(57)【要約】【課題】造影剤を注入した組織を撮像するときの造影剤対組織比を改善する。【解決手段】被検体に基本周波数のマイクロバブルを有する造影剤を注入する。第一１３６及び第二の送波パルス１４４を被検体の体内に送波する。第一及び第二の送波パルスは各々、第一の（基本）１３０、１３８信号と、第二（シード）１３２、１４０信号とを含んでいる。基本信号は基本周波数に基づく周波数を有しており、シード信号は基本信号の周波数に基づく低調波周波数を有している。第一及び第二の送波パルスは互いに対して位相反転している。第一及び第二の送波パルスから受波されたエコー１８４、１８６は、低調波又は超高調波周波数でフィルタ処理されて、組織応答を除去すると共にマイクロバブル応答を通過させる。【選択図】        図１
2004154572.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
造影剤を注入した組織及び血管を撮像するときの造影剤対組織比を改善する方法であって、
基本周波数を有するマイクロバブルを含んだ造影剤を被検体に注入する工程と、
前記基本周波数に基づく第一の周波数を有する第一の信号（１３０）と、前記第一の周波数に基づいており前記第一の周波数よりも低い第二の周波数を有する第二の信号（１３２）とを含んだ第一の送波パルス（１３６）を前記被検体の体内に送波する工程と、
前記第一の周波数及び前記第二の周波数をそれぞれ有しており前記第一の信号（１３０）及び前記第二の信号（１３２）に対してそれぞれ位相反転している第三の信号（１３８）と第四の信号（１４０）とを含んだ第二の送波パルス（１４４）を前記被検体の体内に送波する工程とを備えた方法。
【請求項２】
前記第一の送波パルス（１３６）に基づいて第一のエコー集合（１８４）を受波する工程と、
前記第二の送波パルス（１４４）に基づいて第二のエコー集合（１８６）を受波する工程と、
前記第一のエコー集合（１８４）及び前記第二のエコー集合（１８６）を、前記第二の周波数に基づく周波数を中心周波数とするフィルタでフィルタ処理する工程とをさらに含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記第一の送波パルス（１３６）及び前記第二の送波パルス（１４４）にそれぞれ基づいて第一のエコー集合（１８４）及び第二のエコー集合（１８６）を受波する工程と、
第一及び第二のフィルタ処理後のエコー集合を生成するように、前記第二の周波数に基づく周波数を中心周波数とする帯域通過フィルタで前記第一のエコー集合（１８４）及び前記第二のエコー集合（１８６）をフィルタ処理する工程と、
前記マイクロバブルからの応答を表わす出力（１７４）を生成するように、コヒーレント加算及びコヒーレント減算の一方を用いて前記第一のフィルタ処理後のエコー集合と前記第二のフィルタ処理後のエコー集合とを結合する工程とをさらに含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項４】
前記第一の周波数は前記基本周波数に等しい請求項１に記載の方法。
【請求項５】
前記第一の周波数は、前記基本周波数の２以上の整数倍に等しい請求項１に記載の方法。
【請求項６】
造影剤を注入した組織及び血管を撮像するときの造影剤対組織比を改善するシステム（１８０）であって、
第一の周波数を有する基本信号（１３０、１３８）と、前記第一の周波数の低調波周波数である第二の周波数を有するシード信号（１３２、１４０）とを含んでおり互いに対して位相反転している第一の送波パルス（１８２）及び第二の送波パルス（１８８）を発生するシード化波形発生器（１１０）と、
マイクロバブルを含んだ造影剤を注入した組織及び血管を有する患者の体内に前記第一の送波パルス（１８２）及び前記第二の送波パルス（１８８）を送波する送波器（１０６）と、
前記第一の送波パルス（１８２）及び前記第二の送波パルス（１８８）にそれぞれ基づく第一のエコー集合（１８４）及び第二のエコー集合（１８６）を受波する受波器（１０８）と、
前記マイクロバブルからの応答を表わすフィルタ処理後の信号を生成するように、前記第一のエコー集合（１８４）及び前記第二のエコー集合（１８６）をフィルタ処理する前記第二の周波数を有するフィルタとを備えたシステム（１８０）。
【請求項７】
前記マイクロバブルは基本周波数を有しており、前記第一の周波数は前記基本周波数に基づいている請求項６に記載のシステム（１８０）。
【請求項８】
前記シード化波形発生器（１１０）は、前記第一の送波パルス（１８２）及び前記第二の送波パルス（１８８）を形成するように前記基本信号（１３０、１３８）と前記シード信号（１３２、１４０）とを結合する結合演算器（１３４）をさらに含んでいる請求項６に記載のシステム（１８０）。
【請求項９】
前記シード化波形発生器（１１０）は、前記基本信号（１３０、１３８）及び前記シード信号（１３２、１４０）を発生し、前記シード信号（１３２、１４０）は、前記基本信号（１３０、１３８）に対して１３ｄＢ〜２０ｄＢ低い範囲内にある振幅を有している請求項６に記載のシステム（１８０）。
【請求項１０】
前記マイクロバブルは基本周波数を有しており、前記第二の周波数は前記基本周波数と実質的に同じである請求項６に記載のシステム（１８０）。
【請求項１１】
前記送波器（１０６）は、隣接する空間線に沿って前記第一のパルス（１８２）及び前記第二のパルス（１８８）を送波し、前記受波器（１０８）は前記隣接する空間線に沿って前記第一のエコー集合（１８４）及び前記第二のエコー集合（１８６）を受波し、当該システム（１８０）は、前記隣接する空間線に沿って前記受波器（１０８）により受波された前記第一のエコー集合（１８４）及び前記第二のエコー集合（１８６）をコヒーレントに合成して合成線（１９２、１９６）を生成するＲＦ合成器（２１４）をさらに含んでいる請求項６に記載のシステム（１８０）。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の幾つかの実施形態は、医療診断の目的での人体の解剖学的構造の超音波撮像に関する。具体的には、本発明の幾つかの実施形態は、超音波造影剤撮像での造影剤信号対組織信号比を改善する方法及び装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
造影剤を超音波撮像と共に用いて、血流、及び器官又は組織への血液循環である灌流の臨床的評価を強化することができる。造影剤は、典型的には径が１μｍ〜１０μｍのマイクロバブルを含んでいる。造影剤マイクロバブルを患者の血液内に注入すると非線形信号が発生して、造影剤が存在しない場合の血液のエコー強度に比較して超音波エコー強度が増大する。組織もまた非線形信号を発生するが、非線形組織信号は一般的には、非線形造影剤信号よりも弱い。
【０００３】
血流又は組織灌流を視覚化するためには、造影剤エコー強度に対して組織エコー強度を大幅に低下させなければならない。組織信号を抑制する一つの方法は、マイクロバブルによって発生される非線形信号の第二高調波以上の高調波を画像化するものである。基本的な高調波撮像（ハーモニック・イメージング）では、周波数ｆ0の狭帯域信号を送波する。米国特許第５，７２４，９７９号（特許文献１）及び同第５，７３３，５２７号（特許文献２）では、マイクロバブル及び組織によって発生される第二高調波信号を画像化するために、帰投したエコーを２ｆ0の帯域通過フィルタで処理している。代替的には、米国特許第５，６３２，２７７号（特許文献３）、同第５，７０６，８１９号（特許文献４）及び同第６，３７１，９１４号（特許文献５）では、パルス反転（パルス・インバージョン）によって、２つの位相反転送波パルスを用いて基本（線形）成分を消去し、非線形成分を画像化した状態にすることにより、基本帯域及び高調波帯域の重畳を可能にして空間分解能を高めている。
【０００４】
上述の従来の方法の各々では、造影剤信号対組織信号の強度比は、組織灌流を画像化するには尚も不十分である。造影剤対組織比（ＣＴＲ）を改善する一つの方法は、送波音圧指標（ＭＩ）を低下させるものである。この理由は、ＭＩを低くすると組織の非線形信号が造影剤の非線形信号よりも速く減衰するからである。しかしながら、この方法には信号対雑音比（ＳＮＲ）の制限がある。
【特許文献１】米国特許第５，７２４，９７９号
【特許文献２】米国特許第５，７３３，５２７号
【特許文献３】米国特許第５，６３２，２７７号
【特許文献４】米国特許第５，７０６，８１９号
【特許文献５】米国特許第６，３７１，９１４号
【特許文献６】米国特許第６，１１７，０８２号
【非特許文献１】James Chomas等、“Subharmonic Phase-Inversion for Tumor Perfusion Estimation”
【非特許文献２】P. M. Shankar等、“Advantage of Subharmonic Over Second Harmonic Backscatter for Contrast-to-Tissue Echo Enhancement”
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
第二高調波以上の高調波を用いる手法と比較して、低調波撮像（サブハーモニック・イメージング）は、組織が有意の低調波内容を生成しないため高ＣＴＲを保持できるという利点を有する（米国特許第６，１１７，０８２号（特許文献６）、James Chomas等、“Subharmonic Phase-Inversion for Tumor Perfusion Estimation”（非特許文献１）、及びP. M. Shankar等、“Advantage of Subharmonic Over Second Harmonic Backscatter for Contrast-to-Tissue Echo Enhancement”（非特許文献２）を参照されたい）。低調波撮像は、基本周波数ｆ0でパルスを送波し、ｆ0の低調波周波数例えばｆ0／２及びｆ0／３等のエコーを受波しながら、受波エコーをフィルタ処理してｆ0のエコーを拒絶するものである。しかしながら、低調波信号レベルは一般的には、第二高調波信号及び基本周波数信号よりも遥かに低い。低調波応答を発生しているときに見受けられるもう一つの問題点は、低ＭＩ実時間灌流撮像には高過ぎる可能性のある音圧閾値が存在していることである。
【０００６】
低調波の発生は、正のフィード・バック・ループである。米国特許第６，１１７，０８２号（特許文献６）では、低調波周波数のシード信号（seed signal）を導入して、パルス発生時間中に低調波信号発生の正のフィード・バックを誘発する。シード信号によって発生される組織信号を回避するために、シード信号を基本周波数信号に比べて４０ｄＢ近く低下させる。シード信号は低振幅であるため、高レベルの低調波信号を発生する速度が制限される。このため、強い低調波信号を発生するためには高音圧及び長い送波パルスが必要になる。
【０００７】
近年、ＣＴＲをさらに強化するために位相反転低調波撮像方法が開発された。送波周波数がマイクロバブルの共振周波数の２倍である場合には、低調波振動を発生させるための閾値を低くできることが分かった（James Chomas等、“Subharmonic Phase-Inversion for Tumor Perfusion Estimation”（非特許文献１））。しかしながら、シード低調波信号を採用していないので、撮像に十分な低調波信号を発生するためには高音圧が依然として必要である。
【０００８】
多くの造影剤応用、特に灌流撮像では、バブルの破壊を回避しなければならない。造影剤マイクロバブルは高ＭＩ超音波パルスによって破壊されるので、造影剤を破壊せず、造影剤を撮像可能な時間を長く保つためには低ＭＩパルスが望ましい。
【０００９】
従って、強い低調波信号を発生し、造影剤エコー信号対組織エコー信号の比を改善し、しかもマイクロバブルの撮像の続行のために造影剤マイクロバブルを破壊しない造影剤を用いた超音波撮像を実行する方法が必要とされている。本発明の幾つかの実施形態の目的は、これらの必要性を満たすことであり、また以下の詳細な説明及び図面から明らかになるであろうその他の目的を達成することである。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
造影剤を注入した組織及び血管を撮像するときの造影剤対組織比を改善する方法を提供する。この方法は、被検体に、基本周波数を有するマイクロバブルを有する造影剤を注入する工程を含んでいる。第一及び第二の信号を含んだ第一の送波パルスを被検体の体内に送波する。第一の信号は、基本周波数に基づく第一の周波数を有しており、第二の信号は、第一の周波数に基づいており第一の周波数よりも低い第二の周波数を有している。第一及び第二の周波数をそれぞれ有する第三及び第四の信号を含んだ第二の送波パルスを被検体の体内に送波する。第三及び第四の信号は、第一及び第二の信号に対して位相反転している。
【００１１】
また、診断超音波を用いて患者を撮像する方法を提供し、この方法は、第一及び第二の周波数をそれぞれ有する第一及び第二の信号を発生する工程を含んでいる。第二の周波数は、第一の周波数に対する低調波周波数である。この方法はさらに、第一及び第二の信号を結合して第一の送波パルスを生成する工程を含んでいる。第一及び第二の周波数によってそれぞれ第三及び第四の信号が生成され、第三及び第四の信号は第一及び第二の信号に対して位相反転している。第三及び第四の信号を結合して第二の送波パルスを生成する。
【００１２】
さらに、造影剤を注入した組織及び血管を撮像するときの造影剤対組織比を改善するシステムを提供する。このシステムは、基本信号とシード信号とを含んだ第一及び第二の送波パルスを発生するシード化波形発生器を含んでいる。基本信号は第一の周波数を有しており、シード信号は第一の周波数の低調波周波数である第二の周波数を有している。第一及び第二の送波パルスは互いに対して位相反転している。このシステムはさらに、マイクロバブルを含んだ造影剤を注入した組織及び血管を有する患者の体内に第一及び第二の送波パルスを送波する送波器を含んでいる。受波器が、第一及び第二の送波パルスにそれぞれ基づく第一及び第二のエコー集合を受波する。第二の周波数に基づく周波数を中心周波数とするフィルタが、第一及び第二のエコー集合をフィルタ処理して、マイクロバブルからの応答を表わすフィルタ処理後の信号を形成する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
上述の概要及び以下の本発明の幾つかの実施形態の詳細な説明は、添付図面と併せて参照するとさらに十分に理解されよう。本発明を説明する目的で図面に幾つかの実施形態を示す。但し、本発明は添付図面に示す構成及び手段に限定されないことを理解されたい。
【００１４】
図１は、本発明の実施形態に従って形成されている超音波診断イメージング・システム１００のブロック図を示す。システム１００は、超音波プローブ１０３内に収容されているトランスデューサ・アレイ１０２を含んでいる。トランスデューサ・アレイ１０２は送受波（Ｔ／Ｒ）スイッチ１０４を介して送波器１０６及び受波器１０８に結合されている。送波器１０６はトランスデューサ・アレイ１０２を駆動してパルスを発火し、すなわち対象又は身体の内部に向かってパルス型超音波信号を放出する。シード化波形発生器１１０がシード化波形を発生する。これについては後にあらためて説明する。シード化波形は、送波器コントローラ１１２によって制御される送波器１０６によって同じ空間線に沿って時間的に相次いで送波されてよい。
【００１５】
超音波信号は、血球、筋肉組織又は造影剤マイクロバブルのような体内構造から後方散乱してエコーを発生し、エコーはトランスデューサ・アレイ１０２によって検出される。各々の送波パルスからのエコーは受波器１０８によって相次いで受波される。受波エコーは、ビームフォーミング演算及びフィルタ処理演算を実行し受波器コントローラ１１６によって制御されているビームフォーマ１１４を通過する。次いで、受波信号はメモリ１１８に記憶される。中央コントローラ１２６が、利用者制御パネル１２８からの利用者入力及び表示器１２４でのデータの表示等のような超音波イメージング・システムの高レベル機能を統御している。
【００１６】
図２は、連続した２個のシード化送波パルスを如何にして形成し得るかを示す。シード化波形発生器１１０は、第一の信号すなわち基本信号１３０と、第二の信号すなわちシード信号１３２とを発生する。次いで、シード化波形発生器１１０内での結合演算１３４によって基本信号１３０とシード信号１３２とを結合して、シード化送波パルス１３６を発生する。結合演算は、加算、減算、コヒーレント合成又は他の関数を含んでいてよい。基本信号１３０は、ｆ0を造影剤マイクロバブルの共振周波数とした場合に基本周波数２ｆ0を有していてよい。シード信号１３２は２ｆ0の低調波周波数を有しており、例えばｆ0及び２ｆ0／３等である。代替的には、基本信号１３０が基本周波数ｆ0を有していてもよく、このときシード信号１３２はｆ0の低調波周波数例えばｆ0／２を有する。図２の例では、基本信号１３０の送波周波数は６ＭＨｚであり、シード信号１３２の送波周波数は３ＭＨｚである。
【００１７】
「背景技術」の項で述べたように、低調波発生は正のフィード・バック応答である。ここでは、シード信号１３２を導入して、低調波発生の正のフィード・バック・ループを開始する。シード信号１３２の振幅は、基本信号１３０に対して約−１０ｄＢ〜約−３０ｄＢにある。ここで用いられる振幅レベルでは、例えば６ＭＨｚで４サイクル又は６サイクルといった短いパルス持続時間で高振幅に到る低調波信号を発生することができ、現在の市販プローブに応用することが現実的となっている。また、マイクロバブルにマイクロバブルの共振周波数の２倍で音波印加（insonate）すると、低調波発生の閾値レベルを極く低くすることができるので、良好な低調波応答で低ＭＩ値に容易に到達することができる。
【００１８】
位相反転基本信号１３８及び位相反転シード信号１４０を発生するのにも上述の工程を繰り返す。位相反転基本信号１３８と位相反転シード信号１４０とを結合演算１４２によって結合して、位相反転シード化送波パルス１４４を生成する。結合演算１４２は結合演算１３４と同じ動作及び／又は構造であってよい。
【００１９】
基本信号１３８は基本信号１３０の位相反転形態である。シード信号１４０はシード信号１３２の位相反転形態である。このため、基本信号１３０とシード信号１３２との間の位相関係は、位相反転基本信号１３８と位相反転シード信号１４０との間の位相関係と同じであることが理解されよう。換言すると、２回目の発火での位相反転シード化送波パルス１４４は、１回目の発火のシード化送波パルス１３６に対して位相反転しており、すなわち正であるシード化送波パルス１３６に対して負である。代替的には、シード化送波パルス１３６を位相反転させることにより位相反転シード化送波パルス１４４を生成してもよい。
【００２０】
図１に戻って、２個の位相反転受波信号を処理してメモリ１１８に記憶させた後に、これら２個の位相反転受波信号を信号プロセッサ１２０によってコヒーレント合成によって積算する。次いで、信号プロセッサ１２０は、積算後の信号を、低調波周波数帯域例えばｆ0で、又は超高調波（ウルトラハーモニック）周波数帯域例えば４ｆ0／３でフィルタ処理する。得られた処理後の信号は、信号プロセッサ１２０によって包絡線検波及び対数圧縮を施された後に、スキャン・コンバータ１２２へ送られる。次いで、処理後の信号は表示器１２４によって表示される。
【００２１】
図３は、図１のシード化波形発生器１１０を示す。シード化波形発生器１１０は、基本波形発生器１５０とシード波形発生器１５２とを含んでいる。基本波形発生器１５０は第一の周波数にある基本信号１３０を発生し、シード波形発生器１５２は第一の周波数の低調波周波数にあるシード信号１３２を発生する。基本信号１３０及びシード信号１３２を参照のために図示している。基本波形発生器１５０は出力１５４において基本信号１３０を出力し、シード波形発生器１５２は出力１５６においてシード信号１３２を出力する。次いで、基本信号１３０及びシード信号１３２を結合演算１３４によって結合して、シード化送波パルス１３６（図２）を形成する。次いで、送波するまでシード化送波パルス１３６を波形メモリ１５８に記憶しておく。位相反転基本信号１３８及び位相反転シード信号１４０（図２）のような位相反転形態の信号が同じ態様で発生され、結合されて、記憶されることにより、位相反転シード化送波パルス１４４を発生する。
【００２２】
図４は代替的なシード化波形発生器１６０を示す。図４では、単一の波形発生器１６２が、例えば中央コントローラ１２６によって記憶されている所定のパラメータ、又は利用者制御パネル１２８を介して入力されるパラメータを用いることによりシード化送波パルス１３６を発生する。次いで、送波するまでシード化送波パルス１３６を波形メモリ１６４に保存する。位相反転シード化送波パルス１４４は、対応するシード化送波パルス１３６と同じ態様で発生される。従って、当業者であれば、シード化送波パルス１３６及び位相反転シード化送波パルス１４４を多くの異なる方法及び／又は装置を用いて発生することができ、従って、本書で議論する実施形態に限定されないことが理解されよう。加えて、低調波信号発生の最適化のために、基本信号１３０及びシード信号１３２、並びに位相反転基本信号１３８及び位相反転シード信号１４０の位相、帯域幅及び振幅を変化させてもよく、またシード信号１３２及び１４０を基本信号１３０及び１３８へそれぞれ混入する時刻も変化させてよいことが理解されよう。
【００２３】
図５は、シード化送波波形１３６が送波されたときに組織及び造影剤マイクロバブルから受波されるエコーのパワー・スペクトルをシミュレートしたものを示す。図５では、シード化送波波形１３６は、６ＭＨｚ又は２ｆ0で送波される基本信号と、３ＭＨｚ又はｆ0で送波されるシード信号１３２とを含んでいる。バブル濃度を調節して、全マイクロバブルのエコーが基本周波数２ｆ0の組織と同レベルの応答を有するようにする。線１７０は造影剤マイクロバブルから受波器１０８によって受波されるエコー集合のパワー・スペクトルを示す。線１７２は組織から受波器１０８によって受波されるエコー集合のパワー・スペクトルを示す。造影剤マイクロバブル応答である線１７０は、６ＭＨｚすなわち２ｆ0では組織応答である線１７２と近似的に同じ応答レベルを有している。また、組織の線形応答は、シード信号の周波数ｆ0（３ＭＨｚ）で強くなっており、このため低調波周波数ｆ0でのバブル応答と組織応答との間の差は小さいものに留まっていることが分かる。結果として、シード化送波パルス１３６単独で撮像した場合には画像のＣＴＲは極めて低い。
【００２４】
図６は、基本信号１３０及び位相反転基本信号１３８を送波したときに組織及び造影剤マイクロバブルから受波されるエコーのパワー・スペクトルをシミュレートしたものを示す。図６では、基本信号１３０及び位相反転基本信号１３８は周波数２ｆ0すなわち６ＭＨｚで送波され、ここで、ｆ0は造影剤マイクロバブルの共振周波数である。線１６６は、基本信号１３０及び位相反転基本信号１３８によって音波印加された造影剤マイクロバブルから受波器１０８によって受波される結合後のエコー集合のパワー・スペクトルを示す。線１６８は、基本信号１３０及び位相反転基本信号１３８によって音波印加された組織から受波器１０８によって受波される結合後のエコー集合のパワー・スペクトルを示す。シミュレーションは、図５でシミュレートした信号と同じ振幅レベルにある送波信号で行なわれた。低調波周波数帯域、本例では約３ＭＨｚの付近では、ＣＴＲはやはり極めて低いことが分かる。
【００２５】
図７は、シード化送波パルス１３６及び位相反転シード化送波パルス１４４を両方とも送波したときに組織及び造影剤マイクロバブルから受波されるエコーのパワー・スペクトルをシミュレートしたものを示す。線１７４は、造影剤マイクロバブルから受波された結合後のエコー集合のパワー・スペクトルを示し、線１７６は組織から受波された結合後のエコー集合のパワー・スペクトルを示している。シミュレーションでは、造影剤マイクロバブル濃度は図６及び図５で用いた造影剤マイクロバブル濃度と同じである。組織信号（線１７６）とバブル信号（線１７４）との間の差は、低調波周波数帯域ｆ0で大幅に改善されており、結果として、図５に示すシード化送波パルス１３６の単一回の発火、並びに図６に示す基本信号１３０及び位相反転基本信号１３８のみによる位相反転発火での結果に比較してＣＴＲが大幅に高くなる。
【００２６】
図５、図６及び図７は、図７で用いたシード化低調波位相反転方法が超音波造影剤撮像でのＣＴＲを改善することを示している。シード化信号のレベルが−２０ｄＢ〜−１３ｄＢであることから、短いパルス持続時間内に低ＭＩ設定で正のフィード・バック・ループが開始して極めて高レベルまで、飽和まででも到達することが補助され、位相反転によって、組織内部でシード信号によって発生される強い線形組織信号を除去することが補助される。加えて、造影剤撮像性能は、低ＭＩ設定で高周波プローブ（５ＭＨｚ以上）を用いると大幅に改善され得る。例えば、乳房、前立腺及び甲状腺等のように高周波プローブが必要とされる場合には血流及び組織の局所的微小血管灌流を撮像する能力が改善される。
【００２７】
図８は、本発明の実施形態に従って形成されているコヒーレント・ビームフォーミング型超音波診断イメージング・システム１８０のブロック図を示す。システム１８０はシステム１００と同じ構成要素を幾つか用いており、これらの構成要素は同じ参照番号で示されている。コヒーレント・ビームフォーミング技術を用いることにより、システム１００のフレーム・レートと比較してフレーム・レートを高める（例えば２倍にする）ことができる。
【００２８】
図９は、コヒーレント・ビームフォーミングをシード化低調波位相反転と共に如何にして具現化し得るかを示している。図８及び図９を併せて説明する。図８では、シード化波形発生器１１０は、前述のようにしてシード化送波パルス１３６及び位相反転シード化送波パルス１４４を発生する。コヒーレント・ビームフォーミング・システム１８０では、システム１００でのようにシード化送波パルス１３６及び位相反転シード化送波パルス１４４を同じ空間線に沿って時間的に相次いで送波するのではなく、シード化パルス１３６を線１８２に沿って送波し（Ｔｘ０）、シード化パルス１４４を線１８８に沿って送波する（Ｔｘ１）。シード化送波パルス１３６によって音波印加されたマイクロバブルからのエコーは、図９に示す線１８２と同じ空間線に沿って受波され、位相反転シード化送波パルス１４４によって音波印加されたマイクロバブルからのエコーは同じく図９に示す線１８８と同じ空間線に沿って受波されることになる。この走査系列は、画像全体が形成されるまで、線１９４に沿ってシード化送波パルス１３６を送波する（Ｔｘ２）、線１８９に沿ってエコーを受波する（Ｒｘ２）、線２００に沿って位相反転シード化送波パルス１４４を送波する（Ｔｘ３）、線１９０に沿ってエコーを受波する（Ｒｘ３）、以下同様に続く。
【００２９】
受波器１０８によって受波されるエコー信号は、ビームフォーマ２０６によってビーム形成された後に、線メモリ２０８へ送られる。次いで、ＲＦ合成器２１４が隣り合った受波線をコヒーレントに合成して、結果として、送波線と受波線との間で一組の新たな合成線ＳＮ１９２、１９６、１９８及び２０２を生成する。これら新たな合成線ＳＮ１９２、１９６、１９８及び２０２は、シード化送波パルス１３６及び位相反転シード化送波パルス１４４によって音波印加されたマイクロバブルからのエコーを結合したものである。従って、位相反転は、同じ空間線に沿った２回の発火を行なわずに１回のフレーム走査で具現化される。このため、フレーム・レートを２倍にすることができる。ＲＦ合成器２１４は、コヒーレントに合成された位相反転信号ＳＮ（Ｎ＝１，２，…）を信号プロセッサ１２０へ出力する。信号プロセッサ１２０は、低調波帯域又は超高調波帯域でのフィルタ処理をさらに実行し、次いで、信号を包絡線検波すると共に対数圧縮する。次いで、信号をスキャン・コンバータ１２２へ送り、次いで表示器１２４へ送る。中央コントローラ１２６は、システム１００の中央コントローラ１２６と同様にシステム１８０のすべての高レベル機能を統御する。
【００３０】
幾つかの実施形態を参照して本発明を説明したが、当業者であれば、本発明の範囲から逸脱せずに様々な変形を施しまた均等構成を置換し得ることが理解されよう。加えて、本発明の範囲から逸脱せずに具体的な状況又は材料を本発明の教示に合わせて構成する多くの改変を施すことができる。従って、本発明は開示した特定の実施形態に限定されている訳ではなく特許請求の範囲に属するすべての実施形態を包含するものとする。
【図面の簡単な説明】
【００３１】
【図１】本発明の実施形態に従って形成されている超音波診断イメージング・システムのブロック図である。
【図２】２個の連続したシード化送波パルスが本発明の実施形態に従って如何にして形成され得るかを示す図である。
【図３】本発明の実施形態に従って形成されている図１のシード化波形発生器の図である。
【図４】本発明の実施形態に従って形成されている代替的なシード化波形発生器の図である。
【図５】シード化送波波形を送波したときに組織及び造影剤マイクロバブルから受波されるエコーのパワー・スペクトルをシミュレートしたものの図である。
【図６】基本信号及び位相反転基本信号を送波したときに組織及び造影剤マイクロバブルから受波されるエコーのパワー・スペクトルをシミュレートしたものの図である。
【図７】本発明の実施形態に従ってシード化送波パルス及び位相反転シード化送波パルスを送波したときに組織及び造影剤マイクロバブルから受波されるエコーのパワー・スペクトルをシミュレートしたものの図である。
【図８】本発明の実施形態に従って形成されているコヒーレント・ビームフォーミング型超音波診断イメージング・システムのブロック図である。
【図９】コヒーレント・ビームフォーミングを本発明の実施形態に従ってシード化低調波位相反転と共に如何にして具現化し得るかを示す図である。
【符号の説明】
【００３２】
１００  超音波診断イメージング・システム
１０２  トランスデューサ・アレイ
１０３  超音波プローブ
１３０  基本信号
１３２  シード信号
１３４  結合演算
１３６  シード化送波パルス
１３８  位相反転基本信号
１４０  位相反転シード信号
１４２  結合演算
１４４  位相反転シード化送波パルス
１５４、１５６  出力
１６０  代替的なシード化波形発生器
１６２  単一の波形発生器
１６６  位相反転パルスによる造影剤信号のパワー・スペクトル
１６８  位相反転パルスによる組織信号のパワー・スペクトル
１７０  シード化パルスによる造影剤信号のパワー・スペクトル
１７２  シード化パルスによる組織信号のパワー・スペクトル
１７４  位相反転シード化パルスによる造影剤信号のパワー・スペクトル
１７６  位相反転シード化パルスによる組織信号のパワー・スペクトル
１８０  コヒーレント・ビームフォーミング型超音波診断イメージング・システム
１８２、１８８、１９４、２００  シード化送波パルスの送波
１８４、１８６、１８９、１９０  エコーの受波
１９２、１９６、１９８、２０２  合成線
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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