(57)【要約】生物組織を画像化する半侵襲型超音波画像化システムが、二次元超音波トランスジューサアレイに接続された経食道プローブ又は経鼻、経食道プローブと、送信ビーム形成器と、受信ビーム形成器と、画像発生器とを含んでいる。上記二次元トランスジューサアレイは、上記プローブの長尺胴部の遠端部に配置されている。上記送信ビーム形成器は上記トランスジューサアレイに接続され、方位的及び仰角的向きにより規定される選択されたパターンにわたって幾つかの超音波ビームを送信するように構成されている。上記受信ビーム形成器は上記トランスジューサアレイに接続され、選択された組織ボリュームにわたって反射されたエコーから超音波データを得るように構成されている。上記組織ボリュームは、上記方位的及び仰角的向き並びに選択された走査レンジにより規定される。上記受信ビーム形成器は、上記の得られた超音波データから画像データを合成するように構成されている。上記画像発生器は上記画像データを入力して、画像表示器上に表示される画像を発生する。好ましくは、該画像発生器は、上記画像データから、上記の選択された組織ボリュームにかわる幾つかの正投影を発生するように構成される。
2005507273.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生物組織を画像化する半侵襲型超音波画像化システムにおいて、
二次元超音波トランスジューサアレイを有するような遠端を備える長尺胴部を含むプローブと、
前記トランスジューサアレイに接続され、選択された方位範囲及び選択された仰角範囲の位置にわたり幾つかの超音波ビームを送信するように構成された送信ビーム形成器と、
前記トランスジューサアレイに接続され、放射された前記超音波ビームと選択されたセクタ走査深度とにより示される選択された組織ボリュームにわたって反射されるエコーから超音波データを収集すると共に該収集された超音波データから画像データを合成するように構成された受信ビーム形成器と、
前記画像データを入力すると共に、画像表示器上に表示される前記選択された組織ボリュームの少なくとも１つの画像を発生するように構成された画像発生器と、
を有することを特徴とする超音波画像化システム。
【請求項２】
請求項１に記載の超音波画像化システムにおいて、前記画像発生器は前記画像データから前記選択された組織ボリュームにわたる少なくとも２つの正投影画像を発生するように構成され、前記画像表示器は前記少なくとも２つの投影画像を表示するように構成されていることを特徴とする超音波画像化システム。
【請求項３】
請求項１に記載の超音波画像化システムにおいて、表面検出器と制御プロセッサとを更に含み、前記表面検出器は前記制御プロセッサから画像パラメータを入力すると共に前記画像データから表面データを発生するように構成され、前記画像発生器は前記表面データから前記画像表示器上に表示するための投影画像を発生するように構成されていることを特徴とする超音波画像化システム。
【請求項４】
請求項３に記載の超音波画像化システムにおいて、前記表面検出器はＢ走査境界検出器であり、前記画像発生器は前記画像データ及び前記表面データから前記投影画像を含む平面画像を発生するように構成されていることを特徴とする超音波画像化システム。
【請求項５】
請求項４に記載の超音波画像化システムにおいて、前記画像発生器は、前記画像データ及び前記表面データから、各々が前記平面画像及び前記投影画像を含むような少なくとも２つの正投影画像を発生するように構成されていることを特徴とする超音波画像化システム。
【請求項６】
請求項３に記載の超音波画像化システムにおいて、前記表面検出器はＣ走査境界検出器であり、前記画像発生器はＣ走査画像を発生するように構成されていることを特徴とする超音波画像化システム。
【請求項７】
請求項１に記載の超音波画像化システムにおいて、前記トランスジューサアレイ及び前記ビーム形成器はフェーズドアレイモードで動作すると共に、各々が指定された仰角位置を持つ幾つかの画像セクタに関して前記選択された方位範囲にわたり前記超音波データを収集するように構成されていることを特徴とする超音波画像化システム。
【請求項８】
請求項１に記載の超音波画像化システムにおいて、前記トランスジューサアレイは前記送信ビーム形成器及び前記受信ビーム形成器に接続された複数のサブアレイを含んでいることを特徴とする超音波画像化システム。
【請求項９】
請求項１に記載の超音波画像化システムにおいて、前記プローブは、該プローブの関節領域と共動するように構成されると共に関心のある組織領域に対して前記トランスジューサアレイを向けた後に該アレイをその位置にロックするように構成されたロック機構を含んでいることを特徴とする超音波画像化システム。
【請求項１０】
請求項２に記載の超音波画像化システムにおいて、ユーザにより供給されるデータに基づいて前記超音波ビームの前記送信を制御すると共に前記画像データの前記合成を制御するように配置及び構成された制御プロセッサを更に含んでいることを特徴とする超音波画像化システム。
【請求項１１】
請求項２に記載の超音波画像化システムにおいて、前記画像発生器は、前記少なくとも２つの正投影画像を発生するように構成された少なくとも１つの画像補間プロセッサと、前記少なくとも２つの正投影画像に関連する少なくとも２つのアイコンを発生するように構成された少なくとも１つのアイコン発生器と、組織境界を検出するように構成及び配置された少なくとも１つの境界検出器とを含むことを特徴とする超音波画像化システム。
【請求項１２】
半侵襲型超音波画像化方法において、
プローブを食道に導入すると共に、二次元超音波トランスジューサアレイを関心のある組織領域に対して選択された向きで位置させるステップと、
前記トランスジューサアレイから複数の送信走査ライン上に、選択された方位範囲及び選択された仰角範囲の位置にわたり超音波ビームを送信するステップと、
前記トランスジューサアレイにより、前記方位範囲、前記仰角範囲及び選択されたセクタ走査深度により示される選択された組織ボリュームから反射されるエコーから超音波データを収集すると共に、該収集された超音波データから画像データを合成するステップと、
前記画像データから、前記選択された組織ボリュームの少なくとも１つの画像を発生するステップと、
前記発生された画像を表示するステップと、
を有することを特徴とする超音波画像化方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、半侵襲型（semi-invasive）超音波画像化システムに係り、更に詳細には、患者の内部の三次元解剖学的構造を視覚化するための幾つかの二次元平面（plane view）及び投影画像(projection view)を提供するような経食道画像化システム及び経鼻、経食道画像化システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
非侵襲型、半侵襲型及び侵襲型超音波画像化は、人体内の心臓構造、腹臓器、胎児及び維管束（血管）系のような組織構造を見るために広く使用されている。半侵襲型システムは経食道画像化システムを含み、侵襲型システムは血管内画像化システムを含む。組織のタイプ及び位置に依存して、異なるシステムが内部生物組織に対する一層良好なアクセス又は斯かる組織の改善された視野を提供する。
【０００３】
一般的に、超音波画像化システムは、複数チャンネル送信及び受信ビーム形成器に接続されたトランスジューサアレイを含んでいる。上記送信ビーム形成器は、電気パルスを個々のトランスジューサに所定のタイミングシーケンスで印加して、当該アレイから所定の方向に伝搬するような送信ビームを発生する。これら送信ビームが人体を通過する際に、異なる音響特性を有する組織構造から音響エネルギの一部が上記トランスジューサアレイに反射されて戻る。受信トランスジューサ（受信モードで動作している上記送信トランスジューサであり得る）は、上記の反射された圧力パルスを対応する電気ＲＦ信号に変換し、これら信号は上記受信ビーム形成器に供給される。反射点から個々のトランスジューサまでの異なる距離により、上記の反射された音波は個々のトランスジューサに異なる時点で到達し、かくして、上記ＲＦ信号は異なる位相を有する。
【０００４】
上記受信ビーム形成器は、加算器に接続された補償遅延エレメントを備える複数の処理チャンネルを有している。該受信ビーム形成器は各チャンネルに対して遅延値を選択し、選択された焦点から反射されたエコーを合成する。結果として、遅延された信号が加算されると、この点に対応する信号から強い信号が生成される。しかしながら、異なる時点に対応する異なる点から到達する信号は、ランダムな位相関係を有し、従って相殺的に干渉する。上記受信ビーム形成器は、当該トランスジューサアレイに対する受信ビームの向きを制御するように相対遅延を選択する。このように、該受信ビーム形成器は所望の向きを有するように受信ビームを動的に操縦（ステアリング）することができ、これらビームを所望の深度に収束させることができる。これにより、該超音波シーケンスは音響データを得る。
【０００５】
組織構造をリアルタイムで見るために、種々の超音波システムが二次元又は三次元画像を発生するために使用されている。典型的な超音波画像化システムは、患者の身体に適用されるトランスジューサアレイの面に垂直であるような二次元画像面を得る。三次元画像を生成するために、該超音波システムは、例えば一次元（又は１.５次元）トランスジューサアレイを幾つかの位置にわたり移動させることにより三次元ボリューム（容積）にわたる音響データを得なければならない。他の例として、二次元トランスジューサアレイが、複数の画像面にわたる走査データを得ることができる。各々の場合において、当該システムは三次元画像を再生するために上記画像面データを記憶する。しかしながら、心臓のような運動する臓器を画像化するためには、上記データを素早く得ると共に可能な限り速く画像を発生することが重要である。このことは、高フレームレート（即ち、単位時間当たりに発生される画像の数）及び画像データの高速処理を必要とする。しかしながら、空間的走査（例えば、一次元アレイを幾つかの位置にわたり移動させる場合）は瞬間的なものではない。このように、運動する臓器を画像化する場合、時間的次元が３つの空間次元と絡み合う。
【０００６】
幾つかの超音波システムが、データ収集、ボリューム再生及び画像視覚化により三次元画像を発生するために使用されている。典型的な超音波システムは、患者の目標の組織をトランスジューサプローブにより走査することにより、且つ、複数のデータのフレームを入力することによりデータを収集する。該システムは、各フレームに関して、前フレーム、基準フレーム又は基準位置に対する位置及び向きの指示子（indicator）を導出する。次いで、該システムは上記フレームデータ及び各フレームに関する対応する指示子を、ボリューム再生及び画像視覚化処理のための入力として使用する。該三次元（３Ｄ）超音波システムは、登録された画像フレームのシーケンス内の各画像フレームがあるような基準座標系を定義することにより、ボリューム再生を実行する。該基準座標系は３Ｄ画像を発生するために使用されるべき全ての画像面を含む三次元ボリュームに対する座標系である。第１画像フレームが上記基準座標系（従って、３Ｄボリューム）を規定するために使用され、該座標系は、３つの球面軸（rv, Θv 及びφv軸）又は３つの直交軸（即ち、xv, yv及びzv軸）を有している。各画像フレームは２Ｄスライス（即ち、平面画像）であり、２つの極軸（即ち、ri及びΘi軸）又は２つの直交軸（即ち、xi及びyi軸）を有し、ここで、ｉはｉ番目の画像フレームである。このように、画像面内の各サンプル点は、斯様な画像面用の画像面座標系内の画像面座標を有している。基準座標系内にサンプルを登録するために、適切な画像面座標系内のサンプル点座標は、基準座標系に転位（transpose）される。画像面サンプルが基準座標系の特定の整数座標で発生しないならば、当該システムは補間を実行して、該画像面サンプルを最も近い基準座標系の点の間に分配する。
【０００７】
サンプルデータ又は該サンプルデータから導出された補間値を記憶するために上記システムはメモリアドレス空間を割り当て、該空間においてメモリを基準座標系にマッピングすることができる。このようにして、所与の基準ボリュームスライスの所与の行に関する値（例えば、ｚ軸に沿ってとられる）値を連続したアドレスロケーションに記憶することができる。また、斯様なスライスにおける隣接する行に関する値は、隣接する第１メモリ空間に記憶することができる。該システムは、６個のオフセットを具現化する変換マトリクスを計算することにより、増分再生を実行する。ｘ方向に（画像の行に沿って）ｘ、ｙ及びｚ座標を計算するために３つのオフセットが存在し、ｙ方向に（該画像の列に沿って）ｘ、ｙ及びｚ座標を計算するために３つのオフセットが存在する。次いで、当該システムは再生ボリュームの角（隅）を計算し、これら角を境界を接するボリュームの座標と比較する。次に、該システムは境界を接する座標及び得られた画像の交差部分を決定し、これらを当該画像座標系に変換して戻す。これは、幾つかのデジタル信号プロセッサを使用して実行することができる。
【０００８】
更に、上記システムは上記再生ボリュームの現状態の正投影（orthogonal projection）を計算することができる。正投影は、レンダリングするために、より単純な計算を使用する（基準座標系から表示される画像ラスタ座標系へ変換するために補間は計算する必要はない）。該システムは最大輝度投影（ＭＩＰ）レンダリング法を使用することができ、該レンダリング法においては光線が当該容量の深さに沿って投じられ、出会う最大値が当該光線に対して投影された値（例えば、２Ｄ画像投影上の所与のラスタ点に対するピクセルを導出するために使用される値）となる。該システムは、目標ボリュームをリアルタイムで増分的に再生し、表示する。操作者は、目標ボリューム及び走査の有効性をリアルタイムで見ることができ、表示される画像を所望の領域を入念に繰り返し走査することにより改善することができる。また、操作者は新たな視角でのボリュームの再生を再開することもできる。
【０００９】
画像視覚化処理は、上記３Ｄボリュームの２Ｄ画像投影を時間にわたり導出して、回転画像又は新たな視角での画像を発生させる。該システムは、当該画像の所与の１以上のビデオフレームに関して新たな２Ｄ投影を導出するために、シアーウォープ分解（shear  warp  factorization）処理を使用する。視角の各変更に関して、該処理は所要の表示域変換（viewing
transformation）マトリクスを当該ボリュームデータのスライスに平行な３Ｄシアー（shear）に分解する。該シアーの投影は２Ｄの中間画像を形成する。２Ｄウォープ（warp）を最終画像（即ち、当該３Ｄボリュームの所望の視角における２Ｄ投影）を生成するために実施することができる。当該システムは、異なる視角における最終画像のシーケンスを使用して、目標ボリュームのリアルタイムな回転画像を生成する。
【００１０】
三次元表示に電力ドプラ画像のみを利用して構造的情報信号により生じる大きなクラッタ（clutter）を除去する他のシステムが知られている。斯様なドプラシステムは、ドプラ電力表示値を空間座標と共に、画像シーケンスメモリに平面画像のシーケンスとして記憶する。ユーザは、視角の範囲を含む処理パラメータを供給することができる。例えば、ユーザは、当該シーケンスにおける最初の画像の面に垂直な面内の視線に対する視角の範囲、及び範囲の増分を入力することができる。これらの入力から、所要の数の三次元投影が計算される。次いで、このシステムは、走査変換器及び表示プロセッサによる連続処理のために画像シーケンスメモリから前記平面ドプラ電力画像を先ず呼び出すことにより、最大輝度投影の所要のシーケンスを形成する。上記プロセッサは各平面画像を表示面に投影される視角の１つまで回転する。
【００１１】
上記ドプラシステムは、投影される平面画像のピクセルを最大輝度に基づいて蓄積する。投影される各平面画像は、前に蓄積された投影画像上に重ねられるが、当該画像面において視角及び面間の間隔の関数であるような転位された位置において重ねられる。即ち、視角が大きいほど、或る画像から次の画像への転位移動は大きくなる。蓄積された画像から選択される表示ピクセルは、当該画像における各点で蓄積された重ねられたピクセルの全てから当該画像面における各点でとられる最大輝度ピクセルである。これは、看取者により該看取者と当該三次元表示との間の全ての視線に沿って見られるドプラ電力の最大強度を実効的に示す。
【００１２】
このシステムは、全ての平面画像に関して回転し、投影し、転位し、重ね合わせ及び各ピクセルにおける最大輝度を選択することができると共に、次いで画像シーケンスメモリに当該視角に関する結果としての三次元表示を記憶することができる。該記憶された三次元シーケンスは、ユーザの命令に応じて、呼び出し及び表示することができる。上記シーケンスはリアルタイムで呼び出され表示されるので、ユーザは、平面画像が収集されたボリューム的領域で発生する運動又は流体の流れの三次元表示を見ることができる。該ボリューム的領域は、あたかも当該ユーザが該領域の周りを移動し、視角を変えながら該運動又は流れを見ているように、三次元的に見られる。看取者は該シーケンスを前後に掃引することができ、当該容量的領域の周りを２方向に移動するような印象を与えることができる。
【００１３】
三次元超音波画像を提供するために修正された二次元超音波画像化システムを使用することも知られている。斯様な三次元超音波画像化システムは、通常の二次元超音波画像化ハードウェア及び走査変換器を使用することができる。該二次元超音波画像化システムは、複数の二次元画像を収集する。このシステムは、これら画像を走査変換器を介して処理し、これら画像の種々の画像面への回転を近似すると共に、元の画像面とすることが可能な基準面へ投影する。扇形（セクタ）画像の扇角若しくは深さ、又は長方形画像のアスペクト比を再寸法決めするために、従来の走査変換器ハードウェアを使用することができる。このシステムは、各画像に対して複数の面を投影し、次いでこれらを合成された画像のシーケンスに記憶するが、合成された各画像は互いに対してオフセットされた対応する投影された画像の組を有する。合成された各画像は、平面画像情報により占められた三次元領域の異なる像である。
【００１４】
上記システムは、合成された画像のシーケンスを表示器上に、当該三次元領域があたかも看取者の前で回転しているかの如くに描写するように再生することができる。更に、該システムは、記憶された合成画像を三次元透視に基づいて呼び出し、順に三次元表現で表示することができる。
【００１５】
超音波画像化システムが未だ広く使用されていない幾つかの医療処置が存在する。例えば、現在のところ、インターベンショナル（血管造影／画像診断）心臓外科医は主に血管内又は心臓内への装置の案内及び配置のためにＸ線透視画像化を使用している。これらの処置は、通常は、心臓カテーテル挿入試験室（Cathlab）又は電気整理学試験室（Eplab）において行われる。心臓カテーテル挿入の間、Ｘ線透視装置がＸ線をリアルタイムフレームレートで使用して、医師に心臓が存在する胸部の透視図を提供する。互いに９０度で装着された送信機／受信機対を有する２面Ｘ線透視装置が、心臓組織のリアルタイム透視像を提供する。これら画像は、医師に心臓の三次元幾何学構造の感覚を提供することにより、該医師が種々のカテーテルを位置決めするのを補助する。
【００１６】
Ｘ線透視は有効な技術であるが、軟組織においては良好なコントラストの高品質画像を提供することはない。更に、医師及び補助医療スタッフは自身を鉛スーツで覆う必要があり、Ｘ線に対する自身の暴露を少なくするために可能な場合はＸ線透視画像化時間を減少させる必要がある。加えて、Ｘ線の有害な影響のために、例えば妊婦のような或る患者にはＸ線透視は利用可能ではない。近年、経胸部及び経食道超音波画像化が臨床的及び外科的環境において非常に有効になっているが、Cathlab又はEplabにおいてインターベンショナル技術を受ける患者に対しては広く使用されてはいない。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１７】
従って、高速の且つ計算的に安価なリアルタイム画像化を提供することが可能な経食道及び経鼻、経食道超音波システム及び方法に対する需要が存在する。当該画像は、種々の構造を含む内部解剖学的組織の効果的な視覚化を可能にすると共に重要な組織の選択した画像を提供すべきものである。解剖学的に正しく且つ容易に理解可能なリアルタイムな画像を提供する超音波システム及び方法は、医療において更なる用途を有するであろう。
【課題を解決するための手段】
【００１８】
本発明は、三次元の解剖学的構造を画像化する新規な経食道超音波装置又は方法、及び／又は患者の内部に導入される医療装置（例えば、治療装置、診断装置、矯正装置、ステント）に関するものである。
【００１９】
一態様によれば、生物組織を画像化する経食道超音波画像化システムは、二次元超音波トランスジューサアレイに接続された経食道プローブと、送信ビーム形成器と、受信ビーム形成器と、画像発生器とを含んでいる。上記二次元トランスジューサアレイは上記プローブの長尺胴部の遠端部上に配置されている。上記送信ビーム形成器は、上記トランスジューサアレイに接続されると共に、方位的及び仰角的向きにより規定される選択されたパターンにわたって幾つかの超音波ビームを送信するように構成されている。上記受信ビーム形成器は、上記トランスジューサアレイに接続されると共に、選択された組織ボリューム（tissue volume）にわたって反射されたエコーから超音波データを収集するように構成されている。上記組織ボリュームは上記方位的及び仰角的向き並びに選択された走査レンジにより規定される。上記受信ビーム形成器は、上記の収集された超音波データから画像データを合成するように構成されている。上記画像発生器は、上記画像データを入力すると共に、画像表示器（ビデオ表示器、プリンタ等）上に表示される選択された組織ボリュームの画像を発生するように構成されている。
【００２０】
この態様の好ましい実施例は、以下のフィーチャの１以上を含む。
【００２１】
上記画像発生器は、上記画像データから、選択された組織ボリュームにわたり少なくとも２つの正投影画像（orthographic  projection  views）を発生するように構成され、上記画像表示器は斯かる少なくとも２つの投影画像を表示するように構成される。
【００２２】
当該超音波画像化システムは、表面検出器及び制御プロセッサを含むことができる。上記表面検出器は、上記制御プロセッサから画像パラメータを入力すると共に、上記画像データから表面データを発生するように構成されている。上記画像発生器は、上記表面データから、画像表示器上に表示するための投影画像を発生するように構成されている。
【００２３】
上記表面検出器はＢ走査境界検出器であり、上記画像発生器は、上記画像データ及び表面データから、上記投影画像を含む平面画像（plane view）を発生するように構成されている。更に、上記画像発生器は、上記画像データ及び表面データから、各々が平面画像及び投影画像を含むような少なくとも２つの正投影画像を発生するように構成することができる。上記表面検出器はＣ走査境界検出器とすることができ、その場合、上記画像発生器はＣ走査画像を発生するように構成される。
【００２４】
当該超音波画像化システムは、経食道プローブ又は経鼻経食道プローブであるようなプローブを含む。上記経食道プローブは、当該プローブの関節領域と共動的に構成され、興味ある組織領域に対して上記トランスジューサアレイを向けた後に該アレイをその位置にロックするように構成されたロック機構を含んでいる。上記経鼻プローブは、当該プローブの関節領域と共動的に構成され、興味ある組織領域に対して上記トランスジューサアレイを向けた後に該アレイをその位置にロックするように構成されたロック機構を含んでいる。
【００２５】
上記トランスジューサアレイ及びビーム形成器は、フェーズドアレイモードで動作し、各々が指定された仰角位置を持つ幾つかの画像セクタ（扇形）部に対して選択された方位範囲にわたり超音波データを収集するように構成されている。該トランスジューサアレイは上記送信及び受信ビーム形成器に接続された複数のサブアレイを含んでいる。
【００２６】
上記画像発生器は、上記画像データから、選択された組織ボリュームにわたり少なくとも２つの正投影画像を発生するように構成され、上記画像表示器は斯かる少なくとも２つの投影画像を表示するように構成されている。該画像発生器は、上記正投影画像のうちの２つを直交するＢ走査画像として発生し、上記正投影画像のうちの１つをＣ走査画像として発生するように構成されている。
【００２７】
上記経食道プローブは、当該プローブの関節領域と共動的に構成され、興味ある組織領域に対して上記トランスジューサアレイを向けた後に該アレイをその位置にロックするように構成されたロック機構を含むことができる。
【００２８】
当該超音波画像化システムは、上記超音波ビームの送信を制御すると共に、ユーザにより供給されるレンジデータに基づいて上記画像データの合成を制御するように構成及び配置された制御プロセッサを含む。上記トランスジューサアレイは、前記送信及び受信ビーム形成器に接続可能な複数のサブアレイを含み、上記制御プロセッサは組織ボリュームのエコーデータの収集を最適化するために上記サブアレイの配置を制御するように構成される。該制御プロセッサは前記送信ビーム形成器及び受信ビーム形成器に走査パラメータを供給するように構成及び配置され、これら走査パラメータは画像化深度、フレームレート又は方位対仰角走査比を含む。
【００２９】
上記制御プロセッサは、入力データを入力し、前記送信及び受信ビーム形成器に方位範囲を変更させる出力データを供給するように構成される。また、該制御プロセッサは、入力データを入力し、前記送信及び受信ビーム形成器に仰角範囲を変更させる出力データを供給するように構成される。また、該制御プロセッサは、前記正投影画像を再計算することにより斯かる画像のヨーを調整するために、画像発生器にデータを供給するように構成される。方位範囲又は仰角範囲を変更することにより、臨床医は当該走査を興味ある組織に中心を合わされた小さなデータボリューム上に向けることができる。該小さなボリュームを走査することにより、当該システムは、フレームレートを上昇させることによって運動する組織のリアルタイム画像化を改善する。何故なら、該システムは少ない数のデータ点を収集するようになるからである。
【００３０】
上記画像発生器は前記少なくとも２つの正投影画像を発生するように構成された少なくとも１つの画像補間プロセッサ、斯かる少なくとも２つの正投影画像に関連する少なくとも２つのアイコンを発生するように構成された少なくとも１つのアイコン発生器、及び組織の境界を検出するように構成及び配置された少なくとも１つの境界検出器を含む。
【００３１】
上記画像補間プロセッサはＢ走査画像及びＣ走査画像を発生するように構成され、該Ｃ走査画像は上記Ｂ走査画像からＣ走査指定情報を入力することにより発生される。上記画像補間プロセッサは、方位的画像補間プロセッサである。該画像補間プロセッサは、仰角画像補間プロセッサである。該画像補間プロセッサはゲート処理されたピーク検出器を含む。
【００３２】
前記境界検出器はＢ走査境界検出器であり、上記補間プロセッサは、更に、該Ｂ走査境界検出器から前記正投影画像における境界を強調するためのデータを入力するように構成される。前記境界検出器はＣ走査境界検出器であり、上記補間プロセッサは、更に、該Ｃ走査境界検出器から前記正投影画像における境界を強調するためのデータを入力するように構成される。
【００３３】
前記画像発生器は、ヨー調整プロセッサを含む。該画像発生器は、Ｃ走査投影画像を発生するための２つのレンジカーソルを提供するように構成されたレンジプロセッサを含む。該レンジプロセッサは、２つのレンジカーソルを規定するユーザ入力を入力するように構成される。前記アイコン発生器は、方位角範囲を表示すると共に最大方位角範囲を表示する方位アイコンを発生するように構成される。また、上記アイコン発生器は、仰角範囲を表示すると共に、最大仰角範囲を表示する仰角アイコンを発生するように構成される。
【００３４】
他の態様によれば、経食道超音波画像化方法は、食道に経食道プローブを導入すると共に二次元超音波トランスジューサアレイを興味ある組織領域に対して選択された向きに位置させ、超音波ビームを当該トランスジューサアレイからの複数の送信走査ラインにわたり選択された方位的位置範囲及び選択された仰角的位置範囲にわたって送信し、当該トランスジューサアレイにより、上記方位範囲、仰角範囲及び選択されたセクタ走査深度により示される選択された組織ボリュームから反射されるエコーから超音波データを収集すると共に該収集された超音波データから画像データを合成することにより実行される。次いで、上記超音波画像化方法は、上記の選択された組織ボリュームの画像データから画像を発生し、該発生された画像を表示することにより実行される。
【００３５】
好ましくは、上記経食道超音波画像化方法は以下のうちの１以上により実行される。上記送信及び収集は、フェーズドアレイモードで動作し、且つ、既知の仰角位置を有する幾つかのセクタ部に関して選択された方位範囲にわたり超音波データを収集するように構成された送信及び受信ビーム形成器により実行される。上記発生は当該組織ボリュームに対する少なくとも２つの正投影画像を発生することを含み、上記表示は少なくとも２つの正投影画像を表示することを含む。
【００３６】
当該画像化方法は、外科用器具を正投影画像により表示された関心の組織に位置決めするために使用することができる。また、本画像化方法は、外科手術中の外科用器具の位置を正投影画像に基づいて検証するために使用することができる。該画像化方法は、外科用器具を用いて外科手術を実行しながら、上記送信、収集、発生及び正投影画像の表示を行うために使用することができる。また、本画像化方法は、外科用器具を用いて外科手術を実行した後で、上記送信、収集、発生及び正投影画像の表示を行うために使用することができる。
【００３７】
少なくとも２つの正投影画像の発生は、選択されたＣ走査画像を発生することを含むことができる。また、該選択されたＣ走査画像の発生は、該選択されたＣ走査画像のためにＣ走査の指定を供給することを含む。該指定は、下面画像を規定すること、又は上面画像を規定することを含むことができる。上記Ｃ走査の発生は、Ｃ走査境界検出器を用いることにより組織境界を検出すること、及びゲート処理されたピーク検出器により上記Ｃ走査に対する超音波データを選択することを含む。
【００３８】
本画像化方法は、入力データを制御プロセッサに供給すると共に該制御プロセッサから出力データを供給して、前記送信及び受信ビーム形成器に方位範囲を変更するよう指示することを含むことができる。また、本画像化方法は、入力データを制御プロセッサに供給すると共に該制御プロセッサから出力データを供給して、前記送信及び受信ビーム形成器に仰角範囲を変更するよう指示することを含むことができる。また、上記制御プロセッサは、画像発生器にデータを供給して、上記正投影画像を再計算することにより画像のヨーを調整することもできる。上記方位範囲及び仰角範囲を変更することにより、臨床医は感心のある領域に中心を合わされた小さなデータボリューム上に当該走査を向けることができる。斯かる小さな領域を走査することにより、当該システムはフレームレートを上昇させることによって運動する組織のリアルタイム画像化を改善する。何故なら、該システムは少ない数のデータ点を収集するようになるからである。
【００３９】
少なくとも２つの正投影画像の上記発生は、選択された方位範囲及び最大方位範囲に関連する方位アイコン、又は選択された仰角範囲及び最大仰角範囲に関連する仰角アイコンを発生することを含むことができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４０】
図１を参照すると、経食道（ＴＥＥ）画像化システム１０は、ケーブル１６により接続されたプローブハンドル１４を備える経食道プローブ１２と、歪逃がし部１７と、電子回路ボックス２０に対するコネクタ１８とを含んでいる。電子回路ボックス２０は、キーボード２２とインターフェースし、画像化信号をビデオ表示器２４に供給する。電子回路ボックス２０は、送信ビーム形成器、受信ビーム形成器及び画像発生器を含んでいる。経食道プローブ１２は長尺半可撓性胴部３６に接続された遠端部３０を有している。長尺部３６の基端部はプローブハンドル１４の遠端部に接続されている。プローブ１２の遠端部３０は剛性領域３２と可撓性領域３４とを含み、該可撓性領域は長尺胴部３６の遠端部に接続されている。プローブハンドル１４は、可撓性領域３４を関節曲げし、かくして関心のある組織に対して剛性領域３２と向けるための位置決め制御部１５を含んでいる。長尺半可撓性胴部３６は、食道内に挿入するように構成されている。経食道プローブ１２は、市販の胃カメラ（スコープ）並びに図２及び２Ａに示す遠端の剛性領域を使用して作製することができる。全体の挿入管は約１１０ｃｍ長であり、約３０Ｆの直径を有している。該胃カメラは、例えば、Welch Allyn（ニューヨーク州、Skananteles Falls）により作製されている。
【００４１】
図２及び２Ａを参照すると、経食道画像化プローブ１２は、連結領域４０において可撓性領域３４に結合された遠端剛性領域３２を含んでいる。遠端領域３２は、超音波トランスジューサアレイ４２、電気接続部及び関連する電子素子を収容する遠端側先端ハウジング５０を含んでいる。トランスジューサアレイ４２は、好ましくは、超音波トランスジューサ阻止の二次元アレイである。遠端側先端ハウジング５０は、下側先端ハウジング５２と、超音波窓５６及び上記トランスジューサアレイ４２の前側に配置された整合媒体を有する上側先端ハウジング５４とを含んでいる。先端ハウジング５０の前部は、円蓋内への容易な導入及び食道内での容易な進行のために丸められた先端を持つ弾丸形状（又は丸薬形状）を有している。更に、ハウジング５４は窓５６の周囲において凸状を有している。超音波窓５６は、超音波レンズ及び冷却目的で該レンズの材料に埋め込まれた金属箔を含んでいてもよい。
【００４２】
トランスジューサアレイ４２は、アレイ裏張り６０に接着され、個々のトランスジューサ素子は米国特許第5,267,221号に記載されているように集積回路６２に接続されている。集積回路６２は、ワイヤボンド６６を用いて回路基板６４に接続されている。この構造体は、ヒートシンク６８に熱的に接続されている。該経食道プローブは２つのスーパーフレックス回路５８及び５８Ａを含み、これら回路は回路基板６４とプローブコネクタ１８との間の接続を提供する。上記スーパーフレックス回路は、例えばアコーディオン形状に折り畳むことにより又は螺旋状に巻き付けることにより、等方性曲げ特性を有するように構成されている。他の例として、上記スーパーフレックス回路は同軸ケーブルにより置換することもできる。
【００４３】
他の例として、画像化システム１０は経鼻、経食道画像化プローブを使用することもできる。経鼻、経食道画像化プローブは、二次元トランスジューサアレイを備える遠端部に接続された挿入管を含む。該挿入管は約１００ｃｍないし１１０ｃｍ長で、約１０Ｆないし２０Ｆの直径を有する。上記二次元トランスジューサアレイは、アレイの裏張りに接着され、個々のトランスジューサ素子は、上に詳述したように、集積回路に接続される。
【００４４】
図３、３Ａ及び３Ｂは、経食道画像化プローブ１２の可撓性領域３４の概略断面図である。画像化プローブ１２は、関節曲げ可撓性領域３４のための位置決め制御部１５（図１）に連結された関節機構を含んでいる。可撓性領域３４はねじり剛性を示すが、ねじり遊びは略呈さない。以下に説明するように、臨床医は位置決め制御部１５（図１）を調節して、可撓性領域３４を種々の方法で関節曲げし、関心のある組織ボリュームに対して剛性遠端領域３２を位置決めし且つトランスジューサアレイ４２を向ける（図８及び８Ａに示すように）。次いで、臨床医は関節曲げされた可撓性領域３４をその位置にロックし、上記プローブの操作又は超音波検査の間において当該トランスジューサアレイ４２の位置を維持することができる。好ましい実施例においては、可撓性領域３４は、位置決め制御ノブ１５により制御可能な少なくとも１つのプッシュプルケーブル（又はロッド）と共動するように構成された複数の関節リンク７１、７２又は８０を含む。これら関節リンクは可撓性被覆により覆われる。
【００４５】
図３は、面内Ｊフックとして関節曲げされた可撓性領域３４を示している。可撓性領域３４は、基端リンク７１と、一群のリンク７２（図３Ｃに詳細に示す）と、接続部７５において高可撓性プッシュプルロッド７４の遠端と接続された遠端リンク８０とからなっている。位置決め制御ノブ１５は、ハンドル１４内に配置された１つ又は幾つかのラック・ピニオン機構を制御する。該ラック・ピニオン機構がプッシュプルロッド７４を基端側で変位させると、可撓性領域３４が湾曲して面内Ｊフックを形成し、その場合に、剛性遠端領域３２と可撓性領域３４とは同一面内となる。この面内折曲は、遠端部で遠端リンク８０に接続されるプッシュプルロッド７４と共動するように構成された関節リンク７２の設計により容易化される。関節リンク７２は図３Ｃに示されている。
【００４６】
図３Ｃを参照すると、関節リンク７２は、２つの隣接するリンク７２を接続する回動可能なヒンジを含むような環状構造を有している。該回動可能ヒンジは、リンク７２の対向する側に配置され、凹状表面８８Ａ及び８８Ｂ（これも見えない）から各々延びる２つのヒンジピン８６Ａ及び８６Ｂ（この斜視図では見えない）を含んでいる。ヒンジ舌片９０Ａ及び９０Ｂは、内側面９１Ａ（これも見えないが、対称性を説明するために記載される）及び９１Ｂを含み、これら内側表面は面８８Ａ及び８８Ｂの形状に対し相補的な形状を有している。ヒンジ舌片９０Ａ及び９０Ｂは、孔９２Ａ及び９２Ｂも各々含み、これら孔は前記ヒンジピンを受入するような形状とされる。
【００４７】
関節リンク７２は、係止面９４及び係止面９６も含んでいる。係止面９４は、プッシュプルロッド７４の引っ張り動作に際して、各リンクにより補助されて、関節領域３４の所定の最大の曲げを提供するように位置されている。係止面９６は、チャンネル７３内に配置されたプッシュプルロッド７４が遠端リンク８０を引っ張らない場合に、関節領域３４が真っ直ぐな向きを呈するのを可能にするような高さに位置されている。他の例として、係止面９６は、関節領域３４が如何なる選択された向きをも呈するように設計される。例えば、係止面９６はプッシュプルロッド７４が遠端リンク８０を押す場合に反対の曲がりを呈するように設計することができる。関節リンク７２は、プラスチック、又は内部に配置された電気ワイヤに対する電気遮蔽をも提供することができる黄銅又はステンレス鋼のような金属からなる。関節リンク７２の表面は、被覆７０を担持し、それでいて各関節リンク７２が該被覆７０を掴み込み又はつまみ込みすること無しで容易に曲げることができるように設計される。
【００４８】
図３Ａは、面外Ｊ字フックとして関節曲げされた遠端部３０を示している。可撓性領域３４は、基端リンク７１と、遠端リンク８０と、他の群の遠端リンク８２とを含んでいる。プッシュプルロッド７４が、チャンネル７３（図３Ｃ）内をラック・ピニオン機構からリンク８０内の接続部７５まで延びている。また、プッシュプルロッド７６が、遠端リンク８２に接続された遠端７７からハンドル１４近傍の他のラック・ピニオン機構（図示略）まで延びている。プッシュプルロッド７４は、関節領域３４を曲げるために基端部で変位される。また、プッシュプルロッド７６は、剛性遠端領域３２に接続された遠端リンク８２を変位させる。即ち、これら２つの変位は、可撓性領域３４を剛性遠端領域３２の面外に変位させるような面外Ｊ字フックを形成する。
【００４９】
図３Ｂは、面内Ｓ字フックとして関節曲げされた遠端部３０を示している。可撓性領域３４は、基端リンク７１と、一群のリンク７２Ａと、アンカリンク８４と、一群のリンク７２と、遠端剛性領域３２に接続された遠端リンク８２とを含んでいる。プッシュプルロッド７４が、リンク８４に接続された自身の遠端７５から、ハンドル１４近傍のラック・ピニオン機構まで延びている。また、プッシュプルロッド７８が、リンク８２に接続された自身の遠端７９から、リンク７２Ａ、リンク８４、リンク７２及びリンク７１を経て、当該カテーテルハンドルに配置された他のラック・ピニオン機構まで延びている。関節リンク７２Ａは基本的にはリンク７２の鏡像であるが、プッシュプルロッド７４及び７８を収容する２つのチャンネルを含んでいる。リンク７２は或る向きへの関節曲げを可能にし、リンク７２Ａは１８０度対称な向きへの曲げを可能にする。基端部でプッシュプルロッド７４を変位させることにより、上記ラック・ピニオン機構は関節領域３４の基端部の変位を或る方向になす。更に、プッシュプルロッド７８を基端部で変位させることにより、上記ラック・ピニオン機構は関節領域３４の遠端部を他の方向に曲げ、これにより面内Ｓ字フックを形成する。即ち、該面内Ｓ字フックは、可撓性領域３４と遠端剛性領域３２とを同一の面内に位置させる。
【００５０】
図３Ｂに示した関節領域は、変更されたリンク７２及びリンク７２Ａ内にプッシュプルロッド７６を含むように更に変更することができる。プッシュプルロッド７６を基端部で変位させることにより、関節領域３４は面外Ｓ字フックを形成する。該面外Ｓ字フックは、可撓性領域３４を或る面内に位置させると共に、遠端剛性領域３２を該面外へ曲げさせる。この構成は、トランスジューサアレイ４２を傾動させること及び該トランスジューサを引き戻すことの両者を可能にして、関心のある組織からの所望の距離を達成する。臨床医は制御ノブ１５を、当該プローブの先端が、当該トランスジューサアレイが関心のある組織ボリュームに対して所望の向きを有する位置へ関節曲げされるまで、操作する。該トランスジューサアレイが適切に位置決めされたら、医師はブレーキを使用して当該関節機構を現在の位置にロックする。該関節機構がロックされた後、当該画像化システムは図８及び８Ａに示すようにエコーデータを収集する。
【００５１】
好ましい実施例において、当該ＴＥＥ画像化システム又は経鼻ＴＥＥ画像化システムは、送信ビーム形成器、受信ビーム形成器、画像発生器、表面検出器（又は境界検出器）及び画像表示器を含み、これらの全てが図５ないし５Ｃに概略図示されている。該システムは、平面画像化及び投影画像化技術を使用した幾つかの新規な正投影画像（orthographic view）を発生する。先ず、画像の収集を図４に関連して説明する。図４は、トランスジューサアレイ４２により収集される走査されたデータのボリュームＶ（即ち、画像ボリューム）を示している。トランスジューサアレイ４２は、送信ビーム形成器２００Ａ（図５Ｂに関して説明される）により制御されて、選択された仰角Φに対して或る方位角範囲にわたり超音波ラインを放出する。トランスジューサアレイ４２は、選択された走査距離（Ｒ）及び方位角範囲（θ＝±４５°）にわたり受信ビーム形成器（図５Ｂに関連して説明する）により計時されてエコーを検出し、１つの画像面（例えば、図４に示すＳ０）に関して超音波データを収集する。組織ボリュームＶを画像化するために、当該画像化システムは、仰角範囲（Φ＝±３０°）にわたり分散され、Ｓ−３、Ｓ−２、Ｓ−１、Ｓ０、Ｓ１、Ｓ２及びＳ３と符号が付された幾つかの画像面（２Ｄスライス又は画像セクタと呼ばれる）にわたりデータを収集する。
【００５２】
図４Ａないし４Ｅは、図３ないし３Ｃに関連して説明したプローブ関節を有するような画像化プローブ１２により収集される異なる向きの走査ボリュームの例を示している。詳細には、図４Ａは真っ直ぐに延ばされた可撓性領域３４を有する画像化プローブ１２により収集される画像化ボリューム１００を示している。当該画像化システムは、上述したような幾つかの画像面Ｓ−３、Ｓ−２、Ｓ−１、Ｓ０、Ｓ１、Ｓ２及びＳ３にわたりエコーデータを収集する。図４Ｂは、図３に示すような面内Ｊ字フックの形状に関節曲げされた可撓性領域３４を持つ画像化システムにより収集される走査ボリューム１０２を示している。該Ｊ字フックは図４Ｂに示すように前方に又は後方に関節曲げすることができると共に、図３Ａに関連して説明したように面外に変位させることもできる。図４Ｃは、面外Ｊ字フックの形状に関節曲げされた可撓性領域３４を持つ画像化システムにより発生される走査ボリューム１０４を示している。図４Ｄ及び４Ｅは、可撓性領域３４が面内及び面外Ｓ字フックとして関節曲げされた場合に当該画像化システムにより発生される走査ボリューム１０６及び１０８を図示している。
【００５３】
図５、５Ａ及び５Ｂは、現在好ましい実施例による画像化システムを概略示している。当該画像化システムの全体の動作は、図５Ａに示す制御プロセッサにより制御される。制御プロセッサ１４０は入力制御部１４２ないし１６７から入力コマンドを入力し、出力制御信号１７０ないし１９１を出力する。制御プロセッサ１４０は制御データをビーム形成器２００に供給すると共に画像制御データを画像発生器２５０に供給するが、該発生器は処理及び表示電子回路を含んでいる。ビーム形成器２００は、図５Ｂに概略示されるような送信ビーム形成器２００Ａ及び受信ビーム形成器２００Ｂを含んでいる。通常、送信ビーム形成器２００Ａ及び受信ビーム形成器２００Ｂは、例えば米国特許第4,140,022号、第5,469,851号又は第5,345,426号に記載されているようにアナログ又はデジタルとすることができ、これら米国特許第の全ては参照により本明細書に組み込まれるものとする。
【００５４】
一実施例によれば、トランスジューサアレイ４２は好ましくは超音波トランスジューサ素子の二次元アレイであり、これら素子は電子制御スイッチを用いて素子の群（即ち、サブアレイ）に配列することができる。これらスイッチは、トランスジューサ素子を選択的に一緒に接続して、異なる幾何学配置を有するサブアレイを形成することができる。即ち、上記二次元アレイは電子的に編成可能である。また、上記スイッチは選択された編成を図５Ｂに示す送信ビーム形成器２００Ａ又は受信ビーム形成器２００Ｂに接続する。これらトランスジューサ素子の各幾何学配置は、送信される超音波ビーム又は検出される受信ビームを最適化するよう設計される。
【００５５】
トランスジューサアレイ４２は、例えば１９９３年１１月３０日にミラー他に発行された米国特許第5,267,221号に記載されたような通常の技術を使用して製造することができる。上記トランスジューサ素子は、１００〜３００マイクロメータの程度の中心間間隔を有することができる。これらトランスジューサ素子の寸法及び斯かるトランスジューサ素子間の間隔は、トランスジューサ超音波周波数及び所望の画像解像度に依存する。
【００５６】
図５Ｂを参照すると、当該画像化システムは、指定された送信サブアレイ４３１、４３２、…、４３Ｍ及び指定された受信サブアレイ４４１、４４２、…、４４Ｍを備えるトランスジューサアレイ４２を含んでいる。送信サブアレイ４３１、４３２、…、４３Ｍはグルーブ内送信プリプロセッサ２１０１、２１０２、…、２１０Ｍに各々接続され、これらプリプロセッサは送信ビーム形成器チャンネル２１５１、２１５２、…、２１５Ｍに接続されている。受信サブアレイ４４１、４４２、…、４４Ｎはグルーブ内受信プリプロセッサ２２０１、２２０２、…、２２０Ｎに各々接続され、これらプリプロセッサは受信ビーム形成器チャンネル２２５１、２２５２、…、２２５Ｎに接続されている。各グルーブ内送信プリプロセッサ２１０ｉは、送信パルスを供給する１以上のデジタルパルス発生器と、これら送信パルスを増幅して接続されたトランスジューサ素子を励起する１以上の電圧ドライバを含む。他の例として、各グルーブ内送信プリプロセッサ２１０ｉは、通常の送信ビーム形成器から信号を入力するプログラマブル遅延線を含む。例えば、市販の超音波システムＨＰ Sonos 5500からの送信出力を、現在ＨＰ Sonos 5500に関して実施されているトランスジューサ素子の代わりに、グルーブ内送信プリプロセッサ２１０ｉに接続することもできる（両者とも、以前にはヒューレットパッカード社により製造され、現在はマサチューセッツ州、アンドバーのアジレント・テクノロジーズ・インクにより製造されている）。
【００５７】
各グルーブ内受信プリプロセッサ２２０ｉは、加算遅延線か、又は加算素子に接続された幾つかのプログラマブル遅延素子を含むことができる。各グルーブ内受信プリプロセッサ２２０ｉは個々のトランスジューサ信号を遅延し、遅延された信号を加算し、加算された信号を１つの受信ビーム形成器チャンネル２２５ｉに供給する。他の例として、１つのグルーブ内受信プロセッサが、加算された信号を並列受信ビーム形成器の幾つかの受信ビーム形成器チャンネル２２５ｉに供給してもよい。上記並列受信ビーム形成器は、幾つかの受信ビームを同時に合成するように構成される。また、各グルーブ内受信プリプロセッサ２２０ｉは、１９９８年５月２８日に出願された米国特許出願第09/085,718号（参照により本明細書に組み込まれる）に詳述されているように、幾つかのポイントから同時に信号を受信するように幾つかの遅延線（又は、各グルーブが加算接続点に接続されているようなプログラマブル遅延素子のグルーブ）を含むことができる。
【００５８】
制御プロセッサ１４０は、遅延コマンドを送信ビーム形成器チャンネル２１５１、２１５２、…、２１５Ｍにバス２１６を介して供給する一方、遅延コマンドをグルーブ内送信プリプロセッサ２１０１、２１０２、…、２１０Ｍにバス２１１を介して供給する。遅延データは、発生された送信ビームを、例えば図６ないし６Ｃに示されるように、選択された送信パターンの送信捜査ラインにわたりステアリング（steer）し及び収束する。また、制御プロセッサ１４０は、遅延コマンドを受信ビーム形成器チャンネル２２５１、２２５２、…、２２５Nにバス２２６を介して供給する一方、遅延コマンドをグルーブ内受信プリプロセッサ２２０１、２２０２、…、２２０Nにバス２２１を介して供給する。供給される相対遅延は、合成された受信ビームのステアリング及び収束を制御する。各受信ビーム形成器チャンネル２２５ｉは、利得を受信された信号の深度の関数として制御する可変利得増幅器と、音響データを遅延させて合成されたビームのビームステアリング及びダイナミック収束を達成する遅延素子を含んでいる。加算素子２３０はビーム形成器チャンネル２２５１、２２５２、…、２２５Nから出力を入力すると共に、これら出力を加算して結果としてのビーム形成器信号を図５に詳細に示す画像発生器２５０に供給する。該ビーム形成器信号は、１つの受信走査ラインに沿って合成された１つの受信超音波ビームを表す。
【００５９】
他の実施例によれば、トランスジューサアレイ４２は多数の素子を含み、選択された素子のみが集積回路に接続される。トランスジューサアレイ４２は、行及び列に配列された個別のトランスジューサ素子を有している。電子的に制御可能なスイッチが、行及び列に隣接する上記素子を選択的に接続する。更に、上記アレイは隣接する対角線的に位置するトランスジューサ素子を選択的に接続する電子的に制御可能なスイッチも含むことができる。選択されたトランスジューサ素子は、ＨＰ Sonos 5500のような画像化システム又は以下に説明するシステムの送信又は受信チャンネルに接続することができる。Ｔ／Ｒスイッチが、同じグルーブの素子を、送信又は受信チャンネルに交互に接続する。これら接続は、直接的又は１以上の他のトランスジューサ素子を介して間接的なものとすることができる。
【００６０】
上記素子を適切にグルーブに接続し、斯かる素子を送信ビーム形成器により位相付けすることにより、発生される超音波ビームは所望の走査ラインに沿って送信され、所望の深さで収束される。種々のトランスジューサ接続が１９９８年３月１９日に出願された米国特許出願第09/044,464号に記載されており、該文献は参照により本明細書に組み込まれる。例えば、トランスジューサ素子は隣接する列スイッチを閉じることにより列に一緒に接続することができる。この場合、各列は、図５Bに示されるように、選択された行の１つの選択されたトランスジューサ素子を介して別のシステムチャンネルに接続される。この場合、位相付けされたトランスジューサ素子は当該アレイの面に直交し、垂直な（即ち、選択された列に平行な）画像化面を形成する。仰角方向は図４に示すように水平である。
【００６１】
しかしながら、当該画像化システムは、トランスジューサの行及び列に対して任意に配向された画像面（Ｓ−３、Ｓ−２、Ｓ−１、Ｓ０、Ｓ１、Ｓ２及びＳ３）により走査ボリュームVを発生することができる。例えば、異なる行及び列におけるトランスジューサ素子がシステムチャンネルに相互接続され、当該トランスジューサの行及び列に対して或る角度に向けられた面内での画像化を行う。例えば、隣接する行及び列のトランスジューサ素子がビーム形成器にステップ状のパターンで接続される。この構成は、列方向に対して約４５度に向けられた面に平行な画像を提供する。他の実施例においては、トランスジューサ素子は大凡円形の輪郭を形成するようにビーム形成器に接続される。これは、仰角焦点制御を改善する。音響中心は、システムチャンネルに接続された如何なる素子上にも配置することができる。一般的に、トランスジューサの構成は、適切な等しい遅延輪郭を決定し、素子をこれらの輪郭に沿って接続することにより、仰角焦点制御と組み合わせることができる。
【００６２】
当該画像化システムは、選択された走査パターンを実行することにより、選択された寸法のボリュームVにわたってエコーデータを収集する。図６は、例えば図４に関連して説明したように、幾つかの画像面（２Dスライス）Ｓ−３、Ｓ−２、Ｓ−１、Ｓ０、Ｓ１、Ｓ２及びＳ３にわたってエコーデータを収集することにより実行される１００％長方形の走査パターン２４０を示している。しかしながら、走査時間を低減するために、当該画像化システムは、関心のある組織領域に中心を合わされた減少されたボリュームに対してデータ走査を実行することができる。例えば、図６Ａは楕円形の走査パターン２４２を示し、該パターンは、図６に示した長方形走査パターン２４０において使用される走査ラインの約７０％を含む。図６Ｂはダイヤモンド形状のパターン２４４を示し、該パターンは上記走査ラインの約５０％だけを含み、図６Ｃは星形のパターン２４６を示し、該パターンは上記走査ラインの約２５％のみを含む。
【００６３】
図７も参照すると、当該画像化システムは零度方位及び仰角位置を各々有する２つの直交する中央の面Ｓ０及びＬ０（図４）内であるような幾つかの固有な画像を発生及び表示することができる。発生される画像は、関心のある領域上又は当該２Ｄスライスの全体の領域上で発生された投影画像を含む。詳細には、面Ｓ０（仰角Φ＝０°を有する）がｙ＝∞からｙ＝０に向かって画像化される場合、該面は前側投影画像２８６と呼ばれる。後側投影画像（図示略）はｙ＝−∞からｙ＝０に向かって画像化される。ｘ＝∞からｘ＝０に向かって、及びｘ＝−∞からｘ＝０に向かって画像化されるＬ０における画像セクタ（方位角θ＝０を有する）は、各々、右側投影図２９２及び左側投影図２９１と呼ばれる。当該画像化システムは上側投影図３３７を発生及び表示することができ、該投影図はｚ＝０からｚ＝∞へ画像化された選択された組織表面の修正されたＣ走査画像である。修正されたＣ走査画像の位置は、図７に示すように、予め選択し、平面画像（画像面）内で規定し、又は前若しくは側部投影画像内で規定することができる。当該画像化システムは下側投影画像３３６も発生及び表示することができ、該投影画像はｚ＝∞からｚ＝０へ画像化された組織表面の修正されたＣ走査画像である。しかしながら、一般的に、投影方向はｘ、ｙ又はｚ軸とは平行である必要はなく、臨床医により選択される如何なる方向とすることもできる。
【００６４】
当該画像化システムは、臨床医にとり容易に理解できるような画像を提供するように設計されている。図７に示すように、当該画像表示器は、前側投影画像２８６を中央に、左側投影画像２９１を左側に、右側投影画像２９２を上記前側投影画像の右側に配置する。更に、該画像表示器は上側投影画像３３７を前側投影画像の上に表示し、下側投影画像３３６を前側投影画像の下に表示する。各画像の隣には表示アイコンが存在する。表示アイコン３７０、３７２、３７４、３７６及び３７８は向きを示すと共に、関連する画像２８６、２９１、２９２、３３７及び３３６の走査レンジを示す。臨床医は、個々の画像及び表示アイコンで提供される情報に基づいて走査パラメータ及び表示パラメータを選択し及び再選択することができる。次いで、該システムは以下に説明するように新たな画像及び関連する表示アイコンを発生する。
【００６５】
図７Ａは、３０度のヨー角に対して再計算された図７の新規な直交画像を示している。左側投影画像２９１Ａ及び右側投影画像２９２Ａは、前記左側投影画像２９１及び右側投影画像２９２（図７）に各々対応する。左側画像アイコン３７２Ａ及び右側画像アイコン３７４Ａはヨー角を再計算した後の新たな表示領域を示している。同様に、上側画像アイコン３７６Ａ及び下側画像アイコン３７８Ａは診療医に対するヨー角を示している。
【００６６】
重要なことに、当該画像化システムは平面画像の全体の領域にわたり、又は収集された平面画像（即ち、２Ｄスライス画像）を見た後に臨床医により規定された関心のある領域にわたり投影画像を発生することができる。投影画像が関心のある領域のみに対して発生された場合、各画像は当該関心のある領域内の投影画像及び該関心のある領域外の平面画像（２Ｄスライス）を含む。即ち、右側画像は当該関心のある領域内の右側投影画像及び面Ｌ０における平面画像を含む。同様に、左側画像は当該関心のある領域内の左側投影画像及び面Ｌ０における平面画像を含む。即ち、画像２９１及び２９１（２９１Ａ及び２９２Ａ）は、関心の領域内のみで相違し、その場合に左側投影画像及び右側投影画像が発生及び表示され、該関心領域外では同一である。
【００６７】
当該画像化システムは臨床医に対して、最初に、前側画像及び側面画像を提供する。また、該画像化システムは、走査ボリュームＶにわたる上記前側画像及び側面画像面に対して垂直な選択された面の画像であるような少なくとも１つの修正されたＣ走査画像も提供する。臨床医は、該修正されたＣ走査画像に示されるべき面を手操作で選択することができる（又は、該システムが自動的に選択することができる）。該画像化システムは、これらの正投影画像を、１５Ｈｚ以上の（好ましくは、２０Ｈｚ以上の、又は約３０Ｈｚ〜１００Ｈｚの範囲内の）フレームレートでリアルタイムに発生する。
【００６８】
再び図５、５Ａ及び５Ｂを参照すると、送信ビーム形成器２００Ａ及び受信ビーム形成器２００Ｂと、制御プロセッサ１４０と、表面又は境界検出器を含む画像発生器２５０と、画像表示器とを含んでいる。図５Ａに示す制御プロセッサ１４０は、画像セクタ内での走査を制御するためにビーム形成器２００に対してタイミング１７０、走査ライン数１７１及びレンジ１７５等の制御データを供給する。他の実施例においては、送信ビーム形成器２００Ａは、当該トランスジューサ素子からの送信を、パイ形状のセクタ内で所定の角度分布で離隔された幾つかの送信走査ラインに沿って超音波ビームを放出するように位相付けする。受信モードにおいては、受信ビーム形成器２００Ｂは、当該トランスジューサ素子を、選択された角度分布で離隔された１又は数本の受信走査ラインに沿って超音波エコーを検出するように位相付けする。フェーズドアレイに接続された送信及び受信ビーム形成器の動作は、例えば、米国特許第4,140,022号、第4,893,283号、又は第5,469,851号に記載されている。
【００６９】
Ｂ走査のパラメータを規定するために、制御プロセッサ１４０はセクタ走査深度１４８、フレームレート１５０及び方位／仰角走査比１５２を規定する入力データを入力する。上記セクタ走査深度は、エコーが検出される走査レンジ（距離；Ｒ）、例えば関心のある生物組織に対する当該トランスジューサアレイの位置に依存して４センチメートル、８センチメートル又は１０センチメートル等、を規定する。臨床医は、関心のある組織構造に依存してフレームレート１５０を選択することができる。運動する臓器のリアルタイム画像に対しては、上記フレームレートは当該組織の運動による画像のぼけを防止するために、少なくとも毎秒数フレームとしなければならない。ユーザは方位／仰角走査比１５２も選択し、該比はＢ走査を、単一のセクタの大きな方位走査（即ち、画像セクタ内の大きな角度範囲の走査ライン）から、多数のセクタに対してなされる最小の方位走査（即ち、大きな仰角変位にわたり走査される、各セクタ当たり小さな角度範囲）まで変化させる。このように、方位／仰角走査比１５２は、図７に示すように、Ｃ走査に関して下側画像３３６の下側画像アスペクト比（即ち、ｘ／ｙ寸法）及び上側画像３３７の上側画像アスペクト比を提供する。
【００７０】
好ましいセクタ走査深度、フレームレート及び方位／仰角走査比に応じて、制御プロセッサ１４０は走査ライン間の角度的間隔及び各セクタ当たりの走査ライン数１７１を計算する。初期値に基づいて、プロセッサ１４０は走査ラインの可能な最大数及びセクタの可能な最大数を割り当てる。詳細には、プロセッサ１４０は走査セクタ間の角度的間隔、即ちセクタ角度１７３、及びセクタの数（１７４）を計算する。制御プロセッサ１４０は、これらの値をビーム形成器２００に供給する。
【００７１】
制御プロセッサ１４０は、ビーム形成器２００により実行される走査シーケンスを選択する。送信ビーム形成器は、位相付けされた超音波ビームの放射を、各セクタに関して計算されたレンジにわたり走査ラインに沿って向ける。放出された各走査ラインに対して、受信ビーム形成器は当該トランスジューサ素子を位相付けして、対応する受信走査ラインに沿って超音波エコーを検出する。他の例として、受信ビーム形成器は、例えば１９９８年３月２４日に出願された“フェーズドアレイ画像化システムのフレームレートの増加”なる名称の米国特許出願第09/046,437号（参照により、本明細書に組み込まれる）に記載されているように、選択された角度分布で離隔された幾つかの受信走査ラインから走査データを合成する。該ＲＦデータは、１０ＭＨｚ程度の中心周波数において６０％程度の通過帯域、好ましくは約５ＭＨｚ〜７ＭＨｚの範囲内の中心周波数において約３０％の通過帯域を有するフィルタによりフィルタ処理される。
【００７２】
制御プロセッサ１４０は、臨床医により入力された又はメモリに記憶された時間利得補償（ＴＧＣ）入力１４２、横利得補償（ＬＧＣ）入力１４４及び仰角利得補償（ＥＧＣ）入力１４６を入力する。上記ＴＧＣ制御は、受信チャンネル利得を、通常は離散ステップ状に、当該トランスジューサアレイからの距離の関数として調整する。該ＴＧＣ制御は、超音波の媒体中を伝搬するにつれての減衰を補償する。上記ＬＧＣ制御は、受信チャンネル利得を、特定の走査ラインの方位的変位の関数として変化させ、その際に、当該走査ラインに沿う利得は当該トランスジューサアレイからの距離に影響されないままとする。該ＬＧＣ制御は、超音波信号が組織の解剖学的構造により特定の領域で減少する場合、又は対象内の組織の向きが結果としてエコー信号が変化する輝度を有するようにさせる場合に望ましい。前記ＥＧＣ制御は、受信チャンネル利得を仰角の変位の関数として変化させる、即ち当該利得を選択された走査セクタ（即ち、走査面）に関して調整する。また、ユーザは画像がより良好に“見える”ように、上記ＴＧＣ、ＬＧＣ及びＥＧＣを手動で再調整することもできる。
【００７３】
図５を参照すると、受信ビーム形成器２００Ｂは検出されたＲＦエコー信号を画像発生器に供給し、該画像発生器は時間利得補償器（ＴＧＣ）２６２、横利得補償器（ＬＧＣ）２６４及び仰角利得補償器（ＥＧＣ）２６６を含み、これらは前述した補正を行う。ＥＧＣ２６６は、補償されたデータを、Ｂ走査信号プロセッサ２７２、Ｃ走査信号プロセッサ３１５、並びに境界検出器３０２及び３２２に供給する。
【００７４】
他の例として、ＴＧＣ２６２、ＬＧＣ２６４及びＥＧＣ２６６は、有理（rational）利得補償器（ＲＧＣ）により置換され、該補償器は米国特許第5,195,521号、及び１９８３年の超音波画像化、第５巻、第２１４〜２２８ページの“心臓超音波撮像における減衰の有理利得補償”に記載されている。該RGCは減衰を補償しながら、血液と心臓組織との間を区別する。該RGCは、それ以下では後方散乱信号が“ゼロ”と定義されるような閾を使用することにより、血液及び心臓組織に対して信号利得を変化させる。この場合、後方散乱信号は血液から到来する。
【００７５】
依然として図５を参照すると、画像発生器はポストプロセッサ２７６及び３１８を含み、これらプロセッサはエンベロープ検出器２７４及び３１７からフィルタ処理され補償されたデータを入力する。ポストプロセッサ２７６及び３１８は、各データ点のコントラストを、当該データを一群の選択された曲線上にマッピングすることにより制御する。各データ点にコントラストレベルを割り当てた後、走査ラインバッファを、１つの走査ラインに関するデータを一時的に保持するために使用することができる。
【００７６】
当該画像発生器は、走査ラインデータボリュームメモリ２７８と、境界データボリュームメモリ２８０とを含んでいる。走査ラインデータボリューム２７８は、上記の処理されたエコーデータを入力すると共に、前記プロセッサ１４０から表示ライン数１７２、セクタ数１７４及びレンジ１７５を入力する。データボリュームメモリ２７８は、上記データを、各セクタに番号を割り当てると共に、各走査ラインに方位方向に他の番号を割り当てることにより、マトリクス形態で記憶する。該データボリュームメモリ２７８に記憶される上記データマトリクスのサイズは、音響フレームレートに依存する。各走査サイクル（即ち、音響フレーム）は、上記データマトリクスを、方位範囲及び仰角範囲により規定される走査ボリュームにわたって収集されたデータで充填する。走査ライン数は、当該データボリュームマトリクスにおける列数に対応する。また、セクタ数は当該データボリュームマトリクスにおける行数に対応する。走査レンジデータは、当該データボリュームマトリクスにおける列の高さに対応する。データボリュームメモリ２７８は、出力２７９を画像プロセッサ２８５及び２９０に供給する。
【００７７】
また、境界データボリュームメモリ２８０は、上記の処理されたエコーデータを入力すると共に、多数決プロセッサ３０８からデータを入力する。また、境界データボリュームメモリ２８０は、プロセッサ１４０から表示ライン数１７３、セクタ数１７４、レンジ１７５及びＢ走査表面コントラスト１７９を入力する。また、データボリュームメモリ２８０は、上記データをマトリクスの形態で記憶する。データボリュームメモリ２８０は、出力２８１を画像プロセッサ２８５及び２９０に供給する。
【００７８】
方位画像補間プロセッサ２８５及び仰角画像補間プロセッサ２９０は、メモリ２７８及びメモリ２８０からデータを入力すると共に、Ｂ走査エッジ指示器３１０及びＣ走査エッジ指示器３３０からデータを入力する。画像入力に依存して、補間プロセッサ２８５及び２９０は選択された前側画像及び選択された側面画像を各々発生する。これら前側及び側面画像は表示面メモリ３００に供給され、該メモリはビデオ信号３５０をビデオ表示器に供給する。Ｂ走査データに基づいて、臨床医は選択された組織領域を含む領域を選択することができる。該臨床医は、感心のある組織を、レンジゲートを設定することにより、又は画像化された組織の周りに関心領域（ＲＯＩ）を描くことにより、の何れかにより選択する。
【００７９】
当該画像化システムは自動運転又は臨床医との対話のために設計されている。臨床医は、前側平面画像又は側面平面画像（即ち、Ｂ走査画像）を見ることにより、関心領域の輪郭を描くことができる。該輪郭（又は他の入力）に基づいて、制御プロセッサ１４０はＲＯＩ周囲入力１５３を、レンジ１７５、ＲＯＩマーカ及びゲート１７６に変換する。これらは、領域の輪郭を描くために上記ビデオ表示器上に表示することができる。また、これら情報は、ＲＯＩ内の点からのエコーに応答して表面（境界）検出を実行するために境界検出器３０２及び境界検出器３２２にも供給される。このように、表面検出器（即ち、境界検出器３０２及び３２２の少なくとも一方）は、上記ＲＯＩ周囲内での投影画像領域の作成を可能にし、かくして、該表面検出器は表面の視覚化を可能にする。
【００８０】
組織表面又は組織構造は、通常、単一の平面画像の又は或る範囲の画像の中及び外へうねることに注意することが重要である。幾つかの従来の超音波システムは、エコーデータを２Ｄスライス又は面の形態でのみしか表示することができない。斯様な平面画像は、ランダムな領域の継ぎ接ぎを有するような画像を供給し得る。本発明は、臨床医が斯様な平面図画像を視覚化又は理解するのが困難であると思う（特に、上記トランスジューサアレイが重要な表面と完全には整列されていない場合）であろうことを認識した。この問題を除去するために、本画像化システムは、看者内の組織表面及び一般的には三次元解剖学的構造（治療装置、診断装置、矯正装置、ステント等を含む）を視覚化するために、平面画像化及び投影画像化を利用する。
【００８１】
図５に示すように、Ｂ走査境界検出器３０２は、信号プロセッサ３０４、組織指示器３０６、多数決プロセッサ３０８及びエッジ指示器３１０を含んでいる。参照により本明細書に組み込まれる米国特許第5,195,521号は、多数決回路及び前記ＲＯＩを発生する回路を開示している。制御プロセッサ１４０は該境界検出器３０２に対してＲＯＩイネーブル出力１７６、ライン数出力１７１及びセクタ数出力１７４を供給する。信号プロセッサ３０４は、前記ＲＦデータから、組織からのエコーと血液からのエコーとの間の差に敏感な特性を導出し、組織の境界を突き止める精度を向上させる。上記特性は、組織からの及び血液からの積分された後方散乱の振幅である。信号プロセッサ３０４は該積分された後方散乱の振幅を決定し、該振幅を組織指示器３０６に供給する。（他の例として、組織指示器３０６は前記エコーＲＦデータを直接入力してもよい。）
【００８２】
組織指示器３０６は、当該エコーが組織からか又は血液からかに依存して１又はゼロの何れかに等しくなるような信号を出力する。多数決プロセッサ３０８は、走査セクタ内の個々の走査ラインに関して上記信号の大多数がゼロであるか１であるかを決定する。即ち、多数決プロセッサ３０８は、各レンジにおいて、組織指示器３０６により供給された信号が組織からのエコー又は血液からのエコーの何れを表すかを示す信号を生成する。多数決プロセッサ３０８は、この信号を、現在走査されているラインを含み連続する走査ラインの大多数に対して生成する。該指示器３０６が大多数の走査ラインに対して、或るレンジにおける反射が組織からであることを示す信号を出力する場合、多数決プロセッサ３０８は上記反射が組織からであるという事実を示す信号を出力する。同様に、組織指示器３０６が大多数のラインに対して異なる信号を出力する場合は、多数決プロセッサ３０８は斯かる反射が血液からであるという事実を示す信号を出力する。
【００８３】
エッジ指示器３１０は、多数決プロセッサ３０８により供給される信号の変化に応答して、当該画像における空洞即ち心室の輪郭を形成するために使用されるような短いパルスを生成する。即ち、エッジ指示器３１０は、多数決プロセッサ３０８の出力がハイレベルからローレベルへ及びその逆に変化する場合に、例えば１マイクロ秒の間ハイ論理レベルを出力するようなエッジ指示器回路（米国特許第5,195,521号に開示されている）を含んでいる。エッジ指示器３１０の出力３１２は、Ｂ走査境界を強調するためにプロセッサ２８５及び２９０に供給される。更に、多数決プロセッサ３０８からの出力３０９は、前述したように境界データボリュームメモリ２８０に供給される。
【００８４】
Ｃ走査境界検出器３２２は、Ｂ走査境界検出器３０２と同様に動作する。Ｃ走査境界検出器３２２は、信号プロセッサ３２４、組織指示器３２６、多数決プロセッサ３２８及びエッジ指示器３３０を含んでいる。制御プロセッサ１４０は該境界検出器３２２に対してレンジゲートイネーブル出力１７７、ライン数出力１７１及びセクタ数出力１７４を供給する。信号プロセッサ３２４は、前記ＲＦデータから、組織から及び血液からの積分後方散乱の振幅を導出し、該振幅を組織指示器３２６に供給する。組織指示器３２６は、当該エコーが組織からか又は血液からかに依存して１又はゼロの何れかに等しくなるような信号を出力する。多数決プロセッサ３２８は、走査セクタ内の個々の走査ラインに関して上記信号の大多数がゼロであるか１であるかを決定する。即ち、多数決プロセッサ３２８は、各レンジにおいて、組織指示器３２６により供給された信号が組織からのエコー又は血液からのエコーの何れを表すかを示す信号を生成する。
【００８５】
エッジ指示器３１０に関して説明したように、エッジ指示器３３０は、多数決プロセッサ３２８により供給される信号の変化に応答して、当該画像における空洞即ち心室の輪郭を形成するために使用されるような短いパルスを生成する。詳細には、エッジ指示器３３０は、多数決プロセッサ３２８の出力がハイレベルからローレベルへ及びその逆に変化する場合に、即ち、検出されたエコーが組織から血液に及びその逆に変化した場合に、ハイ論理レベルを出力する。エッジ指示器３３０の出力３２２は、Ｃ走査境界を強調するためにプロセッサ２８５及び２９０に供給される。更に、多数決プロセッサ３２８からの出力３２９は、ゲートピーク検出器３２０に供給される。
【００８６】
図５Ｃを参照すると、ゲートピーク検出器３２０は、選択されたＲＯＩ又はレンジ内に位置する選択された組織表面に続くＣ走査データを供給する。サンプラ３５２は、ポストプロセッサ３１８からの出力３１９を入力し、サンプリングされたデータを保持回路３５６及び遅延回路３６０に供給する。更に、多数決プロセッサ３２８の出力３２９は正トリガ比較器３５４及び負トリガ比較器３５８に供給される。多数決プロセッサ３２８が基端組織表面を検出すると、正トリガ比較器３５４が保持回路３５６にイネーブル信号を供給し、該回路は出力３５７を基端／遠端表面回路３６４に供給する。
【００８７】
臨床医は入力１６２を使用して上側画像又は下側画像を選択し、制御プロセッサ１４０は基端／遠端表面出力１８４を基端／遠端表面回路３６４に供給し、該回路はスイッチとして機能する。多数決プロセッサ３２８が遠端表面を検出している場合は、負トリガ比較器３５８がイネーブル信号を保持回路３６２に供給し、該回路は出力３６３を基端／遠端表面スイッチ３６４に供給する。基端／遠端表面スイッチ３６４は制御プロセッサ１４０から基端／遠端表面値１８４から入力する。該基端／遠端表面出力１８４に依存して、該基端／遠端表面スイッチは信号３５７又は信号３６３を、ヨー調整プロセッサ３３５、次いで、コントラスト調整プロセッサ３４０に供給する。即ち、基端／遠端表面スイッチ３６４は、当該ゲートピーク検出器３２０が当該ＲＦ信号の正に向かうエッジから大きな値を送出するか、又は当該ＲＦ信号の負へ向かうエッジから大きな値を送出するかを決定する。このようにして、当該システムは上側画像及び下側画像用のデータを発生する（両者は修正されたＣ走査画像である）。
【００８８】
上述したように、ゲートピーク検出器３２０はＲＦ信号から基端の又は遠端の表面データを選択し、該データをヨー調整プロセッサ３３５に送出する。ゼロ度調整（即ち、ヨー調整出力１８３がゼロに等しい）の場合は、当該データは変更されずにコントラスト調整プロセッサ３４０に供給される。コントラスト調整プロセッサ３４０は、下側画像及び上側画像（即ち、２つのＣ走査画像）に対して別個のコントラスト調整を達成する。臨床医はＣ走査コントラスト入力１５６を入力し、制御プロセッサ１４０は該入力をＣ走査出力１７８として供給する。例えば、或る組織壁は前側画像及び側面画像（Ｂ走査断面）において白い線として見えるかもしれないが、臨床医は下側画像において目標、障害又は治療装置を探すために、該組織壁をグレイで見たいかも知れない。Ｃ走査のコントラストは、本物のような組織表面外観を形成する。コントラスト調整の後、コントラスト調整プロセッサ３４０はコントラスト調整データを目盛り調整プロセッサ３４５に供給する。目盛り調整プロセッサ３４５は、コントラストが調整されたデータを前側及び側面画像（即ち、Ｂ走査画像）に使用される目盛りにマッピングし、該データをビデオ表示メモリ３００に供給する。
【００８９】
本超音波画像化システム１０は、画像を得及び調整するために６つの自由度を提供する。電子的調整が、選択された画像の向きを得るために３つの自由度を提供する。３つの追加の自由度は、選択された組織構造に対するトランスジューサアレイ４２の空間的向きから得られる。トランスジューサアレイ４２は、図３ないし３Ｂに示すように関節曲げする関節領域３４により配向される。該関節は走査されたボリュームの向きを、従って前側の、側面の及び下側の画像の向きを図４Ａないし４Ｅに示すように変化させる。画像発生器２５０は、三次元組織構造の予測可能な及び容易に理解可能な画像を提供する。
【００９０】
正投影画像２８６、２９１及び２９２は、制御プロセッサ１４０に新たな入力値を供給することにより電子的に再配置することができる。前側画像２８６（又は後側画像）及び側面画像２９１又は２９２を見た後、臨床医は、走査セクタ深度１４８、フレームレート１５０又は方位対仰角走査比１５２に関する新たな値を入力して他の走査を実行することにより、走査ボリュームＶを電子的に変更又は再配置することができる。他の例として、臨床医は新たな走査のピッチオフセット１５８又はロールオフセットを変更することにより、画像化される組織を再選択することができる。ピッチオフセットは、走査ラインを方位方向に変化させる。ロールオフセットは、トランスジューサアレイ４２に対するラインの仰角を変化させ、従って図４に示す個々の画像セクタの位置を変化させる。このようにして、臨床医は走査を関心のある組織に中心を合わされた小さなデータボリューム上に向けることができる。該小さなボリュームにわたり走査することにより、当該システムは、フレームレートを上昇させることにより運動する組織のリアルタイム画像化を改善する。何故なら、該システムは少ない数のデータ点を収集することになるからである。他の例として、当該システムは上記小さなボリューム上で同数のデータ点を収集して解像度を改善する。
【００９１】
当該画像化システム１０は、理解可能な画像を提供するために幾つかのアイコンを使用する。図５、５Ａ及び７を参照すると、方位アイコン発生器２８９はピッチ調整１８１を入力し、前側画像用の前側方位アイコン３７０（又は後側画像用の後側方位アイコン）を表示するためのデータを供給する。仰角アイコン発生器２９９は、ロール調整１８２を入力し、左側画像２９１用の左側仰角アイコン３７２（図７に示す）及び右側画像２９２用の右側仰角アイコン３７４を表示するためのデータを供給する。ヨーアイコン発生器３４６は、ヨー調整１８３を入力し、ヨーの向きを示す上側アイコン３７６及び下側アイコン３７８を表示するためのデータを供給する。臨床医は斯かるアイコンを使用して画像を一層良好に理解する。更に、臨床医は斯かるアイコンを使用して、音響ビームを選択された関心のある値に対してステアリングし及び向け、又はトランジスタアレイ４２の向きに対して画像を配置及び向ける。
【００９２】
当該画像化システム１０は正投影画像（即ち、前側、後側、側面、上側及び下側画像）の提示を電子的に変化させることもできる。前側画像及び側面画像（図７）を見た後、臨床医は斯かる画像の向きを、ヨーオフセット１６０を変更することにより変化させることができる。ヨー出力１８３はプロセッサ２８５、２９０及び３３５に供給され、これらプロセッサは前側、側面、上側及び下側画像を再計算する。再計算された前側画像２８６Ａ、左側画像２９１Ａ、右側画像２９２Ａ及び下側画像３６６Ａが図７Ａに示されている。更に、方位アイコン発生器２８９は前側画像方位アイコン３７０Ａを表示するためのデータを供給し、仰角アイコン発生器２９９は、左側画像仰角アイコン３７２Ａ及び右側画像仰角アイコン３７４Ａの両者のためのデータを供給する。ヨーアイコン発生器３４６は、上側画像アイコン３７６Ａ及び下側画像アイコン３７８Ａの両者を表示するためのアイコンを供給する。
【００９３】
ヨー調整は、通常、走査ラインの新たな面を発生するために補間を必要とする。これらの面は、走査ラインの最も近い組から、新たなデータ面（即ち、セクタ）を作成するためのデータボリュームマトリクスを用いて発生される。この補間処理は、極座標データを表示に使用する長方形座標データに変換するようなリアルタイム２Ｄシステムにより実行される走査変換処理（例えば、米国特許第4,468,747号又は米国特許第5,197,037号参照）と同一の原理を用いる。再計算された各データ面は、プロセッサ２８５及び２９０に関連するメモリに記憶することができる。斯かる再計算されたデータ面はビデオ表示面メモリ３００へ、次いで信号３５０（図５に示す）によりビデオモニタに供給される。走査変換器２８８及び２９８は、Ｒ、シータで収集された超音波データを、方位及び仰角面の両方に関してＸＹフォーマットに変換する。走査変換器２８８及び２９８は、米国特許第4,468,747号；米国特許第4,471,449号；又は米国特許第5,197,037号若しくは１９８３年１０月のヒューレット・パッカード・ジャーナルの“超音波画像化、概要”及び“超音波画像を表示するための走査変換アルゴリズム”に記載されたように構成される。
【００９４】
重要なことに、当該全体のシステムは、高品質画像を収集及び発生するために６つの自由度を提供する。画像化プローブ１２は、検査される組織に対してトランスジューサアレイ４２を位置決めする場合に３つの自由度を提供する。遠端部３０を関節曲げ、回転及び変位させることにより、臨床医はトランスジューサアレイ４２を選択された位置まで操作し、該アレイ４２を検査される組織に対して向ける。画像化電子回路は、ピッチ、ロール及びヨー値を選択することにより当該画像を発生するための他の３つの自由度を提供する。該表示システムは、メモリに記憶された収集された走査データから、異なるヨー値に対する新たな（再配向された）画像を発生することができる。表示フォーマットは、以下に説明するように、或る位置（又は一連の位置）から他の位置へ常に予測可能であると共に、臨床医により容易に理解される。臨床医は、上記ＴＥＥ又は経鼻ＴＥＥプローブの新規なプローブ設計、及び画像の解剖学的に正しい向きを提供する新規な表示システムにより、三次元構造を（時間的に）理解するであろう。該新規なプローブ設計は、トランスジューサアレイ４２の中心線を、図９Ａないし１４Ｃに示すパイ形状画像の頂点に位置させる。
【００９５】
図８を参照すると、データを収集する前に、臨床医は経食道プローブを、導入器１３５を用いて口１３０及び喉頭咽頭１３２を介して食道３８０に導入する。上記プローブ及び導入器を口蓋垂を経て移動させた後、該プローブの遠端部５０は胃腸管（GI track）内で所望の位置に位置される。トランスジューサアレイ４２を備える遠端部５０は、図８Ｂに示すように食道内に位置させるか、図８Ｃに示すように胃の基部に位置させることができる。心臓を画像化するために、前記送信ビーム形成器は放射パルスを比較的大きな深さで収束させ、受診ビーム形成器は１０〜２０ｃｍ離れた構造からのエコーを検出するが、これは、例えば心臓内に導入される血管内カテーテルに使用されるレンジと較べて、比較的遠いレンジである。
【００９６】
他の例として、図８Ａに示すように、臨床医は経鼻経食道プローブを鼻トランペット（nasotrumpet）導入器１３６を用いて左鼻孔１３４（又は右鼻孔）へ導入し、これらを鼻咽頭内を口蓋垂を経て食道３８０内へ移動させる。鼻トランペット導入器１３６は比較的薄い曲げやすい壁の比較的大きな内径を有している。導入過程の間、当該経鼻ＴＥＥプローブは、鼻トランペット導入器１３６の被覆を支持することができる。両部材は、患者の鼻咽頭の気道の予測される内部幾何学構造に湾曲される。導入の後、経鼻ＴＥＥプローブは食道３８０内へ下方移動され、当該トランスジューサアレイを備える上記遠端部は胃腸管内の所望の位置に位置される。
【００９７】
ＴＥＥ画像化プローブに関するのと同様に、経鼻ＴＥＥプローブは、食道内で（図８Ｂ）又は胃３８１の基部内で（図８Ｃ）位置決めされ、関心のある組織を画像化するよう向けられる。各々の場合において、当該画像化システムは幾つかの新規なタイプの画像を発生する。該画像化システムは、特に、心臓のような運動する臓器のリアルタイムな画像化を提供する能力故に、近レンジ内フィールドを用いて近い組織を画像化するのに適している。
【００９８】
図８Ｂ及び８Ｃを参照すると、当該画像化プローブは、心臓内に導入されたバルーンカテーテル又は焼灼カテーテルのような医療装置を画像化することができる。焼灼カテーテル４００（例えば、カリフォルニア州、サニーヴェイルのメドトロニクス・インクにより製造されるカテーテル）が左心室３９４内に導入され、該カテーテルの遠端部４０２は心筋３９９の内側表面の近傍又は内側表面上に位置される。当該臨床医は、前述したように、該プローブの新規な設計により、三次元構造（時間的に）を理解することができる。また、新規な表示システムは、図７及び７Ａで説明した正投影画像の解剖学的に正しい向きを提供する。
【００９９】
図９Ａは人の心臓の長軸に沿う断面図であり、図９Ｂは該心臓の短軸に沿う断面図である。図９Ａないし９Ｄは、当該画像化システムのビデオ表示器上には表示されないが、ここでは説明のために示される。図９Ａ及び９Ｂの両者は、食道３８０（図８Ｂ）内に位置されたプローブ１２（図１及び２に示される）の遠端部３０、及び右心室３８内に位置された焼灼カテーテル４００の遠端部４０２を示している。
【０１００】
当該画像化システムは、トランスジューサアレイ４２を使用してエコーデータを収集し、図１０Ａ、１０Ｂ及び１０Ｃに示す３つの正投影画像（即ち、互いに概ね直交する向きを持つ画像）を提供する。斯かる３つの正投影画像は前側画像４２０、左側画像４５０及び上側画像４７０であり、これら画像は関心のある領域又は関心のある範囲内の投影画像を伴う平面画像として発生される。当該画像化システムのビデオ表示器は、図７及び７Ａに関連して説明したように、各正投影画像及び関連するアイコンを表示する。以下の説明においては、例えば１９６１年のジョン・ワイリー・アンド・サンズ・インクのR.P. Holster及びC.H. Springierによる“工業製図及び幾何”に規定された投影図の標準的定義を使用する。
【０１０１】
図９Ａを参照すると、フェーズドアレイモードで動作するトランスジューサアレイ４２は、ライン４１２及び４１３並びにレンジ距離４１４により示された方位角範囲にわたりエコーデータを収集する。図１０Ａは、対応する前側画像４２０と前側画像アイコン４３０とを示している。前側画像アイコン４３０はアレイ軸４３２を含み、上記方位角範囲に対応する前側画像フィールド４３４を示している。アレイ軸４３２は、ヨー調整２４３（図７Ａ）の選択された値のためにトランスジューサアレイ４２の長軸を示している。図１０Ａにおいて、前側画像４２０は、右心室３８６と左心室３９４とを分離する（図９Ａに示す）隔壁３８８の基端側表面（上面）３８９上に位置された焼灼カテーテル４００の遠端部４０２を示している。また、前側画像４２０は、特に、左心室３９４と大動脈３９６との間の大動脈弁３９５を示している。臨床医はゲート４１６及び４１７並びにＲＯＩマーカ４１５の位置を設定することができる。
【０１０２】
図９Ｂ及び１０Ｂを参照すると、本画像化システムは、ライン４４５及び４４６並びにＲＯＩマーカ４４８により示される選択された仰角範囲にわたりエコーデータを収集することにより左側画像４５０も発生することができる。トランスジューサアレイ４２（図９Ａ）は、選択された数の画像セクタにわたりエコーデータを収集するが、ここでライン４４７は上記前側画像面の位置を示している。左側画像４５０は、左心室３９４の一部、右心室３８６、隔壁３８８、及び該隔壁３８８の右心室表面３８９上に位置されたカテーテル４００の遠端部４０２を表示している。更に図１０Ｂを参照すると、左側画像アイコン４６０は、利用可能な側面画像フィールド４６２、及び画像セクタが得られた仰角範囲４６４を示している。
【０１０３】
図９Ｃ及び９Ｄは人の心臓の投影画像である。図９Ｄは、図９Ａ及び９Ｂで規定されたレンジ内（即ち、ゲート４１６及び４１７）で焼灼カテーテルの遠端部４０２及び隔壁３８８の面３８９を表示する切り欠き上側画像を示している。対応する図１０Ｃは、レンジゲート４１６及び４１７内のＢ走査データから発生されたＣ走査投影上側画像４７０、及び上側画像アイコン４９０を表示している。上側画像４７０は、隔壁３８８の基端側表面３８９上に位置されたカテーテル４００の遠端部４０２を示している。レンジゲート４１６及び４１７、並びに角度範囲ライン４１２、４１３、４４５及び４４６が上側画像４７０の領域を規定している。上側画像４７０の領域は、隔壁３８８の基端側表面３８９の湾曲のため陰影領域とは同一ではない。図１０Ｃは上側画像アイコン４９０も表示し、該アイコンは長方形なアレイ４９２とアレイ軸４９４とを含んでいる。長方形領域４９２の辺に対する軸４９４の角度は上側画像４７０のヨー角を示し、この場合、該ヨー角は零である。
【０１０４】
図１１Ａ及び１１Ｂは、図９Ａ及び９Ｂと同様に、心臓の断面図を示している。本画像化システムは対応する前側画像４２０Ａ（図１２Ａに示す）及び左側画像４５０Ａ（図１２Ｂに示す）を表示する。しかしながら、図１２Ａ及び１２Ｂの画像においては、該画像化システムはレンジゲート４１６及び４１７に対して、並びに角度範囲ライン４１２、４１３、４４５及び４４６に対して図１０Ａ及び１０Ｂとは異なる値を使用している。何故なら、ここではカテーテル４００の遠端部４０２が左心室３９４内に位置されているからである。更に、該画像化システムは、図１２Ａ及び１２Ｂにおいてレンジゲート４１６Ａ及び４１７Ａを設定した後、上側画像４７０（図１０Ｃに示す）の代わりに下側画像５００（図１２Ｃに示す）を示している。
【０１０５】
図１１Ａは、心臓の長軸断面に沿う断面画像である。該画像化システムはエコーデータを収集し、図１２Ａに示す正投影前側画像４２０Ａを発生する。該システムは、ライン４１２Ａ及び４１３Ａにより示される新たな方位角範囲を使用し、該範囲は前記投影画像４２０に使用された方位角範囲よりも小さい。該小さな方位角範囲は、関心のある表面がアレイ４２から一層遠くに位置している故に選択される。一般的に、フェーズドアレイモードにおいては、該画像化システムは、アレイ４２の近くに位置する関心領域を、更に遠い領域よりも大きな方位及び仰角範囲を用いて画像化する。
【０１０６】
図１２Ａを参照すると、前側画像４２０Ａは、隔壁３８８、カテーテル４００の遠端部４０２、左心室３９４、並びに僧坊弁３９２及び大動脈弁３９５の部分を表示し、これら全ては範囲４１４Ａ内に位置する。前側画像４２０Ａはカテーテル４００の遠端部４０２を、例えば心筋の焼灼又は血管再生の間において表示することができる。図１２Ａは前側画像アイコン４３０Ａも表示し、該アイコンは、ライン４１２Ａ及び４１３Ａにより規定された方位角範囲に対応する実際の前側画像フィールド４３４Ａに対して或る角度で位置されるアレイ軸４３２Ａを含んでいる。前側画像アイコン４３０Ａは、最大方位角範囲に対応するような利用可能な前側画像フィールド４３６Ａを含んでいる。図１１Ｂは心臓の短軸に沿う断面図である。図１１Ｂはプローブ１２の遠端部３０（食道３８０内に位置する）、及び左心室３９４内に位置する焼灼カテーテル４００の遠端部ウェブ４０２を示している。
【０１０７】
図１２Ｂは、左側画像４５０Ａ及び左側画像アイコン４６０Ａを表示している。該画像化システムは左側画像４５０Ａを発生し、該画像は含酸素化された血液で満たされた左心室３９４の一部及び脱酸素化された血液で満たされた右心室３８６の一部を示している。カテーテル４００の遠端部４０２は、レンジゲート４１６Ａ及び４１７Ａ内で隔壁３８８の遠端表面３８９Ａ（下側表面）の近傍に位置されている。左側画像アイコン４６０Ａは、利用可能な側面画像フィールド４６２Ａ及び実際の側面画像フィールド４６４Ａを表示している。実際の側面画像フィールド４６４Ａは、ライン４４５Ａ及び４４６Ａにより示される前記トランスジューサアレイ４２から放出されるラインの仰角範囲を表示している。利用可能な側面画像フィールド４６２Ａは、最大の仰角範囲に対応する。
【０１０８】
図１１Ｃ及び１１Ｄは人の心臓の投影画像である。図１１Ｃは、遠端部４０２及び隔壁３８８の下側表面３８９Ａを表示する切り欠き下側画像を示し、上記両者は図１２Ａ及び１２Ｂで規定された範囲内に位置している。図１２Ｃはレンジゲート４１６Ａ及び４１７Ａ内でＢ走査データから発生されたＣ走査投影下側画像５００を表示している。下側画像５００は、隔壁３８８の遠端表面（左心室表面）３８９Ａ上に配置された遠端部４０２を示している。レンジゲート４１６Ａ及び４１７Ａ、並びに角度範囲ライン４１２Ａ、４１３Ａ、４４６Ａ及び４４５Ａが、図１２Ｃにおける下側画像５００の領域を規定している。該下側画像５００の領域は、基端側表面３８９Ａの湾曲のために斜線領域とは同一ではない。図１２Ｃは下側画像アイコン５２０も表示し、該アイコンは長方形アレイ５２２及びアレイ軸５２４を含んでいる。長方形領域５２２の辺に対する軸５２４の角度は、上側画像５００のヨー角を示す。この場合は、ヨー角は零である。
【０１０９】
本画像化システムのビデオ表示器は、上述した正投影画像及び関連するアイコンを常に図７に示す同一の場所に表示する。各画像及びアイコンの通常の位置は、臨床医にとり、当該画像を画像化された組織の実際の解剖学的構造と相関させるのを容易にする。ヨーの他の値１６０（図５及び５Ａ）を供給した後、前記画像発生器は全ての正投影画像を再計算し、これらを標準の位置に表示する。アイコン発生器２８９、２９９及び３４６は、アイコン４３０Ａ、４６０Ａ及び５２０用のデータを再計算し、これらの全てが再び標準の位置で表示される。表示された画像は解剖学的に正しい向きを有している。
【０１１０】
図１３Ａ及び１３Ｂは、図１１Ａ及び１１Ｂに示した画像と同様の、心臓の断面図を各々示している。しかしながら、図１３Ａ及び１３Ｂにおいては、該画像化システムはレンジゲート４１６Ｂ及び４１７Ｂ並びに角度範囲ライン４１２Ｂ、４１３Ｂ、４４５Ｂ及び４４６Ｂを使用している。何故なら、カテーテル４００の遠端部４０２が、ここでは、左心室３９４内で組織表面３９９上に位置しているからである。該画像化システムは図１４Ａ及び１４Ｂにおけるレンジゲートの設定に基づいて、上側画像４７０Ｂ（図１４Ｃに示す）を表示する。
【０１１１】
図１３Ａ及び１３Ｂは、右心室３８６の外側に位置するプローブ１２の遠端部３０、及び左心室３９４の内部に位置する焼灼カテーテル４００の遠端部４０２を示している。前述したように、該画像化システムはトランスジューサアレイ４２を使用してエコーデータを収集し、図１４Ａ、１４Ｂ及び１４Ｃに示すような正投影画像を発生する。ビデオ表示器は、これら正投影画像及び関連するアイコンを図７及び７Ａに示した所定の位置に表示する。
【０１１２】
即ち、図１４Ａは断面画像４２０Ｂ及び前側画像アイコン４３０Ｂを示している。前側画像４２０Ｂは組織表面３９９上に位置された遠端カテーテル部分４０２を示している。また、前側画像４２０Ｂは、左心室３９４と左心房３９０との間の僧坊弁３９２も示している。臨床医は、ゲート４１６Ｂ及び４１７Ｂ並びにＲＯＩマーカ４１５Ｂの位置を設定することができる。前側画像アイコン４３０Ｂは、アレイ軸４３２Ｂを表示すると共に、利用可能な前側画像フィールド４３６Ｂ及び実際の前側画像フィールド４３４Ｂを表示している。実際の前側画像フィールド４３４Ｂは、ライン４１２Ｂ及び４１３Ｂにより規定される方位角範囲に対応し、利用可能な前側画像フィールド４３６Ｂは、最大の方位角範囲に対応する。実際の画像フィールド４３４Ｂと利用可能な画像フィールド４３６Ｂとの間の関係は、ピッチ調整１８１（図５Ａ）を表示する。実際の画像フィールド４３４Ｂに対するアレイ軸４３２Ｂは、ヨー調整１８３（図５Ａ）の選択された値を示す。
【０１１３】
図１３Ｂ及び１４Ｂを参照すると、当該画像化システムは、ライン４４５Ｂ及び４４６Ｂ並びにＲＯＩマーカ４４８Ｂにより示される選択された仰角範囲にわたりデータを収集することにより、左側画像４５０Ｂを発生することができる。左側画像４５０Ｂは、隔壁３８８の一部と、左心室表面３９９上に位置する遠端カテーテル部分４０２とを表示している。更に図１４Ｂを参照すると、左側画像アイコン４６０Ｂは利用可能な側面画像フィールド４６２Ｂと、実際の側面画像フィールド４６４Ｂとを表示し、該実際の側面画像フィールドは画像セクタが収集された仰角範囲に対応する。利用可能な画像フィールド４６２Ｂと実際の画像フィールド４６４Ｂとの間の関係は、ロール調整１８２（図５Ａ）を表示する。
【０１１４】
図１３Ｃ及び１３Ｄは人の心臓の投影画像である。図１３Ｄは、プローブ１２の遠端部３０と、心臓表面上に位置する焼灼カテーテル４００の遠端部４０２との両者を表示する切り欠き上側画像を示している。図１４Ｃは、レンジゲート４１６Ｂ及び４１７Ｂ内でＢ走査データから発生されたＣ走査投影上側画像４７０Ｂを表示すると共に、上側画像アイコン４６０Ｂを表示している。上側画像４７０Ｂは、表面３９９の近傍に位置する遠端カテーテル部分４０２と、僧坊弁３９２の一部とを示している。レンジゲート４１６Ｂ及び４１７Ｂ並びに角度範囲４１２Ｂ、４１３Ｂ、４４５Ｂ及び４４６Ｂが、上側画像４７０Ｂの領域を規定している。図１４Ｃは、上側画像アイコン４９０Ｂも表示し、該アイコンは長方形アレイ４９２Ｂ及びアレイ軸４９４Ｂを含んでいる。長方形領域４９２Ｂの辺に対する軸４９４Ｂの角度は、上側画像４７０Ｂのヨー角を示す。
【０１１５】
更なる実施例は、添付請求項に記載される。
【図面の簡単な説明】
【０１１６】
【図１】図１は、遠端部及び半可撓性長尺胴部を有する経食道画像化プローブを含む超音波システムを示す。
【図２】図２は、上記経食道画像化プローブの剛性領域の概略断面図である。
【図２Ａ】図２Ａは、上記経食道画像化プローブの剛性領域の概略断面図である。
【図３】図３は、面内Ｊ字フックとして関節曲げされた上記経食道プローブの関節領域の概略断面図を示す。
【図３Ａ】図３Ａは、面外Ｊ字フックとして関節曲げされた上記経食道プローブの関節領域の概略断面図を示す。
【図３Ｂ】図３Ｂは、面内Ｓ字フックとして関節曲げされた上記経食道プローブの関節領域の概略断面図を示す。
【図３Ｃ】図３Ｃは、上記経食道プローブの関節領域に使用される関節リンクの斜視図である。
【図４】図４は、正投影画像を示すために使用されるエコーデータの走査ボリュームを示す。
【図４Ａ】図４Ａは、前記遠端部を図３ないし３Ｂに関連して説明したように関節曲げすることにより発生される走査ボリュームの或る向きを示す。
【図４Ｂ】図４Ｂは、前記遠端部を図３ないし３Ｂに関連して説明したように関節曲げすることにより発生される走査ボリュームの他の向きを示す。
【図４Ｃ】図４Ｃは、前記遠端部を図３ないし３Ｂに関連して説明したように関節曲げすることにより発生される走査ボリュームの他の向きを示す。
【図４Ｄ】図４Ｄは、前記遠端部を図３ないし３Ｂに関連して説明したように関節曲げすることにより発生される走査ボリュームの他の向きを示す。
【図４Ｅ】図４Ｅは、前記遠端部を図３ないし３Ｂに関連して説明したように関節曲げすることにより発生される走査ボリュームの他の向きを示す。
【図５（１）】図５（１）は、図１の超音波システムの画像発生器を概略的に示す。
【図５（２）】図５（２）も、図１の超音波システムの画像発生器を概略的に示す。
【図５（３）】図５（３）も、図１の超音波システムの画像発生器を概略的に示す。
【図５（４）】図５（４）も、図１の超音波システムの画像発生器を概略的に示す。
【図５（５）】図５（５）も、図１の超音波システムの画像発生器を概略的に示す。
【図５Ａ（１）】図５Ａ（１）は、図１の超音波システムの制御プロセッサを概念的に示す。
【図５Ａ（２）】図５Ａ（２）も、図１の超音波システムの制御プロセッサを概念的に示す。
【図５Ｂ】図５Ｂは、当該超音波システムの送信ビーム形成器及び受信ビーム形成器に接続された超音波トランスジューサのアレイを概念的に示す。
【図５Ｃ】図５Ｃは、図５の図示で使用されるゲーテッドピーク検出器を概略示す。
【図６】図６は、図５のシステムにより発生される走査パターンを示す。
【図６Ａ】図６Ａは、図５のシステムにより発生される他の走査パターンを示す。
【図６Ｂ】図６Ｂは、図５のシステムにより発生される他の走査パターンを示す。
【図６Ｃ】図６Ｃは、図５のシステムにより発生される他の走査パターンを示す。
【図７】図７は、図１の超音波画像化システムにより提供される５つの正投影画像を図示する。
【図７Ａ】図７Ａは、ヨー角を変更することにより調整された図７の正投影画像を図示する。
【図８】図８は、心臓を画像化するための経食道プローブ及び経鼻経食道プローブの導入及び使用を図示する。
【図８Ａ】図８Ａは、心臓を画像化するための経食道プローブ及び経鼻経食道プローブの導入及び使用を図示する。
【図８Ｂ】図８Ｂは、心臓を画像化するための経食道プローブ及び経鼻経食道プローブの導入及び使用を図示する。
【図８Ｃ】図８Ｃは、心臓を画像化するための経食道プローブ及び経鼻経食道プローブの導入及び使用を図示する。
【図９Ａ】図９Ａは、当該画像化プローブが食道に挿入され、焼灼カテーテルが右心室に位置された人の心臓の断面図である。
【図９Ｂ】図９Ｂも、当該画像化プローブが食道に挿入され、焼灼カテーテルが右心室に位置された人の心臓の断面図である。
【図９Ｃ】図９Ｃは、人の心臓の投影図である。
【図９Ｄ】図９Ｄは、人の心臓の投影図で、焼灼カテーテルを示す切り欠き上面図を含む。
【図１０Ａ】図１０Ａは、図９Ａ及び９Ｂに示す画像化プローブにより収集された正投影図である。
【図１０Ｂ】図１０Ｂも、図９Ａ及び９Ｂに示す画像化プローブにより収集された正投影図である。
【図１０Ｃ】図１０Ｃも、図９Ａ及び９Ｂに示す画像化プローブにより収集された正投影図である。
【図１１Ａ】図１１Ａは、当該画像化プローブが食道に挿入され、焼灼カテーテルが左心室に位置された人の心臓の断面図である。
【図１１Ｂ】図１１Ｂも、当該画像化プローブが食道に挿入され、焼灼カテーテルが左心室に位置された人の心臓の断面図である。
【図１１Ｃ】図１１Ｃは、人の心臓の投影図で、図１１Ａ及び１１Ｂに示した焼灼カテーテルを示す切り欠き底面図を含む。
【図１１Ｄ】図１１Ｄは、人の心臓の投影図である。
【図１２Ａ】図１２Ａは、図１１Ａ及び１１Ｂに示す画像化プローブにより収集された正投影図である。
【図１２Ｂ】図１２Ｂも、図１１Ａ及び１１Ｂに示す画像化プローブにより収集された正投影図である。
【図１２Ｃ】図１２Ｃも、図１１Ａ及び１１Ｂに示す画像化プローブにより収集された正投影図である。
【図１３Ａ】図１３Ａは、当該画像化プローブが食道に挿入され、焼灼カテーテルが左心室に位置された人の心臓の断面図である。
【図１３Ｂ】図１３Ｂも、当該画像化プローブが食道に挿入され、焼灼カテーテルが左心室に位置された人の心臓の断面図である。
【図１３Ｃ】図１３Ｃは、人の心臓の投影図である。
【図１３Ｄ】図１３Ｄは、人の心臓の投影図で、図１３Ａ及び１３Ｂに示した画像化プローブ及び焼灼カテーテルの両者を示す切り欠き上面図を含む。
【図１４Ａ】図１４Ａは、図１３Ａ及び１３Ｂに示す画像化プローブにより収集された正投影図である。
【図１４Ｂ】図１４Ｂも、図１３Ａ及び１３Ｂに示す画像化プローブにより収集された正投影図である。
【図１４Ｃ】図１４Ｃも、図１３Ａ及び１３Ｂに示す画像化プローブにより収集された正投影図である。
【図１】
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【図５（１）】
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【図５（２）】
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【図５（３）】
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【図５（４）】
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【図５（５）】
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【図５Ａ（１）】
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【図５Ｂ】
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【図５Ｃ】
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【国際公開パンフレット】
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2005507273.tif 000087
2005507273.tif 000088
【国際調査報告】
2005507273.tif 000089
2005507273.tif 000090
2005507273.tif 000091
2005507273.tif 000092