JPH11318902A - 超音波反射体をイメ―ジングするシステムおよび方法 - Google Patents

超音波反射体をイメ―ジングするシステムおよび方法

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JPH11318902A JP11090410A JP9041099A JPH11318902A JP H11318902 A JPH11318902 A JP H11318902A JP 11090410 A JP11090410 A JP 11090410A JP 9041099 A JP9041099 A JP 9041099A JP H11318902 A JPH11318902 A JP H11318902A
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 Ｂモードで直接的に流れをイメージングする
為の方法および装置を提供する。 【解決手段】 本発明では、送信焦点位置に送信された
パルス・シーケンスからの反射された信号が、送信経路
に沿った静止した又は動きの遅い反射体からのエコーを
除去するようにフィルタリングされる。その結果の流れ
信号が通常のＢモード・ベクトル上に重畳されて表示さ
れる。Ｂモード流れ画像が、上記の手順を、関心のある
領域にわたる複数の送信焦点位置について繰り返すこと
によって形成される。フィルタリングは、調波画像フィ
ードスルー及び随意選択によるＢモード（基本波）フィ
ードスルーを持つ高域通過ウォール・フィルタ（例えば
ＦＩＲフィルタ）を使用して、（送信ファイヤリングに
沿って）スロー・タイムで実行される。その結果のＢモ
ード流れ画像は、静止した又は動きの遅い反射体からの
低いクラッタ、高い分解能、高いフレーム速度、および
全方向の流れ感受性を有する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は一般的には、医学的診断
を目的とした人体の解剖学的構造の超音波イメージング
に関する。具体的には、本発明は、（造影剤を用い又は
用いずに）人体内の動いている流体または組織に超音波
を送信してから反射された超音波エコーを検出すること
により該流体または組織をイメージングする方法に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】従来の超音波スキャナは、画素（ピクセ
ル）の輝度がエコー反射の強度に基づくようにして組織
の２次元Ｂモード画像を形成する。いわゆる「カラー流
れ」モードでは、血液の流れまたは組織の動きをイメー
ジング（すなわち、画像化または映像化）することが出
来る。従来の超音波流れイメージング方法では、ドップ
ラーの原理または時間領域相互相関方法のいずれかを使
用して、平均流速を推定し、次いでこれをＢモード画像
に重畳してカラーで表示している。
【０００３】ドップラー効果を使用して心臓および血管
内の血液の流れを測定することは知られている。反射さ
れた超音波の周波数シフトを使用して、組織または血液
からの超音波反射体の速度を測定することが出来る。反
射された周波数の変化すなわちシフトは、血液の流れが
トランスジューサの方へ向かっているときは増大し、血
液の流れがトランスジューサから遠ざかる方向であると
きは減少する。このドップラー・シフトを処理すること
により、平均流速を推定し、これを表示する際に異なる
カラー（色）を使用して流れの速度および方向を表すよ
うにすることが出来る。カラー流速モードでは、数百の
隣接したサンプル・ボリュームが同時に表示され、これ
らの全てが各々のサンプルの速度を表すためにカラー・
コード化されている。
【０００４】既知のイメージング・システムによれば、
カラー流れモードでは各々の焦点について複数の送信フ
ァイヤリング（発射）が用いられている。１６回もの送
信よりなるパケットに作用して、高域通過ウォール(wal
l)フィルタが動きの遅い組織または血管壁からのエコー
を除去して、カサイ（Ｋｓａｉ）自己相関アルゴリズム
または相互相関アルゴリズムを使用して平均流速を推定
するその後の流れ処理の為に信号のダイナミック・レン
ジを低減する。
【０００５】定量的な速度情報は従来のカラー流れイメ
ージングにおいて得ることが出来るが、物理的な流れを
見るための能力は、そのクラッタ（ｃｌｕｔｔｅｒ）除
去能力、分解能、フレーム速度および軸方向のみの流れ
感受性によって、制限されている。以前に、Ｂモード・
イメージングにおいて動いている超音波反射体をイメー
ジングするためにディジタル減算法が提案された。例え
ば、Proc. 1992 IEEE Ultrason. Symp. 誌、第１２７７
頁〜第１２８０頁所載のIshihara等の論文「高速ディジ
タル減算超音波検査法を使用した血流におけるパス線(P
ath Lines in BloodFlow Using High-Speed Digital Su
btraction Echography)」、およびProc. 1990 IEEE Ult
rason. Symp. 誌、第１４７３頁〜第１４７６頁所載のI
shihara等の論文「高速ディジタル減算超音波検査法：
原理、並びに動脈硬化症、不整脈および血流視覚化への
予備的応用(High-Speed Digital Subtraction Echograp
hy: Principle and Preliminary Application to Arter
iosclerosis, Arrhythmia andBlood Flow Visualizatio
n)」を参照されたい。しかし、これらの方法はフレーム
間の減算を使用しており、これは本質的に非常に低い遮
断周波数を持つ２タップウォール・フィルタを用いてい
る。この低い遮断周波数は、隣り合うフレーム相互の間
の長い時間遅延に起因するものであり、これにより、動
きの遅い組織または血管壁からの信号が適切に抑圧され
ない。
【０００６】米国特許第５，６３２，２７７号には、位
相反転減算を使用する非線形イメージング・システムが
開示されている。この特許の発明では、第１および第２
の超音波パルスがイメージングしようとする物体に交互
に送信されており、その実施態様では１８０度異なる２
つのパルスが送信されて、受信時に加算されている。従
来の超音波画像は基本信号成分と調波（ハーモニック）
信号成分との組合せから形成されており、後者の成分
は、組織のような非線形媒体または造影剤を含有する血
流の中で発生される。場合によっては、基本信号成分を
抑圧して調波成分を強調することによって超音波画像を
改善することが出来る。
【０００７】伝統的にイメージングするのが困難な血管
構造の診断に役立てる為に超音波医学用に造影剤が開発
されている。例えば、Ultrasonics 誌、第２９巻（１９
９１年）、第３２４頁〜第３８０頁所載のdeJong等の論
文「超音波造影剤の原理および最近の開発(Principle a
nd Recent Developments in Ultrasound Contrast Agen
ts) 」には、造影剤の使用法が考察されている。造影剤
は、典型的には直径が１〜１０ミクロンの範囲内にある
マイクロバブル(microbubble) であり、血流中に注入さ
れる。これらのマイクロバブルからの反射信号は血球の
反射信号よりも遙かに大きいので、血流のイメージング
を可能にするマーカーとして使用される。これらの造影
剤からのエコーを更に分離する為の１つの方法は、造影
剤のエコーの調波（高調波または低調波）成分を使用す
ることであり、これらの調波成分は造影剤を含んでいな
い周囲の組織からの調波成分よりもずっと大きい。例と
して、Proc. 1992 IEEE Ultrason. Symp. 誌、第１１７
５頁〜第１１７７頁所載のNewhouse等の論文「第２高調
波ドップラー超音波血液潅流測定(Second HarmonicDopp
ler Ultrasounf Blood Perfusion Measurement)」、お
よびProc. 1994 IEEE Ultrason. Symp. 誌、第１５４７
頁〜第１５５０頁所載のBurns 等の論文「マイクロバブ
ル造影剤使用する調波パワー・モード・ドップラー：小
さな血管の流れのイメージングの為の改良方法(Harmoni
c Power Mode Doppler Using Microbubble Contrast Ag
ents: An Improved Method for Small Vessel Flow Ima
ging)」を参照されたい。調波（高調波または低調波）
信号の流れイメージングを実行するには、主として、狭
帯域信号を周波数ｆ0 で送信し、２ｆ0 （第２高調波）
またはｆ0 ／２（低調波）を中心とする帯域の信号を受
信して、通常のカラー流れ処理を行う。この方式は、従
来のカラー流れイメージングの全ての制約を有する、す
なわち、フレーム速度が低くく、また流れ感受性が軸方
向のみである。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】従って、動いている反
射体を直接的にイメージングすることによって物理的な
流れをＢモードで視覚化する方法が要望されている。こ
れには、イメージング・システムが高いダイナミック・
レンジを有し、静止した又は動きの遅い組織および血管
壁からのクラッタを除去する能力を有し、高い分解能、
高いフレーム速度および全方向における流れ感受性を有
することが必要である。
【０００９】
【課題を解決するための手段】Ｂモードで直接的に流れ
をイメージングする為の方法および装置は、送信焦点位
置に送信される広帯域パルスのシーケンスを用い、この
シーケンスからの反射された信号が、送信経路に沿った
静止した又は動きの遅い反射体からのエコーを除去する
ようにフィルタリングされる。その結果得られる流れ信
号が通常のＢモード・ベクトル上に重畳されて、表示さ
れる。Ｂモード流れ画像が、上記の手順を、関心のある
領域にわたる複数の送信焦点位置について繰り返すこと
によって形成される。フィルタリングは、（送信ファイ
ヤリングに沿って）スロー・タイム(slow time) で実行
され、Ｂモード画像フィードスルー(feed-through)機能
を持つ高域通過「ウォール・フィルタ」（例えば、ＦＩ
Ｒフィルタ）で構成される。このファイヤリング間フィ
ルタリングでは、フレーム間フィルタリングに比べて遮
断周波数を有用な範囲へ増大させながら、ウォール・フ
ィルタを一層長くすることにより一層良好なクラッタ抑
圧をうることが出来る。ウォール・フィルタは流れ信号
対クラッタ比を増大させ、この比は造影剤を使用するこ
とによって更に増大させることが出来る。その結果のＢ
モード流れ画像は、静止した又は動きの遅い組織および
血管壁からのクラッタが低く、分解能が高く、フレーム
速度が高く、流れ感受性が全方向にあるという利点を有
する。
【００１０】本発明の好ましい態様によれば、広帯域パ
ルスが特定の送信焦点位置に複数回送信される。受信時
に、基本波信号が（例えば、帯域通過フィルタを使用し
て）分離され、次いでこの分離された基本波信号がウォ
ール・フィルタを使用してファイヤリング間に高域通過
フィルタリングされる。この通過した信号を使用するこ
とにより、造影剤を血液中に注入することなく血液の流
れ（血流）をイメージングすることが出来る。
【００１１】本発明の別の好ましい態様によれば、ガス
充填マイクロバブルから作られた造影剤が血液中に注入
されて、血流をイメージングするためのマーカーとして
作用する。パルスが特定の送信焦点位置に複数回送信さ
れる。高調波または低調波信号が、送信された超音波パ
ルスと伝搬媒体、詳しくは注入された造影剤との間の非
線形相互作用によって発生される。受信時に、所望の調
波（高調波または低調波）信号が（例えば、帯域通過フ
ィルタを使用して）分離され、次いでこの分離された調
波（高調波または低調波）信号がウォール・フィルタを
使用してファイヤリング間に高域通過フィルタリングさ
れる。このフィルタリングの結果として、送信経路に沿
った静止していない領域すなわち流れ領域から反射され
た調波（高調波または低調波）信号を抽出することが出
来る。この結果得られる調波（高調波または低調波）流
れ信号は通常のＢモード・ベクトル上に重畳されて、表
示される。不所望の組織の信号に寄与するような調波
（高調波または低調波）周波数の受信エネルギは、ウォ
ール・フィルタによって抑圧される。
【００１２】
【発明の実施の形態】図１には、従来の超音波イメージ
ング・システムが示されており、該システムは、複数の
別々に駆動されるトランスジューサ素子１２で構成され
たトランスジューサ・アレイ１０を有する。各々のトラ
ンスジューサ素子１２は、送信器１４によって発生され
たパルス波形により付勢されたときに超音波エネルギの
バーストを生じる。検査中の物体からトランスジューサ
・アレイ１０へ反射された超音波エネルギは各々のトラ
ンスジューサ素子１２によって電気信号へ変換されて、
１組の送受切換え（Ｔ／Ｒ）スイッチ１８を介して受信
器１６へ別々に印加される。Ｔ／Ｒスイッチ１８は典型
的にはダイオード群で構成されていて、送信用電子回路
によって発生された高電圧から受信用電子回路を保護す
る。送信信号により、ダイオード群が受信器への該信号
を遮断または制限する。送信器１４および受信器１６
は、操作員からの命令に応答して主制御装置２０の制御
の下に作動される。完全な１回の走査（スキャン）は一
連のエコー信号を取得することによって実行され、その
際、送信器１４が一時的にオンに駆動されて各々のトラ
ンスジューサ素子１２を付勢し、その後に各々のトラン
スジューサ素子１２によって発生されたエコー信号が受
信器１６に印加される。或るチャンネルは、別のチャン
ネルが未だ送信を行っている間に受信を開始し得る。受
信器１６は各々のトランスジューサ素子からの別々のエ
コー信号を組み合わせて単一のエコー信号を作成し、こ
の単一のエコー信号は表示モニタ２２上の画像内の一走
査線を作成するために使用される。
【００１３】主制御装置２０の指令の下に、送信器１４
は、超音波エネルギが方向付けされ集束されたビームと
して送出されるようにトランスジューサ・アレイ１０を
駆動する。これを達成するために、それぞれの時間遅延
が送信ビーム形成装置２６によって複数のパルス発生器
２４に与えられる。主制御装置２０は音波パルスが送信
される条件を決定する。この情報により、送信ビーム形
成装置２６は、パルス発生器２４によって発生されるべ
き各々の送信パルスのタイミングおよび振幅を決定す
る。各々の送信パルスの振幅はアポダイゼーション(apo
dization) 発生回路３６によって作成される。アポダイ
ゼーション発生回路は、例えば、各々のパルス発生器に
対する電源電圧を設定する高電圧制御器で構成すること
が出来る。パルス発生器２４は、次いで、Ｔ／Ｒスイッ
チ１８を介してトランスジューサ・アレイ１０の各々の
トランスジューサ素子１２へ送信パルスを送る。Ｔ／Ｒ
スイッチ１８はトランスジューサ・アレイに存在する恐
れのある高電圧から時間利得制御（ＴＧＣ）増幅器を保
護する。アポダイゼーション重みがアポダイゼーション
発生回路３６内で発生される。アポダイゼーション発生
回路３６は、送信ビーム形成装置２６から重み付けデー
タを取り出して、それを上記の高電圧制御器を介してパ
ルス発生器２４へ印加する１組のディジタル−アナログ
変換器を含んでいてよい。従来のように送信集束時間遅
延を適切に調節することによって、また送信アポダイゼ
ーション重みを調節することによって、超音波ビームを
方向付けし集束させて、送信ビームを形成することが出
来る。
【００１４】超音波エネルギの各々のバーストによって
発生されるエコー信号は、各送信ビームに沿った相次ぐ
距離に位置する物体から反射する。これらのエコー信号
は各々のトランスジューサ素子１２によって別々に検出
され、特定の時点におけるエコー信号の大きさのサンプ
ルが特定の距離において生じる反射の量を表す。反射点
と各々のトランスジューサ素子１２との間の伝搬経路の
差により、エコー信号は同時に検出されず、またそれら
の大きさは等しくない。受信器１６は、各々の受信チャ
ンネル内のそれぞれのＴＧＣ増幅器２８によって別々の
エコー信号を増幅する。各ＴＧＣ増幅器による増幅度
は、ＴＧＣ回路（図示していない）によって駆動される
それぞれの制御路（図示していない）を介して制御され
る。ＴＧＣ回路は主制御装置および複数のポテンショメ
ータの手動操作によって設定される。増幅されたエコー
信号は、次いで、受信ビーム形成装置３０へ供給され
る。受信ビーム形成装置の各々の受信チャンネルは、そ
れぞれのＴＧＣ増幅器２８を介してそれぞれのトランス
ジューサ素子１２に接続される。
【００１５】主制御装置２０の指令の下に、受信ビーム
形成装置３０は送信ビームの方向を追跡する。受信ビー
ム形成装置３０は、各々の増幅されたエコー信号に適切
な時間遅延および受信アポダイゼーション重みを与え、
それらの信号を加算して、１つの超音波ビームに沿った
特定のレンジ（距離）に位置する点から反射された全超
音波エネルギを正確に示す１つのエコー信号を構成す
る。受信集束時間遅延は、専用ハードウエアを使用して
実時間で計算され又はルックアップ・テーブルから読み
出される。受信チャンネルはまた、受信されたパルスを
フィルタリングする回路を含んでいる。時間遅延された
受信信号は次いで相互に加算されて、信号処理装置また
は検出器３２へ供給される。検出器３２は、加算された
受信信号を表示データに変換する。Ｂモード（グレース
ケール）では、これは信号の包絡線であり、エッジ強調
および対数圧縮のような追加の処理を受ける。走査変換
器３４が、検出器３２から表示データを受け取って、該
データを表示のための所望の画像に変換する。具体的に
述べると、走査変換器３４は、音響画像データを、極座
標（Ｒ−θ）セクター形式またはデカルト座標線形アレ
イから適切にスケーリングされたデカルト座標表示画素
データへビデオ速度で変換する。この走査変換された音
響データは次いで表示モニタ２２上で表示するために出
力され、表示モニタ２２は信号の包絡線の時間変化振幅
をグレースケールで映像化する。それぞれの走査線は各
々の送信ビームについて表示される。
【００１６】図２は、医学的診断に使用する為の本発明
による超音波Ｂモード流れイメージング・システムを示
す。このシステムでは、送信シーケンス・メモリ３８か
ら送信シーケンスを各々のパルス発生器にＮ回供給する
ことによって、送信開口内の各々のトランスジューサ素
子が同じ波形を使用してＮ回パルス駆動される。パルス
発生器２４はトランスジューサ・アレイ１０のトランス
ジューサ素子１２を駆動して、発生される超音波エネル
ギが各々の送信ファイヤリングにおいてビームも形で方
向付けられ、すなわちステアリングされるようにする。
これを達成する為、送信シーケンス３８に応答してパル
ス発生器によって作成されるそれぞれのパルス波形に送
信集束時間遅延３９が与えられる。送信集束時間遅延を
従来のように適切に調節することによって、超音波ビー
ムを所望の送信焦点位置に集束させることが出来る。
【００１７】各々の送信について、トランスジューサ素
子１２からのエコー信号がビーム形成装置のそれぞれの
受信チャンネル４０に供給される。主制御装置２０（図
１）の指令の下に、受信ビーム形成装置は送信ビームの
方向を追跡する。受信ビーム形成装置は、受信されたエ
コー信号に適切な受信集束時間遅延４２を与え、それら
の信号を加算して、１つの送信ビームに沿った特定の位
置から反射された全超音波エネルギを正確に示す１つの
エコー信号を構成する。特定の送信焦点位置に集束され
るＮ回の送信ファイヤリングの各々について、時間遅延
された受信信号が受信加算器４４で加算される。相次ぐ
送信ファイヤリングについての加算された受信信号がウ
ォール・フィルタ４６に供給されるを。ウォール・フィ
ルタ４６はＮ回の送信ファイヤリング間にフィルタリン
グを行い、そしてフィルタリングされた信号を検出器３
２に供給する。検出器３２はフィルタリングされたファ
イヤリング間信号の包絡線を形成する。後処理（エッジ
強調および対数圧縮を含む）および走査変換 の後、走
査線が表示モニタ２２（図１）上に表示される。この手
順は、各々の送信焦点位置（各々のビーム角について送
信焦点が１つである場合）について又は各々のベクトル
（各々のビーム角について送信焦点が複数ある場合）に
ついてそれぞれの走査線が表示されるように繰り返され
る。
【００１８】本発明の好ましい実施態様によれば、フィ
ルタ４６は、受信加算器４４の出力に結合された入力を
持つＦＩＲフィルタ４８と、ＦＩＲフィルタ４８に結合
された入力および検出器３２に結合された出力を持つベ
クトル加算器５０とで構成される。ＦＩＲフィルタは、
各々の送信ファイヤリングについてそれぞれの１組のＭ
個のフィルタ係数を受け取るためのＭ個のタップを有す
る。ｎ番目の送信ファイヤリングについてのフィルタ係
数はａn ｃ0 ，ａn ｃ1 ，....，ａn ｃM-1 である。こ
こで、ａn はｎ番目の送信ファイヤリングについてのス
カラー重みであり、ｎ＝０，１，....，Ｎ−１であり、
またｃ0 ，ｃ1 ，....，ｃM-1 は、ＦＩＲフィルタ４８
が受信信号中の所望の基本波周波数または所望の調波
（高調波または低調波）周波数の主要部分を通すように
選択された１組のフィルタ係数である。スカラー重みａ
0 ，ａ1 ，....，ａN-1 はスロー・タイムでウォール・
フィルタを形成し、これは所定の閾値よりも大きい速度
で移動する反射体からの信号を選択的に通過させる。フ
ィルタ係数ａn ｃ0 ，ａn ｃ1 ，....，ａn ｃM-1 は主
制御装置によって各々の送信ファイヤリングについてフ
ィルタ係数メモリ５２からフィルタに供給される。例え
ば、１番目の送信ファイヤリングについて、１組のフィ
ルタ係数ａ0 ｃ0 ，ａ0 ｃ1 ，....，ａ0 ｃM-1 がＦＩ
Ｒフィルタに供給され、そして２番目の送信ファイヤリ
ングについて、１組のフィルタ係数ａ1ｃ0 ，ａ
1 ｃ1 ，....，ａ1 ｃM-1 がＦＩＲフィルタに供給され
る、という様に続く。フィルタ係数は診断用途に応じて
プログラム可能である。異なる複数の組のフィルタ係数
を主制御装置のメモリ内のルックアップ・テーブルに記
憶させておくことが出来、また所望の組のフィルタ係数
をシステム操作員によって選択することが出来る。送信
ファイヤリングの数Ｎ＝２である用途では、対の組のフ
ィルタ係数がメモリに記憶され、選択された対のうちの
一方のフィルタ係数が１番目の送信ファイヤリングの前
にＦＩＲフィルタに転送され、そして該選択された対の
うちの他方のフィルタ係数が１番目の送信ファイヤリン
グの後で且つ２番目の送信ファイヤリングの前にＦＩＲ
フィルタに転送される。同様に、送信ファイヤリングの
数Ｎ＝３である用途では、２または３組のフィルタ係数
がメモリに記憶され、これらは１番目乃至３番目のファ
イヤリングの結果生じる受信信号をフィルタリングする
のに使用される。同様な手順が、送信ファイヤリングの
数Ｎ＞３である用途で行われる。Ｎ個の送信ファイヤリ
ングでの相次ぐＦＩＲフィルタ出力信号がベクトル加算
器５０で累算される。次いで、ベクトル加算器の出力信
号が通常のＢモード処理を受けてから、走査変換され表
示される。
【００１９】本発明の好ましい実施態様によれば、基本
波周波数を中心としたＮ個の同じ広帯域パルスより成る
パルス・シーケンスがトランスジューサ・アレイによっ
て特定の送信焦点位置に送信される。受信時に、基本波
周波数を中心とした帯域通過フィルタが実質的に所望の
基本波成分を分離する。その後、ウォール・フィルタが
Ｎ回の送信にわたって基本波流れ信号を抽出する。図３
に示されているような基本波流れフィルタは２つの段で
構成することができ、第１の段５４は基本波成分の主要
成分を抽出し、第２の段５６は高域通過ウォール・フィ
ルタにより実質的に定常の基本波成分を抑圧する。
【００２０】基本波流れフィルタは、図２に示されてい
るＦＩＲフィルタ４８で具現化される。ＭタップＦＩＲ
フィルタ４８が受信信号中の基本波周波数の主要成分を
通過させるように、１組のフィルタ係数ｃ0 ，
ｃ1 ，....，ｃM-1 が選択される。更に、所与の送信焦
点位置についてのＦＩＲフィルタのそれぞれの出力信号
が加算されるときに基本波信号が送信ファイヤリング間
に高域通過フィルタリングされるように、ａ0 ，
ａ1 ，....，ａN-1 であるウォール・フィルタ重みが選
択される。加算された信号が、次いで、通常のようにＢ
モード処理される。すなわち包絡線検出、対数圧縮など
の処理がなされる。
【００２１】本発明の前述の好ましい実施態様によれ
ば、Ｂモード流れ画像が従来の通常のＢモード画像の上
に重畳される。これにより、診断技師が医学診断の際に
既知の解剖学的ランドマークに対して血液の流れを観察
することが可能になる。このＢモード画像フィードスル
ーは、ウォール・フィルタ重みの１つを摂動させること
によって達成される。例えば、図３のフローチャートに
示されているように、１番目のファイヤリングについて
の重みａ0 を量αだけ摂動させることが出来る。Ｂモー
ド画像フィードスルーにより、流れ画像を表示のために
従来の通常のＢモード画像の上に重畳させることが出来
る。この代わりに、流れ画像をカラーにして、表示のた
めに通常のＢモード画像の上に重畳させてもよい。
【００２２】本発明の別の好ましい態様によれば、ガス
充填マイクロバブルから作られた造影剤が血液中に注入
されて、血流をイメージングするためのマーカーとして
作用する。複数回のファイヤリングで同じパルスが特定
の送信焦点位置に相次いで送信される。具体的に述べる
と、中心周波数ｆ0 を持つＮ個のパルスが各々の送信焦
点位置に送信される。受信時に、調波（高調波または低
調波）周波数を中心とする帯域通過フィルタが実質的に
所望の調波（高調波または低調波）成分を分離する。次
いで、ウォール・フィルタがＮ回の送信について調波
（高調波または低調波）流れ信号を抽出する。調波（高
調波または低調波）流れフィルタは、図４に示されてい
るように、２つの段で構成することができ、第１の段５
８は調波（高調波または低調波）成分の主要成分を抽出
し、第２の段５７は高域通過ウォール・フィルタにより
実質的に定常の調波（高調波または低調波）成分を抑圧
する。この調波（高調波または低調波）についての好ま
しい実施態様によれば、両方のフィルタ段は、図２に示
されているＦＩＲフィルタ４８で具現化される。Ｍタッ
プＦＩＲフィルタ４８が受信信号中の所望の調波（高調
波または低調波）周波数の主要成分を通過させるよう
に、１組の調波（高調波または低調波）フィルタ係数ｃ
0 ，ｃ1 ，....，ｃM-1 が選択される。送信された中心
周波数がｆ0 である場合、ｋを２以上の整数とすると、
組織／造影剤の非線形性によりｋｆ0 の高調波が発生さ
れる。また、造影剤のバブルの破壊により周波数ｆ0 ／
ｋの低調波も発生される。図４に示されている場合、加
算器５０の出力信号は、実質的に時間につれて変化する
高調波（または低調波）信号（すなわち、動いている反
射体）のみで構成される。好ましい実施態様では、第２
高調波信号イメージングされる。これは、複数の同じパ
ルスよりなる通常のＢモード送信シーケンスを使用して
達成されるが、送信信号を通常よりも狭帯域にして、第
２高調波もまたトランスジューサの帯域幅内にフィット
するようにすることが必要である。調波（高調波または
低調波）イメージングの実施態様の変形では、Ｂモード
・フィードスルーと共に、またはＢモード・フィードス
ルーなしで、調波フィードスルーを設けることが出来
る。図５は調波およびＢモード（非流れ）画像の両方の
フィードスルーを示す。Ｂモード画像フィードスルー
は、複数の送信ファイヤリングのうちの１つの間に調波
（高調波または低調波）フィルタ段６０またはＦＩＲフ
ィルタ４８の部分のフィルタ係数ｃ0 ，ｃ1 ，....，ｃ
M-1 を量βだけ摂動させて、フィルタが基本波のＢモー
ド信号を通過させるようにすることによって達成され
る。Ｂモード・フィードスルーにより、若干の通常のＢ
モード画像が通過することが出来るので、表示される画
像は通常のＢモード画像の上に調波流れ画像を重畳した
ものになる。このとき、通常のＢモード画像は、超音波
検査者にとって慣れていて認識できる画像特徴を提供す
るように作用する。
【００２３】調波フィードスルーは同じことを行うが、
Ｂモード（基本波）画像の代わりに又はそれに加えて、
調波画像を通過させる点が異なる。調波画像は、イメー
ジングするのが困難な患者について通常のＢモードより
も一層良好に実行し得ることが実証された。調波フィー
ドスルーは、ウォール・フィルタ重みａ0 ，
ａ1 ，....，ａN-1 の１つを摂動させることによって達
成される。例えば、図５に示されているように、第１す
なわち１番目の送信ファイヤリングについての重みａ0
を量αだけ摂動させることが出来る。図５は同じ送信フ
ァイヤリングの間の調波およびＢモード・フィードスル
ーを示しているが、調波およびＢモード・フィードスル
ーが異なるファイヤリングで達成され得ることが理解さ
れよう。
【００２４】帯域通過フィルタリングおよびウォール・
フィルタリングを使用するＢモード流れイメージング・
システムを、ウォール・フィルタ重みａ0 ＝１およびａ
1 ＝−１を用いたＮ＝２回の送信についてシミュレーシ
ョンした。図６は、ウォール・フィルタ重みが［１，−
１］である場合について、ウォール・フィルタの応答を
正規化周波数の関数として示している。上記システムを
また、重みａ0 ＝１、ａ1 ＝１、ａ2 ＝−１およびａ3
＝−１（図７参照）を用いたＮ＝４回の送信についてシ
ミュレーションし（図７参照）、また重みａ0 ＝１、ａ
1 ＝−１、ａ2＝−１およびａ3 ＝１を用いたＮ＝４回
の送信についてシミュレーションした（図８参照）。図
６乃至８によって表されるウォール・フィルタは、基本
波または調波（高調波または低調波）帯域通過フィルタ
リングと結合されたとき、基本波または調波（高調波ま
たは低調波）信号を高域通過フィルタリングするように
作用する。上述のウォール・フィルタ重みは、比較的遅
い動きに対応する低い周波数を除去するように作用す
る。これにより、基本波または調波（高調波または低調
波）信号の非定常成分を視覚化することが可能になる。
この手法は、造影剤を使用して又は使用しないで、血液
の流れをＢモードでイメージングするために使用するこ
とが出来る。代替例として、システムにＮ＝３回の送信
および次の重み重みａ0 ＝−０．５、ａ1 ＝１およびａ
2 ＝−０．５を用いてもよい。
【００２５】１つの焦点位置あたりＮ回の送信の各々の
間の期間は、ウォール・フィルタ遮断周波数を決定する
ためにユーザが制御可能である。特定の送信焦点位置へ
のＮ回の送信の各々の間の期間を長くすると、遮断周波
数が低くなって、低速の流れに対する感受性（感度）が
高くなる。本発明の特定の好ましい特徴のみを例示して
説明したが、当業者には種々の変更および変形をなし得
よう。従って、本発明の真の精神から逸脱しないこの様
な全ての変更および変形は特許請求の範囲に包含される
ことを理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来のＢモード超音波イメージング・システム
のブロック図である。
【図２】本発明の好ましい実施態様に従った超音波イメ
ージング・システムのブロック図である。
【図３】本発明の好ましい実施態様に従ったＢモード・
フィードスルーを持つＢモード（基本波）流れフィルタ
リングを示すフローチャートである。
【図４】本発明の別の好ましい実施態様に従ったＢモー
ド・フィードスルーを持つ調波（高調波または低調波）
流れフィルタリングを示すフローチャートである。
【図５】本発明の更に別の好ましい実施態様に従ったＢ
モードおよび調波フィードスルーを持つ調波（高調波ま
たは低調波）流れフィルタリングを示すフローチャート
である。
【図６】送信ファイヤリングの数Ｎ＝２であり且つウォ
ール・フィルタ重みが［１，−１］である場合について
スロー・タイム正規化周波数の関数としてウォール・フ
ィルタ出力信号を示すグラフである（ここに開示したウ
ォール・フィルタでは、適切なパルス繰返し間隔が与え
られていれば、信号は一般に０〜０．２正規化周波数範
囲内に内に入る）。
【図７】送信ファイヤリングの数Ｎ＝４であり且つウォ
ール・フィルタ重みが［１，１，−１，−１］である場
合についてスロー・タイム正規化周波数の関数としてウ
ォール・フィルタ出力信号を示すグラフである
【図８】送信ファイヤリングの数Ｎ＝４であり且つウォ
ール・フィルタ重み付けが［１，−１，−１，１］であ
る場合についてスロー・タイム正規化周波数の関数とし
てウォール・フィルタ出力信号を示すグラフである
【符号の説明】
１０ トランスジューサ・アレイ １２ トランスジューサ素子 １４ 送信器 １６ 受信器 １８ 送受切換えスイッチ ２０ 主制御装置 ２２ 表示モニタ ２４ パルス発生器 ２６ 送信ビーム形成装置 ２８ 時間利得制御増幅器 ３０ 受信ビーム形成装置 ３２ 検出器 ３４ 走査変換器 ３６ アポダイゼーション発生回路 ３８ 送信シーケンス・メモリ ３９ 送信集束時間遅延 ４０ 受信チャンネル ４２ 受信集束時間遅延 ４４ 受信ビーム加算器 ４６ ウォール・フィルタ ４８ ＦＩＲフィルタ ５０ ベクトル加算器 ５２ フィルタ係数メモリ
フロントページの続き (72)発明者 アン・リンジィ・ホール アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ニュ ー・バーリン、ウェスト・トップ−オー− ヒル・ドライブ、16015番 (72)発明者 カイ・エリック・トメニウス アメリカ合衆国、ニューヨーク州、クリフ トン・パーク、ヴァン・ブランケン・ロー ド、74番 (72)発明者 マイケル・ジョセフ・ウォッシュバーン アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ニュ ー・バーリン、ウェスト・グレイアム・ス トリート、12920番 (72)発明者 ケネス・ウェイン・リグビー アメリカ合衆国、ニューヨーク州、クリフ トン・パーク、フォックスウッド・ドライ ブ・サウス、4001番

Claims (16)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 超音波反射体をイメージングするシステ
    ムにおいて、 複数のトランスデューサ素子を含んでいる超音波トラン
    スデューサ・アレイと、 前記トランスデューサ・アレイに結合されていて、１番
    目の送信ファイヤリング時に第１のパルス・シーケンス
    により、また２番目の送信ファイヤリング時に第２のパ
    ルス・シーケンスにより、前記複数のトランスデューサ
    素子のうちの送信開口を形成する選択されたトランスデ
    ューサ素子をパルス駆動するパルス駆動手段であって、
    前記第１および第２のパルス・シーケンスが同じである
    パルス駆動手段と、 前記パルス駆動手段に結合されていて、前記１番目およ
    び２番目の送信ファイヤリング時に第１および第２のビ
    ームをそれぞれ形成する送信ビーム形成手段であって、
    前記第１および第２のビームが実質的に同じ送信焦点位
    置に集束されている送信ビーム形成手段と、 前記トランスデューサ・アレイに結合されていて、前記
    １番目の送信ファイヤリングの後に、前記複数のトラン
    スデューサ素子のうちの受信開口を形成する他の選択さ
    れたトランスデューサ素子からの第１組の受信信号から
    第１のビーム加算された受信信号を形成すると共に、前
    記２番目の送信ファイヤリングの後に、前記複数のトラ
    ンスデューサ素子のうちの前記受信開口を形成する前記
    他の選択されたトランスデューサ素子からの第２組の受
    信信号から第２のビーム加算された受信信号を形成する
    受信ビーム形成手段と、 前記第１のビーム加算された受信信号に対して第１組の
    フィルタ係数を供給すると共に、前記第２のビーム加算
    された受信信号に対して前記第１組のフィルタ係数とは
    異なる第２組のフィルタ係数を供給するフィルタ係数供
    給手段と、 前記受信ビーム形成手段の出力に結合された入力、前記
    フィルタ係数供給手段から前記第１および第２組のフィ
    ルタ係数を受け取るように結合された複数Ｍ個のフィル
    タ・タップ、並びに前記第１のビーム加算された受信信
    号と前記第１組のフィルタ係数とに依存して第１のフィ
    ルタリングされた信号を供給し且つ前記第２のビーム加
    算された受信信号と前記第２組のフィルタ係数とに依存
    して第２のフィルタリングされた信号を供給する出力を
    含んでいるフィルタと、 前記フィルタの出力に結合されていて、少なくとも前記
    第１および第２のフィルタリングされた信号を加算し
    て、ウォール・フィルタリングされた信号を形成するベ
    クトル加算器と、 前記ウォール・フィルタリングされた信号をＢモード処
    理して、Ｂモード流れ画像信号を形成する手段と、 前記Ｂモード流れ画像信号の関数である画像を表示する
    表示手段とを有していることを特徴とする、超音波反射
    体の流れをイメージングするシステム。
  2. 【請求項２】 前記第１組のフィルタ係数が所定の１組
    のフィルタ係数に第１のスカラー重み係数ａ0 を乗算す
    ることによって導き出され、また前記第２組のフィルタ
    係数が前記所定の１組のフィルタ係数に第２のスカラー
    重み係数ａ1を乗算することによって導き出されている
    請求項１記載のシステム。
  3. 【請求項３】 前記第１のスカラー重み係数ａ0 が量α
    だけ摂動されてＢモード・フィードスルーを達成する請
    求項２記載のシステム。
  4. 【請求項４】 前記所定の１組のフィルタ係数は、前記
    フィルタが実質的に基本波信号を通過させ且つ実質的に
    高調波または低調波信号を除去するように選択されてい
    る請求項２記載のシステム。
  5. 【請求項５】 前記所定の１組のフィルタ係数は、前記
    フィルタが実質的に高調波または低調波信号を通過させ
    且つ実質的に基本波信号を除去するように選択されてい
    る請求項２記載のシステム。
  6. 【請求項６】 ａ0 ＝−ａ1 である請求項２記載のシス
    テム。
  7. 【請求項７】 超音波反射体をイメージングする方法に
    おいて、 １番目の送信ファイヤリング時に第１の送信ビームを形
    成するために、第１のパルス・シーケンスにより、トラ
    ンスデューサ・アレイ内の送信開口を形成する第１組の
    トランスデューサ素子を駆動する工程と、 前記１番目の送信ファイヤリングの後に、トランスデュ
    ーサ・アレイ内の受信開口を形成する第２組のトランス
    デューサ素子から第１組のエコー信号を受信する工程
    と、 前記第１組のエコー信号から第１のビーム加算された受
    信信号を形成する工程と、 ２番目の送信ファイヤリング時に第２の送信ビームを形
    成するために、第２のパルス・シーケンスにより前記第
    １組のトランスデューサ素子を駆動する工程であって、
    前記第１および第２のパルス・シーケンスが同じであ
    り、前記第１および第２の送信ビームが実質的に同じ送
    信焦点位置に集束されている工程と、 前記２番目の送信ファイヤリングの後に、前記第２組の
    トランスデューサ素子から第２組のエコー信号を受信す
    る工程と、 前記第２組のエコー信号から第２のビーム加算された受
    信信号を形成する工程と、 前記第１のビーム加算された受信信号と第１組のフィル
    タ係数とに依存して第１のフィルタリングされた信号を
    形成する工程と、 前記第２のビーム加算された受信信号と前記第１組のフ
    ィルタ係数とは異なる第２組のフィルタ係数とに依存し
    て第２のフィルタリングされた信号を形成する工程と、 前記第１および第２のフィルタリングされた信号を加算
    して、ウォール・フィルタリングされた信号を形成する
    工程と、 前記ウォール・フィルタリングされた信号をＢモード処
    理して、Ｂモード流れ画像信号を形成する工程と、 前記Ｂモード流れ画像信号の関数である画像を表示する
    工程とを有していることを特徴とする、超音波反射体の
    流れをイメージングする方法。
  8. 【請求項８】 前記第１組のフィルタ係数が所定の１組
    のフィルタ係数に第１のスカラー重み係数ａ0 を乗算す
    ることによって導き出され、また前記第２組のフィルタ
    係数が前記所定の１組のフィルタ係数に第２のスカラー
    重み係数ａ1を乗算することによって導き出されている
    請求項８記載の方法。
  9. 【請求項９】 前記第１のスカラー重み係数ａ0 が量α
    だけ摂動されてＢモード・フィードスルーを達成する請
    求項８記載の方法。
  10. 【請求項１０】 前記所定の１組のフィルタ係数は、前
    記フィルタが実質的に基本波信号を通過させ且つ実質的
    に高調波または低調波信号を除去するように選択されて
    いる請求項８記載の方法。
  11. 【請求項１１】 前記所定の１組のフィルタ係数は、前
    記フィルタが実質的に高調波または低調波信号を通過さ
    せ且つ実質的に基本波信号を除去するように選択されて
    いる請求項８記載の方法。
  12. 【請求項１２】 ａ0 ＝−ａ1 である請求項８記載の方
    法。
  13. 【請求項１３】 超音波反射体をイメージングするシス
    テムにおいて、 複数のトランスデューサ素子を含んでいる超音波トラン
    スデューサ・アレイと、 前記トランスデューサ・アレイに結合されていて、１番
    目の送信ファイヤリング時に第１のパルス・シーケンス
    により、また２番目の送信ファイヤリング時に第２のパ
    ルス・シーケンスにより、前記複数のトランスデューサ
    素子のうちの送信開口を形成する選択されたトランスデ
    ューサ素子をパルス駆動するパルス駆動手段であって、
    前記第１および第２のパルス・シーケンスが同じである
    パルス駆動手段と、 前記パルス駆動手段に結合されていて、前記１番目およ
    び２番目の送信ファイヤリング時に第１および第２のビ
    ームをそれぞれ形成する送信ビーム形成手段であって、
    前記第１および第２のビームが実質的に同じ送信焦点位
    置に集束されている送信ビーム形成手段と、 前記トランスデューサ・アレイに結合されていて、前記
    １番目の送信ファイヤリングの後に、前記複数のトラン
    スデューサ素子のうちの受信開口を形成する他の選択さ
    れたトランスデューサ素子からの第１組の受信信号から
    第１のビーム加算された受信信号を形成すると共に、前
    記２番目の送信ファイヤリングの後に、前記複数のトラ
    ンスデューサ素子のうちの前記受信開口を形成する前記
    他の選択されたトランスデューサ素子からの第２組の受
    信信号から第２のビーム加算された受信信号を形成する
    受信ビーム形成手段と、 所定の範囲内の周波数を持つ成分を実質的に分離する分
    離手段であって、前記第１のビーム加算された受信信号
    に第１組のフィルタ係数を適用することによって第１の
    フィルタリングされた信号を形成すると共に、前記第２
    のビーム加算された受信信号に前記第１組のフィルタ係
    数とは異なる第２組のフィルタ係数を適用することによ
    って第２のフィルタリングされた信号を形成する分離手
    段と、 前記分離手段の出力に結合されていて、少なくとも前記
    第１および第２のフィルタリングされた信号を加算し
    て、ウォール・フィルタリングされた信号を形成するベ
    クトル加算器と、 前記ウォール・フィルタリングされた信号をＢモード処
    理して、Ｂモード流れ画像信号を形成する手段と、 前記Ｂモード流れ画像信号の関数である画像を表示する
    表示手段とを有していることを特徴とする、超音波反射
    体の流れをイメージングするシステム。
  14. 【請求項１４】 前記分離手段が、実質的に基本波信号
    を通過させ且つ実質的に高調波または低調波信号を除去
    するように構成されている請求項１３記載のシステム。
  15. 【請求項１５】 前記分離手段が、実質的に高調波また
    は低調波信号を通過させ且つ実質的に基本波信号を除去
    するように構成されている請求項１３記載のシステム。
  16. 【請求項１６】 超音波反射体をイメージングする方法
    において、 流れている流体中に造影剤を注入する工程と、 １番目の送信ファイヤリング時に第１の送信ビームを形
    成するために、第１のパルス・シーケンスにより、トラ
    ンスデューサ・アレイ内の送信開口を形成する第１組の
    トランスデューサ素子を駆動する工程と、 前記１番目の送信ファイヤリングの後に、トランスデュ
    ーサ・アレイ内の受信開口を形成する第２組のトランス
    デューサ素子から第１組のエコー信号を受信する工程
    と、 前記第１組のエコー信号から第１のビーム加算された受
    信信号を形成する工程と、 ２番目の送信ファイヤリング時に前記第１の送信ビーム
    と実質的に同じ送信焦点位置に集束される第２の送信ビ
    ームを形成するために、前記第１のパルス・シーケンス
    と同じ第２のパルス・シーケンスにより、前記第１組の
    トランスデューサ素子を駆動する工程と、 前記２番目の送信ファイヤリングの後に、前記第２組の
    トランスデューサ素子から第２組のエコー信号を受信す
    る工程と、 前記第２組のエコー信号から第２のビーム加算された受
    信信号を形成する工程と、 実質的に前記第１のビーム加算された受信信号の中に含
    まれている第１の調波（高調波または低調波）信号を分
    離し且つ前記第２のビーム加算された受信信号の中に含
    まれている第２の調波（高調波または低調波）信号を分
    離する工程と、 前記第１および第２の調波（高調波または低調波）信号
    を加算して、ウォール・フィルタリングされた信号を形
    成する工程と、 前記ウォール・フィルタリングされた信号をＢモード処
    理して、Ｂモード流れ画像信号を形成する工程と、 前記Ｂモード流れ画像信号の関数である画像を表示する
    工程とを有していることを特徴とする、超音波反射体の
    流れをイメージングする方法。
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