JPH08511982A - 血管内超音波イメージ形成時の血管流を検出する装置および方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 脈管構造内から血液流をイメージ形成するための装置および方法が記述される。超音波トランスジューサ・アレイを担持する超音波カテーテル・プローブが、血管内へ挿入される。トランスジューサ・アレイは、超音波励起信号を放出し、脈管構造のある領域における血液および組織から反射された超音波エコー波形を受取る。一連の励起信号から結果として生じる一連のエコー波形が、組織および斑の如き領域における静止的な特徴からのエコー信号が著しく減衰されるように組合わされる。組合わされた信号は、領域における比較的活動的な特徴（即ち、血液流）を主として表わす。血液流イメージは、この組合わされた信号から構成される。血液流イメージは着色されて、領域における比較的静止的な特徴のイメージと組合わされる。その後、組合わされたイメージがビデオ・ディスプレイ上に表示される。

Description

【発明の詳細な説明】 血管内超音波イメージ形成時の血管流を検出する装置および方法 発明の分野 本発明は、空洞内に配置されてそのイメージを提供する超音波イメージ装置に 関し、特に、静止領域と活動領域とを含む空洞のイメージを提供する超音波イメ ージ装置および方法に関する。 発明の背景 米国および他の多くの国において、心臓疾患が死亡と廃疾の第一位の原因であ る。１つの特定の心臓病種は、全身における動脈壁の壁部と内腔の変性を含む硬 化（ａｔｈｅｒｏｓｃｌｅｒｏｓｉｓ）である。科学的研究が、脂肪物質が形成 されるに伴い、動脈壁の肥厚と組織の内腔への結果的な侵食とを示した。この物 質は「斑（ｐｌａｑｕｅ）」として知られる。斑が形成して内腔が狭搾するに伴 って、血液流が制限される。動脈が過度に狭搾するか、あるいは凝血が損傷した 斑患部（病巣）で形成するならば、血液流がひどく低減しあるいは遮断され、そ の結果血液流が支えた筋肉が酸素の欠乏から損傷をうけあるいは壊死することが ある。人体全体にわたり硬化が生じ得るが、この硬化が心筋へ酸素を供給する冠 状動脈を含む時に生命の脅威が最も大きい。血液流が著しく低減しあるいは遮断 されると、心筋梗塞あるいは「心臓発作」がしばしば生じる。充分な時間内に処 置されなければ、心臓発作はしばしば死に至る。 医療の専門家は、医薬品から解胸「バイパス」手術にわたる心臓病を処置する 広範囲の手段に依存している。しばしば、病巣は、鼠蹊部の大腿動脈を経て冠状 動脈内へ挿入されるカテーテルに基く器具の使用による最小限の介在で診断され 処置され得る。例えば、病巣に対する１つの処置は、これにより膨張可能なバル ーンを先端部に持つカテーテルが病巣へ挿入されて膨張させられる経皮血管内冠 状アンヂオプラスティ（ｐｅｒｃｕｔａｎｅｏｕｓ ｔｒａｎｓｌｕｍｉｎａｌ ｃｏｒｏｎａｒｙ ａｎｇｉｏｐｌａｓｔｙ：ＰＴＣＡ）として知られる処置 である。下にある病巣が再形成され、望ましくは、内腔径が血液流を回復するよ うに拡大される。 ＰＴＣＡの如き処置の実施中にカテーテルを案内するための実施方法は、リア ルタイムＸ線イメージを用いることであった。この方法によれば、血液流のマッ プを提供するために、放射線不透過性の染料が冠状ツリー（ｔｒｅｅ）内へ注入 される。この手法は、血液流が制限される場所の医者による識別を容易にする。 場所を識別した後、病巣の処置のため生Ｘ線像（ｌｉｖｅ ｘ−ｒａｙ ｉｍａ ｇｅ）を用いて治療器具が配置される。しかし、Ｘ線像は動脈の形態、即ち形状 および構造についての情報は与えない。 最近５年間で、心臓病専門医は冠状血管についての情報を得て、血液流のみで はなく血管の形状および構造に対する治療の効果の視認を助ける新しい手法を採 用してきた。心臓内あるいは血管内超音波（ＩＣＵＳ／ＩＶＵＳ）として知られ るこの手法は、内腔、動脈組織および動脈を囲む組織の２次元または３次元のイ メージを与えるため、外部イメージ形成システムへ電気信号を与える、カテーテ ルの先端都に小型化されたトランスジューサを用いる。これらのイメージは、略 々リアルタイムに生成され、高い解像度を有する。Ｘ線イメージ形成における改 善として、トランスジューサは、トランスジューサが血管内に配置される正確な 場所のイメージの構成を容易にする。 今日では、幾つかのＩＣＵＳ／ＩＶＵＳ装置が米国および他の国々において市 販されている。これら装置は、ソリッドステート・トランスジューサ・アレイま たは回転クリスタルを備えたトランスジューサ・プローブ組立体を含む。医者は 、内腔の大きさと形状、および斑における皮弁（ｆｌａｐｓ）または裂傷（ｔｅ ａｒｓ）の識別に最も関心を有し、これらの市販イメージ形成装置は、使用する 超音波の比較的高い周波数によるこれらの比較的静的な特徴の詳細イメージの生 成を容易にする。イメージ信号は、典型的には１０乃至４０ＭＨzの範囲内の周 波数で伝送される。 しかし、このような高周波で動作するこれら装置と関連する共通の問題がある 。 超音波の周波数が上昇するに伴い、血液からの後方散乱が周波数の４乗で増加す る。約３０ＭＨzの周波数で、血液からの後方散乱の振幅は動脈組織からの後方 散乱および反射の振幅に近づく。この現象の故に、内腔のイメージは血液のエコ ーが充満し、血液を周囲の組織から弁別することがしばしば困難である。従って 、これは、内腔の画定に関心を持つ医者に対する混乱となる。 体外で使用される超音波システムにおいて血液流を検出する一般的な方法は、 「ドップラ（Ｄｏｐｐｌｅｒ）」法の使用である。このドップラ法は、移動する 目標からの波の反射による波の周波数の変化の検出を含む。この手法は、Ｍ．Ｓ ｋｏｌｎｉｋ著「レーダ・システムの概説（Ｉｎｔｒｏｄｕｃｔｉｏｎ ｔｏ Ｒａｄａｒ Ｓｙｓｔｅｍｓ）」 （第２版、１９８０年）の如きレーダ文献に おいて充分に確立されている。前記ドップラ法およびその変形は、グレースケー ル・イメージ上への流れのカラー・オーバーレイ・マップを提供するため体外で 使用される超音波スキャナに対して成功裏に適用されてきた。このドップラ・イ メージ形成法を用いる多くの市販システムが入手可能であり、水準技術になじみ のある者には周知である。 しかし、ドップラ法は、動脈のイメージ形成に用いられる時に限界を有する。 ドップラ法は、トランスジューサにより放出される超音波ビーム方向への、ある いは遠去かる流れ成分の存在に依存する。断面動脈イメージ形成の場合には、略 々全ての流れが超音波ビームに対して直角方向にあるので、ドップラ効果が印加 可能である流れ成分が少ないかあるいは存在しない。 流動部分と静止部分の両方を含む一連の全フレーム・ビデオ・イメージに対す るピクセル・データから流れのイメージを取出そうとする手法が公知である。こ の手法においては、幾つかの全フレーム・ビデオ・イメージに対するピクセル・ データが数秒の周期にわたって得られる。全フレーム・ビデオ・イメージのそれ ぞれに対するデータを集めるために、超音波トランスジューサ組立体が、このト ランスジューサ組立体の付近におけるイメージ形成された体積の全ての半径方向 領域に関して一連の信号を送受する。１つの全フレーム・ビデオ・イメージに対 するピクセル・データに対するデータを集める際に、１つの全フレーム・ビデオ ・ イメージを生成するため用いられる受信されたエコー信号のセットにおける２つ の変換エコー信号はイメージ形成された体積の同じ半径方向領域からは受信され ないことを知ることは重要である。 このイメージ形成法においては、１つの組合わされたビデオ・イメージが生成 されることになる一連の全フレーム・ビデオ・イメージに対するピクセル・デー タを得るためには、１つの全フレーム・ビデオ・イメージに対するデータを集め るプロセスが１秒以上の期間にわたって数回反復される。その後、隣接する全フ レーム・ビデオ・イメージ内の対応するピクセル点に対する値間の差は、一連の 全フレーム・ビデオ・イメージからのピクセル・データに基く１つのフレーム・ イメージを生成する試みにおいて平均化される。フレーム間の対応するピクセル ・データ間の差を平均化することにより、結果として得るイメージは、１秒以上 の程度続く全フレーム収集過程に対して移動しないままであるイメージの特徴の 減衰で特徴化される。このことは、心臓付近の比較的活動的な血管をイメージ形 成しようと試みる時、全く受入れられない。 逐次生成される全フレーム・イメージからのデータの比較を含む上記の諸手法 は、静止特性と活動的特性の両方を含む視野における動的特徴のイメージを提供 しようとする試みを表わす。しかし、このイメージ形成法は、生体における生き た血管のイメージ形成に用いられる時、このイメージ形成法の利用性を低減する 幾つかの本質的な制限を含んでいる。第一に、対応するピクセル値の比較と平均 化を実施するため充分な数の全フレーム・イメージを得るのに１秒以上を要する 。第二に、脈動する動脈では、血管壁部と活動する内膜片（ｉｎｔｉｍａｌ ｆ ｌａｐｓ）は1秒の期間にわたり運動せず、従って、全フレーム・ビデオ・イメ ージにおける対応位置に対するピクセル値が比較される時は打消さない。第三に 、血液流がよどむ血管の断面は、比較的静的な信号を生じ、従って、イメージの 他の静的な部分の残部と共に打消されない。 更に、心臓病専門医にとって主たる関心となる血管を含む冠状血管ツリーが人 体内部で最も早く運動する血管構造であることに注意すべきである。冠状動脈の 超音波イメージが作られる時は、イメージ形成される組織に対する心拍の影響に よるデータ取得期間において組織の位置は常に変化する。その結果、上記の全フ レームの比較法が用いられるならば、活動的な血管組織により生成されるイメー ジは血液流イメージと混じり合うことになる。 更に、従来の公知手法において必要とされる比較的長いデータ取得時間は、脈 動流中に存在する潜在的に有効な動的情報の視覚的再生を妨げる。 発明の概要 本発明の一般的目的は、血液流の領域が血管壁部および周囲の組織から容易に 弁別可能である血管のイメージを構成することにある。 本発明の別の目的は、ＩＣＵＳ／ＩＶＵＳイメージの観察者が血管断面の血液 流領域のイメージと、血管および周囲組織の同時に表示されたイメージとを容易 に弁別することを可能にする装置の提供にある。 本発明の関連する目的は、血管壁部と周囲の組織から血液流領域を強く対照付 ける方法で血管内の血液流領域をビデオ・モニター上に表示することである。 本発明の他の目的は、リアルタイム・イメージ形成に近づけるように視覚的に 見える方法で上記イメージを構成することにある。 本発明の更に他の目的は、種々の状況下で血液流領域と組織との間の最大のコ ントラストをユーザが見出すための調整可能なイメージのコントラストを提供す ることにある。 上記および他の目的は、イメージ形成領域の静的特徴が、実質的に運動しない ままであるために血管および周囲組織に充分に依存し得る最小期間よりも短い期 間内で得られる断面の領域に対する１組のエコー波長を組合わせることにより、 イメージ形成領域の静的特徴が実質的に減衰されるイメージを提供する装置およ び方法にある。 動作の流れイメージ形成モードにおいては、超音波トランスジューサ組立体が 脈管構造の内腔内から超音波波形を放出する。超音波波形は、脈管構造内の領域 を伝搬する。放出された超音波波形は、この領域内の血液および組織によって反 射される。反射された超音波波形は、トランスジューサ組立体により検出され、 エコー波形に変換される。先に述べた放出、検出および変換の諸機能は領域に対 して複数回反復されてこの領域に対する１組のエコー波形を得る。 結果として得るエコー波形の組は組合わされて、前記領域における血液および 組織の運動速度を表わす修正されたエコー波形を形成する。活動的領域を表わす 修正エコー波形の各部は大きな値を含むが、静止する領域を表わす修正エコー波 形の各部は小さな値を含む。流れる血液は比較的動的であり、従って、前記領域 に流れる血液と関連する修正エコー波形は、比較的大きな値を含む。一方、組織 は比較的静止的であり、従って、組織と関連する修正エコー波形の部分は比較的 小さな値を含む。この修正エコー波形は、その後領域の第１のイメージに変換さ れる。この第１のイメージは、流れる血液を含む領域内の領域を明瞭に表示する 。 血液内の流れる血液の領域を更によく弁別するために、領域の第２のイメージ が生成されて領域内の比較的静止的な組織を明瞭に表示する。その後、この第１ のイメージは、ビデオ・ディスプレイ上の同時表示のために第２のイメージと組 合わされる。組合わされたイメージの読取り性を強化（ｅｎｈａｎｃｅ）するた め、第１のイメージに起因する組合わせイメージの各部が第２のイメージから異 なる方法で表示される。本発明の一実施例においては、流れる血液の領域は着色 されるが、組織および第２のイメージと関連する他の静止的特徴を含む組合わせ イメージの残りの部分は黒白で表示される。 本発明の更に他の特質においては、第２のイメージとの複合イメージを生成す るため前記イメージが組合わされる時、血液流イメージのコントラストを強化す るために血液流イメージが着色される。結果として得る複合イメージが、ビデオ ・モニターに表示される。 先に明瞭には述べなかった他の目的および利点は、図面の以降の詳細な記述か ら明らかになるであろう。 （図面の簡単な説明） 請求の範囲は、特に本発明の諸特徴を記載する。本発明については、その目的 および利点と共に、添付図面に関して読まれる以降の詳細な記述から最もよく理 解されよう。 図１は、冠状動脈をイメージ化する装置の使用法を示す、本発明の超音波イメ ージ形成システムの概略図、 図２は、バルーン付近でカテーテル内に配置された本発明の超音波イメージ形 成装置のプローブ組立体を示す図１の冠状動脈の一部の部分拡大断面図、 図３ａおよび図３ｂは、超音波イメージ形成装置の処理およびイメージ形成装 置の信号プロセッサおよびビデオ表示部分の概略ブロック図、 図４は、血管の複合流れ／静止的イメージを生成するステップを要約したフロ ーチャート、 図５ａおよび図５ｂは、時間的に非常に接近して配置されたトランスジューサ からの連続的な付勢信号の結果生じたアナログ形態の変換エコー波形の典型的波 形、 図５ｃは、図５ｂに示された波長に図５ａに示された波長を付記した結果を示 す例示的波形、 図５ｄは、図５ａに示された波形から図５ｂに示された波形を差引いた結果を 示す例示的波形、 図６は、４つのトランスジューサのグループにおける付勢信号を放出するよう に付勢される６４のトランスジューサを含むトランスジューサ・アレイを備えた 超音波イメージ形成システムに対する流れイメージ・データを取得する段階を要 約したフローチャート、 図７は、超音波イメージの１つの半径方向断面に対する２つのエコー波形の値 を組合わせるステップを要約したフローチャート、 図８ａは、流れイメージ濾波の１つの例示的な構成における受取られたエコー 波形を変調する時系列方形波の図、 図８ｂは、図８ａに示された方形波変調シーケンスと等価の周波数領域、 図９ａは、流れイメージの濾波の別の例示的な構成における受取られたエコー 波形を変調する別の例示的な時系列の図、 図９ｂは、図９ａに示された時系列変調シーケンスに対して等価の周波数領域 、 図１０は、図９ａおよび図９ｂに示された例示的な時系列変調シーケンスを持 つ受取られたエコー信号を変調することによる濾波を実施するための信号プロセ ッサに対する修正を示す図３ａおよび図３ｂの信号プロセッサの一部のブロック 図、 図１１は、プローブ組立体の１組のトランスジューサを送信バスと受信バスに 接続する例示的方式を示す概略図、 図１２は、同時に付勢された１組のトランスジューサから半径方向に伝搬され る超音波エネルギのビーム特性の概略図、 図１３は、一領域に対する１組のエコー波形に対する複数のフィルタ波形シー ケンスの印加を容易にする図３ａに示されたイメージ・プロセッサの修正部分を 示す概略図、 図１４は、４つのここの流れ区間を含む血管の断面の例示的な複合流れイメー ジ、 図１５は、複数の帯域通過フィルタからの脈管構造の一領域に対する濾波され た流れイメージ・データを得るステップを要約したフローチャート、 図１６ａは、流れイメージ濾波の別の例示的構成における受取られたエコー波 形を組合わせる１組の４時系列フィルタ波形のグラフ表示、 図１６ｂは、図１６ａに示された４時系列フィルタ波形に対して等価の周波数 領域、 図１７は、組織により生じたエコーからの血液と比較的静止的部分とにより生 じたエコーからの比較的活動的な部分を有する、イメージ化される領域に対する エコー信号波形の例示的なグラフ表示、 図１８ａ、図１８ｂ、図１８ｃ、図１８ｄは、それぞれ、図１７の例示的エコ ー波形に示された如き静止的および活動的な部分を持つ領域に対する１組のエコ ー波形に対する図１６ａの４時系列フィルタ波形のそれぞれの印加の結果生じた 部分的な修正エコー波形のグラフ表示、 図１９ａ、図１９ｂ、図１９ｃ、図１９ｄは、それぞれ、図１８ａ、図１８ｂ 、図１８ｃ、図１８ｄにより表わされたデータを入力として有する閾値検出段の 出 力のグラフ表示、および 図２０は、脈管構造の一領域に対する図１５に要約した流れのイメージ形成方 法のステップの完了後にアキュムレータに記憶されたレベルがシフトされたデー タのグラフ表示である。 望ましい実施例の詳細な説明 Ａ．ハードウエアの概要 図示された実施例について図１および図２を参照して、心臓１６の冠状動脈１ ４内の脂肪物質即ち斑１２の形成は、ある状況では、収縮した状態のバルーン１ ８をカテーテル組立体２０を介して動脈内に挿入することにより処置することが できる。図１に示されるように、カテーテル組立体２０は、案内ワイヤ１９と、 大動脈２２の如き大きな動脈を介して挿通させる案内カテーテル２０ａと、案内 カテーテル２０ａの内側に嵌合する小径カテーテル２０ｂとを有する３部分から なる組立体である。外科医が案内カテーテル２０ａと案内ワイヤ１９とを大動脈 ２２に伸びる大きな動脈内へ指向した後、小径カテーテル（ｓｍａｌｌｅｒ ｄ ｉａｍｅｔｅｒ ｃａｔｈｅｔｅｒ）２０ｂが挿入される。斑１２により部分的 に閉塞される冠状動脈１４の初めに、案内ワイヤ１９が最初に動脈内へ延ばされ 、その後に先端部にバルーン（ｂａｌｌｏｏｎ）１８を含むカテーテル２０ｂが 続く。 バルーン１８が図２における如き冠状動脈１４に一旦侵入すると、バルーン１ ８の基部スリーブ（ｐｒｏｘｉｍａｌ ｓｌｅｅｖｅ）２６内に収容されたプロ ーブ組立体２４を含む超音波イメージ形成装置が、外科医にビデオ・ディスプレ イ２８に動脈の断面像を提示する。プローブ組立体２４は、に参考のため明示的 に本文に援用される１９９３年２月１日出願のＥｂｅｒｌｅ等の係属中の米国特 許出願第０８／０１２，２５１号に開示される如き別個の担体および裏打ち材を 含む。プローブ組立体２４は、Ｅｂｅｒｌｅ等の米国特許出願第０８／０１２， ２５１号に開示されたタイプの非常に感度の高いトランスジューサ材から作られ たトランスジューサ・アレイを含む。本発明の図示された実施例では、このトラ ンスジューサは、２０ＭＨzの超音波励起波形を放出する。しかし、他の適切な 励起波形周波数も当業者には知られている。プローブ組立体２４のトランスジュ ーサは、反射された超音波波形を受取り、超音波エコーをエコー波形へ変換する 。反射された超音波を表わすプローブ組立体２４からの増幅されたエコー波形は 、マイクロケーブル２５に沿って患者の体外に配置された信号プロセッサ３０へ 送られる。カテーテル２０ｂは、カテーテルを膨張源（ｉｎｆｌａｔｉｏｎ ｓ ｏｕｒｃｅ）３１、案内ワイヤ内腔および信号プロセッサ３０に結合する周知の 構造の３部分接合部２９で終る。膨張ポート２９ａと案内ワイヤ・ポート２９ｂ はそれぞれ、周知のＰＴＣＡカテーテル構造のものである。第３のポート２９ｃ は、ケーブル２５が電子コネクタ３３を介して信号プロセッサ３０およびビデオ ・ディスプレイ２８と接続する経路を提供する。 本発明は広範囲の超音波イメージ形成カテーテル組立体に組込み可能であるこ とに注意すべきである。例えば、本発明は、バルーンを含まない診断用カテーテ ルに載置されたプローブ組立体に組込むことができる。更に、このプローブ組立 体は、教示が全ての点で明示的に本文に参考に援用されるＰｒｏｕｄｉａｎ等の 米国特許第４，９１７，０９７号およびＥｂｅｒｌｅ等の米国特許第５，１６７ ，２３３号に教示された方法で取付けられる。これらは、種々の取付け形態の例 示に過ぎない。他の形態もカテーテル設計領域に習熟した者には周知である。 Ｂ．信号プロセッサ・ハードウエアの記述 図３ａおよび図３ｂは、超音波イメージ形成装置の信号プロセッサ３０とビデ オ・ディスプレイ２８の概略ブロック図を提示する。本発明を実施するための超 音波イメージ形成システムは、参考のため本文に援用されるＰｒｏｕｄｉａｎら の米国特許第４，９１７，０９７号に記載されたシステムに類似している。しか し、Ｐｒｏｕｄｉａｎ等の米国特許第４，９１７，０９７号に記載されたシステ ムに対して修正が行われ、それは図面および記述から血管内からイメージを生成 するための新規な方法の実現を容易にすることが明らかであろう。この新規な装 置および方法の結果として得るイメージは、イメージ形成装置の視野における比 較的静止的な特徴から生じるイメージと、比較的活動的な流れる血液から生じる イメージとを含む。 図３ａの記述を続けると、受信機１０６が、プローブ組立体２４から受信した 信号を増幅してアナログ／ディジタル（Ａ／Ｄ）コンバータ１０８へ伝送する。 Ａ／Ｄコンバータ１０８は、受信機からのアナログ信号を４００ＭＨzの周波数 の８ビットの２つの補数値に変換する。より高いか低い変換速度も無論使用でき る。しかし、４００ＭＨzの変換速度は、本発明の実施の目的のための受信機１ ０６から送られるアナログ信号の充分に正確なディジタル記録を提供する。 本発明の図示された実施例においては、１組のエコー波形を組合わせる際に、 イメージ形成システムは最初にアナログ・エコー波形を以下本文において時に信 号サンプルと呼ばれる１組のディジタル化点へ変換する。このエコー波形は、励 起信号（ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ ｓｉｇｎａｌ）がプローブ組立体２４に取付け られた１つ以上の付勢されたトランスジューサ・アレイ要素から放出された後に 、１つ以上のトランスジューサ・アレイによって受信されるエコーから生じる。 信号サンプルの２０４８のディジタル化点の各組は、送信時間から始まりその後 予め定めた時間で終る期間にわたりトランスジューサにより受信される組織／血 液媒体内の目標からのエコー信号を表わす。エコーが到来する時間は、前記媒体 における超音波の速度によるトランスジューサからの目標の距離と直接関連する 。速度は、典型的には１５００ｍ／秒程度である。送信信号と受信エコー信号間 の時間が長くなれば、トランスジューサからの目標の距離がより大きくなる。 本発明の図示された実施例において、各信号サンプルは２０４８個１組のディ ジタル化点を含み、各点は８ビットの解像度をもつディジタル値により表わされ る。４００ＭＨzで集められた２０４８点の事例は５μ秒の期間、あるいは再び ４ｍｍの深さを表わす（反射された超音波ビームが目標まで、および再びトラン スジューサまで移動しなければならない）。無論、各信号サンプルは、２０４８ 点より多いかか少ない点数を含み、各点はより多いか少ないビット数の解像度を 持つディジタル値により表わされる。 各ディジタル化信号サンプルは、Ａ／Ｄコンバータ１０８から動的信号平均化 装置（ＤＳＡ）１１０へ送られる。図面には特に示されないが、ＤＳＡ１１０は 、Ａ／Ｄコンバータ１０８からのデマルチプレックスされたディジタル化信号ス ト リームを同時に処理するための１組の８つのＡＬＵを含む。ＤＳＡ１１０により 実行される機能は、Ｐｒｏｕｄｉａｎ等の米国特許第４，９１７，０９７号に記 載されたＤＳＡのそれとは異なる。本発明のＤＳＡ１１０は、前に追加された信 号サンプルから生じる前に蓄積された１組の点値に信号サンプルの１組のディジ タル化点を付加するのみでなく、ＤＳＡ１１０はそのアキュムレータ・レジスタ に記憶された前に蓄積された１組の点値から信号サンプルの１組のディジタル化 された点を差引くことも可能である。実際のハードウエアにおける先に述べた付 加および差引き機能の実施は、コンピュータの算術装置の設計の分野に習熟する 者にとって公知である。 シーケンサ１１８は、図３ａおよび図３ｂに略図的に示されたハードウエア要 素の算術論理演算を支配するための制御バス１００に信号を送出する。シーケン サ１１８は、図３ａおよび図３ｂに略図的に示されたイメージ・プロセッサに対 するイメージ処理制御装置として働く。ＤＳＡ１１０の算術演算モードは、シー ケンサ１１８により制御バス１００に送出される制御信号によって決定される。 付加モードでは、ＤＳＡ１１０はＡ／Ｄコンバータ１０８から信号サンプルの１ 組のディジタル化点を受取り、信号サンプルの１組のディジタル化点をＤＳＡ１ １０のアキュムレータにおける前に蓄積された１組の点値に付加する。差引きモ ード（ｓｕｂｔｒａｃｔｉｏｎ ｍｏｄｅ）では、ＤＳＡ１１０は、Ａ／Ｄコン バータ１０８からの信号サンプルの１組のディジタル化点を受取り、２の補数減 算（ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔ ｓｕｂｔｒａｃｔｉｏｎ）を用いてＤＳＡ１１０の アキュムレータに先に蓄積された１組の点値から信号サンプルの１組のディジタ ル化点を差引く。Ｊ個のディジタル化信号サンプルがＤＳＡ１１０により（以下 に述べる方法で）処理された後に、ＤＳＡ１１０のアキュムレータに蓄積された ２０４８個のサンプル点の各々に対する蓄積された点値が、音響フレーム・バッ ファ（ａｃｏｕｓｔｉｃ ｆｒａｍｅ ｂｕｆｆｅｒ）１１２へ送られる。本発 明の図示された実施例では、Ｊは２５６に等しい。 音響フレーム・バッファ１１２は、参考のため本文に援用されたＰｒｏｕｄｉ ａｎ等の米国特許第４，９１７，０９７号に前に記載されたフレーム・バッファ からは変更されることがない。第２の部分からの読出し間に音響フレーム・バッ ファ１１２の第１の部分のローディングを許容するため、音響フレーム・バッフ ァ１１２は分岐されている。音響フレーム・バッファ１１２へロードされるデー タは、線１１１上のシーケンサ１１８により送られる制御信号に従って、スイッ チ１を経て２つの部分のいずれか一方へ選択的に送られる。更に、Ｐｒｏｕｄｉ ａｎ等の米国特許第４，９１７，０９７号において先に説明されたように、音響 フレーム・バッファ１１２は複数のメモリ１１２ａを含み、各メモリ１１２ａは 完全セットのイメージ・データを有する。本発明の図示された実施例では、１０ のデータ値の交差点スイッチ１１４の入力への並列読出しを容易にするため、２ つの部分の各々に対して１０個のメモリ１１２ａがある。 音響フレーム・バッファ１１２に記憶されたデータは、（線１１３におけるシ ーケンサ１１８により送られる制御信号に従って）音響フレーム・バッファ１１ ２のいずれかの部分からスイッチ２を経て、交差点スイッチ１１４へ選択的に送 られる。イメージ焦点マップ・メモリ（ｉｍａｇｅ ｆｏｃｕｓ ｍａｐ ｍｅ ｍｏｒｙ）１１６は、制御信号をシーケンサ１１８へ与え、このシーケンサは更 にこの制御信号を用いて、音響フレーム、・バッファ１１２に記憶された超音波 信号サンプルから構成されるイメージにおける各焦点毎のイメージ値を計算する ため、Ｐｒｏｕｄｉａｎ等の米国特許第４，９１７，０９７号に前に記載された 方法で音響フレーム・バッファ１１２からのデータの検索と、交差点スイッチ１ １４および乗算器１１９の動作とを制御する。 イメージ焦点マップ・メモリ１１６に加えて、本発明を組込む超音波イメージ 形成システムは、流れ焦点マップ・メモリ（ｆｌｏｗ ｍａｐ ｍｅｍｏｒｙ） １１７を含む。流れ焦点マップ・メモリ１１７は、イメージ焦点マップ・メモリ １１６と実質的に同じ方法で動作して制御信号をシーケンサ１１８へ与え、この シーケンサは更にこの信号を用いて、以下に述べる流れイメージ構成法に従って 、音響フレーム・バッファ１１２からのデータの検索、交差点スイッチ１１４の データの通過および乗算器１１９によるデータの修正を制御する。 一般に、イメージ焦点マップ・メモリ１１６の内容と流れ焦点マップ・メモリ １１７の内容との間の差が、イメージが構成される信号サンプルを生成するため 用いた励起信号における差と、信号サンプルからイメージを構成するため信号プ ロセッサにより用いられた方法とを反映する。所与の点に対して流れ焦点マップ ・メモリ１１７により与えられた遅延値は、流れデータの再構成がないためデー タの近傍セット間の遅延即ち合計がないことを除いて、イメージ焦点マップ・メ モリ１１６により与えられるものと類似の形態のものであり、データは交差点ス イッチ（ｃｒｏｓｓ−ｐｏｉｎｔ ｓｗｉｔｃｈ）１１４を通過して１の値、例 えばＷ₀が乗算器１１９の加重因数の１つに与えられ、ゼロが残りの加重因数（ Ｗ₁−Ｗ₉）に与えられ、流れ焦点マップ・メモリ１１７により交差点スイッチ１ １４および乗算器１１９に与えられた制御信号は、以下に述べる流れイメージ構 成法に鑑みて超音波イメージ構成の分野に習熟する者には明らかな方法で変更さ れる。 スイッチ１１５は、シーケンサ１１８からの線１２１に与えられた信号に従っ て、イメージ焦点マップ・メモリ１１６または流れ焦点マップ・メモリ１１７の いずれかからの信号を選択的に送る。当業者には、焦点制御データが２つの個々 のメモリ・モジュール１１６、１１７により与えられても、この２つの個々の焦 点マップ・メモリを１つのメモリ・モジュールに組合わせ可能なことが理解され よう。 シーケンサ１１８は、（参照により援用された）Ｐｒｏｕｄｉａｎ等の米国特 許第４，９１７，０９７号に前に記載されたものに似た方法で超音波イメージ形 成システムの種々の構成要素へ制御信号を分配する。シーケンサ１１８からの制 御信号は、データの受取り、ディジタル化、記憶および分析を同期させる。Ｐｒ ｏｕｄｉａｎ等の米国特許第４，９１７，０９７号に開示されたシーケンサは、 線１２１における制御信号をスイッチ１１５へ与えて焦点マップ・メモリ１１６ 、１１７のいずれか一方を選択するように変更された。更に、シーケンサ１１８ は、制御バス１００上に信号を与えてＤＳＡ１１０の動作モードを選択する。 加重値が乗算器１１９により交差点スイッチ１１４からの信号に与えられた後 、この信号はＷａｌｌａｃｅ加算器１２０へ送られる。Ｗａｌｌａｃｅ加算器１ ２ ０は、イメージ内の焦点ビームにおける焦点と対応するイメージ・データ信号値 を得るために、乗算器１１９からの結果を組合わせる。 図３ｂに関して、Ｗａｌｌａｃｅ加算器１２０からの信号値はディジタル整流 器／フィルタ１２２へ送られ、ここでこの信号は整流された後、周知の方法で低 域通過フィルタにより処理される。この時、イメージ・データは、極座標で表わ される種々の場所に対する焦点値を含む。ビデオ・メモリにイメージ・データを 記憶してこのイメージ・データをビデオ・スクリーンに表示する前に、焦点の場 所が極座標からビデオ・ディスプレイ２８の表示スペースにおけるピクセル位置 （画素位置：ｐｉｘｅｌ ｐｏｓｉｔｉｏｎｓ）へマップされる。 ビデオ・メモリにおけるイメージ・データの記憶を容易にするため、整流され 濾波された信号が角度に依存するサンプル・レート・コンバータ１２４へ送られ る。サンプル・レート・コンバータ１２４は、先に述べた信号処理ハードウエア により計算された焦点値の各々をビデオ・ディスプレイ２８に対する最も近い水 平格子線に対応する垂直位置へマップする。垂直位置を焦点イメージ・データへ 割当てた後、結果として得るイメージ・データはＹ／Θメモリ・バッファ１２６ へ送られる。 Ｙ／Θメモリ・バッファ１２６に記憶されたイメージ・データは共中心型方形 波発生器（ｃｏｎｃｅｎｔｒｉｃ ｓｑｕａｒｅｓ ｇｅｎｅｒａｔｏｒ）１２ ８へ送られ、この発生器１２８で焦点値の各々がビデオ・ディスプレイ２８に対 する最も近い垂直格子線に対応する水平位置へマップされる。この時、ディジタ ル整流器／フィルタ１２２からの焦点イメージ・データが、ビデオ・ディスプレ イ２８の最も近いピクセル点へ完全にマップされている。 結果として得るピクセル値はビデオ・システム１３０へ送られ、このシステム はスイッチ３の状態に基いて、データを流れピクセル・メモリ１３２ａまたはイ メージ・ピクセル・メモリ１３２ｂのいずれかへ選択的に入れる。スイッチ３の 状態は、線１２３にシーケンサ１１８により送られる信号によって制御される。 流れピクセル・メモリ１３２ａに記憶された流れイメージとイメージ・ピクセ ル・メモリ１３２ｂに記憶された静止イメージとの間のコントラストを得るため 、色ビット（ｃｈｒｏｍａｔｉｃ ｂｉｔ）が流れピクセル・メモリ１３２ａに おいて血液流の領域を証する流れイメージの各ピクセル位置にセットされる。１ つのピクセルに対応する流れイメージにおける信号の大きさがゼロであるか、あ るいはオペレータにより与えられた制御値により調整される閾値より小さければ 、色ビットはセットされず、流れピクセル・メモリ１３２ａにおける対応ピクセ ルは着色されない。 流れピクセル・メモリ１３２ａに記憶された流れイメージにおける流れ領域の 着色により流れイメージにおける流れ領域と静止イメージとの間でコントラスト が強調されても、流れイメージと静止イメージ間のコントラストは、流れイメー ジではなく静止イメージにおいて捕捉された特徴を着色することによっても得る ことができる。この場合、色ビットは、ピクセル位置に対応する流れイメージに おける信号が閾値を越えない表示イメージの各ピクセル位置においてクリヤされ る。血管の流れ領域を迅速に識別するために、ユーザが静止特徴と活動的特徴と を容易に弁別することを可能にするように組合わされた静止イメージと流れイメ ージに対して際立った表示特性を与える他のモードも、先の記述に照らせば当業 者には判るであろう。 流れのないイメージ（ｎｏｎ−ｆｌｏｗ ｉｍａｇｅ）と流れイメージ（ｆｌ ｏｗ ｉｍａｇｅ）に対するピクセル・イメージ・データがそれぞれイメージ・ ピクセル・メモリ１３２ｂと流れピクセル・メモリ１３２ａに記憶された後、加 算回路１３３が流れピクセル・メモリ１３２ａにおける各ピクセル点値をイメー ジ・ピクセル・メモリ１３２ｂにおける対応するピクセル点値で加算する。加算 されたビデオ信号は、加算回路１３３によってガンマ補正索引テーブル（ｇａｍ ｍａ ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ ｌｏｏｋｕｐ ｔａｂｌｅ）１３４へ送られる。 ガンマ補正索引テーブル１３４は、加算回路１３３から送られるビデオ・イメ ージ・データに対する周知の修正を行う。その後、ディジタル・ビデオ・データ はディジタル／アナログ・コンバータ１３５へ送られ、このコンバータがディジ タル・ピクセル・データをビデオ・ディスプレイ２８を制御するためのアナログ ・データへ変換する。 本発明の信号処理システム・ハードウエアについて記載したが、次に流れデー タと組織データの両方を示す欠陥のイメージを同時に表示するためのプロセスを 述べる。 図４を参照して、血管の複合流れ／組織イメージを生成するためのステップを 要約するフローチャートが提示される。ステップ２００において、超音波イメー ジ形成システムは、Ｐｒｏｕｄｉａｎ等の米国特許第４，９１７，０９７号（参 考として本文に援用される）において前に述べたイメージ化領域の静止特徴を主 として示す超音波イメージ・データを取得するためのモードで動作する。 Ｃ．静止イメージ形成モードの説明 以降は、非常に短い期間で１つのトランスジューサからのＪ励起信号によって 生じるエコー信号から生じる信号の加算に基くイメージの生成のためのＰｒｏｕ ｄｉａｎ等の米国特許第４，９１７，０９７号において前に記載されたステップ の概要である。イメージ形成モードでは、プローブ組立体２４におけるトランス ジューサがシーケンサ１１８によって付勢される。次に、シーケンサ１１８は、 送信信号をプローブ組立体２４へ送り、付勢されたトランスジューサが超音波エ ネルギを血管へ放出する。超音波エコーは、血液と組織の両方からトランスジュ ーサ組立体へ戻る。 トランスジューサ組立体が血液と直接に接触すると、典型的に血液からのエコ ー信号がトランスジューサにより受取られる最初のものである。比較的静止的な 血管壁部からのエコー信号が強いほど、血液エコー信号の後にトランスジューサ によって受取られる。血管壁部と血液の両方からの超音波エコーは、トランスジ ューサによって電気信号へ変換され、プローブ組立体２４における集積回路内部 の相互インピーダンス増幅器によって緩衝される。緩衝された電気信号は、マイ クロケーブル２５を介して受信機１０６へ送られる。プローブ組立体２４からマ イクロケーブル２５を介して送られた電気信号は、Ａ／Ｄコンバータ１０８へ送 られる前に、受信機１０６により更に増幅され濾波される。 図５ａおよび図５ｂは、トランスジューサ組立体から放出された時間的に非常 に近い間隔の連続的な励起信号の結果生じたアナログ形態で図形的に示された変 換エコー信号の例示的な表示である。図５ａ、図５ｂ、図５ｃおよび図５ｄは、 本発明の原理をアナログ形態で示すために用いられるが、本発明の方法が最近の 電子的設計法を用いて必要なハードウエアを簡素化するためディジタル形態で実 施されることが望ましいことに注意すべきである。Ａ／Ｄコンバータ１０８にお いて変換されたエコーに対するアナログ波形のサンプリング速度はアナログ信号 の位相を保持するに充分に高いことを前提として、図５ａ、図５ｂ、図５ｃおよ び図５ｄに示された原理はディジタル形態にも等しく適用する。このことは、高 いサンプリング速度（例えば、超音波の最大周波数の１６乃至２０倍）により、 あるいはサンプリング速度が低減されるサンプリングおよび内挿法によって達成 されるが、適切なフィルタを用いて更に正確な位相情報を回復するためサンプル 点がディジタル的に内挿される。Ｓａｕｇｅｏｎの米国特許第４，７８７，３９ ２号の後者のサンプリング法は参考のため本文に援用される。 当技術において周知のように、Ｊ個の励起信号の各々から生じる受信エコー信 号からの信号サンプルの生成が、受信トランスジューサの表面から同じ距離から のエコーが信号サンプルの同じ相対的場所に配置されるように同期される。本発 明の図示された実施例では、各ディジタル化信号サンプルが１組の２０４８点を 含む。ディジタル化信号サンプルの生成のためのエコー信号の同期された受信の 結果として、ディジタル化信号サンプルの各々に対する１組の２０４８点のそれ ぞれ同じ番号を付したものが、他のディジタル化信号サンプルにおける同じ番号 の点と実質的に同じ受信トランスジューサの表面からの距離に対応する（例えば 、信号サンプルの各々における点１０は、Ｊ個のディジタル化信号サンプルを含 む２０４８点の他の組の各々における点１０と同じ受信トランスジューサ面から の距離に対応する）。 更に、受信エコー波形の部分（受信され、ディジタル化信号サンプルへ変換さ れる）は、本文では時に第１の比較的活動的な部分か、あるいは第２の比較的静 止的な部分のいずれかに帰属するものとして識別される。エコー波形の最初の部 分と関連する対応するディジタル化点の値が、Ｊ個の信号サンプルの組（ｓｅｔ ）において信号サンプル毎に変化する。エコー波形の第２の部分と関連する対応 するディジタル化点の値は、Ｊ個の信号サンプルの組における信号サンプル毎に 実質的に変化しないままである。第１および第２の部分間の挙動の差の大きさは 、超音波イメージ形成カテーテルの２つの個々のイメージ形成モードと関連して 以下に説明される。 図５ａおよび図５ｂは、最初にトランスジューサに到来する血液からの比較的 弱いランダムなエコー信号から、また血液のエコー信号後に到来する組織からの 比較的強い変化しないエコー信号から結果として生じる変換されたエコー信号に 対する典型的なエコー波形を示す。平均２乗平方根（ＲＭＳ）の大きさＶ_bを持 つ図５ａおよび図５ｂにおける変換されたエコー信号に対するエコー波形の最初 の部分は、主として血液からの変換されたエコー信号から生じる信号の比較的活 動的な部分を表わす。ＲＭＳの大きさＶ_aを持つ図５ａおよび図５ｂにおける変 換されたエコー信号に対する波形の第２の部分は、主として組織からの変換され たエコー信号から生じる信号の比較的静止的な部分を表わす。本例の目的のため には、ＲＭＳ値は、血液または組織内の問題となる距離にわたる放出された超音 波波形の反射から結果として生じるエコー波形、即ち、ディジタル化された信号 サンプルにおける２０４８の点の時間的なサブセットの平均の大きさの測定値で ある。 Ａ／Ｄコンバータ１０８は、受信機１０６からのアナログ信号を８ビットの振 幅の解像度で４００ＭＨzの速度でディジタル・データへ変換する。このディジ タル化された情報は、次にＤＳＡ１１０へ送られる。静止的なイメージ形成モー ドにおいて、シーケンサ１１８は制御信号をＤＳＡ１１０へ送り、ＤＳＡ１１０ を別のモードで連続的に動作させる。多数のディジタル化信号サンプルが１つに 付加される付加モードにおいては、ＤＳＡ１１０は反復された読出し修正書込み 動作を行う。この読出し修正書込み動作は、データが２０４８点に対応するアキ ュムレータに先に蓄えられた２０４８点を含む新たなディジタル化信号サンプル を一緒に合計し、次いで２０４８点に対する結果として得る加算された値を再び ア キュムレータ・レジスタに蓄えることを含む。この機能を実施する電子回路の速 度要求を低減するため、２０４８の点は、それぞれ２５６の８組の点に５０ＭＨ zでディマルチプレックスされる。各組は、ＤＳＡ１１０の８つのＡＬＵの１つ によって個々に処理される。 静止的なイメージ形成モードでは、加算動作を実施するＤＳＡ１１０の算術論 理演算装置（ＡＬＵ）は、同じ励起および読出しパターンのＪ回の反復の結果生 じる合計でＪ個のディジタル化信号サンプルがＤＳＡ１１０によって加算される 間は加算モードに止まる。図示された実施例においては、Ｊは２５６に等しい。 従って、１組の２５６個のディジタル化信号サンプル（各ディジタル化信号サン プルは２０４８の点を含む）はＤＳＡ１１０により加算されて、脈管構造の領域 に対するエコー情報を提供する。この１組の２５６個のディジタル化信号サンプ ルは、１組の２５６個の変換されたエコー波形から生じ、このエコー波形は更に 付勢されたトランスジューサから放出され血管内へ伝送される２５６の個々の励 起信号から生じる。２５６個のディジタル化信号サンプルの対応する２０４８点 の結果として得る加算は、更なる処理なしに音響フレーム・バッファ１１２に記 憶される。しかし、ＤＳＡ１１０から結果として得る和は、加算されたサンプル 数（または、他の数）またはシフトされたビットで除されて、サンプル当たりあ るいはサンプル数当たりの平均値を提供する。 上記の加算プロセス（ｓｕｍｍｉｎｇ ｐｒｏｃｅｓｓ）の目的は、信号品質 全体を改善すること、および血管および周囲の組織の比較的静止的な特徴を示す イメージを生じるためにイメージ形成された領域における静止的な特徴から生じ る信号との関連においてイメージ形成された領域のノイズおよび活動的な特徴か ら生じる信号の大きさを低減することである。２つの例示的な連続的信号サンプ ルＡおよびＢに対する加算プロセスの効果は図５ｃに示される。ＲＭＳの大きさ Ｖ_aを持つ組織からの変換された信号サンプルは、サンプルが非常に短い時間幅 で生成される時、信号サンプル毎に変更されることがなく、従って、組織からの 信号サンプルはコヒーレントに加算する。組織から生じてトランスジューサによ り受取られる２５６の変換されたエコー信号を加算することは、２５６の係数、 即ち約４８ｄＢで組織からの信号サンプルのＲＭＳの大きさを増幅する。この分 析は、無論、組織が絶対的に静止状態であることを前提とする。実際には、組織 からのエコー信号は、比較的静止的であるが絶対的に静止的ではなく、増幅度は ２５６より小さい値である。しかし、純粋に静止的な組織は、本発明の図示され た実施例および代替例の記述の目的のためには満足できる前提である。 一方、図５ａにＶ_bで示されるＲＭＳの大きさ（ｍａｇｎｉｔｕｄｅ）を持つ 血液に対する、組織信号に比して比較的活動的である変換された信号は、コヒー レント的（ｃｏｈｅｒｅｎｔｌｙ）に加算せず、血液からの変換された信号の加 算のＲＭＳの振幅の増幅は、静止的な特徴から生じる信号サンプルの増幅に比し て低減される。 純粋にランダムな媒体においては、多数の信号サンプルと共に加算することに より得られる増幅は、加算の回数の平方根に等しいに過ぎない。従って、純粋に ランダムな媒体からの２５６の変換されたエコー信号サンプルの加算は、個々の 信号のＲＭＳ値を２５６の平方根の係数、即ち２４ｄＢだけ増幅する。 実際には、血液は静止的な成分と活動的な成分の両方を含み得る。移動する血 液から生じる２５６の変換されたエコー信号サンプルの加算は、（血液のランダ ムな成分により）２５６よりかなり小さいが、（血液の静止的な成分により）２ ５６の平方根よりは大きい増幅を有する加算された信号を生じる。従って、非常 に短い期間にわたり得られるある領域における血液および組織の多数の信号サン プルを加算することは、静止的特徴からの加算されたエコー信号の大きさに比し て、移動する血液またはノイズ（共に性格的に比較的ランダムである）により生 じる加算されたエコー信号の相対的大きさを低減する。しかし、渋滞血液（ｓｔ ａｇｎａｔｉｎｇ ｂｌｏｏｄ）は、エコー信号の多数の信号サンプルから得ら れる加算信号に実質的に影響を及ぼし、信号濾波方式の選定時に勘案されるべき である。 先に述べたように、またＰｒｏｕｄｉａｎ等の米国特許第４，９１７，０９７ 号においては、ＤＳＡ１１０が合計６４のトランスジューサ要素の選択された１ つに対する１組の１６ビットデータ（２０４８のディジタル化信号サンプルの各 々における２５６の信号サンプルの加算の結果得る）を記憶およびその後のイメ ージ構成処理のために音響フレーム・バッファ１１２へ送る。シーケンサ１１８ は次に、アレイにおける次のトランスジューサ要素を選択する周知の方法で制御 信号をプローブ組立体２４へ送り、先に述べた信号サンプル加算プロセスを次の トランスジューサ要素に対してＪ回反復する。先に述べた変換された信号サンプ ルの収集および加算プロセスは、先に述べたタイプの１６ビット・データの６４ の加算された組（プローブ組立体２４における６４のトランスジューサ要素毎に １組ずつ）が音響フレーム・バッファ１１２へ書込まれるまで反復される。加算 された組の各々は、合計で２０４８の個々の１６ビット加算値を含む。この２０ ４８の１６ビット加算値の各々は、サンプルされた信号に対するディジタル化点 の１つに対応する。 静止的なイメージ構成データが集められ音響フレーム・バッファ１１２に格納 された後、シーケンサ１１８がスイッチ１１５への制御線１２１を介してイメー ジ焦点マップ・メモリ１１６を選択する。イメージ焦点マップ・メモリ１１６は 、表示された超音波イメージの各焦点に対するイメージ信号値を生じるため、交 差点スイッチ１１４および乗算器１１９に対する全ての遅延および加重を行う。 乗算器回路１１９からの結果は、Ｗａｌｌａｃｅ加算器１２０へ送られる。次い で、１つの焦点に対するＷａｌｌａｃｅ加算器１２０からの加算値は、超音波イ メージ形成システムのハードウエアの説明に関して先に述べた方法で処理するた め、ディジタル整流器／フィルタ１２２へ送られる。 サンプル・レート・コンバータ１２４、Ｙ／Θバッファ１２６および共中心型 方形波発生器１２８に依存する角度は、ディジタル化および加算されたトランス ジューサ信号から得られる焦点に対する値を、極座標からビデオ・ディスプレイ における最も近い対応ピクセル位置へマップする。次に、ピクセル位置に対応す るイメージ・データはビデオ・システム１３０へ送られる。 イメージ形成プロセスのステップの概要を示す図４において、（ステップ２０ ０において）超音波イメージに対するピクセル値が計算された後、制御はステッ プ２０１へ進む。ステップ２０１において、超音波イメージ形成システムがイメ ージ形成モードで動作する間に得られたイメージに対する結果として生じるピク セル値は、（シーケンサ１１８からの線１２３を介して制御される）スイッチ３ を通るようにビデオ・システム１３０を介して選択的に送られる。その後、この ピクセル値は、イメージ・ピクセル・メモリ１３２ｂに記憶される。その後で、 制御はステップ２０２へ進み、そこで本発明の超音波イメージ形成システムが以 下に述べる方法で流れイメージ・データ（ｆｌｏｗ ｉｍａｇｅ ｄａｔａ）を 生成する。 ステップ２０２の記述を続ける前に、ピクセル・データがステップ２０１の終 了時にイメージ・ピクセル・メモリ１３２ｂへロードされた後に、流れのイメー ジがまだ生成されなくともその時のイメージ・データに基いて、イメージ形成シ ステムが直ちにビデオ・ディスプレイ２８上にイメージを生成する（ステップ２ ０２および２０３に従って）ことに注意すべきである。更に、イメージ・ピクセ ル・メモリ１３２ｂおよび流れピクセル・メモリ１３２ａが一旦データをロード されると、新たな組のイメージ・データが流れピクセル・メモリ１３２ａ（ステ ップ２０３後に）またはイメージ・ピクセル・メモリ１３２ｂ（ステップ２０１ 後に）のいずれか一方へロードされる毎に、ビデオ・ディスプレイ２８に表示さ れるイメージが修正（ｒｅｖｉｓｅ）される。 Ｄ．流れイメージ形成モードの記述 １．流れイメージ形成モードの概要 超音波イメージ装置の図示された実施例に対する流れイメージ・データ取得プ ロセスの全体的ステップが図６においてまとめて示される。流れイメージ形成モ ードにおける動作中、および図６でまとめて示されるステップの実行中、超音波 イメージ形成システムは先に述べた静止的なイメージ形成モードとは機能的に異 なるモードで動作する。静止的なイメージ形成モードで超音波イメージ形成シス テムが動作する間Ｊ個の信号サンプルに対して加算動作を反復的に実行するＤＳ Ａ１１０とは対照的に、流れイメージ形成モードで動作するＤＳＡ１１０は、１ 組のＪ個のディジタル化信号サンプルを均衡した方法で交互に加算したり差引い たりする。以下において図５ａ、図５ｂおよび図５ｄに関して更に説明するよう に、比較的静止的でない血液により生じるエコーから生じる信号サンプルの各部 が増幅される間、信号サンプルを組合わせるこの方法は、組織の如き比較的静止 的な特徴により生じるエコーから生じる信号サンプルの各部の著しい減衰を生じ る結果となる。 図５ａ、図５ｂおよび図５ｄは、例示的に、純粋にランダムな部分と静止的な 部分とを持つ信号の均衡のとれた加算と差引きの効果を例示的に示している。一 定のＲＭＳの大きさＶ_bを持つ図５ａおよび図５ｂにおける信号サンプルＡおよ びＢの最初の部分はそれぞれ、信号サンプル毎にランダムであると仮定される。 一定のＲＭＳの大きさＶ_aを持つ信号サンプルＡおよびＢの第２の部分は、静止 的であると仮定される（サンプル毎に同じ）。図５ｄは、信号サンプルＡから信 号Ｂを差引く結果生じる信号を表わす。 信号サンプルＡのランダム部分から信号サンプルＢのランダム部分を差引く結 果を示す図５ｄにおける信号の最初の部分は、組合わされたサンプル数にＶ_bを 乗じたものの平方根に等しいゼロでないＲＭＳの大きさを有する。図５ｄでは、 組合わされたサンプル数は２である。この増幅は、全ての信号サンプルを追加す ることにより得られる増幅と同じである。一方、信号サンプルＡの静止的な（同 じ）部分から信号サンプルＢの静止的な部分を差引く結果を示す図５ｄにおける 信号の第２の部分は、一定のゼロの大きさを有する。 上記の事例は僅かに２つの信号サンプルを持つが、ランダム部分と静止的な部 分とを持つ信号サンプルを組合わせる効果は、一連の受信信号サンプルが均衡し た方法で交互に追加されたり差引かれる一般的な場合に適用し得る。交互に追加 され差引かれる信号サンプルのランダム部分の大きさ（ｍａｇｎｉｔｕｄｅ）は 、組合わされた信号サンプル数の平方根に等しい係数だけ増幅される。例えば、 均衡した方法で交互に追加され差引かれた２５６の信号サンプルの場合は、信号 サンプルのランダム部分は、２５６の平方根までの係数、即ち２４ｄＢだけ増幅 されることになる。２５６の交互に追加され差引かれる信号サンプルの静止的部 分のマグニチュードはゼロに近付く。 交互に追加され差引かれる信号サンプルに関して先の論議に照らして、ＤＳＡ １１０において変換された超音波エコーから生じる信号サンプルを交互に追加し 差引くことで、移動する血液からのランダム・エコー信号を実質的に増幅し、組 織および移動しない血液からの比較的静止的な（変化しない）エコー信号を減衰 する。実際に、移動する血液により生じるエコー信号は純粋にランダムではなく 、組織により生じるエコー信号は絶対的に静止的ではないが、このような仮定は 変換されるエコー信号の相対的性格を近似化し、本発明の記述のためには適切で ある。以下に述べる超音波流れイメージ形成法は、血液および組織のエコーの信 号増幅挙動を用いて非常に短い期間にわたり得られる一連の信号サンプルを均衡 した方法で交互に追加し差引くことにより流れイメージ・データを生成する。 ２．システムのセットアップおよび調整 次に、流れイメージ形成モードを含むステップを要約する図６において、ステ ップ２３０で、超音波イメージ形成システムが流れ焦点マップ・メモリ１１７を 選択して、流れのイメージ形成を実施するためのシステムのセットアップを調整 する。シーケンサ１１８は、スイッチ１１５に対する線１２１に制御信号を送出 して流れ焦点マップ・メモリ１１７をシーケンサ１１８へ接続し、これにより流 れ焦点マップ・メモリ１１７が制御信号を交差点スイッチ１１４、乗算器１１９ およびＷａｌｌａｃｅ加算器１２０へ提供することを可能にする。シーケンサ１ １８はまた、Ｊ個のディジタル化信号サンプルの組が信号プロセッサ３０により 受取られ処理される間、ＤＳＡ１１０の算術演算モードを制御するため制御信号 を制御バス１００を介してＤＳＡ１１０へ送る。 静止的なイメージ形成モード（如何なる時も１つのアクティブな送受トランス ジューサ要素を有する）とは対照的に、シーケンサ１１８は（ステップ２３０に おいて）、プローブ組立体２４における４つの隣接するトランスジューサと関連 するチャンネルを付勢する。４つのトランスジューサが１つのトランスジューサ から放出されたエネルギを４回放出するので、移動する血液からのエコー信号サ ンプルは、背景またはプローブ組立体２４により生成される熱的ノイズよりも実 質的に高い。しかし、４つのトランスジューサにより放出され受取られる総超音 波エネルギがイメージ形成モードにある１つの付勢されたトランスジューサと関 連するエネルギよりはるかに高いので、飽和を避けるためシーケンサ１１８は、 制御信号を受信機１０６へ送出し、受信機１０６の利得を低減する。 図１１には、超音波イメージ形成システムが流れイメージ形成モードで動作す る間、伝送バス１４０および受取りバス１４２に対するプローブ組立体２４の１ 組のトランスジューサｔの接続方式を例示的に示す概略図が提示される。参考の ため本文に援用されるＰｒｏｕｄｉａｎ等の米国特許第４，９１７，０９７号に よりプローブ組立体２４に含まれる電子回路の更に詳細な記述が行われる。僅か に１６のトランスジューサ（ｔ₀乃至ｔ₁₅）が図１１に示されるが、図示された 実施例におけるプローブ組立体２４は、参考のため本文に援用されるＰｒｏｕｄ ｉａｎ等の米国特許第４，９１７，０９７号に記載された電子回路の前の記述に よる合計６４のトランスジューサを含んでいる。送信バス１４０および受信バス １４２に対する１組のトランスジューサのｔの同時の接続をサポートするため、 前記送信バス１４０および受信バス１４２は６４個の全てのトランスジューサｔ に接続される。 Ｐｒｏｕｄｉａｎ等の米国特許第４，９１７，０９７号に記載された超音波波 形を生成し受取るためプローブ組立体２４に保持された電子回路の図示された実 施例では、送受信コントローラ１４４はシフト・レジスタを含み、このシフト・ レジスタの各ビットはトランスジューサｔの１つと整合されている。バッファ制 御線ｂ₀〜ｂ₁₅における信号は、トランスジューサｔと関連する送受信バッファ を介して、送信バス１４０および受信バス１４２に対するトランスジューサｔ_{0 〜ｔ 15} の接続を制御する。 本発明の図示された実施例によれば、流れイメージ形成モードで動作中、送受 信コントローラは４つのバッファ制御線ｂにアクティブな制御信号を送って４つ の隣接するトランスジューサに対する送受信バッファを同時に動作可能状態にす る。例えば、図１１における概略図では、図６のステップ２３４によって、トラ ンスジューサｔ₁〜ｔ₄が、バッファ制御線ｂ₁〜ｂ₄を介して超音波波形を送信す ると共にイメージ形成領域から超音波エコーを受信するように選択される。４つ の隣接するトランスジューサ（ｔ₁〜ｔ₄）からの変換されたエコーがバッファを 通るように送られ、各バッファからの結果として生じる電流信号が組合わされて 受信バス１４２を介してマイクロケーブル２５へ送出される。 ３．生の流れイメージ形成データの取得 図６に概要が示されたステップの記述を続けると、シーケンサ１１８が流れ焦 点マップ・メモリ１１７を選択して、受信機１０６の利得および付勢されるトラ ンスジューサ要素数を調整することを含むシステムのセッティングを初期設定し た後、制御はステップ２３２へ進み、そこでシーケンサ１１８はトランスジュー サ要素ｔ₀〜ｔ₃を付勢（ａｃｔｉｖａｔｅ）する。トランスジューサ要素ｔ₀〜 ｔ₃を付勢した後、シーケンサ１１８は、Ｐｒｏｕｄｉａｎ等の米国特許第４， ９１７，０９７号において前に述べた周知の方法で、送信インパルス信号を送信 バス１４０を介してトランスジューサ要素ｔ₀〜ｔ₃へ送り、このトランスジュー サ要素が次に合計Ｊ個の超音波励起信号（ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ ｅｘｃｉｔａ ｔｉｏｎ ｓｉｇｎａｌ）を血管へ周期的に送る。シーケンサ１１８はまた、受 信バス１４２においてバッファされ送出されるＪ個の信号サンプルを受信するよ うにトランスジューサ要素ｔ₀〜ｔ₃を付勢する。 反復周波数（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）は、本発明の図示 された実施例における１６３０００励起信号／秒までの速度に保持される。この 速度で、２０００分の１秒より少ない時間で６４のイメージ領域の１つに対して １組のJ個の信号サンプル（但し、Ｊ＝２５６）が取得できる。しかし、この反 復期間は、１０００分の１秒より少ないか、１００００分の１秒より少ないか、 あるいは１０００００分の１秒より少なくてもよい。 前記の非常に高い反復周波数は、信号サンプルの比較的静止的な部分（組織お よび斑から生じる）が著しく減衰される１つのイメージ形成領域に対する最初の 信号サンプルあるいは信号サンプル・セット、および次の信号サンプルまたは信 号サンプル・セットの比較を容易にする。信号サンプルの比較的静止的な部分の 減衰は、イメージ形成領域の比較的活動的な部分（血液の流れを示す）の識別を 可能にする。 簡単に図１２を参照すれば、４つの同時に付勢された隣接したトランスジュー サ（ｔ₀〜ｔ₃）からの超音波放出に対する典型的なビーム・プロフィール（ｐｒ ｏｆｉｌｅ）が示される。当技術において周知のように、ソースにおける開口の 大きさを増すこと（６４のトランスジューサの４つの隣接するトランスジューサ からの超音波エネルギの同時放出の結果生じる）は、６４のトランスジューサの １つによる超音波エネルギの放出から生じるビーム・プロフィールよりソースか ら遠い距離において更に単一方向的でありかつ更に集束される超音波ビーム・プ ロフィールを生じる結果となる。図１２のビーム・プロフィールは、同じ４つの トランスジューサｔ₀〜ｔ₃が同時に超音波波形を合計６４のトランスジューサ要 素を持つ円筒状トランスジューサ・アレイ２３から同時に放出した直後に、エコ ーが４つの付勢されたトランスジューサｔ₀〜ｔ₃により受取られる脈管構造（ｖ ａｓｃｕｌａｔｕｒｅ）の有効部分を表わす。本発明の図示された実施例におい ては、フルスクリーンの流れイメージ（ｆｕｌｌ−ｓｃｒｅｅｎ ｆｌｏｗ ｉ ｍａｇｅ）は、６４のイメージ領域を含む。一時に４つからなる隣接トランスジ ューサの６４の組合わせの各々を用いて、６４のイメージ領域の対応する１つに 対する修正エコー波形を生成する。図１２は、フルスクリーンの流れイメージの ６４のイメージ領域の１つを含む領域Ｒを例示的に示す。トランスジューサｔ₀ 〜ｔ₃の付勢と関連する領域Ｒは、ビーム・プロフィール内で中心に置かれ、線 ｌ₁およびｌ₂により各側で囲まれる。無論、本発明の別の実施例は、フルスクリ ーン・イメージをなすイメージ領域数、放出トランスジューサの大きさおよび形 状、ビーム特性の大きさおよび形状、およびビーム特性とこのビーム特性と関連 するイメージ領域間の関係に対する修正を含み得る。 図６に戻って、超音波イメージ形成システムがステップ２３２においてＪ個の 信号サンプルを受取った後、制御はステップ２３４へ進み、ここでトランスジュ ーサ要素ｔ₁〜ｔ₄に対する送信バッファが、Ｊ個の超音波励起信号を血管内から 脈管構造の１つの領域へ周期的に送信するようにバッファ制御線ｂ₁〜ｂ₄を介し て付勢される。バッファ制御線ｂ₁〜ｂ₄はまた、Ｊ個の変換されたエコー波形を トランスジューサ要素ｔ₁〜ｔ₄から受取り、かつ先に述べた図１１に示された如 き受信バス１４２受信バス１４２に追加された電流信号を送出するように、トラ ンスジューサ要素ｔ₁〜ｔ₄に対する受信バッファを付勢する。 Ｊ個の超音波波形の放出、４つの隣接するトランスジューサ要素によるＪ個の 放出された超音波波形から生じるＪ組のエコー波形の受取り、および４つの隣接 トランスジューサの付勢された１組によるシフトのための４つの隣接するトラン スジューサ要素の組の付勢は、Ｊ個の信号サンプルの合計６４組がフルスクリー ンの流れイメージを生じるため信号プロセッサによって受取られるまで反復され る。ステップ２３６において、トランスジューサ要素ｔ₆₃、ｔ₀、ｔ₁およびｔ₂ に対する送受信バッファが付勢され、血管内からＪ個の超音波波形を送出し、合 計６４組のＪ個の超音波エコー波形の最後の組を受取る。バッファされた受信エ コー波形は加算され、受信バス１４２へ送出される。 先に述べた実施例では、通常のイメージ形成モードおよび流れイメージ形成モ ードの間の同じトランスジューサまたはトランスジューサの組がそれぞれある領 域の超音波エネルギを送出し受取るが、他の交互の送受信方式もまた可能である ことに注意すべきである。例えば、ある代替的な実施例では、第１のトランスジ ューサまたはトランスジューサの組が超音波波形を放出し第２の別のトランスジ ューサまたはトランスジューサの組が放出された超音波波形から生じるエコーを 受取るように、制御方式およびハードウエアに対して、当業者に容易に認識でき る方法で修正がなされる。 ４．生の流れイメージ・データ処理 生の流れイメージ・データを含むエコー波形がどのように獲得されるかについ て述べたが、次に、超音波流れイメージの１つのイメージ領域に対する修正され たエコー波形を得るためＪ個のディジタル化信号サンプルの値を組合わせるため の例示的パターンに対するステップが要約される図７に注目されたい。図７によ り要約される組合わせパターンの図示された実施例では、ＤＳＡ１１０が、Ａ／ Ｄコンバータ１０８からの各信号サンプルの受取りと処理の後の追加および差引 き間で交番する。しかし、本発明は、血管壁部の如き静止的な特徴からの変換さ れたエコー信号を減衰する間、流れる血液からの変換されたエコー信号を増幅す る信号サンプルに加えられる多数の追加および差引きパターンを考えるもので、 その事例を以下に述べる。 ステップ２１０において、４つの付勢されたトランスジューサの組が、血管内 から超音波波形信号を放出する。その後、超音波波形信号が、図１２に略図的に 示されるビーム・プロフィールに従って脈管構造のある領域を伝搬する。この領 域を伝搬する間、超音波波形信号は血液および組織に遭遇し、これらが超音波エ コーの生成を生じる結果となる。 ステップ２１２において、先に述べたイメージ形成モードにおける如く、超音 波エコーは直ちに血液と組織の両方からプローブ組立体２４へ戻り、４つの付勢 されたトランスジューサにより検出される。次に、ステップ２１３において、血 液および組織からの超音波エコーは、４つの付勢されたトランスジューサにより 電流エコー波形へ変換され、集積回路ボード上の相互インピーダンス増幅器によ りバッファされ、受信バス１４２における１つの電流信号に統合され、マイクロ ケーブル２５を介して受信機１０６へ送出される。受信機１０６は更に、受信信 号を増幅し濾波する。その後、結果として得る増幅および濾波電気信号はＡ／Ｄ コンバータ１０８へ送られる。次に、制御はステップ２１４へ進む。 ステップ２１４において、超音波エコーから生じるアナログエコー波形を１つ おイメージ領域に対する他のエコー波形と組合わせるプロセスがＡ／Ｄコンバー タ１０８で始まり、受信機１０６からの増幅されたエコー波形をディジタル化す る。静止的なイメージ形成モードに関して先に述べたように、Ａ／Ｄコンバータ １０８は、８ビットの振幅解像度により４００ＭＨzの速度で変換されたエコー 信号から生じる各アナログエコー波形から２０４８点からなる信号サンプルを生 成する。Ａ／Ｄコンバータ１０８は、この２０４８点のディジタル化波形に対す るデータをＤＳＡ１１０へ逐次送出して、制御がステップ２１６へ進む。 ステップ２１６において、Ａ／Ｄコンバータ１０８からの２０４８のディジタ ル化点を含む信号サンプルが、ＤＳＡ１１０によってＤＳＡ１１０のアキュムレ ータに格納された１組の２０４８の値へ加算され、このＤＳＡは先に述べたよう に追加と差引きの両動作の実施が可能である。結果として得る加算値は、ＤＳＡ １１０のアキュムレータに再び格納される。次いで、制御はステップ２１８へ進 む。 ステップ２１８において、１組の４つの付勢されたトランスジューサが、血管 内から次の超音波波形信号を放出する。ステップ２１０において、超音波波形信 号は、図１２に略図的に示されたビーム・プロフィールに従って脈管構造の１つ の領域を通るように伝搬する。この超音波波形信号は、超音波エコーの生成を結 果として生じる血液と組織に遭遇する。 ステップ２１２と機能において同じステップ２２０において、トランスジュー サが、ステップ２１８において４つの隣接するトランスジューサの組により放出 された超音波波形から生じる領域における血液と組織から超音波エコーを受取る 。次に、ステップ２２１において、この超音波エコーは、トランスジューサによ って電流エコー波形へ変換され、バッファされ、受信バス１４２で一つに加算さ れ、マイクロケーブル２５を介して受信機１０６へ送出される。 次に、制御はステップ２２２へ進み、ここで超音波エコーから生じるアナログ エコー波形を１つのイメージ領域に対する他のエコー波形と組合わせるプロセス がＡ／Ｄコンバータ１０８により継続して、ステップ２２０において受信機１０ ６により受取られるエコー波形からの２０４８のディジタル化点を含む１つのサ ンプルを生成する。次に制御はステップ２２４へ進み、ここで差引きモードで動 作するＤＳＡ１１０が、ステップ２１６の完了時にＤＳＡ１１０のアキュムレー タに格納された２０４８の蓄積点の値の組からディジタル化された信号サンプル を差引く。結果として得る値は、ＤＳＡ１１０のアキュムレータに再び格納され る。 本発明の図示された実施例において、変換されたエコー信号を交互に追加及び 差引きするための図７に示された例示的なステップ・シーケンスが合計Ｊ（２５ ６）個のディジタル化信号についてＪ／２（１２５）回実行されて、付勢された トランスジューサの組と関連するあるイメージ領域に対する修正されたエコー波 形を得る。しかし、イメージ領域に対する修正エコー波形を得るために、より多 くか少ないディジタル化信号サンプルを処理することができる。 （図７の）ステップをＪ／２回実施した後、ＤＳＡ１１０は、格納および以降 のイメージ構成処理のため、１６ビット・データの形態の２０４８の蓄積された 値の組を含む修正エコー波形を音響フレーム・バッファ１１２へ送出する。 図６において先に述べたように、フルスクリーンの流れイメージの６４のイメ ージ領域の各々に対して生の流れイメージ・データ（ｒａｗ ｆｌｏｗ ｉｍａ ｇｅ ｄａｔａ）が超音波イメージ形成システムによって得られる。従って、Ｄ ＳＡ１１０は、フルスクリーンの流れイメージを含む６４のイメージ領域の各々 に対する修正されたエコー波形を得るために、１つのイメージ化領域に対するＪ 個の信号サンプルを合計６４回処理する上記のステップを反復する。 均衡された信号サンプルの追加／差引きプロセスの図示された事例のステップ については、図７に関して述べた。しかし、イメージ領域の流れイメージを得る ため、１つのイメージ領域からのエコー波形から生じるＪ個の信号サンプルの組 を受取り組合わせるための他のシーケンスが、本発明の範囲内に該当するものと して考えられる。多くのこのような組合わせ方式の代替例について以下に記述す る。 ５．生の流れイメージ・データ処理のフィルタ特性 イメージ領域内で異なる速度で移動する物体に対するイメージ形成システムの 応答は、Ｊ個の変換された信号（Ｊ個のディジタル化信号サンプルへ変換される ）の組を受取る速度を修正することにより、および（または）Ｊ個の信号サンプ ルの組についてＤＳＡ１１０により行われる実質的に均衡のとれた追加および差 引きのシーケンスを修正することによって変更される。しかし、血液流のイメー ジ形成の周波数応答について論議する前に、周波数応答に依存するある変数が定 義される。 第一に、Ｊ個の信号サンプルを生じるためにトランスジューサが励起信号（１ 組のエコー信号の受取りが後に続く）を放出する速度は、以下本文において「反 復周波数（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）」と呼ばれる（図面に おいてはＲＦと略記される）。第二に、反復周波数の逆数は、「反復周期（ｒｅ ｐｅｔｉｔｉｏｎ ｐｅｒｉｏｄ）」である（図面においてＲＰと略記される） 。 第三に、本文に用いられる如き値Ｍは、Ｊ個の信号サンプルの組の処理におい てＤＳＡ１１０により行われる反復的な追加（ａｄｄｉｔｉｏｎ）または差引き の回数を指す。図７に概要が示される組合わせ方式の図示された事例では、Ｍは １に等しい。しかし、Ｍが２に等しい別の事例では、合計Ｊ個の信号サンプルが ＤＳＡ１１０により処理されるまで、ＤＳＡ１１０は一連の２回の追加動作を行 い、その後に一連の２回の差引き動作が続き、次に２回の追加動作が続き、、、 の如くである。ＪおよびＭの値は、信号に対して追加および差引きの動作が信号 サンプルの静止的な部分がイメージ領域に対して結果として得る修正エコー波形 における活動的な部分に比して実質的に減衰されることを保証するように実質的 に均衡させられる。 図８ａおよび図８ｂにおいて、模範的な信号サンプル処理シーケンスに対する フィルタ周波数応答の事例が提示される。図８ａにおける双極性の方形波は、時 間領域において、Ｊ個の信号サンプルについて行われ追加および差引きのシーケ ンスによる（Ｊ個の信号サンプルへ変換される）Ｊ個の信号の修正を表わす。図 ８ａに示される方形波の正または負の各セグメントの長さは、Ｍ（信号サンプル の反復される追加または差引きの回数）に反復期間（ＲＰ）を乗じたものに等し い。更に、（Ｊ個の信号サンプルの生成のため）Ｊ組の変換された信号の取得を 表わす方形波の全長は、Ｊに反復期間（ＲＰ）を乗じたものに等しい。１秒当た り１６３０００回の反復速度の場合、Ｊ個の信号サンプルに対する取得期間は１ 秒の数千分の１程度である。しかし、この取得期間は、全ての取得時間が最大期 間より小さい限り、増加あるいは減少することができる。最大期間は、脈管構造 のイメージ形成領域における組織が実質的に固定された位置に止まることである 。結果として、Ｊ個の信号サンプルが組合わされる時、主として組織を含むイメ ージ化領域の部分に対する組合わせ信号は、主として流れる血液を含むイメージ 化領域の部分に対して組合わされた信号に比して実質的に減衰される。 図８ｂは、図８ａに示されたＪ個の信号サンプルの時間的な一連の追加および 差引きのフーリエ変換から得られたサンプリング・シーケンスの周波数応答を示 している。図８ｂに示された図８ａのフーリエ変換は、図８ａに示された方形波 サンプリング方式に対する周波数要求のピークが下式により表わされる周波数で 生じることを示す。即ち、 中心周波数＝±反復周波数／２Ｍ （１） 従って、式（１）によれば、Ｍを増やすか反復周波数を減じると、中心周波数を 減じる傾向がある。 更に、１次近似化に対して、中心周波数における１次ピークの−３ｄＢ帯域幅 は下式により近似化される。即ち、 −３ｄＢ帯域幅＝反復周波数／２Ｊ （２） 従って、式（２）によれば、組合わせ信号サンプル数Ｊを増すか、あるいは反復 周波数を減じると、−３ｄＢ帯域幅を狭くする。 図８ｂに示される周波数領域の応答を続けて論議すれば、方形波フィルタ・サ ンプリングにより、高調波が奇数、全数、中心周波数の倍数で生成される。更に 、時系列サンプリングは効果的なデータのボックスカー（ｂｏｘｃａｒ）・サン プリングであるため、ベースバンドおよび各奇数番目の高調波における周波数帯 域通過形は、効果的に図８ｂに見られるように（Ｓｉｎ Ｘ）／Ｘ応答である。 負の周波数スペクトルにおけるミラー・イメージ周波数応答が、差別することな く血液の順および逆の両方向の運動に対するフィルタの感度を示す。 血液流のイメージ形成に図８ａおよび図８ｂに関して先に述べた追加／差引き シーケンスの周波数応答特性を適用すること。（比較的静止的な）組織エコー信 号を実質的に減衰する間、（比して活動的な）血液エコー信号を増幅するＭに対 する値が選択されることが望ましい。図７に示されるように、各信号サンプル（ Ｍ＝１）後の交互の加算および差引き動作（ａｄｄｉｔｉｏｎ ａｎｄ ｓｕｂ ｔｒａｃｔｉｏｎ ｏｐｅｒａｔｉｏｎ）が、反復周波数が１秒当たり１６３０ ００回の励起／受信と等しい時、イメージ形成領域の迅速な変化部分（即ち、迅 速に流れる血液）のイメージを生じる。３秒、４秒（Ｍ≧３）以上の信号サンプ ル後のＡＬＴ追加および差引き演算が、比較的遅く運動する血液または遅く運動 する組織から生じる信号サンプルの比較的早くない変化部分に対する流れイメー ジ形成モードの感度を増す。 比較的遅く移動する血液からのエコー信号を捕捉（ｃａｐｔｕｒｅ）するため に（流れイメージ形成のために）、Ｍに対する値が増加される。しかし、Ｍの値 を増すことにより連続的な反復加算または差引き演算のストリングの大きさを増 すことの短所は、遅く運動する組織に対するイメージ形成システムの信号応答が 増加することである。遅い運動の組織に対するイメージ形成システムの信号応答 が増すことである。運動する組織に対する増加する信号応答が、血液の流れイメ ージ形成を制限し、従って、所与の反復周波数に対するＭの最大値を制限する。 図面には特に示されないが、超音波イメージ形成システムのユーザは、イメー ジ形成システムのフィルタ特性を修正するため、ＤＳＡ１１０により行われた加 算／差引きシーケンスを再プログラミングする制御に対するアクセスが与えられ ることが望ましい。指定された追加および差引きシーケンスが、シーケンサ１１ ８により記憶される。次に、シーケンサ１１８が制御信号をＤＳＡ１１０へ送り 、ＤＳＡ１１０に１組のＪ個の信号サンプルに対して指定された追加および差引 きシーケンスを実施させる。 フィルタ特性を修正（ｍｏｄｉｆｙｉｎｇ）することにより、超音波イメージ 形成システムが特定の状況の下で、ユーザが最もあり得る流れイメージを生じる ことを可能にする。これは、血液流と組織の運動の特性が生体の脈管系内で著し く変化するので、血液流のイメージ形成において特に重要である。図７に示され る流動図に要約される方法のステップならびにこれらステップの反復数は、Ｊ個 の信号サンプルに対するＤＳＡ１１０による印加のためシーケンサ１１８に対し てユーザにより与えられる修正された加算／差引きシーケンスに従って、簡明な 方法で変更される。 ６．ビデオ・イメージを得るためイメージ形成信号の処理 図４のステップ２０２の記述を続けると、シーケンサ１１８は、６４の個々の イメージ形成ベクトルの組に対するイメージ値を計算するため、交差点スイッチ １１４、乗算器１１９およびＷａｌｌａｃｅ加算器１２０に対して適正な制御信 号を提供するため、スイッチ１１５に対する線１２１に制御信号を送って流れ焦 点マップ・メモリ１１７をシーケンサ１１８に接続する。流れ焦点マップ・メモ リ１１７は、周知の方法で音響フレーム・バッファ１１２に格納された６４の修 正されたエコー波形からイメージ形成ベクトルに対する点値を計算するのに必要 な遅延および加重の全てを定義する。本発明の図示された実施例では、再構成集 束は用いられず、他の組の加重データと共に追加されることなくデータがＷａｌ ｌａｃｅ加算器１２０に送られ、従って、これ以上の集束がＷａｌｌａｃｅ加算 器１２０によって実現される。これは、ゼロ値を乗算器１１９の１０の内９つの 加重要素へロードすることにより行われ、唯一つの加重要素がゼロでない加重値 を受信する。再構成の集束が用いられないので、付勢された隣接するトランスジ ューサの６４の異なる組合わせ（図６のステップにより要約される）が、６４の 個々のイメージ形成ベクトルの組を生じる結果となる。 フルスクリーンの流れイメージを生成するため、６４の個々のイメージ形成ベ クトル（６４のイメージ領域に対応する）の組の各々が、４４０×４４０ピクセ ル・ビデオ・システムにおける流れイメージに対するピクセル値を割当てる目的 のため角度に依存するサンプル速度コンバータ１２４に与えられる１７６０の平 均して２７の個々のイメージ形成ベクトルへマップされる。６４の個々のイメー ジ形成ベクトルの１つがマップされる個々のイメージ形成ベクトルの実際の数が 、６４の個々のイメージ形成ベクトルの一方と関連する脈管構造の表示スクリー ンに対応するビデオ・ディスプレイ２８の表示スクリーンの一部の縁部における ピクセル数によって決定される。 ６４の個々のイメージ形成ベクトルの組が、超音波イメージ形成システムのハ ードウエア記述に関して先に述べた方法で処理するため、Ｗａｌｌａｃｅ加算器 １２０からディジタル整流器／フィルタ１２２へ送られる。その後、整流され濾 波されたイメージ・データが角度に依存するサンプル速度コンバータ１２４へ送 られる。サンプル速度コンバータ１２４は、極座標で表わされる１７６０のイメ ージ形成ベクトルのベクトル値をＹ座標および角度Θに関して表わされた１組の １７６０の変換されたベクトル・イメージ値へ変換し、Ｙ／Θメモリ・バッファ １２６における１７６０の変換されたイメージ形成ベクトルが、共中心型方形波 発生器１２８により、参考のため本文に援用されるＰｒｏｕｄｉａｎ等の米国特 許第４，９１７，０９７号に記載された方法で４４０×４４０ピクセル・ビデオ ・システムにおける最も近い対応するピクセル場所へ送られて割当てられる。次 に、ピクセル場所に対応する流れイメージ・データがビデオ・システム１３０へ 送られる。ビデオ・システム１３０が、閾値を満たしあるいはこれを越えるピク セル値に対する流れイメージ・ピクセル・データを着色する。 流れイメージ・ピクセル・データの着色が、主として血液流と関連するイメー ジの活動的な部分と、主として血管壁部と組織と関連するイメージの静止的な部 分との間のコントラストを強調する。本発明の図示された実施例においては、ビ デオ・システムが赤の色を流れイメージ・ピクセル・データへ割当てるが、複合 イメージで組織と血液流間のコントラストを強調するため使用することができる 他の適切な別の表示方式は公知である。 ７．流れイメージの格納 図４の記述を続けると、（ステップ２０２で）超音波イメージに対してピクセ ル値が計算された後、制御はステップ２０３へ進む。ステップ２０３で、超音波 イメージ形成システムが流れイメージ形成モードで動作する間取得されたイメー ジに対して結果として生じる着色ピクセル値が、（シーケンサ１１８から線１２ ３を介して制御された）スイッチ３を介してビデオ・システム１３０を介して選 択的に送られ、流れピクセル・メモリ１３２ａ内に記憶される。その後、本発明 の超音波イメージ形成システムが、イメージ・ピクセル・メモリ１３２ｂからの ピクセル・データに基く複合イメージを、流れピクセル・メモリ１３２ａからの 着色ピクセル・データを生成する。 ８．複合イメージの生成 本発明の図示された実施例では、加算回路１３３によってイメージ・ピクセル ・メモリ１３２ｂからのピクセル値を流れピクセル・メモリ１３２ａからの対応 するピクセル値に加算することにより、メージ形成システムは（ステップ２０４ で）複合イメージを生成する。加算回路１３３は、表示スクリーン上の同じ場所 に対応する流れピクセル・メモリ１３２ａ、１３２ｂの各々から１つのピクセル 値を 受取り、２つの信号を加算して表示スクリーン上のピクセルに対する値を得る。 複合イメージを得るため、表示スクリーン上の各ピクセル場所毎にこの加算手順 が反復される。 ９．複合イメージの表示 図４のステップの記述を続けると、制御は次に、複合イメージがビデオ・ディ スプレイ２８に表示されるステップ２０５へ進む。ステップ２０５の１つの特質 によれば、加算されたピクセル・データが最初にガンマ補正索引テーブル１３４ へ送られ、ここで加算回路１３３からのピクセル・データが周知の方法で処理さ れる。次に補正されたピクセル・データがＤ／Ａコンバータ１３５へ送られ、こ こで補正されたピクセル・データを用いて、比較的静止的な特徴の黒白イメージ と、血液流その他の活動的な特徴の着色されたイメージとを含む血管の複合イメ ージを表示するためビデオ・ディスプレイ２８を制御する。複合イメージを表示 するステップが図４の最終ステップとして表示されるが、流れピクセル・メモリ １３２ａとイメージ・ピクセル・メモリ１３２ｂに記憶されるデータに基く複合 イメージを表示するステップがピクセル・メモリ１３２ｂおよび１３２ａに有効 イメージ・データが記憶された後のいつでも生じることが理解される。更に、表 示されたイメージのリフレッシュは、ピクセル・メモリ１３２ａまたは１３２ｂ が新たなデータがロードされる都度数回生じる。 １０．図示された実施例の研究所テスト 図８ａにより示される交互の信号サンプル組合わせ方式を用いる上記の超音波 イメージ形成システムのテストに際して、イメージ形成カテーテルがイメージ形 成システムに接続され、イメージ形成モードが標準的なイメージ焦点マップを用 いて検査された。カテーテルが、プラスチック・チューブに配置され、イメージ が形成された。 その後、システムが先に述べた流れイメージ形成モードへ切換えられた。ある 量のマイクロバルーン充填水が、灌注器を用いてプラスチック・チューブ内のイ メージ形成カテーテルを通して注入された。繰返された注入中、交互の加算／差 引きシーケンス（即ち、値Ｍ）が２乗増加された。例えば、下記の手順がＤＳＡ １１０によって行われた。 + - + - + - + - + - + - + -．．． + + -- + + -- + + -- + +．．． + + + + ---- + + + + ----．．． + + + + + + + + -------- + + + + + + + + -．．． 更に、変動する流れ速度に対する各シーケンスの感度をテストするため、充填水 の流れ速度が変化させられた。このプロセスは、新鮮な子羊の血液と、参考のた め本文に援用されるＥｂｅｒｌｅ等の係属中の米国特許出願第０８／０１２，２ ５１号に記載されるものの如き更に感度の高いトランスジューサを用いて反復さ れた。 マイクロバルーン懸架（ｍｉｃｒｏｂａｌｌｏｏｎ ｓｕｓｐｅｎｓｉｏｎ） により、プラスチック・チューブの領域内で流れが明瞭に視認できた。トランス ジューサをチューブ内に偏心するように配置して、流れパターンが直接内腔の位 置と対応した。信号の飽和により、プラスチック・チューブからの比較的大きな エコーは流れイメージでは完全に打ち消されず、流れパターン付近で視認できた 。 流動媒体として子羊の血液を用いて、標準的なトランスジューサ・カテーテル を用いて不充分な感度を得た。その代わり、Ｅｂｅｒｌｅ等の米国特許出願第０ ８／０１２，２５１号に記載された形式の約３０ｄＢの更に大きな感度を持つ比 較的高電力のトランスジューサ・カテーテルが用いられた。このトランスジュー サの場合、赤血球からの低レベルの後方散乱が明瞭に視認でき、プラスチック・ チューブにおける内腔位置のイメージ形成を可能にした。 これらの実験は、血液の如き後方散乱媒体から流れの情報を取出す可能性を示 した。２次元断面の組織イメージに対して着色およびオーバーレイが、過去のイ メージ形成手法および装置においてこれまで不明瞭な血液流の領域の識別を助け ることになる。 Ｅ．本発明の代替的実施例 １．マグニチュード変調フィルタ・シーケンス 信号値を交互に加算し差引きすることにより、ＤＳＡ１１０は、双極性方形波 に相等するプラス１またはマイナス１の値（図８ａに例示的に示される）だけ入 力信号値を有効に変調する。しかし、本発明の別の実施例においては、信号プロ セッサ３０は、（指定されたＭ値に従って）イメージ領域に対するＪ個の信号サ ンプルの組について一連の加算および差引きを行うことに加えて、Ｊ個の信号サ ンプルの組に対して一連の非ユニタリ係数（ｎｏｎ−ｕｎｉｔａｒｙ ｃｏｅｆ ｆｉｃｉｅｎｔｓ）を加えることによりＪ個の信号サンプルの組のそれぞれのマ グニチュードを変調する。 図９ａに示された別の変調パターンにおいては、方形波を規定するユニタリ係 数の代わりに、係数値が余弦のテーパ・マグニチュード・エンベロープ（ｃｏｓ ｉｎｅ ｔａｐｅｒ ｍａｇｎｉｔｕｄｅ ｅｎｖｅｌｏｐｅ）内で正弦波パタ ーンに従うように均衡係数が選択される。正弦波パターンは、歪みが導入されな い限り、周波数領域の高調波を排除する。更に、帯域通過特性を整形し、帯域幅 を変化させかつサイドローブを減じるため、Ｊ個のサンプルの時系列が余弦テー パ関数、ガウス関数、ハミング関数などの標準的な関数で囲まれる（ｗｉｎｄｏ ｗｅｄ）。 余弦テーパ・エンベロープ内の正弦波によりＪ個の受信信号を変調する効果が 図９ｂに示される。このように、これらのフィルタ例を見れば、信号の振幅変調 により種々の流れイメージ形成状態における血管中の比較的静止的特徴と比較的 活動的特徴間の対照を改善するようにこのイメージ形成法のフィルタ特性の更な る特殊化が可能であることが当業者には理解されよう。 受信信号の非ユニタリ変調の実施において、信号の変調は、加算および差引き 演算が実質的に均衡される如きものであるべきである。換言すれば、ＤＳＡ１１ ０により加算される信号サンプルに与えられる一連の変調係数は、１つのイメー ジ領域に対するＪ個の信号サンプルに対してＤＳＡ１１０により差引きかれる信 号サンプルに印加される一連の変調係数に相等するものでなければならない。均 衡した係数は、イメージ領域における静止的特徴（例えば、組織）によって生じ るエコー信号に起因する組合わされた信号サンプルの各部の減衰を生じる結果と なる。 図１０によれば、エコー信号の変調は、（図３ａの）Ａ／Ｄコンバータ１０８ とＤＳＡ１１０間に挿入された係数乗算器１０９によって行われる。係数乗算器 １０９によりエコー信号へ与えられる変調係数シーケンスは、係数メモリ１０２ によって与えられる。シーケンサ１１８からのアドレス線１０１は、データ線１ ０３の係数乗算器１０９へ係数メモリ１０２により与えられる係数シーケンスを 選択する。 ２．同じイメージ領域からの信号に対する多重フィルタ・シーケンスの印加 組合わされたエコー波形（信号サンプル）の周波数応答は、血液の流れ速度に 比例する。このため、本発明の別の代替例によれば、Ｎ個の異なる周波数におけ る主要周波数感度を持つ１組のＮ個のフィルタが、Ｎ個までの異なる血液流速度 範囲を持つＮ個までの流れ区間を弁別するためのＮ個の異なる表示モード（例え ば、カラーまたは強さ）を有する複合血液流イメージを生成するためのＮ組の流 れイメージ・データを提供する。別の流れイメージ形成方式の実施を容易にする 図３ａに示されたイメージ・プロセッサの修正部分を示す概略図が図１３に提示 される。４つのフィルタが提供される（即ち、Ｎ＝４）システムに対する例示的 な複合流れイメージが図１４に例示的に示される。図１４の結果として得る流れ イメージは、トランスジューサと、組織と、４つの異なる血液流の速度により特 徴付けられる４つの異なる流れ区間を示す断面イメージを特徴とする。 図１３において、図３ａにおける信号プロセッサに対する修正は、Ａ／Ｄコン バータ１０８からディジタル化信号サンプルを受取り、係数メモリ１０２の１０ ２ａからデータ線１０３に与えられる乗数値に従って信号サンプルを修正する係 数乗算段１０９の挿入を含む。第１の部分１０２ａからの乗数値の選択は、アド レス線１０１のシーケンサ１１８によって送られる信号により支配される。 修正信号サンプルは、係数乗算器１０９からＤＳＡ１１０へ送られる。この修 正信号サンプルは、ＤＳＡ１１０のＡＬＵにより、制御バス１００を介してシー ケンサにより送られる加算／差引きモード信号に従って、ＤＳＡ１１０に記憶さ れた蓄積値と比較される。Ｊ個の信号サンプルの組がＤＳＡ１１０で組合わされ た後、組合わせ信号が閾値検出器／レベル・シフタ３３３へ送られる。 閾値検出器／レベル・シフタ３３３は、線３３５を介して係数メモリ１０２の 第２の部分１０２ｂにより与えられる第２の組の信号の制御下で、ＤＳＡ１１０ からのディジタル化数値を濾波して正規化する。第２の部分１０２ｂから送られ た閾値およびシフト・レベルに対する値は、アドレス線１０１におけるシーケン サ１１８によって送られる信号により決定される。閾値検出器／レベル・シフタ ３３３は、周知の方法で、（係数メモリ１０２により与えられる）指定された最 小マグニチュード（ｍｉｎｉｍｕｍ ｍａｇｎｉｔｕｄｅ）を満たさないＤＳＡ １１０からの組合わせ信号を表わす１組の値の数値をゼロにセットする。閾値検 出器／レベル・シフタ３３３は、係数メモリ１０２により与えられるレベルに従 って、指定された最小大きさ（振幅）を越える値を周知の方法でゼロでない値へ スケールする。ゼロでないレベルにシフトされた値は、その後アキュムレータ３ ３４に格納される。 複数の帯域通過フィルタから濾波されたイメージ・データを得るステップが、 図１５に要約されている。これらのステップは、図１６ａ〜図１６ｂ、図１７、 図１８ａ〜図１８ｄ、図１９ａ〜図１９ｄ、および図２０に提示される例示的な 波形および周波数応答カーブに関して記述される。イメージ処理システムは、印 加されるフィルタ波形当たり１回ずつ、図１５に要約されたステップ４０２〜４ １０をＮ回通過する。４つのフィルタを有する本発明の代替例実施例によれば、 プロセッサは図１５のステップを合計４回通過する。Ｎ個のフィルタ波形を用い て処理するため信号サンプルが取得される間、血液流の速度が実質的に一定のま まであるように、値Ｊが選択されるものとする。更にまた、本発明の流れ速度の イメージ形成特徴を示す目的のために４つのフィルタが選択される。問題領域を カバーするために他の数の多重フィルタもまた使用できる。 ステップ４００において、カウンタｉが１にセットされる。制御はステップ４ ０２へ進み、ここでＪ組のディジタル化信号サンプルが、図１６ａに示される波 形Ｗ₁を特徴とするフィルタに従って係数乗算器１０９とＤＳＡ１１０によって 処理される。フィルタ波形Ｗ₁の周波数応答は、図１６ｂに応答カーブＣ₁として 全体的に示され、Ｆ₁でピーク周波数応答を持つ。（血液からの比較的活動的な 部分Ｄと組織からの比較的静止的な部分Ｓとを有する図１７に略図的に示された エコー波形の如き）エコー波形からのＪ個の信号サンプルの組をフィルタ波形Ｗ₁ に従って組合わせると、活動的な血液信号の一部のみが図１８ａに例示的に示 される如く検出される組合わせ信号を生じる結果となる。 ＤＳＡ１１０は、図１８ａにおける部分的修正エコー波形によりグラフで示さ れるＪ個の組合わせ信号サンプルに対する１組の値を、閾値検出器／レベル・シ フタ３３３へ転送する。次に、ステップ４０４において、閾値検出器／レベル・ シフタ３３３の閾値検出器部分が、図１８ａにグラフで示されたディジタル値の 組を周知の方法で図１９ａにグラフで示された種類の１組の２レベル・データへ 変換する。次に、制御はステップ４０６へ進み、ここで図１９ａに示された波形 値が係数メモリ１０２からの線３３５で送られたレベル値に従って閾値検出器／ レベル・シフタ３３３によりレベル・シフトされる。フィルタ波形Ｗ₁に対応す るレベル・シフトされた部分修正エコー波形が最低レベルを割当てられる。 次に、ステップ４０８において、フィルタ波形Ｗ₁に対応するレベル・シフト された部分修正エコー波形に対する値の組がアキュムレータ３３４に格納される 。 次に、ステップ４１０において、イメージ形成システムが１つの領域に対する Ｎ個の信号フィルタ波形Ｗの各々を印加しなかったならば、制御はステップ４１ ２へ進み、ここでカウンタｉが１だけ増分され、ピーク周波数Ｆ₂を持つフィル タ波形Ｗ₂がステップ４０２に従ってＪ個のディジタル化された信号サンプルの 組へ加えられて、図１８ｂに例示的に示された部分修正エコー波形を得る。Ｗ₂ を加えることにより与えられた修正周波数応答が、先に述べた式（１）に含まれ る変数（即ち、ＭまたはＲＦ）の１つまたはそれ以上を修正することにより得ら れる。ステップ４０４により、図１８ｂに示された部分修正エコー波形がフィル タ波形Ｗ₁に関して先に述べた方法で処理されて、図１９ｂに示された２レベル 波形を得る。その後、図１９ｂに示された２レベル波形がレベル・シフトされて （ステップ４０６）、アキュムレータ３３４に格納される（ステップ４０８）。 例示的な代替例において、各フィルタ波形Ｗ₁と関連するゼロでないデータは 、他のフィルタ波形と関連する非ゼロ・データとはオーバーラップしない。実際 には、ある特定の領域に対して非ゼロ・データのオーバーラップが生じる。この オーバーラップは、最も後に加えられたフィルタ波形Ｗと関連する非ゼロ・デー タと前に格納された非ゼロ・データを重ね書きすることにより解消される。従っ て、フィルタ波形Ｗ₂と関連する非ゼロ・データがアキュムレータ３３４に前に 格納されたフィルタ波形Ｗ₁と関連する非ゼロ・データとオーバーラップするな らば、Ｗ₂と関連する非ゼロ・データがフィルタ波形Ｗ₁と関連するオーバーラッ プする非ゼロ・データを置換する。 イメージ処理システムは、対応するピーク周波数応答Ｆ_iを持つ図１６ａに例 示的に示されたフィルタ波形Ｗ₁の各々が脈管構造の選択された領域（例示的な 代替例においては、ｉ＝１乃至４）に対するＪ個の信号サンプルの組へ加えられ るまで、図１５で要約された先に述べた制御ループを再実行する。加えられたフ ィルタの各々に対して結果として得る修正された部分的エコー波形が図１８ａ、 図１８ｂ、図１８ｃ、図１８ｄに示され、対応する閾値検出器出力波形が図１９ ａ、図１９ｂ、図１９ｃ、図１９ｄにそれぞれ示されている。 組合わされたレベル・シフト部分修正エコー波形に対応するアキュムレータ３ ３４に含まれる修正エコー波形が図２０にグラフで示される。個々のフィルタ波 形Ｗの各々に対する組合わせ信号へ加えられる個々のレベル・シフト値の結果と して、異なるフィルタ波形の各々に対するアキュムレータ３３４に格納されたデ ータは、他のフィルタ波形に対するデータから容易に弁別することができる。図 ２０に示された実施例である別の多重フィルタにより生成されたイメージ・デー タの事例においては、フィルタ波形Ｗ₁に対応するアキュムレータ３３４に格納 された値が割当てられたレベル１の値を持ち、フィルタ波形Ｗ₂対応するアキュ ムレータ３３４に格納された波形値が割当てられたレベル２を持ち、、、などの 如くである。 次に、ステップ４１４において、図２０にグラフで示された蓄積された波形値 が、先に述べた流れイメージ形成処理ステップに従う処理および表示のためにス イッチＳＷ．１を介して音響フレーム・バッファ１１２へ送られる。信号レベル を用いて、流れイメージのカラーを変調し、あるいは表示されたカラーの強さを 変調する。このように、流れイメージは、流れが生じる場所を表示するのみなら ず、流れイメージはより早い移動の血液とより遅い移動の血液の区間マップをも 表示する。 図１６ａに示される４つのフィルタ波形シーケンスの各々において、信号サン プルの数Ｊは一定のままである。しかし、反復周波数（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）は、最初の３つのサンプリング・シーケンスの各々の後に 増加されて４つの異なる信号応答カーブ（図１３ｂに略図的に示される）を特徴 とする合計４つの信号サンプル・セットを提供する。比較的低い反復周波数を特 徴とする最初のサンプリング・シーケンス（１）が、遅い移動の血液の検出と関 連させられる周波数Ｆ₁でピーク応答を生じる。サンプリング・シーケンス（１ ）より高い反復周波数を特徴とする第２のサンプリング・シーケンス（２）が、 僅かに早い移動の血液の検出と関連させられるより高い周波数Ｆ₂でピーク応答 を生じる。更に高い反復周波数を特徴とするサンプリング・シーケンス（３）お よび（４）が、２つのより高い速度範囲で流れる血液を検出する周波数Ｆ₃およ びＦ₄でピーク応答をそれぞれ生じる。 サンプリング・シーケンスに対する応答特性について反復周波数に対する修正 に関して図１６ａおよび図１６ｂに記述したが、応答特性もまた先に述べた値Ｍ により影響を受けることが判る。従って、Ｍの値および（または）反復周波数を 修正することで、加えられたフィルタの波形シーケンスに対する修正された周波 数応答を結果として生じる。 多重フィルタの流れイメージを生じる流れイメージ・プロセッサの図示された 代替例は、イメージ領域に対するＪ個の信号サンプルの組にフィルタ・シーケン スを加える僅かに１組の処理ハードウエアを含む。その結果、イメージ・プロセ ッサがイメージ領域に対するＪ個の信号サンプルの多数の組を受取り、フィルタ ・シーケンスの各々はイメージ領域に対するＪ個の信号サンプルの多数の組の各 々 に加えられる。本発明の範囲内で、図１３に略図的に示されたハードウエアの複 数のコピーを用いてイメージ領域に対して受取られた１組のＪ個の信号サンプル と並列に、複数のフィルタ・シーケンスを加えるステップを実行することが考え られる。また、１つのイメージ領域に対する同じ組のＪ個の信号サンプルに対し て個々のフィルタ・シーケンスを逐次に加えることも本発明の範囲内に含まれる 。 ３．代替的なイメージ再構成方式 流れイメージ構成手法の図示された実施例は、Ｐｒｏｕｄｉａｎ等の米国特許 第４，９１７，０９７号に記載されたイメージ形成法において用いられた再構成 集束手法は用いない。信号サンプル数（Ｊ）が大きい（例えば、２５６）時、付 勢された１組のトランスジューサ要素により受取られるエコー信号に対して応答 し得る血液体積は、Ｊ個の信号サンプルの２組の取得間に実質的な期間が経過し て以後イメージ領域の別の半径方向断面からのＪ個のエコー信号の次の組を受取 る付勢されたトランスジューサ要素の次の組によりエコー信号を受取らせる血液 体積と同じではない。従って、値Ｊが大きい時、複雑な再構成集束計算を行って 流れイメージを得ることは、流れイメージに対する集束点を計算するため先に述 べたそれほど複雑でないイメージ計算方式に増して選好されるものではない。 しかし、選択された値Ｊが小さい（例えば、２）ければ、血液の体積は隣接す るトランスジューサのエコー受信位置に対して実質的に同じである。従って、本 発明の代替例において、再構成的なイメージ形成集束手法（Ｐｒｏｕｄｉａｎ等 の米国特許第４，９１７，０９７号に記載される）を用いて、非常に短い期間に わたりプローブ組立体により受取られる超音波エコーから得たイメージ信号から 更に詳細な流れイメージを構成する。 本発明についてはある望ましい実施例および代替例に関して記述したが、本発 明をこれらの実施例に限定する意図はない。例えば、本発明はＰｒｏｕｄｉａｎ 等の米国特許第４，９１７，０９７号に記載された一般的形式のトランスジュー サ要素の円筒状アレイを持つプローブ組立体を用いて実施されることが望ましい が、当業者には周知の他の適切なプローブ組立体もまた本発明の実施に適する。 これらの代替例なプローブ組立体は、例えば、プローブ組立体の直径の周囲の完 全ではないトランスジューサ・アレイを持つ回転トランスジューサ・プローブ組 立体、あるいは１つの回転ミラー組立体、あるいは回転トランスジューサの機械 的イメージ形成カテーテルを含む。更に、トランスジューサ・アレイは、プロー ブ組立体の前方に前方を向くイメージ形成装置として、あるいはプローブ組立体 の側面に取付けられた平坦面として配置してもよい。 比較的制止的な目標からの信号を抑制しながら非制止的な目標からの信号を強 調する別の適切な方法および信号処理回路もまた、例えば下記を含む本発明の範 囲内に該当するものと見做される。即ち、Ｐａｓｔｅｒｋａｍｐ等の「血管内腔 の弁別および単一の３０ＭＨzのＵＳイメージにおける切開：血液の後方散乱を 有利に“混同すること”の使用（Ｄｉｓｃｒｉｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ Ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ Ｌｕｍｅｎ ａｎｄ Ｄｉｓｓｅｃｔｉｏｎｓ ｉｎ ａ Ｓｉｎｇｌｅ ３０ ＭＨｚ ＵＳ Ｉｍａｇｅ：Ｕｓｅ ｏｆ ‘Ｃｏｎｆｏｕｎｄｉｎｇ’Ｂｌｏｏｄ Ｂａｃｋｓｃａｔｔｅｒ ｔｏ Ａｄ ｖａｎｔａｇｅ）」（Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ、１９９３年、第１８７巻、第３部、 ８７１〜８７２ページ）に記載された平均化法。これにおいては、隣接するイメ ージ・フレームが差引かれ、結果として得る減法イメージが一連の１５〜２５の 連続的フレームにわたって平均化される。このような平均化方式は、本発明のＤ ＳＡ１１０に適用することができる。しかし、本発明によれば、この平均化方式 は、イメージ・フレーム領域ではなく、変換されたエコー信号領域（アナログま たはディジタル化のいずれかの形態）において実現される。 他のハードウエア構成もまた考えられる。例えば、ＤＳＡ１１０へ転送される 前に信号サンプルの変調をハードウエアによって行うことができる。従って、Ｄ ＳＡ１１０は単に変調された信号サンプル・セットについて加算を行うことにな る。他の差引き／平均化の方法も考えることができるが、これらは従来技術の制 限を克服するために本文に述べた方法で（全フレーム・イメージから生じるピク セル・イメージ・データではなく）変換されたエコー・データの組に対して働く ことが重要である。 本発明の範囲は、超音波信号を送信し、受信して分析する方法への他の修正、 および発明の記述および（または）本文に記載された種々の望ましい実施例およ び代替例に照らして、当業者にとって周知である修正を実施するため用いられる ハードウエアに限定することなくこれを含むことが意図される。この意図は、請 求の範囲により規定される如き発明の趣旨および範囲内に含まれる全ての変更、 修正および相等を網羅する。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 スティーブンス，ダグラス・エヌ アメリカ合衆国カリフォルニア州95616, デービス，エバンス・コート 1230 (72)発明者 リッツァ，ジェラルド・エル アメリカ合衆国カリフォルニア州95684, サクラメント，ブエナ・ビスタ・ドライブ 3581 (72)発明者 ハビランド，ダニエル・エス アメリカ合衆国カリフォルニア州95610, シトラス・ハイツ，マレサ・ストリート 7145

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．脈管構造内の領域の内部の血液流を表わす領域のイメージを構成する方法に おいて、 後で前記脈管構造内の領域を伝搬する超音波波形を該脈管構造の内腔の内部か ら放出するステップと、 前記領域内部の組織と血液とからの超音波波形の反射から生じる放出超音波波 形のエコーを感知するステップと、 感知されたエコーをエコー波形に変換するステップと、 前記領域からの感知されたエコーから生じる１組のエコー波形を得るため、前 記放出、感知および変換ステップを複数回反復するステップと、 前記１組のエコー波形を組合わせて、流れる血液を含む比較的活動的な特徴に より占められる前記領域内の修正エコー波形表示領域を形成するステップとを含 み、前記１組のエコー波形の部分は、前記領域における組織を含む、前記修正エ コー波形において実質的に減衰される比較的静止的な特徴から生じ、 前記脈管構造の領域の、比較的活動的な特徴を主として表わす第１のイメージ を提供するため修正エコー波形を処理するステップを 含む方法。 ２．前記処理ステップが、修正されたエコー波形を１組のイメージ値を含むイメ ージ形成ベクトルへ変換するステップを含む請求の範囲第１項記載の方法。 ３．前記処理ステップが更に、ビデオ・ディスプレイ上のピクセル位置へ前記１ 組のイメージ値をマップすることを含む請求の範囲第２項記載の方法。 ４．前記放出ステップが、前記領域における主要の血液流に対して直角方向に超 音波波形を円筒状のトランスジューサ・アレイにより放出することを含む請求の 範囲第１項記載の方法。 ５．前記１組のエコー波形を組合わせるステップが、交互の極性変調シーケンス をエコー波形に印加することを含む請求の範囲第１項記載の方法。 ６．交互の極性変調シーケンスを印加するステップが、前記１組のエコー波形の 交互の加算および差引きサブセットを含む請求の範囲第５項記載の方法。 ７．前記１組のエコー波形のサブセットの各々に含まれるエコー波形量を指定す るステップを更に含む請求の範囲第６項記載の方法。 ８．前記１組のエコー波形を組合わせるステップが、振幅変調シーケンスを前記 １組のエコー波形へ適用することを請求の範囲第５項記載の方法。 ９．振幅変調シーケンスを適用するステップが、正弦波状の振幅変調シーケンス を前記１組のエコー波形に適用することを含む請求の範囲第８項記載の方法。 １０．振幅変調シーケンスを適用するステップが、余弦テーパ振幅変調シーケン スを前記１組のエコー波形に適用することを含む請求の範囲第９項記載の方法。 １１．前記領域内の組織および血液から放出された超音波波形の反射から生じる １組のエコー波形を加算することにより得られる超音波イメージ・データから脈 管構造の領域の、該領域内の比較的静止的な特徴を表わす第２のイメージを構成 するステップと、 前記領域の比較的静止的な特徴と比較的活動的な特徴とを対照方法で表示する 第３のイメージを得るため前記第１のイメージと前記第２のイメージとを組合わ せることにより医療用途に適する内腔イメージを提供するステップと、 を更に含む請求の範囲第１項記載の方法。 １２．前記組合わせステップが前記第１のイメージの選択された部分を着色する ことを含む請求の範囲第１１項記載の方法。 １３．前記組合わせステップが、感知されたエコーから生じるアナログ・エコー 波形をアナログ形態からディジタル形態へ変換することを含む請求の範囲第１項 記載の方法。 １４．前記１組のエコー波形の連続的波形の対応する部分が比較される時、前記 領域に対する放出ステップと感知ステップとの連続的な反復間の期間が、前記組 織からの超音波エコーを含む超音波エコーから生じるエコー波形の第２の比較的 静止的な部分が流れる血液からの超音波エコーを含む超音波エコーから生じるエ コー波形の第１の比較的活動的な部分から弁別し得る最大期間より短い請求の範 囲第１項記載の方法。 １５．連続的な反復間の期間が１秒の１０００分の１より小さい請求の範囲第１ ４項記載の方法。 １６．連続的な反復間の期間が１秒の１００００分の１より小さい請求の範囲第 １４項記載の方法。 １７．連続的な反復間の期間が１秒の１０００００分の１より小さい請求の範囲 第１４項記載の方法。 １８．前記組合わせステップが、エコー波形の比較的静止的な部分を減衰するフ ィルタ・シーケンスを前記１組のエコー波形に対して適用することを含む請求の 範囲第１項記載の方法。 １９．前記組合わせステップが、複数の部分変調エコー波形を得るため、前記領 域内の血液のある範囲の移動速度に対する感度を提供する複数のフィルタ・シー ケンスを前記１組のエコー波形に適用することを含む請求の範囲第１項記載の方 法。 ２０．前記組合わせステップが更に、個々のレベル値を前記複数の部分変調エコ ー波形の各々に割当て、変調エコー波形を得るためレベル・シフトされた部分変 調エコー波形を組合わせることにより、該部分変調エコー波形をレベル・シフト することを含み、該変調エコー波形が領域内の血液の異なる移動速度を表わす請 求の範囲第１９項記載の方法。 ２１．視覚的に別個の表示モードを、変調エコー波形を含む部分変調エコー波形 の各々と関連する各個のレベル値に割当てるステップを更に含む請求の範囲第２ ０項記載の方法。 ２２．１つの脈管構造内に１つの新たな領域を選択するステップと、 前記脈管構造の新たな領域の第１のイメージを生じるために、該新たな領域に 対して放出、感知、変換、反復、組合わせおよび処理ステップを反復する第２の ステップとを更に含む請求の範囲第１項記載の方法。 ２３．プローブ組立体の付近における前記脈管構造の一部に対して第１のイメー ジを提供するために、前記選択ステップと第２の反復ステップとを反復するステ ップを更に含む請求の範囲第２２項記載の方法。 ２４．領域内に流れる血液を表わす脈管構造内の領域のイメージを構成する超音 波イメージ形成システムにおいて、 超音波トランスジューサ組立体に１組のエコー波形を複数回得させ、 前記脈管構造の内腔内から該脈管構造内部の領域を伝搬する超音波波形を放出 し、 前記領域内の組織と血液とからの超音波波形の反射から生じる放出超音波波形 のエコーを感知し、 前記放出超音波波形の感知されたエコーをエコー波形に変換する、 イメージ処理制御装置に通信自在に接続された超音波トランスジューサ組立体を 含むプローブ組立体と、 前記イメージ処理制御装置に通信自在に接続されて、該イメージ処理制御装置 により送信される制御信号に従って、流れる血液を含む比較的活動的な特徴によ り占められる領域の内部の領域を示す変調エコー波形を形成するため１組のエコ ー波形を受信して組合わせるエコー波形処理装置とを備え、前記領域における比 較的静止的な特徴から生じるの１組のエコー波形の部分が、変調エコー波形で実 質的に減衰される組織を含み、 前記変調エコー波形から脈管構造の領域の、該領域における比較的活動的な特 徴を主として表わす第１のイメージを構成する超音波イメージ・プロセッサとを 備える超音波イメージ形成システム。 ２５．前記トランスジューサ組立体が、前記領域における主要血液流に対して直 角の方向において超音波波形を放出し受取る円筒状トランスジューサ・アレイを 含む請求の範囲第２４項記載の超音波イメージ形成システム。 ２６．前記エコー波形処理装置が、 前記１組のエコー波形を受取り、該１組のエコー波形をアナログ形態からディ ジタル形態へ組立体するアナログ／ディジタル（Ａ／Ｄ）・コンバータと、 前記Ａ／Ｄコンバータおよびイメージ処理制御装置に通信自在に接続されて、 前記イメージ処理制御装置から送られる加算／差引きモード制御信号に従って、 ディジタル形態のエコー波形の組を受取り、かつディジタル形態のエコー波形の 組を処理する算術演算装置と を含む請求の範囲第２４項記載の超音波イメージ形成システム。 ２７．前記イメージ処理制御装置が、ディジタル形態の前記１組のエコー波形を 処理する算術演算装置に対する加算／差引きモード制御信号の実質的に均衡され たシーケンスを指定するモード制御メモリを含む請求の範囲第２６項記載の超音 波イメージ形成システム。 ２８．前記イメージ処理制御装置が、該エコー波形処理装置が前記１組のエコー 波形を組合わせる方法を指定するエコー波形処理装置に対して一連の極性制御信 号を提供する極性シーケンス発生器を含む請求の範囲第２４項記載の超音波イメ ージ形成システム。 ２９．前記エコー波形処理装置が、前記一連の極性制御信号に従って前記１組の エコー波形の加算および差引きサブセットに対する算術演算装置を含む請求の範 囲第２８項記載の超音波イメージ形成システム。 ３０．前記極性シーケンス発生器が、前記１組のエコー波形のサブシステムの各 々に含まれるエコー波形の量を指定する請求の範囲第２９項記載の超音波イメー ジ形成システム。 ３１．前記イメージ処理制御装置が、前記１組のエコー波形に対する１組のスケ ーリング係数を指定するスケーリング回路を含み、 前記エコー波形処理装置が、前記スケーリング回路により提供される１組のス ケーリング係数に従ってエコー波形の振幅をスケーリングする係数乗算器を含む 請求の範囲第２８項記載の超音波イメージ形成システム。 ３２．前記スケーリング回路が、前記１組のエコー波形をスケーリングするスケ ーリング係数の正弦波状シーケンスを指定する請求の範囲第３１項記載の超音波 イメージ形成システム。 ３３．前記スケーリング回路が更に、スケーリング係数の余弦テーパ・シーケン スにより前記１組のエコー波形をスケールする請求の範囲第３２項記載の超音波 イメージ形成システム。 ３４．前記領域内の組織および血液から放出された超音波波形の反射から生じる １組のエコー波形を加算することにより得られる超音波イメージ・データから前 記脈管構造の領域の第２のイメージを生成する手段を更に備え、該第２のイメー ジは前記領域内の比較的静止的な特徴を主として表わし、 前記領域の比較的静止的な特徴と比較的活動的な特徴とを対照方法で表示する 第３のイメージを得るために前記第１および第２のイメージを組合わせることに より、医療用途に適する内腔のイメージを提供する手段を備える請求の範囲第２ ４項記載の超音波イメージ形成システム。 ３５．前記領域内の比較的活動的な特徴を表示する第１のイメージの部分を選択 的に着色する手段を更に備える請求の範囲第３４項記載の超音波イメージ形成シ ステム。 ３６．前記エコー波形処理装置が、フィルタ・シーケンスを前記１組のエコー波 形に適用する手段を含み、該フィルタ・シーケンスが前記１組のエコー波形の比 較的静止的な部分を減衰する請求の範囲第２４項記載の超音波イメージ形成シス テム。 ３７．前記エコー波形処理装置が、複数のフィルタ・シーケンスを前記１組のエ コー波形に適用して複数の部分変調エコー波形を得る手段を含み、各フィルタ・ シーケンスが前記領域内の血液のある範囲の移動速度に対する感度を提供する請 求の範囲第２４項記載の超音波イメージ形成システム。 ３８．前記エコー波形処理装置が更に、別個のレベル値を閾値を満たす複数の部 分変調エコー波形の各々の部分に割当てる閾値検出器／レベル・シフタと、 前記部分変調エコー波形を組合わせて変調エコー波形を得るアキュムレータと を含み、該変調エコー波形が前記領域における血液の異なる移動速度を表わす請 求の範囲第３７項記載の超音波イメージ形成システム。 ３９．前記変調エコー波形を含む部分変調エコー波形に対する各個のレベル値に 従って、視覚的に個々の表示モードで前記第１のイメージを表示する手段を更に 備える請求の範囲第３８項記載の超音波イメージ形成システム。 ４０．前記脈管構造の断面内に新たな領域を選択する手段と、 前記トランスジューサ組立体と、エコー波形処理装置と、超音波イメージ・プ ロセッサとを制御して、前記脈管構造の新たな領域に対する第１のイメージを提 供する手段とを更に備える請求の範囲第２４項記載の超音波イメージ形成システ ム。 ４１．前記トランスジューサ組立体と、エコー波形処理装置と、超音波イメージ ・プロセッサとに、プローブ組立体の付近における前記脈管構造の断面内に複数 の新たな領域を選択させて、各新たな領域に対する第１のイメージを提供する手 段を更に備える請求の範囲第４０項記載の超音波イメージ形成システム。