JP2002542869A - 造影剤を用いた灌流の実時間超音波映像法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 微小気泡造影剤による心筋のような組織の灌流は、微小気泡から高調波応答を誘発するために十分なパワーであるが、微小気泡に実質的な破壊を誘発させるために十分なパワーには不足する低パワー発信パルスを使用する多重パルス技術を用いて実時間で映像化される。好ましい一実施例において、実時間微小気泡画像シーケンスは、映像化される領域内の周囲組織の濃淡画像と重ね合わされ、カラーで表示される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】 本発明は、超音波診断映像方法及び装置に係り、特に、超音波造影剤を用いた
灌流組織の実時間映像方法及び装置に関する。

【０００２】 超音波造影剤は、血流及び組織灌流の超音波映像の画質を高めるため利用され
始めている。この造影剤は、一般的に、超音波を非常によく反射する種々の気体
の被包性微小気泡により構成される。微小気泡が体内に注入されたとき、血管、
又は、灌流組織の毛細血管床の中で微小気泡を運搬する血流は、血流内の微小気
泡からの大きいエコー反射を検出することによって映される。微小気泡は、ある
種の条件下で利用可能な別の特性、すなわち、微小気泡は、高周波を生ずる音響
波の発信周波数の高調波である周波数で共振し、超音波エコーを返すという特性
を備えていることがわかっている。このことは、微小気泡からのエコーが、その
高周波成分に基づいて、他の構造体からのエコーと区別され得ること、すなわち
、分離され得ることを意味する。これにより、血流、特に、造影剤を含む心筋の
ような灌流組織の映像の画質を向上させる要求、最も望ましくは、このことを実
時間で実行したいという要求が生じる。

【０００３】 しかし、この要求を実現するためには幾つかの障害が存在する。その中の一つ
は、音響エネルギーが存在する場合、微小気泡は壊れやすい性質を帯びることで
ある。比較的高い診断用レベルの音響エネルギーで高周波があてられたとき、微
小気泡は、破裂し、分解若しくは溶解することが知られている。この破裂は、屡
々、瞬間的に生じるため、微小気泡による明瞭な音響的特性が現れる。この感知
可能な戻りエネルギーは、微小気泡の崩壊事象の場所を映像化するため微小気泡
を破裂させることにより放出されるエネルギーを使用する米国特許第5,456,257
号に記載されているような意味で、映像化することが可能である。しかし、これ
らの事象は瞬間的であり、再現性が無いので、この技術は、微小気泡の崩壊時に
非常に少数の画像、若しくは、唯一の画像しか獲得できないという欠点がある。
同じ場所での後続の画像は、その場所が新しい微小気泡の流れによって再還流さ
れるまで獲得されない。

【０００４】 このような困難な事態に立ち向かうべく、多数の技術がこの問題を取り扱うた
め開発されている。それらの技術は、いずれも微小気泡を破壊する超音波エネル
ギーを間欠的に発信するという概念を中心に展開する。そして超音波エネルギー
の発信と発信の間の時間中には、低エネルギーが発信されるか、又は、全く発信
が行われない。米国特許第5,560,364号、第5,740,807号及び第5,735,281号は、
造影剤のエネルギー画像を間欠的に獲得し、血流が新しい微小気泡の供給によっ
て映像領域を再灌流するのを待機する中間の時間的期間中には低エネルギーの映
像化が行われるか、或いは、全く映像化が行われないこの基本的前提の変形例を
説明する。このような技術によって、高エネルギー造影剤画像が獲得されたとき
に周期的に血管を血液で充たすことにより、血管構造及び脈管構造の実時間映像
が可能になる。

【０００５】 造影剤映像の第２の障害は、組織からのエコーを共に受け取られた微小気泡エ
コーの汚染である。この汚染は、基本発信周波数と、その高調波周波数とで生じ
る。高調波汚染は、発信波が組織を通過するときに発信波に現れる高調波成分と
、組織高調波成分自体の高調波共鳴エネルギー及び微小気泡によるこれらの組織
高調波成分の反射によって生ずる。組織高調波信号成分は、微小気泡の高調波成
分だけが造影像を形成するため使用されるように、受信信号から除去されるべき
である。

【０００６】 本発明の原理によれば、器官、組織及び血管内の血流は、微小気泡造影剤の画
質向上を伴って実時間で映像化される。映像領域を走査するため発信された超音
波パルスは、微小気泡の実質的な破裂を誘起するためには不充分な低電力レベル
で、かつ、微小気泡からの高調波応答を引き出すためには充分に高い電力レベル
で発信される。さらに、低電力レベルでは、組織は有意な高調波成分を生成しな
い。エコーの受信時に、非線形信号成分は、好ましくは、多重パルス反転技術を
用いて、線形（基本周波数）成分から分離され、画像を作成するため使用される
。造影剤は、映像化された血流の各サンプル容積からの多数のエコーから受信さ
れた非線形エコー成分を処理することによって映像化される。組織高調波成分を
処理済の信号に組み入れることは、低電力を使用することにより抑制され、残留
効果は閾値化技術によって除去される。好ましい一実施例において、エコー信号
は、基本周波数成分をさらに減衰させるため、フィルタリングされる。微小気泡
からの処理された信号は、好ましくは、周囲組織の構造的表示と組み合わせて、
かつ、微小気泡の場所をカラーで表示するような他とは区別された見え方で表示
される。

【０００７】 図１を参照するに、本発明の原理に従って構成された超音波診断映像システム
のブロック図が示されている。アレイトランスデューザ１２を含むプローブ１０
は、超音波エネルギーを体内へ発信し、体内の組織、細胞及び流れる物質からの
返されるエコーを受信する。超音波造影剤が使用された場合には、流れる物質の
中に超音波造影剤が含まれる。アレイトランスデューサは、直線的アレイ若しく
は湾曲したアレイのどちらでもよく、フェーズドアレイ又はリニアアレイとして
動作する。フェーズドアレイ動作は、屡々、心臓手術の場合に好ましい。アレイ
トランスデューサによる発信と受信のタイミングは、発信ビーム成形器１６及び
受信ビーム成形器１８に接続されたビーム成形器コントローラ１４によって同期
させられる。各ビーム成形器のチャネルは、アレイトランスデューサの個々の素
子に接続され、個々の素子からの信号の発信及び受信を別々に制御することがで
きる。発信ビーム成形器１６は、ビーム成形器コントローラの制御下で、アレイ
内の各素子が音波若しくはパルスを発信するため作動されるときを判定する。こ
のように発信のタイミングを制御することによって、アレイ全体によって発信さ
れる波は所与の方向へ向けられ、すなわち、所定の走査線方向へ送られ、所望の
焦点深さで集束される。ビーム成形器コントローラ１５は、ユーザーによって設
定された発信エネルギーのパワーレベルを設定するパワーレベル制御信号に応答
し、発信パルスの相対位相又は極性を制御する発信位相制御信号に応答する。二
つのビーム成形器のチャネルは、発信／受信スイッチ１７によってアレイの素子
に連結され、発信／受信スイッチ１７は、受信ビーム成形器のチャネル入力を高
い発信電圧から保護する。

【０００８】 個々のトランスデューサ素子によって受信されたエコーは、発信／受信スイッ
チ１７を介して、受信ビーム成形器１８の個々のチャネルに送られる。これらの
入力パスは、受信エコー信号を増幅する前置増幅器と、深さ依存性減衰の影響を
補償する時間利得補償回路とを含む。好ましい一実施例のように、受信ビーム成
形器１８がデジタル式ビーム成形器である場合、ビーム成形器の各チャネルは、
アナログ・デジタル変換器が前置されるか、或いは、アナログ・デジタル変換器
を具備する。ビーム成形器のチャネルは、走査線に沿って各トランスデューサ素
子から受信されたエコーを連続的に適切に遅延させるので、走査線に沿って共通
ポイント（サンプル容積）から受信された信号は時間的に一致させられる。連続
的な遅延変動は、走査線方向の受信エコー信号の動的集束を行う。チャネルの出
力における信号は、コヒーレントエコー信号を形成するため合成される。

【０００９】 受信ビーム成形器は、通例的に、動的アパーチャ変化の影響をずらす信号振幅
の正規化のような他の処理動作を行う。受信ビーム成形器は、二つ以上のチャネ
ルのグループに分割され、多重ライン受信を行うため、各チャネルがビーム成形
器コントローラからの固有遅延プログラミングを備えるよう構成されてもよい。
多重ライン受信の場合、チャネルの各グループは、受信信号をその専用走査線方
向に進行させ、集束させ、これにより、二つ以上の受信走査線を同時に形成する
。多重ライン受信は、１画像中の全ての走査線を短い時間で獲得することによっ
てフレームレートを増加させることができるが、全ての受信走査線が発信アパー
チャと一致するとは限らないので、収差の影響を受けやすい。

【００１０】 一つの動作モードにおいて、走査線に沿って受信されたコヒーレントエコーの
シーケンスが検出され、濃淡値の範囲にスケーリングされ、所望の画像フォーマ
ットへスキャンコンバートされ、表示され、かくして、Ｂモード画像が形成され
る。図１の装置において、コヒーレントエコーは、直交バンドパス（ＱＢＰ）フ
ィルタ２０によって、所定の通過帯域の同相（Ｉ）及び直角位相（Ｑ）サンプル
に復調される。ＱＢＰフィルタによって決められる通過帯域は、基本周波数コン
ポーネント及び望ましくない帯域範囲外の信号を除くことができる。高調波映像
化のため、通過帯域は基本発信周波数の高調波周波数の帯域に置かれる。Ｉサン
プル及びＱサンプルは、ドップラーパワー、速度、加速度、分散、及び、流れ又
は動きの方向を判定するためドップラー処理され、アルゴリズム（Ｉ²＋Ｑ²）^{1/ 2} によってエコー信号の振幅を検出するためにも使用される。図１の実施例にお
けるＢモード映像化の場合に、Ｉ及びＱサンプルは、周波数混合回路２２によっ
て、スペックルを除去するため処理される。エコー振幅は検出器２４によって検
出され、検出されたエコー信号は、エコーデータバス３２を経由して濃淡プロセ
ッサ６０に供給され、エコーは、濃淡プロセッサにおいて、ログ圧縮され、濃淡
割り当てをされる。濃淡信号は、画像データバス８２を経由してスキャンコンバ
ータ８０に供給され、Ｒ−θ走査線データが所望の表示フォーマットに変換され
る。スキャンコンバートされた画像はディスプレイ９０に表示される。

【００１１】 ドップラー映像化の場合、走査線は、走査線に沿ったサンプル容積毎に時間的
に区別されたエコーのシーケンスを収集するため、時間的な間隔に亘って反復的
に走査される。この時間的エコーシーケンス、すなわち、アンサンブル集合は、
パルス反復周波数（すなわち、ＰＲＦ）と呼ばれる繰り返し周波数の発信波のシ
ーケンスを用いて獲得される。個別に発信されたそれぞれの波、すなわち、各パ
ルスは、診断超音波の正規ＲＦ域に収まる公称周波数をもつ。ＰＲＦは、通常、
キロヘルツ域以下の範囲に収まる。エコーアンサンブル集合は、アンサンブル記
憶装置２６に累積され、完成されたアンサンブル集合がドップラー処理のためア
ンサンブル記憶装置から生成される。

【００１２】 従来のドップラー処理における第１手順は、ウォールフィルタリングである。
心臓及び血管内の血流を映像化若しくは測定する際に、血液細胞からの比較的低
レベルエコーは、血管若しくは心臓壁のような近傍組織によって反射された強い
エコーによって邪魔される可能性がある。この手続の目的は、血流を映像化又は
測定することであるため、組織エコーは、本例の場合、除去可能なクラッターで
ある。これらの望ましくない信号を除去する回路は、心臓及び血管の壁からエコ
ーを除去することを目的とするため、ウォールフィルタと呼ばれる。これらの信
号は、振幅、周波数、又は、振幅と周波数の二つの特性の組合せによって識別さ
れる。なぜならば、組織信号は、一般的に、血流信号よりも振幅が大きく、ドッ
プラー周波数が低いからである。組織信号、並びに、「フラッシュ」として知ら
れるドップラー運動アーティファクトを除去する好ましい技術は、米国特許第5,
197,477号に記載されている。

【００１３】 ウォールフィルタは、血流ドップラー信号を含まない組織ドップラー信号を通
過させるため、逆の特性を使って動作させることができる。これらの組織の信号
がドップラー処理された場合、心筋及び弁のような運動組織の映像が生成される
。この映像技術は、組織ドップラー映像化として知られている。

【００１４】 血液若しくは組織のフィルタ処理されたドップラー信号は、ドップラープロセ
ッサ４０に供給され、ドップラープロセッサにおいて、ドップラー信号は、ドッ
プラー位相偏移若しくは信号強度（パワードップラー）のドップラー推定を行う
ため使用される。従来、このドップラー推定は、ドップラー信号データのフーリ
エ変換又は自己相関によって行われる。このための好ましい技術は、ドップラー
位相偏移及びドップラー信号の基準若しくは中心周波数を同時に推定する２次元
自己相関を実行する。後者は、位相偏移推定における深さ依存性周波数減衰の影
響を訂正するため有効である。このような２次元ドップラープロセッサは、米国
特許第5,386,830号に記載されている。ドップラー周波数若しくは位相偏移は、
エコーを反射する血流若しくは組織の速度に比例するので、速度、加速度又は分
散の生成は簡単である。カラーフロードップラーの場合、血流の速度は、カラー
スケールに割り当てられ、画像データバス８２を経由してスキャンコンバータ８
０へ供給され、血流を含む組織構造の濃淡画像の上に重ねられる。パワードップ
ラー映像化の場合、ドップラー信号の強度は、同様に割り当てられ、濃淡画像の
上に表示される。ドップラー画像データ及び濃淡画像データは、米国特許第5,47
4,073号及び第5,720,291号に記載されているように、血流及び／又は組織の３次
元画像表現を形成するため、３次元プロセッサ７９によっても処理される。

【００１５】 パワーモーションプロセッサ５０は、パワーモーション映像モードのため設け
られる。パワーモーションプロセッサは、サンプル容積から二つ以上の時間的に
異なるエコーを受信し、振幅に基づいて信号を差分する。この差分結果は動きを
表し、表示値のレンジへスケーリングされ、好ましくは、カラーで、Ｂモード構
造映像と共に表示される。パワーモーション映像は、米国特許第5,718,229号に
詳述されている。

【００１６】 本発明の原理によれば、図１の超音波映像システムは、微小気泡造影剤の実時
間画像シーケンスを生成するため使用される。上述の米国特許'364号、'807号、
及び、'281号によれば、微小気泡造影剤は、微小気泡の破裂の強いエコーを誘発
するため、高パワーパルスを発信することにより映像化される。造影剤は高エネ
ルギーパルスによって局所的に破壊されるので、パルスが存在しないか、若しく
は、低パワーパルスが存在する中間的な時間は、新しい微小気泡を画像領域に再
注入するため使用され、造影剤が再び映像化される。本発明の技術の場合、これ
とは全く逆のアプローチが採られる。高パワーパルスは、最初に、映像化される
領域内の微小気泡造影剤を破裂又は破壊するため発信される。次に、微小気泡は
、低パワー発信パルスを用いて実時間で映像化され、血管又は組織脈管構造の再
注入は、１周期以上の心臓サイクルの間に徐々に行われるときに、実時間で観察
される。ユーザーは、組織の脈管構造を再灌流させるために要する時間、及び／
又は、造影剤を含む血液で組織を再注入するために要する心臓サイクルの回数を
観察することが可能である。このような実時間映像は、周囲の組織のようにすば
やく再灌流することがないか、或いは、全く再灌流しない心筋のような組織の領
域、すなわち、梗塞の兆候を明らかにする。再灌流のために必要な心臓サイクル
の時間若しくは回数は、冠動脈疾患の動脈閉塞の兆候でもある。

【００１７】 微小気泡の再灌流を実時間で連続的に観察できるようにするため、発信パルス
は微小気泡を破裂若しくは破壊しないことが必要である。本発明の一局面によれ
ば、微小気泡を実時間で映像化するため低エネルギーパルスが使用される。この
エネルギーは、微小気泡を非線形的に共鳴させ、高調波的に映像化するために十
分に高いが、微小気泡を実質的に破裂させるほど高くはない。実質的な破裂は幾
つかの方法で検出可能である。患者に造影剤が絶え間無く注入されるとき、微小
気泡の一定の流れが身体の映像領域に現れ、映像化された微小気泡は、映像領域
を完全に灌流するとき、実質的に一定の輝度を有する。映像用パルスが中断され
、次に、再開されたとき、映像化された微小気泡は、映像化の中断前に示した輝
度と実質的に同じ輝度でもう一度出現すべきである。映像化の中断後に再出現し
た造影剤の輝度が著しく増加している場合、発信パルスのパワーレベルが非常に
高いために微小気泡が破壊されたことを意味する。このパワーは、映像化の中断
後に、実質的に一定強度を維持するように下げられるべきである。最適発信パワ
ーを検出する技術は、特定の診断手続で使用中の特定造影剤に対する最適発信パ
ワーを決定するため使用される。

【００１８】 患者に短い造影剤の注入が行われたとき、微小気泡の大きい流れ又は「大きい
塊」が体内を通過する。大きい塊を使用することにより、微小気泡の流れが映像
領域でピークに達し、次に、微小気泡の最大密度が領域から外れると減少するウ
ォッシュイン・ウォシュアウト効果が生じる。大きい塊の流れの実時間映像化は
、大きい塊が接近すると共に映像化された微小気泡の輝度が増加し、大きい塊が
領域を通過した後に減少するこの増加と減少に追従すべきである。微小気泡の実
質的な破裂が存在しない場合、実時間画像の輝度又は強度はこのサイクルに追従
し、輝度が徐々に増加した後、減少する。強度の上昇と下降が不安定であるか、
或いは、大きい塊の構築中に強度の下降が生じる場合、パワーレベルは高すぎる
ので低下させる必要がある。

【００１９】 本発明の他の局面によれば、異なる造影剤は、微小気泡の多数の特性に依存し
て、実質的に微小気泡の破壊が始まる種々のエネルギーレベルを示すことが判明
した。造影剤溶液中の微小気泡のサイズ、及び、気体を包み込むため使用される
殻材料は、微小気泡の壊れ易さ、すなわち、微小気泡が破壊するエネルギーレベ
ルと関係がある。たとえば、San Diego, CaliforniaのMBIによって製造された造
影剤Optisonは、０．１未満のメカニカル指数（ＭＩ）において実時間で映像化
されるとき、実質的に微小気泡が破壊しないことがわかった。発信された超音波
のメカニカル指数は、発信波の圧力の測定量である。現時点での超音波システム
は、米国食糧医薬品局の規制に基づいて、ユーザーが最大設定値１．９までの発
信ＭＩを設定することができる。また、Optisonは、０．１未満のＭＩにおいて
実時間で連続的に映像化され得ることがわかった。Optisonの映像領域への再注
入が実時間で観察されするため、映像面内の微小気泡を破壊することが望まれる
場合、画像は、ＭＩ＝０．９のような高いＭＩを用いて発信され、次に、微小気
泡の再注入がより低いＭＩでの発信パルスで映像化し続けることにより実時間で
観察される。

【００２０】 本発明の更なる局面によれば、微小気泡造影剤の映像化は、高調波造影剤映像
化を行うときにクラッターを構成する組織高調波信号を抑制したまま、微小気泡
エコーの高調波を映像化することによって改良される。低パワー発信パルスを使
用する別の理由は、重大な微小気泡破壊を防止する必要に加えて、組織高調波信
号の生成を最小限に抑えることができるからである。米国特許第5,879,303号に
記載されているように、組織は、組織を通過する狭帯域超音波の一様な正弦波を
歪ませ、超音波に高調波成分を加える。これらの高調波成分は、発信パルスの振
幅と、組織内を通過する距離とに比例して生成される。映像用パルスの発信パワ
ーが減少すると共に、組織高調波成分は微小気泡の高調波成分よりも早く減衰す
ることがわかった。したがって、組織高調波は、より低いエネルギー（振幅）の
パルスを発信することによって最適的に減少させることができる。これは、微小
気泡の破壊を最小限に抑えるという要望に合致するが、微小気泡を十分に高調波
共鳴させるという要求には反するおそれがある。したがって、所与の微小気泡造
影剤に対し、上記の三つの考慮項目の均衡が、微小気泡から有意な高調波応答を
生成し、組織高調波応答を低下されたまま維持する発信パワーレベルに関して図
られるべきである。

【００２１】 組織高調波信号の生成を抑える低パワーレベルを使用するだけではなく、本発
明の好ましい一実施例は、閾値化技術によって組織高調波信号を除去する。図２
のドップラー周波数スペクトルを参照するに、スペクトル帯１００は、線形信号
成分と非線形信号成分がパルス反転技術を用いて分離されたときに、ドップラー
ＰＲＦのナイキスト限界付近に存在する安定したゆっくり動く組織からの信号の
場所を示す。スペクトルの中心付近には、微小気泡からの高調波成分を含むスペ
クトル帯１０２が存在する。同じ場所には、組織高調波成分を含むスペクトル帯
１０４が存在する。低エネルギー発信パルスが映像化のため使用されるとき、組
織高調波成分は、微小気泡高調波成分よりも振幅が低下する。組織高調波成分は
、同図に破線１０６で示された閾値Ｔｈを超える信号を通過させることによって
除去される。この閾値Ｔｈは、それより小さい組織高調波信号を除去し、その閾
値を越える信号を通過させる。閾値化動作はウォールフィルタリングの後で実行
され得る。

【００２２】 本発明の好ましい一実施例において、微小気泡は多重パルス技術を用いて映像
化される。多重パルス技術において、微小気泡が映像化される画像内の各サンプ
ル容積は、二つ以上のパルスによる呼びかけによって映像化され、微小気泡から
のエコーは処理中に合成される。一つのサンプル容積からの二つのエコーを使用
することにより予測される信号対雑音の改良の他に、多重パルス技術は、幾つか
のその他の利点がある。その中の一つは、パルス反転技術による線形（基本周波
数）エコー成分と、非線形（高調波周波数）エコー成分の分離能力である。パル
ス反転は、多数のパルスがパルスとパルスの間で異なる位相又は極性で発信され
る技術である。多数のパルスから受信されたエコーは合成され、多数のエコーが
加算的に合成される場合、線形信号成分の打ち消しと、非線形信号成分の増強と
が行われる。かくして、非線形（２次高調波）信号成分は、線形（基本）信号成
分から分離される。好ましい一実施例において、多数のパルスは、互いに１８０
°位相がずれるか、又は、パルス間で極性が反対（＋又は−）になる。パルス反
転分離された高調波信号がドップラー処理されるとき、1998年9月17日に出願さ
れた米国特許出願第09/156,097号に記載されているように、パルス反転ドップラ
ー技術を使用する方が好ましい。パルス反転ドップラーにおいて、ウォールフィ
ルタリング又はドップラー処理によるアンサンブル集合の信号成分の合成は、非
線形エコー成分を分離する。

【００２３】 多重パルス技術の２番目の利点は、望ましくない組織運動の影響が低減される
ことである。映像化される微小気泡造影剤は、心臓サイクル毎の心臓の収縮によ
って、組織、血管及び心臓の中を流れる。血流の圧力変化は、血管壁及び灌流組
織をこの圧力変化に応じて動かす。この動きは、特に、鼓動する心臓の心筋を映
像化するときに深刻な問題になる。この組織運動は、図２における組織エコーの
スペクトル帯１００を拡幅し、及び／又は、微小気泡スペクトル１０２の方へ接
近させ、結果的に組織成分の打ち消しが少なくなる。多数のパルスを用いる場合
、より長いエコーアンサンブル集合が各サンプル容積で処理され、係数の個数が
増加し、望ましくない組織運動の通過帯域の前で非常に減衰するフィルタ特性を
備えた、より長いフィルタを使用できるようになる。

【００２４】 多重パルス技術の更なる利点は、図１におけるドップラープロセッサ４０又は
パワーモーションプロセッサ５０において行われる微小気泡の動きを検出し、画
像化する能力が得られることである。ドップラー映像化が使用されるとき、サン
プル容積からの多数のエコーが、流れる微小気泡のドップラーシフトを検出する
ため処理されるパルスアンサンブル集合として使用される。検出されたドップラ
ー信号は、好ましくは、微小気泡のカラー表示中に表示される。パワーモーショ
ン映像化が使用される場合、サンプル容積からの多数のパルスは微分され、微分
信号が好ましくはカラー表示される。

【００２５】 ウォールフィルタ３０は、好ましくは、以下の形式のマトリックスフィルタと
して実現される。

【００２６】

【数１】 式中、ｘ₁，．．．，ｘ_nはエコーサンプルであり、ｗ₁₁，．．．，ｗ_nnは加重
係数である。二つのパルスアンサンブル集合が使用されるとき、二つの信号に対
する好ましい加重は、０．５と０．５である。三つのパルスアンサンブル集合が
使用されるとき、好ましくは、加重０．２５、０．５及び０．２５を使用する。
パルス反転映像化を使用する場合、受信エコーは、交番する位相若しくは極性を
有し、＋ｘ₁、−ｘ₂及び＋ｘ₃という形式になる。０．２５で加重された２個の
＋ｘエコーと、０．５で加重された１個の−ｘエコーの組合せによって、これら
の信号の２次高調波成分が分離され、基本周波数を減衰するフィルタ特性が得ら
れる。より高次のフィルタは、より良くフィルタ特性を制御することができ、た
とえば、低次フィルタで得られるよりも鋭いフィルタ応答カットオフが得られる
。

【００２７】 ３パルス技術が使用される場合、３個のエコー信号のアンサンブル集合が各サ
ンプル容積に対し生成される。２パルス技術の実施例の場合のフィルタ特性２２
０と３パルス技術の実施例の場合のフィルタ特性２２２が図３に示される。予想
通り、３パルス技術の実施例は、基本組織成分のより大きいロールオフと減衰が
得られる。４パルス技術及び５パルス技術の実施例の場合、更に大きいロールオ
フを得ることができる。

【００２８】 好ましい一実施例において、微小気泡造影剤の実時間映像化は、多重パルス技
術を用いて造影剤がカラーで表示された実時間画像のシーケンスにより構成され
、造影剤は、たとえば、血管壁又は心筋のような周囲の組織構造の濃淡表示の上
に重ねられるか、或いは、濃淡表示と合成される。濃淡表示は、微小気泡が流れ
るか、或いは、灌流する組織構造の輪郭を描写し、造影剤の実時間カラー表示と
同時に実時間で表示される。典型的に、濃淡構造を生成するＢモードパルスは、
造影剤が観察されているサンプル容積に対するエコーのアンサンブル集合を獲得
するため使用される多重パルスシーケンスと時間的にインターリーブされ、両方
のタイプのパルスは、低パワーレベルであり、実質的に造影剤の破壊を生じさせ
ない。

【００２９】 本発明の一つの特に有利な使用法において、１個又は２個の高パワーパルスが
映像化される領域内の微小気泡の実質的な破壊を生じさせるため、画像フィール
ドの各走査線に沿って発信される。パワーレベルをより高くすることによって、
微小気泡の破壊のスライスが厚くなり、対応して再灌流を完成させるために要す
る時間が長くなる。次に、超音波システムは、低パワー多重パルス技術を用いて
、微小気泡の実時間高調波映像化を開始し、検出された微小気泡は、実時間濃淡
画像フレーム上にカラーで重ねられる。微小気泡が映像化された領域を再灌流し
始めるとき、ユーザーは、再灌流が１周期以上の心臓サイクルの間に行われるの
に伴って、微小気泡の増加をカラーで実時間に観察することができる。この技術
は、必要に応じて心臓サイクルで制御され得るので、微小気泡破壊事象が最終心
弛緩期のような心臓サイクルの所定のポイントで起こる。Optisonを使用するこ
のような処理において、高パワー微小気泡破壊パルスは、ＭＩ＞０．７、好まし
くは、ＭＩ≧０．９をとり、実時間映像化パルスは、ＭＩ＜０．２、好ましくは
、ＭＩ≦０．１をとり、ＰＲＦは１５００Ｈｚに設定され、フレームレートは１
５Ｈｚに設定された。

【００３０】 効率的な造影超音波技術は、組織を抑止すると共に、造影剤気泡を効率的に映
像化する技術である。このための一つの方法は、気泡を破壊し、強いドップラー
信号を発生させるため、高振幅超音波を用いて気泡に（１フレーム内で）繰り返
し高周波をあてることである。この方法は、多量の気泡を破壊するので、映像化
される器官が再灌流する時間が得られるように、間欠的な映像化（ＥＣＧトリガ
ー若しくはその他の所定の遅延）が利用される。

【００３１】 （破壊以外の）別の気泡音響的特徴識別は、基本成分及び高調波成分の両方で
後方散乱を増加させることである。組織は、基本成分及び２次高調波成分で 強い後方散乱信号を生じる。しかし、２次高調波成分で後方散乱された信号は、
発信音響波の振幅に著しく依存する。したがって、低振幅では、組織から顕著な
２次高調波成分はあまり得られないが、組織よりも非線形性の大きい造影気泡は
、検出可能な２次高調波成分を生成する。本発明の好ましい一実施例において、
組織内の２次高調波生成を制限するために十分に低振幅であって、かつ、微小気
泡から２次高調波信号を発生させるために十分な振幅がある低振幅信号（ＭＩ<<
１）の高調波を造影微小気泡にあてる。低振幅を利用することにより、気泡の破
壊は著しく制限され、器官再灌流のためにフレームとフレームの間である程度の
時間を待つ必要がなくなるので、実時間映像化が実現可能になる。この方法は、
互いに位相が１８０°ずれている（反転している）パルスの系列が発信されるパ
ルス反転法を利用することによって更に改良される。パルス反転法を用いる場合
、基本成分と２次高調波成分は、図３に示されるように分離される。スペクトル
帯２００は、組織２次高調波成分であり、スペクトル帯１００は、造影気泡が注
入される前の基本成分である。造影剤の注入後、スペクトル帯２００及び１００
は、それぞれ、スペクトル帯２１０及び１１０に変化する。ドップラーデータｘ _n は、上述のようにウォールフィルタマトリックスで乗算される。ウォールフィ
ルタの効果は、図３に、長さの異なるフィルタによって生ずる特性を表すライン
４００及び４１０で示されている。本発明において、閾値ライン３００を用いて
図示されるように、閾値化によって（造影剤注入前の）ベースライン信号を除去
する。種々の量の基本成分を除去し、或いは、２次高調波信号と混合するため、
種々のウォールフィルタが設計される。好ましい実施例において、基本周波数信
号内で最も支配的である組織の動きは、ウォールフィルタ特性によって除去され
る。

【００３２】 要約すると、（交互に反転したパルスを発信し、エコーを合成する）パルス反
転法は、線形成分を非線形成分から分離し、ウォールフィルタは、基本周波数に
おける動きを選択的に除き、最終的に、ベースライン画像における全ての信号を
除去するため閾値化法が適用される。

【図面の簡単な説明】

【図１】 本発明の原理に従って構築された超音波診断映像システムのブロック図である
。

【図２】 造影剤映像化中に受信されたエコー信号の種々の成分を示すドップラー域スペ
クトルの説明図である。

【図３】 造影剤注入の前後における種々のスペクトル帯域を示すドップラー域スペクト
ルの説明図である。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 パワーズ，ジェフリー イー オランダ国，5656 アーアー アインドー フェン， プロフ・ホルストラーン ６ (72)発明者 ブルース，マシュー オランダ国，5656 アーアー アインドー フェン， プロフ・ホルストラーン ６ (72)発明者 スカイバ，ダニー エム オランダ国，5656 アーアー アインドー フェン， プロフ・ホルストラーン ６ Ｆターム(参考） 4C301 AA02 BB23 CC02 DD01 DD04 DD13 DD30 EE07 GB02 GB04 HH01 HH25 HH37 HH38 HH48 HH54 JB03 JB29 JB35 JB38 JB50 JC14 KK02 KK12 KK17 LL04 LL20

Claims (16)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 体内領域において実時間で超音波微小気泡造影剤を映像化す
   る方法であって、 映像化される体内領域における組織の濃淡画像を生成するため、パルスを発信
   し、エコーを受信する手順と、 時間的にインターリーブされたパルスを発信し、微小気泡が映像化される領域
   内の各サンプル容積から多数の時間的に離間したエコーを受信する手順と、 上記サンプル容積からの上記多数のエコーの高調波成分を分離し、上記サンプ
   ル容積の上記多数のエコーの高調波成分から上記サンプル容積の上記微小気泡の
   表示信号を生成する手順と、 上記微小気泡の表示信号と合成又は重ね合わされた上記組織の濃淡信号の実時
   間画像シーケンスを識別できるカラーで表示する手順とを有し、 上記実時間画像シーケンスのため発信されたパルスのパワーは、上記映像化さ
   れる領域内で微小気泡の破壊を実質的に誘発させないために十分に低いパワーで
   あり、かつ、上記微小気泡による検出可能な高調波応答を誘発するために十分に
   高いパワーであることを特徴とする方法。
2. 【請求項２】 上記微小気泡を映像化するため使用される上記パルスは、上
   記微小気泡からの高調波信号のパルス反転分離に適したフォーマットで生成され
   る、請求項１記載の方法。
3. 【請求項３】 体内領域は心臓、肝臓、腎臓又は頭部である、請求項１記載
   の方法。
4. 【請求項４】 体内領域は心筋であり、上記実時間画像シーケンスは心筋の
   灌流を実時間で表す、請求項３記載の方法。
5. 【請求項５】 閾値化技術によって高調波微小気泡信号成分を組織高調波信
   号成分から分離する手順を更に有する請求項１記載の方法。
6. 【請求項６】 上記表示する手順は、少なくとも毎秒１５フレームのフレー
   ムレートで微小気泡の実時間画像シーケンスを表示する、請求項１記載の方法。
7. 【請求項７】 上記微小気泡の表示信号を生成する手順は、ドップラー技術
   によって表示信号を生成する手順を有する、請求項１記載の方法。
8. 【請求項８】 上記微小気泡の表示信号を生成する手順は、パルス反転ドッ
   プラー技術によって表示信号を生成する手順を更に有する、請求項７記載の方法
   。
9. 【請求項９】 上記微小気泡の表示信号を生成する手順は、パワーモーショ
   ン映像化技術によって表示信号を生成する手順を有する、請求項１記載の方法。
10. 【請求項１０】 １周期以上の心臓サイクル実時間で連続的に超音波造影剤
    を使用して組織灌流を観察する方法であって、 上記組織の濃淡画像を生成するため、パルスを反復的に発信し、エコーを受信
    する手順と、 時間的にインターリーブされたパルスを反復的に発信し、微小気泡が映像化さ
    れる組織内の各サンプル容積から多数の時間的に離間したエコーを受信する手順
    と、 上記サンプル容積から上記多数のエコーの高調波成分を分離し、上記サンプル
    容積の上記多数のエコーの高調波成分から上記サンプル容積の上記微小気泡の表
    示信号を生成する手順と、 上記微小気泡の表示信号と合成又は重ね合わされた上記組織の濃淡信号の実時
    間画像シーケンスを識別できるカラーで表示する手順とを有し、 上記実時間画像シーケンスのため発信されたパルスのパワーは、上記映像化さ
    れる領域内で微小気泡の破壊を実質的に誘発させないために十分に低いパワーで
    あり、かつ、上記微小気泡による検出可能な高調波応答を誘発するために十分に
    高いパワーであることを特徴とする方法。
11. 【請求項１１】 灌流が観察される上記組織は、心筋、肝臓、腎臓又は頭部
    である、請求項１０記載の方法。
12. 【請求項１２】 映像化される上記組織の領域内の微小気泡に実質的な破裂
    を誘発するため、上記画像の各走査線に沿って一つ以上の高パワーパルスを発信
    する初期手順を更に有する請求項１１記載の方法。
13. 【請求項１３】 上記時間的にインターリーブされたパルスを反復的に発信
    する手順は、位相又は極性が交互に代わるパルスを発信する手順を有し、 上記サンプル容積から上記多数のエコーの高調波成分を分離する手順は、上記
    位相又は極性が交互に代わるパルスの発信に応答して上記サンプル容積で受信さ
    れたエコーのパルス反転処理によって高調波成分を分離する、請求項１１記載の
    方法。
14. 【請求項１４】 上記多数のエコーの高調波成分を分離する手順は、パルス
    反転の処理によって線形信号成分から分離された各サンプル容積からの高調波エ
    コーのアンサンブル集合をドップラー処理する手順を更に有する、請求項１３記
    載の方法。
15. 【請求項１５】 １周期以上の心臓サイクルに亘って実時間で連続的に超音
    波造影剤を使用して組織灌流を観察する方法であって、 上記組織の濃淡画像を生成するため、パルスを反復的に発信し、エコーを受信
    する手順と、 時間的にインターリーブされたパルスを反復的に発信し、微小気泡が映像化さ
    れる組織内の各サンプル容積から多数の時間的に離間したエコーを受信する手順
    と、 上記サンプル容積から上記多数のエコーの高調波成分を分離し、上記サンプル
    容積の上記多数のエコーの高調波成分から上記サンプル容積の上記微小気泡の表
    示信号を生成する手順と、 上記微小気泡の表示信号と合成又は重ね合わされた上記組織の濃淡信号の実時
    間画像シーケンスを識別できるカラーで表示する手順と、 実時間画像シーケンスに対する発信されたパルスエネルギーを、映像化される
    領域内に微小気泡の破壊を実質的に誘発させないために十分に低いパワーに最適
    化する手順と、を有する方法。
16. 【請求項１６】 上記最適化する手順は、発信パワーを、上記映像化される
    領域の安定状態灌流の条件下で、映像化される微小気泡造影剤の輝度の変化を実
    質的に誘発しないレベルに設定する手順を有する、請求項１５記載の方法。