(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波撮像において、空間領域のストレイン速度をリアルタイムで測定し、表示するシステムであって、
空間領域中の注目する区域に超音波パルスを送る送信器（３）を備え、
当該の区域で超音波ビームに沿って複数の並んだ位置からのエコー信号の収集を、同じビーム方向への２つの連続するパルスの相互の時間間隔中に、異なるビーム方向からのエコー情報を収集するビーム・インタリーブ技法を用いて、行う受信器（２）を備え、
前記空間領域内の並んだ位置から収集されたエコー信号から、ストレイン速度をリアルタイムで決定するストレイン率モジュール（１４）を備え、
並んだ位置の推定されたストレイン速度を、前記空間領域に関連した空間座標において表示して、前記空間領域での前記ストレイン速度のリアルタイム画像が提供されるようにするディスプレイを備え、
前記ストレイン率モジュール（１４）には、
エコー信号に基づいて、超音波ビームに沿ったいくつかの並んだ位置についての複素パルス間相関Ｒ（ｒ）を推定するパルス間相関モジュールと、
等式Ｓ（ｒ）＝ｃｏｎｊＲ（ｒ）＊Ｒ（ｒ＋ｄｒ）に従って、半径方向距離ｄｒにわたってストレイン相関関数Ｓ（ｒ）を決定するストレイン相関モジュールと、
ＳＶ（ｒ）＝ｃ／（４πｄｒＴｆｏ）位相（Ｓ（ｒ））に従ってストレイン速度を計算するストレイン速度計算モジュールと
が備えられている超音波撮像システム。
【請求項２】
超音波撮像において、注目する組織区域のストレイン速度を測定し、表示するシステムであって、
注目する区域に対応するエコー信号を受信する受信器と、
前記エコー信号を、注目する区域内の並んだ位置に関連するドップラー信号に変換する復調器と、
エコー信号に基づいて、超音波ビームに沿ったいくつかの並んだ位置についての複素パルス間相関Ｒ（ｒ）を推定するパルス間相関モジュールと、
等式Ｓ（ｒ）＝ｃｏｎｊＲ（ｒ）＊Ｒ（ｒ＋ｄｒ）に従って、半径方向距離ｄｒにわたってストレイン相関関数Ｓ（ｒ）を決定するストレイン相関モジュールと、
ＳＶ（ｒ）＝ｃ／（４πｄｒＴｆｏ）位相（Ｓ（ｒ））に従ってストレイン速度を計算するストレイン速度計算モジュールと、
前記並んだ位置のストレイン速度画像を表示するディスプレイと
を備える超音波撮像システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
（関連出願の相互参照）
仮出願第６０／０６１，２９０号。
【０００２】
（連邦後援の研究または開発に関する言明）
該当せず。
【０００３】
（発明の背景）
本発明は、解剖学的構造及びその動きを測定して撮像する診断用超音波システムに関する。特に、本発明は超音波撮像システムに使用する、画像の局所的部分のストレイン速度を計算し、表示する信号処理方法および装置に関する。
【０００４】
最近、超音波撮像の分野で、医師が臨床的測定に組織のストレインおよびストレインの速度を使用することに関心を持つようになった。
【０００５】
「ストレイン」という用語は、検査される材料の特徴を指す。例えば、筋肉組織に関連するストレインは、筋肉組織の初期長さに対する規定された時間の間における長さの変化の比率に対応する。超音波撮像では、ストレインの変化率（例えばストレイン率、ストレイン速度など）は、着色された２次元の画像として医師に視覚的に示すことができ、色の変化が異なるストレイン速度に対応する。筋肉の区画の生活能力が、その筋肉の区画が実行する、または筋肉の区画に与えられる筋肉ストレインの量、およびストレインの一時的行動に関連することが明白になった。また、圧縮に対する抵抗に基づいて、悪性腫瘍を検出できることが判明している。
【０００６】
リアルタイムストレイン速度撮像の１つの適用範囲は心臓病学である。ストレイン速度は心筋の収縮および弛緩能力に関する直接的かつ定量的尺度を与える。先端から心筋層に沿って撮像することにより、心臓の長軸に沿った局所的ストレインの速度成分を測定することができる。局所的ストレイン速度成分の測定は、心臓壁の局所的な短縮および伸張に関する情報を与える。傍胸骨の視野からの撮像により、心臓壁に対して垂直のストレイン速度成分を探し出すことができる。心臓壁に対して垂直のストレイン速度成分を探し出すと、筋肉の局所的厚さに関する情報が与えられる。Ｍモードで、または２次元画像から測定される壁の厚さは、筋肉の生活能力について一般に使用されている尺度である。ストレイン速度を撮像すると、この厚さを直接測定することができる。例えば〜など、いくつかの心臓疾患の診断法にストレイン速度画像を加えることができる。
【０００７】
ストレイン速度撮像の別の適用例は、心臓移植である。心筋内の速度変化は、心臓移植後の拒否反応の診断にとって重要である。ストレイン速度画像は、これらの速度変化を直接表示する。
【０００８】
ストレイン速度撮像の別の適用例は非侵襲性電気生理学である。好ましい実施例は、高い空間的および時間的解像度で局所的収縮／弛緩の分布を撮像する技法について記載する。局所的収縮／弛緩の情報は、例えば、ＡＶ面のすぐ下の断面に基づいて、心室の機械的運動が活性化している場所の定位の正確な決定に使用することができる。さらに、その後の切除のために、心房から心室への異常伝導経路（Ｗｏｌｆ−Ｐａｒｋｉｎｓｏｎ−Ｗｈｉｔｅ）を位置決めすることができる。患者をカテーテル技法で治療するか、外科的技法で治療するかを決定するため、これらの経路の心筋深くでさえ、本発明ではよりよく位置決めすることができる。
【０００９】
ストレイン速度撮像の別の適用例は、心臓壁厚さの測定である。心臓診断において十分確立された方法は、Ｍモード画像を獲得し、収縮期に心筋の壁の厚さを測定する。好ましい実施例は、この壁厚さ情報を収集し、空間および時間的領域の両方において高い精度でリアルタイムの測定を実行する技法を提供する。現在の壁厚さ測定の診断における高い妥当性は、本発明で述べる撮像様式が心臓の診断のために非常に妥当な情報を含むことを示す。
【００１０】
ストレイン速度をさらに詳細に理解するため、初期長さＬ０の対象を異なる長さＬへ伸張または圧縮され、あるいはそれ自体で延びまたは縮むと仮定する。下式で定義するような１次元のストレイン、つまり
【数１】
0003539924.tif 000002
は変化の無次元記述を表す。長さＬを時間の関数と見なし、Ｌ（ｔ）＝ｒ１（ｔ）−ｒ２（ｔ）と記述すると、ストレインの時間的導関数、つまりストレイン速度は、下式を使用して求めることができる。
【数２】
0003539924.tif 000003
対象の全てのポイントの速度ｖが分かっている場合、ストレイン速度の相当する定義は、下式の通りになる。
【数３】
0003539924.tif 000004
これらの等式は、対象の変形の有用な記述も与える。等式３では、ｒは伸張または圧縮の空間的方向である。長さＬをＬ（ｔ）＝ｒ２（ｔ）−ｒ１（ｔ）およびＬ０＝Ｌ（ｔ０）と定義し、ｒ１が対象の一端までの距離、ｒ２が他端までの距離とすると、等式２と等式３との関係が分かる。等式３で示したように、ストレイン速度は実際には速度の空間的勾配である。したがって、ストレイン速度は対象の変形率を測定する。ストレイン速度がゼロであれば、対象の形状は変化しない。ストレイン速度がプラスであれば、対象の長さは増加し、ストレイン速度がマイナスであれば、対象の長さは減少する。ストレイン速度は、変化率、伸張、ストレイン率または速度ストレインとしても知られている。
【００１１】
ストレイン撮像は、現在、超音波撮像において確立された研究分野である。撮像された構造のストレインの程度は、圧力増加の前後で獲得した２次元画像の相関によって推定することができる。画像の相関に基づいて画像の変形を推定する方法の１つの欠点は、ストレインの瞬間的値がリアルタイムで計算されず、表示もされないことである。リアルタイム機能がないことは、臨床では重要な欠点である。例えば、ストレイン撮像をリアルタイムで実行できると、ストレイン撮像を伸張超音波により効果的に適用したり、対話式検査様式として使用することができ、撮像された構造に適用された圧力勾配に従い、組織の圧縮性の異常をリアルタイムで視覚化することができる。
【００１２】
無線周波数（ＲＦ）Ｍモード獲得に基づいて、局所的心筋ストレイン速度を推定するため、位置追跡方法が提案されている。位置追跡法は、Ｈ．Ｋａｎａｉ、Ｈ．Ｈａｓｅｇａｗａ、Ｎ．Ｃｈｕｂａｃｈｉ、Ｙ．ＫｏｉｗａおよびＭ．Ｔａｎａｋａの「Ｎｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ  ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｌｏｃａｌ  ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ  ａｎｄ  ｉｔｓ  ｃｏｌｏｒ−ｃｏｄｅｄ  ｉｍａｇｉｎｇ」（ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓ．ｏｎ  Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ，Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ  ａｎｄ  Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  Ｃｏｎｔｒｏｌ，ｖｏｌ．４４，ｐｐ．７５２−７６８，１９９７）に記載されている。しかし、Ｋａｎａｉその他の論文に記載された方法は、時間的解像度が低品質で、計算費用が高く、そのためリアルタイムの撮像が困難かつ費用がかかるという欠点を有する。さらに、Ｋａｎａｉその他の論文に記載された方法は、手動のＭモード技法であり、リアルタイムの２次元ストレイン画像のベースを形成するにはそれほど適していない。また、ストレイン速度は、速度推定の導関数であり、したがって非常にノイズに敏感である。組織の速度撮像に固有の基本的な速度のエイリアシング問題により、ノイズの克服が困難になる。エイリアシングのために、観察時間を大きくできるほど十分に低い率でパルス反復周波数を設定できないからである。観察時間を増加できれば、ストレイン速度画像のノイズに対する頑丈さを大幅に改善することができる。
【００１３】
上記で特定した困難を克服するため、改良された超音波システムに対する要求が現在もある。この要求に応じることが、本発明の目的である。
【００１４】
（発明の概要）
ストレイン速度を計算し、表示することができる超音波システムを提供することが、本発明の好ましい実施形態の目的である。
【００１５】
リアルタイムでストレイン速度を計算し、表示することができる超音波システムを提供することが、好ましい実施形態のさらなる目的である。
【００１６】
完全な２次元領域のストレイン速度を表示することができる超音波システムを提供することが、好ましい実施形態のさらなる目的である。
【００１７】
ストレイン速度を表示し、なお組織の速度の撮像に固有の基本的な速度のエイリアシングの問題を克服する超音波システムを提供することが、好ましい実施形態の別の目的である。
【００１８】
ノイズに対する頑丈さが高く、ストレイン速度をリアルタイムで撮像する超音波システムを提供することが、好ましい実施形態の別の目的である。
【００１９】
高い時間的解像度で、ストレイン速度をリアルタイムで撮像する超音波システムを提供することが、好ましい実施形態の別の目的である。
【００２０】
計算面で効率が良く、経済的な方法でストレイン速度をリアルタイムで撮像する超音波システムを提供することが、好ましい実施形態の別の目的である。
【００２１】
いくつかの表示フォーマットでストレイン速度を表示する超音波システムを提供することが、好ましい実施形態のさらに別の目的である。
【００２２】
本発明の以上およびその他の目的は、リアルタイムでストレイン速度を計算し、表示する超音波システムおよび方法によって達成される。画像の各ポイントの速度は、走査線に沿ったサンプル・ポイントでパルス間のドップラーシフトを測定し、ドップラーシフトに基づいて組織の速度を計算することによって決定される。次に、ストレイン速度を対応する走査線に沿った組織の速度の勾配として推定する。組織の速度の勾配は、所定の距離にわたる速度差の測定、または走査線に沿った速度変動の傾斜を推定する線形回帰法によって推定される。
【００２３】
ビーム・インタリーブ技法を使用して、画像の合計データ収集時間を短縮することなく、パルス繰返し周波数（ＰＲＦ）を下げる。これにより小さい速度差の正確な推定が可能になる。しかし、ＰＲＦが低い場合は、ドップラーシフトがＰＲＦ／２を超えると周波数のエイリアシングが生じ、速度の推定に大きい誤差を生じることがある。
【００２４】
本発明の１つの実施形態は、周波数のエイリアシング効果の影響を受けずに、画像の２点間のドップラーシフトの差を直接演繹する方法を提供する。周波数のエイリアシングに影響を受けない方法でドップラーシフトの差を演繹することにより、高いフレーム率を妥協することなく、ストレイン速度の推定の大幅な改善が獲得される。
【００２５】
推定したストレイン速度画像の結果は、組織の速度撮像と同じ方法で、つまりカラー・コード化されたビデオ画像、カラー・コード化されたＭモード、または単一サンプル・ボリュームの経時変化曲線として提示される。カラー・コード化された画像は、Ｂモードの組織画像とストレイン速度の画像との混合でよい。Ｂモードの組織画像は、ストレイン速度画像で検出された異常の解剖学的基準を提供する。
【００２６】
本発明の他の目的、特徴および利点は、添付の図面および以下の詳細な記述から明白になる。
【００２７】
（好ましい実施形態の詳細な説明）
リアルタイムでストレイン速度測定値を生成する方法および装置について述べる。以下の記述では、本発明の好ましい実施形態を徹底的に理解するため、多数の特定の詳細を示す。しかし、本発明はこれらの特定の詳細なしで実践できることが、当業者には明白である。
【００２８】
図１に本発明の好ましい実施形態による超音波撮像システムのブロック図を示す。超音波トランスデューサ５がパルス状超音波ビーム６を体内に放射する。送信機３がトランスデューサ５を駆動してパルス状超音波ビーム６を放射させる。超音波パルスは、筋肉組織などの体内の構造から後方散乱して、トランスデューサ５に戻り、それに検出される。図１参照。受信器２がエコーを検出する。エコーは受信器２から複合復調段階１２および組織処理段階１１に渡される。複合復調段階１２は、エコー信号を復調し、エコー信号を表すＩ、Ｑデータ対を形成する。
【００２９】
復調されたＩ、Ｑデータ対は複合ドップラー信号であり、ストレイン計算段階１４に渡され、これは以下で説明するようにストレイン速度の計算を実行する。複合ドップラー信号は、カラー画像の当該の区域で選択された範囲に関する。複合ドップラー信号は、通常、ドップラーシフトの推定に使用するデータ・サンプルの区画を備える。エコー信号は組織処理段階１１にも渡され、これはＢモード処理などの処理を実行し、走査された解剖学的構造の２次元または３次元画像を形成する。
【００３０】
次に、ストレイン計算段階１４がストレイン速度を計算するため実行する技法について検討する。ストレイン計算段階１４は、下式により、２点ｒおよびｒ＋ｄｒにおける組織の速度ｖ（ｒ）の推定から、速度ＳＶ（ｒ）を計算する。ＳＶ（ｒ）＝（ｖ（ｒ＋ｄｒ）−ｖ（ｒ））／ｄｒ                  （４）
【００３１】
ストレイン計算段階１４は、データ点ｒおよびｒ＋ｄｒに関連するエコー信号の復調された複合ドップラー信号に基づいて、組織の速度ｖ（ｒ）およびｖ（ｒ＋ｄｒ）を推定する。ストレイン計算段階１４は、知られているいくつかの技法のいずれかを使用して、組織の速度ｖ（ｒ）およびｖ（ｒ＋ｄｒ）を計算することができる。あるいは、ストレイン計算段階１４は、推定した組織の速度の線形回帰分析に基づいて、速度勾配とも呼ばれるストレイン速度ＳＶ（ｒ）を計算することができる。
【００３２】
あるいは、ストレイン計算段階１４は、組織の速度を最初に計算せずに、ストレイン速度を直接計算する。ストレイン速度は、複素数相関関数の位相変化に基づいて、直接計算することができ、これは以下で述べる「自己相関法」に使用される。
【００３３】
ストレイン速度の計算時には、ストレイン計算段階１４がフィルタリング技法を使用して、より頑強な半径組織の速度勾配の推定を獲得することができる。このようなフィルタの例が、Ｐ．Ｓａｉｎｔ−Ｍａｒｃ、Ｊ．ＣｈｅｎおよびＧ．Ｍｅｄｉｏｎｉの「Ａｄａｐｔｉｖｅ  ｓｍｏｏｔｈｉｎｇ：  Ａ  ｇｅｎｅｒａｌ  ｔｏｏｌ  ｆｏｒ  ｅａｒｌｙ  ｖｉｓｉｏｎ」（ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓ．ｏｎ  Ｐａｔｔｅｒｎ  Ａｎａｌ．ａｎｄ  Ｍａｃｈｉｎｅ  Ｉｎｔｅｌｌ．，１３（６），Ｊｕｎｅ  １９９１）で与えられている。適応平滑フィルタは、血液／組織など、異なる組織間の誤った速度勾配を回避する。ストレイン計算段階１４の適応平滑フィルタは、時間区分的に一定のストレイン速度値も生成する。これらの適応平滑化の特性により、この技法を、ストレイン計算段階１４が形成したストレイン速度値の頑強さを上げるため、包括的な空間および時間的フィルタリングに適用することができる。
【００３４】
次に、システムが自己相関を使用して組織の速度を推定する実施形態について述べる。任意選択で、相関関数は、空間的に隣接する範囲および／またはベクトルと平均化して、推定のばらつきを減少させることができる。次に、平均化した相関関数の角度からドップラーシフトを計算する。
【００３５】
ドップラーシフトの計算に使用する相関関数は、知られているいくつかの関数のいずれかで計算することができる。例えば、超音波血流速度測定の自己相関法が、Ｃ．Ｋａｓａｉ、Ｋ．Ｎａｍｅｋａｗａ、Ａ．ＫｏｙａｎｏおよびＲ．Ｏｍｏｔｏの「Ｒｅａｌ−Ｔｉｍｅ  Ｔｗｏ−Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ  ＢｌｏｏｄＦｌｏｗ  Ｉｍａｇｉｎｇ  Ｕｓｉｎｇ  ａｎ  Ａｕｔｏｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ  Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ」（ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓ．Ｓｏｎｉｃｓ  Ｕｌｔｒａｓ．，ｖｏｌ．ＳＵ−３２．ｐｐ．４５８−４６４（１９８５））に見られる。組織の速度撮像の別の自己相関法が、Ｗ．Ｎ．ＭｃＤｉｃｋｅｎ、Ｇ．Ｒ．ＳｕｔｈｅｒｌａｎｄおよびＣ．Ｍ．Ｍｏｒａｎの「Ｃｏｌｏｒ  Ｄｏｐｐｌｅｒｖｅｌｏｃｉｔｙ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｍｙｏｃａｒｄｉｕｍ」（Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ  Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．，ｖｏｌ．１８，ｎｏｓ６／７，ｐｐ．６５１−６５４，（１９９２））に記載されている。
【００３６】
より詳細には、速度ｖはまず複合ドップラー信号パケットｘ（ｒ，ｔ）からパルス間相関関数を獲得して計算することができる。ここでｔ＝１、・・・、Ｎである。
【数４】
0003539924.tif 000005
ここでｃｏｎｊ（）は複素共役を意味する。等式（５）で、ドップラー信号パワーＰ、さらに複合自己相関Ｒが与えられる。
【００３７】
任意選択で、相関演算を実行する前に、ストレイン計算段階１４は複合ドップラー信号を回帰壁フィルタなどのクラッタ抑制にかけることができる。壁フィルタの目的は、音響ノイズからの信号を抑制することであり、これは往々にして測定された対象からの信号より低いドップラーシフトを有する。この形態のフィルタで生じることがある速度推定の系統的誤差を避けることが好ましい。これらの問題は、Ｈ．Ｔｏｒｐの「Ｃｌｕｔｔｅｒ  ｒｅｊｅｃｔｉｏｎ  ｆｉｌｔｅｒｓ  ｉｎ  Ｃｏｌｏｒ  Ｆｌｏｗ  Ｉｍａｇｉｎｇ：  Ａ  ｔｈｅｏｒｅｔｉｃａｌ  Ａｐｐｒｏａｃｈ」（ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓ．ｏｎ  Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ，Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ，ａｎｄ  Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  ｃｏｎｔｒｏｌ，ｖｏｌ．４４，１９９７）で検討されている。クラッタ抑制の程度は調節可能であり、状況によっては、音響ノイズ・レベルが低い場合、クラッタ・フィルタを削除してもよい。
【００３８】
速度はＲの位相角度から獲得される。
ｖ（ｒ）＝ｃ／２  ｆｏ  ｐｈａｓｅ（Ｒ（ｒ））／２πＴ          （６）
ここでｃ＝音速、Ｔは連続するパルス間の時間である。速度ｖ（ｒ）を計算したら、先の相関関数を速度ｖ（ｒ＋ｄｒ）で繰り返す。ここでｄｒは推定アルゴリズムのパラメータである増分距離である。ｄｒの値が増加すると空間的解像度が低下するが、ストレイン速度推定の精度が改善される。次に、上記の等式（４）に従ってストレイン速度ＳＶ（ｒ）を計算する。
【００３９】
相関関数を使用する場合は、速度がナイキストの限界を超えないことが好ましい。これは、速度の大きさがナイキスト速度限界を超えた場合に発生する。これは位相（Ｒ）＝πに相当する。
Ｖｎｙｑｙｕｉｓｔ＝ｃ／（４＊ｆｏ＊Ｔ）＝ｃ＊ＰＲＦ／（４ｆｏ）        （７）
【００４０】
次に、ストレイン計算段階１４がストレイン速度を直接測定する代替実施形態を図２に関連して述べる。ストレイン速度は、距離ｄｒで分離された画像の異なる２点における相関値の位相差から直接求めることができる。図２参照のこと。相関値Ｒ１＝Ｒ（ｒ）およびＲ２＝Ｒ（ｒ＋ｄｒ）は、ストレイン計算段階１４が等式（５）を使用して計算する。受信器２は、２つの並んだ位置２１および２２内で対応する領域について、少なくとも２つの連続するエコー信号を記録する。複合復調器１２は、エコー信号をデータ・サンプルの信号パケット２４および２５に変換する。ストレイン計算段階１４は、パケット２４および２５から複素相関関数Ｒ１およびＲ２、およびパワーＰ１およびＰ２を計算する。ストレイン計算段階１４は、ストレイン相関Ｓを計算する算数モジュール２６を含む。次に、Ｒ２とＲ１の共役との間の複素数積を形成する。その結果得られた複素数Ｓは、Ｒ２とＲ１との位相角度間の差に等しい位相角を有する。
Ｓ（ｒ）＝ｃｏｎｊ（Ｒ（ｒ））＊Ｒ（ｒ＋ｄｒ）                  （８）
【００４１】
「ストレイン相関関数」Ｓ（ｒ）は、推定のばらつきを小さくするため、ビーム方向でも、隣接するビーム間でも平均化することができる。
【００４２】
図２は、走査線２３に沿った２つの並んだ位置２１および２２を含む扇形走査２０を示す。「ストレイン相関」Ｓは、Ｓ＝ｃｏｎｊ（Ｒ１）＊Ｒ２として計算され、Ｓの角度は、並んだ位置２１と２２間のドップラーシフトの差に対応する。
【００４３】
ストレイン計算段階１４は、ストレイン速度モジュール２７および信頼性指標モジュール２８も含む。ストレイン計算モジュール２７は、以下の式を用いて、ストレイン相関関数からストレイン速度ＳＶ（ｒ）を計算する。
ＳＶ（ｒ）＝ｃ／（４πｄｒＴｆｏ）ｐｈａｓｅ（Ｓ（ｒ））        （９）
【００４４】
通常、速度の差ｖ（ｒ＋ｄｒ）−ｖ（ｒ）は、個々の各速度よりはるかに小さい。したがって、位相（Ｓ）＝πである場合に発生するナイキストのストレイン限界
ＳＶｎｙｑｕｉｓｔ＝Ｖｎｙｑｕｉｓｔ／ｄｒ                    （１０）は、達成される可能性がはるかに低い。
【００４５】
ストレイン速度測定の直接的方法を使用することの利点は、以下の心臓への典型的な適用例から明白である。つまり、最大心筋速度は、通常、０．１ｍ／ｓ、最高ストレイン速度は２．０（ｍ／ｓ）／ｍである。ｆｏ＝４ＭＨｚで、ＰＲＦは速度のエイリアシングを回避するため、少なくとも１ｋＨｚでなければならない。ｄｒ＝８の場合は、ストレイン速度のエイリアシングを回避する最少ＰＲＦは１６０Ｈｚである。係数６でＰＲＦを低下させることにより、推定誤差の同様の減少を獲得することができる。
【００４６】
図３Ａおよび図３Ｂでは、ＰＲＦを減少させたことの効果を示す。図３Ａおよび図３Ｂは、２つの異なるＰＲＦについて、複素平面における相関値Ｒ１およびＲ２を示す。円は、真値に周囲にあるＲ１およびＲ２のランダムな変動を示す。図３Ｂでは、ＰＲＦは係数２だけ低下する。Ｒ１およびＲ２の角度は、ファクター２だけ増加し、エイリアシングの誤差が発生する（つまり位相（Ｒ）＞πによる）。しかし、角度差のため、なお正確なドップラーシフト差が与えられ（つまり位相（Ｓ）＜πによる）、ＳＶ推定のランダムな誤差が減少する。
【００４７】
画像の一部に、よりカオス的な動作が発生することがあり、これによってストレイン速度の測定が困難になる。信頼性指数モジュール２８は、ストレイン速度計算の信頼性を示す指数を計算することにより、カオス的運動を修正する。
【００４８】
信頼性指数モジュールは、以下の信頼性指数ｒｉ（ｒ）を使用してもよい。
ｒｉ（ｒ）＝ａｂｓ（Ｓ（ｒ））／（Ｐ（ｒ）＊Ｐ（ｒ＋ｄｒ））  （１１）
信頼性指数を閾値と比較し、表示からノイズの多いＳＶ値を除去する。信頼性指数は、例えばｒｉ値が低い場合に色の彩度を低下させることにより、ストレイン速度の表示に使用するカラー・スケールの変調（または修正）にも使用することができる。
【００４９】
本発明の好ましい実施形態は、ビーム・インタリーブを使用するシステムで実現してもよい。速度の撮像には、同じビーム方向の１つまたは複数のパルスが、速度を測定できる必要がある。その結果は、ビームに沿った各範囲点の信号サンプルのパケットであり、パケット・サイズＮはパルスの数と等しい。したがってＮ＞＝２である。この信号パケット（複合復調後）はドップラー信号である。パルス間の時間は、パルス繰返し時間と呼ばれ、その逆数はパルス繰返し周波数（ＰＲＦ）と呼ばれる。したがって、移動する対象の総観察時間はＮ／ＰＲＦである。概して、速度推定の誤差は、観察時間が増加すると減少する。これは、パケット・サイズを大きくするか、ＰＲＦを小さくすることによって達成することができる。両方の場合で、獲得時間およびフレーム率が減少する。ビーム・インタリーブは、Ｍ個のパルス（インタリーブ・サイズ）がＮサイクルで異なるビーム方向に順次送信される技法である。この方法で、ＰＲＦは、画像の総獲得時間を増加させることなく、係数Ｍだけ低下し、したがってＰＲＦに関係なくフレーム率を一定に維持する。
【００５０】
最も極端な状態は、インタリーブ・サイズＭが画像のビーム数と等しい場合に発生する。この場合、パケット・サイズをＮ＝１と設定することができ、ドップラー信号はフレームのリアルタイム・シーケンスでフレームごとに１つの信号サンプルを採取することによって獲得することができる。したがってＰＲＦはフレーム率と等しく、画像の各点の分析にドップラー信号サンプルの連続的流れを使用することができる。これで、ストレインの計算は、信号パケットの重なりの程度を任意にした状態で、任意の長さの「時間スライド」信号パケットで実行することができる。
【００５１】
本発明の好ましい実施形態は、Ｂモード撮像を実施するシステムで実現してもよい。別個のパルスを使用してＢモードの組織画像を生成し、組織の速度画像またはストレイン速度画像より高い解像度で組織画像を獲得することができる。つまりパルスが短く、走査線の数が多い。
【００５２】
しかし別法として、Ｂモード画像は、ストレイン速度画像と同じパルスから獲得することができる。ＰＲＦ要件が低い場合、相関はフレーム間で実行する。これで、等価ＰＲＦはフレーム率と等しい。フレーム率は、「複線収集」（ＭＬＡ）を適用することによって、さらに増加することができる。この技法により、送信されたパルスごとに２つ以上の受信器ビームを受信することができる。通常、わずかに広い超音波ビームを送信し、受信器のビーム形成器が、送信ビームの開角以内で２つ以上の異なるビーム方向からの信号を受信し、分離するよう設定する。この方法で、送信ビームの方向数を制限することにより、フレーム率の増加を獲得することができる。
【００５３】
本発明の好ましい実施形態は、高調波撮像を提供するシステムで実現してもよい。送信された信号周波数の第２高調波周波数を表示に使用する高調波撮像（つまりオクターブ撮像）は、Ｂモード画像でノイズ・アーティファクトを減少させることが示されている。この技法は、３つの方法で本発明の好ましい実施形態と組み合わせることができる。第１は、上述したように、ストレイン画像と組み合わせて高調波Ｂモード組織画像を使用し、第２は、ストレイン速度の計算の基準として受信信号の高調波部分を使用する、第３は、この第１の方法と第２の方法と組み合わせる。
【００５４】
血管内撮像はこれまで、主に組織撮像に制限されてきた。血管内撮像に組織の速度撮像を適用すると、カテーテルに対する血管壁の動作に関する情報を提供することができる。
【００５５】
図４は、血管内超音波画像の例を示す。カテーテル４０は、通常、円形の画像４１を得る。画像内に、血管内腔と血管壁との間の境界面４２がある。サンプル点４３および４４は、図２の点２１および２２に対応する。同様に、サンプル点４５および４６は図２の点２１および２２に対応する。カテーテル４０に対する４３のような所与のサンプル点の半径方向の動きは、組織の速度撮像によって正確に測定することができる。さらに、サンプル点４３の位置は、速度測定値に連続する画像フレーム間の時間遅延を掛けた値に従ってサンプル・ボリュームの位置を変更すると、サンプル点４３の位置を時間に応じて半径方向に追跡することができる。これを、血管壁上に正反対に配置した２点（４３および４５）で繰り返すと、血管直径の変化を非常に高い感度で推定することができる。同様に、上記の分析を全半径方向で繰り返すと、血管面積の変化を監視することができる。血管の直径／面積の変化は、単独で、または圧力などの補助情報と一緒に使用して、血管の重要な生理学的パラメータを推定することができる。本特許で述べるストレイン速度撮像は、血管壁の圧縮性の撮像に使用することができる。これは、種々のタイプの軟性および硬い斑を区別するのに、非常に重要になる可能性がある。
【００５６】
ストレイン速度撮像は、皮膚に当てたプローブへの圧力を増加させることにより、身体の柔らかい部分でも実行することができる。これで、この組織は圧縮されるが、硬い領域は軟らかい領域ほど圧縮されない。この差がストレイン速度画像に現れる。このタイプの撮像は、例えば胸部、前立腺、甲状腺または肝臓の腫瘍を探す場合に実行することができる。腫瘍は往々にして、正常な組織より圧縮性が低いからである。
【００５７】
以上の明細書で、本発明をその特定の例示的実施形態に関して述べてきた。しかし、添付の特許請求の範囲で述べるような本発明のより広い精神および範囲から逸脱することなく、種々の修正および変更を行えることは明白である。したがって、明細書および図面は、制限的意味ではなく例示的意味で考えられるものとする。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の好ましい実施形態による超音波システムの図である。
【図２】本発明の好ましい実施形態による走査線に沿った２つの並んだ位置からの例示的な信号パケットｘ１およびｘ２の図である。
【図３】２つの異なるパルス繰返し周波数（ＰＲＦ）の複素平面における相関値Ｒ１およびＲ２の図である。
【図４】本発明の好ましい実施形態により生成した血管内超音波画像の例の図である。
【図１】
0003539924.tif 000006
【図２】
0003539924.tif 000007
【図３Ａ】
0003539924.tif 000008
【図３Ｂ】
0003539924.tif 000009
【図４】
0003539924.tif 000010