(57)【要約】  回転ＩＶＵＳカテーテルを用いた血管内の超音波（ＩＶＵＳ）画像及び血管内の血流速度測定のための装置、システム、及び方法が開示される。回転ＩＶＵＳカテーテルは、トランスデューサを含む。トランスデューサは、画像面が血流の角度に対し実質的に非垂直になるようにカテーテルシャフトの長手方向軸に対してある角度でカテーテルに取り付けられる。ＩＶＵＳ画像システムは、傾斜したトランスデューサを持つ回転ＩＶＵＳカテーテルと、一連の均等間隔送信パルス及び取得／エンコーダパルスを発生させるシーケンシングハードウェアと、ＩＶＵＳ画像の画素ごとの速度見積もりのために超音波エコー信号から位相を抽出する信号処理ハードウェアとを含む。本システムは、血管及び血管内の血液の構造及び速度特性の両方を示す複合ＩＶＵＳ画像を発生させるように構成される。
2015515916.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
血管を画像化するための血管内の超音波システムであって、
細長い部材内に回転可能に配置された超音波エミッタ及びレシーバと、
超音波エミッタに連結されるアクチュエータにして、回転の少なくとも一部の間、超音波エミッタを動かすアクチュエータと、
超音波エミッタからのパルスのシーケンスの発信を制御すると共に、該パルスに関連する超音波エコーデータを前記レシーバから受信する制御システムにして、前記超音波エコーデータを処理して、エコー振幅及びドップラー速度に基づいて血管の断面画像を生成する制御システムとを備えるシステム。
【請求項２】
前記アクチュエータは、前記細長い部材の全長に実質的に延びる駆動軸を通じて超音波エミッタに連結し、該アクチュエータは、細長い部材の長手方向軸のほぼ周囲に超音波エミッタを連続的に回転させる請求項１のシステム。
【請求項３】
前記アクチュエータは、前記細長い部材内に配置される請求項１のシステム。
【請求項４】
前記断面画像は、エコー振幅及びドップラー速度の両方の表示を含む請求項１のシステム。
【請求項５】
前記断面画像は、ドップラー速度のカラー表示を含む請求項４のシステム。
【請求項６】
前記断面画像は、ドップラー速度のグレースケール表示を含む請求項４のシステム。
【請求項７】
前記断面画像は、ドップラー速度データによって変更されたエコー振幅データの表示を含む請求項１のシステム。
【請求項８】
前記制御システムは、エコー振幅データ及びドップラー速度データに基づいて血管境界を自動的に検出する請求項１のシステム。
【請求項９】
前記アクチュエータは、超音波エミッタが円弧を振動するように完全な回転の一部のみの間、超音波エミッタを回転させる請求項３のシステム。
【請求項１０】
前記アクチュエータは、制御システムに複数のエンコーダパルスを供給してアクチュエータの回転位置を表示するエンコーダを含み、制御システムは、連続的なエンコーダパルス間に送信パルスのシーケンスの発信を制御するように構成される請求項１のシステム。
【請求項１１】
前記細長い部材は長手方向軸を含み、超音波エミッタは、該長手方向軸に対して６０°〜８０°の角度でパルスを発するように取り付けられる請求項１のシステム。
【請求項１２】
前記角度は、前記長手方向軸に対して６５°〜７５°である請求項１１のシステム。
【請求項１３】
前記角度は、前記長手方向軸に対して実質的に７０°である請求項１２のシステム。
【請求項１４】
生体の構造内に少なくとも部分的に挿入可能な画像システムであって、
先端部に沿って延びる長手方向軸を有する細長い部材にして、該細長い部材は、エネルギーエミッタが発生させたエネルギーパルスが細長い部材から、前記長手方向軸に対し非垂直角度で伝播するように、該長手方向軸に対してある角度で先端部に隣接して取り付けられるエネルギーエミッタ及びエコレシーバを有し、エコレシーバは、速度及び振幅データを収集するように構成され、細長い部材は、先端部に隣接して配置されたエネルギーエミッタ及びエコレシーバ間に延びる複数の導体胴体と、細長い部材の反対側の基端部に隣接して配置される連結組立体とを含む当該細長い部材と、
エネルギーエミッタに連結されるアクチュエータにして、回転の少なくとも一部にわたって広がる一連の位置間にエネルギーエミッタを動かすように構成されるアクチュエータと、
連結組立体に連結される制御システムにして、制御システムは、エネルギーエミッタの位置及びエネルギーエミッタが発生させるエネルギーパルスのシーケンスを制御するように構成され、制御システムは、エコレシーバから複数の導体を通じて速度及び振幅データを受信しかつ該速度及び振幅データを処理して、前記構造の画像を生成する当該制御システムとを備えるシステム。
【請求項１５】
前記エネルギーエミッタは、細長い部材の長手方向軸に対して８０°〜６０°の角度で駆動軸に取り付けられるほぼ４０ＭＨｚで動作可能な超音波トランスデューサである請求項１４のシステム。
【請求項１６】
前記エネルギーエミッタは、細長い部材の長手方向軸に対して７５°〜６５°の角度で駆動軸に取り付けられるほぼ４０ＭＨｚで動作可能な超音波トランスデューサである請求項１５のシステム。
【請求項１７】
前記アクチュエータとエネルギーエミッタとの間に延びる駆動軸を更に含み、該駆動軸は、細長い部材の全長に実質的に延び、アクチュエータは、長手方向軸の周りに駆動軸及びエネルギーエミッタを回転させる請求項１４のシステム。
【請求項１８】
前記構造の画像は、振幅超音波データをグレースケール画像で表示し、かつ速度超音波データをオーバーレイカラーで表示する請求項１４のシステム。
【請求項１９】
エンコーダパルスを発生させる前記アクチュエータに関連するエンコーダとシーケンサとを更に含み、前記シーケンサは、各エンコーダパルスごとに均等間隔送信エネルギーパルスのシーケンスを発生させるように構成され、これにより、エコレシーバによって収集されたリターンエコーのシーケンスを発生させる請求項１４のシステム。
【請求項２０】
単一の複合振幅光線を発生させるためにリターンエコーのシーケンスを処理すると共に、該シーケンス内のリターンエコーを比較することにより、前記光線に沿う各位置に対応するドップラー誘導速度を計算するように構成されたエコープロセッサを更に含む請求項１９のシステム。
【請求項２１】
前記速度データから位相を抽出し、前記シーケンスにおける連続するリターンエコー間の位相変化の割合に基づいて前記光線の各画素において反射物に対する速度見積もりを生成するように構成される信号処理ハードウェアを更に含む請求項２０のシステム。
【請求項２２】
前記制御システムは、速度見積もりが閾値を超える振幅を表すグレースケール画像の部分をカラー化するマスクをオーバーレイすることにより複合構造画像を形成するために速度見積もりを利用する請求項２１のシステム。
【請求項２３】
前記閾値は、ほぼ３センチメートル／秒である請求項２２に記載のシステム。
【請求項２４】
前記エンコーダは、ほぼ５１２の等間隔半径方向位置を有し、各シーケンスは、少なくとも４つのエネルギーパルスを含む請求項１９のシステム。
【請求項２５】
各シーケンスは、１６までのエネルギーパルスを含む請求項２４のシステム。
【請求項２６】
前記エネルギーエミッタは、超音波トランスデューサであり、あるシーケンス内の第１超音波パルスエコーリターンは、低いゲイン設定を用いて取得され、前記シーケンスにおける残りの超音波パルスエコーリターンは、高いゲイン設定を用いて取得される請求項１９のシステム。
【請求項２７】
前記第１超音波パルスエコーリターンは、低ゲイン振幅光線を形成するために別個に処理され、残りのリターンは、複合振幅光線を形成するために共に処理され、低ゲイン振幅光線及び複合振幅光線は、広ダイナミックレンジ光線を形成するために組み合わされ、複数のそのような広ダイナミックレンジ光線は、広ダイナミックレンジ構造画像を共に形成する請求項２６のシステム。
【請求項２８】
前記アクチュエータは、回転の前記一部に沿ってエネルギーエミッタを振動させる請求項１４のシステム。
【請求項２９】
回転超音波カテーテルであって、
長手方向軸を有しかつ該長手方向軸の周りを回転するように構成される細長い画像コアと、
画像コアの長手方向軸に対し非垂直角で画像コアに取り付けられる超音波トランスデューサにして、超音波ビームが長手方向軸に対する垂線に対し１０〜３０度の角度で該トランスデューサから発生するようにされ、画像コアと一致して回転するように構成される超音波トランスデューサとを備えるカテーテル。
【請求項３０】
前記超音波トランスデューサは、画像コアの長手方向軸線に対する垂線に対し１５〜２５度の角度で画像コアに取り付けられる請求項２９のカテーテル。
【請求項３１】
前記超音波トランスデューサは、画像コアの長手方向軸に対する垂線に対し約２０度の角度で画像コアに取り付けられる請求項３０のカテーテル。
【請求項３２】
生体内の構造を画像化する方法であって、
画像化される構造に隣接して生体内に長手方向軸を持つ先端部を有する細長い部材を配置する工程にして、カテーテルが先端部内に移動可能に取り付けられる超音波トランスデューサを含む工程と、
長手方向軸に対して回転の少なくとも一部の間にトランスデューサを移動させながら、長手方向軸に対し実質的に非垂直な角度でトランスデューサから超音波パルスのシーケンスを発する工程と、
前記構造内の流体を含む構造特性から超音波リターンエコーのシーケンスを受信する工程と、
前記超音波エコーのシーケンスを処理して、回転の前記一部に沿う位置に関連する単一の複合振幅光線を発生させる工程と、
超音波エコーのシーケンスを処理して構造特性の速度を決定する工程と、
速度及び振幅情報を表す構造画像を表示する工程とを含む方法。
【請求項３３】
前記構造画像は、振幅情報のグレースケール表示及び速度情報のカラー表示を含む請求項３２の方法。
【請求項３４】
前記構造画像は、振幅情報のグレースケール表示を含み、輝度は、画素に対する速度見積もりが閾値速度を超える画素に対しグレースケール画像において低減される請求項３２の方法。
【請求項３５】
前記閾値レベルは、ほぼ３センチメートル／秒である請求項３４の方法。
【請求項３６】
前記速度の決定は、シーケンス内の連続的超音波エコー間の位相変化の速度に基づく請求項３２の方法。
【請求項３７】
超音波ビームの発信及び超音波エコーの受信は拡張期中に起こる請求項３２の方法。
【請求項３８】
超音波ビームの発信及び超音波エコーの受信は、初期拡張期中に起こる請求項３７の方法。
【請求項３９】
回転の前記一部は、エンコーダパルスによってそれぞれ指定されたある数の等間隔セグメントに分割され、前記発信は、エンコーダパルスの受信と同時に起こる請求項３２の方法。
【請求項４０】
各複合振幅光線は、エンコーダパルスと関連する請求項３９の方法。
【請求項４１】
前記トランスデューサを移動させることは、３６０度の間の連動的動作で長手方向軸の周りにトランスデューサを回転させることを含む請求項３２の方法。
【請求項４２】
画像における血管の内腔境界の検出を増長する方法であって、
血管の内腔内に長手方向軸を有する細長いカテーテルを配置する工程にして、該カテーテルは、カテーテル内に移動可能に取り付けられた超音波トランスデューサを含む該工程と、
前記長手方向軸に対し実質的に非垂直な角度で超音波ビームを発信しかつ超音波エコーを受信する工程と、
超音波エコーに基づいて血管のグレースケール画像を構成する工程と、
グレースケール画像の複数の画素に対し速度見積もりを計算する工程と、
前記速度見積もりを使用して内腔境界のコンピュータ自動検出を増長する工程とを含む方法。
【請求項４３】
前記グレースケール画像の画素に対する速度見積もりの計算は、連続する超音波エコー間の位相変化の速度に基づく請求項４２の方法。
【請求項４４】
生体内の構造の流体流を量的に評価する方法であって、
構造の内腔内に長手方向軸を有する細長いカテーテルを配置する工程にして、該カテーテルがカテーテル内に移動可能に取り付けられた超音波トランスデューサを含む該工程と、
前記長手方向軸に対し実質的に非垂直な角度で超音波ビームを発信しかつ超音波エコーを受信する工程と、
前記超音波エコーに基づいて前記構造のグレースケールＩＶＵＳ画像を構成する工程と、
グレースケール画像を形成する複数の画素に対する速度見積もりを計算する工程と、
前記グレースケール画像からの前記構造の物理的解剖学的測定値と組み合わせた速度見積もりを用いて前記構造内の定量的流体流を決定する工程とを含む方法。
【請求項４５】
前記グレースケール画像の画素に対する速度見積もりの計算は、連続する超音波エコー間の位相変化の速度に基づく請求項４４の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、一般に、血管内超音波画像システムに関し、特に、血管の断面画像の形成、及び血管内の血流の速度の測定に向けられる機械的に走査される血管内超音波（ＩＶＵＳ）画像装置、システム、及び、方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
血管内超音波画像は、治療の必要性を決定し、介入を案内し、及び／又は、その有効性を評価すべく、人体内の罹患した動脈等の血管を評価するための診断ツールとしてインターベンショナル心臓病学で広く使用されている。ＩＶＵＳ画像は、関心のある血管の断面画像を形成するために超音波エコーを用いる。一般に、ＩＶＵＳカテーテルにおける超音波トランスデューサは、超音波パルスを発し、反射超音波エコーを受信する。超音波は、ほとんどの組織及び血液を容易に通過するが、組織構造から生じる不連続（例えば血管壁の種々の層）、赤血球、及び他の関心のある特徴から部分的に反射される。ＩＶＵＳ画像システムは、患者インターフェースモジュール（ＰＩＭ）によりＩＶＵＳカテーテルに接続され、受信した超音波エコーを処理し、トランスデューサが位置付けられた血管の断面画像を作り出す。
【０００３】
治療の必要性を確立するため、ＩＶＵＳシステムは、血管の内腔径又は断面積を測定するのに使用される。この目的のため、管腔境界が正確に特定され得るように、血液を血管壁組織から区別することが重要である。ＩＶＵＳ画像において、血液エコーは、エコーの強さがわずかに異なること（例えば、血管壁エコーは、血液エコーよりも一般に強い）、及び、血管と血管壁組織の構造的相違から生じる画像のテクスチャー（すなわちスペックル）の微妙な違いより、組織エコーから区別される。ＩＶＵＳ画像が進展するにつれ、表示における解像度を改善する、より高い超音波周波数に向かう着実な移動があった。しかし、超音波周波数が高められるにつれ、血液エコーと血管壁組織エコーとの間のコントラストが低減した。ＩＶＵＳの初期の生成に使用される２０ＭＨｚ中心周波数では、血液エコーは、音響波長に比べ小さい寸法の赤血球のため、血管壁エコーと比較して非常に弱い。しかしながら、ＩＶＵＳ画像に現在一般的に使用される４０ＭＨｚ超音波中心周波数では、このより高い周波数の超音波波長が赤血球の寸法により近いため、血液エコーと組織エコーとの間には控えめな違いがあるだけである。
【０００４】
インターベンショナル心臓病学におけるＩＶＵＳ画像の別の使用は、処置の最も適切なコースの特定を支援することである。例えば、ＩＶＵＳ画像は、処置を開始する前に、動脈内の壁性血栓（すなわち、血管壁に付着し血管内に静止した凝固血液）の存在を認識することを支援するために使用され得る。もし病気が動脈内腔の局所的狭窄を引き起こした領域に血栓が特定されると、血管の断面積を拡大して安定させるため動脈内にステントを配置する前に、血栓の吸引（すなわち除去）を含むように治療計画が修正され得る。加えて、血栓の特定は、医師に、潜在的で致命的な血栓症の後の発生を防ぐため、抗凝血剤治療のより積極的なコースを命令させ得る。しかしながら、慣用のＩＶＵＳ画像において、静止した血栓と動いている血液との間に外観の違いはほとんどない。
【０００５】
インターベンショナル心臓病学におけるＩＶＵＳ画像の別の使用は、動脈内のステントの適切な配置を視覚化することである。ステントは、動脈の内腔を拡大及び／又は安定化するために動脈内に一般的に配置される拡張可能なシリンダーである。ステントの拡張は、一般に、血管を引き伸ばし、また、そうでなければ血管内腔の部分的障害物を形成するプラークをずらす。拡張したステントは足場を形成し、該足場は、血管内腔開口を支え、かつ、血管壁が伸ばされた後に血管壁の弾性的跳ね返りを防ぐ。この文脈において、適切なステント付加を認識することが重要である。すなわち、ステント支柱は、血管壁に対してしっかりと押し付けられるべきである。不十分に配置されたステントは、ステント支柱を血流の流れ内に残すかもしれず、これらの露出したステント支柱は、血栓を形成し始める傾向にある。ステント配置に続いての血栓形成は、「遅発性ステント血栓症」とも呼ばれ、これらの血栓は、動脈を閉塞し又はステント支柱から抜け出ることができ、これが、冠状動脈の下流枝路を塞ぎ、心臓発作をトリガーする。
【０００６】
ＩＶＵＳ画像のこれらの例において、動いている血液を特定し、該動いている血液と比較的動かないもしくは静的な組織もしくは血栓とを区別することが特に有益である。動きの情報は、血液と血管壁との境界面を描写するのに役立つことができ、これにより管腔境界が容易かつ正確に特定可能となる。速度等の運動パラメータは、動いている血液と静止状態の血栓とを識別するための最も堅牢な超音波検出可能パラメータであり得る。ステント不完全密着の場合、ステント支柱の背後での動く血液の観測は、ステント支柱が血管壁に対し本来あるべきようにはしっかりと押し付けられていないことの明確な表示であり、ことによるとステントの更なる拡張が必要であることを示す。上述した各ＩＶＵＳ画像例において、エコー振幅の伝統的なＩＶＵＳ表示に対する運動パラメータの付加により、患者の診断及び処置を改善することができる。
【０００７】
伝統的に、ＩＶＵＳカテーテルは、回転カテーテルでもソリッドステートカテーテルでも、側方監視機器であり、該側方監視機器において、超音波パルスが、血管を通るスライス（一部）を表示する断面画像を作り出すためにカテーテルの軸線に実質的に垂直に送信される。血管中の血流は、カテーテルの軸線に通常平行であり、かつ画像の平面に垂直である。ＩＶＵＳ画像は、一般に、グレースケールフォーマットで提示され、強い反射物（血管境界、石灰化組織、金属ステント等）は明るい（白）画素として表示され、より弱いエコー（血液及び軟組織）は暗い（グレー又は黒）画素で表される。従って、流れている血液は、伝統的なＩＶＵＳ表示では軟組織又は静的血液（すなわち血栓）に非常に似たように見え得る。
【０００８】
非侵襲性超音波画像の適用において、ドップラー超音波方法が血液及び組織速度を測定するためにしばしば使用される。該速度情報は、動いている血液のエコーと静止した組織のエコーとを区別するために用いられる。一般に、速度情報は、ドップラーカラーフロー超音波画像と呼ばれるフォーマトでグレースケール超音波画像をカラー化するのに使用される。迅速に動いている血液は、その流れの方向により赤又は青に色付けされ、静止組織はグレースケールで表示される。
【０００９】
伝統的に、ＩＶＵＳ画像は、血流の方向がＩＶＵＳ画像面にほとんど垂直であるため、ドップラーカラーフロー画像には適してはいない。より詳しくは、ドップラーカラーフロー画像及び他のドップラー技術は、関心のある速度（すなわち血流速度）が画像面と垂直であり、かつ超音波伝播方向に垂直である場合、十分に機能せず、血流に起因するゼロに近いドップラーシフトをもたらす。回転ＩＶＵＳの場合、トランスデューサの連続的回転による付加的複雑さがある。これは、速度誘導ドップラーシフトの正確な見積もりを作るのに必要な同じ容積の組織から多数のエコー信号を集めることを不確かにする。種々の画像相関化方法が、血管内動き検出に対するドップラー方法の方向性の制限を克服することを試みるが、一般にドップラー方法に劣る。更に、そのような画像相関化技術は、回転ＩＶＵＳには不適である。この理由は、回転する超音波ビームにより非相関化の速度が、血液流に対する非相関化の速度に匹敵するためである。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
従って、機械的に走査される超音波トランスデューサを使用して血管内の超音波画像を作り出すことができ、かつ、血管内における動いている血液と静止状態の組織とを区別することができる装置、システム及び方法に対するニーズがある。ここに記述した装置、システム及び方法は、先行技術の一つ又は複数の血管を克服する。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本開示の実施形態は、動いている血液エコーと静止状態の組織エコーとの識別を向上させるため、グレースケールＩＶＵＳ画像上にカラーオーバーレイとしてコード化された追加の速度データを持つ回転ＩＶＵＳ画像を作り出す機械的走査血管内の超音波（ＩＶＵＳ）画像システムを記述する。一側面において、本開示は、血管を画像化するための回転血管内の超音波システムを提供する。該システムは、細長い部材内に回転可能に配置された超音波トランスデューサと、トランスデューサに連結されたアクチュエータとを備える。該アクチュエータは、回転の少なくとも一部を通じてトランスデューサを動かす。画像システムは、一連の超音波パルス（超音波パルスのシーケンス）の放射（発信）、及び関連する超音波エコー信号の受信を制御する制御システムを含む。制御システムは、超音波エコー信号を処理し、エコー振幅及びドップラー周波数偏移（血管内の血液及び他の組織の速度を表す）の両方に基づいて、血管の断面画像を作り出す。一実施形態において、アクチュエータは、前記細長い部材の実質的全長に延びる可撓性駆動ケーブルを通じて超音波トランスデューサに連結される。アクチュエータは、細長い部材のほぼ長手方向軸の周りに超音波トランスデューサを連続的に回転させる。
【００１２】
別の側面において、本開示は、生体の血管内に挿入可能な先端部を有する超音波画像システムを提供する。該システムは、先端部に沿って延びる長手方向軸を有する細長い部材を備える。該細長い部材は、先端部に隣接して配置される超音波トランスデューサを有する。この超音波トランスデューサの配置は、トランスデューサから発せられた超音波パルスが、細長い部材から、長手方向軸に対して実質的に非垂直角で遠ざかるように伝播するようになされる。超音波トランスデューサは、超音波エコー信号を受信し、かつこれらの信号を、先端部に隣接配置された超音波トランスデューサと、細長い部材の反対側基端部に隣接配置された連結組立体との間に延びる複数の導体を通じて搬送するようにするように構成される。該システムは、細長い部材内又は本体の外部にあり得るアクチュエータを更に含み、該アクチュエータは超音波トランスデューサに連結される。アクチュエータは、回転の少なくとも一部にわたって広がる位置の範囲を通じてトランスデューサを動かすように構成される。一実施形態において、該動きは、長手方向軸周りの連続回転であるが、代替実施形態において、該動きは、回転の一部にわたる振動（揺動）アクションである。本システムは、連結組立体に連結される制御システムを更に含む。制御システムは、超音波トランスデューサの位置、及びトランスデューサが発する超音波パルスのタイミングを制御するように構成される。制御システムは、複数の導体を通じて超音波トランスデューサからの超音波エコー信号を受信し、該エコー信号を処理して血管の画像を生成する。一側面において、血管画像は、超音波エコー信号において検出されたドップラー周波数偏移から制御システムにより導き出された速度データを表すカラー化された領域が重ね合わされたグレースケールで表された振幅データを含む。代替形態において、グレースケール振幅データは、速度データの決定に関連する変更を反映するために変更される。一形態において、閾値を超える速度に関連する画素は、血管の相対的に静止した特性のビューを向上させるため、輝度が抑圧される（もしくは表示されない）か又は低減される。
【００１３】
別の側面において、本発明は、血管を画像化する方法を含む。該画像化方法は、長手方向軸を持つ先端部を有する細長い部材を血管内に位置付けることを含む。カテーテルは、先端部内に移動可能に取り付けられる超音波トランスデューサを含む。該方法は、長手方向軸に対する回転の少なくとも一部を通じてトランスデューサを動かしながら、長手方向軸に対し実質的に非垂直な角度でトランスデューサから一連の超音波パルスを発し続ける。該方法は、血管内の血液を含む血管機能から超音波エコー信号の対応するシーケンスを受信すること；超音波エコー信号の前記シーケンスを処理し、円弧に沿う位置に関連する単一の複合振幅光線を生成すること；超音波エコーの前記シーケンスを処理し、血管構造の速度を決定すること；及び、速度と振幅情報を組み合わせた血管画像を表示することを含む。一側面において、表示は、エコー振幅のグレースケール表示と組み合わされた速度情報のカラーコード化を含む。代替側面において、閾値を超える速度に関連する画素は、表示画像において輝度が抑圧（もしくは表示されないか）又は低減される。更なる側面において、該方法は、速度及び振幅情報の両方を利用するアルゴリズムに基づいて血管境界自動決定を含むことができる。更なる側面において、速度情報は、血管内の血流を定量化するのに使用可能である。
【００１４】
上述した概要及び以下の詳細な記述の両方は、性質が模範的かつ説明的なものであり、本開示の範囲を限定することなく本開示の理解を与えることが企図される点が理解されるべきである。この点に関し、本開示の追加の側面、特徴及び利点が、以下の詳細な説明から当業者には明らかとなる。
【００１５】
付随図面は、説明と共にここに開示した機器及び方法の実施形態を例示し、本開示の原理を説明する役割を果たす。この説明全体にわたり、同じ要素は、記述されたどのような実施形態においても、共通の要素を指し、そこでは、同じ参照番号で呼ばれ、参照される。一つの位置における特定の要素に帰する特性、属性、機能、相互関係は、特に別途説明がない限り、別の位置において同じ参照番号で呼ばれ、参照された際にそれらの要素に適用される。
【００１６】
以下に参照される図面は、本開示の基本的教示の説明の簡易化のためにのみ示される。好ましい実施形態を形成する、部分の数、位置、関係、及び寸法に対する図面の拡張は、説明されるか、又は、以下の記述が読まれ理解された後の当業界の技術内にある。更に、正確な寸法、及び特定の力、重量、強度及び同様の要求に合致する寸法比例は、同様に、以下の記述が読まれ理解された後の当業界の技術内にある。
【００１７】
以下は、本発明を記述するために使用される各図面の簡単な説明であり、これは、例示目的のためのみに提示され、これにより本発明の範囲を限定するべきではない。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】図１は、本開示の一実施形態に従うドップラーカラーフロー回転ＩＶＵＳ画像システムの概略的例示である。
【図２】図２は、本開示の一実施形態に従う回転ＩＶＵＳカテーテルの部分断面図の例示である。
【図３】図３は、本開示の一実施形態に従う、図２に示す回転ＩＶＵＳカテーテルの先端部の部分断面図の例示である。
【図４ａ】図４ａは、本開示の一実施形態に従う、動脈内に配置された図２及び３に示す回転ＩＶＵＳカテーテルの部分断面図の例示である。
【図４ｂ】図４ｂは、本開示の一実施形態に従うＩＶＵＳグレースケール画像の例示である。
【図５ａ】図５ａは、本開示の一実施形態に従うＩＶＵＳ速度画像の例示である。
【図５ｂ】図５ｂは、本開示の一実施形態に従う複合カラーフローＩＶＵＳ画像の例示である。
【図６】図６は、本開示の一実施形態に従う、図１に示すドップラーカラーフロー回転ＩＶＵＳ画像システムのハードウェア構成要素を例示するブロック図である。
【図７】図７は、本開示の一実施形態に従う、図１に示すドップラーカラーフロー回転ＩＶＵＳ画像システムの超音波信号パターンを示す図である。
【図８】図８は、本開示の一実施形態に従う、図１に示すＩＶＵＳ画像システムのエコープロセッサの構成部分を例示するブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
本開示の原理の理解を促進する目的のため、以下、図面に例示した実施形態が参照され、それを記述するために特定の言葉が用いられる。それにもかかわらず、開示の範囲の制限は全く企図されないことが理解される。記述した機器、器具、方法、及び本開示の原理の更なる任意の用途に対するいかなる変更及び更なる変形も、本開示が関連する技術の当業者に通常生じるものとして十分に企図される。特に、本開示の一実施形態に関連して記述した特徴、構成要素、及び／又はステップは、他の実施形態に関連して記述した特徴、構成要素、及び／又はステップと組み合わされ得ることが十分に企図される。簡潔にするため、いくつかの例では、同じ参照番号が図面全体で同一又は類似の部分を参照するように用いられる。
【００２０】
本開示は、関心のある血管の断面画像の解釈を助長しかつ血管内の血流の質的又は量的測定を促進するために、回転血管内超音波（ＩＶＵＳ）画像システムと共に配置可能な機械的に走査される超音波トランスデューサからドップラーカラーフロー超音波画像を作り出すための装置、システム、及び方法を記述する。特に、本開示は、移動中の血液エコーと静止組織エコーとの区別を強調するため、グレースケールＩＶＵＳ画像上にカラーオーバーレイとして符号化された速度データの追加を有する回転ＩＶＵＳ画像を作り出す装置、システム及び方法の一実施形態を記述する。
【００２１】
図１は、本開示の一実施形態に従うドップラーカラーフロー回転ＩＶＵＳ画像システム１０を例示する。回転ＩＶＵＳ画像システムの主構成要素は、回転ＩＶＵＳカテーテルと、関連する患者インターフェースモジュール（ＰＩＭ）を有する制御システムと、ＩＶＵＳ画像を表示するモニターである。伝統的な回転ＩＶＵＳ画像システムと本発明とを区別する本発明のキー構成要素は、ドップラーイネーブル回転ＩＶＵＳカテーテル１００と、患者インターフェースモジュール（ＰＩＭ）２００に関連するドップラー対応ＩＶＵＳ画像システム３００と、ドップラーカラーフローＩＶＵＳ画像を表示するカラーモニター４００とを含む。特に、ドップラーカラーフロー回転ＩＶＵＳ画像システムは、修正した回転ＩＶＵＳカテーテル１００を要求し、該カテーテル１００は、カテーテルの軸線及び血管の軸線に対し名目上垂直である伝統的な画像面に代えて浅い円錐画像面５００を与えるため、カテーテルの軸線に対する垂線から適度な角度で傾いた超音波トランスデューサを含む。
【００２２】
カテーテル１００は、血管の長さに沿う任意の与えられた位置でカテーテル１００の長手方向軸ＬＡが血管の長手方向軸と実質的に一直線になるよう、血管（図示せず）の内腔内への挿入のために形作られ構成された細長い部材である。この点に関し、図１及び２に例示する曲がった構成は、単に例示目的であり、カテーテル１００が他の実施形態で曲がり得る態様を制限するものでは全くない。一般に、カテーテル１００は、挿入される血管の自然な曲率に適合するのに十分に柔軟となるように設計される。
【００２３】
図１の画像システムはカテーテルベースのＩＶＵＳ画像システムを例示するが、画像構成要素は、ガイドワイヤー、処置機器、インプラント、外科器具、又は、体内に挿入可能な他の細長い部材に取り付けられ得ることが理解される。ある例において、ＩＶＵＳ画像システム１０と関連するワイヤーは、制御システム３００からの信号がＰＩＭ２００へとまたこの逆に伝達可能なように、制御システム３００からＰＩＭ２００へと延びる。ある例において、制御システム３００は、ＰＩＭ２００と無線で通信する。同様に、ある例において、ＩＶＵＳ画像システム１０と関連するワイヤーは、制御システム３００からの信号がカラーモニター４００へと及び／又はその逆に伝達可能であるように、制御システム３００からカラーモニター４００へと延びる。ある例において、制御システム３００は、カラーモニター４００と無線通信する。
【００２４】
典型的な回転ＩＶＵＳカテーテルにおいて、単一の超音波トランスデューサ要素は、可撓性駆動軸の先端付近に取り付けられる。可撓性駆動軸は、関心のある血管内に挿入されるプラスチックシース内部で回転する。トランスデューサ要素は、超音波ビームがカテーテルの軸線にほぼ垂直に伝播するように配向される。駆動軸が回転する際（一般に、ほぼ３０回転／秒）、トランスデューサは、高電圧パルスにより周期的に励起され、短バーストの超音波を発する。同トランスデューサは、次いで、種々の組織構造から反射された戻り超音波エコーを受信し、また、ＩＶＵＳ画像システムは、トランスデューサの単一の回転中に生じた一連（一シーケンスの）の数百のそれらの超音波パルス／エコー取得シーケンスから血管断面の二次元表示を組み立てる。慣用のＩＶＵＳ画像システムにおいて、画像面は、名目上平面であり、軸ＬＡ及び血管の長手方向軸にほぼ垂直である。回転ＩＶＵＳカテーテルのための代替構成は、同様の効果を作り出すために、静止超音波トランスデューサと組み合わされた回転する音響ミラーを使用する。更なる構成において、カテーテル又はガイドワイヤーの末端部に取り付けられたモータ又は他のアクチュエータから延びる軸に取り付けられた超音波トランスデューサは、連続的な回転を通じて又は回転の一部にわたって該トランスデューサを機械的に走査するために使用され得る。電力又は制御信号に応答して、モータ又は他のアクチュエータは所定の速度で作動し、軸及びトランスデューサを所定の速度で回転させるか又は所定の速度で振動させる。そのようなシステムの例は、米国特許第５，３７５，６０２号及び第７，６５８，７１５号と、米国特許出願公開第２０１１／００７１４０１号に示される。これら文献各々はその全体が参照によりここに組み込まれる。
【００２５】
ドップラーイネーブル回転ＩＶＵＳカテーテル１００は、長手方向軸ＬＡに対する垂線から適度な角度で傾斜する超音波トランスデューサ１１８を含み、また、慣用の回転ＩＶＵＳカテーテルとほとんど同様に動作する。駆動軸が回転する際（一般にほぼ３０回転／秒）、トランスデューサは、定期的に高電圧パルスにより励起され、短バーストの超音波を発する。トランスデューサ１１８からの各送信パルスに続く短時間の間、周囲の組織及び血液からエコー信号がトランスデューサ１１８により受信され、ＰＩＭ２００を介して制御システム３００により検出される。制御システム３００は、次いで、機器の単一の回転中に発生したそれら数百のパルス／取得サイクルから血管断面の二次元超音波画像を組み立てる。一断面画像は、トランスデューサ１１８の回転ごとに作り出されるため、表示はほぼ３０フレーム／秒で更新され、連続的リアルタイム血管内画像の外観を作り出す。傾斜したトランスデューサ取付けにより、ドップラーイネーブル回転ＩＶＵＳカテーテルは、伝統的な画像面の代わりに浅い円錐画像面５００を作り出し、また、カテーテルの長手軸方向に平行な血液速度成分を検出するのに必要なドップラー周波数偏移情報も取得し得る。画像システム１０の作動中、制御システム３００は、ＰＩＭ２００と協同して、各画像角度で超音波送信／受信サイクルの適切なシーケンスを発生させ、エコー信号のシーケンスから速度情報の抽出を助長する。具体的には、図８に示すように、ドップラー対応ＩＶＵＳ制御システム３００は、グレースケールＩＶＵＳディスプレイを作り出すための伝統的なエコー振幅データを検出すると共に、迅速移動血液のカラーコード化を提供するため、ドップラー超音波速度推定値を同時に抽出する信号処理ハードウェアを含む。カラーモニター４００は、血液速度の強度及び方向に関する情報を伝えるため、カラーで強調された移動血液エコーとグレースケールＩＶＵＳ画像からなる複合カラーフロー画像４１０を表示する。グレースケールＩＶＵＳ画像及び／又はカラーフロー画像は、米国特許第７，９３０，０１４号に開示される血管造影図、ＭＲＩ、及び蛍光透視等の他の画像データと共に登録され得る。該文献はその全体が参照によりここに組み込まれる。
【００２６】
図２は、修正回転ＩＶＵＳカテーテル１００のより詳しい図を提供する。該カテーテル１００は、ドップラーカラーフローＩＶＵＳ画像のために最適化される。ある例において、カテーテル１００は、伝統的な回転ＩＶＵＳカテーテル、例えば、ヴォルカノコーポレーションから市販されかつ米国特許第８，１０４，４７９号に記載されるRevolution（登録商標）カテーテル、又は、米国特許第５，２４３，９８８号及び第５，５４６，９４８号に開示されるもの等の構成要素又は機能に類似する構成要素又は機能を含む。各文献は、全体が参照によりここに組み込まれる。例示の実施形態において、カテーテル１００は、シース１２０内に部分的に収容された回転画像コア１１０を含む。回転画像コア１１０は、ＰＩＭ２００に対する電気的及び磁気的カップリングを与える回転インターフェース１１１内に基端が終端する。回転画像コア１１０は、シース１２０を通じて延び、トランスデューサハウジング１１６内で先端が終端する。該ハウジング１１６はトランスデューサ１１８を収容する。シース１２０は、調節区域１２３に連結される基端ベアリング１２２を含む。調節区域１２３には、シース１２０の基端部１２６が取り付けられる。基端部１２６は、窓セグメント１２８及び先端組立体１３０を含むシース１２０の先端部１２７と連続する。
【００２７】
基端ベアリング１２２は、回転画像コア１１０の回転インターフェース１１１を支持する。例示の実施形態において、基端ベアリング１２２は、生理食塩水をシース１２０の内腔１３１内へと注入するための部分１２４と、該流体がシース１２０の基端１３２から漏出することを防ぐ流体シール（図示せず）とを含む。調節区域１２３は、シース１２０の長さが短縮又は伸長されることを可能にし、回転画像コア１１０をそれに応じて、シースの窓セグメント１２８に対して前進又は後退させる。この調節構成は、回転ＩＶＵＳ画像システム１０により審査されることとなる血管のセグメントを通じてのトランスデューサ１１８の長手方向の引き戻しを助長する。
【００２８】
シースの基端部１２６及び先端部１２７部は、回転画像コア１１０を部分的に又は完全に収容する。基端部１２６は、調節区域１２３から窓セグメント１２８へと延びる堅牢で柔軟な円筒管を備える。窓セグメント１２８は、基端シャフト１２６と構造的に連続するが、シースの基端部１２６とは異なる材料から構成される。窓セグメント１２８は、トランスデューサ１１８から血管内へと超音波ビームを、最低限の反射、減衰又はビーム歪みで伝導するのに特に適している音響インピーダンス及び音速を有する材料（又は材料の組み合わせ）から構成され得る。先端組立体１３０は、窓セグメント１２８から先端へと延び、ＩＶＵＳカテーテル１００が関心のある血管内へと容易に向けられること及びガイドワイヤーから容易に取り出されることを可能にするため、慣用の冠状動脈ガイドワイヤーと係合するように形作られ構成される。
【００２９】
図３は、回転画像コア１１０の先端のより詳しい図を提供する。例示の実施形態において、回転画像コア１１０は、逆巻きステンレス鋼ワイヤーからなる二層以上の層から構成される可撓性駆動軸１１２と、可撓性駆動軸１１２の内腔１１５に通される電気ケーブル１１４と、可撓性駆動軸１１２の先端１１７に連結されたトランスデューサハウジング１１６、トランスデューサハウジング１１６内部に取り付けられた超音波トランスデューサ１１８とを含む。図３には描かれないが、駆動軸１１２は、回転画像コア１１０の長さを回転インターフェース１１１（図２に示す）へと延ばす。代替実施形態において、駆動軸１１２は、異なる材料から構成され得る。回転インターフェース１１１は、画像コア１１０の基端を回転ＰＩＭ駆動組立体（図示せず）に連結するための電気コネクタ（図示せず）及び機械的構造（図示せず）を含む。電気ケーブル１１４の基端（図示せず）は、回転インターフェース１１１の電気コネクタ部分に取り付けられ、また、電気ケーブル１１４の先端１１９は、可撓性駆動軸１１２の内腔１１５を通って、トランスデューサハウジング１１６内部に配置された超音波トランスデューサ１１８に接続する。
【００３０】
慣用の回転ＩＶＵＳカテーテル内の超音波トランスデューサは、超音波ビームがカテーテル軸線ＬＡに実質的に垂直に発生するように、カテーテル軸線ＬＡに実質的に沿って取り付けられる。実際には、トランスデューサは、カテーテルシースからのエコーの強度を低減するために、しばしばわずかな角度で取り付けられる。トランスデューサによって受信されるカテーテルシースからのエコーは、リフレクタがトランスデューサ面に対し平行で、かつリフレクタの異なる部分からのエコーが互いに同相でトランスデューサに戻った時に最も強くなる。トランスデューサの軸長にわたって少なくとも一波長の経路の長さの差が存在するようにトランスデューサ面がある角度傾いている場合、シースの異なる部分からのエコーは打ち消し合う傾向にあり、エコーは低減される。
【００３１】
慣用の回転ＩＶＵＳカテーテルにとって好ましいトランスデューサ傾斜の程度の一例として、典型的な回転ＩＶＵＳカテーテルに対する窓又は孔の幅は、ほぼ１２波長（例えば、５００μｍのトランスデューサ長さ、及び４０ＭＨｚトランスデューサ中心周波数でほぼ４０μｍ波長）である。前記孔を横切る往復路長さの差の１波長を導入するため、上記幅にわたる傾きの１／２波長、又はほぼ１／２４ラジアンの角度（ほぼ２．５°）が必要であろう。最適なシース設計により、シース反射は、トランスデューサの傾斜が全く必要ないほど小さくすることができる。０°〜８°の範囲のトランスデューサ傾斜角度は、慣用の回転ＩＶＵＳカテーテルでは一般的である。
【００３２】
上述したように、慣用の回転ＩＶＵＳカテーテルにおいて、超音波ビームは、カテーテルの長手方向軸に実質的に垂直なトランスデューサから現れ、画像コアが回転する際、超音波ビームは、実質的に平面の画像面を一掃し、血管を通る断面スライスの超音波画像を作り出す。この伝統的な構成において、動いている血液によって導入される最小ドップラー周波数偏移が存在する。これは、血液の動きが、血管の軸線に実質的に平行で、カテーテルの軸線に平行で、従って超音波ビームの伝播方向に垂直であるからである。血液の運動に起因する最小ドップラー周波数偏移があるので、慣用の回転ＩＶＵＳカテーテルを用いるドップラー方法により血流速度見積もりを導き出すのは難しい。
【００３３】
しかしながら、トランスデュー取付角度を伝統的な配向から傾けることは、血液速度（カテーテル長手方向軸ＬＡにほぼ平行）がドップラー周波数偏移を測定することにより検出され得るように、血液速度のかなりの成分が超音波伝播方向に整列させられる。例えば、図３において、ドップラーイネーブル回転ＩＶＵＳカテーテル１００に対するトランスデューサ１１８の取付角度は、超音波ビーム１２１が、カテーテル軸ＬＡに対して１０°〜３０°のトランスデューサ傾斜角度θ、より好ましくは１５°〜２５°の角度にてカテーテルから出現するように、回転画像コア１１０の長手方向軸ＬＡから顕著に傾けられる。一実施形態において、トランスデューサ傾斜は２０°の角度に設定される。図３は、基端シャフト１２６に向かって傾斜するトランスデューサ１１８を示すが、該傾斜は、先端組立体１３０に向かって、反対方向にもあり得る。代替実施形態において、カテーテル１００は、特定の用途により、種々のトランスデューサ傾斜角度のいずれかを有するように構成され得る。
【００３４】
動いている血液からの超音波エコーに顕著なドップラー周波数偏移を作り出すのに必要な傾斜したトランスデューサ配向は、伝統的な画像面を浅い円錐画像面に変える。しかし、控えめなトランスデューサ傾斜により、平面ディスプレイ上へのこの円錐画像面の投影において単にわずかな幾何学的な歪みが導入され、また、この歪みは、画像を解釈する医師の能力を著しく損なうことはない。カテーテル１００に対するトランスデューサ傾斜角度θを選ぶために二つの競合する考慮すべき事項が存在する。（１）傾斜角度が大きいほど、超音波エコーにおけるドップラー成分がより大きくなり（及びより容易に検出でき）、また、（２）傾斜角度が大きいほど、円錐画像面が平面ディスプレイ上に投影された際に幾何学的歪みが大きくなる。
【００３５】
超音波システムによって測定されるドップラーシフト（偏移）は、動きの方向と超音波ビームの伝播の方向との間の角度のコサインと比例する。カテーテルの長手方向軸ＬＡが血管の長手方向軸と一直線に並び、かつ血流の速度も血管の長手方向軸と平行な理想的な状況において、血流の方向と超音波ビームの方向との間の角度は、トランスデューサ傾斜角度θの余角である。従って、ドップラーシフトは、トランスデューサ傾斜角度θのサインに比例する。ゼロ傾斜角度では、顕著なドップラーシフトはなく、速度情報は、伝統的なドップラー信号処理から取得することはできない。理論上の最大ドップラーシフトは、９０°のトランスデューサ傾斜角度により取得されるであろう。しかし、これは、超音波ビームが回転の軸線（軸ＬＡ）と一直線に並ぶであろうから、ＩＶＵＳ画像での可能性を除外するであろう。控えめな３０°の傾斜角度では、ドップラーシフトは、理論上最大の５０％であり、浅い円錐画像面５００（図１及び２に示す）からの合理的なＩＶＵＳ画像が依然として取得可能である。
【００３６】
冠動脈内ＩＶＵＳ用途では、ドップラー速度データは、血液を組織から識別することを支援するのに重要であり、従って、素早く動く血液のドップラーシフトをゆっくり動く組織のドップラーシフトから識別することが重要である。体の大部分（例えば、肝臓、頸動脈、末梢動脈等）中にわたるカラーフロー画像アプリケーションにおいて、組織の動きは無視してもよく、そのため、動いている血液エコーとしてのエコーの分類のための速度閾値は、非常に低くなり得る。しかしながら、冠状動脈画像の場合、組織の運動が非常に顕著であり得、組織の運動と血液の流れを確実に区別することはより難しい。一般に、より大きいトランスデューサ傾斜角度を用いて、支配的視線速度（半径方向速度）を持つ組織のドップラーシフトにあまり影響を与えることなく、支配的軸流速度を持つ血液に対するドップラーシフトを増長することは、素早く動く血流のドップラーシフトとゆっくり動く組織のドップラーシフトを区別するために役立つ。
【００３７】
心室が収縮する際の早期の収縮期中、心筋の運動は非常に速いが、ＩＶＵＳカテーテルは、冠状動脈内のその捕獲により心臓と共に動く傾向にある。そのため、カテーテルと周囲組織との間の相対運動は、通常、心臓の絶対運動よりも著しく小さい。心臓に対するＩＶＵＳカテーテルの素早い運動の例は、該カテーテルが、収縮期の初期部分をなすほぼ１００ｍｓｅｃ中に１血管径（〜３ｍｍ）移ることであろう。この場合、対応する相対組織速度は、〜３ｃｍ／ｓｅｃであろう。心臓周期のほとんどの間中、また、心外膜動脈ツリー全体にわたる位置のほとんどにおいて、実際の組織速度は、この見積もりよりも格段に小さい。特に、冠状動脈において、血流は、心臓運動が（心筋が次第に緩みつつ）最小になる際の心臓周期の部分である拡張期中、最も顕著である（一般に、１０ｃｍ／ｓｅｃ〜１００ｃｍ／ｓｅｃの範囲）。従って、ある実施形態において、血流が最大となりかつ心臓の運動（及び相対組織速度）が最小となる拡張期の間だけ血流測定値を取得するために、ＥＣＧを有するドップラーカラーフロー画像をゲートすることが望ましい。
【００３８】
図４ａは、血管６００内に配置されたドップラーイネーブル回転ＩＶＵＳカテーテル１００の先端部１２７を例示する。血管６００は、内腔６０２内の血管壁６０１に付着する損傷６０１を含む。カテーテル１００は、ハウジング１１６内に顕著な傾斜角度で取り付けられたトランスデューサ１１８を含む。図４ａにおいて、カテーテル１００は、カテーテル１００の軸ＬＡが血管６００の長手方向軸ＶＡ（及び血流の方向）に実質的に平行であるように、血管６００の動いている血液６０３内に配置して示される。図示の実施形態において、超音波ビーム１２１が、血管の長手方向軸ＶＡからの垂線に対し傾斜角度θでトランスデューサ１１８から出現し、回転画像コア１１０が回転する際、超音波ビーム１２１が円錐画像面５００を一掃し、血管の断面超音波画像を作り出す。
【００３９】
ドップラーカラーフロー回転ＩＶＵＳ画像のためのトランスデューサ傾斜角度の選択には、カテーテル軸線と血管の軸線との位置合わせ不良にもかかわらず、ドップラー速度測定値の堅牢さ、並びに、素早く動いている血液のドップラーシフトとゆっくり動いている組織のドップラーシフトを区別する機能を考慮すべきである。通常の臨床使用の過程では、カテーテル１００の軸ＬＡと血管の軸ＶＡ（及び血流の方向）との位置合わせ不良があり得る。該位置合わせ不良がトランスデューサ傾斜角度θに匹敵するなら、血管の一部におけるドップラーシフトは、カテーテル位置合わせ不良がトランスデューサ傾斜角度θをキャンセルするゼロへと低減され得る。しかしながら、トランスデューサ傾斜角度θがカテーテル位置合わせ不良の一般的な範囲よりも著しく大きい場合、システム１０は、血管内腔全体にわたって血液速度を見積もるための堅牢な機能を保持する。人体構造は、ＩＶＵＳ画像が一般的に使用される領域（例えば、限定ではなく、冠状動脈）において顕著な曲がりくねりを含み得るため、血管軸ＶＡとカテーテル軸ＬＡとの間に存在するであろう最大の位置合わせ不良を予測することは困難である。一例において、臨床業務で見出され得る大きな位置合わせ不良は、血管の１０ｍｍ長にわたって直径３ｍｍの血管内腔を横切る１ミリメートル（ｍｍ）径のカテーテルに相当するものであり、おそらくほぼ１２°の最大位置合わせ不良角度に対応する。しかしながら、心外膜動脈ツリーの大部分に対し、実際の位置合わせ不良角度は、この可能性のある最大値未満であろう。それにもかかわらず、トランスデューサ傾斜角度θが１２°より大きいならば、堅牢なドップラー信号を維持するために有益であろう。この考察を基礎にして、トランスデューサ傾斜角度θは、上記予測した最大１２°の可能性のある位置合わせ不良角度を上回る小さいマージンを許容するために好ましくは１５°より大きくあるべきである。更に好ましくは、トランスデューサ傾斜角度θは、血管位置合わせ不良に対するカテーテルのためのより大きいマージンの許容範囲を提供するために、ほぼ２０°であるべきである。
【００４０】
図４ａに例示されるように、超音波ビーム１２１は、血管６００の長手方向軸ＶＡに対してかなりの角度でトランスデューサ１１８から出現し、トランスデューサ１１８が回転する際、超音波ビーム１２１が円錐画像面５００を一掃して、図４ｂに示すように血管６００の超音波画像７００を作り出す。画像面５００は、長手方向軸ＶＡに沿う血流の方向に垂直ではないことに留意することが重要である。回転画像コア１１０及びトランスデューサ１１８がシース１２０内で回転する際、トランスデューサ１１８は、血管壁６０２に向けて超音波ビーム１２１を送信する。損傷６０１、血管壁６０２及び動いている血液６０３を含む血管６００内の組織要素又は構造からの超音波エコーは、トランスデューサ１１８により受信される。これらの超音波エコーは、ＰＩＭ２００（図１に示す）を介して制御システム３００に送信され、ＩＶＵＳシステム１０が該エコーを処理し、損傷７０１、血管壁７０２、及び血管７０３の描写を含む血管の断層グレースケール画像７００（断面スライス）を作り出す。
【００４１】
あらゆる点で、グレースケール画像７００は、平面ディスプレイ上に円錐画像面を投影することからもたらされるわずかな幾何学的歪みを除き、非傾斜の又はわずかに傾斜したトランスデューサを用いる伝統的なＩＶＵＳ方法で作り出したものと実質的に同じである。円錐面５００から作り出される超音波画像は、一般に平面ビデオモニターに表示されるので、円錐から平面変換において導入される幾何学的歪みが存在する。歪みの程度は、歪んだ平面表示における半径方向及び接線方向の距離測定値間の相違を表す性能指数により定量化可能である。歪み性能指数は、１−傾斜角度のコサインとして計算され得る。ゼロ傾斜角度は、歪みのない平面画像面を作り出す一方、２０°の傾斜角度は６％の歪みを作り出す。適度な歪みは、血管壁構造の内側及び外側の境界の特定に必要な画像の質的解釈、及び血管壁内の損傷からのエコーの一般的特徴の評価を妨げない。歪んだ平面表示から作られる内腔径又はプラーク断面積等のいかなる量的測定値も、適切な幾何学式を適用して計算から円錐歪みを除去することにより、容易に訂正可能である。１０°〜３０°の好ましい傾斜角度θの範囲は、視覚的歪みが１．５％〜１３％の範囲に及び、１５°〜２５°のより好ましい傾斜角度θの範囲は、視覚的歪みが３％〜９％の範囲に及ぶ。
【００４２】
従って、ドップラーカラーフロー回転ＩＶＵＳ画像システム１０に対するトランスデューサ傾斜角度θの選択は、次のファクターの考慮を含み得る。すなわち、（１）カテーテル軸ＬＡと血管の長手方向軸との間の位置合わせ不良に直面してのドップラー速度測定値の堅牢性、（２）素早く動いている血液のドップラーシフトとゆっくり動いている組織のドップラーシフトを識別する能力、及び（３）円錐画像面が平面表示に投影される際のＩＶＵＳ画像の歪みの程度（平面表示はそのような歪みを最小化するビューを有する）、である。妥協傾斜角度は、平面表示への円錐画像面の投影による画像歪みが許容できるほど小さく、その一方、ドップラーシフトが、堅牢な血液速度測定値を提供できるほど十分大きく、カテーテル軸ＬＡと血管軸ＶＡとの間の小さい位置合わせ不良を耐えられ、かつ、素早く動いている血液と静止状態又はゆっくり動いている組織とを識別するのに十分である場合に選択可能である。
【００４３】
図４ｂに示すグレースケール画像７００において、血液７０３の外観は、血管壁７０２又は損傷７０１の外観とわずかに異なるが、血液エコーと血管壁エコーとの差異は大きくない。特に、高解像度ＩＶＵＳ画像にとって好ましいより高い超音波周波数では、血液エコーと血管壁もしくはプラークエコーとの差異は微妙である。超音波エコーの強度は、超音波波長に比べ、反射する物体の大きさに強く影響を受ける。例えば、より旧式の回転ＩＶＵＳ画像システムのいくつかで使用される２０ＭＨｚ超音波周波数では、血管壁組織からのエコーは、一般に、動いている血管からのエコーよりもずっと強い。これは、血液細胞が、血管壁を構成する密着（もしくは干渉性）組織構造（例えば、コラーゲン細胞、平滑筋細胞、組織層等）よりもずっと小さく（ほぼ直径６μｍ）、かつ、超音波波長（ほぼ７５μｍ）よりもずっと小さいためである。対照的に、今日の回転ＩＶＵＳ画像に一般的に使用される４０ＭＨｚ超音波周波数では、より短い音響波長（ほぼ４０μｍ）が血管細胞の直径により接近するため、血管壁もしくはプラーク組織エコーと血液エコーとの間のコントラストが低減される。血液７０３と血管壁組織７０２又はプラーク７０１との間の低い画像コントラストは、内腔の境界を特定すること、及び、例えば血管６００の直径又は断面積等の解剖学的パラメータを定量化することを難しくするかもしれない。解剖学的パラメータは、冠状動脈疾病の処置を案内するのに役立つ。図４ｂに表す断層画像の白上に黒の描写は、ＩＶＵＳ表示モニターに一般的に示される黒上に白の画像の否定（反対）であることに留意されたい。
【００４４】
非侵襲性のカラーフロー画像システムは、浸透深さをひどく制限する組織における超音波の周波数依存減衰により、４０ＭＨｚ等の高超音波周波数を活用できないことに留意することが重要である。更には、非侵襲性カラーフロー画像システムは、高超音波周波数が、高パルス繰り返し周波数及び連続する超音波パルス間の短い時間を必要とする大きいドップラー周波数偏移をもたらすため、４０ＭＨｚ等の高超音波周波数を活用できず、これも使用できる浸透深さを制限する。しかしながら、回転ＩＶＵＳ画像では、浅い浸透深さ（ほぼ５ｍｍ）が、生理学的環境において遭遇するかもしれない最大速度を取得するのに十分な高パルス繰り返し周波数の使用を可能にする。回転ＩＶＵＳ画像では、要求される浸透深さは、わずか約５ｍｍほどであり、また、血液における減衰は、４０ＭＨｚ超音波周波数でさえ、そのような浅い浸透深さに対して十分な信号対ノイズ比を許容する程十分に低い。
【００４５】
ＩＶＵＳ画像７００の診断値を改善するため、ドップラーイネーブルＩＶＵＳカテーテル１００及びドップラー対応ＩＶＵＳ制御システム３００は、血管６００内の種々の構成要素のための速度情報を提供するため、標準画像路と平行に動作する別個の信号処理路を利用する。標準画像処理アルゴリズムが、エコー信号の振幅を表示画像７００上のグレースケール輝度へと変換するのに対し、平行信号処理路は、エコー信号のドップラー周波数偏移に含まれる情報から、表示画像７００の画素ごとに速度見積もりを抽出する。
【００４６】
図５ａは、画像システム１０が、トランスデューサ１１８により受信された超音波エコーの振幅の画像の代わりに、トランスデューサ１１８により受信した超音波エコーから抽出した速度見積もりの画像を表示するようにプログラムされた場合に取得されるであろう画像を表す。速度画像７１０の損傷表示７１１及び血管壁表示７１２は、比較的静的な損傷６０１及び血管壁組織６０２それぞれに対する低い速度を表すのに対し、血管内腔６０２内の比較的素早く動いている血液６０３は、血液速度表示７１３によって目立つように強調される。
【００４７】
実際には、別個のグレースケールＩＶＵＳ画像７００及び速度画像７１０を解釈することが難しいかもしれないが、エコー振幅及び速度情報を複合ドップラーカラーフロー画像７２０において共に組み合わせることにより相乗的画像が、図５ｂに示すように作り出され得る。図５ｂにおいて、エコー振幅は画像輝度としてコード化され、速度は色でコード化される。例えば、限定の目的ではなく、エコー速度は、順行性及び逆行性流れそれぞれに対し赤及び青の陰影で複合カラーフロー画像７２０に表示され得る。その一方、比較的動かない又はゆっくり動いている組織は、グレーの陰影で表示され得る。複合カラーフロー画像７２０において、静止した損傷７２１及び 血管壁７２２は、慣用のＩＶＵＳ画像とほとんど同じにグレースケールで現れるのに対し、動いている血液の表示７２３は、その速度関連ドップラー周波数偏移に基づき赤で強調される。カラーフロー画像７２０における血液７２３と血管壁７２２間の高められた画像コントラストは、ユーザ及び／又はシステム３００が血管内腔６０２の境界を特定すること、及び、血管６００の直径又は断面積等の解剖学的パラメータを定量化することを（伝統的なＩＶＵＳ画像に比べ）格段に容易にする。解剖学的パラメータは、冠状動脈疾病の処置をガイドするために重要である。
【００４８】
図６は、本開示の一実施形態に従うドップラーカラーフロー回転ＩＶＵＳ画像システム１０の個々のハードウェア構成要素のブロック図を提示する。図示の実施形態において、ＰＩＭ２００は、エンコーダ２１０、送信機（トランスミッタ）２２０、超音波送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ２３０、回転結合器２４０、増幅器２５０、及びモータ２６０を含む。制御システム３００は、シーケンサ３１０、復調器／デジタイザ３３０、グレースケール分析器（アナライザ）３５０、速度コンピュータ３６０、表示プロセッサ３７０、及びプロセッサ３９０を含む。プロセッサ３９０は、ＩＶＵＳ画像システムの動作を調整及び制御する。
【００４９】
エンコーダ２１０は、回転画像コア１１０（図示せず）を駆動するモータ２６０に接続され、画像コア１１０の回転中ずっと規則的インターバルで パルスを発生させる（すなわち、一般に５１２パルス／回転）。伝統的なＩＶＵＳシステムのように単一のトリガーパルスを発生させる各エンコーダパルスの代わりに、各エンコーダパルスは、シーケンサ３１０を介して一連の複数の送信トリガー（例えば、非限定目的で２〜１６のトリガー）をトリガーする。各送信トリガーは、送信機２２０からのパルスを起動し、該パルスは、超音波Ｔ／Ｒスイッチ２３０を通過し、回転変圧器２４０により超音波トランスデューサ１１８に到達する。Ｔ／Ｒスイッチ２３０は、高電圧送信パルスから増幅器２５０の高感度回路構成を保護する一方、低振幅エコー信号が自由に増幅器入力部に入ることを許容する。回転変圧器２４０は、送信パルス及びエコー信号がＰＩＭ２００の静止要素とトランスデューサ１１８を搬送する回転画像コア１１０との間を通ることを許容する。
【００５０】
３０フレーム／秒の回転ＩＶＵ画像では、トランスデューサ１１８の配向は常に変化し、ドップラー速度見積もりを作り出すために好ましい単一の方向から、繰り返される測定値を集めることを難しくする。しかしながら、走査速度に比べて高速の組織を通る音響伝播と、ほぼ５ｍｍのＩＶＵＳ画像に対する短い浸透深さとを共に考えると、ＩＶＵＳ表示内に各画像角度に対して一連のいくつかの超音波送信／受信サイクルを含めるための十分な時間が存在する。このパルスの急速なシーケンスの継続時間は、ドップラー周波数偏移がこの送信／受信サイクルのシーケンスの間に受信したエコーから抽出され得るように、実質的に同じ組織／血液容積からいくつかの連続する送信／受信サイクルがエコーを取得するのに十分に短いものであり得る。
【００５１】
各送信パルスの時間（例えば、一般にほぼ１０μ秒）の間、増幅器２５０は、トランスデューサ１１８から低レベルエコーを受信し、適切な時間依存ゲインを適用して増幅したエコー信号を作り出す。（送信パルスに対する）エコー信号対時間の振幅は、トランスデューサ１１８からの距離の関数としての（反射する）組織の反射率を表す。加えて、組織の動きに関する情報が、あるシーケンス内の一つのエコー信号と次のエコー信号との間の小さな変化、特に位相シフトでコード化される。増幅器２５０は、増幅したエコー信号を
処理のために制御システム３００の信号処理ハードウェアに送信する。
【００５２】
ドップラー処理では、無線周波数（ＲＦ）エコー波形を、当業者によく知られた方法に従ってベースバンド表示へと変換することが都合がよい。ここでは、トランスデューサ中心周波数がＤＣへとシフトダウンされ、また、エコー信号は、同相（Ｉ）及び直角位相（Ｑ）成分からなる複合変調波形のデジタル化されたサンプルとして提示される。復調器／デジタイザ３３０は、増幅器２５０からの増幅したエコー信号を、複合変調波形のＩ及びＱ成分のデジタル化サンプルからなる信号のベースバンド表示へと変換する。この機能は、一組の混合器を用いてアナログドメインで、その後、一組のアナログ−デジタル変換器により実行可能であり、これにより、Ｉ及びＱ成分のデジタルデジタルサンプルを提供する。あるいは、復調ステップは、高速アナログ−デジタル変換器によるＲＦエコー波形の直接サンプリングで、デジタルドメインで実行可能であり、その後、デジタルフィルタリングにより、複合変調波形のＩ及びＱ成分のデジタルサンプルを作り出す。
【００５３】
グレースケールアナライザ３５０及び速度コンピュータ３６０は、単一のシーケンスからの複数のエコー信号をあるグループとして処理し、エコー信号の該シーケンスに含まれる情報を使用して、（１）グレースケール画像の単一の光線又はラジアルライン（一般にＡラインと呼ばれる）を発生させるため、深さの関数としてのエコー振幅を検出し、かつ、（２）その光線に沿う各位置に対するドップラー誘導（微分）速度をそれぞれ計算する。具体的には、グレースケールアナライザ３５０は、エコー振幅を検出するエコー信号のシーケンスに含まれる情報を深さの関数として使用して、グレースケール画像の単一のＡラインを低ノイズレベル及び広ダイナミックレンジで発生させる。その一方、速度コンピュータ３６０は、単一のシーケンス内の一つのエコー信号から次のエコー信号への小さい位相変化から、上記Ａラインに沿う各位置に対するドップラー誘導速度見積もりを計算する。理論的には、速度データは、血管６００を通る断面の速度画像７１０を作り出すために使用され得るが、実際は、エコー振幅データと速度データを組み合わせて複合カラーフロー画像７２０を作り出すことが便利である。該複合カラーフロー画像７２０は、グレースケールＩＶＵＳ画像に、（順行性及び逆行性流れに対し）赤及び青の陰影としてコード化された速度情報と、グレーの陰影で表示された静止した及びゆっくり動く組織とを組み合わせる。回転画像コア１１０及びトランスデューサ１１８がシース１２０内で回転する際、ＩＶＵＳ画像システム１０は、グレースケールアナライザ２５０からの連続したＡラインから動脈６００の完全な断面画像７００（一般にＢ走査画像と呼ばれる）を構築する。振幅及び速度データもカラーコード化Ａラインへと組み合わされ、カラーモニター４００上での複合カラーフロー画像７２０としての表示のため、ディスプレイ（表示）プロセッサ３７０において走査変換される。
【００５４】
図７は、本開示の一実施形態に従うドップラーカラーフロー回転ＩＶＵＳ画像システム１０（図１に示す）により作り出される典型的な信号の性質を例示する。ドップラー速度情報を取得するため、画像システム１０は、理想的には、一連のＮの一定の間隔をおいた送信パルス２２１及び取得シーケンスを（慣用のＩＶＵＳ画像システムで使用される単一の送信パルス及び取得／エンコーダパルスの代わりに）トリガーする。そのため、各エンコーダパルス２１１は、均一な時間間隔があいた、一連の一般に２〜１６の高電圧送信パルス２２１をトリガーする。あるシーケンス内の送信パルスは比較的密に時間間隔があけられるので、対応する超音波ビームは、実質的に同じ組織をカバーし、また、任意のある時点での位相変化は、動きに大部分が起因し得る。ある例において、パルスの数はおそらく２〜１６の範囲となるであろう。４のパルスは、浸透深さを実質的に制限することなく、堅牢な速度見積もりを作り出すために良い妥協を与える。ある例において、これは、第１取得が、後の取得に比べ、前の送信パルスからの同様のレベルの残分を有するように、ダミー送信パルス（取得を全く有さない）によりパルス／取得シーケンスに先行するのに役立ち得る。ＩＶＵＳ振幅データ（グレースケールデータ）は、複数の取得の平均から又はわずか一つの取得から導き出され得る。ある例において、血管内腔が限定された寸法を有するために深さが比較的限定された速度取得を作り、次いで、深い組織エコーを取得するために振幅取得が格段に長くなることを許容にすることが望ましいかもしない。
【００５５】
シーケンスにおける高圧送信パルス２２１各々に続き、増幅器２５０（図７に示さず）は、トランスデューサ１１８（図７に図示せず）から低レベルエコーを受信し、第１増幅エコー信号２５１ａ、第２増幅エコー信号２５１ｂ、第３増幅エコー信号２５１ｃ、．．．第Ｎ増加エコー信号２５１ｎのうちの一つを作り出すため、適切な時間依存ゲインを適用する。これらの信号２５１各々は同様の特徴を示し、該特徴は、送信パルス２２１からの高振幅アーチファクト２５２と、超音波がシース内の食塩水を通って伝播する際の短いクワイエット期間２５３と、シース１２０（図７に示さず）からの強いシースエコー２５４とを含む。シースエコー２５４の後、血管内の血液から弱い血液エコーの期間２５５と、血管壁の内部からの強い壁エコー２５６と、血管壁組織からの中ぐらいの程度の組織エコー２５７とがある。各エコー信号２５１は、超音波トランスデューサ１１８の中心周波数に対応する搬送周波数を持つ振幅変調波形の一般的特徴を有する。信号２５１の変調振幅対時間は、深さの関数としての組織のエコー発生性に対応する。
【００５６】
送信トリガーパルス２２１の各シーケンスは、一連の（あるシーケンス）のエコー信号２５１の取得を開始し、エコー振幅は、上記シーケンス内からの単一のエコー信号から容易に導き出すことができるが、たった一つのエコー信号から速度情報を抽出することはより困難である。しかしながら、エコー信号があるシーケンス内の一つのエコー信号から次のエコー信号へとどのように変化するかを分析することにより、速度は見積もることができる。静止した又はゆっくり動く組織では、エコー信号２５１は、あるシーケンス内の一つのエコー信号２５１から次のエコー信号へと変化はほとんどない。これは、シーケンス内のパルスが密に時間間隔があけられ、その短いインターバルに対して組織の動きがほとんどないためである。更にこの短いインターバルに対するトランスデューサ１１８の回転は、ビーム１２１が単一のシーケンス内の送信／受信取得各々に対して組織の同じ容積を実質的にカバーする超音波ビーム１２１（図４ａに示す）の寸法に比べて非常に小さい。しかしながら、素早く動く組織（例えば、流れている血液）では、制御システム３００内の位相好感度検出器が、シーケンス内の一つのエコー信号２５１（例えば２５１n）と次のエコー信号（例えば２５１n+1）との間の小さい位相変化から速度見積もりを抽出することができる程、一連（あるシーケンス）のパルスの過程に対して十分な運動がある。
【００５７】
以下に記述する状況下では取得のシーケンスを次のように配列することが有利である。すなわち、該シーケンスにおける第１増幅エコー信号２５１ａが、第２増幅エコー信号２５１ｂから第Ｎ増幅エコー信号２５１nの取得に対して用いられるゲイン（利得）に比べ、増幅器２５０においてより低いアナログゲイン設定により取得されるように配列することである。この場合、低アナログゲイン設定により取得された第１取得は、石灰化プラーク又は金属ステント等の強反射物からのエコーを、歪みなく正確に取得する。該歪みは、増幅器が、高い増幅器ゲイン設定により取得された強いエコー信号により、飽和状態へと駆動される際に生じる。シーケンス内におけるその後の取得は、血液、柔らかいプラーク及び他の低反射率組織からの低振幅エコー信号を正確に取得するため、より高いゲイン設定を用いて収集される。低アナログゲイン設定を用いて取得された第１取得は、ドップラー速度見積もりには特に有益ではない。これは、血液及び軟組織から弱いエコーが、アナログ−デジタル変換器からの量子化ノイズにより特に不明瞭となるであろうからである。
【００５８】
しかしながら、この低ゲイン取得は、広ダイナミックレンジグレースケール画像データを発生させるために有益であり、また、トランスデューサ、カテーテル及び媒体内で反響を初期化するのにも役立ち、そのような反響又はその欠如から生じ得るドップラー アーチファクトを低減する。反響は、最新の一つの送信パルスよりも前の送信パルスから発生する音響信号から生じる。グレースケールＩＶＵＳ画像では、これらの反響は、一般にあまり重要ではなく、これは、それらが取得間の時間にわたってかなり低減され、また、エコー信号の振幅の小さい動揺を発生させるだけだからである。しかしながら、これらの小さい動揺は、低レベルエコーにとって重要であり得る位相アーチファクトを発生させることができる。該低レベルエコーは、血流に対して大きく関係し、血液の速度見積もりにアーチファクトをもたらす。ドップラー速度計算から第１エコー取得を除外することは、速度アルゴリズムのために用いられるその後の取得各々が類似パターンの反響を含むことを確実にする。該類似パターンの反響は、少なくとも、反響がパルスからパルスへと首尾一貫している程度まで、ゼロドップラーシフトを導入する傾向にある。この場合、第１取得からの送信パルスのみが、その後の取得における反響に影響を与え、また、第１取得に対する増幅器ゲインは反響には関係がない。あるシーケンスにおける最初のものとして一つの低ゲイン取得を取得することは、本システムの可能性のある速度測定値を妥協することなく、広ダイナミックレンジグレースケールＩＶＵＳ画像を助長する。
【００５９】
振幅信号は、取得したエコー信号のシーケンスから選択された一つだけのエコー信号２５１から誘導可能であるが、改善された信号対ノイズ比を提供するため、エコー波形のシーケンス全体に適用される信号平均化又は類似の技術によって複合エコー信号２５８を構成することが有利である。この複合エコー信号２５８から誘導されたエンベロープは、単一エコー波形２５１から導き出されるエンベロープに比べ、改善された信号対ノイズ比を提示する。あるシーケンス内のエコー波形のアンサンブルにわたる信号処理は、複数の波形が容易に格納され、検索されかつ処理され得るデジタルドメインにおいてデータを処理することにより促進される。
【００６０】
振幅及び速度情報は、視野にわたるエコー振幅及びドップラー速度の別個の画像として独立に提示され得るが、これら二つの組の情報を、グレースケールＩＶＵＳ画像と、（それぞれ順行性及び逆行性の流れのための）赤及び青の陰影としてコード化された速度データとを組み合わせた複合カラーフロー画像７２０（図５ｂに示す）へと組み合わせることが好ましい。そこでは静止及びゆっくり動く組織はグレーの陰影で表示される。更に、組み合わされた振幅及び速度データは、内腔境界等の血管６００（図４ａに示す）の解剖学的特徴又は流量等の機能的測定値を抽出するために更に分析され得る。組み合わされたエコー振幅及びドップラー速度データの可用性によって促進される、そのような追加の分析は、ドップラーカラーフロー回転ＩＶＵＳ画像システム１０の価値を更に高める。
【００６１】
特に、組み合わされた振幅及び速度データは、例えば、限定ではなく、血液エコーの抑圧、管腔の境界及び断面積検出、定量的血流測定及び血栓検出を高めるために、画像システム１０により利用され得る。画像システムは、動いている血液を強調する色を用いることにより、又は、画像の素早く動いている血液成分の輝度を低減することによって動いている血液の強調を単にやめることにより、血液エコーと血管壁とのコントラストを高め得る。例えば、最終画像７２０からの血液エコーを抑圧するために、画像システム１０は、重要な速度成分を含むエコーの輝度を低減する。これにより、血管内腔６０２（図４ａに示す）が空又は（画像７２０における動いている血液表示７２３によって表されるような）通常よりも暗く見え、これにより、管腔血液７２３と血管壁７２２又はプラーク７２１との識別を高める。
【００６２】
管腔境界検出を高めるため、画像システム１０は、速度データを使用し、内腔境界及び内腔断面積の自動（コンピュータべース）検出のためのアルゴリズムを改良する。内腔境界及び内腔断面積は、内腔境界を手動追跡することにより、又は、血管境界周りのインターバルにマーカーを配置することにより、検出可能であるが、それらの測定値が、それ自体で境界を特定するコンピュータアルゴリズムにより自動的に提供される場合、それは非常に有利である。いくつかのＩＶＵＳ画像システムは、そのような自動的な測定アルゴリズムを含むが、それらは、しばしば、境界検出の質を改良するために人間の介入を必要とする。そのようなシステムは、米国特許第６，９４５，９３８号に記述され、該文献はその全体が参照によりここに組み込まれる。自動境界検出アルゴリズムに速度情報を供給することは、結果の質を高め、かつ退屈な境界の手動追跡の必要性を減らすことができる。
【００６３】
上述したように、伝統的なＩＶＵＳ画像システムにおいて、動いている血液と静止状態の血栓との間の区別は、非常に微妙であり得る。スペックルパターンの一時的な出現においてわずかな違いがあり得るが、血液対血栓（特に新規な血栓）のエコー発生性にはしばしばほとんど違いがない。しかしながら、速度は、動いている血液と静止した血栓とを区別する常に強い特性を提供する。また、血液速度データを利用する画像システム１０によるドップラーカラーフロー画像は、血栓の検出を大きく改善し得る。
【００６４】
定量的な血流を見積もるため、画像システム１０は、血管内腔６０２の断面積に対し血液速度データを数的に積分し、動脈６００（図４ａに示す）内の容積測定血流の定量的な測定を提供する。ＩＶＵＳ画像とドップラー速度測定値との組み合わせは、血流を正確に定量化することを可能にする。血流計算は、ＩＶＵＳ複合画像７２０により与えられた解剖学的測定を補うため、機能的なパラメータを提供する。充血下の血流と休止状態とを比較することにより、例えば、冠状動脈流リザーブは、心臓パフォーマンスに対する重要な性能指数を提供するため、該二つの流れの比率として計算され得る。血管６００における最大充血を刺激するため、非限定の例としてアデノシン等の薬理剤の使用は、重要な診断値である冠状動脈流リザーブの計算を助長し得る。
【００６５】
加えて、画像システム１０は、ドップラー周波数偏移を測定するのに必要な情報を提供するために用いられるものと同じパルスシーケンスを使用することにより、グレースケールＩＶＵＳ画像のダイナミックレンジを拡大し得る。健康な動脈において、明りょうなＩＶＵＳ画像が比較的控えめなダイナミックレンジにより取得され得る。しかしながら、内科医にとって最大の関心事である病的状態では、より広いダイナミックレンジがしばしば必要とされる。病気の動脈において、しばしばプラーク内にカルシウムの沈着物があり、これらのカルシウム沈着物は、強いエコーを作り出し、該強いエコーは、画像を支配して近くの低レベルエコーをあいまいにする傾向があり得る。同様に、ＩＶＵＳは、金属ステントが配置された動脈を画像化するためにしばしば使用され、金属ステント支柱は、該支柱の背後の血管壁画像をあいまいにする傾向にある強いエコーを作り出す。広ダイナミックレンジ機能は、画像のノイズレベルを低減して弱い反射物の可視性を高め、かつカルシウム沈着物又はステント支柱等の強い反射物から生じる画像アーチファクトを低減することにより、それらの病的状況下で著しい利益を提供する。ＩＶＵＳ信号のダイナミックレンジを拡大することで、軟組織からの弱いエコーの検出をより容易にすると同時に、血管壁内に埋め込まれた金属ステント支柱又は石灰化プラークを検出することができる。ＩＶＵＳ信号のダイナミックレンジを拡大することは、図８に関連して下記により詳しく述べられる。
【００６６】
図８は、本開示の一実施形態に従うグレースケールアナライザ３５０及び速度コンピュータ３６０（図６に示す）の回路構成に実装された信号処理アルゴリズムの詳細図を示す。グレースケールアナライザは、グレースケール画像情報を引き出す振幅検出回路を含む一方、速度コンピュータは、複合ドップラーカラーフロー画像をカラーコード化するための速度情報を導き出すのに用いられる位相検出回路を含む。グレースケールアナライザ及び速度コンピュータの両方に対する入力は、図７に例示する一連の増幅したエコー信号であり、信号処理の便宜のためにベースバンドＩ／Ｑ表示に変換され、更に、この例では１２ビットナイナリ値（１１ビットプラス符号）として表示される。図８に詳しく示す実施形態は、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（ＦＰＧＡ）における実装に適している。ＦＰＧＡは、ドップラーカラーフロー回転ＩＶＵＳ画像システム１０のためのデジタル信号処理チェーン全体を単一の集積回路機器に組み込むことができる。
【００６７】
振幅検出回路は、一度に単一のＡラインのエンベロープを計算し、該エンベロープデータを表示プロセッサへと転送するという簡易なものであり得る。しかし、ドップラー速度計算に用いられる位相検出回路が、同じ容積の組織を実質的にカバーする一連のエコー信号取得を好ましくは使用するので、グレースケール表示に利用可能な信号対ノイズ比及びダイナミックレンジを改善するために上記複数の取得を使用することが有利である。ＩＶＵＳ画像は、血液又は軟組織からの弱いエコーから石灰化プラーク又は金属ステント支柱からの強いエコーに及ぶ、エコーの広ダイナミックレンジを作り出す。表示に利用可能なダイナミックレンジを拡大する一つの方法は、個々のエコー信号に存在するインコヒーレントなノイズに比べ、組織からのコヒーレントなエコーを強化するため、複数のエコー信号を共に平均化することにより、信号対ノイズ比を増長することである。ダイナミックレンジを広げるための別の方法は、異なるアナログゲイン設定でエコー信号を取得し、次いで、強い反射物からの低ゲインサンプルを、異なるアナログゲインに対するデジタル補償を含む、弱い反射物からの高ゲインサンプルと共に継ぎ合わせることである。付加的ノイズ低減は、孤立した衝撃的ノイズスパイクを拒絶するために、エコー信号取得のシーケンスにわたって非線形ルゴリズムを適用することにより実現され得る。
【００６８】
図８に示す実施形態において、振幅検出回路は、一連のエコー信号を共に平均化するアキュームレータ／ラインバッファ３５１をベースバンドＩ／Ｑフォーマットに組み込み、これもまたベースバンドＩ／Ｑフォーマットにある複合エコー信号を作り出し、単一のエコー信号に比べ、信号対ノイズ比及びダイナミックレンジを改善した。信号対ノイズ比は、共に平均化された信号の数の平方根として一般に改善され、この例示では、単一のシーケンス内の１６信号まで平均化が、元の模範的なエコー信解像度に対する１２ビットから、改善した信号対ノイズ比を持つ複合エコー信号に対する１４ビットまでの増長を要求するであろう。
【００６９】
別個の低ゲインラインバッファ３５２は、取得シーケンスにおける他のエコー信号を取得するために用いられるゲインに比べて低い増幅器ゲインを使用して取得した、これもベースバンドＩ／Ｑフォーマットにあるエコー信号を格納する。より低い増幅器ゲインにより取得されたエコー信号は、より高い増幅器ゲインが該シーケンスにおける他のエコー信号取得のために使用される場合に増幅器及び取得回路を飽和させるかもしれない、石灰化プラーク又はステント支柱からの強いエコーの低い歪み表示を取得する。典型的な例において、低ゲイン増幅器設定は、強いエコーによる増幅器又は信号取得段階飽和からの対応する低減した歪みを有する、高ゲイン設定（１／４の係数）に対して１２ｄＢであろう。信号振幅が最大低ゲイン値の１／４未満の場合、複数の高ゲイン取得から導き出した低ノイズ複合エコー信号は、エコー信号のベスト表示を提供する。しかし、前記閾値を超える任意のエコー振幅では、複合エコー信号はおそらく飽和され、低ゲイン取得サンプルが代わりに使用されるはずである。
【００７０】
それら緩衝化信号（複合エコー信号及び低ゲインエコー信号）各々の振幅は、当業者に知られている種々の方法を用いて計算可能である。しかし、ここに記述した方法は、ＦＰＧＡメモリに格納される比較的単純な論理及び小さいルックアップテーブルを必要とし、かつベースバンドＩ／Ｑフォーマットにおいて取得されたエコー信号波形上で直接動作するので、ＦＰＧＡに実装されるのに適している。本質的に同一の回路構成が、累積複合エコー信号及び緩衝化低ゲインエコー信号のエンベロープ検出のために示されるが、この回路構成は、必要なＦＰＧＡリソースを低減するため、一組のエンベロープ検出回路構成を通じてそれら二つの別個の信号路からの信号を時間多重化することにより、共有され得る。
【００７１】
エンベロープ検出プロセスの第１ステップは、その後の計算を簡易化しかつ必要なルックアップテーブルのサイズを低減するため、ベースバンドＩ及びＱ値の線形表示をよりコンパクトな表示（より少ないビットを要する）に変換することである。ブロックプライオリティエンコーダ３５３又は３５４は、両サンプルに対する共有指数を用いて、Ｉ／Ｑサンプル組を浮動小数点フォーマットに変換する。ブロックプライオリティエンコーダは、ＩサンプルとＱサンプルのどっちが大きいかを決定し、その値の最上位のビットを仮数部として保存し、また、単純な論理を使用して、元のサンプルの浮動小数点表示に必要な関連する指数（２の累乗）を計算する。該二つのサンプルの小さい方は、共有指数により特定されたビット位置の数によりシフトされ、また、高位ビットは、該二つのサンプルの小さい方に対する仮数部になる。この説明的な例において、１２又は１４ビットのＩ及びＱサンプル（１１又は１３ビットプラス符号）が、それぞれ符号（振幅計算には必要ない）プラス７ビット仮数部、及び共有４ビット指数部を有する、浮動小数点表示に変換される。
【００７２】
この時点で、該二つの値の２乗の合計の平方根としてＩ／Ｑサンプル組のマグニチュード（大きさ又は絶対値）を計算を形成するのに必要な小型のマグニチュードルックアップテーブル（ＬＵＴ）３５５又は３５６において、ブロックプライオリティエンコーダの利益が明らかになる。この説明例において、２つの７ビットの仮数部（もしくは少数部）は、二つの仮数部の２乗の合計の平方根を提供するため、ほどほどのサイズの８ｋバイト（２13ｘ１バイト）ＬＵＴを必要とする。１３ビットだけが、マグニチュードＬＵＴにアドレス指定するために必要である。何故なら、より大きい仮数部の最上位のビットが常に１であるために省かれ、また、符号ビットが、マグニチュード計算に影響しないので無視されるからである。このブロック浮動小数点アプローチ又は別の効率的な方法なしでは、非実際的に大きい１２３メガバイト（２26ｘ２バイト）ＬＵＴが、１４ビット複合Ｉ及びＱサンプルの組の２乗の合計の平方根を計算するのに必要とされるであろう（符号ビットはマグニチュード計算に対して無視される）。一旦マグニチュードの仮数部がマグニチュードＬＵＴ３５５又は３５６により与えられると、指数部（Ｉ及びＱ値の両方による共有される共通因子を表す）がシフタ３５７又は３５８を通じて適用され、対応する信号（複合エコー信号又は低ゲインエコー信号のいずれか）に対し、浮動小数点変換を反転させ、かつエンベロープのマグニチュードの線形表示を復元させる。
【００７３】
最終的に、表示プロセッサ３７０に広ダイナミックレンジグレースケール画像情報を供給するため、ダイナミックレンジコンバイナ３５９が、複合エコー信号からの低振幅低ノイズエンベロープデータと、低ゲインエコー信号からの高振幅低歪みエンベロープデータとを共に継ぎ合わせる。結果は、グレースケール画像データのための非常に広いダイナミックレンジであり、非常に低いノイズフロア上で見ることができる弱い組織及び血液エコーの表示を助長する。その一方、ステント支柱又は石灰化プラークからの強いエコーは、飽和なしで現れる。ダイナミックレンジコンバイナは、その特定の時点でのエコーの強さに基づいて二つの信号ソースのいずれかを切り換える比較器と同じくらい簡易であり得る。
信号が弱い場合、低ノイズ複合エコー信号がグレースケール情報に対するソースとして使用され、また、信号が複合エコー信号にとって最大のフルスケールに近づくのに十分に強い場合、ダイナミックレンジコンバイナは、低減した増幅器ゲインを用いて取得される低歪みエコー信号へとなめらかに切り換える。
【００７４】
これら二つのエコー信号を組み合わせるためのより高度なスキームは、二つの信号ソース間の移行ゾーンを含み得る。そこでは、低振幅エコーが低ノイズ複合エコー信号のみから導き出され、強いエコーが低歪み低ゲインエコー信号から導き出され、また、広い中間レンジにわたって、グレースケール情報が、振幅依存係数を用い二つの信号ソース間に補間により供給される。例えば、低ゲインサンプルは、フルスケール振幅の１／１６未満であり、そのため、低ノイズ複合サンプルは、その低ゲイン最大値の１／４のフルスケール限界よりも十分に下であるべきであり、その低ノイズレベルを有する複合サンプルが単独で使用される。低ゲイン取得のフルスケール振幅の１／４よりも大きいサンプルでは、複合サンプルは、そのフルスケール最大値を超える可能性があり、低ゲインサンプルは、高振幅エコー振幅の低歪みサンプルを提供するために単独で使用され得る。低ゲイン取得のフルスケール振幅の１／１６と１／４との間の移行レンジにおけるサンプルでは、ある特定の時点のエコー振幅に基づいて一方又は他方のソースを段階的に次第に導入する振幅依存係数により、複合サンプル及び低ゲインサンプルの加重平均が使用され得る。ダイナミックレンジコンバイナの出力において、振幅信号は、単一取得に期待されるノイズレベルに比較して低減したノイズで、非常に広いダイナミックレンジをカバーする。該広ダイナミックレンジＡラインは、９６ｄＢのオーダーでダイナミックレンジをコード化可能な１６ビット整数としてコード化される。
【００７５】
図８に示す実施形態において、速度コンピュータ３６０は、複合ドップラーカラーフロー画像をカラーコード化するために使用される速度情報を提供する。速度コンピュータは、グレースケールコンピュータと同じ入力データストリームを利用し、これは、図７に例示する増幅したエコー信号のシーケンスであり、便宜的にベースバンドＩ／Ｑ表示に変換され、この例では１２ビットバイナリ値（符号＋１１ビット）として表示される。ドップラー速度を見積るために使用される位相検出回路は、当業者には既知の種々のアルゴリズムを用いて実施され得る。図８に示すアルゴリズムは、位相を計算するのに要求される非線形関数を実行する適度な寸法のルックアップテーブルと共に、単純論理に頼り、また、それは、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（ＦＰＧＡ）での実装に適している。ＦＰＧＡは、単一の集積回路機器においてドップラーカラーフロー回転ＩＶＵＳ画像システムのためのデジタル信号処理チェーン全体を実行することができる。
【００７６】
一連のエコー信号（エコー信号のシーケンス）からドップラー誘導速度見積もりを抽出するための種々の方法が当業者に知られている。これらの方法は、非侵襲性ドップラーカラーフロー超音波画像システムに広範に適用されている。しかしこれまで、この技術は、上述した理由により、回転ＩＶＵＳ画像システムに適用できるとは考えられていなかった。位相検出回路は、画像のＡラインに沿う各半径方向位置に対するドップラー速度見積もりを、その角度位置から取得されたエコー信号取得の前記シーケンスから、抽出するように設計される。画像の光線に沿う特定の深さでの血液又は組織の運動は、上記半径方向位置でのエコー信号の位相の変化率として前記一連のエコー信号においてコード化される。位相検出回路は、各エコー信号取得に対するすべてのサンプル深さでの位相変化を決定し（その特徴が実行されるなら、低ゲイン取得を無視する）、あるシーケンスにおける一つのエコー信号から次のエコー信号への位相の変化を計算し、前記シーケンス内の一連のエコー信号取得に対して位相の変化を蓄積し、かつ、ドップラー式に従って位相の変化率から組織又は血流速度を見積もるように設計される。
【００７７】
位相検出プロセスの第１ステップは、その後の計算を簡易化し、必要なルックアップテーブルのサイズを低減するため、ベースバンドＩ及びＱ値の線形表示をよりコンパクトな表示（より少ないビットを必要とする）へと変換することである。ブロックプライオリティエンコーダ３６１は、両サンプルに対する共有指数を用いてＩ／Ｑサンプル組を浮動小数点フォーマットへと変換する。ブロックプライオリティエンコーダは、Ｉサンプル及びＱサンプルのいずれがより大きいかを決定し、その値の最上位ビットをより大きい仮数部として保存する一方、該二つの値のどっちがより大きいかに従い、Ｉ＞Ｑ比較フラッグを発生させる。優先エンコーダは、より大きいサンプルの浮動小数点表示に必要な関連指数（２の累乗）を計算するために単純論理を使用する。また、該二つのサンプルのより小さい方は、共有指数により指定されたビット位置の数、シフトされ、そのため、該上位ビットが該二つのサンプルのより小さい方のための仮数部となる。この説明例において、１２ビットＩ及びＱサンプル（１１ビット＋記号）は、浮動小数点表示に変換され、それぞれは、記号＋７ビット仮数部と、共有４ビット指数（これは位相検出には必要ない）とを有する。
【００７８】
この時点において、ブロックプライオリティエンコーダの利益は、Ｑ／ＩのアークタンジェントとしてＩ／Ｑサンプル組の位相を計算するのに必要な小型の位相ＬＵＴ３６２において明かになる。この説明例において、二つの７ビット仮数部は、１オクタントに対するアークタンジェント計算を提供するため、ほどほどのサイズの８ｋバイト（２^１３ｘ１バイト）ＬＵＴを必要とする。わずか１３ビットがマグニチュードＬＵＴをアドレス指定するのに必要である。これは、より大きい仮数部の最上位ビットが常に１であるために省かれ、かつ、指数がＩ及びＱの両方に共通であり、Ｑ／Ｉ比に影響しないために無視されるからである。位相ＬＵＴからの１オクタント位相角度は、４クワドラントの一つを特定するために二つの符号ビットを利用することにより、また、Ｉ／Ｑサンプル組のどっちがより大きいかを特定するためにブロックプライオリティエンコーダからのＩ＞Ｑ比較ビットを利用することにより、オクタント論理３６３によりフル４クワドラント角度に拡大される。このブロック浮動小数点アプローチ又は他の効率的な方法なしには、非実際的に大きい１６メガバイト（２24×１バイト）ＬＵＴが、一組の１２ビットＩ及びＱサンプルに対するＱ／Ｉのアークタンジェントを計算するために必要であろう。
【００７９】
ドップラー速度は、その時点での位相の変化率を測定することにより、Ａラインに沿う各半径方向位置に対して見積られる。これは、１ライン位相バッファ３６４における取得の一ラインからの位相を緩衝し、次いで、この緩衝化した位相データ、サンプル×サンプルを、位相データの次のラインが１ライン位相バッファ内にロードされ、緩衝化位相データの前のラインと置き換わった際に該次のラインから減じることにより、成し遂げられ得る。位相変化を計算するのに使用される該控除操作は、デルタ位相ブロック３６５において実行される（モジューロ２π）。計算された位相変化は、２πの範囲をカバーするが、この位相変化は、正速度（順行性流れ）と負速度（逆行性流れ）とを区別するために適切に解釈される。もし流れの方向に関する演繹的知識が全くないなら、不編アプローチが、位相変化値を−πから＋πの範囲を表すように解釈するであろう。流れが厳密に一方向であるといういくらかの演繹的知識があるなら、編見アプローチは、血流の指向性の性質についての仮定に従って、すべての位相変化を正又は負のいずれかであるように指定することになり得る。中間解釈もあり得、例えば、速度がほとんど一方向である場合、位相変化は、−π／２〜＋３π／２の範囲を示すように解釈され得る。
【００８０】
あいまいでなく解釈され得る速度の範囲は、（前述した不編ケースでは）シーケンス内の連続的送信パルス間におけるドップラー周波数偏移がパルス繰り返し周波数の１／２を超えてはならないという要求によって制限される。典型的な例において、あるシーケンス内の送信パルスは、１００ｋＨｚパルス繰り返し周波数に対応する、１０μ秒間隔があけられ、対応する最大ドップラー周波数は５０ｋＨｚである。ドップラー式は、この最大ドップラー周波数を最大検出可能血液速度へと翻訳するために使用可能である。ドップラー式は次を示す。
【数１】
2015515916.tif 000003
【００８１】
この式において、ｃは血液における音速である１５４０ｍ／秒を表し、αは血流の方向と超音波伝播の方向との間の角度、すなわち、トランスデューサ傾斜角度の余角（もしくは補数）である（例えば、ドップラーイネーブル回転ＩＶＵＳカテーテルに予想される典型的なトランスデューサ傾斜角度２０°では、αは７０°であろう。）。回転ＩＶＵＳカテーテルでは、典型的な超音波中心周波数は４０ＭＨｚであり、最大ドップラー周波数５０ｋＨｚでは、計算される最大測定可能血液速度は、±２.８０ｍ／秒である。速度のこの範囲は、血流速度が休んでいる状態下で比較的閉塞していない冠状動脈においてほぼ１.０ｍ／秒未満である、該機器が使用されるかもしれないほとんどの臨床状態をカバーする。速度のこの範囲は、前述したバイアスデルタ位相検出器を実行することにより、拡大され得る。
【００８２】
デルタ位相ブロック３６５は、位相データの二つの連続する取得から対応するサンプル間の位相における差を計算し、位相の選択した解釈を、２π範囲にわたって適用する。次いで、対応するＡラインに沿う各時点での位相の変化率の堅牢な見積もりを提供するため、累積位相変化が一連の取得にわたって計算される。この位相変化率は、当業者に知られている方法に従ってドップラー式から導き出される一定の係数を適用することにより、速度見積もりとして解釈され得る。
【００８３】
完全な取得シーケンスが処理された後、速度コンピュータ３６０の出力は、グレースケールアナライザ３５０により提供されるグレースケール振幅データの単一のＡラインに対応する速度データの単一のラインである。その後の取得シーケンスが処理される際、グレースケール及び速度データの追加のラインが作り出され、これらのデータラインが、カラーコード化速度情報を含む完全な血管の断層画像を表現し、該画像の解釈を支援するために使用される。
【００８４】
図６に戻り、表示プロセッサ３７０は、広ダイナミックレンジ振幅データを、目に心地よく、解釈が容易なフォーマットで表示輝度に変換するグレースケールマッピング；及び、回転ＩＶＵＳカテーテルの極性走査フォーマットを、慣用のモニターとの互換性のためのラスターフォーマットへと変換し、また、グレースケールと速度データの組み合わせを複合カラーフロー画像フォーマットへと変換する走査変換、を含む種々の機能（例えば、ログ圧縮、ガンマ補正等）を実行する。ドップラーカラーフロー画像を作り出すためにグレースケールＩＶＵＳデータと対応する速度情報とを組み合わせるための、当業者に知られた多数のスキームがある。一つの簡易なスキームは、最大の可能性のある組織速度に対する閾値を確立し、次いで、この閾値を超えるいかなる速度も動いている血液を表すに違いないと仮定することである。
【００８５】
ある実施形態において、負の閾値及び正の閾値が使用され得る。ここで、負の閾値未満の任意の速度が逆行性流れであると仮定され、正の閾値を上回る任意の速度が順行性流れであると仮定され、正及び負の閾値間の任意の速度は静止した又はゆっくり動いている組織であると仮定される。この速度閾値スキームは、簡易な３レベルカラーマスクを発生させるために使用可能である。すなわち、青い色合いが負の閾値未満の任意の速度に対するグレースケール値に適用され、赤い色合いが正の閾値を超える任意の速度に対し適用され、静止又はゆっくり動く組織を表すこれらの閾値間の任意の速度値に対して色合いのない（グレー）が適用される。他の実施形態において、カラーフロー画像は、血液と静止組織とをより明確に区別するために、血管境界を定義しかつ境界検出をサポートするマスク、仮想組織構造、又はスペックル除去アルゴリズムを使用し得る。
【００８６】
ある実施形態において、より入念なスキームが使用され得、このスキームでは、赤から黄の陰影が正の速度をコード化し、青から緑の陰影が負の速度の範囲をコード化し、更に、静止した又はゆっくり動く組織が無色（グレー）の色合いを受容する。
【００８７】
別のオプションがカラー表示全体に先行することになり得、移動する血液を特定するために単に速度情報を使用し、次いで、血液スペックルのグレースケール輝度を抑え、動いている血液と静止した又はゆっくり動く血管壁とをより明確に識別する。高度なアルゴリズムは、動脈の流量の量的測定を提供するため、速度マップを動脈の断面にわたって統合さえし得る。
【００８８】
ある実施形態において、１０〜２００センチメートル／秒（ｃｍ／秒）の範囲の軸流速度で動いている血液と、３ｃｍ／秒以下のオーダーの典型的速度で動いている組織とを分離するために速度閾値が選択され得る。ドップラー成分は、トランスデューサ傾斜角度のために軸流速度のわずか３０％となり、その一方、血管壁の動きは、そこで超音波ビームが最大のクラッター信号をもたらす超音波ビームの方向になる可能性が高い。
【００８９】
次の点に留意することが重要である。すなわち、回転ＩＶＵＳカテーテル内のトランスデューサの回転による明白な組織運動は、動き検出のために画像相関化方法の使用に対する障害を生み出す一方、この見掛け速度は、顕著なドップラー周波数偏移を作り出さず、これは見掛けの動きが超音波ビームの伝播方向に垂直な正接方向にあるためである。そのため、トランスデューサ回転は、ドップラーベースの速度測定値に対して基本的な障害を提示しない。
【００９０】
冠状動脈ＩＶＵＳ画像での用途では、ドップラー速度データが、血液と組織の区別を支援するその役割にとって重要である。冠状動脈の生体構造及び生理機能は、固有の血流特性を作り出す。冠状動脈において、血流は、心臓周期の拡張期中に主に生じ、その間、心筋が緩んでいるために組織の動きは最小である。ある例では、初期の拡張が境界検出を支援するために血流速度を使用する心臓周期の好ましい段階である。初期の拡張中、速度情報は、静止した組織と動いている血液との間に最大の識別を提供する。これは、血液速度がその最大値にありかつ心臓の運動が最小だからである。
【００９１】
心臓拡張期は、動脈断面積及び直径を測定するために好ましい時間でもあり、その一方、心筋の圧縮による内腔の歪みは最小化される。一般に、心電図（ＥＣＧ）同期を使用して、拡張期を特定し、かつ、詳細な量的分析のためにドップラーカラーフローＩＶＵＳ画像の心臓拡張フレームを選択することが有利である。
【００９２】
しかしながら、流れが主に収縮期中に生じかつ組織の動きの顕著さが少ない抹消動脈では、収縮同期フレームが、詳細な量的分析に対しより適切であり得る。
【００９３】
体の大部分（例えば、限定ではなく、肝臓動脈、頸動脈、又は抹消動脈）にわたるカラーフロー画像用途において、組織の動きは取るに足らない。そのため、動いている血液エコーとしてのエコー分類に対する速度閾値は、非常に低くなり得る。しかしながら、冠状動脈の場合は、組織の動きは、冠状動脈が心筋の上に横たわるため、かなり顕著であり得、これにより、組織の動きと血液の流れとを識別することがより難しくなる。心筋の運動は、心室が急速に収縮する収縮初期中かなり速いが、ＩＶＵＳカテーテル１００は、冠状動脈内のその位置により心臓と共に動く傾向にある。そのため、カテーテルと周囲組織との間の相対運動は、通常、心臓の絶対運動よりも著しく小さい。
【００９４】
心臓に対するＩＶＵＳカテーテル１００の迅速な運動の例は、カテーテルが、収縮期の初期部分を構成するほぼ１００ミリ秒中に１血管径（ほぼ３ミリメートル）移動するものであろう。この場合において対応する相対組織速度は、ほぼ３センチメートル／秒であろう。心臓周期のほとんどにわたり、また、心外膜動脈ツリー全体の大部分の位置において、実際の組織速は、この可能性のある最大組織速度見積もりよりも格段に小さくなる。従って、この追加の理由のため、血流速度をより正確に取得するために心臓拡張同期流れ測定値を取得することが有益であり得る。
【００９５】
加えて、上述した画像システム及び方法の原理は、他の種類の波、例えば電磁波（光、又は電磁波）等に基づいて画像システムに適用することができる。ここで、該波は、角度付きエミッタ／レシーバにより発せられ／受信され得、又は、波がカテーテルの軸に対する垂線から実質的に傾斜するある角度で伝播するように角度付きミラーにより偏向され得る。より具体的には、上記開示が単一方向に連続的に３６０°回転するエミッタ／レシーバの適用を議論するが、同方法は、エミッタ／レシーバを振動させるように適用可能であることが理解される。振動システムにおいて、トランスデューサ又はミラーは、９０°〜４００°の間を振動するように制御され得、好ましい範囲はほぼ１２０°〜ほぼ３６０°である。更には、上記説明は超音波トランスデューサの使用に関連して記述されたが、波のエミッタ／レシーバの他の形式、例えばレーザ又は光源等が、上述したシステム及び方法を利用するために制御され得る。
【００９６】
上述した画像システムは、血管を画像化するための血管内の超音波システムとして使用するための少なくとも一つの非限定的な適用例として開示される。血管は、上述した方法に従う記述したシステムによって画像化され得る生体内の単なる一構造タイプであることが理解される。より詳しくは、画像化され得る生体内における自然及び人造両方の、流体に満たされた又は囲まれた構造は、限定なしに、例えば、次の構造を含むことができる。すなわち、肝臓、心臓、腎臓、胆嚢、膵臓、肺；管；腸；脳、硬膜嚢、脊髄及び末梢神経を含む神経系の構造；尿路；並びに、血液内又は人体の他の系内の弁等である。自然構造の画像化に加えて、画像は、人造構造、例えば、限定なしに、心臓弁、ステント、分路、フィルタ、及び人体内に配置される他の機器等の画像化をも含み得る。
【００９７】
当業者は、本開示が包含する実施形態は、上述した特定の例示的実施形態に限定されないことを認識する。この点に関し、例示的実施形態が示された記述されたが、上述の開示において広範な変形、変更及び置換が企図される。そのような変更は、本開示の範囲を逸脱することなく上記になされ得ることが理解される。従って、特許請求の範囲は、広くかつ本開示に合致した態様で解釈されることが適切である。
【符号の説明】
【００９８】
１０  ＩＶＵＳ画像システム
１００  ドップラーイネーブル回転ＩＶＵＳカテーテル
１１０  回転画像コア
１１１  回転インターフェース
１１６  トランスデューサハウジング
１１８  超音波トランスデューサ
１２０  シース
１２３  調節区域
１２６  基端部
１２７  先端部
２００  患者インターフェースモジュール（ＰＩＭ）
３００  ドップラー対応ＩＶＵＳ画像システム
４００  カラーモニター
５００  浅い円錐画像面
【図１】
2015515916.tif 000004
【図２】
2015515916.tif 000005
【図３】
2015515916.tif 000006
【図４ａ】
2015515916.tif 000007
【図４ｂ】
2015515916.tif 000008
【図５ａ】
2015515916.tif 000009
【図５ｂ】
2015515916.tif 000010
【図６】
2015515916.tif 000011
【図７】
2015515916.tif 000012
【図８】
2015515916.tif 000013
【国際調査報告】
2015515916.tif 000014
2015515916.tif 000015
2015515916.tif 000016