(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波コントラスト剤のコヒ−レント検知のための超音波診断装置であって、
超音波コントラスト剤が注入された体内に第１及び第２の超音波パルスを発信し、パルス発信に伴う超音波エコ−信号を受信する超音波変換器プロ−ブ；
コヒ−レントエコ−信号を形成するためのビ−ム形成器；
前記第１及び前記第２のパルス発信から受信されたコヒ−レントエコ−信号を微分する手段；
微分されたコヒ−レントエコ−信号を検知する手段；および
該超音波コントラスト剤から生じた検知された微分信号を表示するための表示装置、を有する超音波診断装置。
【請求項２】
該検知する手段が振幅検知器からなることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項３】
さらにコントラスト剤から発生する検知信号を識別するための事象識別器を有し、該事象識別器が検知信号をしきい値と比較する手段を有する、請求項２に記載の超音波診断装置。
【請求項４】
さらにＢモ−ド画像信号を作成するためのＢモ−ド処理器を有し、ここに該表示装置が、該超音波コントラスト剤から発生する検知された微分信号表示と結合されたＢモ−ド画像とを表示する請求項１に記載の超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超音波コントラスト剤(contrast agents)を使用した身体の超音波診断および画像処理に関し、特にコントラスト剤を使用した超音波による検知および画像処理のための新規な方法および装置に関する。
【０００２】
【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】
超音波診断画像処理装置は、完全に非侵襲的な体内の生理機能の画像化と測定が可能である。超音波は、皮膚表面から体内に発信され、体内組織や細胞で反射する。反射エコ−は、超音波変換器により受信され、血流の画像または測定結果を得るために処理される。これにより患者の体内を傷つけることなく診断が可能となる。
【０００３】
超音波コントラスト剤として知られる物質を超音波診断の質向上のために体内に導入することができる。コントラスト剤は、超音波と強く相互作用する物質であって、血液や組織で反射されたエコ−とは明瞭に識別可能なエコ−を反射する。超音波コントラスト剤として特に有用性が見い出されている物質の１つが微小気泡(microbubbles)と呼ばれる微小な泡形状の気体である。微小気泡は、身体とは顕著に相違する音響インピ−ダンスを示し、特定の音響場(acoustic fields)において、特定の超音波処理によって容易に検知可能な非線形挙動をとる。微小気泡の状態で溶液中に安定化された気体は、体内に注入され、肺血管系を通じて血管に残存し、血管系全体を循環する。
【０００４】
例えばコントラスト剤を血流中に注入することができ、肺、腎臓および肝臓で血液からろ過されるまで血液と共に体内の動脈や静脈内を移動するので、微小気泡コントラスト剤は身体中の血管系の画像処理に有用である。
【０００５】
現在検討が行われている微小気泡コントラスト剤の一つは、被覆微小気泡からなっている。コントラスト剤の微小気泡は、薄い生分解性被覆または殻(coating or shell)で覆われている。該微小気泡は、０．１μｍから４．０μｍの直径と水の約１０分の１の密度を有する。被覆微小気泡は血流内に注入できるように水溶液中に懸濁されている。
【０００６】
被覆微小気泡は、殻が血流への拡散から微小気泡中の気体を保護するので、相当期間体内で安定であるという利点がある。微小気泡の大きさは、微小気泡が体内の毛細血管層(capillary beds)を通過することができるように選択される。
【０００７】
適度な大きさの音圧振幅で、音圧波が被覆微小気泡の殻を破裂することがあり、この気泡はそれらが血流内に拡散するまで被覆なしの微小気泡の状態で自由に挙動する。それらの被覆なしの状態では、音響エネルギ−は微小気泡の非線形挙動を引き起こす場合があり、これはそれ自身検知可能な超音波現象である。この音響的に引き起こされた微小気泡の破壊および崩壊は、高振幅の応答を形成し、色ドップラ−モ−ドにおいて、特徴的な明るいパタ−ンを形成する。このため、色ドップラ−は、コントラスト剤微小気泡の崩壊の検知に有効な方法である。
【０００８】
本願出願人による米国特許第５，４５６，２５７は、空間基準での検知信号の微分および微小気泡破壊の位相不感応(phase insensitive)検知による微小気泡の検知技術を開示する。位相不感応コントラスト剤検知は、組織の動きにより生じる虚像を有効に減少させ、またコントラスト剤が組織の毛細血管構造内を、微細に分散してゆっくり動いている、コントラスト剤が灌流している組織を画像処理するとき、良好に実施できる。心臓心室のような大きな急速に運動する血液たまり(blood pool)でも同様の結果が得られるようにコントラスト剤画像処理を実施できることが望まれる。また調和コントラスト画像処理(harmonic contrast imaging)を実施するとき、超音波装置の動作を調和特性に特別に調整することも望まれる。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明によると、超音波コントラスト剤の検知と画像化の新規で改良された装置および方法が提供される。超音波コントラスト剤のコヒ−レント(coherent)画像処理のための超音波装置が提供され、それは血液たまりのコントラスト画像処理に有効である。第２の具体例では装置は、調和コントラスト剤に適切な応答特性がプログラムされるように特別に調整されている。本発明装置はまたコントラスト剤の位置を特定するための解剖組織構造を表示する実時間画像とコントラスト強調画像を表示する誘起コントラスト画像(triggered contrast image)とを同時に表示する表示装置も包含する。コントラスト剤と本発明装置を使用する方法は、灌流速度特性の測定、多域(multizone)コントラスト画像、微小毛細血管構造層中の大きな血管の識別技術、多波長コントラスト画像処理、コントラスト強調組織の表示、高ＰＲＦコントラスト画像獲得の間に発生する虚像の除去技術、および非線形コントラスト効果の交互極性取得、を含む。
【００１０】
図１には、米国特許第５，４５６，２５７に記載されている超音波診断装置が、ブロックダイヤグラム形式で示されている。この超音波装置は、この特許に記載されているように位相不感応コントラスト剤検知を実施することができる。示された装置において、ビ−ム形成器１６により形成されたコヒ−レントエコ−信号は、Ｉ，Ｑ復調器１８により直角位相復調され、直角位相ＩおよびＱ信号成分が形成される。復調信号成分は、包絡線(envelop)検知器２０により振幅検知される。検知された信号は、フィルタ−２２によりろ過されて、雑音その他の外的信号成分が除去される。空間配置され、時分割された検知エコ−信号は、パルス−パルス微分サブシステム２４により微分され、そして微分信号は、コントラスト剤改良画像の生成に使用される。
【００１１】
包絡線検知エコ−信号のパルス−パルス微分の実施は、ある種の操作に有用性がある。組織の微小毛細血管構造中の微小気泡が超音波により破壊されるようなモ−ドでコントラスト剤が使用されるとき、エコ−包絡線の微分は特に有用である。この操作モ−ドでは、最初の超音波パルスは組織中の微小気泡を破壊し、これらの破壊事象(destruction events)が受信され包絡線検知される。同じ場所に第２のパルスが発信され、その戻りエコ−は理想的には、微小気泡が破壊されてしまった場所には微小気泡が存在しないことを示す。エコ−の第２番目の組(set)が、空間基準で第１の組から減じられ、微小気泡が破壊された場所での実質的な大きさの差分信号が得られ、次いでそれは表示装置上の対応する画素(pixel)の位置に表示される。現実のセッティングにおいては、エコ−の第２番目の組は、動きの効果、拡散速度その他の気泡の挙動のために、微小気泡が破壊された空白を実際には示さないかもしれない。しかし、１つのパルスから次のパルスへの気泡挙動の差分は、パルスからパルスへと空間基準で微分されるとき、非常に検知容易な応答を与える。
【００１２】
１つのパルスから次のパルスへの微小気泡の散乱(scattering)特性のこの劇的な変化は、例えば、微小気泡被覆の破裂、振動および非線形微小気泡の動き、パルス間間隔における微小気泡の拡散、または気泡の移動などの多数の要素に起因する。本願において微小気泡について記述するとき、それはこれら全ての現象の効果を含んでいる。
【００１３】
【発明の実施の形態】
本発明により構成された超音波診断装置の第１の実施例を、図２に示す。この実施例は、超音波コントラスト剤のコヒ−レント検知を行なう。超音波プロ−ブ１０は、超音波エネルギ−を発信し受信する超音波変換器のアレ−１２を有する。発信の間、方向付けされ焦点合わせされた超音波ビ−ムが形成されるように変換器素子がパルス発信するように、超音波ビ−ム発生器１６が適切な時期に発信器／受信器１４の変換器パルス発生器を活性化することにより、アレ−１２の分割された素子の活性化時期が制御される。受信の間、変換器素子が受信した超音波エコ−は、発信器／受信器１４に送られ、ビ−ム発生器１６の分割されたチャネルに送られ、そこで信号は適当に遅延され、次いで組み合わされて、患者の体内の受信深さに従ってコヒ−レントエコ−信号のシ−クエンスを形成する。
【００１４】
コヒ−レントエコ−信号は、直交位相Ｉ，Ｑ信号成分を形成するＩ，Ｑ復調器１８により直交位相に復調される。この復調された信号成分は、常法によりろ過、検知し、グレ−スケ−ルエコ−信号を変換(map)するＢモ−ド処理器３７に送られる。画像の走査線のこのグレ−スケ−ルエコ−信号は、Ｂモ−ド画像表示のために走査変換器４０に送られる。
【００１５】
本発明によるとＩおよびＱ信号成分は、時間基準で体内の同じ試料容積（位置）から受信されるエコ−を微分するパルス−パルス微分回路２４に選択的に（または加えて）送られる。この微分の結果は振幅検知器２０に送られ、そしてその微分応答信号が事象識別器２７に送られる。事象識別器は、微分エコ−情報から試料容積位置での微小気泡破壊事象を識別する。この識別の実施の簡便な１つの方法は、検知された信号としきい値形成器２６が形成したしきい値とを比較することで、しきい値を越える信号を通し、しきい値以下の信号を除去する方法である。識別器は微小気泡破壊事象を検知し、小さな雑音は排除する。
【００１６】
検知された事象は、希望する画像フォ−マットの微小気泡破壊事象の空間画像を形成するために、走査変換器４０に送られる。破壊事象画像は、独立に表示しても、周囲の組織構造と関連してコントラスト剤を示すためにＢモ−ド画像と結合して表示してもよい。画像は、画像表示装置５０上に表示するためにビデオ信号を形成するビデオ処理器４２に送られる。
【００１７】
このコヒ−レントコントラスト剤検知技術は、画像領域内の微小気泡の動きのわずかな変化にも非常に敏感であり、例えば心室の血液たまりを画像化するときに良好に作動する。運動する微小気泡が高密度に存在する大きな血液たまりにおいては、１つのパルスから次のパルスの間に差動微小気泡運動の確率が極めて高いことが、心臓の心室の画像化における本技術の高感度を説明している。非コヒ−レントコントラスト剤検知技術と比較すると、コヒ−レント微小気泡検知は、組織の動きにより高感度で、高いコントラスト剤濃度での個々の微小気泡事象に、より高感度である。またコヒ−レントと非コヒ−レントの両方で受信エコ−を処理して、両方法からの情報を有する画像を形成することも可能である。
【００１８】
本発明のコントラスト剤検知は、良好な組織雑音の排除が可能である。微小気泡エコ−信号は一般に独立して受信されることはなく、通常隣接する組織や構造から反射したずっと大振幅のエコ−信号が伴っている。これらの組織エコ−は、どの微小気泡エコ−信号よりも数桁大きいため、これらを効果的に隠してしまう。パルス間微分処理は、組織からの信号を効果的に相殺することで除去し、より識別容易なコントラスト剤エコ−を表示する。この相殺は、高ＰＲＦパルスにより改良され、さらに組織からの動きの虚像を減少させる。
【００１９】
コントラスト剤の微小気泡はある一定特性の超音波パルスに、より高感度を示し、他の特性のパルスにはより低い感度を示す。一般的に、振幅が大きいほど、振動数が低いほど、そして（より程度が小さく）バ−スト時間が長いほど、微小気泡はより破壊されやすい。従って、微小気泡破壊の発生時間は、調整し、制御することができる。微小気泡は、小振幅で（そしてより程度が小さく）バ−スト時間が短かいパルスで、高周波数で走査することにより血流中に画像化することができる。微小気泡破壊を起こしたいときは、より低い周波数でより長いバ−スト時間の高パワ−のパルスを血流中に発信する。本発明の超音波システムは、これら２つのパルス発信特性の制御をプリセットして提供され、臨床医に、臨床医がそのように望むときに非破壊画像パルスから、微小気泡破壊パルスに変換することを可能とする。解剖学的構造と微小気泡活動の好ましい表示においては、コントラスト剤の破壊モ−ドと解剖学的構造画像処理の非破壊モ−ドの間のパルスモ−ドの変換プログラムが採用される。
【００２０】
調和(harmonic)コントラスト剤を使用する本発明により構成された超音波診断装置の第２の実施例を、図４に示す。この第２の実施例では、プロ−ブ１１０のアレ−変換器１１２は、超音波エネルギ−を発信し、この発信に応答して戻るエコ−を受信する。変換器の応答特性は、２つの通過帯域(passband)を有する場合があり、１つは発信周波数の中央付近、他は受信通過帯域の中央付近である。調和コントラスト剤の画像化のためには、発信および受信通過帯域の両方を包含する通過帯域を有する広帯域変換器が望ましい。変換器は、図５に示すような応答特性を示すように製造し調整され、図５では、応答特性の低いほうの山(hump)６０は、中央発信周波数ｆtのほぼ中央に中央があり、高い方の山６２は応答通過帯域の中央周波数ｆrのほぼ中央に中央がある。しかしながら、図６の単一の主要特性６４はプロ−ブを、調和コントラスト画像化および調和コントラスト剤なしの画像化の両方に好適にするので、図６の変換器応答特性が好ましい。特性６４は、中央発信周波数ｆtを包含し、また周波数ｆLとｆcの間を結び、周波数ｆrでほぼ中央となる調和受信通過帯域を包含する。典型的な調和コントラスト剤は、約１．７ＭＨｚの中央発信周波数の発信が、約３．４ＭＨｚの周波数の調和戻りエコ−信号となるような応答をもたらす。約２ＭＨｚの応答特性６４は、これらの調和周波数に好適である。
【００２１】
図４において、中央制御器１２０は、中央周波数および発信超音波エネルギ−の発信時間を制御するために発信周波数制御回路１２１に制御信号ｆtrを送る。発信周波数制御回路は、発信／受信スイッチ１１４を通じて変換器アレ−１１２の素子にパルスを送る。変換器アレ−をパルス発信させる好ましい方法は、画像を形成するのに十分なパルスで走査するバ−スト(burst)であり、それに続いてパルス発信のない時間間隔がある。このようなバ−ストと該時間間隔を図７に示しており、それは、バ−スト時間間隔ｎＰＲＦおよびフレ−ム(frame)時間間隔ｔFrを示し、フレ−ム時間間隔にはバ−スト時間とパルス発信のない時間が含まれる。後者の時間間隔が、体内を流れる新たなコントラスト剤が、画像平面の血管と組織を灌流する時間を与える。フレ−ム時間間隔は１秒程度でよく、心拍と同期させても、心拍と非同期でもよい。各ｎＰＲＦバ−スト時間の間、ドップラ−処理のために同じ空間位置からのエコ−を集めてもよい。好ましくは、６ＫＨｚのような高いＰＲＦ速度が使用される。この型の画像処理は、米国特許（出願番号０８／４３９，６１９および０８／５４０，４６３）の要旨となっている。
【００２２】
医学的診断用超音波走査は、発信パルスのピ−ク圧力の振幅および発信エネルギ−の合計の規制条件により限定されている。図４の実施例に関するコントラスト剤の好ましい走査は、比較的高いピ−クパルスパワ−を使用するが、パルスが発信されない時間間隔の寄与で発信エネルギ−の時間積分(time integral)は小さくなる。本超音波装置は、超音波ビ−ムが比較的高い圧力を組織に加える条件で、そして同期されまたは時間をおいたバ−ストにより調整されたＳＰＴＡ(spatial peak temporal average)、即ち空間ピ−ク時間平均で動作するように調整される。
【００２３】
変換器アレ−１１２で受信されたエコ−は、Ｔ／Ｒスイッチ１１４に送られ、アナログ／ディジタル変換器１１５によりディジタル化される。Ａ／Ｄ変換器１１５のサンプリング周期ｆsは、中央制御器により制御される。サンプリング理論が教える望ましいサンプリング速度は、受信通過帯域の最大周波数ｆcの少なくとも２倍であり、前記例示周波数の場合、少なくとも８ＭＨｚ程度の大きさであろう。最小の条件より高いサンプリング速度も望ましい。
【００２４】
個々の変換器素子からのエコ−信号試料は、遅延され、ビ−ム形成器１１６で合計されてコヒ−レントエコ−信号を形成する。ディジタルコヒ−レントエコ−信号は次いでディジタルフィルタ−１１８でろ過される。この実施例において、発信周波数ｆtは受信器と関連がないため、受信器は発信帯域から離れた周波数帯域を自由に受信できる。ディジタルフィルタ−１１８は、図６中周波数ｆLとｆcを結ぶ通過帯域の信号を帯域通過フィルタ−(bandpass filter)し、そして周波数帯域をより低いもしくはベ−ス帯域(baseband)周波数範囲に移動させる。ディジタルフィルタ−は、上記した例において、１ＭＨｚ通過帯域で３．４ＭＨｚの中央周波数を有するフィルタ−とすることができる。好ましいディジタルフィルタ−は、図８に示すような、積算器７０−７３と累算器８０−８３の組である。この配置は、中央制御装置１２０により制御され、それは積算器に、ディジタルフィルタ−の特性を制御する重みとデシメイション(decimation)制御を与える。好ましくはこの配置は、有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタ−として作動するよう制御され、フィルタ−とデシメイションの双方として作動する。例えば、第１段階出力１のみを制御して、４：１のデシメイション比を有する４タップＦＩＲフィルタ−として作動させることができる。時間的に不連続なエコ−試料Ｓが第１段階の積算器７０に送られる。試料Ｓが送られると、それらは中央制御装置１２０により与えられる重みで積算される。これらの積のそれぞれは、それら４つの積が累積（加算）されるまで累算器８０に保管される。出力信号は次いで第１段階出力１に作成される。出力信号は、累算の合計は４つの重みづけ試料からなるので、４タップＦＩＲフィルタ−によってろ過される。４試料の時間が出力信号を蓄積するために必要なので、４：１のデシメイション比が達成される。４つの入力試料毎に、１つの出力信号が作成される。蓄積器はクリアされ、この操作が繰返される。デシメイション比が大きいほど（出力信号間の間隔が長いほど）、フィルタ−の有効タップ数を大きくすることができることが分かる。
【００２５】
択一的に時間で分けられた試料は、遅延要素τにより遅延され、４つの積算器７０−７３に送られ、積算され、そして累算器８０−８３に蓄積される。各累算器が２つの積を蓄積した後、４つの出力信号が単一出力信号にまとめられる。これはフィルタ−は２：１のデシメイション比を有する８タップフィルタ−として作動していることを意味している。デシメイションがないときは、この配置は４タップＦＩＲフィルタ−として作動させることができる。このフィルタ−はまた全ての積算器に同時にエコ−信号を送り作動させることもでき、選択的に重みづけ係数を時間配列する。中央制御装置の制御下に、フィルタ−の重みづけおよびデシメイション比のプログラミングをすることにより、フィルタ−特性の全域が実行可能である。
【００２６】
図４に戻って、通常発信周波数周辺に中央値を有する通過帯域でろ過された、または発信周波数から復調された、組織からのろ過エコ−信号は、通常のＢモ−ド処理のためにＢモ−ド処理器３７に送られる。コントラスト剤の通過帯域のろ過されたエコ−信号は、与えられた空間位置から時間的に不連続なエコ−のパルス−パルス減算により静的組織信号を消去するコントラスト信号検知器１２８に送られ、振幅または包絡線は生成した変化信号を検知し、そして振幅基準で動きの信号成分を識別する。Ｐ1が１つのパルスに続いて受信されたエコ−を表し、Ｐ2は他のパルスに続いて受信されたエコ−を表わしている、Ｐ1−Ｐ2の型の単なる２つのパルス減算を採用することができる。もし組織の動きに敏感でないことが望ましいならば、
｜Ｐ1−Ｐ2｜＋｜Ｐ2−Ｐ3｜
の型の３つのパルスによる減算を採用することができる。
【００２７】
ディジタルフィルタ−１１８からのろ過されたエコ−信号はまた、速度およびパワ−ドップラ−信号を作成するための通常のドップラ−処理のためのドップラ−処理器１３０に送られる。これらの処理器の出力は、３次元画像を与えるための３Ｄ画像作成処理器１３２に送られる。３次元化は、米国特許［出願番号０８／６３８，７１０］および米国特許第５，４７４，０７３および５，４８５，８４２の記載のようにして実施することができ、後の２件の特許は、３次元パワ−ドップラ−超音波画像処理技術を説明している。コントラスト信号検知器１２８と処理器３７および１３０からの信号と３次元画像信号は、使用者の選択により決められた画像表示装置５０上への表示用に選択されたビデオ処理器１４０に送られる。ビデオ処理器は好ましくは保持処理を含み、これにより、検知されたコントラスト剤の一時的最大強度を画像中に保持することができる。保持するための一つの技術は、フレ−ム平均化により、これにより新たな画像フレ−ムは、空間基準で、前のフレ−ム情報と結合される。この結合は、新旧のフレ−ム情報の寄与を重みづけすることにより行うことができ、このフレ−ム情報は、再帰的(recursively)に結合することができる；即ち、旧フレ−ム情報は、新フレ−ム情報と結合するためにフィ−ドバックされる。好ましい保持技術は、米国特許第５，２１５，０９４に記載された速開始、遅消滅技術(fast attack, slow decay technique)であり、それはドップラ−およびコントラスト剤画像処理の双方に適用することができる。
【００２８】
いくつかの画像化方式が、コントラスト画像化に好ましいことが見い出されている。動いている組織から得られた信号の強度が表示される、米国特許［出願番号０８／６５５，３９１］に記載されているパワ−モ−ション画像処理は、コントラスト剤で灌流されているときの心臓壁などの構造の診断に適していることが見い出されている。パワ−ドップラ−画像処理により、血流について優れた結果が得られることが見いだされている。コントラスト剤が注入された血管の３次元パワ−ドップラ−画像処理は、血流および血管狭窄症の連続状態の視覚化に好適である。前記米国特許出願番号［０８／６３８，７１０］の半透明表現技術に関するＢモ−ドまたはパワ−モ−ション構造情報と、パワ−ドップラ−信号の組み合わせは、流れと周囲の構造の両方の優れた透視図を与える。
【００２９】
コントラスト剤画像処理に適当な表示方式は、図３のスクリ−ン表示により表現される。この表示において、Ｂモ−ド処理器３７により作成された信号は、血管１７０などの体内の構造の実時間画像表示１６０に使用される。この実時間画像は、画像化しようとする身体領域を確認し位置決定するために臨床医により使用される。好ましくはＢモ−ド画像は、非破壊的超音波画像パルスから戻るエコ−から形成される。上述したように、低振幅、高周波数、そして短バ−スト時間のパルスは通常は微小気泡を破壊しないであろう。しかしながら微小気泡を破壊するパルスからのエコ−は、コントラスト信号検知器１２８により、同一または隣接するモニタ−上にコントラスト剤画像１６０’を形成するために使用される。好ましくはコントラスト剤画像１６０’は、心臓の鼓動の波形の位相から心門誘起(heart gate triggering)を使用して、心臓周期の与め決められた位相で得られるように誘起される。心臓鼓動がその周期の好ましい位相にあるとき、比較的高振幅、低周波数、長バ−スト時間のパルスが発信され、画像平面内の微小気泡を破壊し、検知し、これらの事象を表示する。同一心拍位相でまたはその近くで得られたＢモ−ド画像は、画像化される微小気泡破壊事象で満たされた血管または器官１７０’と共に表示される。従って、図３の表示スクリ−ンは、実時間でＢモ−ド画像１６０、そして各心臓周期毎に更新されるコントラスト剤画像１６０’を示す。
【００３０】
以上述べた画像表示は特に鼓動する心臓が常に運動状態にある心臓学において有用であるが、この表示の変形は特に、組織構造がより静的である放射線学において有用である。その変形として解剖学的構造の実時間Ｂモ−ド画像１６０が、色ドップラ−で満たされた血流１７０’と共に示されている。この実時間色流れドップラ−画像は、次いで検知されるコントラスト剤で定期的に満たされ、血流をハッキリと輝かせる。共に解剖学的表示の同一領域に適用される色流れドップラ−表示とコントラスト剤表示は、同じ、同様の、または対照的な色と強度で示すことができる。重ねられるコントラスト剤表示の周期は、上述したように心電図（ＥＫＧ）トリガ−で心臓周期と同期させることができ、もしくはこの周期は使用者が選択でき、心臓周期と非同期にすることもできる。
【００３１】
本発明により好適に実施されるコントラスト剤処理は、身体の器官または領域の灌流速度の測定である。図９ａは、毛細管層２００にコントラスト剤を経皮注射したときの経過を説明する。血流が移動するにつれてコントラスト剤は注射位置２０８から移動し、右心室２０２、肺２０４、そして左心室２０６を通過して動脈２０９に達する。コントラスト剤は次に、細動脈２１０を通って組織の毛細血管中へ動脈２００から血流として毛細血管層２００の組織に注入し始める。
【００３２】
毛細血管への灌流速度は、身体のその領域中の血流の実効性を評価し、または狭窄部位を特定するために使用することができる。超音波パルスが発信され、図９ｂに示すように、毛細血管層２００を横切る領域２１２中の微小気泡を破壊する。もし狭窄２１４が動脈２０９中、そして毛細血管層２００全体の血流を妨害するならば、微小気泡の再灌流速度は、領域２１２全体で遅くなるであろう。しかしもし狭窄２１６が、毛細血管層２００の一部のみに通じる動脈中にある場合、灌流速度は狭窄動脈を通じて供給される領域の一部２１８のみで遅くなるであろう。この再灌流速度の相違が、図式的に図１０ａおよび１０ｂの曲線によって説明されている。これらのそれぞれの曲線は、同じ血液容積を表わし、従って微小気泡が毛細血管層中で破壊される前には同じ初期微小気泡濃度２２０であることを表わしている。時間ｔdで、超音波パルスが、各曲線中の垂直の振れ(spike)で示されるように微小気泡を破壊する。血液が毛細血管層中を自由に流れているとき、図１０ａ中の曲線２２２で示されるような、急速な微小気泡の再灌流が生じる。曲線２２２は安定な微小気泡濃度状態２２０にすぐに戻る。しかし血流が妨害されていると、図１０ｂに示すように、曲線２２４の復帰はずっとゆっくりになる。この再灌流曲線は図１１ａおよび１１ｂに示されるように連続的に繰り返すことができる。図１１ａは、再灌流曲線２２２の連続実施を示し、それぞれは時間ｔpで全灌流状態２２０に戻っている。図１１ｂにおいて、同じ時間間隔ｔpでの各曲線２２４は、矢印Ｂ−Ｂで示される量だけ全灌流状態に対して不足している。
【００３３】
再灌流曲線は、図１３に示すように再生することができる。超音波パルスが時間ｔdで発信され、毛細血管層中の微小気泡を破壊する。短時間の後にパルスが再度発信され、エコ−が受信され、この時間基準で微小気泡再注入の程度が、再注入された微小気泡を破壊し、破壊事象を記録することにより、あるいはその領域における再注入された微小気泡を示す画素を数えまたは積分することにより、画像化される。該領域に再注入された微小気泡の数の測定値は、曲線２２４の点Ｘとしてプロットされる。非破壊的パルスは繰返し発信することができ、図１３に示すように曲線上のＸ点のつながりをプロットするためにエコ−が受信される。
【００３４】
容易に検知可能な微小気泡破壊事象を通じての再注入曲線上のＸ点を測定する他の方法は、図１１ｂの繰り返しパタ−ンと同様の周期的測定を利用する方法である。周期的測定は、その領域の流れが心拍周期のために強いパルス状であるところで有効である。図１２は、血流がパルス的動きを示している心拍周期波形２３０を示している。波形２３０の最高点で、心臓周期の収縮期の間体内の各領域に新たな血液が送出される。心臓周期中の一定点でコントラスト剤再注入の度合いを連続的に、しかし微小気泡破壊の連続的に異なる位相で測定することにより、この再注入動作を利用する。図１２において、再注入測定のＸ点は全て、心臓周期の同じ位相にある。このＸ点には、微小気泡が破壊された、矢印２３２、２３４および２３６で示された時から異なる時間が経過し、それは心臓周期中のより早い時期に順次移動する。これは、図１２の各Ｘn点は、図１３の曲線２２４上のＸnの後の点となることを意味している。矢印２３２、２３４および２３６の時間での超音波発信の目的は、微小気泡の破壊にあるから、これらの時間での戻りエコ−の受信および分析は不要である。エコ−受信および分析は、各Ｘの時に実施され、そして図１２に示された各Ｘは、矢印で示される破壊時間位相が先行することにより、図１３中に連続するＸ点としてプロットすることができる。
【００３５】
心臓画像処理において、心臓動脈に血液が注入したとき、心臓周期の拡張期の位相と同期してＸnの回数誘起するのが好ましい。心臓の鼓動の動きに起因する組織の動きによる虚像を除去するため、心臓画像処理において誘起またはゲ−ト取得が特に有効である。
【００３６】
この微小気泡破壊による灌流測定技術は、毛細血管層の太い血管中の流れの画像化にも使用することができる。例えば図９ｄにおいて、太い血管２４０は、微小気泡がなくなった領域２１２中の微小毛細血管よりも早く再注入されることが分かる。太い血管２４０は、パルスが該領域中の全ての微小気泡を破壊したすぐ後で領域２１２中の微小気泡を検知することにより現れ、そのとき、太い血管２４０のみにコントラスト剤がはっきりと再注入されている。
【００３７】
いくつかの要因から画像平面中の全ての微小気泡を破壊ができないことがしばしば見られる。微小気泡は、高エネルギ−により破壊されるのであるから、焦点合わせされた超音波ビ−ムは、他の場所よりもビ−ム焦点近くの微小気泡をより多く破壊する傾向がある。また高密度の微小気泡が破壊されるとき、その近辺の微小気泡によって大量の超音波パルスエネルギ−が消費され、エネルギ−は遠い場所の微小気泡の破壊には不十分となる。これらの効果を克服する技術が図１４ａ−１４ｃに示されている。これらの図中、横軸は各図の左端に示す皮膚線ＳＬと共に、体内の深さを表わす。標準的超音波画像は、画像の最高点が皮膚の線を示し、画像の底辺が体内の最深部を示す。画像平面中の微小気泡に向かうエネルギ−を最高値とするために、焦点合わせしたパルスが発信される破壊しようとする微小気泡に超音波エネルギ−を集中させる。体内の相当な深さの画像化をしようとするとき、パルスは全画像深さにわたって焦点合わせすることはできず、特定の焦点の近辺で焦点を結び、次いでより深くなると拡散する。図１４ａがそれを示し、そこでは発信パルスは焦点ゾ−ンＺ1中の焦点Ｆ1で焦点を結ぶ。
【００３８】
上記第１の焦点ゾ−ンＺ１が、線２７０であり、それは焦点ゾ−ンＺ1の一部で焦点Ｆ1近辺のこの近接領域での完全微小気泡破壊を表わしている。焦点を過ぎると微小気泡破壊の程度は下降線２７２で示されるように減少する。これらの線は、説明を容易にするために直線で示されているが、この効果は通常連続的に変化し、現実の効果は曲線関係にあると考えられる。
【００３９】
図１４ａは与えられたビ−ム方向に沿った第１のパルスの発信を表わし、その結果は近接領域の微小気泡が線２７０と２７２に示すように破壊される。この微小気泡破壊に続いて、第２のパルスが発信され、微小気泡が消滅したビ−ム方向に沿ってエコ−を集中する。２つのパルスからのエコ−は、図１、２または４の超音波装置を使用して微分され、そして表示される。
【００４０】
微小気泡破壊のための次のパルス発信は、ビ−ムの第２の焦点ゾ−ンＺ2中の第２の焦点Ｆ2に焦点合わせされる。第１のゾ−ン近くの微小気泡は前に破壊されているので、発信パルスエネルギ−は容易に第２の焦点ゾ−ンに到達する。図１４ｂは、第２の焦点ゾ−ンへのこの発信を説明している。線２８２は、第１ゾ−ン終点および第２の始点での残留微小気泡が、線２８０によって示された焦点周囲の微小気泡と同様に、第２の破壊パルスによって破壊されることを示している。第２の焦点Ｆ2を越えると微小気泡破壊の程度は、線２８４に示すようにパルスエネルギ−の減少と共に減少する。第２の探査パルスを第２の破壊パルスに続いて発信して微小気泡破壊事象の第２のシ−クエンスを微分により検知することができる。
【００４１】
同様に、第３の破壊パルスがビ−ム方向に発信され、最深焦点ゾ−ンＺ3中の最深焦点Ｆ3で焦点を結ぶ。パルスエネルギ−は、浅い部分の微小気泡が前に消滅しているため、容易に第３の焦点ゾ−ンに到達する。第３の破壊パルスが、図１４ｃ中の線２９２に示すように、第２と第３ゾ−ンの間の残存する微小気泡を破壊し、線２９０に示すように焦点の周囲の微小気泡を破壊し、そして線２９４に示すように焦点Ｆ3を越えた位置の微小気泡を少量破壊する。ゾ−ンＺ3の中とその周囲の微小気泡破壊事象の微分検知のために第３の探索パルスが続く。
【００４２】
実際には最大微小気泡破壊は焦点の軸に正確に中心を持つのでなく、焦点の少し手前の深さ領域内で生じる。この要素は、多ゾ−ン微小気泡破壊領域の位置決定および重複を考えるときに考慮に入れるべきである。
【００４３】
３ゾ−ンにわたる検知された破壊事象は次いで下式に従って結合される：
｜ＰF1−ＰF1’｜＋｜ＰF2−ＰF2’｜＋｜ＰF3−ＰF3’｜
ここにＰFnは与えられた焦点ゾ−ンへの破壊パルス発信に続くエコ−を表わし、ＰFn’は先の探索パルスからのエコ−を表わしている。各焦点ゾ−ンからのエコ−は、画像の最大深さまでの完全な画像ラインを形成するために、重ね継ぎ(splice)される。多ゾ−ン焦点画像処理に通常使用される技術では、与えられた焦点ゾ−ン付近の微小気泡破壊事象のみを検知するのであるが、好ましい実施例では、各パルスに続いて全深度にわたってエコ−を検知する。これが与えられた焦点ゾ−ン外の微小気泡破壊事象の記録を可能にし、破壊事象の最高検知を可能とする。従って、各パルスエコ−の対は、全画像深度にわたる一連のエコ−を含んでおり、それは次いで一連の全画像のために最大数の微小気泡破壊事象を記録するために結合される。
【００４４】
各焦点ゾ−ンの探索にパルス対を発信する代わりに、微分によって破壊事象を検知するために、後の焦点ゾ−ン発信から戻るエコ−を先のエコ−と結合することができることも分かる。即ち上式の第１項は、例えば｜ＰF1−ＰF2｜とすることができる。しかしながら、焦点ゾ−ン変化に伴う開口変化が技術の精度に有害な影響を及ぼすため、各焦点ゾ−ンにパルス対を使用することが好ましい。
【００４５】
より均一な、虚像のない多ゾ−ン微小気泡破壊画像を、時間連続パルスで非隣接ビ−ムをパルス発信することにより得ることができる。これが微小気泡の各列が、多ゾ−ンシ−クエンスの始まりでほぼ均一に邪魔されず、超音波画像中の明るく不明瞭な線の連続を防止することを確かにする。
【００４６】
図１５ａ、１５ｂおよび１６は、組織灌流を観察するとき、コントラスト剤改良画像表示のための好適な技術を説明している。図１６は、心室内の血液たまり２５０と心筋層２６０を含む、心臓の断面図である。コントラスト剤が血流内に導入されると、大量のコントラスト剤が心室や大血管などの大きな血液たまりの中に含まれ、他方相対的に少量のコントラスト剤が毛細血管構造を通って組織および器官に入る。図１６の心臓画像において、大量のコントラスト剤が血液たまり２５０中に存在し、一方少量が心筋層２６０に毛細血管流により注入される。
【００４７】
図１６の断面画像の通常の超音波表示は、より大きな明るさまたは色で表現するために、より大きな信号レベルの画素を生じさせる。この結果を与える代表的表示マッピング特性を図１５ａにマッピング特性２５２として示す。検知画素値が増大するにつれて、最大安定値に達するまで大きくなる明度または色で表示画素が示される。その結果、図１６中の血液たまり部分２５０は明るくまたは強く着色されて示され、他方心筋層２６０はぼんやりと表示されまたは色付けされるにすぎない。
【００４８】
図１６中、心筋層が関心ある部位であるとき、図１５ｂに示すような表示マッピング特性が採用される。この図の曲線２５４は、画像中の雑音を抑えるためにゼロ値から始まり、次いで高レベル２５６に上昇する。その後より高い検知信号値の場合、レベル２５８に下降する。その結果、より低い検知画素値が明るく輝きまたは色付けされた表示画素にマッピングされ、そしてより高い検知画素値はよりぼんやりと輝きまたは色付けされた表示画素値にマッピングされる。このマッピングの結果として、図１６中の心筋層２６０は、明るく輝きまたは色付けされ、一方中央血液たまりは暗く色付けされまたは輝くにすぎなくなる。この強調は、血液たまり領域より以上にコントラスト剤灌流組織を強調することとなる。
【００４９】
パルス発信技術はコントラスト剤破壊および検知のさらなる改良を可能とする。音響エネルギ−と微小気泡の相互作用により生じる正確な物理的機構は非常に複雑であるが、微小気泡の大きさは、ある周波数でのそれらの破壊に影響する。微小気泡コントラスト剤はしばしば広い範囲の直径を有する微小気泡からなるので、にぎやかな(chirp)または多周波数のパルスを発信することにより、微小気泡破壊事象を増加させることができる。周波数を調節したパルスを発信することにより、より広範囲の粒径の微小気泡に破壊エネルギ−を発信できる確率が高くなる。加えて、破壊パルスの周波数と振幅を調節することにより、微小気泡破壊および調節された振動の双方を誘導することができる。パルスの初期高振幅、低周波数時期に、低振幅、高周波数時期が続き、微小気泡殻破壊を誘起し、遊離された微小気泡の振動が続く。
【００５０】
高パルス速度（ＰＲＦ）を可能とする他の発信技術が図１７ａ−１７ｃに説明されている。図１７ａは、心臓のコントラスト剤画像処理のための第１のパルスＰ1の発信を表わしており、第２のパルスＰ2が連続する。この例において、パルスは低ＰＲＦで発信され、そして相当な時間が、パルスの発信時間の間に存在する。この時間の間、まず心筋層中のコントラスト剤からのエコ−３００が受信され、その後より遠くの心膜からのエコ−３０２が受信される。２つのパルスに続くエコ−の微分は、心筋層中のコントラスト剤の存在を検知し、心膜自身の検知が続く。
【００５１】
心筋層のコントラスト剤画像処理の実施のみが望まれる場合の処置として、より高いＰＲＦ発信を図１７ｂに示すように採用することができる。より高いＰＲＦパルスは、虚像発生という望ましくない結果を有する。エコ−３００が、パルスＰ1に伴って、心筋層中のコントラスト剤から戻る。しかし第１のパルスＰ1に応答して心膜から戻るエコ−３０２は、第２のパルスＰ2に続く間隔中に現れ、そして２つのパルスの後のエコ−が微分されるとき画像中の虚像として現れる。後の戻りエコ−からこの虚像を除去するために、図１の装置による微分の前に非コヒ−レント検知が使用される。図１７ｃに示すように、非コヒ−レント検知および微分は、心筋層の微小気泡からの正極性エコ−３００’、そして心膜からの負極性エコ−３０２’を与える。心膜からの不要の負極性エコ−３０２’は、しきい値処理または基線での切りとり(clipping)により除去することができ、心筋層中のコントラスト剤の必要とする検知のみが残される。
【００５２】
微小気泡検知に有用な第３の発信技術は、発信パルスの極性を交互に変えることであり、それは雑音を除去する一方発信信号の調和成分を抑制する利点がある。図１８ａは、微小気泡のパルス発信から受信されるエコ−波形３１０を示す。ゼロを示す値の両側の不均一振幅は、微小気泡が非線形的に圧縮され膨張するために、音響波の存在下での微小気泡の非線形反射挙動を示している。図１８ａの３１０のエコ−波形は、第１の極性を示す超音波パルスの発信から生じる。
【００５３】
反対極性を示す超音波パルスの発信後、図１８ｂのエコ−波形３１２が生じる。この波形は、同様に非線形であるが、パルス極性の変化により第１の波形とは位相が異なっている。２つの波形が結合されるとき、図１８ｃに示すように、調和応答が得られる。図１８ｃの高度に非線形な波形は容易に検知され、装置を非線形エコ−応答を形成したコントラスト剤に高度に敏感にする。
【００５４】
要約すると本発明は、超音波コントラスト剤の検知および画像処理のための装置および方法を開示するもので、超音波装置は超音波コントラスト剤のコヒ−レント画像処理および調和コントラスト剤検知が可能である。本発明装置は、コントラスト剤の位置を表示する実時間画像と誘起コントラスト画像を、同時に観察するための並列表示を包含する。コントラスト剤検知および画像処理の方法は、灌流速度特性の測定、多ゾ−ンコントラスト画像処理、多周波数コントラスト画像処理、組織灌流表示、高ＰＲＦコントラスト画像虚像除去、および非線形コントラスト効果の交互極性取得を包含する。
【００５５】
【発明の効果】
本発明により、超音波コントラスト剤検知と画像処理のための改良装置と方法が提供される。装置は超音波コントラスト剤のコヒ−レント(coherent)画像処理が可能で、特に血液たまりの画像処理に有効である。装置は調和コントラスト剤に適切な応答特性をプログラムすることができる。本発明装置は体内のコントラスト剤の位置を解剖組織構造中に表示する実時間画像と、コントラスト強調画像を表示する誘起コントラスト画像とを同時に表示することができる。本発明方法は、灌流速度特性の測定、多域コントラスト画像、微小毛細血管構造層中の大きな血管の識別技術、多波長コントラスト画像処理、コントラスト強調組織の表示、高ＰＲＦコントラスト画像獲得の間に発生する虚像の除去技術、および非線形コントラスト効果の交互極性取得などが可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】  位相不感応コントラスト剤検知が可能な、米国特許第５，４５６，２５７の超音波診断装置のブロックダイアグラム図である。
【図２】  コヒ−レントコントラスト剤検知の実施可能な本発明の超音波診断装置のブロックダイアグラム図である。
【図３】  コントラスト剤画像処理のための超音波画像表示装置を説明する。
【図４】  調和コントラスト剤検知のための動作の利益を付与する本発明の第２の実施例のブロックダイアグラム図である。
【図５】  図４の実施例の動作を説明するのに使用する通過帯域特性を説明している。
【図６】  図４の実施例の動作を説明するのに使用する通過帯域特性を説明している。
【図７】  コントラスト剤を画像化するときの時分割パルス発生の原理を説明している。
【図８】  図４の実施例に使用するのに好適なＦＩＲフィルタ−構造を説明している。
【図９】  図９ａ〜９ｄは、コントラスト剤灌流への狭窄症の影響を説明している。
【図１０】  図１０ａおよび１０ｂは、良好なそして小さな灌流速度の場合の灌流曲線を示している。
【図１１】  図１１ａおよび１１ｂは、良好なそして小さな灌流速度における繰り返し灌流曲線を示している。
【図１２】  図１３の灌流曲線を求めるための誘起技術を説明している。
【図１３】  灌流曲線を示す。
【図１４】  図１４ａ〜１４ｃは、多域コントラスト剤走査技術を説明している。
【図１５】  図１５ａおよび１５ｂは、コントラスト剤画像処理のための表示マッピング特性を説明している。
【図１６】  心臓の断面を示している。
【図１７】  高ＰＲＦコントラスト画像処理の間に発生する虚像の除去について説明している。
【図１８】  コントラスト剤エコ−の交互極性取得により形成された非線形応答波形を示している。
【符号の説明】
１０，１１０・・・超音波プロ−ブ、１２，１１２・・・超音波変換器アレ−、１４、１６・・・ビ−ム形成器、１８・・・Ｉ，Ｑ復調器、２０・・・包絡線検知器、２２・・・フィルタ−、２４・・・パルス−パルス微分サブシステム、２６・・・しきい値形成器、２７・・・事象識別器、２８・・・事象計算器、３０・・・画像保持装置、３７・・・Ｂモ−ド処理器、４０・・・走査変換器、４２，１４０・・・ビデオ処理器、５０・・・画像表示装置、６０，６２，６４・・・変換器応答特性、７０，７１，７２，７３・・・積算器、８０，８１，８２，８３・・・累算器、１１４・・・発信／受信スイッチ、１１５・・・アナログ／ディジタル変換器、１１８・・・ディジタルフィルタ−、１２０・・・中央制御器、１２１・・・発信周波数制御回路、１２８・・・コントラスト信号検知器、１３０・・・ドップラ−処理器、１６０・・・実時間画像表示、１６０’・・・コントラスト剤画像、１７０，１７０’，２４０・・・血管、２００・・・毛細管層、２０２・・・右心室、２０４・・・肺、２０６・・・左心室、２０８・・・注射位置、２０９・・・動脈、２１６・・・狭窄部、２２０，２２２，２２４・・・灌流曲線、２３０・・・心拍周期波形、２５０・・・血液たまり、２５２・・・マッピング特性、２６０・・・心筋層、３１０，３０２・・・エコ−。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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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１８】
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