(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波反射体をイメージングするシステムにおいて、
複数のトランスデューサ素子（１２）を含んでいる超音波トランスデューサ・アレイ１０）と、
前記トランスデューサ・アレイに結合されていて、前記複数のトランスデューサ素子（１２）のうちの送信開口を形成するトランスデューサ素子を選択駆動するパルス駆動手段（２４）であって、選択されたトランスデューサ素子を、Ｎ１番目の送信ファイヤリング時には第Ｎ１のパルス・シーケンスにより、続くＮ２番目の送信ファイヤリング時には前記第Ｎ１のパルス・シーケンスと同一の第Ｎ２のパルス・シーケンスにより、パルス駆動するパルス駆動手段（２４）と、
前記パルス駆動手段（２４）に結合され、前記Ｎ１番目とＮ１に続くＮ２番目の送信ファイヤリング時に、第Ｎ１と第Ｎ２のビームをそれぞれ形成する送信ビーム形成手段であって、前記第Ｎ１と第Ｎ２のビームが実質的に同じ送信焦点位置に集束されるように構成された送信ビーム形成手段（２６）と、
前記トランスデューサ・アレイ（１０）に結合され、前記複数のトランスデューサ素子のうちの受信開口を形成するべく選択された受信トランスデューサ素子を駆動して受信信号を形成する受信ビーム形成手段であって、前記Ｎ１番目の送信ファイヤリングの後に続いて、前記受信開口を形成する前記受信トランスデューサ素子からの第Ｎ１組の受信信号から第Ｎ１のビーム加算された受信信号を形成すると共に、前記Ｎ２番目の送信ファイヤリングの後に、前記受信トランスデューサ素子からの第Ｎ２組の受信信号から第Ｎ２のビーム加算された受信信号を形成する受信ビーム形成手段（３０，４４）と、
所定範囲の周波数を有する信号成分を実質的に分離するための分離手段（４８，５２）であって、第Ｎ１組のフィルタ係数を前記第Ｎ１のビーム加算された受信信号に適用することにより、第Ｎ１の帯域濾波信号を形成し、さらに、前記第Ｎ１組のフィルタ係数と異なる第Ｎ２組のフィルタ係数を前記第Ｎ２のビーム加算された受信信号に適用することにより、第Ｎ２の帯域濾波信号を形成するように構成された分離手段（４８，５２）と、
前記分離手段（４８，５２）の出力に結合されていて、少なくとも前記第Ｎ１および第Ｎ２の帯域濾波信号を加算して、ウォール・フィルタリングされた信号を形成するベクトル加算器（５０）と、
前記ウォール・フィルタリングされた信号をＢモード処理してＢモード流れ画像信号を形成する手段（３４）と、
前記Ｂモード流れ画像信号の関数である画像を表示する表示手段（２２）、とを具備し、
前記第Ｎ１の帯域濾波信号のための前記第Ｎ１組のフィルタ係数と、前記第Ｎ２の帯域濾波信号のための前記第Ｎ２組のフィルタ係数とは共に複数のフィルタ係数要素を有し、前記第Ｎ１組のフィルタ係数と前記第Ｎ２組のフィルタ係数の、少なくとも
一対の対応するフィルタ係数要素同士の値が異なることを特徴とする、超音波反射体の流れをイメージングするシステム。
【請求項２】
前記分離手段は、
前記第Ｎ１組のフィルタ係数を前記第Ｎ１のビーム加算された受信信号に対して供給すると共に、前記第Ｎ２組のフィルタ係数を前記第Ｎ２のビーム加算された受信信号に対して供給するフィルタ係数供給手段と、
前記受信ビーム形成手段（３０，４４）の出力に結合された入力と、前記フィルタ係数供給手段から前記第Ｎ１および第Ｎ２組のフィルタ係数を受け取るように結合された複数Ｍ個のフィルタ・タップと、並びに前記第Ｎ１のビーム加算された受信信号と前記第Ｎ１組のフィルタ係数とに依存して第Ｎ１の帯域濾波信号を供給し、且つ前記第Ｎ２のビーム加算された受信信号と前記第Ｎ２組のフィルタ係数とに依存して前記第Ｎ２の帯域濾波信号を供給する出力とを含むフィルタ（４８）と、
を具備することを特徴とする請求項１に記載のイメージングシステム。
【請求項３】
前記第Ｎ１組フィルタ係数は、前記第Ｎ１の帯域濾波信号をフィルタするための一組のフィルタ係数ｃMに、第Ｎ１のスカラー重み係数ａN1 を乗算することによって導き出され、
前記第Ｎ２組のフィルタ係数は、前記一組のフィルタ係数ｃMに、第Ｎ２のスカラー重み係数ａN2を乗算することによって導き出されたことを特徴とする請求項１または２記載のシステム。
【請求項４】
前記第Ｎ１のスカラー重み係数ａN1が量αだけ摂動されてＢモード・フィードスルーを達成することを特徴とする請求項３記載のシステム。
【請求項５】
前記一組のフィルタ係数ｃMは、前記フィルタ（４８）が実質的に基本波信号を通過させ且つ実質的に高調波または低調波信号を除去するように選択されている請求項３または４記載のシステム。
【請求項６】
前記一組のフィルタ係数ｃMは、前記フィルタ（４８）が実質的に高調波または低調波信号を通過させ且つ実質的に基本波信号を除去するように選択されている請求項３乃至５のいずれかに記載のシステム。
【請求項７】
ａN1 ＝−ａN2 である請求項３乃至６のいずれかに記載のシステム。
【請求項８】
超音波反射体をイメージングする方法において、
トランスデューサ・アレイ内の送信開口を形成する第Ｎ１組のトランスデューサ素子（１２）を駆動する工程であって、Ｎ１番目の送信ファイヤリング時に、第Ｎ１のパルス・シーケンスにより、前記第Ｎ１組のトランスデューサ素子を駆動して、第Ｎ１の送信ビームを形成する第Ｎ１送信ビーム形成工程と、
前記Ｎ１番目の送信ファイヤリングの後に、前記トランスデューサ・アレイ（１０）の受信開口を形成する第Ｎ２組のトランスデューサ素子（１２）から第Ｎ１組のエコー信号を受信する第Ｎ１エコー信号受信工程と、
前記第Ｎ１組のエコー信号から第Ｎ１のビーム加算された受信信号を形成する第Ｎ１ビーム加算工程と、
Ｎ２番目の送信ファイヤリング時に、前記第Ｎ１のパルス・シーケンスと同一の第Ｎ２のパルス・シーケンスにより前記第Ｎ１組のトランスデューサ素子（１２）を駆動して第Ｎ２の送信ビームを形成する第Ｎ２送信ビーム形成工程であって、この第Ｎ２の送信ビームが前記第Ｎ１送信ビーム形成工程で送信される前記第Ｎ１の送信ビームと実質的に同じ送信焦点位置に集束される、第Ｎ２送信ビーム形成工程と、
前記Ｎ２番目の送信ファイヤリングの後に、前記第Ｎ２組のトランスデューサ素子から第Ｎ２組のエコー信号を受信する第Ｎ２エコー信号受信工程と、
前記第Ｎ２組のエコー信号から第Ｎ２のビーム加算された受信信号を形成する第Ｎ２ビーム加算工程と、
第Ｎ１組のフィルタ係数を前記第Ｎ１のビーム加算された受信信号に適用して前記第Ｎ１のビーム加算された受信信号を帯域フィルタ処理することにより、前記第Ｎ１のビーム加算された受信信号中に含まれる第Ｎ１の高調波信号を分離し、且つ、第Ｎ２組のフィルタ係数を前記第Ｎ２のビーム加算された受信信号に適用して前記第Ｎ２のビーム加算された受信信号を帯域フィルタ処理することにより、前記第Ｎ２のビーム加算された受信信号中に含まれる第Ｎ２の高調波信号を分離する分離工程と、
分離された前記第Ｎ１および第Ｎ２の高調波信号を加算して、ウォール・フィルタリングされた信号を形成するウォール・フィルタ工程と、
前記ウォール・フィルタリングされた信号をＢモード処理して、Ｂモード流れ画像信号を形成する工程と、
前記Ｂモード流れ画像信号の関数である画像を表示する工程、とを有し、
前記第Ｎ１の帯域濾波信号のための前記第Ｎ１組のフィルタ係数と、前記第Ｎ２の帯域濾波信号のための前記第Ｎ２組のフィルタ係数とは共に複数のフィルタ係数要素を有し、前記第Ｎ１組のフィルタ係数と前記第Ｎ２組のフィルタ係数の、少なくとも
一対の対応するフィルタ係数要素同士の値が異なることを特徴とする超音波反射体の流れをイメージングする方法。
【請求項９】
前記第Ｎ１組のフィルタ係数は、前記第Ｎ１の帯域濾波信号をフィルタするための一組のフィルタ係数ｃMに、第Ｎ１のスカラー重み係数ａN1 を乗算することによって導き出され、
また前記第Ｎ２組のフィルタ係数は、前記一組のフィルタ係数ｃMに第Ｎ２のスカラー重み係数ａN2を乗算することによって導き出される請求項８記載の方法。
【請求項１０】
前記第Ｎ１のスカラー重み係数ａN1 が量αだけ摂動されてＢモード・フィードスルーを達成する請求項９記載のイメージング方法。
【請求項１１】
前記一組のフィルタ係数ｃMは、前記フィルタ（４８）が実質的に基本波信号を通過させ且つ実質的に高調波または低調波信号を除去するように選択されている請求項９記載のイメージング方法。
【請求項１２】
前記一組のフィルタ係数ｃMは、前記フィルタ（４８）が実質的に高調波または低調波信号を通過させ且つ実質的に基本波信号を除去するように選択されている請求項９記載の方法。
【請求項１３】
ａN1 ＝−ａN2 である請求項９記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は一般的には、医学的診断を目的とした人体の解剖学的構造の超音波イメージングに関する。具体的には、本発明は、（造影剤を用い又は用いずに）人体内の動いている流体または組織に超音波を送信してから反射された超音波エコーを検出することにより該流体または組織をイメージングする方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来の超音波スキャナは、画素（ピクセル）の輝度がエコー反射の強度に基づくようにして組織の２次元Ｂモード画像を形成する。いわゆる「カラー流れ」モードでは、血液の流れまたは組織の動きをイメージング（すなわち、画像化または映像化）することが出来る。従来の超音波流れイメージング方法では、ドップラーの原理または時間領域相互相関方法のいずれかを使用して、平均流速を推定し、次いでこれをＢモード画像に重畳してカラーで表示している。
【０００３】
ドップラー効果を使用して心臓および血管内の血液の流れを測定することは知られている。反射された超音波の周波数シフトを使用して、組織または血液からの超音波反射体の速度を測定することが出来る。反射された周波数の変化すなわちシフトは、血液の流れがトランスジューサの方へ向かっているときは増大し、血液の流れがトランスジューサから遠ざかる方向であるときは減少する。このドップラー・シフトを処理することにより、平均流速を推定し、これを表示する際に異なるカラー（色）を使用して流れの速度および方向を表すようにすることが出来る。カラー流速モードでは、数百の隣接したサンプル・ボリュームが同時に表示され、これらの全てが各々のサンプルの速度を表すためにカラー・コード化されている。
【０００４】
既知のイメージング・システムによれば、カラー流れモードでは各々の焦点について複数の送信ファイヤリング（発射）が用いられている。１６回もの送信よりなるパケットに作用して、高域通過ウォール(wall)フィルタが動きの遅い組織または血管壁からのエコーを除去して、カサイ（Ｋｓａｉ）自己相関アルゴリズムまたは相互相関アルゴリズムを使用して平均流速を推定するその後の流れ処理の為に信号のダイナミック・レンジを低減する。
【０００５】
定量的な速度情報は従来のカラー流れイメージングにおいて得ることが出来るが、物理的な流れを見るための能力は、そのクラッタ（ｃｌｕｔｔｅｒ）除去能力、分解能、フレーム速度および軸方向のみの流れ感受性によって、制限されている。
以前に、Ｂモード・イメージングにおいて動いている超音波反射体をイメージングするためにディジタル減算法が提案された。例えば、Proc. 1992 IEEE Ultrason. Symp. 誌、第１２７７頁〜第１２８０頁所載のIshihara等の論文「高速ディジタル減算超音波検査法を使用した血流におけるパス線(Path Lines in Blood Flow Using High-Speed Digital Subtraction Echography)」、およびProc. 1990 IEEE Ultrason. Symp. 誌、第１４７３頁〜第１４７６頁所載のIshihara等の論文「高速ディジタル減算超音波検査法：原理、並びに動脈硬化症、不整脈および血流視覚化への予備的応用(High-Speed Digital Subtraction Echography: Principle and Preliminary Application to Arteriosclerosis, Arrhythmia and Blood Flow Visualization)」を参照されたい。しかし、これらの方法はフレーム間の減算を使用しており、これは本質的に非常に低い遮断周波数を持つ２タップウォール・フィルタを用いている。この低い遮断周波数は、隣り合うフレーム相互の間の長い時間遅延に起因するものであり、これにより、動きの遅い組織または血管壁からの信号が適切に抑圧されない。
【０００６】
米国特許第５，６３２，２７７号には、位相反転減算を使用する非線形イメージング・システムが開示されている。この特許の発明では、第１および第２の超音波パルスがイメージングしようとする物体に交互に送信されており、その実施態様では１８０度異なる２つのパルスが送信されて、受信時に加算されている。
従来の超音波画像は基本信号成分と調波（ハーモニック）信号成分との組合せから形成されており、後者の成分は、組織のような非線形媒体または造影剤を含有する血流の中で発生される。場合によっては、基本信号成分を抑圧して調波成分を強調することによって超音波画像を改善することが出来る。
【０００７】
伝統的にイメージングするのが困難な血管構造の診断に役立てる為に超音波医学用に造影剤が開発されている。例えば、Ultrasonics 誌、第２９巻（１９９１年）、第３２４頁〜第３８０頁所載のdeJong等の論文「超音波造影剤の原理および最近の開発(Principle and Recent Developments in Ultrasound Contrast Agents) 」には、造影剤の使用法が考察されている。造影剤は、典型的には直径が１〜１０ミクロンの範囲内にあるマイクロバブル(microbubble) であり、血流中に注入される。これらのマイクロバブルからの反射信号は血球の反射信号よりも遙かに大きいので、血流のイメージングを可能にするマーカーとして使用される。これらの造影剤からのエコーを更に分離する為の１つの方法は、造影剤のエコーの調波（高調波または低調波）成分を使用することであり、これらの調波成分は造影剤を含んでいない周囲の組織からの調波成分よりもずっと大きい。例として、Proc. 1992 IEEE Ultrason. Symp. 誌、第１１７５頁〜第１１７７頁所載のNewhouse等の論文「第２高調波ドップラー超音波血液潅流測定(Second Harmonic Doppler Ultrasounf Blood Perfusion Measurement)」、およびProc. 1994 IEEE Ultrason. Symp. 誌、第１５４７頁〜第１５５０頁所載のBurns 等の論文「マイクロバブル造影剤使用する調波パワー・モード・ドップラー：小さな血管の流れのイメージングの為の改良方法(Harmonic Power Mode Doppler Using Microbubble Contrast Agents: An Improved Method for Small Vessel Flow Imaging) 」を参照されたい。調波（高調波または低調波）信号の流れイメージングを実行するには、主として、狭帯域信号を周波数ｆ0 で送信し、２ｆ0 （第２高調波）またはｆ0 ／２（低調波）を中心とする帯域の信号を受信して、通常のカラー流れ処理を行う。この方式は、従来のカラー流れイメージングの全ての制約を有する、すなわち、フレーム速度が低くく、また流れ感受性が軸方向のみである。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
従って、動いている反射体を直接的にイメージングすることによって物理的な流れをＢモードで視覚化する方法が要望されている。これには、イメージング・システムが高いダイナミック・レンジを有し、静止した又は動きの遅い組織および血管壁からのクラッタを除去する能力を有し、高い分解能、高いフレーム速度および全方向における流れ感受性を有することが必要である。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
Ｂモードで直接的に流れをイメージングする為の方法および装置は、送信焦点位置に送信される広帯域パルスのシーケンスを用い、このシーケンスからの反射された信号が、送信経路に沿った静止した又は動きの遅い反射体からのエコーを除去するようにフィルタリングされる。その結果得られる流れ信号が通常のＢモード・ベクトル上に重畳されて、表示される。Ｂモード流れ画像が、上記の手順を、関心のある領域にわたる複数の送信焦点位置について繰り返すことによって形成される。フィルタリングは、（送信ファイヤリングに沿って）スロー・タイム(slow time) で実行され、Ｂモード画像フィードスルー(feed-through)機能を持つ高域通過「ウォール・フィルタ」（例えば、ＦＩＲフィルタ）で構成される。このファイヤリング間フィルタリングでは、フレーム間フィルタリングに比べて遮断周波数を有用な範囲へ増大させながら、ウォール・フィルタを一層長くすることにより一層良好なクラッタ抑圧をうることが出来る。ウォール・フィルタは流れ信号対クラッタ比を増大させ、この比は造影剤を使用することによって更に増大させることが出来る。その結果のＢモード流れ画像は、静止した又は動きの遅い組織および血管壁からのクラッタが低く、分解能が高く、フレーム速度が高く、流れ感受性が全方向にあるという利点を有する。
【００１０】
本発明の好ましい態様によれば、広帯域パルスが特定の送信焦点位置に複数回送信される。受信時に、基本波信号が（例えば、帯域通過フィルタを使用して）分離され、次いでこの分離された基本波信号がウォール・フィルタを使用してファイヤリング間に高域通過フィルタリングされる。この通過した信号を使用することにより、造影剤を血液中に注入することなく血液の流れ（血流）をイメージングすることが出来る。
【００１１】
本発明の別の好ましい態様によれば、ガス充填マイクロバブルから作られた造影剤が血液中に注入されて、血流をイメージングするためのマーカーとして作用する。パルスが特定の送信焦点位置に複数回送信される。高調波または低調波信号が、送信された超音波パルスと伝搬媒体、詳しくは注入された造影剤との間の非線形相互作用によって発生される。受信時に、所望の調波（高調波または低調波）信号が（例えば、帯域通過フィルタを使用して）分離され、次いでこの分離された調波（高調波または低調波）信号がウォール・フィルタを使用してファイヤリング間に高域通過フィルタリングされる。このフィルタリングの結果として、送信経路に沿った静止していない領域すなわち流れ領域から反射された調波（高調波または低調波）信号を抽出することが出来る。この結果得られる調波（高調波または低調波）流れ信号は通常のＢモード・ベクトル上に重畳されて、表示される。不所望の組織の信号に寄与するような調波（高調波または低調波）周波数の受信エネルギは、ウォール・フィルタによって抑圧される。
【００１２】
【発明の実施の形態】
図１には、従来の超音波イメージング・システムが示されており、該システムは、複数の別々に駆動されるトランスジューサ素子１２で構成されたトランスジューサ・アレイ１０を有する。各々のトランスジューサ素子１２は、送信器１４によって発生されたパルス波形により付勢されたときに超音波エネルギのバーストを生じる。検査中の物体からトランスジューサ・アレイ１０へ反射された超音波エネルギは各々のトランスジューサ素子１２によって電気信号へ変換されて、１組の送受切換え（Ｔ／Ｒ）スイッチ１８を介して受信器１６へ別々に印加される。Ｔ／Ｒスイッチ１８は典型的にはダイオード群で構成されていて、送信用電子回路によって発生された高電圧から受信用電子回路を保護する。送信信号により、ダイオード群が受信器への該信号を遮断または制限する。送信器１４および受信器１６は、操作員からの命令に応答して主制御装置２０の制御の下に作動される。完全な１回の走査（スキャン）は一連のエコー信号を取得することによって実行され、その際、送信器１４が一時的にオンに駆動されて各々のトランスジューサ素子１２を付勢し、その後に各々のトランスジューサ素子１２によって発生されたエコー信号が受信器１６に印加される。或るチャンネルは、別のチャンネルが未だ送信を行っている間に受信を開始し得る。受信器１６は各々のトランスジューサ素子からの別々のエコー信号を組み合わせて単一のエコー信号を作成し、この単一のエコー信号は表示モニタ２２上の画像内の一走査線を作成するために使用される。
【００１３】
主制御装置２０の指令の下に、送信器１４は、超音波エネルギが方向付けされ集束されたビームとして送出されるようにトランスジューサ・アレイ１０を駆動する。これを達成するために、それぞれの時間遅延が送信ビーム形成装置２６によって複数のパルス発生器２４に与えられる。主制御装置２０は音波パルスが送信される条件を決定する。この情報により、送信ビーム形成装置２６は、パルス発生器２４によって発生されるべき各々の送信パルスのタイミングおよび振幅を決定する。各々の送信パルスの振幅はアポダイゼーション(apodization) 発生回路３６によって作成される。アポダイゼーション発生回路は、例えば、各々のパルス発生器に対する電源電圧を設定する高電圧制御器で構成することが出来る。
パルス発生器２４は、次いで、Ｔ／Ｒスイッチ１８を介してトランスジューサ・アレイ１０の各々のトランスジューサ素子１２へ送信パルスを送る。Ｔ／Ｒスイッチ１８はトランスジューサ・アレイに存在する恐れのある高電圧から時間利得制御（ＴＧＣ）増幅器を保護する。アポダイゼーション重みがアポダイゼーション発生回路３６内で発生される。アポダイゼーション発生回路３６は、送信ビーム形成装置２６から重み付けデータを取り出して、それを上記の高電圧制御器を介してパルス発生器２４へ印加する１組のディジタル−アナログ変換器を含んでいてよい。従来のように送信集束時間遅延を適切に調節することによって、また送信アポダイゼーション重みを調節することによって、超音波ビームを方向付けし集束させて、送信ビームを形成することが出来る。
【００１４】
超音波エネルギの各々のバーストによって発生されるエコー信号は、各送信ビームに沿った相次ぐ距離に位置する物体から反射する。これらのエコー信号は各々のトランスジューサ素子１２によって別々に検出され、特定の時点におけるエコー信号の大きさのサンプルが特定の距離において生じる反射の量を表す。反射点と各々のトランスジューサ素子１２との間の伝搬経路の差により、エコー信号は同時に検出されず、またそれらの大きさは等しくない。受信器１６は、各々の受信チャンネル内のそれぞれのＴＧＣ増幅器２８によって別々のエコー信号を増幅する。各ＴＧＣ増幅器による増幅度は、ＴＧＣ回路（図示していない）によって駆動されるそれぞれの制御路（図示していない）を介して制御される。ＴＧＣ回路は主制御装置および複数のポテンショメータの手動操作によって設定される。増幅されたエコー信号は、次いで、受信ビーム形成装置３０へ供給される。受信ビーム形成装置の各々の受信チャンネルは、それぞれのＴＧＣ増幅器２８を介してそれぞれのトランスジューサ素子１２に接続される。
【００１５】
主制御装置２０の指令の下に、受信ビーム形成装置３０は送信ビームの方向を追跡する。受信ビーム形成装置３０は、各々の増幅されたエコー信号に適切な時間遅延および受信アポダイゼーション重みを与え、それらの信号を加算して、１つの超音波ビームに沿った特定のレンジ（距離）に位置する点から反射された全超音波エネルギを正確に示す１つのエコー信号を構成する。受信集束時間遅延は、専用ハードウエアを使用して実時間で計算され又はルックアップ・テーブルから読み出される。受信チャンネルはまた、受信されたパルスをフィルタリングする回路を含んでいる。時間遅延された受信信号は次いで相互に加算されて、信号処理装置または検出器３２へ供給される。検出器３２は、加算された受信信号を表示データに変換する。Ｂモード（グレースケール）では、これは信号の包絡線であり、エッジ強調および対数圧縮のような追加の処理を受ける。走査変換器３４が、検出器３２から表示データを受け取って、該データを表示のための所望の画像に変換する。具体的に述べると、走査変換器３４は、音響画像データを、極座標（Ｒ−θ）セクター形式またはデカルト座標線形アレイから適切にスケーリングされたデカルト座標表示画素データへビデオ速度で変換する。この走査変換された音響データは次いで表示モニタ２２上で表示するために出力され、表示モニタ２２は信号の包絡線の時間変化振幅をグレースケールで映像化する。それぞれの走査線は各々の送信ビームについて表示される。
【００１６】
図２は、医学的診断に使用する為の本発明による超音波Ｂモード流れイメージング・システムを示す。このシステムでは、送信シーケンス・メモリ３８から送信シーケンスを各々のパルス発生器にＮ回供給することによって、送信開口内の各々のトランスジューサ素子が同じ波形を使用してＮ回パルス駆動される。パルス発生器２４はトランスジューサ・アレイ１０のトランスジューサ素子１２を駆動して、発生される超音波エネルギが各々の送信ファイヤリングにおいてビームも形で方向付けられ、すなわちステアリングされるようにする。これを達成する為、送信シーケンス３８に応答してパルス発生器によって作成されるそれぞれのパルス波形に送信集束時間遅延３９が与えられる。送信集束時間遅延を従来のように適切に調節することによって、超音波ビームを所望の送信焦点位置に集束させることが出来る。
【００１７】
各々の送信について、トランスジューサ素子１２からのエコー信号がビーム形成装置のそれぞれの受信チャンネル４０に供給される。主制御装置２０（図１）の指令の下に、受信ビーム形成装置は送信ビームの方向を追跡する。受信ビーム形成装置は、受信されたエコー信号に適切な受信集束時間遅延４２を与え、それらの信号を加算して、１つの送信ビームに沿った特定の位置から反射された全超音波エネルギを正確に示す１つのエコー信号を構成する。特定の送信焦点位置に集束されるＮ回の送信ファイヤリングの各々について、時間遅延された受信信号が受信加算器４４で加算される。相次ぐ送信ファイヤリングについての加算された受信信号がウォール・フィルタ４６に供給されるを。ウォール・フィルタ４６はＮ回の送信ファイヤリング間にフィルタリングを行い、そしてフィルタリングされた信号を検出器３２に供給する。検出器３２はフィルタリングされたファイヤリング間信号の包絡線を形成する。後処理（エッジ強調および対数圧縮を含む）および走査変換  の後、走査線が表示モニタ２２（図１）上に表示される。この手順は、各々の送信焦点位置（各々のビーム角について送信焦点が１つである場合）について又は各々のベクトル（各々のビーム角について送信焦点が複数ある場合）についてそれぞれの走査線が表示されるように繰り返される。
【００１８】
本発明の好ましい実施態様によれば、フィルタ４６は、受信加算器４４の出力に結合された入力を持つＦＩＲフィルタ４８と、ＦＩＲフィルタ４８に結合された入力および検出器３２に結合された出力を持つベクトル加算器５０とで構成される。ＦＩＲフィルタは、各々の送信ファイヤリングについてそれぞれの１組のＭ個のフィルタ係数を受け取るためのＭ個のタップを有する。ｎ番目の送信ファイヤリングについてのフィルタ係数はａn ｃ0 ，ａn ｃ1 ，....，ａn ｃM-1 である。ここで、ａn はｎ番目の送信ファイヤリングについてのスカラー重みであり、ｎ＝０，１，....，Ｎ−１であり、またｃ0 ，ｃ1 ，....，ｃM-1 は、ＦＩＲフィルタ４８が受信信号中の所望の基本波周波数または所望の調波（高調波または低調波）周波数の主要部分を通すように選択された１組のフィルタ係数である。スカラー重みａ0 ，ａ1 ，....，ａN-1 はスロー・タイムでウォール・フィルタを形成し、これは所定の閾値よりも大きい速度で移動する反射体からの信号を選択的に通過させる。フィルタ係数ａn ｃ0 ，ａn ｃ1 ，....，ａn ｃM-1 は主制御装置によって各々の送信ファイヤリングについてフィルタ係数メモリ５２からフィルタに供給される。例えば、１番目の送信ファイヤリングについて、１組のフィルタ係数ａ0 ｃ0 ，ａ0 ｃ1 ，....，ａ0 ｃM-1 がＦＩＲフィルタに供給され、そして２番目の送信ファイヤリングについて、１組のフィルタ係数ａ1 ｃ0 ，ａ1 ｃ1 ，....，ａ1 ｃM-1 がＦＩＲフィルタに供給される、という様に続く。フィルタ係数は診断用途に応じてプログラム可能である。異なる複数の組のフィルタ係数を主制御装置のメモリ内のルックアップ・テーブルに記憶させておくことが出来、また所望の組のフィルタ係数をシステム操作員によって選択することが出来る。送信ファイヤリングの数Ｎ＝２である用途では、対の組のフィルタ係数がメモリに記憶され、選択された対のうちの一方のフィルタ係数が１番目の送信ファイヤリングの前にＦＩＲフィルタに転送され、そして該選択された対のうちの他方のフィルタ係数が１番目の送信ファイヤリングの後で且つ２番目の送信ファイヤリングの前にＦＩＲフィルタに転送される。同様に、送信ファイヤリングの数Ｎ＝３である用途では、２または３組のフィルタ係数がメモリに記憶され、これらは１番目乃至３番目のファイヤリングの結果生じる受信信号をフィルタリングするのに使用される。同様な手順が、送信ファイヤリングの数Ｎ＞３である用途で行われる。Ｎ個の送信ファイヤリングでの相次ぐＦＩＲフィルタ出力信号がベクトル加算器５０で累算される。次いで、ベクトル加算器の出力信号が通常のＢモード処理を受けてから、走査変換され表示される。
【００１９】
本発明の好ましい実施態様によれば、基本波周波数を中心としたＮ個の同じ広帯域パルスより成るパルス・シーケンスがトランスジューサ・アレイによって特定の送信焦点位置に送信される。受信時に、基本波周波数を中心とした帯域通過フィルタが実質的に所望の基本波成分を分離する。その後、ウォール・フィルタがＮ回の送信にわたって基本波流れ信号を抽出する。図３に示されているような基本波流れフィルタは２つの段で構成することができ、第１の段５４は基本波成分の主要成分を抽出し、第２の段５６は高域通過ウォール・フィルタにより実質的に定常の基本波成分を抑圧する。
【００２０】
基本波流れフィルタは、図２に示されているＦＩＲフィルタ４８で具現化される。ＭタップＦＩＲフィルタ４８が受信信号中の基本波周波数の主要成分を通過させるように、１組のフィルタ係数ｃ0 ，ｃ1 ，....，ｃM-1 が選択される。更に、所与の送信焦点位置についてのＦＩＲフィルタのそれぞれの出力信号が加算されるときに基本波信号が送信ファイヤリング間に高域通過フィルタリングされるように、ａ0 ，ａ1 ，....，ａN-1 であるウォール・フィルタ重みが選択される。加算された信号が、次いで、通常のようにＢモード処理される。すなわち包絡線検出、対数圧縮などの処理がなされる。
【００２１】
本発明の前述の好ましい実施態様によれば、Ｂモード流れ画像が従来の通常のＢモード画像の上に重畳される。これにより、診断技師が医学診断の際に既知の解剖学的ランドマークに対して血液の流れを観察することが可能になる。このＢモード画像フィードスルーは、ウォール・フィルタ重みの１つを摂動させることによって達成される。例えば、図３のフローチャートに示されているように、１番目のファイヤリングについての重みａ0 を量αだけ摂動させることが出来る。
Ｂモード画像フィードスルーにより、流れ画像を表示のために従来の通常のＢモード画像の上に重畳させることが出来る。この代わりに、流れ画像をカラーにして、表示のために通常のＢモード画像の上に重畳させてもよい。
【００２２】
本発明の別の好ましい態様によれば、ガス充填マイクロバブルから作られた造影剤が血液中に注入されて、血流をイメージングするためのマーカーとして作用する。複数回のファイヤリングで同じパルスが特定の送信焦点位置に相次いで送信される。具体的に述べると、中心周波数ｆ0 を持つＮ個のパルスが各々の送信焦点位置に送信される。受信時に、調波（高調波または低調波）周波数を中心とする帯域通過フィルタが実質的に所望の調波（高調波または低調波）成分を分離する。次いで、ウォール・フィルタがＮ回の送信について調波（高調波または低調波）流れ信号を抽出する。調波（高調波または低調波）流れフィルタは、図４に示されているように、２つの段で構成することができ、第１の段５８は調波（高調波または低調波）成分の主要成分を抽出し、第２の段５７は高域通過ウォール・フィルタにより実質的に定常の調波（高調波または低調波）成分を抑圧する。この調波（高調波または低調波）についての好ましい実施態様によれば、両方のフィルタ段は、図２に示されているＦＩＲフィルタ４８で具現化される。ＭタップＦＩＲフィルタ４８が受信信号中の所望の調波（高調波または低調波）周波数の主要成分を通過させるように、１組の調波（高調波または低調波）フィルタ係数ｃ0 ，ｃ1 ，....，ｃM-1 が選択される。送信された中心周波数がｆ0 である場合、ｋを２以上の整数とすると、組織／造影剤の非線形性によりｋｆ0 の高調波が発生される。また、造影剤のバブルの破壊により周波数ｆ0 ／ｋの低調波も発生される。図４に示されている場合、加算器５０の出力信号は、実質的に時間につれて変化する高調波（または低調波）信号（すなわち、動いている反射体）のみで構成される。好ましい実施態様では、第２高調波信号イメージングされる。これは、複数の同じパルスよりなる通常のＢモード送信シーケンスを使用して達成されるが、送信信号を通常よりも狭帯域にして、第２高調波もまたトランスジューサの帯域幅内にフィットするようにすることが必要である。
調波（高調波または低調波）イメージングの実施態様の変形では、Ｂモード・フィードスルーと共に、またはＢモード・フィードスルーなしで、調波フィードスルーを設けることが出来る。図５は調波およびＢモード（非流れ）画像の両方のフィードスルーを示す。Ｂモード画像フィードスルーは、複数の送信ファイヤリングのうちの１つの間に調波（高調波または低調波）フィルタ段６０またはＦＩＲフィルタ４８の部分のフィルタ係数ｃ0 ，ｃ1 ，....，ｃM-1 を量βだけ摂動させて、フィルタが基本波のＢモード信号を通過させるようにすることによって達成される。Ｂモード・フィードスルーにより、若干の通常のＢモード画像が通過することが出来るので、表示される画像は通常のＢモード画像の上に調波流れ画像を重畳したものになる。このとき、通常のＢモード画像は、超音波検査者にとって慣れていて認識できる画像特徴を提供するように作用する。
【００２３】
調波フィードスルーは同じことを行うが、Ｂモード（基本波）画像の代わりに又はそれに加えて、調波画像を通過させる点が異なる。調波画像は、イメージングするのが困難な患者について通常のＢモードよりも一層良好に実行し得ることが実証された。調波フィードスルーは、ウォール・フィルタ重みａ0 ，ａ1 ，....，ａN-1 の１つを摂動させることによって達成される。例えば、図５に示されているように、第１すなわち１番目の送信ファイヤリングについての重みａ0 を量αだけ摂動させることが出来る。図５は同じ送信ファイヤリングの間の調波およびＢモード・フィードスルーを示しているが、調波およびＢモード・フィードスルーが異なるファイヤリングで達成され得ることが理解されよう。
【００２４】
帯域通過フィルタリングおよびウォール・フィルタリングを使用するＢモード流れイメージング・システムを、ウォール・フィルタ重みａ0 ＝１およびａ1 ＝−１を用いたＮ＝２回の送信についてシミュレーションした。図６は、ウォール・フィルタ重みが［１，−１］である場合について、ウォール・フィルタの応答を正規化周波数の関数として示している。上記システムをまた、重みａ0 ＝１、ａ1 ＝１、ａ2 ＝−１およびａ3 ＝−１（図７参照）を用いたＮ＝４回の送信についてシミュレーションし（図７参照）、また重みａ0 ＝１、ａ1 ＝−１、ａ2 ＝−１およびａ3 ＝１を用いたＮ＝４回の送信についてシミュレーションした（図８参照）。図６乃至８によって表されるウォール・フィルタは、基本波または調波（高調波または低調波）帯域通過フィルタリングと結合されたとき、基本波または調波（高調波または低調波）信号を高域通過フィルタリングするように作用する。上述のウォール・フィルタ重みは、比較的遅い動きに対応する低い周波数を除去するように作用する。これにより、基本波または調波（高調波または低調波）信号の非定常成分を視覚化することが可能になる。この手法は、造影剤を使用して又は使用しないで、血液の流れをＢモードでイメージングするために使用することが出来る。代替例として、システムにＮ＝３回の送信および次の重み重みａ0 ＝−０．５、ａ1 ＝１およびａ2 ＝−０．５を用いてもよい。
【００２５】
１つの焦点位置あたりＮ回の送信の各々の間の期間は、ウォール・フィルタ遮断周波数を決定するためにユーザが制御可能である。特定の送信焦点位置へのＮ回の送信の各々の間の期間を長くすると、遮断周波数が低くなって、低速の流れに対する感受性（感度）が高くなる。
本発明の特定の好ましい特徴のみを例示して説明したが、当業者には種々の変更および変形をなし得よう。従って、本発明の真の精神から逸脱しないこの様な全ての変更および変形は特許請求の範囲に包含されることを理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来のＢモード超音波イメージング・システムのブロック図である。
【図２】本発明の好ましい実施態様に従った超音波イメージング・システムのブロック図である。
【図３】本発明の好ましい実施態様に従ったＢモード・フィードスルーを持つＢモード（基本波）流れフィルタリングを示すフローチャートである。
【図４】本発明の別の好ましい実施態様に従ったＢモード・フィードスルーを持つ調波（高調波または低調波）流れフィルタリングを示すフローチャートである。
【図５】本発明の更に別の好ましい実施態様に従ったＢモードおよび調波フィードスルーを持つ調波（高調波または低調波）流れフィルタリングを示すフローチャートである。
【図６】送信ファイヤリングの数Ｎ＝２であり且つウォール・フィルタ重みが［１，−１］である場合についてスロー・タイム正規化周波数の関数としてウォール・フィルタ出力信号を示すグラフである（ここに開示したウォール・フィルタでは、適切なパルス繰返し間隔が与えられていれば、信号は一般に０〜０．２正規化周波数範囲内に内に入る）。
【図７】送信ファイヤリングの数Ｎ＝４であり且つウォール・フィルタ重みが［１，１，−１，−１］である場合についてスロー・タイム正規化周波数の関数としてウォール・フィルタ出力信号を示すグラフである
【図８】送信ファイヤリングの数Ｎ＝４であり且つウォール・フィルタ重み付けが［１，−１，−１，１］である場合についてスロー・タイム正規化周波数の関数としてウォール・フィルタ出力信号を示すグラフである
【符号の説明】
１０    トランスジューサ・アレイ
１２    トランスジューサ素子
１４    送信器
１６    受信器
１８    送受切換えスイッチ
２０    主制御装置
２２    表示モニタ
２４    パルス発生器
２６    送信ビーム形成装置
２８    時間利得制御増幅器
３０    受信ビーム形成装置
３２    検出器
３４    走査変換器
３６    アポダイゼーション発生回路
３８    送信シーケンス・メモリ
３９    送信集束時間遅延
４０    受信チャンネル
４２    受信集束時間遅延
４４    受信ビーム加算器
４６    ウォール・フィルタ
４８    ＦＩＲフィルタ
５０    ベクトル加算器
５２    フィルタ係数メモリ
【図１】
0004549457.tif 000002
【図２】
0004549457.tif 000003
【図３】
0004549457.tif 000004
【図４】
0004549457.tif 000005
【図５】
0004549457.tif 000006
【図６】
0004549457.tif 000007
【図７】
0004549457.tif 000008
【図８】
0004549457.tif 000009