(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波診断走査ヘッドであって、
走査ヘッド筐体と；
少なくとも二次元に延在し、前記走査ヘッド筐体内に位置しているトランスデューサ素子のアレイであり、局在している素子群の複数のグループ（パッチ）の様相を有するトランスデューサ素子のアレイと；
前記走査ヘッド筐体内に位置し、前記複数のパッチに結合された複数のマイクロビームフォーマであり、各マイクロビームフォーマが、１つのパッチの前記素子群によって受信される複数のエコー信号をビーム形成するように作用し、各マイクロビームフォーマが、受信エコーシーケンスに、該エコーシーケンスが受信される時に調節可能に早められるか遅らされるかする遅延を適用する、複数のマイクロビームフォーマと；
を有し、
前記パッチの前記素子群によって受信される前記複数のエコー信号から形成されるビームの操舵及びフォーカシングのうちの少なくとも一方が、前記エコーシーケンスが受信される時に変更される、
超音波診断走査ヘッド。
【請求項２】
各マイクロビームフォーマは、１つのパッチの前記素子群の前記複数のエコー信号を、公称受信周波数での波長の端数内でアライメントするように作用する、請求項１に記載の超音波診断走査ヘッド。
【請求項３】
各マイクロビームフォーマは、１つのパッチの前記素子群に結合された複数のサンプリング遅延ラインを有する、請求項１に記載の超音波診断走査ヘッド。
【請求項４】
各サンプリング遅延ラインは、前記エコー信号が所定タイミングでサンプリングされる入力と、前記エコー信号が所定タイミングでサンプリングされる出力とを有し、
前記サンプリング遅延ラインの遅延時間は、前記入力と前記出力との間でのサンプリングタイミングの差によって決定される、
請求項３に記載の超音波診断走査ヘッド。
【請求項５】
前記入力と前記出力との間での前記サンプリングタイミングの差は、タイムシフターによって決定される、請求項４に記載の超音波診断走査ヘッド。
【請求項６】
前記入力及び前記出力での相対的なサンプリングタイミングが、エコー信号サンプルが前記サンプリング遅延ラインによって処理される時に、前記タイムシフターによって、調節可能に早められるか遅らされるかする、請求項５に記載の超音波診断走査ヘッド。
【請求項７】
前記入力でのサンプリングタイミングは入力クロック信号によって決定され、前記出力でのサンプリングタイミングは出力クロック信号によって決定され、
前記クロック信号のうちの一方内でクロックサイクルの阻止又は挿入を行うことによって、前記入力及び前記出力での前記相対的なサンプリングタイミングを変化させるように作用するクロック遅延コントローラー、を更に有する、
請求項６に記載の超音波診断走査ヘッド。
【請求項８】
超音波走査ヘッドにおいて、エコーシーケンスの受信中にビームの操舵及びフォーカシングのうちの少なくとも一方を行う方法であって、
前記超音波走査ヘッドは、少なくとも二次元に延在し且つ局在している素子群の複数のパッチにて構成されたトランスデューサ素子のアレイを有し、各パッチは、該パッチの前記素子群に結合された複数の遅延ラインを有するマイクロビームフォーマに結合され、前記マイクロビームフォーマは該パッチにより受信される複数のエコー信号をビーム形成するように作用し、
当該方法は、
前記パッチの前記素子群によって受信された複数のエコー信号を前記複数の遅延ラインの入力に与えるステップと、
前記複数のエコー信号が前記複数の遅延ラインを通過する時の遅延時間を早めるか遅らせるかするステップと、
前記マイクロビームフォーマの前記複数の遅延ラインの出力にて生成された複数の遅延されたエコー信号を結合するステップと
を有する、方法。
【請求項９】
前記遅延時間を早めるか遅らせるかするステップは、１つのパッチの前記素子群の複数の出力信号を、該パッチの所定の素子のタイミングと時間整合させることを有する、請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
前記与えるステップは、入力サンプリングクロックの制御下で複数のエコー信号をサンプリングすることを有し、当該方法はさらに、出力サンプリングクロックの制御下で、遅延ラインの前記出力にて複数のエコー信号をサンプリングするステップを有し、遅延ラインの前記遅延時間を早めるか遅らせるかするステップは、前記サンプリングクロックのうちの一方内でクロックサイクルの阻止又は挿入を行うことを有する、請求項８に記載の方法。
【請求項１１】
二次元アレイトランスデューサと複数のマイクロビームフォーマとを有する走査ヘッドであり、前記二次元アレイトランスデューサの素子が、エコーの受信中に局在素子群の複数のパッチにグループ化され、各ビームフォーマが、１つのパッチに結合され、１つのパッチの前記素子群によって受信される複数のエコー信号を動的にフォーカシングするように作用する、走査ヘッドと；
前記マイクロビームフォーマに結合された信号伝送装置と；
前記信号伝送装置に結合され、パッチ信号をビーム形成するように作用するビームフォーマを有する超音波システムと；
を有する超音波診断画像システム。
【請求項１２】
前記信号伝送装置はケーブルを有する、請求項１１に記載の超音波診断画像システム。
【請求項１３】
各マイクロビームフォーマは複数の遅延ラインを有し、前記遅延ラインの遅延は、当該遅延ラインをエコー信号が通過する時に調節可能に早められるか遅らされるかする、請求項１２に記載の超音波診断画像システム。
【請求項１４】
各マイクロビームフォーマの前記複数の遅延ラインは、１つのパッチの前記素子群の前記信号を、該パッチの前記素子群のうちの一つの前記信号と時間整合させるように作用する、請求項１３に記載の超音波診断画像システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本発明は超音波診断画像システムに関し、より詳細には、プローブ内にダイナミックフォーカシングが可能なマイクロビームフォーマを備えた超音波システムに関する。
【０００２】
現在、人体の三次元（ボリューム）領域の画像を作成する超音波システムが利用可能になっている。三次元画像を形成するために、画像化されるボリューム領域を音響的に走査する必要がある。三次元の容積の走査を試みる従来技術は、画像平面を電子的に走査可能な標準的な一次元アレイトランスデューサを採用する。トランスデューサは、ボリューム領域全体で走査平面をスイープするように高さの次元で機械的に走査される。次いで、獲得された平面群が、ボリューム領域の三次元画像を形成するように組み立てられる。
【０００３】
機械的にスイープされるシステムでの問題は、ボリューム領域全体からのエコー信号は、リアルタイムの画像化に十分な迅速な速度で獲得できないことである。リアルタイムの画像化においては、電子的に操舵（ステアリング）される二次元（２Ｄ）アレイを使用することが好ましい。電子的な操舵の速度は、リアルタイムの画像生成に十分な迅速な速度でボリューム領域を完全に走査することを可能にする。しかしながら、２Ｄアレイは、何百若しくは何千というトランスデューサ素子を有する。よって、各トランスデューサ素子に対してシステムビームフォーマへの導電体を有するプローブケーブルは実用的でなくなる。かかる問題の解決は、プローブ内にビーム形成の一部を設けることで、それによって実用的な大きさのケーブルによって伝導され得る、少数の部分的にビーム形成された信号を生成することであった。プローブのビーム形成は、例えば、米国特許第５０２７８２０号、第５２２９９３３号及び第５９９７４７９号に示されている。しかしながら、これらの特許文献に記載された、イントラ−グループプロセッサーとして言及された、プローブのビームフォーマは、基本的な操舵若しくは焦点合わせ（フォーカシング）の能力のみを提供する。米国特許第５９９７４７９号においては、例えば、各イントラ−グループプロセッサーに、各マイクロビームフォーマを同じ操舵角度に制限する同一の遅延プロファイルがロードされる。代替の実施態様において、各プロセッサーは、フォーカシングを達成するためにわずかに異なる角度でそのビームの操舵が可能である。しかしながら、上記のシステムは、高解像度の超音波画像の生成を可能にするダイナミックな操舵及びフォーカシングは未だに可能でない。
【０００４】
本発明の原理に従って、二次元トランスデューサアレイの素子のグループ若しくは“パッチ”によって受信されるビームのダイナミックな操舵若しくはフォーカシングが可能である超音波システム及び走査ヘッドが提供される。好ましい実施態様において、ダイナミックフォーカシングは、場の深さからのエコー信号のシーケンスが受信されるときにパッチ素子のための遅延を早めるか若しくは遅らせるトランスデューサ素子のパッチのためのマイクロビームフォーマによって提供される。トランスデューサ素子の各パッチからのマイクロビーム形成された信号は、パッチ信号を用いてビーム形成を実行するシステムビームフォーマに導かれる。
【０００５】
まず図１を参照するに、心臓１０の図面が示されている。心臓の外部表面には、心臓の筋肉、心筋への血液の連続供給を提供する冠状動脈１２が位置している。心臓の外部表面は、周期的な低下と上昇で不規則に丸められ、かかる表面に位置している冠状動脈は、連続して湾曲している表面で、高い点及び低い点に従っている。このようにして、冠状動脈は平面に位置せず、多くの曲りと歪みを受ける表面に位置する。冠状動脈は、心臓を二分する単一の平面によって画像化されず、すべての曲り、捻れ、旋回する冠状動脈の三次元径路を画像化する技術によって画像化されている。
【０００６】
図２は、図１で示されている冠状動脈の血管造影図を描写している。図２の血管造影図は、冠状動脈に注入するＸ線不透過性の染料を人体に注射することによって第一に形成される。次いで、Ｘ線の幅広いビームは患者の胸を通過して患者とは反対側のＸ線写真のプレートに送信される。Ｘ線写真のプレートは、画像を生成するために連続して走査される。冠状動脈と交差することなく心臓を通過するＸ線は、画像内で明るい領域として現れ、染料を注入された動脈に突き当たるＸ線は、Ｘ線写真のプレートには到達せず、プレート上に冠状動脈のＸ線の“影”１４を残す。得られる冠状動脈の影の画像は、図２に示すように現れることになる。広い領域若しくはほとんど全体の心臓がＸ線によって照射されるため、心臓表面上の捻れて旋回している冠状動脈は、たとえ捻れて旋回している冠状動脈が三次元に延在しているとしても、透過されたＸ線内に或るパターンを残すことになる。冠状動脈中の障害物は、動脈の“影”の幅及び／若しくは明るさの突然の変化によって明らかにされるだろう。
【０００７】
図３は、心臓の心室領域を描写する。左心室ＬＶ及び右心室ＲＶが図に描写されている。この例では、心臓壁及び左心室の一部が画像化され、撮像ボリューム２０内に含まれている。左心室のチャンバ容積は１８にて示され、心筋は１６にて示され、冠状動脈１２は、心筋の外部表面に位置している。超音波造影剤が患者の体内に導入され、撮像ボリュームが、造影剤からの高調波及び非線形の基本的な返答の両者において超音波で走査される。最初に、造影剤が心臓に到達する前に、比較的強度が低いであろう超音波信号の非線形伝播によって引き起こされるものを除外して、高調波の返答は存在しないであろう。かかる組織の高調波の返答は、米国特許第５９８０４５７号に記載されるような送信パルスの事前の歪み又は閾値化若しくは他の技術によって縮減され得る。造影剤が血管系を通過して心臓に達するとき、図４ａに描写されるように、まず最初に、撮像ボリューム２０内の左心室のチャンバを満たす。左心室は強烈な高調波の返答でライトアップされ、超音波画像内で明るく現れる。造影剤が心臓から送り出されると、図４ｂに描写されるように、次ぎに冠状動脈１２に注入される。この段階において、心室１８及び冠状動脈１２の両者が、超音波画像内で明るく現れる。最後に、造影剤は、冠状動脈１２から心筋１６の毛細血管床に灌流するだろう。そして、３つの領域１２、１６及び１８は図４ｃに描写されるように、造影剤返答エコーにより照射されて明るく現れるであろう。
【０００８】
手順の目的が他の組織からの雑音（ｃｌｕｔｔｅｒ）を可能な限り小さくして冠状動脈を検査することであるため、主に関心があるのは図４ｂに描写されている注入の第二段階である。したがって、臨床医は、冠状動脈に造影剤が注がれているとき且つ心筋が灌流される前に、超音波画像を捕らえるために一連の出来事を記録しているべきである。心筋からの高調波信号は望まれしくなく、雑音として見なされるためである。左心室からの高調波の返答もまた、それが望まれない高調波信号であり且つ画像平面上で注入された冠状動脈の投影と干渉し得るため、雑音と見なされる。図４ｂに描写されているような画像が捕捉されたとき、それらの画像は好ましくは、心室１８からの望まれない信号を除外するように処理される。これは、望まない画像信号を空間的にマスキングする、適応性のあるビーム形成及び／又は画像後処理によって達成される。最初に左心室１８が注入されるため、初期の高調波の返答を検出して一若しくは二回の心拍以内で初期の高調波の返答と連続した画像領域をマスキングするアルゴリズムは、画像から心室信号を効果的に除去する。左心室の返答をマスキングする別の技術は、左心室は大きな血液プールであることを認識し、組織の返答信号を欠く大きい領域内の信号を表示しないものである。閾値化は、１００％の血液信号密度を有する血液プール信号と、組織の約６％の血液信号密度とを細分化するために使用することができる。別の感知技術は、基本波周波数スペクトルの中で作動し、血液から返される基本波周波数信号は組織から返されるエコーより低い振幅を有することを認識するものである。主に低い振幅の基本波信号の返答を有する領域から返された高調波信号は、左心室にマスキングをするために表示から排除される。更なる別の技術は、左心室中の血液流速が冠状動脈若しくは心筋中の血液流速より大きいことを認識し、表示から、最も高い速度信号にマスキングをすることである。次いで、冠状動脈からの残る明るい画像信号は三次元の表示で表示されるか、あるいは、血管造影図によく似て見えることから血管造影図に精通した臨床医によって診断に使用され得る冠状動脈の二次元超音波投影画像を作り出す三次元最大強度レンダリングによってのように、暗くされた像平面上に投影されるかすることができる。
【０００９】
血管及び心筋への画像エリアの細分化はまた、心筋における空間解像度及び時間解像度を増大するために、適応性のあるビーム形成に使用され得る。かかる処理は、関心のある領域（例えば、心筋）で、より大きな送信アパチャー（より狭いビームの幅であるが、より多くの送信回数を要求する）を一般的には使用するであろう。より小さい送信アパチャーは、血液プール領域にて、より高いオーダーの多重ラインを許容するために使用され、それによって、より迅速な収集を提供する。上記のアパチャーの適応に加えて、冠状動脈の画像化を促進する適応性のあるビーム形成技術は、左心室の造影剤が注入された血液プールからの高強度の返答を検出するように、受信される信号の強度を感知し、左心室に対する送信パワーを低減することによって応答することを含む。何故なら、左心室信号は不所望のものであり、左心室に対する低減された送信パワーは、冠状動脈に送り込まれている左心室内の造影剤の分裂をより小さくすることになるからである。多数の走査ラインに同時に高周波の音波を当てるために“太った”（幅広い）ビームを必要とする多重ライン受信を使用する場合の別の代替は、適応的にアパチャーを変更することであり、従って、左心室にオーバーラップしているときに送信ビームを狭くするものである。なぜなら、ビームは、冠状動脈と左心室ではなく、冠状動脈に高周波の音波を当てるのに十分な広さにされるだけでよいからである。更なる別の適応化は、血液ではなく組織に関して飛行時間調節を最適化し、左心室（それは興味のあるターゲットでない）から血液プール信号を受信するときにはこれらの調節を禁じることである。より更なる適応化は、経胸腔的に心臓を画像化するときに肋骨によって妨げられるトランスデューサ素子を考慮して適応的にアパチャーを調整することである。
【００１０】
冠状動脈画像化手順は、図４ｃに示される第三段階が実効的に起こることを防止し、それにより、冠状動脈が明瞭に細分化される図４ｂに示される注入の所望の第二段階を持続させるように行われ得ることが見出された。心筋１６の細かい毛細血管床は、造影剤の非常に少ないマイクロバブル（ｍｉｃｒｏｂｕｂｂｌｅｓ）によってゆっくりと灌流される。毛細血管床に血液を供給する冠状動脈内の血液流の速度は比較的速くなるが、血液量は毛細血管床の多くの毛細管に分配されるので、毛細血管での速度はかなり遅くなる。血液流速度は、毛細血管床の出口の大きな収集血管で再び上昇する。おおよそ５乃至８回の心臓周期が、最初に心筋の毛細血管床に灌流するために、あるいは造影剤が分裂した後で再度毛細血管床に灌流するために要求され得る。画像フレームレート（すなわち、送信パルスレート）及び送信パルスパワーをバランスさせることによって、これらの非常に小さいマイクロバブルは、それらが心筋への灌流を開始するときに連続して分裂可能である。より高いフレームレート及び／又はより高い送信パワーは、心血管系の選択された領域での増大したマイクロバブルの分裂を引き起こすであろう。約０．１若しくはそれよりも低いメカニカルインデックス設定での送信は、マイクロバブルの分裂をほとんど引き起こさず、上述のレベルで心室の血液のプール、冠状動脈及び心筋毛細血管床が画像化されることを可能にする。上述のレベルよりも高い場合、顕著なマイクロバブルの分裂が起こるであろう。約０．２乃至０．５のメカニカルインデックスの範囲において、画像平面内の毛細血管床に再度灌流可能となる前に、マイクロバブルはかなりの数に分裂される。故に、このようなパワーレベルでの画像化は、毛細血管床からの信号の返答をほとんど伴わずに、送信パルス間に画像平面内で有意に再注入される心室及び冠状動脈からの有意な高調波信号の返答をもたらすであろう。より高いパワーレベルでは、特に１．０のメカニカルインデックスよりも高い場合、心室血液プールにおいて画像平面の僅かな再注入を伴うのみであり、心室、冠状動脈及び毛細血管床で実質的なマイクロバブルの分裂が存在するであろう。正確な数は、具体的な造影剤で変化することになる。適切に低いが破壊的なメカニカルインデックス設定の使用によって、心筋の毛細血管床は実質的な量の造影剤のない状態に実効的に維持され、したがって、あったとしても、ほとんど高調波の造影剤返答信号を生成しないであろう。結果は、心室及び冠状動脈のみが有意な高調波返答信号を生成する図４ｂの第二段階を、フレームレート及び送信パワーの適切な選択によって、かなりの期間にわたって維持できるということである。毛細血管床の選択的分裂を左心室血液プールのマスキングと組み合わせることは、冠状動脈が表示のために細分化されることを可能にする。別の変形例は、上述のような心筋中の低い流速を認識し、毛細血管床からの低い流速の信号にマスキングをするか、若しくは拒絶することである。
【００１１】
さらに、冠状動脈画像化手順は、心室内の造影剤からの望まない高調波返答を抑制し、それによって、マスキング若しくはその他のエコー除去技術の必要性を最小化するように制御されることができる。造影剤は、大動脈基部に通すことが可能な血管内のカテーテルによって投与され得る。造影剤が大動脈基部に注入されるとき、心臓からの血液の流れは、心室への造影剤の即時の流入を妨げるであろう。冠状動脈は大動脈基部から血液の供給を受け取るため、この位置における造影剤の注入は、冠状動脈に即時に造影剤が注入されるようにさせる。故に、冠状動脈は、造影剤でライトアップする最初の構造となり、造影剤は、脈管系を横断して静脈還流（そのポイントでは著しい量の造影剤は肺のフィルタリングにより除去されるかもしれない）によって心臓に返るまで、心臓に流入しない。このようにして、手順の少なくとも最初の期間において除去されない場合、心室内の造影剤からの雑音は縮減される。
【００１２】
ボリューム領域の平面状の超音波投影画像を形成するための一つの方法は、米国特許第５３０５７５６号に記載された“スリット−ｏ−ビジョン（ｓｌｉｔ−ｏ−ｖｉｓｉｏｎ）”として知られる技術の手段による。“スリット−ｏ−ビジョン”技術において、ボリューム領域は、高さの次元で発散し、方位の次元でフォーカシングされる超音波ビームによって高周波の音波を当てられる。その技術は、かかる画像が、方位の次元で比較的長く且つ高さの次元で狭いアパチャーの使用によって形成可能である事実から、その名前をとっている。かかるアパチャーから生成された超音波ビームは、回折を利用して、方位においてフォーカシングされる一方、高さ方向へ所望の発散を生じさせる本質的に円筒状の波面を放射する。高さ方向に発散するビームはまた、音響レンズ若しくは電子レンズにより作り出され得る。例えば、アレイの素子が高さの次元で凸状であるか、若しくは高さ方向に分岐するレンズを有する場合、図５ａに示されるように、高さ方向に発散するビームがリニアアレイ１０によって生成され得る。高さ及び方位の次元は、ＥＬ及びＡＺの矢印によって、それぞれ示されている。高さ方向に発散するビームは、Ｖ字形のボリューム３０に高周波の音波を当てることになる。距離の軌跡２８に沿ったもののようなアレイ１０からの同じ距離の軌跡にあるポイントは、音響上統合され、投影面３２上のその距離の位置に投影される。この音響的な統合及び投影はボリューム内の全ての距離において行われる。その結果、ボリューム領域３０の全体が投影面３２に投影される。ボリューム領域が、主に冠状動脈からの信号だけを含んでいる場合、ボリューム内の冠状動脈が投影面３２に投影されて画像として現れることになる。図５ｂは、フェイズドアレイトランスデューサ１０’からの同じ結果を示しており、その場合には、ボリュームのくさび６０はより三角形であり、また三角形の面６２の上へ投影している。
【００１３】
図６ａ及び６ｂにおいては、同一のボリューム領域３０及び６０が、高さ及び方位においてフォーカシングされたビームをボリューム領域全体でスイープすることによって高周波の音波を当てられている。これは、矢印４２によって示されるように高さ方向で１Ｄアレイを揺り動かすことにより行われる。ボリューム３０、６０内の複数の画像面が獲得されて、腔からの対比信号が除去された後、一定距離の軌跡２８に沿ったもののような共通の距離のポイントが、共通の投影面３２、６０上に面を投影するようにともに統合される。この場合も、冠状動脈情報がボリューム領域３０、６０内で優勢である場合、血管造影図の形態の画像が形成される。
【００１４】
図７ａ及び７ｂは、別の“スリット−ｏ−ビジョン”技術を示し、この場合は、図５の実施態様より良い感度を有するが概して一般的に低いフレームレートを有する、高さ方向に発散するビームの電子合成によるものである。これらの実施態様は、１．５Ｄ若しくは２Ｄの何れかのアレイとしても動作され得る二次元アレイ１０´´を使用する。送信ビームは、まず最初に中央高さの素子にパルスを与え、その後、最も外側の高さの素子に最後にパルスを与えるように進めることによって、高さ方向に発散させられる。図７ａは、ボリューム領域３０を走査するリニアアレイ走査フォーマットを描写し、図７ｂは、ボリューム領域６０内でビームを操舵するフェイズドアレイ走査フォーマットを描写する。図５ａ及び５ｂの実施態様の事例のように、ボリューム領域３０及び６０内の構造の投影画像の投影面３２若しくは６２の上に、ボリューム領域内の共通の距離の軌跡上のポイント群が音響的に統合される。代替として、図７の２Ｄアレイは図６に示されているようなボリュームの走査を実現するように、高さにおいて合焦され且つ操舵され得る。
【００１５】
下に記述されるようにボリューム領域の別個の複数の面が収集される場合、それらは、ボリュームレンダリング技術を使用して、図２の中で示されるような投影画像を形成するように組み合わせることができる。この三次元方法は、上述の“スリット−ｏ−ビジョン”アプローチよりも低いフレームレートを有するが、より大きな空間解像度を提供し、オフ軸反射器からのより少ない雑音を提供し、レンダリングパラメーターの変化によって画像をより制御する。
【００１６】
図８は、本発明の原理に従って構成された超音波診断画像システムを例示する。アレイトランスデューサ１０を含有する走査ヘッド２６は、ケーブル１１にてビーム形成器（ビームフォーマ）３６に接続されている。ビームフォーマは、操舵され且つ合焦されたビームの送信のために、トランスデューサアレイの素子に適用される作動信号のタイミングをコントロールし、また送信ビームによって描写された走査ラインに沿ったコヒーレントエコー信号を形成するために、トランスデューサ素子から受信した信号を適切に遅延させて結合する。さらに、心臓サイクルの特定の位相と、あるいはそれで画像収集を同期化あるいはゲーティングすることが望まれる場合、ビームフォーマ送信のタイミングはＥＧＧ信号に応答したものにされる。ビームフォーマはさらに、トランスデューサがボリューム領域上で超音波ビームを掃引するために機械的に移動されているときの走査ヘッド位置信号に応答したものにされ、それによって、トランスデューサがボリューム領域に関して適切に方向付けられているときにビームが送信されることが可能になる。
【００１７】
ビームフォーマの出力は、基本波周波数信号と高調波周波数信号との分離のためのパルスインバージョンプロセッサー３８に接続されている。パルスインバージョンプロセッサーは、かかる技術において公知であり、米国特許第５７０６８１９号及び第５９５１４７８号に記載されている。これらの特許は、基本波信号から高調波コントラスト信号を分けるためにどのように交互位相パルスからのエコーを使用することができるかを記載しており、これは、本発明に従った冠状動脈の画像化においても、造影剤から信号を分けるための好ましい方法となる。
【００１８】
基本波信号及び／若しくは高調波信号は表示される所望の情報に依存して、Ｂモード処理あるいはドップラー処理され得る。ドップラー処理において、信号は、流れ、静止組織、移動している組織間を区別できるウォールフィルター２２に結合される。コントラスト画像化のための好ましいウォールフィルターは、米国特許第６０９５９８０号に記載されており、それは高調波コントラスト信号分離を実行することも可能である。フィルタリングされた信号は、ドップラーパワー、速度、若しくは変化評価を産出する、ドップラープロセッサー４２に与えられる。高調波ドップラー信号評価のための好ましいドップラープロセッサーは、米国特許第６０３６６４３号に記載されている。ドップラー画像化を汚す走査ヘッドからのアーティファクトは、フラッシュサプレッサー（ｆｌａｓｈ  ｓｕｐｐｒｅｓｓｏｒ）４４によって除去される。画像形成に先立つか若しくは続いてフラッシュアーティファクト（ｆｌａｓｈ  ａｒｔｉｆａｃｔ）を除去することには、米国特許第５１９７４７７号に記載のノッチフィルター（ｎｏｔｃｈ  ｆｉｌｔｅｒ  ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）技術及び米国特許第５７８２７６９号に記載の最低−最大フィルター技術を含む様々な技術が使用され得る。処理されたドップラー信号は、ドップラー画像メモリ４０´に保存される。
【００１９】
Ｂモード処理される信号は、信号の振幅を検出するＢモードプロセッサー２４に与えられる。Ｂモード処理された信号は、組織画像メモリ４０に保存される。
【００２０】
Ｂモード信号及びドップラー信号は、座標変換プロセッサー４６に与えられる。従来の二次元画像化において、座標変換プロセッサーは、必要に応じて極座標をデカルト座標に変換し且つ受信ライン間の空間を補間画像データで充たす走査コンバーターとして機能する。走査変換された画像は、ディスプレイ１００上での画像の表示のために画像情報をビデオフォーマットにするビデオプロセッサー７０に結合される。画像はまた、その機能が使用者によって実行される場合、ループ内で保存するためのＣｉｎｅｌｏｏｐ（登録商標）メモリ５６に結合される。
【００２１】
３Ｄ画像化が超音波システムによって実行される場合、座標転換プロセッサーは、画像情報の面内の組織信号及びドップラー信号を走査されたボリューム上に走査変換するために使用されるか、若しくは画像データの座標を三次元データマトリックスに変換するために使用されるかし得る。好ましくは、座標転換プロセッサーは、当該座標転換プロセッサーにより処理された画像データの三次元表現を描画（レンダリング）することが可能なボリュームレンダリングプロセッサー５０と協働する。組織の三次元画像は、制御パネル若しくはユーザーインターフェース（ＵＩＦ）を介して使用者によって選択される組織レンダリングパラメーター５４に従ってレンダリングされる。ドップラー情報の三次元画像は、血流レンダリングパラメーター５２に従ってレンダリングされる。それらのパラメーターは、見る者が組織内の血管を見ることができるように、三次元画像での組織の透明性度合いのようなレンダリング処理の態様を制御する。米国特許第５７２０２９１号に記載のように組織及び流れの両者の３Ｄ画像がレンダリングされる場合、上記の性能は重要である。例えば、三次元画像は、Ｃｉｎｅｌｏｏｐ（登録商標）メモリ５６に保存され、力学視差表現において走査された容積を表示するために再度再生される。米国特許第Ｒｅ３６５６４号に記載のような、囲んでいる組織を伴わない流れの三次元レンダリングは、血管中の流れの連続性及びそれらの血管中の障害物を明らかにすることができ、本発明に従った冠状動脈診断に役立つ。
【００２２】
様々なトランスデューサプローブが、冠状動脈を含む心臓のボリューム領域を走査するために使用され得る。１Ｄ（方位操舵）又は１．５Ｄ若しくは１．７５Ｄ（方位操舵及び高さフォーカシング）の何れかのアレイが、三次元ボリューム上でビームを掃引するために機械的に移動されてもよい。電子操舵において、１．７５Ｄ（方位及び高さにおいて最低限電子的に操舵される）若しくは２Ｄ（方位及び高さにおいて完全に電子的に操舵される）の何れかのアレイが使用されてもよい。２Ｄアレイトランスデューサ１０´´を使用する実施態様を図９に示す。二次元アレイの使用での重要な考慮は、プローブを超音波システムに接続するために使用されるケーブルワイヤーの数である。ケーブルの導電体の数ひいてはケーブルのサイズを縮減することには、超音波システムへの無線リンク、プローブ内でのマイクロビームフォーミング、デジタル又はアナログでの時間多重化、低密度アレイの使用、及び送信／受信マルチプレクサの使用を含む様々なアプローチが使用され得る。一つの解決策は、米国特許第６１４２９４６号に記載のような超音波システムにエコー信号を無線で送信するｒｆプローブである。ケーブルの接続が使用される場合の別の解決策は、米国特許第６１０２８６３号に記載のように、走査ヘッドと超音波システムとの間でビームフォーマを分割することである。図９の実施態様は、走査ヘッド２６での高さのビーム形成の実行及び超音波システム１０１での方位のビーム形成の実行により、このアプローチを活用するものである。例えば、二次元アレイが方位方向（図でＡＺ矢印で示されている）に延在する１２８カラムの素子群及び高さ方向（ＥＬ矢印で示されている）の６列の素子群を有すると仮定する。アレイの各素子が、素子自身の導電体によって超音波システムに接続された場合、７６８本の信号導体のケーブルが必要とされるであろう。図９の実施態様において、６素子の各カラムは高さビームフォーマ３６ａに結合され、該ビームフォーマが適切に、該カラムの６素子を励起（送信において）し、且つそれら６素子からの信号を遅延させて結合する（受信において）。これは各カラムの６個の信号を１つの高さビーム形成信号に結合し、該高さビーム形成信号がケーブルの導電体上で超音波システムに結合され、そこで、複数の高さビーム形成信号が方位方向でビーム形成される。前述の例においては、１２８の高さビーム形成信号がケーブル１１の１２８の導電体上で結合され、走査ヘッドでのビーム形成を用いないプローブと比較してケーブルの大きさが有意に縮小される。少なくとも高さの操舵は高さビームフォーマ３６ａで実行され、好ましくは、操舵及びフォーカシングの両者が高さビームフォーマで実行される。
【００２３】
高さビームフォーマの動作を、図１０ａ及び１０ｂに例示する。図１０ａにおいて、高さ方向の素子のカラムからなる、素子１０１乃至１０ｎから延在している０°の矢印によって示されるように、ビームはアレイトランスデューサに対して垂直に操舵されている。焦点を生じさせるために、カラムの中心での信号は、相異なる素子に対する遅延１０２の相対長さによって指し示すように、カラムの末端の信号よりも大きく遅延される。遅延された受信信号は、加算器（ｓｕｍｍｅｒ）１０４によって組み合わせられ、次いでケーブル１１内の信号リード線上で方位ビームフォーマ３６ｂに結合される。図１０ｂは、ビームが、３０°の矢印によって示されているように、高さにおいて左に３０°の勾配から送信あるいは受信されるべき場合の状況を示している。この場合、アレイの左側の信号は、遅延１０２の相対長さによって示されているように、より大きく遅延される。受信信号は、加算器１０４によって組み合わされ、ケーブルを介して方位ビームフォーマ３６ｂに結合される。
【００２４】
図１１ａ乃至１１ｃは、３つの異なる手法（如何なる緩衝作用若しくは増進素子をも無視している）での高さビームフォーマの実現例を示している。図１１ａは、各トランスデューサ素子１０ｍがアナログの遅延ライン１０６に結合されるアナログの実現例を示している。遅延の長さは遅延ラインの入力タップ又は出力タップを選択することによって設定され、遅延された信号は、アナログ加算器、又は該信号がデジタル的に組み合わされる場合にはＡ／Ｄコンバーター、に結合される。図１１ｂにおいて、各トランスデューサ素子１０ｍは、ＣＣＤ遅延ライン１０８に接続されている。遅延の長さは、遅延ライン内の電荷格納素子の数を決定する入力タップ又は出力タップを選択すること、若しくは電荷サンプルが電荷格納素子を通過させられる速度を変化させることによって設定される。複数の遅延ラインの出力は、サンプリングされたアナログフォーマットにて、あるいはデジタル化された後に、の何れかで加算される。
図１１ｃは、高さビームフォーマのデジタルの実施態様を例示している。この例において、高さビームフォーマは、１２８のサブ−ビームフォーマ１２０を有し、各サブ−ビームフォーマが、６個のトランスデューサ素子を含む一つの高さカラムからの信号を処理する。トランスデューサ素子１０１乃至１０ｎの各々は、Ａ／Ｄコンバーター１１０に接続され、デジタル化された信号が、シフトレジスター、ＦＩＦＯレジスター、若しくはランダムアクセスメモリにより形成され得るデジタルの遅延ライン１１２によって遅延される。適切に遅延された信号は、加算器１０４にて組み合わせられ、ケーブルの導電体を介して方位ビームフォーマに接続される。多重ビット信号サンプルを使用する場合にケーブルの導電体を節約するため、幾つかのビームフォーマチャネル１２０からのデータ値が、インターリーブされ（時間多重化され）、所望レベルのリアルタイム画像化性能に十分なデータレートにて同一のグループの導電体上で送られる。
図１２は、走査ヘッドの高さビームフォーマの多くのビームフォーマチャネル１２０の機構及び制御を例示している。このビームフォーマは、Ｎ個の高さサブ−ビームフォーマ１２０１乃至１２０ｎからなり、各サブ−ビームフォーマは、この例では数字６で指し示される高さ方向の１つのカラムのトランスデューサ素子群からの信号を受け取る。高さビームフォーマを制御するデータ（例えば高さの角度及びフォーカシングなど）は、好ましくはケーブルの導電体上でシリアルに、走査ヘッド２６内のタイミング＆遅延デコーダー＆データ保存１２６に送られる。この制御データは復号され、遅延値は、各トランスデューサ素子の所望の遅延のためにビームフォーマチャネルを設定する遅延制御部１２４に結合される。ダイナミックフォーカシングでは、遅延は、エコーが受信される時に変化される。より小さい（近距離場）アパチャーが所望である場合、高さのアパチャーは、ゼロの重みを幾つかの最も外部のチャネルに適用することによって変更されることができる。タイミング＆遅延デコーダー＆データ保存１２６により受信されたデータはまた、各パルス送信機がこの実施例において６個である高さカラム内のトランスデューサ素子の送信を制御する、パルス送信器１２２１乃至１２２ｎによって送信タイミングを制御するために使用される。受信されたエコー信号が図１１ａ及び１１ｂによって示されているようにアナログドメインで処理される場合、この実施例において高さビームフォーマの１２８個のチャネルからの信号は、１２８本のケーブル導電体を介して方位ビームフォーマ３６ｂに送られる。エコー信号がデジタル的に処理される場合、１２８個のチャネルからの信号はインターリーブ（時間多重化）され、ケーブル１１のデジタル導電体を介して超音波システム１０１の方位ビームフォーマに送られる。
【００２５】
本発明の真に２Ｄの電子的に操舵される実施態様を、図１３以降に示す。この図は、三千より多くのトランスデューサ素子からなる２Ｄトランスデューサアレイ２００の平面図を示している。説明を容易にするために、個々のトランスデューサ素子を表現する、図解での小さい箱は、お互いに間隔を空けて示されている。しかしながら、構築された実施態様において、個々のトランスデューサ素子は、繰り返しの六角形パターンで近隣して詰められている。２Ｄアレイは、全体で十二面の外形を有している。好適な動作モードにおいて、ビームはアレイの中心から外に向けて送信され、アレイの中心に垂直な直線を中心とする少なくとも±３０°の円錐の中で操舵され且つフォーカシングされる。一直線に前方に操舵される場合、送信された走査ラインに沿って受け取られるエコーは、初期にはアレイの中心で受け取られ、次いで、アレイ表面への走査ラインの投影を中心とし且つ該投影から外側に拡がる円形又はアーチ形の素子群にて受け取られる。図示した実施例において、ほぼ中央の４分の１の素子群はビーム送信のために使用される。アレイ全体が、エコーの受信に利用可能である。
【００２６】
図１３のアレイ２００は、入れ違いに明暗を付けられた１２個のトランスデューサ素子のグループ群２０２にて描かれて見られる。ここではトランスデューサ素子の“パッチ”と称するこれらのグループ２０２の１つを、図１４に分離した拡大図として示す。１２個の素子のこれら不規則な六角形パッチ２０２は、下記に詳細に議論されるように、エコーの受信中に共にビーム形成される。アレイの中心の素子群（およそ７５０の素子）は、高電圧多重スイッチにより、送信のために３つを組にして接続される。図１５ａ乃至１５ｆは、ビーム送信において可能な３素子構成の一部を示している。送信の組み分けはまた、単純に、直線状に互いに隣接する３つの素子にされてもよい。所与のビームを送信するために使用される正確な構成若しくは構成群は、所望のビーム特性及びその方位に依存する。また、図１５ｇに４つの素子のダイヤモンド形状の組み分けによって例示されるように、送信のために４つの素子が共に接続されてもよい。
【００２７】
現在、三千以上の導電体を伴うケーブルは実用的でないため、アレイの１２個の素子の各パッチは、走査ヘッドでビーム形成される。これは、超音波システムビームフォーマに結合されなければならない信号数をおよそ２５６個にまで削減する。そして、超音波システムの２５６チャネルのビームフォーマが、走査ヘッドからの部分的にビーム形成された信号をビーム形成するために使用される。
【００２８】
２Ｄアレイの１２個の素子からなる各受信パッチの素子群は十分に小さく、隣接して位置し、且つ接近して詰められているため、１つのパッチの素子群により受信されるエコー信号は、ほぼ４０°か若しくはそれよりも小さい操舵角度において、公称受信周波数での１波長内に整列されるであろう（焦点の遅延は無視する）。次いで、これらの素子のエコーは、すべてのパッチ素子信号を正確に時間整合させるようにサンプリングされる。すべてのパッチ素子からの信号を、好ましくは波長の１／１６若しくはそれよりも小さい、サンプリングクロック定量（ｓａｍｐｌｉｎｇ  ｃｌｏｃｋ  ｑｕａｎｔａ）の精度内で時間整合させるために、サンプリングは、波長の端数の精度を有するサンプリング遅延の範囲で行なわれる。次いで、複数のパッチ素子からの時間整合された信号（ｔｉｍｅ  ａｌｉｇｎｅｄ  ｓｉｇｎａｌｓ）が組み合わされる。各パッチのかかるビーム形成は、相互接続を容易にするため、走査ヘッド内のトランスデューサアレイのすぐ後に位置するマイクロエレクトロニクス（ｍｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ）によって行なわれる。サンプル時間のシフト及び整合（アライメント）は、図１６及び１７に示されるサンプリング遅延ラインによって実施される。部分的にビーム形成される素子パッチの各素子２０４は、増幅器２０６によって、サンプリング入力スイッチ２０８に結合される。サンプリング入力スイッチ２０８は、逐次的に、トランスデューサ信号のサンプル群をコンデンサー群２１２に連続的に導く。スイッチ２０８の順序付けは、クロック信号によってインクリメント（増分）されるリングカウンター２１０の制御下にある。リングの黒塗りの区画が例示するように、サンプリング入力スイッチは、循環的に、入力信号をコンデンサー群２１２の順次の１つ上に連続してサンプリングする。増幅器２０６は、二極の出力ドライブを有し、そのため、コンデンサーの電荷は、サンプリング時点において、瞬時信号レベルまで増加若しくは減少（放電）されることができる。
【００２９】
コンデンサー群２１２に保存された信号サンプル群は、第二リングカウンター（ｒｉｎｇ  ｃｏｕｎｔｅｒ）２１６の制御下で逐次的に保存信号をサンプリングするサンプリング出力スイッチ２１４によってサンプリングされる。第二リングカウンター２１６のリングの黒塗りの区画によって示されるように、サンプリング出力スイッチ２１４は、入力スイッチ及びそのリングカウンターに対する特定の時間関係にて、保存信号をサンプリングする。入力のサンプリングと出力のサンプリングとの間の時間の遅延は、二つのリングカウンター間の時間遅延を確立するタイムシフター２２０によって設定される。このようにして、出力信号サンプルのサンプリングの時間は、二つのリングカウンター間のタイミング差の関数として、徐々に早められるか遅らされるかし得る。この動作は、１つのパッチのすべての素子の出力信号サンプルを、該パッチの中央の素子のサンプリング時間などの所望の時間整合に持ってくるために使用され得る。該パッチのすべての素子からの信号がサンプリング時間の所望の範囲内である場合、それらの信号は、超音波システムでのさらなるビーム形成のための一つの信号へと結合されることが可能である。時間整合された出力信号は、増幅器２１８によってさらに増幅され、該パッチの別の素子の信号との結合のために加算器に結合される。
【００３０】
図１６の配置の構成された実施態様の詳細を、図１７に示す。集積回路の製造において、サンプリングスイッチは、図１６で示されて例証されるような回転するワイパーを有さず、複数のゲート２２８によって形成される。各々のゲート２２８は、１ビットを循環し、それによってリングカウンターとして作動するように構成されるシフトレジスター２３０の出力段の出力によって制御される。ビットがシフトレジスター２３０の特定の段（ステージ）へシフトされるとき、その段に接続されたゲート２２８が、信号サンプルをそのコンデンサー２１２に導くために閉じられる。出力スイッチは、一連の並列のゲート２３４として同様に構成されて、循環するシフトレジスター２３２のステージ群によって同様に制御される。コンデンサー群２１２から取得された信号サンプルは増幅され、該グループの別の信号との加算のために電流加算ノードに抵抗結合される。
【００３１】
クロックコマンドメモリ（ｃｌｏｃｋ  ｃｏｍｍａｎｄ  ｍｅｍｏｒｙ）２４０が、走査ヘッド内、好ましくはサンプリング回路と同一の集積回路上に位置している。クロックコマンドメモリは、一つ以上の受信エコーシーケンスに必要な時間遅延を特定するデータを保存する。現在のビームのための制御データが、二つのリングカウンター間の相対的な時間の関係を制御するクロック遅延コントローラー（ｃｌｏｃｋ  ｄｅｌａｙ  ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）２４２に結合される。コントローラー２４２は、これを、第一リングカウンター２３０に適用されるクロックサイクル（ｃｌｏｃｋ  ｃｙｃｌｅ）が第二リングカウンター２３２に達することを阻止することによって、若しくはクロック信号に追加的なクロックサイクルを挿入することによって行う。第二リングカウンターへのシフトレジスタークロックパルスの阻止若しくは挿入によって、二つのリングカウンター間の相対的なタイミングが調節可能に早められるか遅らされる。次いで、パッチのすべてのトランスデューサ素子からの時間整合されたサンプルは、電流加算ノードＩ  Ｎｏｄｅにて組み合わせられる。パッチからの加算信号は、走査ヘッドケーブルを介して超音波システムビームフォーマに結合される。
【００３２】
第一サンプリング出力スイッチとは異なる時間関係で制御される素子ごとの第二サンプリング出力スイッチと、パッチ素子の第二サンプリング出力スイッチのための第二加算器とを追加することで、第二の受信ビームを、第一受信ビームと同一の時間にて生成させることができる。このようにして、各パッチは、下記に記載の多重ラインの実施態様で有用な、二つ（若しくはそれ以上）の受信ビームを同時に受け取る小さい多重ライン受信器となる。
【００３３】
パッチのためのマイクロビームフォーマは、電荷結合遅延ライン、ミキサー及び／又はタップ付きアナログ遅延ラインなどの、その他の技術を用いてもよい。
【００３４】
三次元撮像は、ボリューム領域が全容積にわたって超音波ビームで十分にサンプリングされることを要求する。これは、ボリュームデータの完全な組を収集するために必要とされる時間をかなりのものにさせる多大な送信−受信サイクルを要求する。このかなりの収集時間の結果は、リアルタイム３Ｄ表示のフレームレートが低くなり、画像が動きアーティファクトを被るということである。したがって、ボリューム領域の必要な走査ラインを収集するために必要とされる時間を最小限にすることが望ましい。この難問への好ましいアプローチは、図１８及び１９に示されているように、多重ラインビーム形成、走査ライン補間、若しくは両者を採用することである。ビームは、画像化されるボリュームをサンプリングするように正方形若しくは長方形パターン（断面で見た場合）で操舵されてもよいが、好ましい一実施態様において、ビームは、画像化されている領域を空間的に十分に且つ均一にサンプリングするようにボリューム領域内の三角形若しくは六角形パターンに向けられる。図１９ａは、ボリューム領域内の走査ラインを軸方向に見たときの、ボリューム領域を通過する断面図である。この例において、１９の走査ラインがすべての送信ビームにおいて生成される。走査ラインの位置は、六角形パターンにて空間的に配置される。一つの六角形パターンの１９の走査ラインの位置は、走査ラインに沿った軸方向に見ていることを表わす円によって与えられる。１９の走査ラインの位置は、ビームにわたって所望の最低強度を有する“太った”送信ビームによって高周波の音波が当てられる。この例における送信ビームは、走査ライン２７０の位置を中心とし、１９の走査ライン位置をすべて包含することが見て取れる点線の円２５０によって表示された周囲まで所望の音響的強度を維持している。トランスデューサアレイの素子群によって受け取られたエコーは、上述したように、走査ヘッド内のマイクロビームフォーマ２８０によって部分的にビーム形成され、図１８ａに示されるように超音波システム内の１９×多重ラインビームフォーマ２８２に結合される。この例において、３０７２素子の２Ｄトランスデューサアレイが、１２素子のパッチ群にて動作され、多重化することなく２５６本の信号導体を有するケーブル２８１によって超音波システムに結合される２５６個のパッチ信号を生成する。１９×多重ラインビームフォーマは、１９組の遅延及び加算器を備えたトランスデューサパッチから受信される２５６個のエコー信号を処理し、図１９ａに示した１９個の受信走査ライン２５２乃至２７４を同時に形成する。１９個の走査ラインは、図８ですでに上述したように高調波分離、Ｂモード、ドップラー、及びボリュームレンダリングの機能群のうちの一部若しくはすべてを実行する画像プロセッサー２８４に結合される。次いで、三次元画像がディスプレイ１００に表示される。
【００３５】
補間は、多重ラインの走査ライン形成に代えて、あるいはそれと共に、走査ラインデータを形成するために使用され得る。図１９ｂは、背景のグリッドパターンによって指し示された六角形パターン内に、画像化されるボリュームから収集された一連の走査ライン３６１乃至３６７を、暗くした円でマークして例示している。走査ライン３６１乃至３６７は、個々に収集されるか、若しくは多重ライン収集によって二つ以上のグループにて収集されるかし得る。暗くなっていない円の位置での走査ラインは、収集された走査ラインから二点ｒｆ補間を用いて補間されている。補間された走査ライン３７１は、隣接する走査ライン３６１及び３６２の各々を１／２ずつ重み付け、その結果を結合することによって補間される。使用される重みは、補間に用いられる値を有する３つの受信走査ラインの位置に対する、生成される走査ラインの位置の関数である。同様にして、補間された走査ライン３７２は隣接する走査ライン３６２及び３６７を用いて補間され、補間された走査ライン３７３は隣接する走査ライン３６１及び３６７を用いて補間される。３つの走査ラインの各グループが、２の因数（２−１）である重み係数を用いて３つの中間走査ラインを補間するために使用され、補間されるデータのビットのシフト及び追加によって補間を迅速に実行することを可能にする。これは、乗算器及び乗法の使用を回避し、リアルタイム３Ｄ表示レートに有利な高速処理を可能にする。
【００３６】
図１９ｃは、ボリュームの走査ライン密度が補間によってさらに増加する、図１９ｂの補間のさらなる反復を例示している。この例において、走査ライン３８１乃至３８３及び３８７乃至３９２の二つのさらなる組が、上述の組の間に補間される。これらの走査ラインは、先に補間された走査ラインの組を用いて補間されてもよいし、収集された走査ライン３６１、３６２、３６７から直接（所望であれば、同時に）補間されてもよい。これらの走査ラインも、２の因数である重み係数によって重み付けられるという利点を有する。３つの受信された走査ラインに対して最も中央の補間された走査ラインの組３８１乃至３８３は、１／２及び１／４の重み係数を用いて補間される。例えば、走査ライン３８１は、（１／２（走査ライン３６１）＋１／４（走査ライン３６２）＋１／４（走査ライン３６７））によって生成される。外側の走査ラインの組は、米国特許第５９４０１２３号に記載されているように、１／４、３／４の重みによって生成される。例えば、走査ライン３９２は、（１／４（走査ライン３６７）＋３／４（走査ライン３６１））によって生成されるか、若しくは乗法を回避するために（１／４（走査ライン３６７）＋１／４（走査ライン３６１）＋１／４（走査ライン３６１）＋１／４（走査ライン３６１））によって生成される。図１９ｃは、受信走査ライン３６２、３６３、３６７に関して、中央の走査ラインのグループ３８４乃至３８６と外側の走査ラインの組３９３乃至３９６とを含む対応する補間走査ラインの組を示している。動きアーティファクトを抑制するために、受信された走査ラインデータは、表示に先立ち、ｒ．ｆ．若しくは検出された形態の何れかによりフィルタリングされ得る。
【００３７】
上記の例は、線形補間フィルターカーネル（ｆｉｌｔｅｒ  ｋｅｒｎｅｌ）を使用する。非線形の形状（例えば、コサイン、サイン等など）を有する補間カーネルを使用することも可能である。しかしながら、それらその他のフィルターのフィルター係数は、一般的に、望ましい２の累乗の性質を有しない。
【００３８】
ある動作条件の下において、超音波システムに走査ヘッドを接続するために必要なケーブルの大きさを縮減するパッチの使用は、走査ヘッドのビームパターンにおいて望まれないグレーティングローブ（ｇｒａｔｉｎｇ  ｌｏｂｅｓ）を生じさせる。これは、上述のようにマイクロビームフォーミングを使用する場合であっても、個々のトランスデューサ素子の単一ユニットへのグループ化が、トランスデューサアレイに、より粗いピッチ（ｃｏａｒｓｅｒ  ｐｉｔｃｈ）を与えることによる。この問題は、各パッチを、送信ビーム場内の複数の近接配置された走査ラインから信号を受信することが可能な２Ｄアレイ全体のサブ−アパチャーと見なすことによって抑制される。サブ−アパチャー群からの信号は遅延且つ加算されて、一群の多重ラインの受信走査ラインを形成することができる。サブ−アパチャーの周期性の理由によって発生し、最終画像への雑音に寄与し得るグレーティングローブは、各サブ−アパチャ−（パッチ）から、二つ以上の異なって操舵された信号を生成することによって抑制される。操舵の差は、パッチのビーム幅内で小さく保たれる。操舵遅延プロファイルをλ／２より小さく保つことにより、かなりのグレーティングローブが画像の場から締め出される。
【００３９】
単純な１Ｄの例でこれらの効果を例証する。λ／２の相互素子間隔（ピッチ）を有する６４素子の１Ｄリニアアレイを考える。アレイは、各々が１６素子の４つのパッチに分割される。二つのビームが、各パッチの名目上の方向の左右に操舵される。これら２つの受信多重ラインの間にその他のライン又はサンプルが補間され得るように、操舵角度が制限される。多重ラインは、間隔が置かれた補間されたラインの生成を支援するために放射状に十分に離れているが、ｒｆ補間が空間的なアンダーサンプリングによりアーティファクトを形成しないように互いに近接することが望ましい。例えば、操舵の遅延が±λ／８未満に相当するように制限された場合、各パッチからの二つの操舵されたビームは、名目上のパッチのビームパターンのほぼ−１ｄＢ幅内に収まる。また、任意の素子上の左右の多重ライン間の操舵遅延は故にλ／４に制限されているため、ｒｆ補間されたラインは、単純な２タップの補間フィルターを用いて生成可能である（λ／２の遅延は、ナイキスト基準と対応するであろう）。λ／８の遅延制限は、操舵する角度をほぼ±（λ／８）／（４＊λ）すなわち１／３２ラジアンに制限する。故に、左右の多重ライン間の角度は、約１／１６ラジアン、すなわち約３．６°となる。二つの他のラインが、二つの受信された多重ライン間に対称的に補間される場合、得られるライン間隔は、ほぼ１．２°である。より多数の、より接近して間隔が置かれた多重ライン若しくは補間ラインも、要望に従って生成され得る。
【００４０】
１Ｄアレイの例において、名目上の操舵方向で操舵される各パッチから単一の走査ラインを生成することに代わって、二つの走査ラインが生成され、一つは名目上の操舵方向からわずか左に操舵され、一つはわずか右に操舵される。２Ｄアレイの場合、数多の変化が可能である。直線的な２Ｄアレイにおいて、直交関係で左、右、上及び下に操舵される４つの走査ラインが各パッチに対して生成される。六角形アレイ等の三角形を基にした２Ｄアレイにおいて、３つの走査ラインが図１８ｄに示されるように１２０°の回転にて生成される。この図において、生成された走査ラインは、Ｂφ０、Ｂφ１２０、及びＢφ２４０としてそれぞれ識別され、添字番号は、パッチの名目上の操舵方向に垂直な面内での回転方向を表し、角度φは、名目上の操舵方向から各走査ラインが傾くわずかな角度である。角度φは、上述のように小さく維持され、３つの走査ラインは、名目上の操舵されるビームのビーム幅内に維持されている。図１８ｃは、パッチ２０２の面に対して垂直に名目上操舵されるビームを有する、図１８ａに示されているシステムによって生成されるであろう、パッチ２０２に垂直に向けられた単一の走査ラインＢ０を示している。
【００４１】
以上の例は、直線的なアレイにおける長方形の走査幾何学的配置及び六角形アレイにおける三角形の走査幾何学的配置の使用を示唆するが、走査幾何学的配置はアレイの幾何学的配置に本質的にリンクされるものではない。長方形の走査が六角形配列を使用して実行されてもよいし、その逆も然りである。
【００４２】
図１８ｄによって示したシステムの動作を図１８ｂに示す。この図の走査ヘッドは、図１８ａのマイクロビームフォーマ２８０が生成した一つのラインに代えて、各パッチから３つの多重ライン信号（例えば、Ｂφ０、Ｂφ１２０、及びＢφ２４０）を生成する１２素子パッチのマイクロビームフォーマを含む。マイクロビーム形成されたパッチの多重ラインは、ケーブル３５１のｎ個の導電体を介して超音波システムの多重ラインビームフォーマ３５２に送られる。すべてのパッチからの多重ラインの走査ラインは、多重の走査ラインを形成するようにシステムの多重ラインビームフォーマ３５２にて結合される。また、多重ライン走査ライン間でｒｆ補間を実行することが可能である。しかしながら、各パッチからの多重ライン信号を結合（ビーム形成）し、次いで、ビーム形成された信号上でｒｆ補間を実行するのではなく、ビーム形成結合に先だって、ｒｆ補間が各パッチから受信された信号上で別々に実行されることが好ましい。この場合において、ｒｆ補間の重みづけ及び加算処理に先だって、各名目上の操舵方向における各パッチ信号は、名目上のラインからの補間されたラインのオフセットと各パッチの位置とにより決定された量だけ、わずかに遅らされるか、早められるかする。遅延の影響は、ｒｆ補間段階で組み合わされたパッチの波形のコヒーレンスを最大化することである。これは、補間誤差を縮減し、感度を改善する。特に、Ｎ個の補間ラインが、各パッチがＫ個の多重ラインを有するＭ個のパッチから生成される場合、各多重ラインに対して１つのＫ個の遅延状態によって各補間器が進められるＭＮ個のｒｆ補間器が必要とされる。これと同様なアプローチ（つまり、パッチ信号の組み合わせに先立つ遅延＋個々のパッチのｒｆ補間）はまた、連続する送信間の標的の動作が過度でないとしたとき、非−多重ラインモードで異なる方向から受信されるパッチ信号にも使用され得る。次いで、複数の走査ラインは、前述のように、画像プロセッサー２８４によって処理され、ディスプレイ１００に表示される。２５６個のパッチの各々からの３つの多重ラインが多重化をせずに同時に送られる場合、ケーブルの受信信号導体の数ｎは７６８である。所望であれば、この数は多重化により削減され得る。超音波システムにより受信されるパッチの多重ラインは、所望であれば、システムのビーム形成に先だって、追加の走査ラインを形成するために補間され得る。しかしながら、補間の処理（重みづけ及び加算）はビーム形成の処理と数学的に互換性があるので、パッチの多重ラインは、ビーム形成された多重ラインの形成のために、システムビームフォーマに直接供給され得る。
【００４３】
数多の表示フォーマットが、本発明の三次元表示のために使用され得る。図２０は、２Ｄトランスデューサアレイ２００により走査されるボリューム領域３００を示している。走査されるボリューム領域は、トランスデューサからのビームの操舵に応じて、四角形、円筒状、ピラミッド型のような、任意の所望の形状となり得る。この例において、ボリューム領域３００は、六角形のピラミッドとして示されている。ボリューム領域３００内に、二本線で描写されている画像平面３０２が示されている。画像平面３０２は、ボリューム領域３００が走査されるように、時間インターリーブ（ｔｉｍｅ  ｉｎｔｅｒｌｅａｖｅｄ）手法にて走査される。時間インターリービングは、画像平面３０２からのエコーデータが、ボリューム領域３００全体を走査するのに必要な時間より短い時間で完全に収集されることを可能にする。また、故に、画像平面３０２の表示のフレームレートは、ボリューム表示のそれより高くすることができる。ボリューム画像データ及び平面画像データの時間インターリービングを、図２１に例示する。この図は、ボリューム表示のためにエコーデータが収集されるシーケンスＥ３００を示している。このシーケンスは周期的に中断され、その間に、平面表示のためのエコーデータＥ３０２が収集される。平面エコーデータの一部は、両者の表示において使用され得る。各表示に必要な、シーケンスの相対的な持続期間及び送信受信サイクルの数が、二つの表示のフレームレートの関係を決定する。
【００４４】
ボリューム画像及び平面画像は、図２２に例示されるように、好ましくは共に表示される。表示１００の左側は、三次元表示でボリューム領域内の構造３０４を示すボリューム領域３００の三次元表示である。表示１００の右側は、三次元構造３０４の切断面３０６を効果的に示す二次元画像平面３０２である。三次元画像３００の表示のフレームレートが比較的低い一方で、二次元画像３０２の表示のフレームレートは、より高いであろう。これは、心臓のような動作する物体を診断する場合に有用である。好ましくは、二次元平面３０４の位置は、この例に示されているように、三次元表示内で指し示される。これは、ユーザにボリューム領域内での二次元画像平面の参照の基礎を与える。ユーザは、ボリューム領域内の切断面３０６の位置を移動する能力を有し、選択した病理を高いフレームレートで見ることができる。マウスやトラックボールのような指示装置の操作によって、ボリューム領域３００内の画像平面３０２の位置が表示の左側で変更され得る。ユーザは、ボリューム領域の中心軸の周りで切断面を回転させること、若しくは、ボリューム内の任意に選択した位置に対して切断面をドラッグあるいは移動させることの選択を与えられる。このようにして、ディスプレイ１００は、比較的低いフレームレートでボリューム領域を表示し、より高いリアルタイムのフレームレートで選択された平面を表示する。この方法は、切断面がトランスデューサのアパチャーから延在するとき、すなわち、切断面が“ｃ”平面ではないときに適用される。
【００４５】
別の有用な時間インターリーブ表示フォーマットを図２３に示す。画像平面を走査するためにボリューム領域３００の走査を中断することに代えて、ボリューム領域全体の走査が、より高いフレームレートでのより小さいボリューム３０６の表示用にボリューム領域３００内のより小さいボリューム３０６を走査するために中断される。したがって、走査シーケンスは、Ｅ３００、Ｅ３０６、Ｅ３００、Ｅ３０６、Ｅ３００、等である。図２３は、ボリューム領域３００全体の表示を示している。ボリューム領域３００内には、小さいボリューム領域３０６の外形が描かれている。小さなボリューム領域は、表示の右側に拡大図で示されている。小さいボリューム３０６は、完全な容積測定領域３００よりもより頻繁に完全に走査されるため、小さなボリュームの表示のフレームレートは、完全なボリューム領域のフレームレートよりも高い。ビームの数、ひいては小さいボリュームを走査するために必要とされる時間は、この例では小さいボリュームの頂面３０８の寸法である小さいボリュームの横方向の寸法と小さいボリュームの底面積との関数である。故に、小さなボリュームの、そして双方のボリュームの、表示フレームレートは、小さなボリュームの頂部３０８のサイズを縮小することによって高めることができる。前述の例においてのように、ユーザは、ボリューム領域内の中心線の周りで小さなボリュームを回転させること、若しくはボリューム領域３００内の所望の任意の位置に対して小さなボリュームを再配置することの選択を有し得る。この例において、ユーザは、閉塞の兆候に関して精密診断されるべき冠状動脈１２の一部を包含するように、小さなボリュームを位置付けている。かかる診断は、拡大された、より高いフレームレートの小さなボリュームの画像３０６にて、より高い信頼性で行われ得る。かかる診断は、好ましくはドップラーモード、そして好ましくは、周辺組織を高い度合いで透明にして或いは完全に除去して描写するパワードップラーモードを用いて行なわれる。
【００４６】
図２４乃至２６は、他の血管と同様に冠状動脈の画像を描写するために役立つ別の表示フォーマットを例示している。図２４は、冠状動脈の三次元画像を含むボリューム領域３００を示している。大動脈３１０は、該ボリュームの左側から延在し、枝３１２及び３１４に分割される。上記に示されて記載されるように、冠状動脈は、心臓の表面を横断するとき、ねじれて屈折した経路を辿る。より信頼できる診断は、これらの動脈が診断のために実効的に“まっすぐにされ”得る場合に得られ得る。図２５及び２６は、それを行うための一技術を示している。臨床医は、動脈３１０のような特定の脈管を診断のために表示させる。超音波システムは、指定された脈管を自動的にトレースする。そのような一つの方法が図２５に示されており、この図において、横座標は超音波画像の空間的な寸法であり、縦座標は画像の強度か、若しくは明るさである。曲線３２０は、脈管の１つの側から他方まで動脈３１０を横切って色または明るさの変化を例示している。例えば、脈管はグレーの背景に対して赤色にされ得る。赤色は脈管の一端に出会うときに強くなり、曲線３２０が３１０ａで上昇し、曲線３２０の下り坂３１０ｂにある脈管の他端で弱くなる。傾斜部３１０ａ及び３１０ｂから、超音波システムは、動脈の中心３２４を容易く決定することができ、したがって画像において脈管の中心に沿ってトレースできる。自動トレースが例えば枝３１２を辿るなど不正確に分岐する場合において、臨床医がトレースを枝３１４に辿らせることを望むとき、臨床医は、枝３１２をクリックしてそのトレースを消去し、そして枝３１４をクリックして動脈３１０のトレースを枝３１４上で継続させることができる。
【００４７】
一旦、所望の脈管径路が特定されると、図２６に示されているように、脈管径路は、その中心線３２４に沿った直線径路において再度表示される。所望であれば、脈管は中心線に沿った断面図で表示されることができ、あるいは、脈管は図２４の画像内で三次元であるので、脈管は“開かれ”ることができ、外周が図２６での画像の高さｈとして表示される。脈管がこの“真っ直ぐ”な表示で、所望のように拡大されて示されている場合、３２２の位置で示されているような流れの径路内の閉塞が、より容易く識別できる。閉塞はしばしば、脈管の円周の“開かれ”た表示にて、より容易く観察できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】
心臓表面を横断している冠状動脈を例証する。
【図２】
図１で示されている冠状動脈の部分的な血管写像を例証する。
【図３】
心臓の壁及び心室の一部を交差する三次元容積を例証する。
【図４ａ】
図３の容積内の心臓の一部の心室、心筋及び冠状動脈の連続する注入を例証する。
【図４ｂ】
図３の容積内の心臓の一部の心室、心筋及び冠状動脈の連続する注入を例証する。
【図４ｃ】
図３の容積内の心臓の一部の心室、心筋及び冠状動脈の連続する注入を例証する。
【図５ａ】
リニア及びフェイズドアレイトランスデューサを用いた三次元容積の“スリット−ｏ−ビジョン”走査を例証する。
【図５ｂ】
リニア及びフェイズドアレイトランスデューサを用いた三次元容積の“スリット−ｏ−ビジョン”走査を例証する。
【図６ａ】
リニア及びフェイズドアレイトランスデューサを用いた三次元容積の機械的な走査を例証する。
【図６ｂ】
リニア及びフェイズドアレイトランスデューサを用いた三次元容積の機械的な走査を例証する。
【図７ａ】
二次元のリニア及びフェイズドアレイトランスデューサを用いた三次元容積の電子的な“スリット−ｏ−ビジョン”走査を例証する。
【図７ｂ】
二次元のリニア及びフェイズドアレイトランスデューサを用いた三次元容積の電子的な“スリット−ｏ−ビジョン”走査を例証する。
【図８】
本発明の原理と一致して構成された超音波診断画像システムを例証する。
【図９】
走査ヘッド及び超音波システム間でのビーム形成の分割を例証する。
【図１０ａ】
ビーム形成器の走査ヘッドによる上昇する方向でのビームの操舵を例証する。
【図１０ｂ】
ビーム形成器の走査ヘッドによる上昇する方向でのビームの操舵を例証する。
【図１１ａ】
走査ヘッドが上昇するビーム形成器の異なる実施態様を例証する。
【図１１ｂ】
走査ヘッドが上昇するビーム形成器の異なる実施態様を例証する。
【図１１ｃ】
走査ヘッドが上昇するビーム形成器の異なる実施態様を例証する。
【図１２】
走査ヘッドが上昇するビーム形成器の多数のビーム形成器チャネルの機構及び制御を例証する。
【図１３】
本発明と一致する三次元走査における二次元トランスデューサアレイの平面図である。
【図１４】
図１３のトランスデューサアレイの受信するサブアパチャーを例証する。
【図１５ａ】
図１３のトランスデューサアレイの異なって送信するサブアパチャーを例証する。
【図１５ｂ】
図１３のトランスデューサアレイの異なって送信するサブアパチャーを例証する。
【図１５ｃ】
図１３のトランスデューサアレイの異なって送信するサブアパチャーを例証する。
【図１５ｄ】
図１３のトランスデューサアレイの異なって送信するサブアパチャーを例証する。
【図１５ｅ】
図１３のトランスデューサアレイの異なって送信するサブアパチャーを例証する。
【図１５ｆ】
図１３のトランスデューサアレイの異なって送信するサブアパチャーを例証する。
【図１５ｇ】
図１３の変換器配列の異なって送信するサブアパチャーを例証する。
【図１６】
所望の時間の関係における図１３のトランスデューサアレイのトランスデューサ素子によって受信される信号をサンプリングするための走査ヘッドの超小型回路を例証する。
【図１７】
図１６の超小型回路のより詳細な図面である。
【図１８ａ】
図１３のトランスデューサアレイによって受信された信号を適切に処理するための走査ヘッドのマイクロビーム形成器及び多重ラインビーム形成器システムを例証する。
【図１８ｂ】
多重ラインシステムとの組み合わせで多重ラインの走査ヘッドマイクロビーム形成器の使用を例証する。
【図１８ｃ】
二次元トランスデューサアレイパッチから操舵する単一ライン及び多重ラインビームを例証する。
【図１８ｄ】
二次元トランスデューサアレイパッチから操舵する単一ライン及び多重ラインビームを例証する。
【図１９ａ】
六角形の走査パターンにおける図１８ａのシステムの操作を例証する。
【図１９ｂ】
六角形の走査ラインパターンを開発するための補間の使用を例証する。
【図１９ｃ】
六角形の走査ラインパターンを開発するための補間の使用を例証する。
【図２０】
二次元画像平面を含む三次元容積を例証する。
【図２１】
図２０の三次元容積及び二次元画像平面のタイムインターリーブされたサンプリングを例証する。
【図２２】
図２０の三次元容積及び二次元画像平面の二重表示を例証する。
【図２３】
大きな三次元容積及び大きな容積内に含まれた小さい三次元容積の二重表示を例証する。
【図２４】
冠状動脈を含む三次元画像容積を例証する。
【図２５】
三次元画像において血管の中心を検出するためのアルゴリズムを例証する。
【図２６】
図２３の冠状動脈の一つの“真直ぐにされた”表示を例証する。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４ａ】
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【図４ｂ】
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【図４ｃ】
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【図５ａ】
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【図５ｂ】
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【図６ａ】
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【図６ｂ】
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【図７ａ】
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【図７ｂ】
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【図８】
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【図９】
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【図１０ａ】
0005225535.tif 000016
【図１０ｂ】
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【図１１ａ】
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【図１１ｂ】
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【図１１ｃ】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８ａ】
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【図１８ｂ】
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【図１８ｃ】
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【図１８ｄ】
0005225535.tif 000030
【図１９ａ】
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【図１９ｂ】
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【図１９ｃ】
0005225535.tif 000033
【図２０】
0005225535.tif 000034
【図２１】
0005225535.tif 000035
【図２２】
0005225535.tif 000036
【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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