JPH09164138A - コントラスト剤を使用した超音波診断画像処理方法および該診断装置 - Google Patents
コントラスト剤を使用した超音波診断画像処理方法および該診断装置Info
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- JPH09164138A JPH09164138A JP8287291A JP28729196A JPH09164138A JP H09164138 A JPH09164138 A JP H09164138A JP 8287291 A JP8287291 A JP 8287291A JP 28729196 A JP28729196 A JP 28729196A JP H09164138 A JPH09164138 A JP H09164138A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 従来のコントラスト剤を使用した画像処理で
は、毛細血管などの表示には有効であるが、心臓心室な
ど大量の血液が急速に運動している部位の表示は十分適
しているとは言えなかった。また毛細血管網の中の太い
血管をさらに明確に表示する方法が望まれていた。 【解決手段】 超音波コントラスト剤のコヒ−レント検
知のための超音波診断装置であって、超音波コントラス
ト剤が注入された体内に超音波パルスを発信すると共に
該発信パルスが体内組織等で反射した超音波エコー信号
を受信する超音波変換器プローブ； コヒ−レントエコ
ー信号を形成するためのビーム形成器；２つのパルス発
信から受信されたコヒ−レントエコー信号を微分する手
段； 微分されたコヒ−レントエコー信号を検知する手
段；および該超音波コントラスト剤から生じた検知され
た微分信号を表示する装置、を有する超音波診断装置。
は、毛細血管などの表示には有効であるが、心臓心室な
ど大量の血液が急速に運動している部位の表示は十分適
しているとは言えなかった。また毛細血管網の中の太い
血管をさらに明確に表示する方法が望まれていた。 【解決手段】 超音波コントラスト剤のコヒ−レント検
知のための超音波診断装置であって、超音波コントラス
ト剤が注入された体内に超音波パルスを発信すると共に
該発信パルスが体内組織等で反射した超音波エコー信号
を受信する超音波変換器プローブ； コヒ−レントエコ
ー信号を形成するためのビーム形成器；２つのパルス発
信から受信されたコヒ−レントエコー信号を微分する手
段； 微分されたコヒ−レントエコー信号を検知する手
段；および該超音波コントラスト剤から生じた検知され
た微分信号を表示する装置、を有する超音波診断装置。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、超音波コントラス
ト剤(contrast agents)を使用した身体の超音波診断お
よび画像処理に関し、特にコントラスト剤を使用した超
音波による検知および画像処理のための新規な方法およ
び装置に関する。
ト剤(contrast agents)を使用した身体の超音波診断お
よび画像処理に関し、特にコントラスト剤を使用した超
音波による検知および画像処理のための新規な方法およ
び装置に関する。
【０００２】
【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】超音波
診断画像処理装置は、完全に非侵襲的な体内の生理機能
の画像化と測定が可能である。超音波は、皮膚表面から
体内に発信され、体内組織や細胞で反射する。反射エコ
−は、超音波変換器により受信され、血流の画像または
測定結果を得るために処理される。これにより患者の体
内を傷つけることなく診断が可能となる。
診断画像処理装置は、完全に非侵襲的な体内の生理機能
の画像化と測定が可能である。超音波は、皮膚表面から
体内に発信され、体内組織や細胞で反射する。反射エコ
−は、超音波変換器により受信され、血流の画像または
測定結果を得るために処理される。これにより患者の体
内を傷つけることなく診断が可能となる。
【０００３】超音波コントラスト剤として知られる物質
を超音波診断の質向上のために体内に導入することがで
きる。コントラスト剤は、超音波と強く相互作用する物
質であって、血液や組織で反射されたエコ−とは明瞭に
識別可能なエコ−を反射する。超音波コントラスト剤と
して特に有用性が見い出されている物質の１つが微小気
泡(microbubbles)と呼ばれる微小な泡形状の気体であ
る。微小気泡は、身体とは顕著に相違する音響インピ−
ダンスを示し、特定の音響場(acoustic fields)におい
て、特定の超音波処理によって容易に検知可能な非線形
挙動をとる。微小気泡の状態で溶液中に安定化された気
体は、体内に注入され、肺血管系を通じて血管に残存
し、血管系全体を循環する。
を超音波診断の質向上のために体内に導入することがで
きる。コントラスト剤は、超音波と強く相互作用する物
質であって、血液や組織で反射されたエコ−とは明瞭に
識別可能なエコ−を反射する。超音波コントラスト剤と
して特に有用性が見い出されている物質の１つが微小気
泡(microbubbles)と呼ばれる微小な泡形状の気体であ
る。微小気泡は、身体とは顕著に相違する音響インピ−
ダンスを示し、特定の音響場(acoustic fields)におい
て、特定の超音波処理によって容易に検知可能な非線形
挙動をとる。微小気泡の状態で溶液中に安定化された気
体は、体内に注入され、肺血管系を通じて血管に残存
し、血管系全体を循環する。
【０００４】例えばコントラスト剤を血流中に注入する
ことができ、肺、腎臓および肝臓で血液からろ過される
まで血液と共に体内の動脈や静脈内を移動するので、微
小気泡コントラスト剤は身体中の血管系の画像処理に有
用である。
ことができ、肺、腎臓および肝臓で血液からろ過される
まで血液と共に体内の動脈や静脈内を移動するので、微
小気泡コントラスト剤は身体中の血管系の画像処理に有
用である。
【０００５】現在検討が行われている微小気泡コントラ
スト剤の一つは、被覆微小気泡からなっている。コント
ラスト剤の微小気泡は、薄い生分解性被覆または殻(coa
tingor shell)で覆われている。該微小気泡は、０．１
μｍから４．０μｍの直径と水の約１０分の１の密度を
有する。被覆微小気泡は血流内に注入できるように水溶
液中に懸濁されている。
スト剤の一つは、被覆微小気泡からなっている。コント
ラスト剤の微小気泡は、薄い生分解性被覆または殻(coa
tingor shell)で覆われている。該微小気泡は、０．１
μｍから４．０μｍの直径と水の約１０分の１の密度を
有する。被覆微小気泡は血流内に注入できるように水溶
液中に懸濁されている。
【０００６】被覆微小気泡は、殻が血流への拡散から微
小気泡中の気体を保護するので、相当期間体内で安定で
あるという利点がある。微小気泡の大きさは、微小気泡
が体内の毛細血管層(capillary beds)を通過することが
できるように選択される。
小気泡中の気体を保護するので、相当期間体内で安定で
あるという利点がある。微小気泡の大きさは、微小気泡
が体内の毛細血管層(capillary beds)を通過することが
できるように選択される。
【０００７】適度な大きさの音圧振幅で、音圧波が被覆
微小気泡の殻を破裂することがあり、この気泡はそれら
が血流内に拡散するまで被覆なしの微小気泡の状態で自
由に挙動する。それらの被覆なしの状態では、音響エネ
ルギ−は微小気泡の非線形挙動を引き起こす場合があ
り、これはそれ自身検知可能な超音波現象である。この
音響的に引き起こされた微小気泡の破壊および崩壊は、
高振幅の応答を形成し、色ドップラ−モ−ドにおいて、
特徴的な明るいパタ−ンを形成する。このため、色ドッ
プラ−は、コントラスト剤微小気泡の崩壊の検知に有効
な方法である。
微小気泡の殻を破裂することがあり、この気泡はそれら
が血流内に拡散するまで被覆なしの微小気泡の状態で自
由に挙動する。それらの被覆なしの状態では、音響エネ
ルギ−は微小気泡の非線形挙動を引き起こす場合があ
り、これはそれ自身検知可能な超音波現象である。この
音響的に引き起こされた微小気泡の破壊および崩壊は、
高振幅の応答を形成し、色ドップラ−モ−ドにおいて、
特徴的な明るいパタ−ンを形成する。このため、色ドッ
プラ−は、コントラスト剤微小気泡の崩壊の検知に有効
な方法である。
【０００８】本願出願人による米国特許第５，４５６，
２５７は、空間基準での検知信号の微分および微小気泡
破壊の位相不感応(phase insensitive)検知による微小
気泡の検知技術を開示する。位相不感応コントラスト剤
検知は、組織の動きにより生じる虚像を有効に減少さ
せ、またコントラスト剤が組織の毛細血管構造内を、微
細に分散してゆっくり動いている、コントラスト剤が灌
流している組織を画像処理するとき、良好に実施でき
る。心臓心室のような大きな急速に運動する血液たまり
(blood pool)でも同様の結果が得られるようにコントラ
スト剤画像処理を実施できることが望まれる。また調和
コントラスト画像処理(harmonic contrast imaging)を
実施するとき、超音波装置の動作を調和特性に特別に調
整することも望まれる。
２５７は、空間基準での検知信号の微分および微小気泡
破壊の位相不感応(phase insensitive)検知による微小
気泡の検知技術を開示する。位相不感応コントラスト剤
検知は、組織の動きにより生じる虚像を有効に減少さ
せ、またコントラスト剤が組織の毛細血管構造内を、微
細に分散してゆっくり動いている、コントラスト剤が灌
流している組織を画像処理するとき、良好に実施でき
る。心臓心室のような大きな急速に運動する血液たまり
(blood pool)でも同様の結果が得られるようにコントラ
スト剤画像処理を実施できることが望まれる。また調和
コントラスト画像処理(harmonic contrast imaging)を
実施するとき、超音波装置の動作を調和特性に特別に調
整することも望まれる。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明によると、超音波
コントラスト剤の検知と画像化の新規で改良された装置
および方法が提供される。超音波コントラスト剤のコヒ
−レント(coherent)画像処理のための超音波装置が提供
され、それは血液たまりのコントラスト画像処理に有効
である。第２の具体例では装置は、調和コントラスト剤
に適切な応答特性がプログラムされるように特別に調整
されている。本発明装置はまたコントラスト剤の位置を
特定するための解剖組織構造を表示する実時間画像とコ
ントラスト強調画像を表示する誘起コントラスト画像(t
riggered contrast image)とを同時に表示する表示装置
も包含する。コントラスト剤と本発明装置を使用する方
法は、灌流速度特性の測定、多域(multizone)コントラ
スト画像、微小毛細血管構造層中の大きな血管の識別技
術、多波長コントラスト画像処理、コントラスト強調組
織の表示、高ＰＲＦコントラスト画像獲得の間に発生す
る虚像の除去技術、および非線形コントラスト効果の交
互極性取得、を含む。
コントラスト剤の検知と画像化の新規で改良された装置
および方法が提供される。超音波コントラスト剤のコヒ
−レント(coherent)画像処理のための超音波装置が提供
され、それは血液たまりのコントラスト画像処理に有効
である。第２の具体例では装置は、調和コントラスト剤
に適切な応答特性がプログラムされるように特別に調整
されている。本発明装置はまたコントラスト剤の位置を
特定するための解剖組織構造を表示する実時間画像とコ
ントラスト強調画像を表示する誘起コントラスト画像(t
riggered contrast image)とを同時に表示する表示装置
も包含する。コントラスト剤と本発明装置を使用する方
法は、灌流速度特性の測定、多域(multizone)コントラ
スト画像、微小毛細血管構造層中の大きな血管の識別技
術、多波長コントラスト画像処理、コントラスト強調組
織の表示、高ＰＲＦコントラスト画像獲得の間に発生す
る虚像の除去技術、および非線形コントラスト効果の交
互極性取得、を含む。
【００１０】図１には、米国特許第５，４５６，２５７
に記載されている超音波診断装置が、ブロックダイヤグ
ラム形式で示されている。この超音波装置は、この特許
に記載されているように位相不感応コントラスト剤検知
を実施することができる。示された装置において、ビ−
ム形成器１６により形成されたコヒ−レントエコ−信号
は、Ｉ，Ｑ復調器１８により直角位相復調され、直角位
相ＩおよびＱ信号成分が形成される。復調信号成分は、
包絡線(envelop)検知器２０により振幅検知される。検
知された信号は、フィルタ−２２によりろ過されて、雑
音その他の外的信号成分が除去される。空間配置され、
時分割された検知エコ−信号は、パルス−パルス微分サ
ブシステム２４により微分され、そして微分信号は、コ
ントラスト剤改良画像の生成に使用される。
に記載されている超音波診断装置が、ブロックダイヤグ
ラム形式で示されている。この超音波装置は、この特許
に記載されているように位相不感応コントラスト剤検知
を実施することができる。示された装置において、ビ−
ム形成器１６により形成されたコヒ−レントエコ−信号
は、Ｉ，Ｑ復調器１８により直角位相復調され、直角位
相ＩおよびＱ信号成分が形成される。復調信号成分は、
包絡線(envelop)検知器２０により振幅検知される。検
知された信号は、フィルタ−２２によりろ過されて、雑
音その他の外的信号成分が除去される。空間配置され、
時分割された検知エコ−信号は、パルス−パルス微分サ
ブシステム２４により微分され、そして微分信号は、コ
ントラスト剤改良画像の生成に使用される。
【００１１】包絡線検知エコ−信号のパルス−パルス微
分の実施は、ある種の操作に有用性がある。組織の微小
毛細血管構造中の微小気泡が超音波により破壊されるよ
うなモ−ドでコントラスト剤が使用されるとき、エコ−
包絡線の微分は特に有用である。この操作モ−ドでは、
最初の超音波パルスは組織中の微小気泡を破壊し、これ
らの破壊事象(destruction events)が受信され包絡線検
知される。同じ場所に第２のパルスが発信され、その戻
りエコ−は理想的には、微小気泡が破壊されてしまった
場所には微小気泡が存在しないことを示す。エコ−の第
２番目の組(set)が、空間基準で第１の組から減じら
れ、微小気泡が破壊された場所での実質的な大きさの差
分信号が得られ、次いでそれは表示装置上の対応する画
素(pixel)の位置に表示される。現実のセッティングに
おいては、エコ−の第２番目の組は、動きの効果、拡散
速度その他の気泡の挙動のために、微小気泡が破壊され
た空白を実際には示さないかもしれない。しかし、１つ
のパルスから次のパルスへの気泡挙動の差分は、パルス
からパルスへと空間基準で微分されるとき、非常に検知
容易な応答を与える。
分の実施は、ある種の操作に有用性がある。組織の微小
毛細血管構造中の微小気泡が超音波により破壊されるよ
うなモ−ドでコントラスト剤が使用されるとき、エコ−
包絡線の微分は特に有用である。この操作モ−ドでは、
最初の超音波パルスは組織中の微小気泡を破壊し、これ
らの破壊事象(destruction events)が受信され包絡線検
知される。同じ場所に第２のパルスが発信され、その戻
りエコ−は理想的には、微小気泡が破壊されてしまった
場所には微小気泡が存在しないことを示す。エコ−の第
２番目の組(set)が、空間基準で第１の組から減じら
れ、微小気泡が破壊された場所での実質的な大きさの差
分信号が得られ、次いでそれは表示装置上の対応する画
素(pixel)の位置に表示される。現実のセッティングに
おいては、エコ−の第２番目の組は、動きの効果、拡散
速度その他の気泡の挙動のために、微小気泡が破壊され
た空白を実際には示さないかもしれない。しかし、１つ
のパルスから次のパルスへの気泡挙動の差分は、パルス
からパルスへと空間基準で微分されるとき、非常に検知
容易な応答を与える。
【００１２】１つのパルスから次のパルスへの微小気泡
の散乱(scattering)特性のこの劇的な変化は、例えば、
微小気泡被覆の破裂、振動および非線形微小気泡の動
き、パルス間間隔における微小気泡の拡散、または気泡
の移動などの多数の要素に起因する。本願において微小
気泡について記述するとき、それはこれら全ての現象の
効果を含んでいる。
の散乱(scattering)特性のこの劇的な変化は、例えば、
微小気泡被覆の破裂、振動および非線形微小気泡の動
き、パルス間間隔における微小気泡の拡散、または気泡
の移動などの多数の要素に起因する。本願において微小
気泡について記述するとき、それはこれら全ての現象の
効果を含んでいる。
【００１３】
【発明の実施の形態】本発明により構成された超音波診
断装置の第１の実施例を、図２に示す。この実施例は、
超音波コントラスト剤のコヒ−レント検知を行なう。超
音波プロ−ブ１０は、超音波エネルギ−を発信し受信す
る超音波変換器のアレ−１２を有する。発信の間、方向
付けされ焦点合わせされた超音波ビ−ムが形成されるよ
うに変換器素子がパルス発信するように、超音波ビ−ム
発生器１６が適切な時期に発信器／受信器１４の変換器
パルス発生器を活性化することにより、アレ−１２の分
割された素子の活性化時期が制御される。受信の間、変
換器素子が受信した超音波エコ−は、発信器／受信器１
４に送られ、ビ−ム発生器１６の分割されたチャネルに
送られ、そこで信号は適当に遅延され、次いで組み合わ
されて、患者の体内の受信深さに従ってコヒ−レントエ
コ−信号のシ−クエンスを形成する。
断装置の第１の実施例を、図２に示す。この実施例は、
超音波コントラスト剤のコヒ−レント検知を行なう。超
音波プロ−ブ１０は、超音波エネルギ−を発信し受信す
る超音波変換器のアレ−１２を有する。発信の間、方向
付けされ焦点合わせされた超音波ビ−ムが形成されるよ
うに変換器素子がパルス発信するように、超音波ビ−ム
発生器１６が適切な時期に発信器／受信器１４の変換器
パルス発生器を活性化することにより、アレ−１２の分
割された素子の活性化時期が制御される。受信の間、変
換器素子が受信した超音波エコ−は、発信器／受信器１
４に送られ、ビ−ム発生器１６の分割されたチャネルに
送られ、そこで信号は適当に遅延され、次いで組み合わ
されて、患者の体内の受信深さに従ってコヒ−レントエ
コ−信号のシ−クエンスを形成する。
【００１４】コヒ−レントエコ−信号は、直交位相Ｉ，
Ｑ信号成分を形成するＩ，Ｑ復調器１８により直交位相
に復調される。この復調された信号成分は、常法により
ろ過、検知し、グレ−スケ−ルエコ−信号を変換(map)
するＢモ−ド処理器３７に送られる。画像の走査線のこ
のグレ−スケ−ルエコ−信号は、Ｂモ−ド画像表示のた
めに走査変換器４０に送られる。
Ｑ信号成分を形成するＩ，Ｑ復調器１８により直交位相
に復調される。この復調された信号成分は、常法により
ろ過、検知し、グレ−スケ−ルエコ−信号を変換(map)
するＢモ−ド処理器３７に送られる。画像の走査線のこ
のグレ−スケ−ルエコ−信号は、Ｂモ−ド画像表示のた
めに走査変換器４０に送られる。
【００１５】本発明によるとＩおよびＱ信号成分は、時
間基準で体内の同じ試料容積（位置）から受信されるエ
コ−を微分するパルス−パルス微分回路２４に選択的に
（または加えて）送られる。この微分の結果は振幅検知
器２０に送られ、そしてその微分応答信号が事象識別器
２７に送られる。事象識別器は、微分エコ−情報から試
料容積位置での微小気泡破壊事象を識別する。この識別
の実施の簡便な１つの方法は、検知された信号としきい
値形成器２６が形成したしきい値とを比較することで、
しきい値を越える信号を通し、しきい値以下の信号を除
去する方法である。識別器は微小気泡破壊事象を検知
し、小さな雑音は排除する。
間基準で体内の同じ試料容積（位置）から受信されるエ
コ−を微分するパルス−パルス微分回路２４に選択的に
（または加えて）送られる。この微分の結果は振幅検知
器２０に送られ、そしてその微分応答信号が事象識別器
２７に送られる。事象識別器は、微分エコ−情報から試
料容積位置での微小気泡破壊事象を識別する。この識別
の実施の簡便な１つの方法は、検知された信号としきい
値形成器２６が形成したしきい値とを比較することで、
しきい値を越える信号を通し、しきい値以下の信号を除
去する方法である。識別器は微小気泡破壊事象を検知
し、小さな雑音は排除する。
【００１６】検知された事象は、希望する画像フォ−マ
ットの微小気泡破壊事象の空間画像を形成するために、
走査変換器４０に送られる。破壊事象画像は、独立に表
示しても、周囲の組織構造と関連してコントラスト剤を
示すためにＢモ−ド画像と結合して表示してもよい。画
像は、画像表示装置５０上に表示するためにビデオ信号
を形成するビデオ処理器４２に送られる。
ットの微小気泡破壊事象の空間画像を形成するために、
走査変換器４０に送られる。破壊事象画像は、独立に表
示しても、周囲の組織構造と関連してコントラスト剤を
示すためにＢモ−ド画像と結合して表示してもよい。画
像は、画像表示装置５０上に表示するためにビデオ信号
を形成するビデオ処理器４２に送られる。
【００１７】このコヒ−レントコントラスト剤検知技術
は、画像領域内の微小気泡の動きのわずかな変化にも非
常に敏感であり、例えば心室の血液たまりを画像化する
ときに良好に作動する。運動する微小気泡が高密度に存
在する大きな血液たまりにおいては、１つのパルスから
次のパルスの間に差動微小気泡運動の確率が極めて高い
ことが、心臓の心室の画像化における本技術の高感度を
説明している。非コヒ−レントコントラスト剤検知技術
と比較すると、コヒ−レント微小気泡検知は、組織の動
きにより高感度で、高いコントラスト剤濃度での個々の
微小気泡事象に、より高感度である。またコヒ−レント
と非コヒ−レントの両方で受信エコ−を処理して、両方
法からの情報を有する画像を形成することも可能であ
る。
は、画像領域内の微小気泡の動きのわずかな変化にも非
常に敏感であり、例えば心室の血液たまりを画像化する
ときに良好に作動する。運動する微小気泡が高密度に存
在する大きな血液たまりにおいては、１つのパルスから
次のパルスの間に差動微小気泡運動の確率が極めて高い
ことが、心臓の心室の画像化における本技術の高感度を
説明している。非コヒ−レントコントラスト剤検知技術
と比較すると、コヒ−レント微小気泡検知は、組織の動
きにより高感度で、高いコントラスト剤濃度での個々の
微小気泡事象に、より高感度である。またコヒ−レント
と非コヒ−レントの両方で受信エコ−を処理して、両方
法からの情報を有する画像を形成することも可能であ
る。
【００１８】本発明のコントラスト剤検知は、良好な組
織雑音の排除が可能である。微小気泡エコ−信号は一般
に独立して受信されることはなく、通常隣接する組織や
構造から反射したずっと大振幅のエコ−信号が伴ってい
る。これらの組織エコ−は、どの微小気泡エコ−信号よ
りも数桁大きいため、これらを効果的に隠してしまう。
パルス間微分処理は、組織からの信号を効果的に相殺す
ることで除去し、より識別容易なコントラスト剤エコ−
を表示する。この相殺は、高ＰＲＦパルスにより改良さ
れ、さらに組織からの動きの虚像を減少させる。
織雑音の排除が可能である。微小気泡エコ−信号は一般
に独立して受信されることはなく、通常隣接する組織や
構造から反射したずっと大振幅のエコ−信号が伴ってい
る。これらの組織エコ−は、どの微小気泡エコ−信号よ
りも数桁大きいため、これらを効果的に隠してしまう。
パルス間微分処理は、組織からの信号を効果的に相殺す
ることで除去し、より識別容易なコントラスト剤エコ−
を表示する。この相殺は、高ＰＲＦパルスにより改良さ
れ、さらに組織からの動きの虚像を減少させる。
【００１９】コントラスト剤の微小気泡はある一定特性
の超音波パルスに、より高感度を示し、他の特性のパル
スにはより低い感度を示す。一般的に、振幅が大きいほ
ど、振動数が低いほど、そして（より程度が小さく）バ
−スト時間が長いほど、微小気泡はより破壊されやす
い。従って、微小気泡破壊の発生時間は、調整し、制御
することができる。微小気泡は、小振幅で（そしてより
程度が小さく）バ−スト時間が短かいパルスで、高周波
数で走査することにより血流中に画像化することができ
る。微小気泡破壊を起こしたいときは、より低い周波数
でより長いバ−スト時間の高パワ−のパルスを血流中に
発信する。本発明の超音波システムは、これら２つのパ
ルス発信特性の制御をプリセットして提供され、臨床医
に、臨床医がそのように望むときに非破壊画像パルスか
ら、微小気泡破壊パルスに変換することを可能とする。
解剖学的構造と微小気泡活動の好ましい表示において
は、コントラスト剤の破壊モ−ドと解剖学的構造画像処
理の非破壊モ−ドの間のパルスモ−ドの変換プログラム
が採用される。
の超音波パルスに、より高感度を示し、他の特性のパル
スにはより低い感度を示す。一般的に、振幅が大きいほ
ど、振動数が低いほど、そして（より程度が小さく）バ
−スト時間が長いほど、微小気泡はより破壊されやす
い。従って、微小気泡破壊の発生時間は、調整し、制御
することができる。微小気泡は、小振幅で（そしてより
程度が小さく）バ−スト時間が短かいパルスで、高周波
数で走査することにより血流中に画像化することができ
る。微小気泡破壊を起こしたいときは、より低い周波数
でより長いバ−スト時間の高パワ−のパルスを血流中に
発信する。本発明の超音波システムは、これら２つのパ
ルス発信特性の制御をプリセットして提供され、臨床医
に、臨床医がそのように望むときに非破壊画像パルスか
ら、微小気泡破壊パルスに変換することを可能とする。
解剖学的構造と微小気泡活動の好ましい表示において
は、コントラスト剤の破壊モ−ドと解剖学的構造画像処
理の非破壊モ−ドの間のパルスモ−ドの変換プログラム
が採用される。
【００２０】調和(harmonic)コントラスト剤を使用する
本発明により構成された超音波診断装置の第２の実施例
を、図４に示す。この第２の実施例では、プロ−ブ１１
０のアレ−変換器１１２は、超音波エネルギ−を発信
し、この発信に応答して戻るエコ−を受信する。変換器
の応答特性は、２つの通過帯域(passband)を有する場合
があり、１つは発信周波数の中央付近、他は受信通過帯
域の中央付近である。調和コントラスト剤の画像化のた
めには、発信および受信通過帯域の両方を包含する通過
帯域を有する広帯域変換器が望ましい。変換器は、図５
に示すような応答特性を示すように製造し調整され、図
５では、応答特性の低いほうの山(hump)６０は、中央発
信周波数ｆtのほぼ中央に中央があり、高い方の山６２
は応答通過帯域の中央周波数ｆrのほぼ中央に中央があ
る。しかしながら、図６の単一の主要特性６４はプロ−
ブを、調和コントラスト画像化および調和コントラスト
剤なしの画像化の両方に好適にするので、図６の変換器
応答特性が好ましい。特性６４は、中央発信周波数ｆt
を包含し、また周波数ｆLとｆcの間を結び、周波数ｆr
でほぼ中央となる調和受信通過帯域を包含する。典型的
な調和コントラスト剤は、約１．７ＭＨｚの中央発信周
波数の発信が、約３．４ＭＨｚの周波数の調和戻りエコ
−信号となるような応答をもたらす。約２ＭＨｚの応答
特性６４は、これらの調和周波数に好適である。
本発明により構成された超音波診断装置の第２の実施例
を、図４に示す。この第２の実施例では、プロ−ブ１１
０のアレ−変換器１１２は、超音波エネルギ−を発信
し、この発信に応答して戻るエコ−を受信する。変換器
の応答特性は、２つの通過帯域(passband)を有する場合
があり、１つは発信周波数の中央付近、他は受信通過帯
域の中央付近である。調和コントラスト剤の画像化のた
めには、発信および受信通過帯域の両方を包含する通過
帯域を有する広帯域変換器が望ましい。変換器は、図５
に示すような応答特性を示すように製造し調整され、図
５では、応答特性の低いほうの山(hump)６０は、中央発
信周波数ｆtのほぼ中央に中央があり、高い方の山６２
は応答通過帯域の中央周波数ｆrのほぼ中央に中央があ
る。しかしながら、図６の単一の主要特性６４はプロ−
ブを、調和コントラスト画像化および調和コントラスト
剤なしの画像化の両方に好適にするので、図６の変換器
応答特性が好ましい。特性６４は、中央発信周波数ｆt
を包含し、また周波数ｆLとｆcの間を結び、周波数ｆr
でほぼ中央となる調和受信通過帯域を包含する。典型的
な調和コントラスト剤は、約１．７ＭＨｚの中央発信周
波数の発信が、約３．４ＭＨｚの周波数の調和戻りエコ
−信号となるような応答をもたらす。約２ＭＨｚの応答
特性６４は、これらの調和周波数に好適である。
【００２１】図４において、中央制御器１２０は、中央
周波数および発信超音波エネルギ−の発信時間を制御す
るために発信周波数制御回路１２１に制御信号ｆtrを送
る。発信周波数制御回路は、発信／受信スイッチ１１４
を通じて変換器アレ−１１２の素子にパルスを送る。変
換器アレ−をパルス発信させる好ましい方法は、画像を
形成するのに十分なパルスで走査するバ−スト(burst)
であり、それに続いてパルス発信のない時間間隔があ
る。このようなバ−ストと該時間間隔を図７に示してお
り、それは、バ−スト時間間隔ｎＰＲＦおよびフレ−ム
(frame)時間間隔ｔF rを示し、フレ−ム時間間隔にはバ
−スト時間とパルス発信のない時間が含まれる。後者の
時間間隔が、体内を流れる新たなコントラスト剤が、画
像平面の血管と組織を灌流する時間を与える。フレ−ム
時間間隔は１秒程度でよく、心拍と同期させても、心拍
と非同期でもよい。各ｎＰＲＦバ−スト時間の間、ドッ
プラ−処理のために同じ空間位置からのエコ−を集めて
もよい。好ましくは、６ＫＨｚのような高いＰＲＦ速度
が使用される。この型の画像処理は、米国特許（出願番
号０８／４３９，６１９および０８／５４０，４６３）
の要旨となっている。
周波数および発信超音波エネルギ−の発信時間を制御す
るために発信周波数制御回路１２１に制御信号ｆtrを送
る。発信周波数制御回路は、発信／受信スイッチ１１４
を通じて変換器アレ−１１２の素子にパルスを送る。変
換器アレ−をパルス発信させる好ましい方法は、画像を
形成するのに十分なパルスで走査するバ−スト(burst)
であり、それに続いてパルス発信のない時間間隔があ
る。このようなバ−ストと該時間間隔を図７に示してお
り、それは、バ−スト時間間隔ｎＰＲＦおよびフレ−ム
(frame)時間間隔ｔF rを示し、フレ−ム時間間隔にはバ
−スト時間とパルス発信のない時間が含まれる。後者の
時間間隔が、体内を流れる新たなコントラスト剤が、画
像平面の血管と組織を灌流する時間を与える。フレ−ム
時間間隔は１秒程度でよく、心拍と同期させても、心拍
と非同期でもよい。各ｎＰＲＦバ−スト時間の間、ドッ
プラ−処理のために同じ空間位置からのエコ−を集めて
もよい。好ましくは、６ＫＨｚのような高いＰＲＦ速度
が使用される。この型の画像処理は、米国特許（出願番
号０８／４３９，６１９および０８／５４０，４６３）
の要旨となっている。
【００２２】医学的診断用超音波走査は、発信パルスの
ピ−ク圧力の振幅および発信エネルギ−の合計の規制条
件により限定されている。図４の実施例に関するコント
ラスト剤の好ましい走査は、比較的高いピ−クパルスパ
ワ−を使用するが、パルスが発信されない時間間隔の寄
与で発信エネルギ−の時間積分(time integral)は小さ
くなる。本超音波装置は、超音波ビ−ムが比較的高い圧
力を組織に加える条件で、そして同期されまたは時間を
おいたバ−ストにより調整されたＳＰＴＡ(spatial pea
k temporal average)、即ち空間ピ−ク時間平均で動作
するように調整される。
ピ−ク圧力の振幅および発信エネルギ−の合計の規制条
件により限定されている。図４の実施例に関するコント
ラスト剤の好ましい走査は、比較的高いピ−クパルスパ
ワ−を使用するが、パルスが発信されない時間間隔の寄
与で発信エネルギ−の時間積分(time integral)は小さ
くなる。本超音波装置は、超音波ビ−ムが比較的高い圧
力を組織に加える条件で、そして同期されまたは時間を
おいたバ−ストにより調整されたＳＰＴＡ(spatial pea
k temporal average)、即ち空間ピ−ク時間平均で動作
するように調整される。
【００２３】変換器アレ−１１２で受信されたエコ−
は、Ｔ／Ｒスイッチ１１４に送られ、アナログ／ディジ
タル変換器１１５によりディジタル化される。Ａ／Ｄ変
換器１１５のサンプリング周期ｆsは、中央制御器によ
り制御される。サンプリング理論が教える望ましいサン
プリング速度は、受信通過帯域の最大周波数ｆcの少な
くとも２倍であり、前記例示周波数の場合、少なくとも
８ＭＨｚ程度の大きさであろう。最小の条件より高いサ
ンプリング速度も望ましい。
は、Ｔ／Ｒスイッチ１１４に送られ、アナログ／ディジ
タル変換器１１５によりディジタル化される。Ａ／Ｄ変
換器１１５のサンプリング周期ｆsは、中央制御器によ
り制御される。サンプリング理論が教える望ましいサン
プリング速度は、受信通過帯域の最大周波数ｆcの少な
くとも２倍であり、前記例示周波数の場合、少なくとも
８ＭＨｚ程度の大きさであろう。最小の条件より高いサ
ンプリング速度も望ましい。
【００２４】個々の変換器素子からのエコ−信号試料
は、遅延され、ビ−ム形成器１１６で合計されてコヒ−
レントエコ−信号を形成する。ディジタルコヒ−レント
エコ−信号は次いでディジタルフィルタ−１１８でろ過
される。この実施例において、発信周波数ｆtは受信器
と関連がないため、受信器は発信帯域から離れた周波数
帯域を自由に受信できる。ディジタルフィルタ−１１８
は、図６中周波数ｆLとｆcを結ぶ通過帯域の信号を帯域
通過フィルタ−(bandpass filter)し、そして周波数帯
域をより低いもしくはベ−ス帯域(baseband)周波数範囲
に移動させる。ディジタルフィルタ−は、上記した例に
おいて、１ＭＨｚ通過帯域で３．４ＭＨｚの中央周波数
を有するフィルタ−とすることができる。好ましいディ
ジタルフィルタ−は、図８に示すような、積算器７０−
７３と累算器８０−８３の組である。この配置は、中央
制御装置１２０により制御され、それは積算器に、ディ
ジタルフィルタ−の特性を制御する重みとデシメイショ
ン(decimation)制御を与える。好ましくはこの配置は、
有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタ−として作動す
るよう制御され、フィルタ−とデシメイションの双方と
して作動する。例えば、第１段階出力１のみを制御し
て、４：１のデシメイション比を有する４タップＦＩＲ
フィルタ−として作動させることができる。時間的に不
連続なエコ−試料Ｓが第１段階の積算器７０に送られ
る。試料Ｓが送られると、それらは中央制御装置１２０
により与えられる重みで積算される。これらの積のそれ
ぞれは、それら４つの積が累積（加算）されるまで累算
器８０に保管される。出力信号は次いで第１段階出力１
に作成される。出力信号は、累算の合計は４つの重みづ
け試料からなるので、４タップＦＩＲフィルタ−によっ
てろ過される。４試料の時間が出力信号を蓄積するため
に必要なので、４：１のデシメイション比が達成され
る。４つの入力試料毎に、１つの出力信号が作成され
る。蓄積器はクリアされ、この操作が繰返される。デシ
メイション比が大きいほど（出力信号間の間隔が長いほ
ど）、フィルタ−の有効タップ数を大きくすることがで
きることが分かる。
は、遅延され、ビ−ム形成器１１６で合計されてコヒ−
レントエコ−信号を形成する。ディジタルコヒ−レント
エコ−信号は次いでディジタルフィルタ−１１８でろ過
される。この実施例において、発信周波数ｆtは受信器
と関連がないため、受信器は発信帯域から離れた周波数
帯域を自由に受信できる。ディジタルフィルタ−１１８
は、図６中周波数ｆLとｆcを結ぶ通過帯域の信号を帯域
通過フィルタ−(bandpass filter)し、そして周波数帯
域をより低いもしくはベ−ス帯域(baseband)周波数範囲
に移動させる。ディジタルフィルタ−は、上記した例に
おいて、１ＭＨｚ通過帯域で３．４ＭＨｚの中央周波数
を有するフィルタ−とすることができる。好ましいディ
ジタルフィルタ−は、図８に示すような、積算器７０−
７３と累算器８０−８３の組である。この配置は、中央
制御装置１２０により制御され、それは積算器に、ディ
ジタルフィルタ−の特性を制御する重みとデシメイショ
ン(decimation)制御を与える。好ましくはこの配置は、
有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタ−として作動す
るよう制御され、フィルタ−とデシメイションの双方と
して作動する。例えば、第１段階出力１のみを制御し
て、４：１のデシメイション比を有する４タップＦＩＲ
フィルタ−として作動させることができる。時間的に不
連続なエコ−試料Ｓが第１段階の積算器７０に送られ
る。試料Ｓが送られると、それらは中央制御装置１２０
により与えられる重みで積算される。これらの積のそれ
ぞれは、それら４つの積が累積（加算）されるまで累算
器８０に保管される。出力信号は次いで第１段階出力１
に作成される。出力信号は、累算の合計は４つの重みづ
け試料からなるので、４タップＦＩＲフィルタ−によっ
てろ過される。４試料の時間が出力信号を蓄積するため
に必要なので、４：１のデシメイション比が達成され
る。４つの入力試料毎に、１つの出力信号が作成され
る。蓄積器はクリアされ、この操作が繰返される。デシ
メイション比が大きいほど（出力信号間の間隔が長いほ
ど）、フィルタ−の有効タップ数を大きくすることがで
きることが分かる。
【００２５】択一的に時間で分けられた試料は、遅延要
素τにより遅延され、４つの積算器７０−７３に送ら
れ、積算され、そして累算器８０−８３に蓄積される。
各累算器が２つの積を蓄積した後、４つの出力信号が単
一出力信号にまとめられる。これはフィルタ−は２：１
のデシメイション比を有する８タップフィルタ−として
作動していることを意味している。デシメイションがな
いときは、この配置は４タップＦＩＲフィルタ−として
作動させることができる。このフィルタ−はまた全ての
積算器に同時にエコ−信号を送り作動させることもで
き、選択的に重みづけ係数を時間配列する。中央制御装
置の制御下に、フィルタ−の重みづけおよびデシメイシ
ョン比のプログラミングをすることにより、フィルタ−
特性の全域が実行可能である。
素τにより遅延され、４つの積算器７０−７３に送ら
れ、積算され、そして累算器８０−８３に蓄積される。
各累算器が２つの積を蓄積した後、４つの出力信号が単
一出力信号にまとめられる。これはフィルタ−は２：１
のデシメイション比を有する８タップフィルタ−として
作動していることを意味している。デシメイションがな
いときは、この配置は４タップＦＩＲフィルタ−として
作動させることができる。このフィルタ−はまた全ての
積算器に同時にエコ−信号を送り作動させることもで
き、選択的に重みづけ係数を時間配列する。中央制御装
置の制御下に、フィルタ−の重みづけおよびデシメイシ
ョン比のプログラミングをすることにより、フィルタ−
特性の全域が実行可能である。
【００２６】図４に戻って、通常発信周波数周辺に中央
値を有する通過帯域でろ過された、または発信周波数か
ら復調された、組織からのろ過エコ−信号は、通常のＢ
モ−ド処理のためにＢモ−ド処理器３７に送られる。コ
ントラスト剤の通過帯域のろ過されたエコ−信号は、与
えられた空間位置から時間的に不連続なエコ−のパルス
−パルス減算により静的組織信号を消去するコントラス
ト信号検知器１２８に送られ、振幅または包絡線は生成
した変化信号を検知し、そして振幅基準で動きの信号成
分を識別する。Ｐ1が１つのパルスに続いて受信された
エコ−を表し、Ｐ2は他のパルスに続いて受信されたエ
コ−を表わしている、Ｐ1−Ｐ2の型の単なる２つのパル
ス減算を採用することができる。もし組織の動きに敏感
でないことが望ましいならば、 ｜Ｐ1−Ｐ2｜＋｜Ｐ2−Ｐ3｜ の型の３つのパルスによる減算を採用することができ
る。
値を有する通過帯域でろ過された、または発信周波数か
ら復調された、組織からのろ過エコ−信号は、通常のＢ
モ−ド処理のためにＢモ−ド処理器３７に送られる。コ
ントラスト剤の通過帯域のろ過されたエコ−信号は、与
えられた空間位置から時間的に不連続なエコ−のパルス
−パルス減算により静的組織信号を消去するコントラス
ト信号検知器１２８に送られ、振幅または包絡線は生成
した変化信号を検知し、そして振幅基準で動きの信号成
分を識別する。Ｐ1が１つのパルスに続いて受信された
エコ−を表し、Ｐ2は他のパルスに続いて受信されたエ
コ−を表わしている、Ｐ1−Ｐ2の型の単なる２つのパル
ス減算を採用することができる。もし組織の動きに敏感
でないことが望ましいならば、 ｜Ｐ1−Ｐ2｜＋｜Ｐ2−Ｐ3｜ の型の３つのパルスによる減算を採用することができ
る。
【００２７】ディジタルフィルタ−１１８からのろ過さ
れたエコ−信号はまた、速度およびパワ−ドップラ−信
号を作成するための通常のドップラ−処理のためのドッ
プラ−処理器１３０に送られる。これらの処理器の出力
は、３次元画像を与えるための３Ｄ画像作成処理器１３
２に送られる。３次元化は、米国特許［出願番号０８／
６３８，７１０］および米国特許第５，４７４，０７３
および５，４８５，８４２の記載のようにして実施する
ことができ、後の２件の特許は、３次元パワ−ドップラ
−超音波画像処理技術を説明している。コントラスト信
号検知器１２８と処理器３７および１３０からの信号と
３次元画像信号は、使用者の選択により決められた画像
表示装置５０上への表示用に選択されたビデオ処理器１
４０に送られる。ビデオ処理器は好ましくは保持処理を
含み、これにより、検知されたコントラスト剤の一時的
最大強度を画像中に保持することができる。保持するた
めの一つの技術は、フレ−ム平均化により、これにより
新たな画像フレ−ムは、空間基準で、前のフレ−ム情報
と結合される。この結合は、新旧のフレ−ム情報の寄与
を重みづけすることにより行うことができ、このフレ−
ム情報は、再帰的(recursively)に結合することができ
る；即ち、旧フレ−ム情報は、新フレ−ム情報と結合す
るためにフィ−ドバックされる。好ましい保持技術は、
米国特許第５，２１５，０９４に記載された速開始、遅
消滅技術(fast attack, slow decay technique)であ
り、それはドップラ−およびコントラスト剤画像処理の
双方に適用することができる。
れたエコ−信号はまた、速度およびパワ−ドップラ−信
号を作成するための通常のドップラ−処理のためのドッ
プラ−処理器１３０に送られる。これらの処理器の出力
は、３次元画像を与えるための３Ｄ画像作成処理器１３
２に送られる。３次元化は、米国特許［出願番号０８／
６３８，７１０］および米国特許第５，４７４，０７３
および５，４８５，８４２の記載のようにして実施する
ことができ、後の２件の特許は、３次元パワ−ドップラ
−超音波画像処理技術を説明している。コントラスト信
号検知器１２８と処理器３７および１３０からの信号と
３次元画像信号は、使用者の選択により決められた画像
表示装置５０上への表示用に選択されたビデオ処理器１
４０に送られる。ビデオ処理器は好ましくは保持処理を
含み、これにより、検知されたコントラスト剤の一時的
最大強度を画像中に保持することができる。保持するた
めの一つの技術は、フレ−ム平均化により、これにより
新たな画像フレ−ムは、空間基準で、前のフレ−ム情報
と結合される。この結合は、新旧のフレ−ム情報の寄与
を重みづけすることにより行うことができ、このフレ−
ム情報は、再帰的(recursively)に結合することができ
る；即ち、旧フレ−ム情報は、新フレ−ム情報と結合す
るためにフィ−ドバックされる。好ましい保持技術は、
米国特許第５，２１５，０９４に記載された速開始、遅
消滅技術(fast attack, slow decay technique)であ
り、それはドップラ−およびコントラスト剤画像処理の
双方に適用することができる。
【００２８】いくつかの画像化方式が、コントラスト画
像化に好ましいことが見い出されている。動いている組
織から得られた信号の強度が表示される、米国特許［出
願番号０８／６５５，３９１］に記載されているパワ−
モ−ション画像処理は、コントラスト剤で灌流されてい
るときの心臓壁などの構造の診断に適していることが見
い出されている。パワ−ドップラ−画像処理により、血
流について優れた結果が得られることが見いだされてい
る。コントラスト剤が注入された血管の３次元パワ−ド
ップラ−画像処理は、血流および血管狭窄症の連続状態
の視覚化に好適である。前記米国特許出願番号［０８／
６３８，７１０］の半透明表現技術に関するＢモ−ドま
たはパワ−モ−ション構造情報と、パワ−ドップラ−信
号の組み合わせは、流れと周囲の構造の両方の優れた透
視図を与える。
像化に好ましいことが見い出されている。動いている組
織から得られた信号の強度が表示される、米国特許［出
願番号０８／６５５，３９１］に記載されているパワ−
モ−ション画像処理は、コントラスト剤で灌流されてい
るときの心臓壁などの構造の診断に適していることが見
い出されている。パワ−ドップラ−画像処理により、血
流について優れた結果が得られることが見いだされてい
る。コントラスト剤が注入された血管の３次元パワ−ド
ップラ−画像処理は、血流および血管狭窄症の連続状態
の視覚化に好適である。前記米国特許出願番号［０８／
６３８，７１０］の半透明表現技術に関するＢモ−ドま
たはパワ−モ−ション構造情報と、パワ−ドップラ−信
号の組み合わせは、流れと周囲の構造の両方の優れた透
視図を与える。
【００２９】コントラスト剤画像処理に適当な表示方式
は、図３のスクリ−ン表示により表現される。この表示
において、Ｂモ−ド処理器３７により作成された信号
は、血管１７０などの体内の構造の実時間画像表示１６
０に使用される。この実時間画像は、画像化しようとす
る身体領域を確認し位置決定するために臨床医により使
用される。好ましくはＢモ−ド画像は、非破壊的超音波
画像パルスから戻るエコ−から形成される。上述したよ
うに、低振幅、高周波数、そして短バ−スト時間のパル
スは通常は微小気泡を破壊しないであろう。しかしなが
ら微小気泡を破壊するパルスからのエコ−は、コントラ
スト信号検知器１２８により、同一または隣接するモニ
タ−上にコントラスト剤画像１６０’を形成するために
使用される。好ましくはコントラスト剤画像１６０’
は、心臓の鼓動の波形の位相から心門誘起(heart gate
triggering)を使用して、心臓周期の与め決められた位
相で得られるように誘起される。心臓鼓動がその周期の
好ましい位相にあるとき、比較的高振幅、低周波数、長
バ−スト時間のパルスが発信され、画像平面内の微小気
泡を破壊し、検知し、これらの事象を表示する。同一心
拍位相でまたはその近くで得られたＢモ−ド画像は、画
像化される微小気泡破壊事象で満たされた血管または器
官１７０’と共に表示される。従って、図３の表示スク
リ−ンは、実時間でＢモ−ド画像１６０、そして各心臓
周期毎に更新されるコントラスト剤画像１６０’を示
す。
は、図３のスクリ−ン表示により表現される。この表示
において、Ｂモ−ド処理器３７により作成された信号
は、血管１７０などの体内の構造の実時間画像表示１６
０に使用される。この実時間画像は、画像化しようとす
る身体領域を確認し位置決定するために臨床医により使
用される。好ましくはＢモ−ド画像は、非破壊的超音波
画像パルスから戻るエコ−から形成される。上述したよ
うに、低振幅、高周波数、そして短バ−スト時間のパル
スは通常は微小気泡を破壊しないであろう。しかしなが
ら微小気泡を破壊するパルスからのエコ−は、コントラ
スト信号検知器１２８により、同一または隣接するモニ
タ−上にコントラスト剤画像１６０’を形成するために
使用される。好ましくはコントラスト剤画像１６０’
は、心臓の鼓動の波形の位相から心門誘起(heart gate
triggering)を使用して、心臓周期の与め決められた位
相で得られるように誘起される。心臓鼓動がその周期の
好ましい位相にあるとき、比較的高振幅、低周波数、長
バ−スト時間のパルスが発信され、画像平面内の微小気
泡を破壊し、検知し、これらの事象を表示する。同一心
拍位相でまたはその近くで得られたＢモ−ド画像は、画
像化される微小気泡破壊事象で満たされた血管または器
官１７０’と共に表示される。従って、図３の表示スク
リ−ンは、実時間でＢモ−ド画像１６０、そして各心臓
周期毎に更新されるコントラスト剤画像１６０’を示
す。
【００３０】以上述べた画像表示は特に鼓動する心臓が
常に運動状態にある心臓学において有用であるが、この
表示の変形は特に、組織構造がより静的である放射線学
において有用である。その変形として解剖学的構造の実
時間Ｂモ−ド画像１６０が、色ドップラ−で満たされた
血流１７０’と共に示されている。この実時間色流れド
ップラ−画像は、次いで検知されるコントラスト剤で定
期的に満たされ、血流をハッキリと輝かせる。共に解剖
学的表示の同一領域に適用される色流れドップラ−表示
とコントラスト剤表示は、同じ、同様の、または対照的
な色と強度で示すことができる。重ねられるコントラス
ト剤表示の周期は、上述したように心電図（ＥＫＧ）ト
リガ−で心臓周期と同期させることができ、もしくはこ
の周期は使用者が選択でき、心臓周期と非同期にするこ
ともできる。
常に運動状態にある心臓学において有用であるが、この
表示の変形は特に、組織構造がより静的である放射線学
において有用である。その変形として解剖学的構造の実
時間Ｂモ−ド画像１６０が、色ドップラ−で満たされた
血流１７０’と共に示されている。この実時間色流れド
ップラ−画像は、次いで検知されるコントラスト剤で定
期的に満たされ、血流をハッキリと輝かせる。共に解剖
学的表示の同一領域に適用される色流れドップラ−表示
とコントラスト剤表示は、同じ、同様の、または対照的
な色と強度で示すことができる。重ねられるコントラス
ト剤表示の周期は、上述したように心電図（ＥＫＧ）ト
リガ−で心臓周期と同期させることができ、もしくはこ
の周期は使用者が選択でき、心臓周期と非同期にするこ
ともできる。
【００３１】本発明により好適に実施されるコントラス
ト剤処理は、身体の器官または領域の灌流速度の測定で
ある。図９ａは、毛細管層２００にコントラスト剤を経
皮注射したときの経過を説明する。血流が移動するにつ
れてコントラスト剤は注射位置２０８から移動し、右心
室２０２、肺２０４、そして左心室２０６を通過して動
脈２０９に達する。コントラスト剤は次に、細動脈２１
０を通って組織の毛細血管中へ動脈２００から血流とし
て毛細血管層２００の組織に注入し始める。
ト剤処理は、身体の器官または領域の灌流速度の測定で
ある。図９ａは、毛細管層２００にコントラスト剤を経
皮注射したときの経過を説明する。血流が移動するにつ
れてコントラスト剤は注射位置２０８から移動し、右心
室２０２、肺２０４、そして左心室２０６を通過して動
脈２０９に達する。コントラスト剤は次に、細動脈２１
０を通って組織の毛細血管中へ動脈２００から血流とし
て毛細血管層２００の組織に注入し始める。
【００３２】毛細血管への灌流速度は、身体のその領域
中の血流の実効性を評価し、または狭窄部位を特定する
ために使用することができる。超音波パルスが発信さ
れ、図９ｂに示すように、毛細血管層２００を横切る領
域２１２中の微小気泡を破壊する。もし狭窄２１４が動
脈２０９中、そして毛細血管層２００全体の血流を妨害
するならば、微小気泡の再灌流速度は、領域２１２全体
で遅くなるであろう。しかしもし狭窄２１６が、毛細血
管層２００の一部のみに通じる動脈中にある場合、灌流
速度は狭窄動脈を通じて供給される領域の一部２１８の
みで遅くなるであろう。この再灌流速度の相違が、図式
的に図１０ａおよび１０ｂの曲線によって説明されてい
る。これらのそれぞれの曲線は、同じ血液容積を表わ
し、従って微小気泡が毛細血管層中で破壊される前には
同じ初期微小気泡濃度２２０であることを表わしてい
る。時間ｔdで、超音波パルスが、各曲線中の垂直の振
れ(spike)で示されるように微小気泡を破壊する。血液
が毛細血管層中を自由に流れているとき、図１０ａ中の
曲線２２２で示されるような、急速な微小気泡の再灌流
が生じる。曲線２２２は安定な微小気泡濃度状態２２０
にすぐに戻る。しかし血流が妨害されていると、図１０
ｂに示すように、曲線２２４の復帰はずっとゆっくりに
なる。この再灌流曲線は図１１ａおよび１１ｂに示され
るように連続的に繰り返すことができる。図１１ａは、
再灌流曲線２２２の連続実施を示し、それぞれは時間ｔ
pで全灌流状態２２０に戻っている。図１１ｂにおい
て、同じ時間間隔ｔpでの各曲線２２４は、矢印Ｂ−Ｂ
で示される量だけ全灌流状態に対して不足している。
中の血流の実効性を評価し、または狭窄部位を特定する
ために使用することができる。超音波パルスが発信さ
れ、図９ｂに示すように、毛細血管層２００を横切る領
域２１２中の微小気泡を破壊する。もし狭窄２１４が動
脈２０９中、そして毛細血管層２００全体の血流を妨害
するならば、微小気泡の再灌流速度は、領域２１２全体
で遅くなるであろう。しかしもし狭窄２１６が、毛細血
管層２００の一部のみに通じる動脈中にある場合、灌流
速度は狭窄動脈を通じて供給される領域の一部２１８の
みで遅くなるであろう。この再灌流速度の相違が、図式
的に図１０ａおよび１０ｂの曲線によって説明されてい
る。これらのそれぞれの曲線は、同じ血液容積を表わ
し、従って微小気泡が毛細血管層中で破壊される前には
同じ初期微小気泡濃度２２０であることを表わしてい
る。時間ｔdで、超音波パルスが、各曲線中の垂直の振
れ(spike)で示されるように微小気泡を破壊する。血液
が毛細血管層中を自由に流れているとき、図１０ａ中の
曲線２２２で示されるような、急速な微小気泡の再灌流
が生じる。曲線２２２は安定な微小気泡濃度状態２２０
にすぐに戻る。しかし血流が妨害されていると、図１０
ｂに示すように、曲線２２４の復帰はずっとゆっくりに
なる。この再灌流曲線は図１１ａおよび１１ｂに示され
るように連続的に繰り返すことができる。図１１ａは、
再灌流曲線２２２の連続実施を示し、それぞれは時間ｔ
pで全灌流状態２２０に戻っている。図１１ｂにおい
て、同じ時間間隔ｔpでの各曲線２２４は、矢印Ｂ−Ｂ
で示される量だけ全灌流状態に対して不足している。
【００３３】再灌流曲線は、図１３に示すように再生す
ることができる。超音波パルスが時間ｔdで発信され、
毛細血管層中の微小気泡を破壊する。短時間の後にパル
スが再度発信され、エコ−が受信され、この時間基準で
微小気泡再注入の程度が、再注入された微小気泡を破壊
し、破壊事象を記録することにより、あるいはその領域
における再注入された微小気泡を示す画素を数えまたは
積分することにより、画像化される。該領域に再注入さ
れた微小気泡の数の測定値は、曲線２２４の点Ｘとして
プロットされる。非破壊的パルスは繰返し発信すること
ができ、図１３に示すように曲線上のＸ点のつながりを
プロットするためにエコ−が受信される。
ることができる。超音波パルスが時間ｔdで発信され、
毛細血管層中の微小気泡を破壊する。短時間の後にパル
スが再度発信され、エコ−が受信され、この時間基準で
微小気泡再注入の程度が、再注入された微小気泡を破壊
し、破壊事象を記録することにより、あるいはその領域
における再注入された微小気泡を示す画素を数えまたは
積分することにより、画像化される。該領域に再注入さ
れた微小気泡の数の測定値は、曲線２２４の点Ｘとして
プロットされる。非破壊的パルスは繰返し発信すること
ができ、図１３に示すように曲線上のＸ点のつながりを
プロットするためにエコ−が受信される。
【００３４】容易に検知可能な微小気泡破壊事象を通じ
ての再注入曲線上のＸ点を測定する他の方法は、図１１
ｂの繰り返しパタ−ンと同様の周期的測定を利用する方
法である。周期的測定は、その領域の流れが心拍周期の
ために強いパルス状であるところで有効である。図１２
は、血流がパルス的動きを示している心拍周期波形２３
０を示している。波形２３０の最高点で、心臓周期の収
縮期の間体内の各領域に新たな血液が送出される。心臓
周期中の一定点でコントラスト剤再注入の度合いを連続
的に、しかし微小気泡破壊の連続的に異なる位相で測定
することにより、この再注入動作を利用する。図１２に
おいて、再注入測定のＸ点は全て、心臓周期の同じ位相
にある。このＸ点には、微小気泡が破壊された、矢印２
３２、２３４および２３６で示された時から異なる時間
が経過し、それは心臓周期中のより早い時期に順次移動
する。これは、図１２の各Ｘn点は、図１３の曲線２２
４上のＸnの後の点となることを意味している。矢印２
３２、２３４および２３６の時間での超音波発信の目的
は、微小気泡の破壊にあるから、これらの時間での戻り
エコ−の受信および分析は不要である。エコ−受信およ
び分析は、各Ｘの時に実施され、そして図１２に示され
た各Ｘは、矢印で示される破壊時間位相が先行すること
により、図１３中に連続するＸ点としてプロットするこ
とができる。
ての再注入曲線上のＸ点を測定する他の方法は、図１１
ｂの繰り返しパタ−ンと同様の周期的測定を利用する方
法である。周期的測定は、その領域の流れが心拍周期の
ために強いパルス状であるところで有効である。図１２
は、血流がパルス的動きを示している心拍周期波形２３
０を示している。波形２３０の最高点で、心臓周期の収
縮期の間体内の各領域に新たな血液が送出される。心臓
周期中の一定点でコントラスト剤再注入の度合いを連続
的に、しかし微小気泡破壊の連続的に異なる位相で測定
することにより、この再注入動作を利用する。図１２に
おいて、再注入測定のＸ点は全て、心臓周期の同じ位相
にある。このＸ点には、微小気泡が破壊された、矢印２
３２、２３４および２３６で示された時から異なる時間
が経過し、それは心臓周期中のより早い時期に順次移動
する。これは、図１２の各Ｘn点は、図１３の曲線２２
４上のＸnの後の点となることを意味している。矢印２
３２、２３４および２３６の時間での超音波発信の目的
は、微小気泡の破壊にあるから、これらの時間での戻り
エコ−の受信および分析は不要である。エコ−受信およ
び分析は、各Ｘの時に実施され、そして図１２に示され
た各Ｘは、矢印で示される破壊時間位相が先行すること
により、図１３中に連続するＸ点としてプロットするこ
とができる。
【００３５】心臓画像処理において、心臓動脈に血液が
注入したとき、心臓周期の拡張期の位相と同期してＸn
の回数誘起するのが好ましい。心臓の鼓動の動きに起因
する組織の動きによる虚像を除去するため、心臓画像処
理において誘起またはゲ−ト取得が特に有効である。
注入したとき、心臓周期の拡張期の位相と同期してＸn
の回数誘起するのが好ましい。心臓の鼓動の動きに起因
する組織の動きによる虚像を除去するため、心臓画像処
理において誘起またはゲ−ト取得が特に有効である。
【００３６】この微小気泡破壊による灌流測定技術は、
毛細血管層の太い血管中の流れの画像化にも使用するこ
とができる。例えば図９ｄにおいて、太い血管２４０
は、微小気泡がなくなった領域２１２中の微小毛細血管
よりも早く再注入されることが分かる。太い血管２４０
は、パルスが該領域中の全ての微小気泡を破壊したすぐ
後で領域２１２中の微小気泡を検知することにより現
れ、そのとき、太い血管２４０のみにコントラスト剤が
はっきりと再注入されている。
毛細血管層の太い血管中の流れの画像化にも使用するこ
とができる。例えば図９ｄにおいて、太い血管２４０
は、微小気泡がなくなった領域２１２中の微小毛細血管
よりも早く再注入されることが分かる。太い血管２４０
は、パルスが該領域中の全ての微小気泡を破壊したすぐ
後で領域２１２中の微小気泡を検知することにより現
れ、そのとき、太い血管２４０のみにコントラスト剤が
はっきりと再注入されている。
【００３７】いくつかの要因から画像平面中の全ての微
小気泡を破壊ができないことがしばしば見られる。微小
気泡は、高エネルギ−により破壊されるのであるから、
焦点合わせされた超音波ビ−ムは、他の場所よりもビ−
ム焦点近くの微小気泡をより多く破壊する傾向がある。
また高密度の微小気泡が破壊されるとき、その近辺の微
小気泡によって大量の超音波パルスエネルギ−が消費さ
れ、エネルギ−は遠い場所の微小気泡の破壊には不十分
となる。これらの効果を克服する技術が図１４ａ−１４
ｃに示されている。これらの図中、横軸は各図の左端に
示す皮膚線ＳＬと共に、体内の深さを表わす。標準的超
音波画像は、画像の最高点が皮膚の線を示し、画像の底
辺が体内の最深部を示す。画像平面中の微小気泡に向か
うエネルギ−を最高値とするために、焦点合わせしたパ
ルスが発信される破壊しようとする微小気泡に超音波エ
ネルギ−を集中させる。体内の相当な深さの画像化をし
ようとするとき、パルスは全画像深さにわたって焦点合
わせすることはできず、特定の焦点の近辺で焦点を結
び、次いでより深くなると拡散する。図１４ａがそれを
示し、そこでは発信パルスは焦点ゾ−ンＺ1中の焦点Ｆ1
で焦点を結ぶ。
小気泡を破壊ができないことがしばしば見られる。微小
気泡は、高エネルギ−により破壊されるのであるから、
焦点合わせされた超音波ビ−ムは、他の場所よりもビ−
ム焦点近くの微小気泡をより多く破壊する傾向がある。
また高密度の微小気泡が破壊されるとき、その近辺の微
小気泡によって大量の超音波パルスエネルギ−が消費さ
れ、エネルギ−は遠い場所の微小気泡の破壊には不十分
となる。これらの効果を克服する技術が図１４ａ−１４
ｃに示されている。これらの図中、横軸は各図の左端に
示す皮膚線ＳＬと共に、体内の深さを表わす。標準的超
音波画像は、画像の最高点が皮膚の線を示し、画像の底
辺が体内の最深部を示す。画像平面中の微小気泡に向か
うエネルギ−を最高値とするために、焦点合わせしたパ
ルスが発信される破壊しようとする微小気泡に超音波エ
ネルギ−を集中させる。体内の相当な深さの画像化をし
ようとするとき、パルスは全画像深さにわたって焦点合
わせすることはできず、特定の焦点の近辺で焦点を結
び、次いでより深くなると拡散する。図１４ａがそれを
示し、そこでは発信パルスは焦点ゾ−ンＺ1中の焦点Ｆ1
で焦点を結ぶ。
【００３８】上記第１の焦点ゾ−ンＺ１が、線２７０で
あり、それは焦点ゾ−ンＺ1の一部で焦点Ｆ1近辺のこの
近接領域での完全微小気泡破壊を表わしている。焦点を
過ぎると微小気泡破壊の程度は下降線２７２で示される
ように減少する。これらの線は、説明を容易にするため
に直線で示されているが、この効果は通常連続的に変化
し、現実の効果は曲線関係にあると考えられる。
あり、それは焦点ゾ−ンＺ1の一部で焦点Ｆ1近辺のこの
近接領域での完全微小気泡破壊を表わしている。焦点を
過ぎると微小気泡破壊の程度は下降線２７２で示される
ように減少する。これらの線は、説明を容易にするため
に直線で示されているが、この効果は通常連続的に変化
し、現実の効果は曲線関係にあると考えられる。
【００３９】図１４ａは与えられたビ−ム方向に沿った
第１のパルスの発信を表わし、その結果は近接領域の微
小気泡が線２７０と２７２に示すように破壊される。こ
の微小気泡破壊に続いて、第２のパルスが発信され、微
小気泡が消滅したビ−ム方向に沿ってエコ−を集中す
る。２つのパルスからのエコ−は、図１、２または４の
超音波装置を使用して微分され、そして表示される。
第１のパルスの発信を表わし、その結果は近接領域の微
小気泡が線２７０と２７２に示すように破壊される。こ
の微小気泡破壊に続いて、第２のパルスが発信され、微
小気泡が消滅したビ−ム方向に沿ってエコ−を集中す
る。２つのパルスからのエコ−は、図１、２または４の
超音波装置を使用して微分され、そして表示される。
【００４０】微小気泡破壊のための次のパルス発信は、
ビ−ムの第２の焦点ゾ−ンＺ2中の第２の焦点Ｆ2に焦点
合わせされる。第１のゾ−ン近くの微小気泡は前に破壊
されているので、発信パルスエネルギ−は容易に第２の
焦点ゾ−ンに到達する。図１４ｂは、第２の焦点ゾ−ン
へのこの発信を説明している。線２８２は、第１ゾ−ン
終点および第２の始点での残留微小気泡が、線２８０に
よって示された焦点周囲の微小気泡と同様に、第２の破
壊パルスによって破壊されることを示している。第２の
焦点Ｆ2を越えると微小気泡破壊の程度は、線２８４に
示すようにパルスエネルギ−の減少と共に減少する。第
２の探査パルスを第２の破壊パルスに続いて発信して微
小気泡破壊事象の第２のシ−クエンスを微分により検知
することができる。
ビ−ムの第２の焦点ゾ−ンＺ2中の第２の焦点Ｆ2に焦点
合わせされる。第１のゾ−ン近くの微小気泡は前に破壊
されているので、発信パルスエネルギ−は容易に第２の
焦点ゾ−ンに到達する。図１４ｂは、第２の焦点ゾ−ン
へのこの発信を説明している。線２８２は、第１ゾ−ン
終点および第２の始点での残留微小気泡が、線２８０に
よって示された焦点周囲の微小気泡と同様に、第２の破
壊パルスによって破壊されることを示している。第２の
焦点Ｆ2を越えると微小気泡破壊の程度は、線２８４に
示すようにパルスエネルギ−の減少と共に減少する。第
２の探査パルスを第２の破壊パルスに続いて発信して微
小気泡破壊事象の第２のシ−クエンスを微分により検知
することができる。
【００４１】同様に、第３の破壊パルスがビ−ム方向に
発信され、最深焦点ゾ−ンＺ3中の最深焦点Ｆ3で焦点を
結ぶ。パルスエネルギ−は、浅い部分の微小気泡が前に
消滅しているため、容易に第３の焦点ゾ−ンに到達す
る。第３の破壊パルスが、図１４ｃ中の線２９２に示す
ように、第２と第３ゾ−ンの間の残存する微小気泡を破
壊し、線２９０に示すように焦点の周囲の微小気泡を破
壊し、そして線２９４に示すように焦点Ｆ3を越えた位
置の微小気泡を少量破壊する。ゾ−ンＺ3の中とその周
囲の微小気泡破壊事象の微分検知のために第３の探索パ
ルスが続く。
発信され、最深焦点ゾ−ンＺ3中の最深焦点Ｆ3で焦点を
結ぶ。パルスエネルギ−は、浅い部分の微小気泡が前に
消滅しているため、容易に第３の焦点ゾ−ンに到達す
る。第３の破壊パルスが、図１４ｃ中の線２９２に示す
ように、第２と第３ゾ−ンの間の残存する微小気泡を破
壊し、線２９０に示すように焦点の周囲の微小気泡を破
壊し、そして線２９４に示すように焦点Ｆ3を越えた位
置の微小気泡を少量破壊する。ゾ−ンＺ3の中とその周
囲の微小気泡破壊事象の微分検知のために第３の探索パ
ルスが続く。
【００４２】実際には最大微小気泡破壊は焦点の軸に正
確に中心を持つのでなく、焦点の少し手前の深さ領域内
で生じる。この要素は、多ゾ−ン微小気泡破壊領域の位
置決定および重複を考えるときに考慮に入れるべきであ
る。
確に中心を持つのでなく、焦点の少し手前の深さ領域内
で生じる。この要素は、多ゾ−ン微小気泡破壊領域の位
置決定および重複を考えるときに考慮に入れるべきであ
る。
【００４３】３ゾ−ンにわたる検知された破壊事象は次
いで下式に従って結合される： ｜ＰF1−ＰF1’｜＋｜ＰF2−ＰF2’｜＋｜ＰF3−ＰF3’｜ ここにＰFnは与えられた焦点ゾ−ンへの破壊パルス発信
に続くエコ−を表わし、ＰFn’は先の探索パルスからの
エコ−を表わしている。各焦点ゾ−ンからのエコ−は、
画像の最大深さまでの完全な画像ラインを形成するため
に、重ね継ぎ(splice)される。多ゾ−ン焦点画像処理に
通常使用される技術では、与えられた焦点ゾ−ン付近の
微小気泡破壊事象のみを検知するのであるが、好ましい
実施例では、各パルスに続いて全深度にわたってエコ−
を検知する。これが与えられた焦点ゾ−ン外の微小気泡
破壊事象の記録を可能にし、破壊事象の最高検知を可能
とする。従って、各パルスエコ−の対は、全画像深度に
わたる一連のエコ−を含んでおり、それは次いで一連の
全画像のために最大数の微小気泡破壊事象を記録するた
めに結合される。
いで下式に従って結合される： ｜ＰF1−ＰF1’｜＋｜ＰF2−ＰF2’｜＋｜ＰF3−ＰF3’｜ ここにＰFnは与えられた焦点ゾ−ンへの破壊パルス発信
に続くエコ−を表わし、ＰFn’は先の探索パルスからの
エコ−を表わしている。各焦点ゾ−ンからのエコ−は、
画像の最大深さまでの完全な画像ラインを形成するため
に、重ね継ぎ(splice)される。多ゾ−ン焦点画像処理に
通常使用される技術では、与えられた焦点ゾ−ン付近の
微小気泡破壊事象のみを検知するのであるが、好ましい
実施例では、各パルスに続いて全深度にわたってエコ−
を検知する。これが与えられた焦点ゾ−ン外の微小気泡
破壊事象の記録を可能にし、破壊事象の最高検知を可能
とする。従って、各パルスエコ−の対は、全画像深度に
わたる一連のエコ−を含んでおり、それは次いで一連の
全画像のために最大数の微小気泡破壊事象を記録するた
めに結合される。
【００４４】各焦点ゾ−ンの探索にパルス対を発信する
代わりに、微分によって破壊事象を検知するために、後
の焦点ゾ−ン発信から戻るエコ−を先のエコ−と結合す
ることができることも分かる。即ち上式の第１項は、例
えば｜ＰF1−ＰF2｜とすることができる。しかしなが
ら、焦点ゾ−ン変化に伴う開口変化が技術の精度に有害
な影響を及ぼすため、各焦点ゾ−ンにパルス対を使用す
ることが好ましい。
代わりに、微分によって破壊事象を検知するために、後
の焦点ゾ−ン発信から戻るエコ−を先のエコ−と結合す
ることができることも分かる。即ち上式の第１項は、例
えば｜ＰF1−ＰF2｜とすることができる。しかしなが
ら、焦点ゾ−ン変化に伴う開口変化が技術の精度に有害
な影響を及ぼすため、各焦点ゾ−ンにパルス対を使用す
ることが好ましい。
【００４５】より均一な、虚像のない多ゾ−ン微小気泡
破壊画像を、時間連続パルスで非隣接ビ−ムをパルス発
信することにより得ることができる。これが微小気泡の
各列が、多ゾ−ンシ−クエンスの始まりでほぼ均一に邪
魔されず、超音波画像中の明るく不明瞭な線の連続を防
止することを確かにする。
破壊画像を、時間連続パルスで非隣接ビ−ムをパルス発
信することにより得ることができる。これが微小気泡の
各列が、多ゾ−ンシ−クエンスの始まりでほぼ均一に邪
魔されず、超音波画像中の明るく不明瞭な線の連続を防
止することを確かにする。
【００４６】図１５ａ、１５ｂおよび１６は、組織灌流
を観察するとき、コントラスト剤改良画像表示のための
好適な技術を説明している。図１６は、心室内の血液た
まり２５０と心筋層２６０を含む、心臓の断面図であ
る。コントラスト剤が血流内に導入されると、大量のコ
ントラスト剤が心室や大血管などの大きな血液たまりの
中に含まれ、他方相対的に少量のコントラスト剤が毛細
血管構造を通って組織および器官に入る。図１６の心臓
画像において、大量のコントラスト剤が血液たまり２５
０中に存在し、一方少量が心筋層２６０に毛細血管流に
より注入される。
を観察するとき、コントラスト剤改良画像表示のための
好適な技術を説明している。図１６は、心室内の血液た
まり２５０と心筋層２６０を含む、心臓の断面図であ
る。コントラスト剤が血流内に導入されると、大量のコ
ントラスト剤が心室や大血管などの大きな血液たまりの
中に含まれ、他方相対的に少量のコントラスト剤が毛細
血管構造を通って組織および器官に入る。図１６の心臓
画像において、大量のコントラスト剤が血液たまり２５
０中に存在し、一方少量が心筋層２６０に毛細血管流に
より注入される。
【００４７】図１６の断面画像の通常の超音波表示は、
より大きな明るさまたは色で表現するために、より大き
な信号レベルの画素を生じさせる。この結果を与える代
表的表示マッピング特性を図１５ａにマッピング特性２
５２として示す。検知画素値が増大するにつれて、最大
安定値に達するまで大きくなる明度または色で表示画素
が示される。その結果、図１６中の血液たまり部分２５
０は明るくまたは強く着色されて示され、他方心筋層２
６０はぼんやりと表示されまたは色付けされるにすぎな
い。
より大きな明るさまたは色で表現するために、より大き
な信号レベルの画素を生じさせる。この結果を与える代
表的表示マッピング特性を図１５ａにマッピング特性２
５２として示す。検知画素値が増大するにつれて、最大
安定値に達するまで大きくなる明度または色で表示画素
が示される。その結果、図１６中の血液たまり部分２５
０は明るくまたは強く着色されて示され、他方心筋層２
６０はぼんやりと表示されまたは色付けされるにすぎな
い。
【００４８】図１６中、心筋層が関心ある部位であると
き、図１５ｂに示すような表示マッピング特性が採用さ
れる。この図の曲線２５４は、画像中の雑音を抑えるた
めにゼロ値から始まり、次いで高レベル２５６に上昇す
る。その後より高い検知信号値の場合、レベル２５８に
下降する。その結果、より低い検知画素値が明るく輝き
または色付けされた表示画素にマッピングされ、そして
より高い検知画素値はよりぼんやりと輝きまたは色付け
された表示画素値にマッピングされる。このマッピング
の結果として、図１６中の心筋層２６０は、明るく輝き
または色付けされ、一方中央血液たまりは暗く色付けさ
れまたは輝くにすぎなくなる。この強調は、血液たまり
領域より以上にコントラスト剤灌流組織を強調すること
となる。
き、図１５ｂに示すような表示マッピング特性が採用さ
れる。この図の曲線２５４は、画像中の雑音を抑えるた
めにゼロ値から始まり、次いで高レベル２５６に上昇す
る。その後より高い検知信号値の場合、レベル２５８に
下降する。その結果、より低い検知画素値が明るく輝き
または色付けされた表示画素にマッピングされ、そして
より高い検知画素値はよりぼんやりと輝きまたは色付け
された表示画素値にマッピングされる。このマッピング
の結果として、図１６中の心筋層２６０は、明るく輝き
または色付けされ、一方中央血液たまりは暗く色付けさ
れまたは輝くにすぎなくなる。この強調は、血液たまり
領域より以上にコントラスト剤灌流組織を強調すること
となる。
【００４９】パルス発信技術はコントラスト剤破壊およ
び検知のさらなる改良を可能とする。音響エネルギ−と
微小気泡の相互作用により生じる正確な物理的機構は非
常に複雑であるが、微小気泡の大きさは、ある周波数で
のそれらの破壊に影響する。微小気泡コントラスト剤は
しばしば広い範囲の直径を有する微小気泡からなるの
で、にぎやかな(chirp)または多周波数のパルスを発信
することにより、微小気泡破壊事象を増加させることが
できる。周波数を調節したパルスを発信することによ
り、より広範囲の粒径の微小気泡に破壊エネルギ−を発
信できる確率が高くなる。加えて、破壊パルスの周波数
と振幅を調節することにより、微小気泡破壊および調節
された振動の双方を誘導することができる。パルスの初
期高振幅、低周波数時期に、低振幅、高周波数時期が続
き、微小気泡殻破壊を誘起し、遊離された微小気泡の振
動が続く。
び検知のさらなる改良を可能とする。音響エネルギ−と
微小気泡の相互作用により生じる正確な物理的機構は非
常に複雑であるが、微小気泡の大きさは、ある周波数で
のそれらの破壊に影響する。微小気泡コントラスト剤は
しばしば広い範囲の直径を有する微小気泡からなるの
で、にぎやかな(chirp)または多周波数のパルスを発信
することにより、微小気泡破壊事象を増加させることが
できる。周波数を調節したパルスを発信することによ
り、より広範囲の粒径の微小気泡に破壊エネルギ−を発
信できる確率が高くなる。加えて、破壊パルスの周波数
と振幅を調節することにより、微小気泡破壊および調節
された振動の双方を誘導することができる。パルスの初
期高振幅、低周波数時期に、低振幅、高周波数時期が続
き、微小気泡殻破壊を誘起し、遊離された微小気泡の振
動が続く。
【００５０】高パルス速度（ＰＲＦ）を可能とする他の
発信技術が図１７ａ−１７ｃに説明されている。図１７
ａは、心臓のコントラスト剤画像処理のための第１のパ
ルスＰ1の発信を表わしており、第２のパルスＰ2が連続
する。この例において、パルスは低ＰＲＦで発信され、
そして相当な時間が、パルスの発信時間の間に存在す
る。この時間の間、まず心筋層中のコントラスト剤から
のエコ−３００が受信され、その後より遠くの心膜から
のエコ−３０２が受信される。２つのパルスに続くエコ
−の微分は、心筋層中のコントラスト剤の存在を検知
し、心膜自身の検知が続く。
発信技術が図１７ａ−１７ｃに説明されている。図１７
ａは、心臓のコントラスト剤画像処理のための第１のパ
ルスＰ1の発信を表わしており、第２のパルスＰ2が連続
する。この例において、パルスは低ＰＲＦで発信され、
そして相当な時間が、パルスの発信時間の間に存在す
る。この時間の間、まず心筋層中のコントラスト剤から
のエコ−３００が受信され、その後より遠くの心膜から
のエコ−３０２が受信される。２つのパルスに続くエコ
−の微分は、心筋層中のコントラスト剤の存在を検知
し、心膜自身の検知が続く。
【００５１】心筋層のコントラスト剤画像処理の実施の
みが望まれる場合の処置として、より高いＰＲＦ発信を
図１７ｂに示すように採用することができる。より高い
ＰＲＦパルスは、虚像発生という望ましくない結果を有
する。エコ−３００が、パルスＰ1に伴って、心筋層中
のコントラスト剤から戻る。しかし第１のパルスＰ1に
応答して心膜から戻るエコ−３０２は、第２のパルスＰ
2に続く間隔中に現れ、そして２つのパルスの後のエコ
−が微分されるとき画像中の虚像として現れる。後の戻
りエコ−からこの虚像を除去するために、図１の装置に
よる微分の前に非コヒ−レント検知が使用される。図１
７ｃに示すように、非コヒ−レント検知および微分は、
心筋層の微小気泡からの正極性エコ−３００’、そして
心膜からの負極性エコ−３０２’を与える。心膜からの
不要の負極性エコ−３０２’は、しきい値処理または基
線での切りとり(clipping)により除去することができ、
心筋層中のコントラスト剤の必要とする検知のみが残さ
れる。
みが望まれる場合の処置として、より高いＰＲＦ発信を
図１７ｂに示すように採用することができる。より高い
ＰＲＦパルスは、虚像発生という望ましくない結果を有
する。エコ−３００が、パルスＰ1に伴って、心筋層中
のコントラスト剤から戻る。しかし第１のパルスＰ1に
応答して心膜から戻るエコ−３０２は、第２のパルスＰ
2に続く間隔中に現れ、そして２つのパルスの後のエコ
−が微分されるとき画像中の虚像として現れる。後の戻
りエコ−からこの虚像を除去するために、図１の装置に
よる微分の前に非コヒ−レント検知が使用される。図１
７ｃに示すように、非コヒ−レント検知および微分は、
心筋層の微小気泡からの正極性エコ−３００’、そして
心膜からの負極性エコ−３０２’を与える。心膜からの
不要の負極性エコ−３０２’は、しきい値処理または基
線での切りとり(clipping)により除去することができ、
心筋層中のコントラスト剤の必要とする検知のみが残さ
れる。
【００５２】微小気泡検知に有用な第３の発信技術は、
発信パルスの極性を交互に変えることであり、それは雑
音を除去する一方発信信号の調和成分を抑制する利点が
ある。図１８ａは、微小気泡のパルス発信から受信され
るエコ−波形３１０を示す。ゼロを示す値の両側の不均
一振幅は、微小気泡が非線形的に圧縮され膨張するため
に、音響波の存在下での微小気泡の非線形反射挙動を示
している。図１８ａの３１０のエコ−波形は、第１の極
性を示す超音波パルスの発信から生じる。
発信パルスの極性を交互に変えることであり、それは雑
音を除去する一方発信信号の調和成分を抑制する利点が
ある。図１８ａは、微小気泡のパルス発信から受信され
るエコ−波形３１０を示す。ゼロを示す値の両側の不均
一振幅は、微小気泡が非線形的に圧縮され膨張するため
に、音響波の存在下での微小気泡の非線形反射挙動を示
している。図１８ａの３１０のエコ−波形は、第１の極
性を示す超音波パルスの発信から生じる。
【００５３】反対極性を示す超音波パルスの発信後、図
１８ｂのエコ−波形３１２が生じる。この波形は、同様
に非線形であるが、パルス極性の変化により第１の波形
とは位相が異なっている。２つの波形が結合されると
き、図１８ｃに示すように、調和応答が得られる。図１
８ｃの高度に非線形な波形は容易に検知され、装置を非
線形エコ−応答を形成したコントラスト剤に高度に敏感
にする。
１８ｂのエコ−波形３１２が生じる。この波形は、同様
に非線形であるが、パルス極性の変化により第１の波形
とは位相が異なっている。２つの波形が結合されると
き、図１８ｃに示すように、調和応答が得られる。図１
８ｃの高度に非線形な波形は容易に検知され、装置を非
線形エコ−応答を形成したコントラスト剤に高度に敏感
にする。
【００５４】要約すると本発明は、超音波コントラスト
剤の検知および画像処理のための装置および方法を開示
するもので、超音波装置は超音波コントラスト剤のコヒ
−レント画像処理および調和コントラスト剤検知が可能
である。本発明装置は、コントラスト剤の位置を表示す
る実時間画像と誘起コントラスト画像を、同時に観察す
るための並列表示を包含する。コントラスト剤検知およ
び画像処理の方法は、灌流速度特性の測定、多ゾ−ンコ
ントラスト画像処理、多周波数コントラスト画像処理、
組織灌流表示、高ＰＲＦコントラスト画像虚像除去、お
よび非線形コントラスト効果の交互極性取得を包含す
る。
剤の検知および画像処理のための装置および方法を開示
するもので、超音波装置は超音波コントラスト剤のコヒ
−レント画像処理および調和コントラスト剤検知が可能
である。本発明装置は、コントラスト剤の位置を表示す
る実時間画像と誘起コントラスト画像を、同時に観察す
るための並列表示を包含する。コントラスト剤検知およ
び画像処理の方法は、灌流速度特性の測定、多ゾ−ンコ
ントラスト画像処理、多周波数コントラスト画像処理、
組織灌流表示、高ＰＲＦコントラスト画像虚像除去、お
よび非線形コントラスト効果の交互極性取得を包含す
る。
【００５５】
【発明の効果】本発明により、超音波コントラスト剤検
知と画像処理のための改良装置と方法が提供される。装
置は超音波コントラスト剤のコヒ−レント(coherent)画
像処理が可能で、特に血液たまりの画像処理に有効であ
る。装置は調和コントラスト剤に適切な応答特性をプロ
グラムすることができる。本発明装置は体内のコントラ
スト剤の位置を解剖組織構造中に表示する実時間画像
と、コントラスト強調画像を表示する誘起コントラスト
画像とを同時に表示することができる。本発明方法は、
灌流速度特性の測定、多域コントラスト画像、微小毛細
血管構造層中の大きな血管の識別技術、多波長コントラ
スト画像処理、コントラスト強調組織の表示、高ＰＲＦ
コントラスト画像獲得の間に発生する虚像の除去技術、
および非線形コントラスト効果の交互極性取得などが可
能である。
知と画像処理のための改良装置と方法が提供される。装
置は超音波コントラスト剤のコヒ−レント(coherent)画
像処理が可能で、特に血液たまりの画像処理に有効であ
る。装置は調和コントラスト剤に適切な応答特性をプロ
グラムすることができる。本発明装置は体内のコントラ
スト剤の位置を解剖組織構造中に表示する実時間画像
と、コントラスト強調画像を表示する誘起コントラスト
画像とを同時に表示することができる。本発明方法は、
灌流速度特性の測定、多域コントラスト画像、微小毛細
血管構造層中の大きな血管の識別技術、多波長コントラ
スト画像処理、コントラスト強調組織の表示、高ＰＲＦ
コントラスト画像獲得の間に発生する虚像の除去技術、
および非線形コントラスト効果の交互極性取得などが可
能である。
【図１】 位相不感応コントラスト剤検知が可能な、米
国特許第５，４５６，２５７の超音波診断装置のブロッ
クダイアグラム図である。
国特許第５，４５６，２５７の超音波診断装置のブロッ
クダイアグラム図である。
【図２】 コヒ−レントコントラスト剤検知の実施可能
な本発明の超音波診断装置のブロックダイアグラム図で
ある。
な本発明の超音波診断装置のブロックダイアグラム図で
ある。
【図３】 コントラスト剤画像処理のための超音波画像
表示装置を説明する。
表示装置を説明する。
【図４】 調和コントラスト剤検知のための動作の利益
を付与する本発明の第２の実施例のブロックダイアグラ
ム図である。
を付与する本発明の第２の実施例のブロックダイアグラ
ム図である。
【図５】 図４の実施例の動作を説明するのに使用する
通過帯域特性を説明している。
通過帯域特性を説明している。
【図６】 図４の実施例の動作を説明するのに使用する
通過帯域特性を説明している。
通過帯域特性を説明している。
【図７】 コントラスト剤を画像化するときの時分割パ
ルス発生の原理を説明している。
ルス発生の原理を説明している。
【図８】 図４の実施例に使用するのに好適なＦＩＲフ
ィルタ−構造を説明している。
ィルタ−構造を説明している。
【図９】 図９ａ〜９ｄは、コントラスト剤灌流への狭
窄症の影響を説明している。
窄症の影響を説明している。
【図１０】 図１０ａおよび１０ｂは、良好なそして小
さな灌流速度の場合の灌流曲線を示している。
さな灌流速度の場合の灌流曲線を示している。
【図１１】 図１１ａおよび１１ｂは、良好なそして小
さな灌流速度における繰り返し灌流曲線を示している。
さな灌流速度における繰り返し灌流曲線を示している。
【図１２】 図１３の灌流曲線を求めるための誘起技術
を説明している。
を説明している。
【図１３】 灌流曲線を示す。
【図１４】 図１４ａ〜１４ｃは、多域コントラスト剤
走査技術を説明している。
走査技術を説明している。
【図１５】 図１５ａおよび１５ｂは、コントラスト剤
画像処理のための表示マッピング特性を説明している。
画像処理のための表示マッピング特性を説明している。
【図１６】 心臓の断面を示している。
【図１７】 高ＰＲＦコントラスト画像処理の間に発生
する虚像の除去について説明している。
する虚像の除去について説明している。
【図１８】 コントラスト剤エコ−の交互極性取得によ
り形成された非線形応答波形を示している。
り形成された非線形応答波形を示している。
１０，１１０・・・超音波プロ−ブ、１２，１１２・・
・超音波変換器アレ−、１４、１６・・・ビ−ム形成
器、１８・・・Ｉ，Ｑ復調器、２０・・・包絡線検知
器、２２・・・フィルタ−、２４・・・パルス−パルス
微分サブシステム、２６・・・しきい値形成器、２７・
・・事象識別器、２８・・・事象計算器、３０・・・画
像保持装置、３７・・・Ｂモ−ド処理器、４０・・・走
査変換器、４２，１４０・・・ビデオ処理器、５０・・
・画像表示装置、６０，６２，６４・・・変換器応答特
性、７０，７１，７２，７３・・・積算器、８０，８
１，８２，８３・・・累算器、１１４・・・発信／受信
スイッチ、１１５・・・アナログ／ディジタル変換器、
１１８・・・ディジタルフィルタ−、１２０・・・中央
制御器、１２１・・・発信周波数制御回路、１２８・・
・コントラスト信号検知器、１３０・・・ドップラ−処
理器、１６０・・・実時間画像表示、１６０’・・・コ
ントラスト剤画像、１７０，１７０’，２４０・・・血
管、２００・・・毛細管層、２０２・・・右心室、２０
４・・・肺、２０６・・・左心室、２０８・・・注射位
置、２０９・・・動脈、２１６・・・狭窄部、２２０，
２２２，２２４・・・灌流曲線、２３０・・・心拍周期
波形、２５０・・・血液たまり、２５２・・・マッピン
グ特性、２６０・・・心筋層、３１０，３０２・・・エ
コ−。
・超音波変換器アレ−、１４、１６・・・ビ−ム形成
器、１８・・・Ｉ，Ｑ復調器、２０・・・包絡線検知
器、２２・・・フィルタ−、２４・・・パルス−パルス
微分サブシステム、２６・・・しきい値形成器、２７・
・・事象識別器、２８・・・事象計算器、３０・・・画
像保持装置、３７・・・Ｂモ−ド処理器、４０・・・走
査変換器、４２，１４０・・・ビデオ処理器、５０・・
・画像表示装置、６０，６２，６４・・・変換器応答特
性、７０，７１，７２，７３・・・積算器、８０，８
１，８２，８３・・・累算器、１１４・・・発信／受信
スイッチ、１１５・・・アナログ／ディジタル変換器、
１１８・・・ディジタルフィルタ−、１２０・・・中央
制御器、１２１・・・発信周波数制御回路、１２８・・
・コントラスト信号検知器、１３０・・・ドップラ−処
理器、１６０・・・実時間画像表示、１６０’・・・コ
ントラスト剤画像、１７０，１７０’，２４０・・・血
管、２００・・・毛細管層、２０２・・・右心室、２０
４・・・肺、２０６・・・左心室、２０８・・・注射位
置、２０９・・・動脈、２１６・・・狭窄部、２２０，
２２２，２２４・・・灌流曲線、２３０・・・心拍周期
波形、２５０・・・血液たまり、２５２・・・マッピン
グ特性、２６０・・・心筋層、３１０，３０２・・・エ
コ−。
─────────────────────────────────────────────────────
【手続補正書】
【提出日】平成８年１２月１９日
【手続補正１】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図１４
【補正方法】変更
【補正内容】
【図１４】
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ジェフリ−・イ−ル・パワ−ズ アメリカ合衆国98110ワシントン州、ベイ ンブリッジ・アイランド、ダブリュ−・ブ レ−クリ−・アベニュ− 4054番 (72)発明者 マシュ−・ブル−ス アメリカ合衆国98105ワシントン州、シア トル、第12アベニュ−、１ 4215番 (72)発明者 ミカラキス・アベルキオ アメリカ合衆国98033ワシントン州、カ− クランド、第115コ−ト・ノ−ス・イ−ス ト、イ−スト106 11023番 (72)発明者 ジン−ジェ・ワング アメリカ合衆国98040ワシントン州、メル セル・アイランド、メルセル・ウェ−・イ −スト 7432番
Claims (36)
- 【請求項１】 超音波コントラスト剤のコヒ−レント検
知のための超音波診断装置であって、 超音波コントラスト剤が注入された体内に超音波パルス
を発信し、パルス発信に伴う超音波エコ−信号を受信す
る超音波変換器プロ−ブ；コヒ−レントエコ−信号を形
成するためのビ−ム形成器；２つのパルス発信から受信
されたコヒ−レントエコ−信号を微分する手段；微分さ
れたコヒ−レントエコ−信号を検知する手段；および該
超音波コントラスト剤から生じた検知された微分信号を
表示するための表示装置、を有する超音波診断装置。 - 【請求項２】 該検知する手段が振幅検知器からなるこ
とを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。 - 【請求項３】 さらにコントラスト剤から発生する検知
信号を識別するための事象識別器を有する請求項２に記
載の超音波診断装置。 - 【請求項４】 該事象識別器が、しきい値と検知信号を
比較する手段からなる請求項３に記載の超音波診断装
置。 - 【請求項５】 さらにＢモ−ド画像信号を作成するため
のＢモ−ド処理器を有し、ここに該表示装置が、該超音
波コントラスト剤から発生する検知された微分信号表示
と結合されたＢモ−ド画像とを表示する請求項１に記載
の超音波診断装置。 - 【請求項６】 調和超音波コントラスト剤の検知のため
の超音波診断装置であって、 超音波コントラスト剤が注入された体内に第１の周波数
で超音波パルスを発信し、そしてパルス発信に伴う調和
超音波エコ−信号を受信するための超音波変換器プロ−
ブ；該超音波コントラスト剤から発生する調和信号を受
信するための受信器；該第１の周波数を排除し、該第１
の周波数の高調波を含む通過帯域で該受信調和信号をろ
過する、プログラム可能なフィルタ−；該受信調和信号
を検知するためのコントラスト信号検知器；および受信
調和信号を表示するための表示装置、からなる超音波診
断装置。 - 【請求項７】 該プログラム可能フィルタ−がプログラ
ム可能ディジタルフィルタ−からなることを特徴とする
請求項６に記載の超音波診断装置。 - 【請求項８】 該ディジタルフィルタ−のプログラム特
性が、受信信号、および該フィルタ−により作成された
ろ過信号のデシメイション比の重み付けを含むことを特
徴とする請求項７に記載の超音波診断装置。 - 【請求項９】 該プログラム可能フィルタ−が、ＦＩＲ
フィルタ−からなることを特徴とする請求項６に記載の
超音波診断装置。 - 【請求項１０】 さらにＢモ−ド画像信号を作成するた
めのＢモ−ド処理器を有し、ここに該プログラム可能デ
ィジタルフィルタ−が該Ｂモ−ド処理器と該コントラス
ト信号検知器用の信号を交互に与える請求項６に記載の
超音波診断装置。 - 【請求項１１】 該プログラム可能ディジタルフィルタ
−が、Ｂモ−ド通過帯域の信号を含み、該第１の周波数
に対する該高調波を排除したろ過信号を該Ｂモ−ド処理
器に与え、そして該第１の周波数に対する高調波を含
み、そして該第１の周波数の信号を除外したろ過信号を
該コントラスト信号検知器に与える請求項１０に記載の
超音波診断装置。 - 【請求項１２】 さらに該受信高調波信号の３次元画像
を表現する手段を有する請求項６に記載の超音波診断装
置。 - 【請求項１３】 超音波コントラスト剤により組織の灌
流速度を超音波により検知する方法であって、 血流中に微小気泡の超音波コントラスト剤を導入し；該
組織中の微小気泡を破壊する超音波パルスを発信し；そ
して該微小気泡の破壊からある時間間隔後に、該時間間
隔の間にどの程度該組織中に微小気泡が再灌流したかを
超音波により測定する、以上の段階からなる方法。 - 【請求項１４】 さらに該発信を繰り返す工程と、異な
る時間間隔で測定する工程を有することを特徴とする請
求項１３に記載の方法。 - 【請求項１５】 さらに該発信を繰り返す工程と、同じ
時間間隔で測定する工程を有することを特徴とする請求
項１３に記載の方法。 - 【請求項１６】 該超音波により測定する工程が、該組
織中への第２の超音波パルスの発信に伴うエコ−信号を
取得する工程からなる請求項１３に記載の方法。 - 【請求項１７】 超音波により測定する工程がさらに、
該取得したエコ−信号で超音波画像を作成する工程を有
することを特徴とする請求項１６に記載の方法。 - 【請求項１８】 該発信工程が、相対的に低周波数、高
振幅の超音波パルスを該組織に発信し、そしてここに該
超音波により測定する工程が、相対的に高周波数で低振
幅の第２の超音波パルスを該組織中に発信する工程を有
する請求項１７に記載の方法。 - 【請求項１９】 微小気泡超音波コントラスト剤を注入
された体内領域を超音波により画像処理する方法であっ
て、 体内の第１の深さに焦点合わせされた第１のパルスを体
内に発信して該第１の深さに位置する微小気泡からの応
答を作成し；該第１のパルスの発信に伴うエコ−を受信
し；体内の第２の深さに焦点合わせされた第２のパルス
を体内に発信し、該第２の深さに位置する微小気泡から
の応答を作成し；該第２のパルスの発信に伴うエコ−を
受信し；そして該第１と第２のパルスに伴って受信され
たエコ−からの超音波画像を形成する、以上の工程から
なる方法。 - 【請求項２０】 該第１と第２のパルスが、実質的に同
じビ−ム方向に発信されることを特徴とする請求項１９
に記載の方法。 - 【請求項２１】 該微小気泡の応答が、微小気泡の破壊
からなることを特徴とする請求項２０に記載の方法。 - 【請求項２２】 該エコ−を受信する工程が、該第１と
第２の深さからのエコ−の受信からなる請求項２０に記
載の方法。 - 【請求項２３】 さらに、第１の深さに焦点合わせされ
た第１のパルスの後に、第３のパルスを発信し；第２の
深さに焦点合わせされた該第２のパルスの後に第４のパ
ルスを発信し；該第３と第４のパルスの発信に伴うエコ
−を受信し；そしてここに該作成手段が、該第１と第３
のパルスに伴って受信されたエコ−の結合および該第２
と第４のパルスに伴って受信されたエコ−の結合から超
音波画像を作成することからなることを特徴とする請求
項１９に記載の方法。 - 【請求項２４】 コントラスト剤を包含する血液たまり
の存在下に超音波コントラスト剤により灌流された組織
を強調して超音波により画像処理する方法であって、 該灌流された組織および血液たまりに音波照射し；該灌
流された組織および血液たまり中の超音波コントラスト
剤から戻るエコ−を受信し；より小さい強度のエコ−よ
りもより大きな強度のエコ−を、より小さい明度または
色強度で表示することにより該表示用受信エコ−を処理
し；これにより該灌流された組織が、該血液たまりより
も表示中に強調されることを特徴とする方法。 - 【請求項２５】 体内に存在する微小気泡コントラスト
剤の微小気泡の破壊事象を超音波により検知する方法で
あって、 微小気泡を破壊可能な超音波で、与えられた粒径の微小
気泡を破壊可能な周波数を含む周波数範囲を有する超音
波を発信し；そして該超音波発信に伴う超音波信号を受
信し、以上の工程を有し、これにより該波は、該与えら
れた粒径を含む与えられた粒径範囲の微小気泡を破壊可
能であることを特徴とする方法。 - 【請求項２６】 高ＰＲＦパルスにより、体内に存在す
る微小気泡コントラスト剤を超音波により検知する方法
であって、 該微小気泡からの第１の応答を生じさせる第１の超音波
パルスを体内に発信し；該第１の超音波パルスへの希望
する微小気泡の応答を受信し；該微小気泡からの第２の
応答を生じさせる第２の超音波パルスを体内に発信し；
該第１の超音波パルスへの不要なエコ−応答および該第
２の超音波パルスへの必要な微小気泡応答を受信し；非
コヒ−レント検知により、該受信された微小気泡応答を
処理し、これにより該必要な、そして不要な応答が、反
対極性となり；そして該不要な応答を除去することを特
徴とする方法。 - 【請求項２７】 該第１の微小気泡応答が微小気泡破壊
であり、そして該第２の微小気泡応答が微小気泡破壊の
不存在であることを特徴とする請求項２６に記載の方
法。 - 【請求項２８】該第１の超音波パルスへの該不要なエコ
−応答が、該第１の応答を生じさせた微小気泡よりも体
内のより深い位置にある組織から生じることを特徴とす
る請求項２７に記載の方法。 - 【請求項２９】 該処理工程が、該第１と第２のパルス
への受信微小気泡応答を微分する工程を有することを特
徴とする請求項２６に記載の方法。 - 【請求項３０】 体内の超音波コントラスト剤の検知と
表示をする超音波診断装置であって、 超音波コントラスト剤を注入された体内に超音波パルス
を発信し、パルス発信に伴う超音波エコ−信号を受信す
るための、高および低エネルギ−超音波パルスを発信す
る手段を有する超音波変換器プロ−ブ；高エネルギ−超
音波パルス発信を誘起するための生理機能に応答する誘
起回路；高エネルギ−パルス発信に応答して受信された
エコ−を処理するコントラスト信号処理器；低エネルギ
−パルス発信に応答して受信されたエコ−を処理するた
めの、Ｂモ−ド信号処理器；および同時に実時間Ｂモ−
ド画像と誘起コントラスト剤画像を表示する表示装置、 からなることを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項３１】 該発信手段が、低周波数、高振幅パル
スまたは高周波数、低振幅パルスを選択的に生成する手
段からなることを特徴とする請求項３０に記載の超音波
診断装置。 - 【請求項３２】 該誘起回路が、心臓鼓動の波形に応答
することを特徴とする請求項３０に記載の超音波診断装
置。 - 【請求項３３】体内の超音波コントラスト剤の検知と表
示をする超音波診断装置であって、 超音波コントラスト剤を注入された体内に超音波パルス
を発信し、パルス発信に伴う超音波エコ−信号を受信す
るための、高および低エネルギ−超音波パルスを発信す
る手段を有する超音波変換器プロ−ブ；高エネルギ−超
音波パルス発信を定期的に誘起するための誘起回路；高
エネルギ−パルス発信に応答して受信されたエコ−を処
理するコントラスト信号処理器；該変換器プロ−ブによ
り受信されたドップラ−エコ−を処理するためのドップ
ラ−処理器；低エネルギ−パルス発信に応答して受信さ
れたエコ−を処理するための、Ｂモ−ド信号処理器；お
よび色ドップラ−画像情報を含み、そしてコントラスト
剤画像情報を定期的に含む実時間Ｂモ−ド画像を表示す
るための表示装置、 からなることを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項３４】 該誘起回路が心臓の鼓動信号に応答し
て高エネルギ−超音波パルス発信を誘起するための手段
からなることを特徴とする請求項３３に記載の超音波診
断装置。 - 【請求項３５】 該実時間画像が、色流れドップラ−画
像からなることを特徴とする請求項３３に記載の超音波
診断装置。 - 【請求項３６】 該誘起回路の周期が装置使用者により
選択される請求項３３に記載の超音波診断装置。
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US500995P | 1995-10-10 | 1995-10-10 | |
| US1395096P | 1996-03-22 | 1996-03-22 | |
| US1809596P | 1996-05-22 | 1996-05-22 | |
| US60/018,095 | 1996-05-22 | ||
| US60/005,009 | 1996-05-22 | ||
| US60/013,950 | 1996-05-22 |
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|---|---|
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|---|---|---|---|
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2007091745A Expired - Lifetime JP4351265B2 (ja) | 1995-10-10 | 2007-03-30 | コントラスト剤を使用した超音波診断画像装置 |
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