JPH11216140A - 超音波診断画像処理装置 - Google Patents
超音波診断画像処理装置Info
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- JPH11216140A JPH11216140A JP10326306A JP32630698A JPH11216140A JP H11216140 A JPH11216140 A JP H11216140A JP 10326306 A JP10326306 A JP 10326306A JP 32630698 A JP32630698 A JP 32630698A JP H11216140 A JPH11216140 A JP H11216140A
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- linear
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- ultrasonic
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- A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
-
- G—PHYSICS
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- G01S7/52046—Techniques for image enhancement involving transmitter or receiver
- G01S7/52049—Techniques for image enhancement involving transmitter or receiver using correction of medium-induced phase aberration
-
- G—PHYSICS
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- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
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- G01S7/52023—Details of receivers
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-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
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- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
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Abstract
(57)【要約】
【解決手段】 目標に到達するまでに発信超音波が受け
るであろう非線形効果を決定する手段、および該非線形
効果を考慮した前歪み超音波を発信する手段からなる、
該目標の位置で実質的に高調波成分のない基本周波数成
分のみの波形となるような波形を照射する超音波診断画
像処理装置。 【効果】 発信パルスの歪みにより生じる高調波成分を
完全に除去することにより、造影剤からの高調波のみの
画像処理を可能にする。
るであろう非線形効果を決定する手段、および該非線形
効果を考慮した前歪み超音波を発信する手段からなる、
該目標の位置で実質的に高調波成分のない基本周波数成
分のみの波形となるような波形を照射する超音波診断画
像処理装置。 【効果】 発信パルスの歪みにより生じる高調波成分を
完全に除去することにより、造影剤からの高調波のみの
画像処理を可能にする。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、高調波画像処理な
ど、非線形効果の超音波診断画像処理方法及び装置に関
し、特に超音波診断画像処理装置用超音波の発信パルス
に関する。
ど、非線形効果の超音波診断画像処理方法及び装置に関
し、特に超音波診断画像処理装置用超音波の発信パルス
に関する。
【０００２】
【従来の技術】基本発信周波数帯域にない周波数スペク
トルを有する戻りエコーの該周波数範囲の画像を作成す
る超音波診断画像処理装置は現在入手可能である。使用
されている最も一般的な非基本スペクトルは、基本周波
数の高調波スペクトルである。高調波エコーは２つの原
因で体内で形成される。一つは、超音波が体内にある造
影剤(contrast agent)に衝突した時、造影剤からの非線
形散乱により形成される高調波である。これらの高調波
は、造影剤媒体の非線形振動または破壊によって生じ、
造影剤から戻るエコーは、強い高調波成分を有してい
る。高調波エコーを作成する第２の機構は、身体組織を
通過する間の超音波の歪み(distortion)である。この歪
みは、超音波が体内を通過するにつれて、発信超音波の
高調波成分を蓄積させる。発信波がエコーを反射する体
内の音響目標に遭遇する時、そのエコーには基本周波数
成分ばかりでなく高調波成分が含まれる。
トルを有する戻りエコーの該周波数範囲の画像を作成す
る超音波診断画像処理装置は現在入手可能である。使用
されている最も一般的な非基本スペクトルは、基本周波
数の高調波スペクトルである。高調波エコーは２つの原
因で体内で形成される。一つは、超音波が体内にある造
影剤(contrast agent)に衝突した時、造影剤からの非線
形散乱により形成される高調波である。これらの高調波
は、造影剤媒体の非線形振動または破壊によって生じ、
造影剤から戻るエコーは、強い高調波成分を有してい
る。高調波エコーを作成する第２の機構は、身体組織を
通過する間の超音波の歪み(distortion)である。この歪
みは、超音波が体内を通過するにつれて、発信超音波の
高調波成分を蓄積させる。発信波がエコーを反射する体
内の音響目標に遭遇する時、そのエコーには基本周波数
成分ばかりでなく高調波成分が含まれる。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】発信超音波の自然発生
歪みによるエコーを使用した組織高調波画像処理を実施
するとき、該技術において造影剤は使用されないので、
造影剤からの効果について考慮する必要はない。従っ
て、身体を通過するときの発信波の歪みにより形成され
た高調波だけが存在するのであるから、高調波成分の中
で２つの出所による混乱(interference)や衝突(conflic
t)は生じない。しかしながら、造影剤を使用した高調波
画像処理を実施する時には、両出所からの高調波成分が
併存することとなる。高調波成分は、造影剤の非線形挙
動により、そして発信波の歪みにより組織と体液から戻
ることとなる。多くの造影剤を用いた検査において、診
察医師は血液中の造影剤から戻る高調波成分から作成さ
れた画像のみを単独で観察したい。組織の非線形効果に
より生じた高調波成分は、通常造影剤から戻る高調波信
号より低い２０デシベル付近に発生するのではあるが、
不要な干渉信号として観察される。しきい値除去は、自
然発生高調波成分の多くを除去するであろうが、画像処
理に使用される唯一の高調波成分が造影剤からのものの
みとなるように、このような場合には発信パルスの歪み
により生じる高調波成分を完全に除去できることが望ま
しい。
歪みによるエコーを使用した組織高調波画像処理を実施
するとき、該技術において造影剤は使用されないので、
造影剤からの効果について考慮する必要はない。従っ
て、身体を通過するときの発信波の歪みにより形成され
た高調波だけが存在するのであるから、高調波成分の中
で２つの出所による混乱(interference)や衝突(conflic
t)は生じない。しかしながら、造影剤を使用した高調波
画像処理を実施する時には、両出所からの高調波成分が
併存することとなる。高調波成分は、造影剤の非線形挙
動により、そして発信波の歪みにより組織と体液から戻
ることとなる。多くの造影剤を用いた検査において、診
察医師は血液中の造影剤から戻る高調波成分から作成さ
れた画像のみを単独で観察したい。組織の非線形効果に
より生じた高調波成分は、通常造影剤から戻る高調波信
号より低い２０デシベル付近に発生するのではあるが、
不要な干渉信号として観察される。しきい値除去は、自
然発生高調波成分の多くを除去するであろうが、画像処
理に使用される唯一の高調波成分が造影剤からのものの
みとなるように、このような場合には発信パルスの歪み
により生じる高調波成分を完全に除去できることが望ま
しい。
【０００４】
【課題を解決するための手段】本発明によると、発信波
が身体を通過するときに波形が受けるはずの歪みを相殺
するような、予め歪められた発信波形により、超音波高
調波画像処理が実施される。身体の予想される歪み効果
を考慮して、身体で受けるであろう歪みと反対の歪みを
波形に与えることによって、発信された前歪み波形は、
体内を通過するとき、より効果的に線形となる。体内で
の歪みは連続現象であるから、適切に前歪みされた発信
波形が実質的に歪みなしの波形に到達する点があり、そ
の後の進行はさらに波形を歪めて行く。好適例におい
て、波形が線形になる点は、画像化目標の深度、例えば
変換器の焦点、として使用される。
が身体を通過するときに波形が受けるはずの歪みを相殺
するような、予め歪められた発信波形により、超音波高
調波画像処理が実施される。身体の予想される歪み効果
を考慮して、身体で受けるであろう歪みと反対の歪みを
波形に与えることによって、発信された前歪み波形は、
体内を通過するとき、より効果的に線形となる。体内で
の歪みは連続現象であるから、適切に前歪みされた発信
波形が実質的に歪みなしの波形に到達する点があり、そ
の後の進行はさらに波形を歪めて行く。好適例におい
て、波形が線形になる点は、画像化目標の深度、例えば
変換器の焦点、として使用される。
【０００５】好適例において、発信される波形は、組織
内の送受信経路を通過するときの超音波発信波形への効
果を計算して作成される。これは、組織を通る発信波形
の経路の効果を予測する組織モデルの使用により実施す
ることができる。これが造影剤(contrast agent)などの
非線形媒体に衝突するときに、実質的に線形波形となる
よう、発信される前歪み波形を決定することを可能に
し、これにより、主に造影剤微小気泡による実質的に歪
みのない波形の相互作用の関数としての非線形成分を有
するエコー信号の戻りを可能にする。
内の送受信経路を通過するときの超音波発信波形への効
果を計算して作成される。これは、組織を通る発信波形
の経路の効果を予測する組織モデルの使用により実施す
ることができる。これが造影剤(contrast agent)などの
非線形媒体に衝突するときに、実質的に線形波形となる
よう、発信される前歪み波形を決定することを可能に
し、これにより、主に造影剤微小気泡による実質的に歪
みのない波形の相互作用の関数としての非線形成分を有
するエコー信号の戻りを可能にする。
【０００６】図を説明すると、図１ａ−１ｆは、患者の
皮膚表面から組織を進むときに、線形超音波波形が歪ん
で行く状態を説明する。図２は、発信超音波パルスが組
織を進行するときの、基本周波数スペクトルと２次高調
波スペクトルのエネルギーの相対量を説明する。図３ａ
−３ｅは、超音波波形が変換器から目標平面まで線形伝
送媒体を通過するときの、超音波波形の変化の様子を説
明する。図４ａ−４ｄは、超音波波形が目標平面から変
換器まで非線形伝送媒体を通って戻るときの、超音波波
形の変化の様子を説明する。図５ａ−５ｆは、超音波波
形が組織を通るときの、前歪み超音波波形の変化の様子
を説明する。図６は、１つの前歪み超音波パルスが組織
を通過するときの、基本周波数スペクトルと２次高調波
スペクトルにおけるエネルギーの相対量を説明する。図
７は、造影剤画像処理用の前歪み超音波波形を発信する
超音波診断画像処理装置を説明する。
皮膚表面から組織を進むときに、線形超音波波形が歪ん
で行く状態を説明する。図２は、発信超音波パルスが組
織を進行するときの、基本周波数スペクトルと２次高調
波スペクトルのエネルギーの相対量を説明する。図３ａ
−３ｅは、超音波波形が変換器から目標平面まで線形伝
送媒体を通過するときの、超音波波形の変化の様子を説
明する。図４ａ−４ｄは、超音波波形が目標平面から変
換器まで非線形伝送媒体を通って戻るときの、超音波波
形の変化の様子を説明する。図５ａ−５ｆは、超音波波
形が組織を通るときの、前歪み超音波波形の変化の様子
を説明する。図６は、１つの前歪み超音波パルスが組織
を通過するときの、基本周波数スペクトルと２次高調波
スペクトルにおけるエネルギーの相対量を説明する。図
７は、造影剤画像処理用の前歪み超音波波形を発信する
超音波診断画像処理装置を説明する。
【０００７】
【発明の実施の態様】図１ａ−１ｆは、超音波波形が組
織を通るときに、該超音波波形が歪んで行く様子を説明
している。これらの一連の図は、発信波形もしくは変換
器の焦点距離に対する種々の比率の場所における発信波
形を示している。図１ａは、身体組織に向かって発信さ
れる、滑らかに変化する超音波パルス波形１０を示す。
波形１０は、波形包絡線(envelop)のいくらかの振幅変
調を有する正弦波形であり、スペクトルの内容は実質的
に線形である。この例において、波形１０は変換器の焦
点の音響目標に向かって組織内に発信されたと仮定して
いる。発信波形が焦点距離までの４０％の地点に到達し
た時、その波形は図１ｂの波形１２に示されたようにな
る。発信ビームは焦点内に入り始めたところなので、こ
の点での波形の不整形状は回折効果の結果である。
織を通るときに、該超音波波形が歪んで行く様子を説明
している。これらの一連の図は、発信波形もしくは変換
器の焦点距離に対する種々の比率の場所における発信波
形を示している。図１ａは、身体組織に向かって発信さ
れる、滑らかに変化する超音波パルス波形１０を示す。
波形１０は、波形包絡線(envelop)のいくらかの振幅変
調を有する正弦波形であり、スペクトルの内容は実質的
に線形である。この例において、波形１０は変換器の焦
点の音響目標に向かって組織内に発信されたと仮定して
いる。発信波形が焦点距離までの４０％の地点に到達し
た時、その波形は図１ｂの波形１２に示されたようにな
る。発信ビームは焦点内に入り始めたところなので、こ
の点での波形の不整形状は回折効果の結果である。
【０００８】発信波形が焦点までの距離の６０％の点に
達したとき、それは焦点域に入り始め、図１Ｃの波形１
４に示す波形となる。この点ではまだ波形はスペクトル
の内容において、主として線形である。発信波形が、焦
点までの距離の８０％の点に到達するまでに、図１ｄの
波形１６に示すように、組織を通過することにより波形
は十分な非線形効果を取得して微妙な非線形性を示し始
める。波形のこれらの非線形性は主に、発信波形の振幅
−依存、微分速度効果(amplitude-dependent,different
ial velocity effects)により生じる。これらの非線形
現象は、図１ｅに示すように焦点での波形１８にはっき
り表われており、さらに図１ｆの波形２０に示すように
焦点を越えるとさらにはっきりし、それは焦点範囲の１
４０％体内を通過した後の波形を表示している。
達したとき、それは焦点域に入り始め、図１Ｃの波形１
４に示す波形となる。この点ではまだ波形はスペクトル
の内容において、主として線形である。発信波形が、焦
点までの距離の８０％の点に到達するまでに、図１ｄの
波形１６に示すように、組織を通過することにより波形
は十分な非線形効果を取得して微妙な非線形性を示し始
める。波形のこれらの非線形性は主に、発信波形の振幅
−依存、微分速度効果(amplitude-dependent,different
ial velocity effects)により生じる。これらの非線形
現象は、図１ｅに示すように焦点での波形１８にはっき
り表われており、さらに図１ｆの波形２０に示すように
焦点を越えるとさらにはっきりし、それは焦点範囲の１
４０％体内を通過した後の波形を表示している。
【０００９】組織を通じ、発信された超音波パルスの基
本周波数エネルギーと高調波周波数エネルギーの蓄積と
変化の様子を図２に示す。図２の横座標は、焦点までの
パルスの進行距離の割合(fraction)で量子化され(quant
ized)ており、焦点距離が「１」で表わされている。縦
座標は、標準化されたエネルギーの単位である。上側の
曲線２２は、パルスの基本周波数スペクトル中のエネル
ギーの変化を図示する。０．２から０．４の範囲のいく
つかの回折効果に続き、基本周波数エネルギーは焦点距
離の０．７付近でピークに達し、次いで焦点１そしてそ
れを越えて、深さ依存減衰効果により次第に減少する。
下側の曲線２４は、高調波振動数エネルギーの蓄積を図
示している。発信波形はほぼ線形なので、曲線２４は非
常に低く始まる。しかし発信波形が組織を通って進行す
るにつれて歪められるので、高調波エネルギーが蓄積さ
れ始める。０．３から０．５の範囲でのいくつかの回折
効果に続いて、高調波エネルギー含量は、たとえ基本エ
ネルギーより低レベルであっても、焦点までの距離の約
０．９の地点で頂点に達し、その後深さ依存減衰により
低下する。超音波が焦点１に到達するとき、存在する基
本エネルギーと高調波エネルギーの両方が実質的に定量
(quantum)となることが分かる。
本周波数エネルギーと高調波周波数エネルギーの蓄積と
変化の様子を図２に示す。図２の横座標は、焦点までの
パルスの進行距離の割合(fraction)で量子化され(quant
ized)ており、焦点距離が「１」で表わされている。縦
座標は、標準化されたエネルギーの単位である。上側の
曲線２２は、パルスの基本周波数スペクトル中のエネル
ギーの変化を図示する。０．２から０．４の範囲のいく
つかの回折効果に続き、基本周波数エネルギーは焦点距
離の０．７付近でピークに達し、次いで焦点１そしてそ
れを越えて、深さ依存減衰効果により次第に減少する。
下側の曲線２４は、高調波振動数エネルギーの蓄積を図
示している。発信波形はほぼ線形なので、曲線２４は非
常に低く始まる。しかし発信波形が組織を通って進行す
るにつれて歪められるので、高調波エネルギーが蓄積さ
れ始める。０．３から０．５の範囲でのいくつかの回折
効果に続いて、高調波エネルギー含量は、たとえ基本エ
ネルギーより低レベルであっても、焦点までの距離の約
０．９の地点で頂点に達し、その後深さ依存減衰により
低下する。超音波が焦点１に到達するとき、存在する基
本エネルギーと高調波エネルギーの両方が実質的に定量
(quantum)となることが分かる。
【００１０】図１ａ−１ｆの波形を作り出す変換器が、
高調波造影剤で灌流されている心臓の心筋に焦点が合う
ように設定されていると仮定する。高調波造影剤は、超
音波と衝突するとき、造影剤微小気泡の非線形振動から
生じると考えられる非線形挙動を示す。造影剤の心筋灌
流を画像化する時、全ての受信された高調波やその他の
非線形エネルギー効果が、造影剤のこれらの挙動の結果
によることが望まれる。非線形エコー成分からの画像の
再生は、従って造影剤が灌流された血管の内腔を明確に
描出し、心筋層の灌流を正確に測定し、もしくは数量化
し、そして血管閉窄部位を識別する。
高調波造影剤で灌流されている心臓の心筋に焦点が合う
ように設定されていると仮定する。高調波造影剤は、超
音波と衝突するとき、造影剤微小気泡の非線形振動から
生じると考えられる非線形挙動を示す。造影剤の心筋灌
流を画像化する時、全ての受信された高調波やその他の
非線形エネルギー効果が、造影剤のこれらの挙動の結果
によることが望まれる。非線形エコー成分からの画像の
再生は、従って造影剤が灌流された血管の内腔を明確に
描出し、心筋層の灌流を正確に測定し、もしくは数量化
し、そして血管閉窄部位を識別する。
【００１１】しかしながら、もし高調波信号成分が造影
剤以外の目標から戻るならば、造影剤灌流組織を明確に
識別する能力は低下する。これは例えば、その有意な高
調波成分を有する波形１８が細胞や組織で反射するとき
に生じるであろう。この反射エコーは、造影剤から受信
された高調波信号よりもさらに減衰したレベルではある
が、それにも拘わらず高調波造影剤から戻る信号のＳＮ
比と解像度を低下させる。このため、細胞や組織との波
形の衝突から戻るエコーが高調和成分を妨害することの
ないよう、波形１８の高調波成分を除去することが望ま
れる。
剤以外の目標から戻るならば、造影剤灌流組織を明確に
識別する能力は低下する。これは例えば、その有意な高
調波成分を有する波形１８が細胞や組織で反射するとき
に生じるであろう。この反射エコーは、造影剤から受信
された高調波信号よりもさらに減衰したレベルではある
が、それにも拘わらず高調波造影剤から戻る信号のＳＮ
比と解像度を低下させる。このため、細胞や組織との波
形の衝突から戻るエコーが高調和成分を妨害することの
ないよう、波形１８の高調波成分を除去することが望ま
れる。
【００１２】本発明は、体内の超音波目標位置におい
て、高調波成分を大きく減衰させた波形を作成するため
の超音波発信波形形成技術を提供する。超音波目標で実
質的に線形の波形は、前歪みと逆になる、予想される歪
効果を計算に入れた該前歪み波形を発信することにより
作成され、目標で実質的に線形波形が得られる。
て、高調波成分を大きく減衰させた波形を作成するため
の超音波発信波形形成技術を提供する。超音波目標で実
質的に線形の波形は、前歪みと逆になる、予想される歪
効果を計算に入れた該前歪み波形を発信することにより
作成され、目標で実質的に線形波形が得られる。
【００１３】前歪みは、変換器から目標に向かって進行
するときに波形が受けるはずの歪みを予想するモデルを
使用して決定される。組織と同等の人体模型、動物モデ
ルを利用するなど、これらの歪効果を経験的に予測し、
測定するために、実体的モデルが使用される。線形波形
が該人体模型や該モデル中に発信され、フィルタによ
り、例えば目標距離での非線形成分を抽出することによ
り、非線形成分が特定される。次に非線形成分は発信波
形に結合される。しかしながら本発明によるとさらに波
形歪みの予測に、組織効果の数式モデルが使用される。
有効性が見出されている数式モデルは、ココロフーザボ
ロツカヤークズネツォフ(Khokhlov-Zabolotskaya-Kuzne
tsov)(以下「ＫＺＫ」という。)非線形放物線波動方程
式である。この方程式は、指向性音響ビームにおける非
線形性、吸収、回折の総合的効果を正確にモデル化する
もので、下式で表される。
するときに波形が受けるはずの歪みを予想するモデルを
使用して決定される。組織と同等の人体模型、動物モデ
ルを利用するなど、これらの歪効果を経験的に予測し、
測定するために、実体的モデルが使用される。線形波形
が該人体模型や該モデル中に発信され、フィルタによ
り、例えば目標距離での非線形成分を抽出することによ
り、非線形成分が特定される。次に非線形成分は発信波
形に結合される。しかしながら本発明によるとさらに波
形歪みの予測に、組織効果の数式モデルが使用される。
有効性が見出されている数式モデルは、ココロフーザボ
ロツカヤークズネツォフ(Khokhlov-Zabolotskaya-Kuzne
tsov)(以下「ＫＺＫ」という。)非線形放物線波動方程
式である。この方程式は、指向性音響ビームにおける非
線形性、吸収、回折の総合的効果を正確にモデル化する
もので、下式で表される。
【００１４】
【数１】
【００１５】式中、ｐは音圧であり、ｚはビーム軸に沿
った座標（深度または範囲(range)または距離）であ
る。式（１）の右辺の第１項は、回折（焦点合わせ）効
果を表し、第２項は熱粘性(thermoviscous)吸収を説明
し、第３項は、βが非線形性の係数である、組織の非線
形性を表す。式（ １）は、極座標幾何で表示したもの
である。医療用超音波装置の主流であるアレー変換器な
どの直角位相幾何で表示するには、Ｖ２がデカルト型と
して、下式で表わされる。
った座標（深度または範囲(range)または距離）であ
る。式（１）の右辺の第１項は、回折（焦点合わせ）効
果を表し、第２項は熱粘性(thermoviscous)吸収を説明
し、第３項は、βが非線形性の係数である、組織の非線
形性を表す。式（ １）は、極座標幾何で表示したもの
である。医療用超音波装置の主流であるアレー変換器な
どの直角位相幾何で表示するには、Ｖ２がデカルト型と
して、下式で表わされる。
【００１６】
【数２】
【００１７】ＫＺＫモデルの方程式と使用に関するさら
なる詳細は、オースティンのテキサス(Texas)大学出版
の本発明者の学位論文「有限振幅音響ビームにおける生
長と反射現象の実験的検討」(１９９４年５月)に見出さ
れる。本発明の構成例において、ＫＺＫ方程式の時間領
域解法用アルゴリズムが、ワイ．エス．リー(Y.-S. Le
e)の博士論文、「熱粘性流体中のパルス形有限振幅音響
ビーム用ＫＺＫ方程式の数値解法」、オースティンのテ
キサス(Texas)大学(１９９３年)に記載されているよう
に使用される。
なる詳細は、オースティンのテキサス(Texas)大学出版
の本発明者の学位論文「有限振幅音響ビームにおける生
長と反射現象の実験的検討」(１９９４年５月)に見出さ
れる。本発明の構成例において、ＫＺＫ方程式の時間領
域解法用アルゴリズムが、ワイ．エス．リー(Y.-S. Le
e)の博士論文、「熱粘性流体中のパルス形有限振幅音響
ビーム用ＫＺＫ方程式の数値解法」、オースティンのテ
キサス(Texas)大学(１９９３年)に記載されているよう
に使用される。
【００１８】発信波形に対する組織の歪み効果を予測す
るために、波形と該波形が線形になると予想される範
囲、ここでは目標平面(target plane)という、の方程式
が解かれる。一般に、変換器は通常画像化される目標の
位置に焦点が合わせられるので、これが変換器の焦点と
なる。所望により、焦点の前または後の位置も、目標平
面として選択することができる。以下の例においては、
目標平面は、変換器の焦点に設定されている。
るために、波形と該波形が線形になると予想される範
囲、ここでは目標平面(target plane)という、の方程式
が解かれる。一般に、変換器は通常画像化される目標の
位置に焦点が合わせられるので、これが変換器の焦点と
なる。所望により、焦点の前または後の位置も、目標平
面として選択することができる。以下の例においては、
目標平面は、変換器の焦点に設定されている。
【００１９】目標平面での波形はシステムオペレータに
より間接的に制御されるにすぎず、即ち、それは変換器
での発信波形と、目標平面までの経路で遭遇する効果の
関数であることに注意すべきである。第一の段階は、使
用される変換器の種類および発信波形用の所望の目標平
面での所望の線形フィールドの関係式を作成することで
ある。これを実施するために、目標平面では線形フィー
ルドが望ましいので、非線形項である第３項を除いて、
モデルを発信波形に適用することにより、ＫＺＫモデル
が使用される。吸収と回折を表す他の２つの項は、深さ
依存減衰効果と、発信波形が焦点域に入るときのエネル
ギー密度の蓄積をモデル化する。これが、図３ａ−３ｅ
に示すものなどの結果を生じさせる。図３ａの波形５０
は、変換器での初期発信波形を図示する。次の３つの図
は、変換器から目標平面までの距離の４０％、６０％、
および８０％の範囲での波形５２，５４および５６をそ
れぞれ示す。図３ｅは、所定の変換器の種類と発信波形
５０について、目標平面において現れるままの線形波形
５８を示す。原波形５０は、目標平面までの進行の間の
回折と吸収の効果により変形されている。
より間接的に制御されるにすぎず、即ち、それは変換器
での発信波形と、目標平面までの経路で遭遇する効果の
関数であることに注意すべきである。第一の段階は、使
用される変換器の種類および発信波形用の所望の目標平
面での所望の線形フィールドの関係式を作成することで
ある。これを実施するために、目標平面では線形フィー
ルドが望ましいので、非線形項である第３項を除いて、
モデルを発信波形に適用することにより、ＫＺＫモデル
が使用される。吸収と回折を表す他の２つの項は、深さ
依存減衰効果と、発信波形が焦点域に入るときのエネル
ギー密度の蓄積をモデル化する。これが、図３ａ−３ｅ
に示すものなどの結果を生じさせる。図３ａの波形５０
は、変換器での初期発信波形を図示する。次の３つの図
は、変換器から目標平面までの距離の４０％、６０％、
および８０％の範囲での波形５２，５４および５６をそ
れぞれ示す。図３ｅは、所定の変換器の種類と発信波形
５０について、目標平面において現れるままの線形波形
５８を示す。原波形５０は、目標平面までの進行の間の
回折と吸収の効果により変形されている。
【００２０】変換器により目標平面で作成される線形フ
ィールドのこの正確な波形表現が、目標平面で線形フィ
ールドになるように組織を通じて発信されなければなら
ない前歪み波形の予測に使用される。これは、非線形組
織効果を正確に予測するために、３項全てを今度は使用
した全ＫＺＫモデルの使用によって実施される。これは
目標平面から変換器に戻る線形フィールド波形の逆進行
の計算であるので、波形５８は、計算の原点に正確に時
間逆算される。図４ａ−４ｄは、変換器までの距離の２
０％(波形６０)、４０％(波形６２)、６０％(波形６
４)、および、１００％(波形６６)での、時間逆算波形
が変換器に戻る逆経路上での組織効果を経験するときの
全ＫＺＫモデルにより計算された波形を示す。従って、
一旦時間が逆進行すると、波形６６は、目標平面で線形
フィールドとなるように変換器が発信しなければならな
い波形を示す。波形６６が、目標平面から変換器に向か
う方向について計算され、発信波形が逆方向に進行する
という事実を考慮に入れるために、波形６６が図５ａに
示された好適発信波形７０を作成するために時間逆進行
される。
ィールドのこの正確な波形表現が、目標平面で線形フィ
ールドになるように組織を通じて発信されなければなら
ない前歪み波形の予測に使用される。これは、非線形組
織効果を正確に予測するために、３項全てを今度は使用
した全ＫＺＫモデルの使用によって実施される。これは
目標平面から変換器に戻る線形フィールド波形の逆進行
の計算であるので、波形５８は、計算の原点に正確に時
間逆算される。図４ａ−４ｄは、変換器までの距離の２
０％(波形６０)、４０％(波形６２)、６０％(波形６
４)、および、１００％(波形６６)での、時間逆算波形
が変換器に戻る逆経路上での組織効果を経験するときの
全ＫＺＫモデルにより計算された波形を示す。従って、
一旦時間が逆進行すると、波形６６は、目標平面で線形
フィールドとなるように変換器が発信しなければならな
い波形を示す。波形６６が、目標平面から変換器に向か
う方向について計算され、発信波形が逆方向に進行する
という事実を考慮に入れるために、波形６６が図５ａに
示された好適発信波形７０を作成するために時間逆進行
される。
【００２１】従って波形７０は、回折や減衰などのその
他の効果と共に、変換器から目標平面まで組織を通過す
るときに波形が受ける歪みを考慮した前歪み発信波形と
なる。波形７０の前歪みは、組織を通る間に波形が受け
る通常の歪みと反対である。この特徴は、図１ｅの普通
に歪められた波形１８と前歪み波形７０とを比較する時
に認めることができる。
他の効果と共に、変換器から目標平面まで組織を通過す
るときに波形が受ける歪みを考慮した前歪み発信波形と
なる。波形７０の前歪みは、組織を通る間に波形が受け
る通常の歪みと反対である。この特徴は、図１ｅの普通
に歪められた波形１８と前歪み波形７０とを比較する時
に認めることができる。
【００２２】前歪み波形７０が発信波形として使用され
るとき、それは、この例において焦点として設定された
目標平面へ、そしてそれを越えて進行するときの、図５
ｂ−５ｆのシーケンスで表示された効果を受ける。図５
ｂにおいて、目標平面までの距離の４０％の点にある波
形７２では、ビームが焦点域に入り始めるにつれて回折
(diffraction)効果を示す。目標平面までの距離の６０
％（波形７４）および８０％（波形７６）で、ビームは
実質的に焦点が合い、実質的に線形波形が得られる。波
が目標平面に達すると、図５ｅに示すように、前歪み発
信波形から、滑らかな線形波形７８が得られる。図５ｆ
の波形８０が示すように、目標平面を４０％越えた点ま
で到達したとき、波形はまだ実質的に線形である。
るとき、それは、この例において焦点として設定された
目標平面へ、そしてそれを越えて進行するときの、図５
ｂ−５ｆのシーケンスで表示された効果を受ける。図５
ｂにおいて、目標平面までの距離の４０％の点にある波
形７２では、ビームが焦点域に入り始めるにつれて回折
(diffraction)効果を示す。目標平面までの距離の６０
％（波形７４）および８０％（波形７６）で、ビームは
実質的に焦点が合い、実質的に線形波形が得られる。波
が目標平面に達すると、図５ｅに示すように、前歪み発
信波形から、滑らかな線形波形７８が得られる。図５ｆ
の波形８０が示すように、目標平面を４０％越えた点ま
で到達したとき、波形はまだ実質的に線形である。
【００２３】波形７０は、変換器の中心素子における前
歪み波形である。変換器の残りの素子の前歪み波形は、
波形７０を作成したのと同じ計算のＫＺＫ式によって作
成される。計算は平面全体について実施される。
歪み波形である。変換器の残りの素子の前歪み波形は、
波形７０を作成したのと同じ計算のＫＺＫ式によって作
成される。計算は平面全体について実施される。
【００２４】造影剤で灌流された組織など、高調波造影
剤が目標に存在するとき、線形波形７８は造影剤と反応
し、造影剤への照射(insonification)により生じる非線
形振動の非線形成分のみを実質的に有するエコーが形成
される。変換器の原点に戻るエコーは、ほぼ完全にこの
相互作用の結果である非線形成分からなっている。組織
歪みに基く非線形性の寄与は実質的にない。戻りエコー
がその帰路において組織を通過する間、その振幅は低過
ぎて、無視しうる組織歪みのみが結果として生ずる程度
に過ぎない。
剤が目標に存在するとき、線形波形７８は造影剤と反応
し、造影剤への照射(insonification)により生じる非線
形振動の非線形成分のみを実質的に有するエコーが形成
される。変換器の原点に戻るエコーは、ほぼ完全にこの
相互作用の結果である非線形成分からなっている。組織
歪みに基く非線形性の寄与は実質的にない。戻りエコー
がその帰路において組織を通過する間、その振幅は低過
ぎて、無視しうる組織歪みのみが結果として生ずる程度
に過ぎない。
【００２５】これらの効果は図６に示され、それは図２
と同様に、発信超音波パルスの基本と高調波のスペクト
ルの相対エネルギー成分を図示する。組織を通る前歪み
パルスの通過における基本周波数エネルギーの蓄積をプ
ロットした上側の曲線９２は、図２の曲線２２と類似し
て観察される。しかし曲線９４に示すように、非線形も
しくは高調波スペクトルエネルギーの蓄積は全く相違す
る。曲線２４と比較して、曲線９４は原点でずっと高い
非線形エネルギー量で始まるが、それは非線形前歪み発
信パルスの発信により予測されることである。しかし、
目標ないし焦点（横座標上の「１」）に近付くにつれ
て、波形は徐々に歪みが除去され、非線形ないし高調波
エネルギー含量は最小レベルに低下することが分かる。
本発明の利益は、目標点の位置での曲線９２と９４の間
の比較的大きな相違と、曲線２２と２４の間の比較的小
さな相違を比較することにより理解することができる。
と同様に、発信超音波パルスの基本と高調波のスペクト
ルの相対エネルギー成分を図示する。組織を通る前歪み
パルスの通過における基本周波数エネルギーの蓄積をプ
ロットした上側の曲線９２は、図２の曲線２２と類似し
て観察される。しかし曲線９４に示すように、非線形も
しくは高調波スペクトルエネルギーの蓄積は全く相違す
る。曲線２４と比較して、曲線９４は原点でずっと高い
非線形エネルギー量で始まるが、それは非線形前歪み発
信パルスの発信により予測されることである。しかし、
目標ないし焦点（横座標上の「１」）に近付くにつれ
て、波形は徐々に歪みが除去され、非線形ないし高調波
エネルギー含量は最小レベルに低下することが分かる。
本発明の利益は、目標点の位置での曲線９２と９４の間
の比較的大きな相違と、曲線２２と２４の間の比較的小
さな相違を比較することにより理解することができる。
【００２６】発信波形７０の前歪み特性は、図７に示す
ようにこの特性の超音波パルスを発信するように発信ビ
ーム形成器１００をプログラムするのに使用される。前
歪み波形の特性は、前歪み波形メモリ１０２に記憶され
る。種々の目標までの距離や変換器の焦点距離について
種々の前歪み波形特性が記憶され、多種類の異なる変換
器素子について、種々の前歪み波形が計算され、記憶さ
れる。超音波装置のオペレータがユーザーインターフェ
ースの制御を通じ、特定の変換器と目標深度を選択する
と、これらの命令はパルサ制御器１０６を活性化し、前
歪み波形メモリ１０２から適切な前歪み波形特性を選択
し、そしてそれらをパルサ１０４に転送する。次いでパ
ルサ１０４は、発信／受信スイッチＴ／Ｒにより適切な
時に個々の前歪み発信波形で、変換器１１０の素子ｅ１
−ｅnを駆動し、画像を走査するために、必要なビーム
操作と焦点合わせを達成する。この発信波形の発信の結
果として生じたエコー信号は、変換器素子ｅ１−ｅnに
より受信され、受信ビーム形成器１２０の遅延チャネル
１２２にＴ／Ｒスイッチを通じて転送される。受信ビー
ム形成器は、変換器素子からの信号を加算し、ビーム形
成器加算器１２４の出力でコヒレントエコー信号を作成
する。エコー信号の各受信走査線は、高調波信号通過帯
域の帯域通過フィルタ処理、検出、表示信号計算などの
信号処理１３０を受け、走査変換１４０により所望の画
像記録方式に設定される。結果として生じた超音波画像
は、画像表示装置１５０に表示される。
ようにこの特性の超音波パルスを発信するように発信ビ
ーム形成器１００をプログラムするのに使用される。前
歪み波形の特性は、前歪み波形メモリ１０２に記憶され
る。種々の目標までの距離や変換器の焦点距離について
種々の前歪み波形特性が記憶され、多種類の異なる変換
器素子について、種々の前歪み波形が計算され、記憶さ
れる。超音波装置のオペレータがユーザーインターフェ
ースの制御を通じ、特定の変換器と目標深度を選択する
と、これらの命令はパルサ制御器１０６を活性化し、前
歪み波形メモリ１０２から適切な前歪み波形特性を選択
し、そしてそれらをパルサ１０４に転送する。次いでパ
ルサ１０４は、発信／受信スイッチＴ／Ｒにより適切な
時に個々の前歪み発信波形で、変換器１１０の素子ｅ１
−ｅnを駆動し、画像を走査するために、必要なビーム
操作と焦点合わせを達成する。この発信波形の発信の結
果として生じたエコー信号は、変換器素子ｅ１−ｅnに
より受信され、受信ビーム形成器１２０の遅延チャネル
１２２にＴ／Ｒスイッチを通じて転送される。受信ビー
ム形成器は、変換器素子からの信号を加算し、ビーム形
成器加算器１２４の出力でコヒレントエコー信号を作成
する。エコー信号の各受信走査線は、高調波信号通過帯
域の帯域通過フィルタ処理、検出、表示信号計算などの
信号処理１３０を受け、走査変換１４０により所望の画
像記録方式に設定される。結果として生じた超音波画像
は、画像表示装置１５０に表示される。
【００２７】本発明は非線形超音波画像処理用超音波発
信パルスに関し、非線形組織相互作用からの混信がほと
んどない、造影剤により作成された高調波成分による高
調波造影画像を作成するための超音波診断画像処理装置
および該方法を提供する。前歪み超音波発信信号を作成
すると、その前歪みは、組織の非線形効果により相殺さ
れ、造影剤の位置で実質的に線形波形となる。造影剤に
より返されたエコーには、組織の非線形効果による非線
形成分が実質的に含まれず、造影剤と線形波形との相互
作用の結果としての非線形成分のみを含んでいる。
信パルスに関し、非線形組織相互作用からの混信がほと
んどない、造影剤により作成された高調波成分による高
調波造影画像を作成するための超音波診断画像処理装置
および該方法を提供する。前歪み超音波発信信号を作成
すると、その前歪みは、組織の非線形効果により相殺さ
れ、造影剤の位置で実質的に線形波形となる。造影剤に
より返されたエコーには、組織の非線形効果による非線
形成分が実質的に含まれず、造影剤と線形波形との相互
作用の結果としての非線形成分のみを含んでいる。
【００２８】本発明の主たる態様を以下に示す。 １、超音波発信器と発信目標の間で発信超音波が受ける
非線形効果を決定する段階；および該非線形効果を考慮
して予め歪められた前歪み超音波を発信する段階；以上
の段階からなる、該発信目標に該目標の位置において実
質的に高調波成分のない基本周波数成分となる波形を照
射する超音波発信方法；２、該決定する段階が、組織モ
デルを使用する段階を含む請求項１の方法；３、該組織
モデルを使用して決定する段階が、非線形組織効果を表
示する項を有する数式モデルを使用することからなる前
記２の方法；４、該数式モデルが、ココロフーザボロツ
カヤークズネツォフ・モデルからなる前記３の方法；
５、該決定する段階が、該目標位置での線形フィールド
の形状を決定し、そして該発信器と該目標の間における
非線形効果を考慮して該線形フィールドとなる発信超音
波波形形状を決定する段階を含む前記１の方法；６、該
線形フィールドの形状を決定する段階が、該発信器によ
る線形波形の発信から生ずる線形フィールドの形状を決
定する段階からなる前記５の方法；７、線形フィールド
の形状を決定する段階が、線形媒体を通じての該発信器
による線形波形の発信から生ずる線形フィールドの形状
を決定する段階からなる前記６の方法；８、線形フィー
ルドの形状を決定する段階が、線形伝送媒体の数式モデ
ルを使用する段階からなる前記５の方法；
非線形効果を決定する段階；および該非線形効果を考慮
して予め歪められた前歪み超音波を発信する段階；以上
の段階からなる、該発信目標に該目標の位置において実
質的に高調波成分のない基本周波数成分となる波形を照
射する超音波発信方法；２、該決定する段階が、組織モ
デルを使用する段階を含む請求項１の方法；３、該組織
モデルを使用して決定する段階が、非線形組織効果を表
示する項を有する数式モデルを使用することからなる前
記２の方法；４、該数式モデルが、ココロフーザボロツ
カヤークズネツォフ・モデルからなる前記３の方法；
５、該決定する段階が、該目標位置での線形フィールド
の形状を決定し、そして該発信器と該目標の間における
非線形効果を考慮して該線形フィールドとなる発信超音
波波形形状を決定する段階を含む前記１の方法；６、該
線形フィールドの形状を決定する段階が、該発信器によ
る線形波形の発信から生ずる線形フィールドの形状を決
定する段階からなる前記５の方法；７、線形フィールド
の形状を決定する段階が、線形媒体を通じての該発信器
による線形波形の発信から生ずる線形フィールドの形状
を決定する段階からなる前記６の方法；８、線形フィー
ルドの形状を決定する段階が、線形伝送媒体の数式モデ
ルを使用する段階からなる前記５の方法；
【００２９】９、変換器アレーによる波形の発信から生
ずる、該目標位置での線形フィールドを決定する段階；
非線形媒体通過後に該目標位置で該線形フィールドとな
る発信波形の特性を決定する段階；および、該特性を考
慮して予め歪められた前歪み超音波を発信する段階から
なる、体内の目標位置において実質的に高調波成分のな
い基本周波数成分となる波形を、該目標に照射する該超
音波変換器アレーの使用方法；１０、該特性を決定する
段階が、非線形組織特性を有する波形伝送モデルを利用
することを特徴とする前記９の方法；１１、該波形伝送
モデルが数学的組織モデルからなる前記１０の方法；１
２、線形フィールドを決定する段階が、線形波形伝送モ
デルを利用することを特徴とする前記９の方法；１３、
該線形波形伝送モデルが数式モデルからなる前記１２の
方法；
ずる、該目標位置での線形フィールドを決定する段階；
非線形媒体通過後に該目標位置で該線形フィールドとな
る発信波形の特性を決定する段階；および、該特性を考
慮して予め歪められた前歪み超音波を発信する段階から
なる、体内の目標位置において実質的に高調波成分のな
い基本周波数成分となる波形を、該目標に照射する該超
音波変換器アレーの使用方法；１０、該特性を決定する
段階が、非線形組織特性を有する波形伝送モデルを利用
することを特徴とする前記９の方法；１１、該波形伝送
モデルが数学的組織モデルからなる前記１０の方法；１
２、線形フィールドを決定する段階が、線形波形伝送モ
デルを利用することを特徴とする前記９の方法；１３、
該線形波形伝送モデルが数式モデルからなる前記１２の
方法；
【００３０】１４、該発信器と該目標の間における発信
超音波への効果を決定するために、回折と非線形特性を
含む組織モデルを利用する段階；および、該効果を考慮
して予め歪められた前歪み超音波を発信する段階；から
なる、体内の超音波目標位置において、実質的に高調波
成分のない基本周波数成分となる波形を該目標に照射す
る超音波変換器アレーの使用方法；１５、該組織モデル
がさらに吸収特性を含む前記１４の方法；１６、該組織
モデルが、回折、吸収、および非線形項を有する数式組
織モデルである前記１５の方法；１７、該利用する段階
が、回折効果を受ける該変換器アレーによる波形の発信
により生ずる、該目標位置での線形フィールドの特性を
決定する段階、および、該変換器アレーにより組織を通
じて発信された時、該目標位置において該線形フィール
ド特性を作成すべき波形特性を決定するために、回折と
非線形特性を有する組織モデルで該線形フィールド特性
を利用する段階からなる、前記１４の方法；
超音波への効果を決定するために、回折と非線形特性を
含む組織モデルを利用する段階；および、該効果を考慮
して予め歪められた前歪み超音波を発信する段階；から
なる、体内の超音波目標位置において、実質的に高調波
成分のない基本周波数成分となる波形を該目標に照射す
る超音波変換器アレーの使用方法；１５、該組織モデル
がさらに吸収特性を含む前記１４の方法；１６、該組織
モデルが、回折、吸収、および非線形項を有する数式組
織モデルである前記１５の方法；１７、該利用する段階
が、回折効果を受ける該変換器アレーによる波形の発信
により生ずる、該目標位置での線形フィールドの特性を
決定する段階、および、該変換器アレーにより組織を通
じて発信された時、該目標位置において該線形フィール
ド特性を作成すべき波形特性を決定するために、回折と
非線形特性を有する組織モデルで該線形フィールド特性
を利用する段階からなる、前記１４の方法；
【００３１】１８、超音波変換器；発信波形用前歪み特
性を記憶するメモリ；および、超音波変換器に接続し、
該記憶された前歪み特性に応答する、該変換器と該目標
の間の組織歪み効果を考慮して前歪みされた超音波を発
信する発信器；からなる目標位置において実質的に線形
フィールドの照射となる、体内目標への超音波発信が可
能な超音波診断画像処理装置；１９、該超音波変換器
が、変換器素子アレーからなり；そしてここに該メモリ
が、該アレーの各素子の前歪み特性を記憶することを特
徴とする前記１８の超音波診断画像処理装置；２０、該
超音波変換器が、変換器素子アレーからなり；該発信器
が、該アレー素子に接続する個々の発信器からなり；こ
こに該メモリが、各々の該発信器のための前歪み発信波
形を記憶する手段からなる、前記１８の超音波診断画像
処理装置；
性を記憶するメモリ；および、超音波変換器に接続し、
該記憶された前歪み特性に応答する、該変換器と該目標
の間の組織歪み効果を考慮して前歪みされた超音波を発
信する発信器；からなる目標位置において実質的に線形
フィールドの照射となる、体内目標への超音波発信が可
能な超音波診断画像処理装置；１９、該超音波変換器
が、変換器素子アレーからなり；そしてここに該メモリ
が、該アレーの各素子の前歪み特性を記憶することを特
徴とする前記１８の超音波診断画像処理装置；２０、該
超音波変換器が、変換器素子アレーからなり；該発信器
が、該アレー素子に接続する個々の発信器からなり；こ
こに該メモリが、各々の該発信器のための前歪み発信波
形を記憶する手段からなる、前記１８の超音波診断画像
処理装置；
【００３２】２１、超音波変換器素子アレー；身体の目
標領域において実質的に線形フィールドとなる前歪み発
信波形となるように該アレー素子を活性化する手段；該
造影剤と線形波形の相互作用から主に生じる非線形信号
成分を有する、該目標領域にある造影剤からのエコー信
号を受信する手段； および、該造影剤の超音波画像を
形成するために、該受信エコー信号の非線形信号成分を
利用する手段；以上の手段からなる組織の非線形性によ
る干渉を減少させた、高調波造影剤による改良された画
像を作成する超音波診断画像処理装置；２２、該活性化
手段が、予定された非線形発信波形を生じさせるよう該
素子を駆動するための、該変換器素子に接続された多数
の発信器からなる、前記２１の超音波診断画像処理装
置；２３、該非線形信号成分を利用する手段が、該造影
剤の高調波超音波画像を形成するための手段からなる前
記２１の超音波診断画像処理装置。
標領域において実質的に線形フィールドとなる前歪み発
信波形となるように該アレー素子を活性化する手段；該
造影剤と線形波形の相互作用から主に生じる非線形信号
成分を有する、該目標領域にある造影剤からのエコー信
号を受信する手段； および、該造影剤の超音波画像を
形成するために、該受信エコー信号の非線形信号成分を
利用する手段；以上の手段からなる組織の非線形性によ
る干渉を減少させた、高調波造影剤による改良された画
像を作成する超音波診断画像処理装置；２２、該活性化
手段が、予定された非線形発信波形を生じさせるよう該
素子を駆動するための、該変換器素子に接続された多数
の発信器からなる、前記２１の超音波診断画像処理装
置；２３、該非線形信号成分を利用する手段が、該造影
剤の高調波超音波画像を形成するための手段からなる前
記２１の超音波診断画像処理装置。
【００３３】
【発明の効果】造影剤を使用した高調波画像処理を実施
する時の高調波には、造影剤の非線形挙動による高調波
と、組織や体液による発信波の歪みによる高調波が含ま
れるが、血液中の造影剤から戻る高調波成分のみからの
画像を単独で観察したい場合がある。このような場合
に、発信パルスの歪みにより生じる高調波成分を完全に
除去することにより、造影剤からの高調波のみの画像処
理を可能にする。
する時の高調波には、造影剤の非線形挙動による高調波
と、組織や体液による発信波の歪みによる高調波が含ま
れるが、血液中の造影剤から戻る高調波成分のみからの
画像を単独で観察したい場合がある。このような場合
に、発信パルスの歪みにより生じる高調波成分を完全に
除去することにより、造影剤からの高調波のみの画像処
理を可能にする。
【図１】 線形超音波波形が歪んで行く様子を説明す
る。
る。
【図２】 基本周波数スペクトルと２次高調波スペクト
ルのエネルギー量を比較する。
ルのエネルギー量を比較する。
【図３】 変換器から目標平面までの波形変化の様子を
説明する。
説明する。
【図４】 目標平面から変換器までの超音波波形の変化
の様子を説明する。
の様子を説明する。
【図５】 組織中を通るときの前歪み超音波波形変化の
様子を説明する。
様子を説明する。
【図６】 前歪みパルスの組織通過時の、基本周波数と
２次高調波のスペクトルのエネルギー量を比較する。
２次高調波のスペクトルのエネルギー量を比較する。
【図７】 前歪み超音波波形を発信する超音波診断画像
処理装置の説明図である。
処理装置の説明図である。
１００・・・発信ビーム形成器、１０２・・・前歪み波形メモ
リ、１０６・・・パルサ制御器、１０４・・・パルサ、Ｔ／Ｒ
・・・発信／受信スイッチ、１１０・・・変換器、１２０・・・
受信ビーム形成器、１２２・・・遅延チャネル、１２４・・・
ビーム形成器加算器、１３０・・・信号処理、１４０・・・走
査変換、１５０・・・画像表示装置。
リ、１０６・・・パルサ制御器、１０４・・・パルサ、Ｔ／Ｒ
・・・発信／受信スイッチ、１１０・・・変換器、１２０・・・
受信ビーム形成器、１２２・・・遅延チャネル、１２４・・・
ビーム形成器加算器、１３０・・・信号処理、１４０・・・走
査変換、１５０・・・画像表示装置。
Claims (23)
- 【請求項１】 超音波発信器と発信目標の間で発信超音
波が受ける非線形効果を決定する手段、および該非線形
効果を考慮して予め歪められた前歪み超音波を発信する
手段、からなる、該目標の位置において実質的に高調波
成分のない基本周波数成分となる波形を、該発信目標に
照射する超音波診断画像処理装置。 - 【請求項２】 該決定する手段が、組織モデルを使用す
ることを特徴とする請求項１の超音波診断画像処理装
置。 - 【請求項３】 該組織モデルを使用して決定する手段
が、非線形組織効果を表示する項を有する数式モデルを
使用することからなる請求項２の超音波診断画像処理装
置。 - 【請求項４】 該数式モデルが、ココロフーザボロツカ
ヤークズネツォフ・モデルからなる請求項３の超音波診
断画像処理装置。 - 【請求項５】 該決定する手段が、該目標位置での線形
フィールドの形状を決定し、そして該発信器と該目標の
間における非線形効果を考慮して該線形フィールドとな
る発信超音波波形形状を決定する手段を含む請求項１の
超音波診断画像処理装置。 - 【請求項６】 該線形フィールドの形状を決定する手段
が、該発信器による線形波形の発信から生ずる線形フィ
ールドの形状を決定する手段からなる請求項５の超音波
診断画像処理装置。 - 【請求項７】 線形フィールドの形状を決定する手段
が、線形媒体を通じての該発信器による線形波形の発信
から生ずる線形フィールドの形状を決定する手段からな
る請求項６の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項８】 線形フィールドの形状を決定する手段
が、線形伝送媒体の数式モデルを使用する手段からなる
請求項５の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項９】 変換器アレーによる波形の発信から生ず
る、該目標位置での線形フィールドを決定する手段；
非線形媒体通過後に該目標位置で該線形フィールドとな
る発信波形の特性を決定する手段； および、該特性を
考慮して予め歪められた前歪み超音波を発信する手段か
らなる、体内の目標位置において実質的に高調波成分の
ない基本周波数成分となる波形を、該目標に照射する該
超音波変換器アレーを有する超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１０】 該特性を決定する手段が、非線形組織
特性を有する波形伝送モデルを利用することを特徴とす
る請求項９の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１１】 該波形伝送モデルが数学的組織モデル
からなる請求項１０の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１２】 線形フィールドを決定する手段が、線
形波形伝送モデルを利用することを特徴とする請求項９
の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１３】 該線形波形伝送モデルが数式モデルか
らなる請求項１２の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１４】 該発信器と該目標の間における発信超
音波への効果を決定するために、回折と非線形特性を含
む組織モデルを利用する手段； および、該効果を考慮
して予め歪められた前歪み超音波を発信する手段； か
らなる、体内の超音波目標位置において、実質的に高調
波成分のない基本周波数成分となる波形を該目標に照射
する超音波変換器アレーを有する超音波診断画像処理装
置。 - 【請求項１５】 該組織モデルがさらに吸収特性を含む
請求項１４の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１６】 該組織モデルが、回折、吸収、および
非線形項を含む組織の数式モデルである請求項１５の超
音波診断画像処理装置。 - 【請求項１７】 該利用する手段が、回折効果を受ける
該変換器アレーによる波形の発信により生ずる、該目標
位置での線形フィールドの特性を決定する手段、およ
び、該変換器アレーにより組織を通じて発信された時、
該目標位置において該線形フィールド特性を作成すべき
波形特性を決定するために、回折と非線形特性を有する
組織モデルで該線形フィールド特性を利用する手段から
なる、請求項１４の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１８】 超音波変換器； 発信波形用前歪み特
性を記憶するメモリ；および、超音波変換器に接続し、
該記憶された前歪み特性に応答する、該変換器と該目標
の間の組織歪み効果を考慮して前歪みされた超音波を発
信する発信器；からなる目標位置において実質的に線形
フィールドの照射となる、体内目標への超音波発信が可
能な超音波診断画像処理装置。 - 【請求項１９】 該超音波変換器が、変換器素子アレー
からなり； そしてここに該メモリが、該アレーの複数
素子の前歪み特性を記憶することを特徴とする請求項１
８の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項２０】 該超音波変換器が、変換器素子アレー
からなり； 該発信器が、該アレー素子に接続する多数
の個々の発信器からなり； ここに該メモリが、各々の
該発信器のための前歪み発信波形を記憶する手段からな
る、請求項１８の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項２１】 超音波変換器素子アレー； 身体の目
標領域において実質的に線形フィールドとなる前歪み発
信波形となるように該アレー素子を活性化する手段；
該造影剤と線形波形の相互作用から主に生じる非線形信
号成分を有する、該目標領域にある造影剤からのエコー
信号を受信する手段； および、該造影剤の超音波画像
を形成するために、該受信エコー信号の非線形信号成分
を利用する手段； 以上の手段からなる組織の非線形性
による干渉を減少させた、高調波造影剤により改良され
た画像を作成する超音波診断画像処理装置。 - 【請求項２２】 該活性化手段が、予定された非線形発
信波形を生じさせるよう該素子を駆動するための、該変
換器素子に接続された多数の発信器からなる、請求項２
１の超音波診断画像処理装置。 - 【請求項２３】 該非線形信号成分を利用する手段が、
該造影剤の高調波超音波画像を形成するための手段から
なる請求項２１の超音波診断画像処理装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/971,590 US5980457A (en) | 1997-11-17 | 1997-11-17 | Ultrasonic transmit pulses for nonlinear ultrasonic imaging |
| US08/971590 | 1997-11-17 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11216140A true JPH11216140A (ja) | 1999-08-10 |
Family
ID=25518582
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10326306A Withdrawn JPH11216140A (ja) | 1997-11-17 | 1998-11-17 | 超音波診断画像処理装置 |
Country Status (9)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5980457A (ja) |
| EP (1) | EP0916967B1 (ja) |
| JP (1) | JPH11216140A (ja) |
| KR (1) | KR19990045309A (ja) |
| AU (1) | AU9133598A (ja) |
| CA (1) | CA2252287A1 (ja) |
| DE (1) | DE69833537T2 (ja) |
| IL (1) | IL127025A0 (ja) |
| NO (1) | NO985311L (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003531649A (ja) * | 2000-02-23 | 2003-10-28 | アキューソン コーポレイション | 調波画像化のための超音波変換器システム及び方法 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AU2001245831A1 (en) | 2000-03-15 | 2001-09-24 | The Regents Of The University Of California | Method and apparatus for dynamic focusing of ultrasound energy |
| EP1146351A1 (en) * | 2000-04-12 | 2001-10-17 | Bracco Research S.A. | Ultrasound contrast imaging with double-pulse excitation waveforms |
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| US6468216B1 (en) | 2000-08-24 | 2002-10-22 | Kininklijke Philips Electronics N.V. | Ultrasonic diagnostic imaging of the coronary arteries |
| EP1242991B1 (en) | 2000-08-24 | 2005-12-14 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Ultrasonic diagnostic imaging system transducer array with multiline patches |
| US6551244B1 (en) * | 2000-10-17 | 2003-04-22 | Acuson Corporation | Parametric transmit waveform generator for medical ultrasound imaging system |
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| JP2021524692A (ja) | 2018-05-25 | 2021-09-13 | ナノセミ， インク．Ｎａｎｏｓｅｍｉ， Ｉｎｃ． | 様々な動作条件におけるデジタルプレディストーション |
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-
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-
1998
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- 1998-11-04 AU AU91335/98A patent/AU9133598A/en not_active Abandoned
- 1998-11-12 IL IL12702598A patent/IL127025A0/xx unknown
- 1998-11-13 NO NO985311A patent/NO985311L/no not_active Application Discontinuation
- 1998-11-16 DE DE69833537T patent/DE69833537T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1998-11-16 EP EP98309355A patent/EP0916967B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-11-16 KR KR1019980049018A patent/KR19990045309A/ko not_active Application Discontinuation
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| IL127025A0 (en) | 1999-09-22 |
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| AU9133598A (en) | 1999-06-03 |
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| DE69833537D1 (de) | 2006-04-27 |
| KR19990045309A (ko) | 1999-06-25 |
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| NO985311D0 (no) | 1998-11-13 |
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