の装置。
28. ２８．前記トランスジューサは動作されて前記第一及び第二周波数の超音波パル スを走査線に沿って連続して指向し、前記検波手段が前記第一周波数の周波数成 分の振幅を検波するための第一振幅検波器と前記第二周波数の周波数成分の振幅 を検波するための第二振幅検波器とを有する、請求項１８に記載の装置。
29. ２９．前記トランスジューサは動作されて前記第一及び第二周波数の超音波パル スを走査線に沿って連続して指向し、前記検波手段が前記第一周波数の調波の周 波数成分の振幅を検波するための第一振幅検波器と前記第二周波数の周波数成分 の振幅を検波するための第二振幅検波器とを有する、請求項１８に記載の装置。
30. ３０．生体の少なくとも一部を介して血流内に注入できるコントラスト剤を使っ て、前記一部を介して血流を超音波で検査するための装置において、前記コント ラスト剤が前記一部に存在する時の第一時間期間中と前記コントラスト剤が前記 一部に存在しない時の第二時間期間中との第一及び第二周波数の超音波エネルギ ーで前記一部を検査するための手段と、前記第一及び第二時間期間中に前記一部 から反射された超音波エネルギーの第一及び第二周波数成分の振幅を検波するた めの手段と、 前記検波手段に結合されている、前記第一時間期間中に検波された前記振幅と前 記第二時間期間中に検波された前記振幅とを比較するための手段と、前記比較手 段に結合されている、前記比較に従って動作して血流の指標を得るための手段と 、を有する前記検査装置。
31. ３１．前記検波手段は、前記第一及び第二周波数の中央周波数をそれぞれもつ第 一及び第二帯域フィルタと、前記第一及び第二帯域フィルタに結合される入力と 前記比較手段に結合される出力とをもつディバイダと、を有して、前記ディバイ ダが第一及び第二振幅比率を計算し前記比較手段が前記第一及び第二振幅比率を 比較する請求項３０に記載の装置。
32. ３２．前記ディバイダと前記比較手段との間に結合される、前記第一振幅比率を 格納するための手段をさらに含んでいて、前記比較手段が前記格納してある第一 振幅比率と前記第二振幅比率とを比較する、請求項３１に記載の装置。
33. ３３．前記動作手段が、前記比較手段と前記ディスプレイとの間に結合されるカ ラーコーダを有する請求項３２に記載の装置。
34. ３４．前記検査手段に結合されている、前記一部を表す前記画像データを導出す るための手段をさらに含んでいて、前記動作手段が前記画像データと前記カラー コーダによって作られたカラーデータとを結合して前記ディスプレイのためのデ ータを得るための手段をさらに含んでいる、請求項３３に記載の装置。
35. ３５．前記検波手段は高速フーリエ変換アルゴリズムを実行する周波数分析器を 有する請求項３０に記載の装置。
36. ３６．前記検波手段はＣｈｉｒｐ−ｚアルゴリズムを実行する周波数分析器を有 する請求項３０に記載の装置。
37. ３７．前記検査手段が第一及び第二周波数の超音波パルスを走査線に沿って連続 して指向するように動作されるトランスジューサを有し、前記検波手段が第一及 び第二振幅検波器を有する、請求項３０に記載の装置。
38. ３８．生体の少なくとも一部を介して血流を超音波で検査するための装置におい て、 第一周波数スペクトルの入射超音波エネルギーを前記一部に指向する手段であっ て、第二周波数スペクトルの反射超音波エネルギーが前記一部によって反射され る、前記手段と、 前記一部から前記反射された超音波エネルギーを感知するための手段と、 前記感知手段に結合されている、コントラストの非強化状態及び強化状態下で第 二周波数スペクトルの周波数特性を検波するための手段と、 前記感知手段に結合されている、前記コントラスト非強化状態で検波された周波 数特性と前記コントラスト強化状態で検波された周波数特性とを比較するための 手段と、 ディスプレイと、 前記比較手段によって行われた比較に従って前記ディスプレイを動作し、それに より前記一部とそこを流れる血流の目に見える画像を提供するための手段と、を 有する前記装置。
39. ３９．前記第二周波数スペクトルは、各々がある大きさをもつ第一及び第二周波 数成分を含んでいて、前記検波手段が前記第一及び第二周波数成分の大きさをそ れぞれ表す第一及び第二信号を作成するための手段を含んでいる請求項３８に記 載の装置。
40. ４０．前記検波手段が前記コントラストの非強化状態及び強化状態下での前記第 一及び第二信号を除算して非強化状態の比率と強化状態の比率とを得るためのデ ィバイダをさらに含んでいて、前記非強化状態の比率と前記強化状態の比率とが 前記比較手段によって比較される、請求項３９に記載の装置。
41. ４１．前記作成手段は、前記第一及び第二周波数の中間周波数をもつ第一及び第 二帯域フィルタを有する請求項４０に記載の装置。