対象物の多走査平面超音波イメージング方法および超音波イメージング装置
【課題】 ２つより多くの角度方向、例えば３つまたは４つの角度方向にある二次元走査平面を自由に電子的に選択できるようにするフェーズド・アレイ・トランスデューサを設計することにより、上記の問題に対する解決策を示す。
【解決手段】 共通軸線周りに回転される少なくとも３つの二次元走査平面内で対象物のリアルタイム超音波イメージングを行う方法、ならびにそのようなイメージングを可能にする超音波トランスデューサアレイの設計が提供される。本方法は、例えばＬＶ圧力などの他の測定と組み合わせて、心機能監視の場面にも導入され、駆出分画や筋繊維応力などのパラメータが算出される。
【解決手段】 共通軸線周りに回転される少なくとも３つの二次元走査平面内で対象物のリアルタイム超音波イメージングを行う方法、ならびにそのようなイメージングを可能にする超音波トランスデューサアレイの設計が提供される。本方法は、例えばＬＶ圧力などの他の測定と組み合わせて、心機能監視の場面にも導入され、駆出分画や筋繊維応力などのパラメータが算出される。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、多走査平面における生物構造体などの対象物の、リアルタイム超音波イメージングに関する。いくつかの電子工学的に選択可能な２Ｄ走査平面を有した二次元超音波イメージングのための効率的な超音波フェーズド・アレイ式バルク波トランスデューサの設計が与えられている。二次元走査平面方向の電子的選択により、方向を非常に迅速に切替ることができるようになり、その結果、心臓などの動く対象物の実際上リアルタイムでの観察をいくつかの走査平面において同期して行うことができるようになる。本発明は、心機能のリアルタイム超音波走査も取り扱う。
【背景技術】
【０００２】
医療用超音波イメージングにおいては、対象物の形状、局所変化および容積を観察するために、様々な二次元走査平面を介して該対象物を調べることが多い。特に、壁の運動および心臓の収縮／弛緩の局所変化を調べるため、ならびに、心臓の容積の経時的変化、または心臓内の繊維応力やひずみの一時的変化を計算するために、心臓に対して上記のような多走査平面イメージングが用いられる。他の状況としては、特に成長を研究するための容積の計算のための、形状特徴、腫瘍などの観察が挙げられる。
【０００３】
実際の臨床試験において、上記のような多二次元走査平面は、一般的に二次元超音波プローブを手で動かすことによって得られ、例えば、二次元フェーズド・アレイプローブを用いた心臓の経食道測定を用いる場合、遠隔操作によって超音波アレイを回転させるための専用の機構が設計されていた。超音波走査平面を２つの角度をなす方向において電子的に選択するためのフェーズド・アレイ・トランスデューサは、特許文献１に示されているが、この解決法は実際の使用には限界があることが分かっている。その主な理由としては、２つより多くの二次元面、一般には少なくとも３つまたは４つの面で対象物を観察したい場合があるためである。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】米国特許第４，６４０，２９１号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明は、２つより多くの角度方向、例えば３つまたは４つの角度方向にある二次元走査平面を自由に電子的に選択できるようにするフェーズド・アレイ・トランスデューサを設計することにより、上記の問題に対する解決策を示す。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明は、実際上リアルタイムで、共通軸線の周りで回転される３つまたはそれ以上の二次元超音波走査平面において対象物の超音波イメージングを行うための方法を提供する。本明細書中で用いる「実際上リアルタイム」という表現は、前記二次元走査平面内の一連のサンプルビームに沿って画像データが収集され、対象物のサンプルビームデータの収集が、画像を規定する全てのサンプルビームデータが対象物の移動に関して非常に短い時間内に収集されるように頻繁に行われることを意味する。この対象物の移動に関して非常に短い時間とは、収集されたデータが、動いている対象物の実用を目的とした静止画像を取り込めるような時間のことである。さらに画像データは、実際上の目的のために対象物の移動が見えるような非常にゆっくりとした遅延で画像スクリーン上に表示することもで
きる。
【０００７】
このような多二次元リアルタイムイメージングは、心臓の局所壁運動の変化の研究に有用である。例えば心臓腔または腫瘍の縁を自動的に選択するための画像解析を用いて、腫瘍の成長を調べるために対象物の寸法および容積変化を調べたり、あるいは、心室容積または駆出分画を調べることができる。心室寸法に基づいて、心筋の歪みを計算することができ、また、ドップラー分析によって、それぞれのビーム方向における心筋の局所的な壁速度および歪み速度を定量化することができる。エラストグラフィーと呼ばれる方法による組織弾性の局所変化を調べるために、ドップラー分析を組織の強制変形とともに用いることもできる。例えば麻酔や臨床治療の監視の間に、左室圧に入力が加わる場合には、本発明は、心筋の生理的機能の正確な観察のために、左室繊維応力をリアルタイムで計算するための方法も提供する。したがって、本発明は、例えば麻酔または他の臨床的治療の監視中に、心臓の動作の監視のために上記のようなイメージングを使用することを考案する。
【０００８】
本発明は、共通軸線の周りに回転される３つまたは４つの二次元走査平面内の超音波ビームの扇状走査を可能にする超音波変換器アレイの詳細な設計をさらに提供する。この設計は、バッキング材料上に実装されたサンドイッチ構造で面同士を合わせられた少なくとも２つの活性圧電フェーズド・アレイ型トランスデューサ層で構成される。圧電サンドイッチの前面は、圧電層と負荷材料の間の音響出力の結合を高めるための、一連の弾性インピーダンス・インターフェース層を介して、負荷材料に接続されている。特別な広帯域設計においては、圧電層に最も近いインピーダンス・インターフェース層が、参考文献［５］に記載のように、圧電層と同じ特性のインピーダンスを有している。
【０００９】
各アレイ層の前面電極および後面電極のいずれも、切替回路に接続された分離された平行な指／素子電極の組で構成されている。各層の前面と後面上の指／素子の方向は、互いに角度をなしている。異なる圧電層の指／素子方向は、１つの層の少なくとも１組の電極の指方向が、別の層の少なくとも１組の電極の指方向と角度をなすように配向される。
【００１０】
切替回路は、各圧電層面の指電極の全組が、フェーズド・アレイ超音波イメージング機器のホットワイヤのいずれかに選択的に接続されるか、あるいは、信号用接地に接続されるように、電子的に制御されている。これにより、それぞれの送信パルスに対して二次元走査平面方向の組のうちの一つを電子的に選択できるようになる。各二次元画像内のビームの数は限られているため、走査平面を順次切り替える場合、異なる走査平面内の画像が、対象物の実際上リアルタイム表示を示すような高いフレームレートを得ることができる。したがって、イメージング機器は、例えば心筋の局所収縮異常を観察するために、３または４の走査平面のリアルタイム表示を示すことができる。
【００１１】
広いビームを送信し、これを何本かの並行な狭い受信ビームでカバーするので、フレームレートを２〜６倍に高めることができる。フレームレートの向上は、この他に、走査平面が交差する場所、あるいはビームが対象物についての情報をあまり得ることのできない場所でビーム密度を低減することによって得られる。上記対象物についての情報をあまり得ることのできない場所とは、例えば、左心室の内部などであるが、心室壁は、心室壁の動きを分析するための高密度のビームによってカバーされる。異なる走査平面において心臓を特に高いフレームレートで観察するためには、全心周期に対して同じ走査平面方向を保持し、例えば心臓からのＥＣＧ信号が引き金となって心筋の収縮が起こる前に走査平面の方向を変えるとよい。
【００１２】
本発明は、多走査平面フェーズド・アレイを、体内からの対象物のイメージングのための内視鏡の先端部に多走査平面フェーズド・アレイを取り付けた特別の実施形態も示す。
特に、そのような方法は、多くの走査平面における心臓の経食道イメージングに対して、例えば外科手術の間の麻酔の監視を助けるために有用である。この経食道アレイは、走査平面を目的領域により精細に整合させるために、あるいは、撮像される走査平面の数を増やすために内視鏡内でさらに機械的に回転されてもよい。
【００１３】
超音波造影剤は、心筋の血液灌流の局所的変化を観察するために用いることができる。このような造影剤は、心室容積を効率的に判定するために投与することができる。複数の周波数帯域における撮像を可能するようなアレイ実施形態の例を示す。この実施形態は、１つの周波数帯域内での超音波パルスの送信、および送信帯域のサブハーモニクス、第２、第３または第４調波における受信に大変適している。心筋の血液灌流における局所的変化を評価するためだけでなく、心室腔の容積の検出、および血管形成が増大した腫瘍領域の検出のためにも、上記のような高調波イメージングは超音波造影剤の検出に有用である。
【図面の簡単な説明】
【００１４】
【図１ａ】３つの二次元走査平面において同時に対象物のリアルタイムイメージングを行うことのできるイメージング機器の一例を示す図。
【図１ｂ】３つのリアルタイム二次元画像の例示的表示を示す図。
【図１ｃ】心筋を横切るビーム間のラグを最小限に抑えた、心筋観察用超音波ビームの螺旋走査の説明図。
【図２】本発明によるトランスデューサ・アレイの典型的な層構造の厚み方向の断面図。
【図３ａ】図１ａに示すような３つの二次元走査平面の電子的選択を可能にする、指電極構造を備えた２層アレイを示す図。
【図３ｂ】図１ａに示すような３つの二次元走査平面の電子的選択を可能にする、指電極構造を備えた２層アレイを示す図。
【図３ｃ】図１ａに示すような３つの二次元走査平面の電子的選択を可能にする、指電極構造を備えた２層アレイを示す図。
【図３ｄ】図１ａに示すような３つの二次元走査平面の電子的選択を可能にする、指電極構造を備えた２層アレイを示す図。
【図４】図３のトランスデューサ構造によって得ることのできる送信伝達関数を示した図。
【図５ａ】４つの走査平面の電子的選択を可能にする、２つの圧電層を有する本発明によるさらに別のトランスデューサ・アレイ構造を示す図。
【図５ｂ】４つの走査平面の電子的選択を可能にする、２つの圧電層を有する本発明によるさらに別のトランスデューサ・アレイ構造を示す図。
【図５ｃ】４つの走査平面の電子的選択を可能にする、２つの圧電層を有する本発明によるさらに別のトランスデューサ・アレイ構造を示す図。
【図５ｄ】４つの走査平面の電子的選択を可能にする、２つの圧電層を有する本発明によるさらに別のトランスデューサ・アレイ構造を示す図。
【図５ｅ】４つの走査平面の電子的選択を可能にする、２つの圧電層を有する本発明によるさらに別のトランスデューサ・アレイ構造を示す図。
【図６】図５のトランスデューサ・アレイ構造によって選択可能な例示的走査平面を示した図。
【図７】プローブをイメージング機器につなぐケーブルの数を減らすために、アレイ近くの超音波プローブ内に配置した電子的切替回路によって走査平面を選択する方法を示した図。
【図８】本発明による胃鏡の先端に取り付けられた電子的切替回路と超音波アレイとを有する経食道プローブを示す図。
【図９】二次元マトリックスアレイを有する共通軸線の周りに回転される３つの選択可能な二次元平面内での超音波ビームの送信を示す図。
【図１０ａ】４つのシミュレーションのリアルタイム二次元画像の例示的表示を示した図。
【図１０ｂ】３つの二次元画像内の心筋歪みのビュレット表示を示した図。
【図１１】本発明による心臓監視機器を用いて得られた心臓の生理変数の時間的表示を示す図であり、一心拍内の変化を示すファストタイムと、拍間におけるパラメータの変化を示すスロータイムフレームの両方が示されている図。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
以下に本発明のいくつかの例示的実施形態を開示する。この開示は説明のためのものであり、添付の特許請求の範囲によって最も広い態様において定義される本発明の限定を何ら表すものでないことは明らかである。
【００１６】
本発明の１つの例示的実施形態として、図１ａは、例えば、共通軸線１０４を中心として異なる角度方向で回転された３つの二次元扇状走査平面１０１，１０２，１０３内において、自由にかつ電子的に操縦可能な方向で、パルス超音波ビームを送信することができるトランスデューサ・アレイ１００を示している。このトランスデューサ・アレイは、ケーブル１０５を介して、表示画面１０７に与えられる画像出力を有する超音波イメージング機器１０６に接続されている。
【００１７】
典型的なイメージングの状況において、超音波イメージング機器１０６は、二次元走査平面１０１〜１０３内の選択された方向に超音波ビームを送信するトランスデューサに信号を案内する。各ビーム方向に対する後方散乱信号は機器内で分析され、ビーム方向に沿った一組のレンジサンプルに対して一組の画像パラメータを生成する。典型的な画像パラメータは、組織構造のイメージングのための後方散乱振幅を圧縮したもの、あるいは血液速度、組織運動速度、または、例えば心筋の歪みなどの組織領域の歪み、あるいは弾性率計測イメージングのための腫瘍への強制歪みをイメージングするためのドップラー周波数パラメータであってもよく、これらのすべては公知の方法に従ったものである。
【００１８】
ビーム走査は、例えば、各二次元走査平面に対して順番に、あるいは後述のように螺旋状に順次といったように、多くの様式で進めることができる。各走査平面に属するビーム方向に対する画像パラメータをグループ化して、これらの走査平面に対する画像パラメータの二次元画像を作成する。これらの二次元画像を、例えば図１ｂの画像１１１，１１２，１１３としてリアルタイムで表示画面上に示す。この図には、タイミング基準として用いられる心臓ＥＣＧのタイムトレースとともに、画像から抽出された英数字データまたは他の測定値を表示するための領域１１５も示されている。
【００１９】
１５ｃｍの画像範囲を有する二次元画像について６４本のビームを使用して、典型的には１秒間あたり７２枚の二次元画像が得られる。したがって、３つの連続する二次元走査平面を用いた場合、１秒間あたり３つの二次元走査平面の完全な更新を２４回行える。４つの連続する走査平面に増やすことにより、１秒間あたり４つの二次元走査平面の完全な更新は１８回行える。１６ｍｍ開口アレイによる３ＭＨｚの６４本のビームにより、二次元画像の完全な角度サンプリングによる、約６０度未満の二次元画像の全開口角度が与えられる。
【００２０】
広い送信ビームを送信し、これをいくつかの（例えば２〜６）の狭い並行な受信ビームでカバーすることにより、イメージング速度を２〜６倍に高めることができる。これにより、各二次元走査平面の走査角度を例えば９０度に広げるための時間も与えられる。特に軸線に近い平面同士の重複領域、および、心臓のアピカル長軸イメージングを用いた場合の心室の中央などの、対象物に関する情報が殆どない領域においてビーム密度を低減する
ことにより、イメージング速度および／または二次元走査の幅を増大させることができる。例えば、心臓の収縮や弛緩などの開始における詳細を調べるためなど、より迅速な２次元イメージング速度が要求される場合には、各走査平面に対して全心周期をイメージングし、例えばＥＣＧ信号によってトリガされて、心周期の終了時に走査平面を変えるようにしてもよい。
【００２１】
心臓の局所壁運動異常を評価するためには、異なる領域において壁のサンプリングを行うビーム同士の時間的遅延が最小限であることが重要である。有用な心臓走の走査は、アレイ中心軸線１０４を、図１ｃにおいては図面の中心の垂線として示されている左心室の長軸に沿って配置して、心室をアピカルイメージングすることによって得られる。典型的な心筋の断面は、この画像の領域１２５によって示されている。走査平面１０１，１０２，１０３の断面は、参照符号１２１，１２２，１２３として示されている。この特定のビーム走査パターンにおいて、走査平面の方向は、円の中で、それぞれの連続するビーム方向に切替えられ、これにより、軸線１０４に対して着実に増減するビーム角度を有する螺旋円錐の中でビーム走査が行われる。バツ（×）印は、インターロゲーティングビーム（ｉｎｔｅｒｒｏｇｔｉｎｇ ｂｅａｍ）のいくつかを示しており、選択肢１２６，１２７，１２８は、方向１２９内で順に続くビームのサブセットを示す。軸線１０４に対してこのビーム角度を有する最後のビーム１３０において、次のビーム断面が、ビーム１２６と同一の走査平面１２１内にありながら、中心軸線１０４に対してより大きな（または場合によってはより小さい）ビーム角度を有する１３１となるように、ビーム角度は増大される。ビーム方向１３０の次には、本例においては、矢印で示すように二次元走査平面１２２内のビーム方向１３２が続く。この走査パターンを有する心筋１２５を、ビームと軸線１０４との間の開口角度が同一に近いようなビームを用いてイメージングすることにより、限られた時間内に全心筋をカバーできることになる。典型的には、心筋は１０〜１５ミリ秒の時間内に１秒あたり８０フレームのフレームレートで収集可能な１０×６〜６０前後の連続したビームによってカバーされる。これにより、心筋の収縮、弛緩パターンにおける局所変化を研究するための非常十分な量のフレームレートが提供される。
【００２２】
表示のために、それぞれの二次元走査平面に属するビーム方向からの画像データをグループ化して、図１ｂに例示するようなリアルタイムで表示される二次元画像を作成する。したがって、多数の走査平面は、診断および手術前および手術後の監視、および以下に検討するような他の臨床処置状況の監視を目的として、心臓内の局所壁運動の観察および心臓腔の容積計算をリアルタイムで行うため用いることができる。
【００２３】
本発明に従うビーム走査を提供するトランスデューサ・アレイの２つの実施形態について以下に示す。
図２は、本発明によるフェーズド・アレイの厚み方向の断面を示しており、参照符号２０１，２０２は、バッキング材料での反射波が無視できるように高い音響力吸収を有する、バッキング構造物２０３上に搭載された２つの圧電アレイ層を示している。圧電層は、フェーズド・アレイの指／素子電極２０８，２０９，２１０，２１１で被覆されている。後方層の前面電極２０９および前方層の後面電極２１０は、例えば接着剤フィルムなどの薄層２１２によって互いに電気的に分離されている。各圧電層と音響負荷材料２０４との間の構造には、圧電層（２０１，２０２）の特性インピーダンスを負荷材料２０４の特性インピーダンスにインターフェースする（調和させる）一組の弾性層２０５が含まれる。
【００２４】
特に広い帯域を与えるインピーダンス・インターフェーシングの方法は参考文献［５］に記載されており、この場合、圧電層と接している構造２０５の第１の層が、圧電層とほぼ同じ特性インピーダンスを有する弾性層を含み、これに続いて、負荷に向かって低下する特性インピーダンスを有する層を備える。このようなインピーダンス・インターフェーシングは、電気的に並列な２つの圧電層を用いて、後述するように、低周波数パルスを送
信し、例えば後方層２０１上で当該パルスより高い調波成分（第２〜第４）を受け取るようにする場合に、特に有用である。後述のように層２０１上にパルスを送信して、電気的に並列な層２０１，２０２上でサブハーモニクスパルスを受け取るようにしてもよい。他の状況において、標準的な方法に従って、より狭い帯域のインピーダンス・インターフェース層２０５を用いることもできる。
【００２５】
低い特性インピーダンスのセラミック／ポリマー組成物を得るために、３つの２次元面内で超音波ビームを段階的に操縦できるようにした電極配列により、圧電板をダイシングする例を図３に示した。図３は、表面から見た圧電層および電極を示している。図３ａにおいて、参照符号３０１は両層で同じのセラミック圧電層のダイシング溝を示しており、残りのセラミックポスト／アイランドは参照符号３０２で示されている。ダイシング溝３０１はポリマーで充填されており、セラミック原材料からは、セラミックの相対充填容積に応じて、約０．５倍低下した特性インピーダンスを有するセラミック／ポリマー複合材が得られる。
【００２６】
本発明に従う特定の実施形態において、圧電層２０１の後面は、図３ｂに示すように分割された指／素子電極組３０３によって被覆されおり、後方層２０１の前面および前方層２０２の後面は、図３ｃに示すものと同一の形状および方向を有した分割された指電極３０４，３０５で被覆されている。圧電層２０２の前面は、図３ｄに示すような分割された指電極３０６によって被覆されている。電極組３０３〜３０６は、図２の電極２０８〜２１１に対応し、指電極３０４と指電極３０５とは、図２に示すように層２１２によって互いに電気的に分離されている。
【００２７】
図３に示すアレイによって得られる二次元走査平面の原理図が図１ａに示されている。図１ａにおいて、アレイは参照符号１００で示されている。電極組３０４／２０９，３０５／２１０および３０６／２１１を接地し、後面電極３０３／２０８を線形フェーズド・アレイ・トランスデューサの素子のホット（通電される）電極として作動させることにより、図１ａに示すような二次元画像走査平面を得ることができる。電極組３０３／２０８，３０５／２１０および３０６／２１１を接地し、電極３０４／２０９をフェースド・アレイのホット素子電極として作動させることにより、図１ａの１０２として示される二次元画像走査平面を得られる。電極組３０３／２０８，３０４／２０９および３０５／２１０を接地し、前面電極３０６／２１１をフェースド・アレイのホット素子電極として作動させることにより、図１ａの１０３として示される二次元画像走査平面が得られる。
【００２８】
図２ａ〜２ｄに示すようにダイシングおよび電極方向が互いに６０度となるように選択することにより、正三角形のセラミックアイランドが得られ、図１ａにおいて二次元走査平面間の角度を６０度とすることができ、これにより対象物を等角度でサンプリングすることができる。このような角度により、複合材に同一寸法のセラミックアイランドが得られ、アレイの電極／素子の幅を同一にすることができる。アレイ／電極については、例えば他の所望の画像面に近づけて左心室のサンプリングを行うために、他の角度分割を用いてもよい。
【００２９】
アレイの変換能力は、電極上への送信電圧から電極の前面上の振動速度への伝達関数（ｔｒａｎｓｆｅｒ ｆｕｎｃｔｉｏｎ）として定義される、アレイ素子の送信伝達関数（ｔｒａｎｓｍｉｔ ｔｒａｎｓｆｅｒ ｆｕｎｃｔｉｏｎ）Ｈｔｔ（ω）によって都合良く記載される。他の層を電気的に短絡させた場合の後方層２０１および前方層２０２に対する典型的な送信伝達関数は、それぞれ図４の参照符号４０１，４０２に示したとおりである。図１ａの走査平面１０１，１０２はいずれも、１．５〜４．２ＭＨｚの広い周波数に亘ってほぼ平坦な伝達関数４０１を有する図２の後方圧電層２０１を使用している。図１ａの走査平面１０３は、図４の関数４０２を有する図２の前方圧電層２０２を用いてい
る。２．８ＭＨｚ〜４．２ＭＨｚの周波数範囲においては、いずれの層も類似の伝達関数（参照符号４０１および４０２）を有していることがわかる。したがって、この周波数帯域において、前方層によって得られる第３の走査平面１０３に対するパルスを、後方層によって得られる走査平面１０１，１０２に対するパルスと同様のものにすることができる。
【００３０】
図２において、圧電層の分極化がＰ１（２０６）およびＰ２（２０７）として示されている。この例に示したように分極方向が対向する場合、前面（２１１／３０６）および後面（２０８／３０３）電極を接地し、中間電極（２０９／３０４および２１０／３０５）をフェーズド・アレイのホット電極として作動させることにより、層を電気的に並列に接続することができる。このような電気的に並列に接続された圧電層の動作に対する送信伝達関数は、図３の参照符号４０３で示される。この伝達関数は、０．８〜２．２ＭＨｚの周波数の低帯域をカバーする。
【００３１】
したがって、３つの走査平面を電子的に選択できるかどうかは別として、この構造により、多周波数帯域内における通常の第１調波イメージングおよび高調波イメージングのいずれに対しても、走査平面１０２において多周波数帯域での動作が可能になる。たとえば、上述のような電気的に並列な層のカップリングを用いて、低帯域４０３での送信を行うことができる。電極２０８／３０３，２１０／３０５，２１１／３０６を接地し、電極２０９／３０４をフェーズド・アレイのホット素子電極として作動させることにより、後方層によって、送信帯域４０１の第２、第３または第４調波成分を受信することができる。同様に、電極２０８／３０３，２１０／３０５，２１１／３０６を接地し、フェーズド・アレイのホット素子電極として電極２０９／３０４を作動させることにより、高周波数帯域での送信を行うことができるとともに、電極２０８／３０３，２１１／３０６を接地し、電極２０９／３０４と電極２１０／３０５とを接続してこれらの２層が低周波数帯域に対して電気的に並列に作動するようにすることにより、送信帯域のサブハーモニクスを受信できる。
【００３２】
図５には４つの走査平面が自由に選択できる二重圧電層構造が示されており、該図において、図３に示すような面からの圧電層および電極が示されている。厚み方向における構造には、図２に示すように負荷に対する弾性層のインピーダンス・インターフェーシングを有する２つの圧電層が含まれる。図５ａには、セラミック圧電層のダイシングの例が示されるが、参照符号５０１はダイシング溝を示し、参照符号５０２はセラミックポスト／アイランドを示している。図３の構造との相違は、セラミック／ポリマー複合材を形成するためのセラミックダイシング、および指／素子電極の方向にある。特に、図５の構造については、層２０１と層２０２との間の２組の中間電極５０４／２０９，５０５／２１０が、図５ｃおよび図５ｄに示すように異なる方向を有している。層２０１の後面には、図５ｂに示すような指電極組５０３／２０８が設けられ、層２０２の前面には図５ｅに示すような指電極組５０６／２１１が設けられている。
【００３３】
電極５０４／２０９，５０５／２１０，５０６／２１１を接地し、後面電極５０３／２０８を線形フェーズド・アレイのホット素子電極として作動させることにより、図６に参照符号６０１で示した二次元走査平面を得ることができる。電極５０３／２０８，５０５／２１０，５０６／２１１を接地し、電極５０４／２０９をフェーズド・アレイのホット素子電極として作動させることにより、図６中の二次元走査平面６０２が得られる。電極５０３／２０８，５０４／２０９，５０５／２１０を接地し、電極５０６／２１１をフェーズド・アレイのホット素子電極として作動させることにより、図６中の二次元走査平面６０３が得られる。電極５０６／２１１，５０３／２０８，５０４／２０９を接地し、電極５０５／２１０をフェーズド・アレイのホット素子電極として作動させることにより、図６中の二次元走査平面６０４が得られる。後方および前方層に対する伝達関数は、図４
に示す参照符号４０１，４０２と同じになるが、この構造では低周波数帯域４０３における層の電気的に並列な接続によるフェーズド・アレイ走査はできない。
【００３４】
上記走査平面の電子的選択は、例えば図７に示すような集積回路によって行うことができる。図７は、図３の多層／多電極トランスデューサ・アレイを７０１として例示したものである。ワイヤ組７０３，７０４，７０５，７０６は、電極組３０３，３０４，３０５，３０６を、電子的切替回路７０２に接続し、該電子的切替回路７０２は、制御信号７０７によって、イメージング機器７１０によって電力供給される同軸ケーブル組７０８のホットワイヤに接続される電極組と、信号の基底レベル７０９に接続される電極組とを選択する。このような電子回路はアレイの近くに搭載されるので、ケーブル７０８と走査平面選択用の制御信号７０７のみがイメージング機器に接続することになる。
【００３５】
次に、トランスデューサ・アレイおよび走査平面選択回路を、典型的には、体表面からのイメージングのために手持ち式プローブの先端に取り付けるか、あるいは、例えば心臓の経食道イメージングや腫瘍の内視鏡イメージングなど、体内部から対象物をイメージングするために、胃鏡などの内視鏡の先端に取り付ける。
【００３６】
図８は、体内に挿入される胃鏡の先端に取り付けられた本発明に従うアレイ８０１を有する経食道プローブ８００を例示している。プローブの操縦可能先端部８０２の角度方向は、内視鏡の先端のワイヤ制御のための標準的な方法に従って、回転ハンドル８０３，８０４によってワイヤを介して制御する。この特定の実施形態は、例えば、心臓の長軸に追従するように走査平面のうちの１つを調節するなどのために、胃鏡先端部８０２内のアレイ８０１の矢印８０６によって示されるような回転用の付加的な制御装置８０５を含む。他の走査平面は、アレイの設計に従ってこの長軸を中心にグループ化される。この調整は、心臓の局所壁運動の標準的観察または心臓腔の容積または腫瘍などの他の対象物の正確な計算のために用いることができる。内視鏡プローブは、ケーブル８０７を介してイメージング機器に接続される。
【００３７】
選択された二次元走査平面組内のビームの電子的操縦は、図９中に参照符号９００として示したような二次元マトリックスアレイを用いて行うこともできる。このアレイは、二次元マトリックスに配置された一連の小さい素子９０５からなり、各素子に対する信号は個々に遅延させることができる。個々の素子の信号を遅延させることにより、既知の原理に従って、ビームを操縦し、円錐９０６内の選択された方向への合焦が可能となる。特に、上述のような超音波ビームの走査を可能にする二次元走査平面９０１，９０２，９０３の組内のビーム方向を選択することができる。しかしながら、二次元マトリックスアレイは、図３および図５中のアレイに比べて、超音波走査装置の複雑さを大幅に増してしまう。
【００３８】
ある組からの二次元走査平面の電子的選択により、図１に関連して検討したように、実際上、上述のアレイを有した３つまたは４つの走査平面において、実際上同期して心臓をイメージングすることができる。ここで、図１ｂは、例えば図３のアレイによって得られるであろう３つの二次元走査平面によるリアルタイムイメージングの表示の例を示している。同様に、図１０ａは、例えば図５のアレイによって得られるであろう４つの二次元走査平面によるリアルタイムイメージングの表示の例を示している。この例において、二次元画像表示１００１〜１００４は、図６中の二次元走査平面６０１〜６０４に対応したものであろう。タイミング基準のためのＥＣＧを示すタイムトレース１００５は、拡張末期容積、収縮末期容積、駆出分画等の英数字データを表示するための領域１００６とともに表示内に含まれる。図１ａおよび図１０中の画像は、典型的には壁運動評価のために用いることができ、この場合、評価データは周知の原理に従って、ブレットイメージ（ｂｕｌｌｅｔ ｉｍａｇｅ）で示すことができる。
【００３９】
二次元画像において左室腔を自動的に検出することにより、参考文献［６］に示すように、心臓腔、特に左室の容積のリアルタイム計算を行って、充填と駆出のパターンや、左心室の駆出分画を調べたりすることもできる。超音波造影剤は、心筋内の局所灌流変化を調べるために用いることができ、この場合、造影剤の高調波イメージングにより、組織出力比に対するコントラストが高まる。超音波造影剤は、イメージングの難しい患者における腔領域の判定を向上するために用いることもできる。
【００４０】
多くの走査状況において、左室圧の測定値ＰＬＶ（ｔ）は、全心周期にわたって入手可能である。術前または術後などの臨床状況において、左心室内のカテーテルを用いてｐＬＶ（ｔ）を得ることができる。他の状況では、ｐＬＶ（ｔ）は、大動脈弁の開放時の収縮期を通じて大動脈圧から得ることができる。大動脈圧は、中央血管内のカテーテルから、もしくは鎖骨下動脈または頸動脈の径を測定することによって得ることができる。左室径の超音波測定値Ｄ（ｔ）と壁厚Ｈ（ｔ）とを組み合わせて、参考文献［７］の既知の方法に従って、次の数式（１）のように心筋内の繊維応力σｆ（ｔ）を計算することができる。
【００４１】
【数１】
【００４２】
上記式中、Ｌ（ｔ）は、左室腔の長さである。
Ｌ（ｔ）は多くの場合、一定の平均値によって近似することができる。心筋の容積は一定であるので、Ｄ（Ｔ）とＬ（ｔ）から壁厚Ｈ（ｔ）の時間的変化を得ることができる。次に、左室容積ＶＬＶを、不完全楕円（ｔｒｕｎｃａｔｅｄ ｅｌｌｉｐｓｏｉｄ）によって近似して、Ｄ（ｔ）およびＬ（ｔ）に基づいて算出することができる。
【００４３】
左心室腔容積ＶＬＶと心筋壁容積Ｖｗから繊維応力を算出するための下記のような式も存在する。参考文献［８］を参照のこと。
【００４４】
【数２】
【００４５】
本発明に従う上記のような計算により、心筋の生理的収縮／弛緩パラメータをより良好にリアルタイム表示できる。容積トレースを含むパラメータ波形の時間微分によって、収縮の開始および終了時の迅速な変化の間の生理機能についての情報が強化される。
【００４６】
すべての領域において類似または均一の心筋収縮をみせる心室内の心筋繊維における平均相対歪みは、心臓径の相対変化と同等であると近似することができる、すなわち、εａ（ｔ）＝Ｄ（ｔ）／Ｄｍａｘ。である。虚血性心疾患などで見られるように、場所的な歪みの変化がある場合、平均歪みも心能力の興味深い尺度ではあるものの、この状況におい
ては、場所的に変化する歪みε（ｒ，ｔ）（式中、ｒは心筋表面のベクトル座標である）の画像も見たいと思うに違いない。各ビーム方向に沿ったドップラー測定に基づいて、心筋中の局所歪み率を推定することができ、これを図１０ｂのビュレット画像１００７内に、例えばカラーまたはモノクロ表示するなど、様々な方法で表示することができる。図１０ｂにおいて、ビュレット画像内の角度方向は、図１の参照符号１０１，１０２，１０３の走査平面の角度方向を示し、ビュレット画像内の径方向は心臓の頂部からの距離を示している。
【００４７】
監視の状況をさらに説明するために、図１１は本発明に従う例示的な表示を示しており、該表示においては、本発明によるアレイを用いて得られた心臓の寸法の測定値を用いて、左心室の収縮パラメータを算出している。この表示は、上から下へ、ＥＣＧトレース１１０１、左室圧１１０２、繊維応力１１０３および平均相対繊維歪み１１０４、ならびに左室容積トレース１１０５を示している。より長期間にわたる動向の情報については、より遅い時間尺度で、拍動あたりのＶＩの最小値としての収縮末期容積ＥＳＶ（１１０６）、拍動あたりのＶＬＶの最大値としての拡張末期容積ＥＤＶ（１１０７）、拍出量ＳＶ（１１０８）、心拍出量ＥＦ（１１０９）、および駆出分画ＣＯ（１１１０）を示すことができる。これらは、次のように計算される。
【００４８】
ＳＶ＝ＥＤＶ−ＥＳＶ ＣＯ＝ＳＶ＊ＨＲ ＥＦ＝ＳＶ／ＥＤＶ（３）
上記式中、ＨＲ＝６０／ＴＨＲは、拍動あたりの心周期の持続時間を秒で示したＴＨＲから計算される、１分あたりの拍動数であり、例えば、ＥＣＧより各心拍に対して測定される。これらのパラメータは、ＨＲ（１１１１）および例えばｍａｘ（ｄＶ／ｄｔ），ｍａｘ（σｆ），ｍａｘ（ｄσｆ／ｄｔ），ｍａｘ（εａ），ｍａｘ（ｄεａ／ｄｔ）などの他のパラメータとともに、各トレースに沿って、あるいは英数字領域１１１２内に、数字として都合よく表示することができる。
【００４９】
このように、好ましい実施形態に適用しながら本発明の基本的な新しい特徴を示し、記載し、指摘してきたが、説明した装置の形態および詳細ならびにそれらの動作において、様々な省略や置換や変更が、本発明の精神から逸脱しない限りにおいて当業者によってなされうるものとする。たとえば、同じ結果を達成するために実質的に同じ方法で実質的に同じ機能を遂行する要素および／または方法工程のすべての組み合わせが、本発明の範囲内に含まれることは明確である。さらに、本発明のあらゆる開示された形態または実施形態に関連して示したおよび／または説明した構造および／または要素および／または方法も、一般的な設計上の選択事項として、他の任意の開示または説明また示唆された形態または実施形態に組み込んでもよいと認識すべきである。したがって、限定は、添付の請求項の範囲によって示すようにだけ行われるものとする。
【００５０】
（参考文献）
［１］米国特許第４，６４０，２９１号、１９８７年２月３日：「超音波医療イメージング用Ｂ面フェーズド・アレイ（Ｂ−ｐｌａｎｅ ｐｈａｓｅｄ ａｒｒａｙ ｆｏｒ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ ｍｅｄｉｃａｌ ｉｍａｇｉｎｇ）」、発明者：ピーター ティ．
ホーエン（Ｐｉｅｔｅｒ ’ｔ Ｈｏｅｎ）、譲受人：ノース アメリカ フィリップス コーポレイション（Ｎｏｒｔｈ Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ）
［２］米国特許第５，７２４，９７６号、１９９８年３月１０日：「超音波コントラストエコー法に好適な超音波イメージング（Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｐｒｅｆｅｒａｂｌｅ ｔｏ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｃｏｎｔｒａｓｔ Ｅｃｈｏｇｒａｐｈｙ）」、発明者：嶺喜隆、平間信、辻野弘行、斉藤史郎、譲受人：株式会社東芝、日本
［３］米国特許第５，８２５，１１７号、１９９８年１０月２０日：「第２調波イメージングトランスデューサーズ（Ｓｅｃｏｎｄ Ｈａｒｍｏｎｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｔｒａ
ｎｓｄｕｃｅｒｓ）」、発明者：ウィリアム ジェイ． オスマン（Ｗｉｌｌｉａｍ Ｊ．Ｏｓｓｍａｎｎ），ラリー ペンダーガス（Ｌａｒｒｙ Ｐｅｎｄｅｒｇａｓｓ），マーチン ケイ． メイソン（Ｍａｒｔｉｎ Ｋ．Ｍａｓｏｎ）、譲受人：ヒューレット−パッカード カンパニー（Ｈｅｗｌｅｔｔ−Ｐａｃｋａｒｄ Ｃｏｍｐａｎｙ）（カリフォルニア州パロアルト）
［４］米国特許第５，９５７，８５１号、１９９９年９月２８日：「広帯域超音波トランスデューサ（Ｅｘｔｅｎｄｅｄ ｂａｎｄｗｉｄｔｈ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ）」、発明者：ジョン ホサック（Ｊｏｈｎ Ｈｏｓｓａｃｋ）、譲受人：アスソン コーポレイション（Ａｃｕｓｏｎ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ）（カリフォルニア州マウンテンビュー）
［５］米国特許出願６０／２６０，０２３、２００１年１月５日出願：「広域または複数周波数帯域トランスデューサおよびトランスデューサ・アレイ（Ｗｉｄｅ ｏｒ Ｍｕｌｔｉｐｌｅ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｂａｎｄ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ ａｎｄ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ Ａｒｒａｙｓ）」、発明者：ッビョルン アー． ヤー． アンゲルセン（Ｂｊｏｒｎ Ａ．Ｊ．Ａｎｇｅｌｓｅｎ）およびトニー エフ． ヨハンセン（Ｔｏｎｎｉ Ｆ．Ｊｏｈａｎｓｅｎ）
［６］オークス エス（Ａａｋｈｕｓ Ｓ．）、マーレ ジェイ．（Ｍａｅｈｌｅ Ｊ．）、ビョルンスタッド ケイ．（Ｂｊｏｒｎｓｔａｄ Ｋ．）：「左心室心内膜表面の心エコーコンピュータ化三次元再構築のための新しい方法（Ａ Ｎｅｗ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｅｃｈｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｉｃ ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ｌｅｆｔ ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｅｎｄｏｃａｒｄｉａｌ ｓｕｒｆａｃｅ）：容積のインビトロ精度および臨床再現性」Ｊ Ａｍ Ｓｏｃ Ｅｃｈｏｃａｒｄ，Ｖｏｌ ７，Ｎｏ６，１９９４：５７１〜５８１頁
［７］ラベン エス アイ（Ｒａｂｂｅｎ Ｓ．Ｉ．）、イルゲンス エフ．（Ｉｒｇｅｎｓ Ｆ．），アンゲルセン ビー．（Ａｎｇｅｌｓｅｎ Ｂ．）：「左心室壁内の筋繊維応力の評価式（Ｅｑｕａｔｉｏｎｓ ｆｏｒ ｅｓｔｉｍａｔｉｎｇ ｍｕｓｃｌｅ ｆｉｂｅｒ ｓｔｒｅｓｓ ｉｎ ｔｈｅ ｌｅｆｔ ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｗａｌｌ）」Ｈｅａｒｔ ａｎｄ Ｖｅｓｓｅｌｓ １９９９，１４：１８９〜１９６頁
［８］アーツ ティ（Ａｒｔｓ Ｔ），ボベンダード ピーエイチエム（Ｂｏｖｅｎｄｅｅｒｄ ＰＨＭ），プリンゼン エフダブリュ（Ｐｒｉｎｚｅｎ ＦＷ），レネマン アールエス（Ｒｅｎｅｍａｎ ＲＳ）：「左室腔の圧力および容積と、壁内の収縮繊維応力および歪みの関係（Ｒｅｌａｔｉｏｎ ｂｅｔｗｅｅｎ ｌｅｆｔ ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｃａｖｉｔｙ ｐｒｅｓｓｕｒｅ ａｎｄ ｖｏｌｕｍｅ ａｎｄ ｓｙｓｔｏｌｉｃ ｆｉｂｅｒ ｓｔｒｅｓｓ ａｎｄ ｓｔｒａｉｎ ｉｎ ｔｈｅ ｗａｌｌ）」Ｊ Ｂｉｏｐｈｙｓ ５９，１９９１：９３〜１０２頁
【技術分野】
【０００１】
本発明は、多走査平面における生物構造体などの対象物の、リアルタイム超音波イメージングに関する。いくつかの電子工学的に選択可能な２Ｄ走査平面を有した二次元超音波イメージングのための効率的な超音波フェーズド・アレイ式バルク波トランスデューサの設計が与えられている。二次元走査平面方向の電子的選択により、方向を非常に迅速に切替ることができるようになり、その結果、心臓などの動く対象物の実際上リアルタイムでの観察をいくつかの走査平面において同期して行うことができるようになる。本発明は、心機能のリアルタイム超音波走査も取り扱う。
【背景技術】
【０００２】
医療用超音波イメージングにおいては、対象物の形状、局所変化および容積を観察するために、様々な二次元走査平面を介して該対象物を調べることが多い。特に、壁の運動および心臓の収縮／弛緩の局所変化を調べるため、ならびに、心臓の容積の経時的変化、または心臓内の繊維応力やひずみの一時的変化を計算するために、心臓に対して上記のような多走査平面イメージングが用いられる。他の状況としては、特に成長を研究するための容積の計算のための、形状特徴、腫瘍などの観察が挙げられる。
【０００３】
実際の臨床試験において、上記のような多二次元走査平面は、一般的に二次元超音波プローブを手で動かすことによって得られ、例えば、二次元フェーズド・アレイプローブを用いた心臓の経食道測定を用いる場合、遠隔操作によって超音波アレイを回転させるための専用の機構が設計されていた。超音波走査平面を２つの角度をなす方向において電子的に選択するためのフェーズド・アレイ・トランスデューサは、特許文献１に示されているが、この解決法は実際の使用には限界があることが分かっている。その主な理由としては、２つより多くの二次元面、一般には少なくとも３つまたは４つの面で対象物を観察したい場合があるためである。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】米国特許第４，６４０，２９１号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明は、２つより多くの角度方向、例えば３つまたは４つの角度方向にある二次元走査平面を自由に電子的に選択できるようにするフェーズド・アレイ・トランスデューサを設計することにより、上記の問題に対する解決策を示す。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明は、実際上リアルタイムで、共通軸線の周りで回転される３つまたはそれ以上の二次元超音波走査平面において対象物の超音波イメージングを行うための方法を提供する。本明細書中で用いる「実際上リアルタイム」という表現は、前記二次元走査平面内の一連のサンプルビームに沿って画像データが収集され、対象物のサンプルビームデータの収集が、画像を規定する全てのサンプルビームデータが対象物の移動に関して非常に短い時間内に収集されるように頻繁に行われることを意味する。この対象物の移動に関して非常に短い時間とは、収集されたデータが、動いている対象物の実用を目的とした静止画像を取り込めるような時間のことである。さらに画像データは、実際上の目的のために対象物の移動が見えるような非常にゆっくりとした遅延で画像スクリーン上に表示することもで
きる。
【０００７】
このような多二次元リアルタイムイメージングは、心臓の局所壁運動の変化の研究に有用である。例えば心臓腔または腫瘍の縁を自動的に選択するための画像解析を用いて、腫瘍の成長を調べるために対象物の寸法および容積変化を調べたり、あるいは、心室容積または駆出分画を調べることができる。心室寸法に基づいて、心筋の歪みを計算することができ、また、ドップラー分析によって、それぞれのビーム方向における心筋の局所的な壁速度および歪み速度を定量化することができる。エラストグラフィーと呼ばれる方法による組織弾性の局所変化を調べるために、ドップラー分析を組織の強制変形とともに用いることもできる。例えば麻酔や臨床治療の監視の間に、左室圧に入力が加わる場合には、本発明は、心筋の生理的機能の正確な観察のために、左室繊維応力をリアルタイムで計算するための方法も提供する。したがって、本発明は、例えば麻酔または他の臨床的治療の監視中に、心臓の動作の監視のために上記のようなイメージングを使用することを考案する。
【０００８】
本発明は、共通軸線の周りに回転される３つまたは４つの二次元走査平面内の超音波ビームの扇状走査を可能にする超音波変換器アレイの詳細な設計をさらに提供する。この設計は、バッキング材料上に実装されたサンドイッチ構造で面同士を合わせられた少なくとも２つの活性圧電フェーズド・アレイ型トランスデューサ層で構成される。圧電サンドイッチの前面は、圧電層と負荷材料の間の音響出力の結合を高めるための、一連の弾性インピーダンス・インターフェース層を介して、負荷材料に接続されている。特別な広帯域設計においては、圧電層に最も近いインピーダンス・インターフェース層が、参考文献［５］に記載のように、圧電層と同じ特性のインピーダンスを有している。
【０００９】
各アレイ層の前面電極および後面電極のいずれも、切替回路に接続された分離された平行な指／素子電極の組で構成されている。各層の前面と後面上の指／素子の方向は、互いに角度をなしている。異なる圧電層の指／素子方向は、１つの層の少なくとも１組の電極の指方向が、別の層の少なくとも１組の電極の指方向と角度をなすように配向される。
【００１０】
切替回路は、各圧電層面の指電極の全組が、フェーズド・アレイ超音波イメージング機器のホットワイヤのいずれかに選択的に接続されるか、あるいは、信号用接地に接続されるように、電子的に制御されている。これにより、それぞれの送信パルスに対して二次元走査平面方向の組のうちの一つを電子的に選択できるようになる。各二次元画像内のビームの数は限られているため、走査平面を順次切り替える場合、異なる走査平面内の画像が、対象物の実際上リアルタイム表示を示すような高いフレームレートを得ることができる。したがって、イメージング機器は、例えば心筋の局所収縮異常を観察するために、３または４の走査平面のリアルタイム表示を示すことができる。
【００１１】
広いビームを送信し、これを何本かの並行な狭い受信ビームでカバーするので、フレームレートを２〜６倍に高めることができる。フレームレートの向上は、この他に、走査平面が交差する場所、あるいはビームが対象物についての情報をあまり得ることのできない場所でビーム密度を低減することによって得られる。上記対象物についての情報をあまり得ることのできない場所とは、例えば、左心室の内部などであるが、心室壁は、心室壁の動きを分析するための高密度のビームによってカバーされる。異なる走査平面において心臓を特に高いフレームレートで観察するためには、全心周期に対して同じ走査平面方向を保持し、例えば心臓からのＥＣＧ信号が引き金となって心筋の収縮が起こる前に走査平面の方向を変えるとよい。
【００１２】
本発明は、多走査平面フェーズド・アレイを、体内からの対象物のイメージングのための内視鏡の先端部に多走査平面フェーズド・アレイを取り付けた特別の実施形態も示す。
特に、そのような方法は、多くの走査平面における心臓の経食道イメージングに対して、例えば外科手術の間の麻酔の監視を助けるために有用である。この経食道アレイは、走査平面を目的領域により精細に整合させるために、あるいは、撮像される走査平面の数を増やすために内視鏡内でさらに機械的に回転されてもよい。
【００１３】
超音波造影剤は、心筋の血液灌流の局所的変化を観察するために用いることができる。このような造影剤は、心室容積を効率的に判定するために投与することができる。複数の周波数帯域における撮像を可能するようなアレイ実施形態の例を示す。この実施形態は、１つの周波数帯域内での超音波パルスの送信、および送信帯域のサブハーモニクス、第２、第３または第４調波における受信に大変適している。心筋の血液灌流における局所的変化を評価するためだけでなく、心室腔の容積の検出、および血管形成が増大した腫瘍領域の検出のためにも、上記のような高調波イメージングは超音波造影剤の検出に有用である。
【図面の簡単な説明】
【００１４】
【図１ａ】３つの二次元走査平面において同時に対象物のリアルタイムイメージングを行うことのできるイメージング機器の一例を示す図。
【図１ｂ】３つのリアルタイム二次元画像の例示的表示を示す図。
【図１ｃ】心筋を横切るビーム間のラグを最小限に抑えた、心筋観察用超音波ビームの螺旋走査の説明図。
【図２】本発明によるトランスデューサ・アレイの典型的な層構造の厚み方向の断面図。
【図３ａ】図１ａに示すような３つの二次元走査平面の電子的選択を可能にする、指電極構造を備えた２層アレイを示す図。
【図３ｂ】図１ａに示すような３つの二次元走査平面の電子的選択を可能にする、指電極構造を備えた２層アレイを示す図。
【図３ｃ】図１ａに示すような３つの二次元走査平面の電子的選択を可能にする、指電極構造を備えた２層アレイを示す図。
【図３ｄ】図１ａに示すような３つの二次元走査平面の電子的選択を可能にする、指電極構造を備えた２層アレイを示す図。
【図４】図３のトランスデューサ構造によって得ることのできる送信伝達関数を示した図。
【図５ａ】４つの走査平面の電子的選択を可能にする、２つの圧電層を有する本発明によるさらに別のトランスデューサ・アレイ構造を示す図。
【図５ｂ】４つの走査平面の電子的選択を可能にする、２つの圧電層を有する本発明によるさらに別のトランスデューサ・アレイ構造を示す図。
【図５ｃ】４つの走査平面の電子的選択を可能にする、２つの圧電層を有する本発明によるさらに別のトランスデューサ・アレイ構造を示す図。
【図５ｄ】４つの走査平面の電子的選択を可能にする、２つの圧電層を有する本発明によるさらに別のトランスデューサ・アレイ構造を示す図。
【図５ｅ】４つの走査平面の電子的選択を可能にする、２つの圧電層を有する本発明によるさらに別のトランスデューサ・アレイ構造を示す図。
【図６】図５のトランスデューサ・アレイ構造によって選択可能な例示的走査平面を示した図。
【図７】プローブをイメージング機器につなぐケーブルの数を減らすために、アレイ近くの超音波プローブ内に配置した電子的切替回路によって走査平面を選択する方法を示した図。
【図８】本発明による胃鏡の先端に取り付けられた電子的切替回路と超音波アレイとを有する経食道プローブを示す図。
【図９】二次元マトリックスアレイを有する共通軸線の周りに回転される３つの選択可能な二次元平面内での超音波ビームの送信を示す図。
【図１０ａ】４つのシミュレーションのリアルタイム二次元画像の例示的表示を示した図。
【図１０ｂ】３つの二次元画像内の心筋歪みのビュレット表示を示した図。
【図１１】本発明による心臓監視機器を用いて得られた心臓の生理変数の時間的表示を示す図であり、一心拍内の変化を示すファストタイムと、拍間におけるパラメータの変化を示すスロータイムフレームの両方が示されている図。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
以下に本発明のいくつかの例示的実施形態を開示する。この開示は説明のためのものであり、添付の特許請求の範囲によって最も広い態様において定義される本発明の限定を何ら表すものでないことは明らかである。
【００１６】
本発明の１つの例示的実施形態として、図１ａは、例えば、共通軸線１０４を中心として異なる角度方向で回転された３つの二次元扇状走査平面１０１，１０２，１０３内において、自由にかつ電子的に操縦可能な方向で、パルス超音波ビームを送信することができるトランスデューサ・アレイ１００を示している。このトランスデューサ・アレイは、ケーブル１０５を介して、表示画面１０７に与えられる画像出力を有する超音波イメージング機器１０６に接続されている。
【００１７】
典型的なイメージングの状況において、超音波イメージング機器１０６は、二次元走査平面１０１〜１０３内の選択された方向に超音波ビームを送信するトランスデューサに信号を案内する。各ビーム方向に対する後方散乱信号は機器内で分析され、ビーム方向に沿った一組のレンジサンプルに対して一組の画像パラメータを生成する。典型的な画像パラメータは、組織構造のイメージングのための後方散乱振幅を圧縮したもの、あるいは血液速度、組織運動速度、または、例えば心筋の歪みなどの組織領域の歪み、あるいは弾性率計測イメージングのための腫瘍への強制歪みをイメージングするためのドップラー周波数パラメータであってもよく、これらのすべては公知の方法に従ったものである。
【００１８】
ビーム走査は、例えば、各二次元走査平面に対して順番に、あるいは後述のように螺旋状に順次といったように、多くの様式で進めることができる。各走査平面に属するビーム方向に対する画像パラメータをグループ化して、これらの走査平面に対する画像パラメータの二次元画像を作成する。これらの二次元画像を、例えば図１ｂの画像１１１，１１２，１１３としてリアルタイムで表示画面上に示す。この図には、タイミング基準として用いられる心臓ＥＣＧのタイムトレースとともに、画像から抽出された英数字データまたは他の測定値を表示するための領域１１５も示されている。
【００１９】
１５ｃｍの画像範囲を有する二次元画像について６４本のビームを使用して、典型的には１秒間あたり７２枚の二次元画像が得られる。したがって、３つの連続する二次元走査平面を用いた場合、１秒間あたり３つの二次元走査平面の完全な更新を２４回行える。４つの連続する走査平面に増やすことにより、１秒間あたり４つの二次元走査平面の完全な更新は１８回行える。１６ｍｍ開口アレイによる３ＭＨｚの６４本のビームにより、二次元画像の完全な角度サンプリングによる、約６０度未満の二次元画像の全開口角度が与えられる。
【００２０】
広い送信ビームを送信し、これをいくつかの（例えば２〜６）の狭い並行な受信ビームでカバーすることにより、イメージング速度を２〜６倍に高めることができる。これにより、各二次元走査平面の走査角度を例えば９０度に広げるための時間も与えられる。特に軸線に近い平面同士の重複領域、および、心臓のアピカル長軸イメージングを用いた場合の心室の中央などの、対象物に関する情報が殆どない領域においてビーム密度を低減する
ことにより、イメージング速度および／または二次元走査の幅を増大させることができる。例えば、心臓の収縮や弛緩などの開始における詳細を調べるためなど、より迅速な２次元イメージング速度が要求される場合には、各走査平面に対して全心周期をイメージングし、例えばＥＣＧ信号によってトリガされて、心周期の終了時に走査平面を変えるようにしてもよい。
【００２１】
心臓の局所壁運動異常を評価するためには、異なる領域において壁のサンプリングを行うビーム同士の時間的遅延が最小限であることが重要である。有用な心臓走の走査は、アレイ中心軸線１０４を、図１ｃにおいては図面の中心の垂線として示されている左心室の長軸に沿って配置して、心室をアピカルイメージングすることによって得られる。典型的な心筋の断面は、この画像の領域１２５によって示されている。走査平面１０１，１０２，１０３の断面は、参照符号１２１，１２２，１２３として示されている。この特定のビーム走査パターンにおいて、走査平面の方向は、円の中で、それぞれの連続するビーム方向に切替えられ、これにより、軸線１０４に対して着実に増減するビーム角度を有する螺旋円錐の中でビーム走査が行われる。バツ（×）印は、インターロゲーティングビーム（ｉｎｔｅｒｒｏｇｔｉｎｇ ｂｅａｍ）のいくつかを示しており、選択肢１２６，１２７，１２８は、方向１２９内で順に続くビームのサブセットを示す。軸線１０４に対してこのビーム角度を有する最後のビーム１３０において、次のビーム断面が、ビーム１２６と同一の走査平面１２１内にありながら、中心軸線１０４に対してより大きな（または場合によってはより小さい）ビーム角度を有する１３１となるように、ビーム角度は増大される。ビーム方向１３０の次には、本例においては、矢印で示すように二次元走査平面１２２内のビーム方向１３２が続く。この走査パターンを有する心筋１２５を、ビームと軸線１０４との間の開口角度が同一に近いようなビームを用いてイメージングすることにより、限られた時間内に全心筋をカバーできることになる。典型的には、心筋は１０〜１５ミリ秒の時間内に１秒あたり８０フレームのフレームレートで収集可能な１０×６〜６０前後の連続したビームによってカバーされる。これにより、心筋の収縮、弛緩パターンにおける局所変化を研究するための非常十分な量のフレームレートが提供される。
【００２２】
表示のために、それぞれの二次元走査平面に属するビーム方向からの画像データをグループ化して、図１ｂに例示するようなリアルタイムで表示される二次元画像を作成する。したがって、多数の走査平面は、診断および手術前および手術後の監視、および以下に検討するような他の臨床処置状況の監視を目的として、心臓内の局所壁運動の観察および心臓腔の容積計算をリアルタイムで行うため用いることができる。
【００２３】
本発明に従うビーム走査を提供するトランスデューサ・アレイの２つの実施形態について以下に示す。
図２は、本発明によるフェーズド・アレイの厚み方向の断面を示しており、参照符号２０１，２０２は、バッキング材料での反射波が無視できるように高い音響力吸収を有する、バッキング構造物２０３上に搭載された２つの圧電アレイ層を示している。圧電層は、フェーズド・アレイの指／素子電極２０８，２０９，２１０，２１１で被覆されている。後方層の前面電極２０９および前方層の後面電極２１０は、例えば接着剤フィルムなどの薄層２１２によって互いに電気的に分離されている。各圧電層と音響負荷材料２０４との間の構造には、圧電層（２０１，２０２）の特性インピーダンスを負荷材料２０４の特性インピーダンスにインターフェースする（調和させる）一組の弾性層２０５が含まれる。
【００２４】
特に広い帯域を与えるインピーダンス・インターフェーシングの方法は参考文献［５］に記載されており、この場合、圧電層と接している構造２０５の第１の層が、圧電層とほぼ同じ特性インピーダンスを有する弾性層を含み、これに続いて、負荷に向かって低下する特性インピーダンスを有する層を備える。このようなインピーダンス・インターフェーシングは、電気的に並列な２つの圧電層を用いて、後述するように、低周波数パルスを送
信し、例えば後方層２０１上で当該パルスより高い調波成分（第２〜第４）を受け取るようにする場合に、特に有用である。後述のように層２０１上にパルスを送信して、電気的に並列な層２０１，２０２上でサブハーモニクスパルスを受け取るようにしてもよい。他の状況において、標準的な方法に従って、より狭い帯域のインピーダンス・インターフェース層２０５を用いることもできる。
【００２５】
低い特性インピーダンスのセラミック／ポリマー組成物を得るために、３つの２次元面内で超音波ビームを段階的に操縦できるようにした電極配列により、圧電板をダイシングする例を図３に示した。図３は、表面から見た圧電層および電極を示している。図３ａにおいて、参照符号３０１は両層で同じのセラミック圧電層のダイシング溝を示しており、残りのセラミックポスト／アイランドは参照符号３０２で示されている。ダイシング溝３０１はポリマーで充填されており、セラミック原材料からは、セラミックの相対充填容積に応じて、約０．５倍低下した特性インピーダンスを有するセラミック／ポリマー複合材が得られる。
【００２６】
本発明に従う特定の実施形態において、圧電層２０１の後面は、図３ｂに示すように分割された指／素子電極組３０３によって被覆されおり、後方層２０１の前面および前方層２０２の後面は、図３ｃに示すものと同一の形状および方向を有した分割された指電極３０４，３０５で被覆されている。圧電層２０２の前面は、図３ｄに示すような分割された指電極３０６によって被覆されている。電極組３０３〜３０６は、図２の電極２０８〜２１１に対応し、指電極３０４と指電極３０５とは、図２に示すように層２１２によって互いに電気的に分離されている。
【００２７】
図３に示すアレイによって得られる二次元走査平面の原理図が図１ａに示されている。図１ａにおいて、アレイは参照符号１００で示されている。電極組３０４／２０９，３０５／２１０および３０６／２１１を接地し、後面電極３０３／２０８を線形フェーズド・アレイ・トランスデューサの素子のホット（通電される）電極として作動させることにより、図１ａに示すような二次元画像走査平面を得ることができる。電極組３０３／２０８，３０５／２１０および３０６／２１１を接地し、電極３０４／２０９をフェースド・アレイのホット素子電極として作動させることにより、図１ａの１０２として示される二次元画像走査平面を得られる。電極組３０３／２０８，３０４／２０９および３０５／２１０を接地し、前面電極３０６／２１１をフェースド・アレイのホット素子電極として作動させることにより、図１ａの１０３として示される二次元画像走査平面が得られる。
【００２８】
図２ａ〜２ｄに示すようにダイシングおよび電極方向が互いに６０度となるように選択することにより、正三角形のセラミックアイランドが得られ、図１ａにおいて二次元走査平面間の角度を６０度とすることができ、これにより対象物を等角度でサンプリングすることができる。このような角度により、複合材に同一寸法のセラミックアイランドが得られ、アレイの電極／素子の幅を同一にすることができる。アレイ／電極については、例えば他の所望の画像面に近づけて左心室のサンプリングを行うために、他の角度分割を用いてもよい。
【００２９】
アレイの変換能力は、電極上への送信電圧から電極の前面上の振動速度への伝達関数（ｔｒａｎｓｆｅｒ ｆｕｎｃｔｉｏｎ）として定義される、アレイ素子の送信伝達関数（ｔｒａｎｓｍｉｔ ｔｒａｎｓｆｅｒ ｆｕｎｃｔｉｏｎ）Ｈｔｔ（ω）によって都合良く記載される。他の層を電気的に短絡させた場合の後方層２０１および前方層２０２に対する典型的な送信伝達関数は、それぞれ図４の参照符号４０１，４０２に示したとおりである。図１ａの走査平面１０１，１０２はいずれも、１．５〜４．２ＭＨｚの広い周波数に亘ってほぼ平坦な伝達関数４０１を有する図２の後方圧電層２０１を使用している。図１ａの走査平面１０３は、図４の関数４０２を有する図２の前方圧電層２０２を用いてい
る。２．８ＭＨｚ〜４．２ＭＨｚの周波数範囲においては、いずれの層も類似の伝達関数（参照符号４０１および４０２）を有していることがわかる。したがって、この周波数帯域において、前方層によって得られる第３の走査平面１０３に対するパルスを、後方層によって得られる走査平面１０１，１０２に対するパルスと同様のものにすることができる。
【００３０】
図２において、圧電層の分極化がＰ１（２０６）およびＰ２（２０７）として示されている。この例に示したように分極方向が対向する場合、前面（２１１／３０６）および後面（２０８／３０３）電極を接地し、中間電極（２０９／３０４および２１０／３０５）をフェーズド・アレイのホット電極として作動させることにより、層を電気的に並列に接続することができる。このような電気的に並列に接続された圧電層の動作に対する送信伝達関数は、図３の参照符号４０３で示される。この伝達関数は、０．８〜２．２ＭＨｚの周波数の低帯域をカバーする。
【００３１】
したがって、３つの走査平面を電子的に選択できるかどうかは別として、この構造により、多周波数帯域内における通常の第１調波イメージングおよび高調波イメージングのいずれに対しても、走査平面１０２において多周波数帯域での動作が可能になる。たとえば、上述のような電気的に並列な層のカップリングを用いて、低帯域４０３での送信を行うことができる。電極２０８／３０３，２１０／３０５，２１１／３０６を接地し、電極２０９／３０４をフェーズド・アレイのホット素子電極として作動させることにより、後方層によって、送信帯域４０１の第２、第３または第４調波成分を受信することができる。同様に、電極２０８／３０３，２１０／３０５，２１１／３０６を接地し、フェーズド・アレイのホット素子電極として電極２０９／３０４を作動させることにより、高周波数帯域での送信を行うことができるとともに、電極２０８／３０３，２１１／３０６を接地し、電極２０９／３０４と電極２１０／３０５とを接続してこれらの２層が低周波数帯域に対して電気的に並列に作動するようにすることにより、送信帯域のサブハーモニクスを受信できる。
【００３２】
図５には４つの走査平面が自由に選択できる二重圧電層構造が示されており、該図において、図３に示すような面からの圧電層および電極が示されている。厚み方向における構造には、図２に示すように負荷に対する弾性層のインピーダンス・インターフェーシングを有する２つの圧電層が含まれる。図５ａには、セラミック圧電層のダイシングの例が示されるが、参照符号５０１はダイシング溝を示し、参照符号５０２はセラミックポスト／アイランドを示している。図３の構造との相違は、セラミック／ポリマー複合材を形成するためのセラミックダイシング、および指／素子電極の方向にある。特に、図５の構造については、層２０１と層２０２との間の２組の中間電極５０４／２０９，５０５／２１０が、図５ｃおよび図５ｄに示すように異なる方向を有している。層２０１の後面には、図５ｂに示すような指電極組５０３／２０８が設けられ、層２０２の前面には図５ｅに示すような指電極組５０６／２１１が設けられている。
【００３３】
電極５０４／２０９，５０５／２１０，５０６／２１１を接地し、後面電極５０３／２０８を線形フェーズド・アレイのホット素子電極として作動させることにより、図６に参照符号６０１で示した二次元走査平面を得ることができる。電極５０３／２０８，５０５／２１０，５０６／２１１を接地し、電極５０４／２０９をフェーズド・アレイのホット素子電極として作動させることにより、図６中の二次元走査平面６０２が得られる。電極５０３／２０８，５０４／２０９，５０５／２１０を接地し、電極５０６／２１１をフェーズド・アレイのホット素子電極として作動させることにより、図６中の二次元走査平面６０３が得られる。電極５０６／２１１，５０３／２０８，５０４／２０９を接地し、電極５０５／２１０をフェーズド・アレイのホット素子電極として作動させることにより、図６中の二次元走査平面６０４が得られる。後方および前方層に対する伝達関数は、図４
に示す参照符号４０１，４０２と同じになるが、この構造では低周波数帯域４０３における層の電気的に並列な接続によるフェーズド・アレイ走査はできない。
【００３４】
上記走査平面の電子的選択は、例えば図７に示すような集積回路によって行うことができる。図７は、図３の多層／多電極トランスデューサ・アレイを７０１として例示したものである。ワイヤ組７０３，７０４，７０５，７０６は、電極組３０３，３０４，３０５，３０６を、電子的切替回路７０２に接続し、該電子的切替回路７０２は、制御信号７０７によって、イメージング機器７１０によって電力供給される同軸ケーブル組７０８のホットワイヤに接続される電極組と、信号の基底レベル７０９に接続される電極組とを選択する。このような電子回路はアレイの近くに搭載されるので、ケーブル７０８と走査平面選択用の制御信号７０７のみがイメージング機器に接続することになる。
【００３５】
次に、トランスデューサ・アレイおよび走査平面選択回路を、典型的には、体表面からのイメージングのために手持ち式プローブの先端に取り付けるか、あるいは、例えば心臓の経食道イメージングや腫瘍の内視鏡イメージングなど、体内部から対象物をイメージングするために、胃鏡などの内視鏡の先端に取り付ける。
【００３６】
図８は、体内に挿入される胃鏡の先端に取り付けられた本発明に従うアレイ８０１を有する経食道プローブ８００を例示している。プローブの操縦可能先端部８０２の角度方向は、内視鏡の先端のワイヤ制御のための標準的な方法に従って、回転ハンドル８０３，８０４によってワイヤを介して制御する。この特定の実施形態は、例えば、心臓の長軸に追従するように走査平面のうちの１つを調節するなどのために、胃鏡先端部８０２内のアレイ８０１の矢印８０６によって示されるような回転用の付加的な制御装置８０５を含む。他の走査平面は、アレイの設計に従ってこの長軸を中心にグループ化される。この調整は、心臓の局所壁運動の標準的観察または心臓腔の容積または腫瘍などの他の対象物の正確な計算のために用いることができる。内視鏡プローブは、ケーブル８０７を介してイメージング機器に接続される。
【００３７】
選択された二次元走査平面組内のビームの電子的操縦は、図９中に参照符号９００として示したような二次元マトリックスアレイを用いて行うこともできる。このアレイは、二次元マトリックスに配置された一連の小さい素子９０５からなり、各素子に対する信号は個々に遅延させることができる。個々の素子の信号を遅延させることにより、既知の原理に従って、ビームを操縦し、円錐９０６内の選択された方向への合焦が可能となる。特に、上述のような超音波ビームの走査を可能にする二次元走査平面９０１，９０２，９０３の組内のビーム方向を選択することができる。しかしながら、二次元マトリックスアレイは、図３および図５中のアレイに比べて、超音波走査装置の複雑さを大幅に増してしまう。
【００３８】
ある組からの二次元走査平面の電子的選択により、図１に関連して検討したように、実際上、上述のアレイを有した３つまたは４つの走査平面において、実際上同期して心臓をイメージングすることができる。ここで、図１ｂは、例えば図３のアレイによって得られるであろう３つの二次元走査平面によるリアルタイムイメージングの表示の例を示している。同様に、図１０ａは、例えば図５のアレイによって得られるであろう４つの二次元走査平面によるリアルタイムイメージングの表示の例を示している。この例において、二次元画像表示１００１〜１００４は、図６中の二次元走査平面６０１〜６０４に対応したものであろう。タイミング基準のためのＥＣＧを示すタイムトレース１００５は、拡張末期容積、収縮末期容積、駆出分画等の英数字データを表示するための領域１００６とともに表示内に含まれる。図１ａおよび図１０中の画像は、典型的には壁運動評価のために用いることができ、この場合、評価データは周知の原理に従って、ブレットイメージ（ｂｕｌｌｅｔ ｉｍａｇｅ）で示すことができる。
【００３９】
二次元画像において左室腔を自動的に検出することにより、参考文献［６］に示すように、心臓腔、特に左室の容積のリアルタイム計算を行って、充填と駆出のパターンや、左心室の駆出分画を調べたりすることもできる。超音波造影剤は、心筋内の局所灌流変化を調べるために用いることができ、この場合、造影剤の高調波イメージングにより、組織出力比に対するコントラストが高まる。超音波造影剤は、イメージングの難しい患者における腔領域の判定を向上するために用いることもできる。
【００４０】
多くの走査状況において、左室圧の測定値ＰＬＶ（ｔ）は、全心周期にわたって入手可能である。術前または術後などの臨床状況において、左心室内のカテーテルを用いてｐＬＶ（ｔ）を得ることができる。他の状況では、ｐＬＶ（ｔ）は、大動脈弁の開放時の収縮期を通じて大動脈圧から得ることができる。大動脈圧は、中央血管内のカテーテルから、もしくは鎖骨下動脈または頸動脈の径を測定することによって得ることができる。左室径の超音波測定値Ｄ（ｔ）と壁厚Ｈ（ｔ）とを組み合わせて、参考文献［７］の既知の方法に従って、次の数式（１）のように心筋内の繊維応力σｆ（ｔ）を計算することができる。
【００４１】
【数１】
【００４２】
上記式中、Ｌ（ｔ）は、左室腔の長さである。
Ｌ（ｔ）は多くの場合、一定の平均値によって近似することができる。心筋の容積は一定であるので、Ｄ（Ｔ）とＬ（ｔ）から壁厚Ｈ（ｔ）の時間的変化を得ることができる。次に、左室容積ＶＬＶを、不完全楕円（ｔｒｕｎｃａｔｅｄ ｅｌｌｉｐｓｏｉｄ）によって近似して、Ｄ（ｔ）およびＬ（ｔ）に基づいて算出することができる。
【００４３】
左心室腔容積ＶＬＶと心筋壁容積Ｖｗから繊維応力を算出するための下記のような式も存在する。参考文献［８］を参照のこと。
【００４４】
【数２】
【００４５】
本発明に従う上記のような計算により、心筋の生理的収縮／弛緩パラメータをより良好にリアルタイム表示できる。容積トレースを含むパラメータ波形の時間微分によって、収縮の開始および終了時の迅速な変化の間の生理機能についての情報が強化される。
【００４６】
すべての領域において類似または均一の心筋収縮をみせる心室内の心筋繊維における平均相対歪みは、心臓径の相対変化と同等であると近似することができる、すなわち、εａ（ｔ）＝Ｄ（ｔ）／Ｄｍａｘ。である。虚血性心疾患などで見られるように、場所的な歪みの変化がある場合、平均歪みも心能力の興味深い尺度ではあるものの、この状況におい
ては、場所的に変化する歪みε（ｒ，ｔ）（式中、ｒは心筋表面のベクトル座標である）の画像も見たいと思うに違いない。各ビーム方向に沿ったドップラー測定に基づいて、心筋中の局所歪み率を推定することができ、これを図１０ｂのビュレット画像１００７内に、例えばカラーまたはモノクロ表示するなど、様々な方法で表示することができる。図１０ｂにおいて、ビュレット画像内の角度方向は、図１の参照符号１０１，１０２，１０３の走査平面の角度方向を示し、ビュレット画像内の径方向は心臓の頂部からの距離を示している。
【００４７】
監視の状況をさらに説明するために、図１１は本発明に従う例示的な表示を示しており、該表示においては、本発明によるアレイを用いて得られた心臓の寸法の測定値を用いて、左心室の収縮パラメータを算出している。この表示は、上から下へ、ＥＣＧトレース１１０１、左室圧１１０２、繊維応力１１０３および平均相対繊維歪み１１０４、ならびに左室容積トレース１１０５を示している。より長期間にわたる動向の情報については、より遅い時間尺度で、拍動あたりのＶＩの最小値としての収縮末期容積ＥＳＶ（１１０６）、拍動あたりのＶＬＶの最大値としての拡張末期容積ＥＤＶ（１１０７）、拍出量ＳＶ（１１０８）、心拍出量ＥＦ（１１０９）、および駆出分画ＣＯ（１１１０）を示すことができる。これらは、次のように計算される。
【００４８】
ＳＶ＝ＥＤＶ−ＥＳＶ ＣＯ＝ＳＶ＊ＨＲ ＥＦ＝ＳＶ／ＥＤＶ（３）
上記式中、ＨＲ＝６０／ＴＨＲは、拍動あたりの心周期の持続時間を秒で示したＴＨＲから計算される、１分あたりの拍動数であり、例えば、ＥＣＧより各心拍に対して測定される。これらのパラメータは、ＨＲ（１１１１）および例えばｍａｘ（ｄＶ／ｄｔ），ｍａｘ（σｆ），ｍａｘ（ｄσｆ／ｄｔ），ｍａｘ（εａ），ｍａｘ（ｄεａ／ｄｔ）などの他のパラメータとともに、各トレースに沿って、あるいは英数字領域１１１２内に、数字として都合よく表示することができる。
【００４９】
このように、好ましい実施形態に適用しながら本発明の基本的な新しい特徴を示し、記載し、指摘してきたが、説明した装置の形態および詳細ならびにそれらの動作において、様々な省略や置換や変更が、本発明の精神から逸脱しない限りにおいて当業者によってなされうるものとする。たとえば、同じ結果を達成するために実質的に同じ方法で実質的に同じ機能を遂行する要素および／または方法工程のすべての組み合わせが、本発明の範囲内に含まれることは明確である。さらに、本発明のあらゆる開示された形態または実施形態に関連して示したおよび／または説明した構造および／または要素および／または方法も、一般的な設計上の選択事項として、他の任意の開示または説明また示唆された形態または実施形態に組み込んでもよいと認識すべきである。したがって、限定は、添付の請求項の範囲によって示すようにだけ行われるものとする。
【００５０】
（参考文献）
［１］米国特許第４，６４０，２９１号、１９８７年２月３日：「超音波医療イメージング用Ｂ面フェーズド・アレイ（Ｂ−ｐｌａｎｅ ｐｈａｓｅｄ ａｒｒａｙ ｆｏｒ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ ｍｅｄｉｃａｌ ｉｍａｇｉｎｇ）」、発明者：ピーター ティ．
ホーエン（Ｐｉｅｔｅｒ ’ｔ Ｈｏｅｎ）、譲受人：ノース アメリカ フィリップス コーポレイション（Ｎｏｒｔｈ Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ）
［２］米国特許第５，７２４，９７６号、１９９８年３月１０日：「超音波コントラストエコー法に好適な超音波イメージング（Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｐｒｅｆｅｒａｂｌｅ ｔｏ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｃｏｎｔｒａｓｔ Ｅｃｈｏｇｒａｐｈｙ）」、発明者：嶺喜隆、平間信、辻野弘行、斉藤史郎、譲受人：株式会社東芝、日本
［３］米国特許第５，８２５，１１７号、１９９８年１０月２０日：「第２調波イメージングトランスデューサーズ（Ｓｅｃｏｎｄ Ｈａｒｍｏｎｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｔｒａ
ｎｓｄｕｃｅｒｓ）」、発明者：ウィリアム ジェイ． オスマン（Ｗｉｌｌｉａｍ Ｊ．Ｏｓｓｍａｎｎ），ラリー ペンダーガス（Ｌａｒｒｙ Ｐｅｎｄｅｒｇａｓｓ），マーチン ケイ． メイソン（Ｍａｒｔｉｎ Ｋ．Ｍａｓｏｎ）、譲受人：ヒューレット−パッカード カンパニー（Ｈｅｗｌｅｔｔ−Ｐａｃｋａｒｄ Ｃｏｍｐａｎｙ）（カリフォルニア州パロアルト）
［４］米国特許第５，９５７，８５１号、１９９９年９月２８日：「広帯域超音波トランスデューサ（Ｅｘｔｅｎｄｅｄ ｂａｎｄｗｉｄｔｈ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ）」、発明者：ジョン ホサック（Ｊｏｈｎ Ｈｏｓｓａｃｋ）、譲受人：アスソン コーポレイション（Ａｃｕｓｏｎ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ）（カリフォルニア州マウンテンビュー）
［５］米国特許出願６０／２６０，０２３、２００１年１月５日出願：「広域または複数周波数帯域トランスデューサおよびトランスデューサ・アレイ（Ｗｉｄｅ ｏｒ Ｍｕｌｔｉｐｌｅ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｂａｎｄ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ ａｎｄ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ Ａｒｒａｙｓ）」、発明者：ッビョルン アー． ヤー． アンゲルセン（Ｂｊｏｒｎ Ａ．Ｊ．Ａｎｇｅｌｓｅｎ）およびトニー エフ． ヨハンセン（Ｔｏｎｎｉ Ｆ．Ｊｏｈａｎｓｅｎ）
［６］オークス エス（Ａａｋｈｕｓ Ｓ．）、マーレ ジェイ．（Ｍａｅｈｌｅ Ｊ．）、ビョルンスタッド ケイ．（Ｂｊｏｒｎｓｔａｄ Ｋ．）：「左心室心内膜表面の心エコーコンピュータ化三次元再構築のための新しい方法（Ａ Ｎｅｗ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｅｃｈｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｉｃ ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ｌｅｆｔ ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｅｎｄｏｃａｒｄｉａｌ ｓｕｒｆａｃｅ）：容積のインビトロ精度および臨床再現性」Ｊ Ａｍ Ｓｏｃ Ｅｃｈｏｃａｒｄ，Ｖｏｌ ７，Ｎｏ６，１９９４：５７１〜５８１頁
［７］ラベン エス アイ（Ｒａｂｂｅｎ Ｓ．Ｉ．）、イルゲンス エフ．（Ｉｒｇｅｎｓ Ｆ．），アンゲルセン ビー．（Ａｎｇｅｌｓｅｎ Ｂ．）：「左心室壁内の筋繊維応力の評価式（Ｅｑｕａｔｉｏｎｓ ｆｏｒ ｅｓｔｉｍａｔｉｎｇ ｍｕｓｃｌｅ ｆｉｂｅｒ ｓｔｒｅｓｓ ｉｎ ｔｈｅ ｌｅｆｔ ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｗａｌｌ）」Ｈｅａｒｔ ａｎｄ Ｖｅｓｓｅｌｓ １９９９，１４：１８９〜１９６頁
［８］アーツ ティ（Ａｒｔｓ Ｔ），ボベンダード ピーエイチエム（Ｂｏｖｅｎｄｅｅｒｄ ＰＨＭ），プリンゼン エフダブリュ（Ｐｒｉｎｚｅｎ ＦＷ），レネマン アールエス（Ｒｅｎｅｍａｎ ＲＳ）：「左室腔の圧力および容積と、壁内の収縮繊維応力および歪みの関係（Ｒｅｌａｔｉｏｎ ｂｅｔｗｅｅｎ ｌｅｆｔ ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｃａｖｉｔｙ ｐｒｅｓｓｕｒｅ ａｎｄ ｖｏｌｕｍｅ ａｎｄ ｓｙｓｔｏｌｉｃ ｆｉｂｅｒ ｓｔｒｅｓｓ ａｎｄ ｓｔｒａｉｎ ｉｎ ｔｈｅ ｗａｌｌ）」Ｊ Ｂｉｏｐｈｙｓ ５９，１９９１：９３〜１０２頁
【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面において対象物を実際上リアルタイムで超音波イメージングする超音波イメージング方法であって、前記超音波イメージング方法は、
超音波トランスデューサ・アレイによって、パルス化超音波ビームを電子的に走査する工程であって、前記パルス化超音波ビームは、共通軸線を中心として互いに異なる角度方向に配置された少なくとも３つの扇状の二次元走査平面内で電子的かつ自由に選択可能なビーム方向を有し、前記ビーム方向は、１）各二次元走査平面に対して順番にビーム走査が行なわれるように各二次元走査平面内でパルス毎に電子的に切替可能、或いは２）二次元走査平面内及び二次元走査平面間でパルス毎に電子的に切替可能であることと；
各ビーム方向におけるパルスからの後方散乱信号を用いて、画像サンプルビーム方向に沿った深さの関数としての画像データを作成する工程と；
それぞれ前記画像サンプルビーム方向からの画像データをグループ化することによって、高いフレームレートで各二次元走査平面からの対象物の二次元画像を得る工程と
を含み、
前記高いフレームレートは、対象物の動きに関係する実際上の目的に対して、前記少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面からのリアルタイム二次元画像を表示画面上に示すことができるようなフレームレートであり、
前記高いフレームレートを得るために、前記パルス化超音波ビームを、並行な複数本の狭い受信ビームによってカバーする
ことを特徴とする、超音波イメージング方法。
【請求項２】
少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面において対象物を実際上リアルタイムで超音波イメージングする超音波イメージング方法であって、前記超音波イメージング方法は、
超音波トランスデューサ・アレイによって、パルス化超音波ビームを電子的に走査する工程であって、前記パルス化超音波ビームは、共通軸線を中心として互いに異なる角度方向に配置された少なくとも３つの扇状の二次元走査平面内で電子的かつ自由に選択可能なビーム方向を有し、前記ビーム方向は、１）各二次元走査平面に対して順番にビーム走査が行なわれるように各二次元走査平面内でパルス毎に電子的に切替可能、或いは２）二次元走査平面内及び二次元走査平面間でパルス毎に電子的に切替可能であることと；
各ビーム方向におけるパルスからの後方散乱信号を用いて、画像サンプルビーム方向に沿った深さの関数としての画像データを作成する工程と；
それぞれ前記画像サンプルビーム方向からの画像データをグループ化することによって、高いフレームレートで各二次元走査平面からの対象物の二次元画像を得る工程と
を含み、
前記高いフレームレートは、対象物の動きに関係する実際上の目的に対して、前記少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面からのリアルタイム二次元画像を表示画面上に示すことができるようなフレームレートであり、
前記高いフレームレートを得るために、前記対象物についての情報をあまり得ることのできない場所で、前記パルス化超音波ビームのビーム密度は低減される
ことを特徴とする、超音波イメージング方法。
【請求項３】
少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面において心臓を実際上リアルタイムで超音波イメージングする超音波イメージング装置であって、前記超音波イメージング装置は、
超音波トランスデューサ・アレイによって、パルス化超音波ビームを電子的に走査することであって、前記パルス化超音波ビームは、共通軸線を中心として互いに異なる角度方向に配置された少なくとも３つの扇状の二次元走査平面内で電子的かつ自由に選択可能な
ビーム方向を有し、前記ビーム方向は、１）各二次元走査平面に対して順番にビーム走査が行なわれるように各二次元走査平面内でパルス毎に電子的に切替可能、或いは２）二次元走査平面内及び二次元走査平面間でパルス毎に電子的に切替可能であることと；
各ビーム方向におけるパルスからの後方散乱信号を用いて、画像サンプルビーム方向に沿った深さの関数としての画像データを作成することと；
それぞれ前記画像サンプルビーム方向からの画像データをグループ化することによって、高いフレームレートで各二次元走査平面からの心臓の二次元画像を得ることと
を実行するように構成され、
前記高いフレームレートは、心臓の動きに関係する実際上の目的に対して、前記少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面からのリアルタイム二次元画像を表示画面上に示すことができるようなフレームレートであり、
互いに異なる二次元走査平面において心臓を前記高いフレームレートで観察するために、全心周期に対して同じ二次元走査平面方向を保持し、心臓からのＥＣＧ信号が引き金となって心筋の収縮が起こる前に、二次元走査平面の方向を変えるように構成されている
ことを特徴とする、超音波イメージング装置。
【請求項４】
少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面において対象物を実際上リアルタイムで超音波イメージングする超音波イメージング方法であって、前記超音波イメージング方法は、
超音波トランスデューサ・アレイによって、パルス化超音波ビームを電子的に走査する工程であって、前記パルス化超音波ビームは、共通軸線を中心として互いに異なる角度方向に配置された少なくとも３つの扇状の二次元走査平面内で電子的かつ自由に選択可能なビーム方向を有し、前記ビーム方向は、１）各二次元走査平面に対して順番にビーム走査が行なわれるように各二次元走査平面内でパルス毎に電子的に切替可能、或いは２）二次元走査平面内及び二次元走査平面間でパルス毎に電子的に切替可能であることと；
各ビーム方向におけるパルスからの後方散乱信号を用いて、画像サンプルビーム方向に沿った深さの関数としての画像データを作成する工程と；
それぞれ前記画像サンプルビーム方向からの画像データをグループ化することによって、高いフレームレートで各二次元走査平面からの対象物の二次元画像を得る工程と
を含み、
前記高いフレームレートは、対象物の動きに関係する実際上の目的に対して、前記少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面からのリアルタイム二次元画像を表示画面上に示すことができるようなフレームレートであり、
互いに隣接する二次元走査平面におけるサンプリングビーム間の遅延を最小限にして対象物を観察するために、二次元走査平面は、円のなかで各２次元ビームサンプリング毎に変更され、その結果、螺旋円錐内における対象物の三次元走査が得られる
ことを特徴とする、超音波イメージング方法。
【請求項５】
少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面において対象物を実際上リアルタイムで超音波イメージングする超音波イメージング方法であって、前記超音波イメージング方法は、
超音波トランスデューサ・アレイによって、パルス化超音波ビームを電子的に走査する工程であって、前記パルス化超音波ビームは、共通軸線を中心として互いに異なる角度方向に配置された少なくとも３つの扇状の二次元走査平面内で電子的かつ自由に選択可能なビーム方向を有し、前記ビーム方向は、１）各二次元走査平面に対して順番にビーム走査が行なわれるように各二次元走査平面内でパルス毎に電子的に切替可能、或いは２）二次元走査平面内及び二次元走査平面間でパルス毎に電子的に切替可能であることと；
各ビーム方向におけるパルスからの後方散乱信号を用いて、画像サンプルビーム方向に沿った深さの関数としての画像データを作成する工程と；
それぞれ前記画像サンプルビーム方向からの画像データをグループ化することによって
、高いフレームレートで各二次元走査平面からの対象物の二次元画像を得る工程と
を含み、
前記高いフレームレートは、対象物の動きに関係する実際上の目的に対して、前記少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面からのリアルタイム二次元画像を表示画面上に示すことができるようなフレームレートであり、
アレイの電極の幅を同一にし対象物を等角度でサンプリングすべく、ダイシングおよび電極方向が互いに同じ角度となるように選択してセラミックアイランドを得る
ことを特徴とする、超音波イメージング方法。
【請求項６】
少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面において対象物を実際上リアルタイムで超音波イメージングする超音波イメージング方法であって、前記超音波イメージング方法は、
超音波トランスデューサ・アレイによって、パルス化超音波ビームを電子的に走査する工程であって、前記パルス化超音波ビームは、共通軸線を中心として互いに異なる角度方向に配置された少なくとも３つの扇状の二次元走査平面内で電子的かつ自由に選択可能なビーム方向を有し、前記ビーム方向は、１）各二次元走査平面に対して順番にビーム走査が行なわれるように各二次元走査平面内でパルス毎に電子的に切替可能、或いは２）二次元走査平面内及び二次元走査平面間でパルス毎に電子的に切替可能であることと；
各ビーム方向におけるパルスからの後方散乱信号を用いて、画像サンプルビーム方向に沿った深さの関数としての画像データを作成する工程と；
それぞれ前記画像サンプルビーム方向からの画像データをグループ化することによって、高いフレームレートで各二次元走査平面からの対象物の二次元画像を得る工程と
を含み、
前記高いフレームレートは、対象物の動きに関係する実際上の目的に対して、前記少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面からのリアルタイム二次元画像を表示画面上に示すことができるようなフレームレートであり、
互いに隣接する二次元走査平面間の角度は、６０度である
ことを特徴とする、超音波イメージング方法。
【請求項１】
少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面において対象物を実際上リアルタイムで超音波イメージングする超音波イメージング方法であって、前記超音波イメージング方法は、
超音波トランスデューサ・アレイによって、パルス化超音波ビームを電子的に走査する工程であって、前記パルス化超音波ビームは、共通軸線を中心として互いに異なる角度方向に配置された少なくとも３つの扇状の二次元走査平面内で電子的かつ自由に選択可能なビーム方向を有し、前記ビーム方向は、１）各二次元走査平面に対して順番にビーム走査が行なわれるように各二次元走査平面内でパルス毎に電子的に切替可能、或いは２）二次元走査平面内及び二次元走査平面間でパルス毎に電子的に切替可能であることと；
各ビーム方向におけるパルスからの後方散乱信号を用いて、画像サンプルビーム方向に沿った深さの関数としての画像データを作成する工程と；
それぞれ前記画像サンプルビーム方向からの画像データをグループ化することによって、高いフレームレートで各二次元走査平面からの対象物の二次元画像を得る工程と
を含み、
前記高いフレームレートは、対象物の動きに関係する実際上の目的に対して、前記少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面からのリアルタイム二次元画像を表示画面上に示すことができるようなフレームレートであり、
前記高いフレームレートを得るために、前記パルス化超音波ビームを、並行な複数本の狭い受信ビームによってカバーする
ことを特徴とする、超音波イメージング方法。
【請求項２】
少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面において対象物を実際上リアルタイムで超音波イメージングする超音波イメージング方法であって、前記超音波イメージング方法は、
超音波トランスデューサ・アレイによって、パルス化超音波ビームを電子的に走査する工程であって、前記パルス化超音波ビームは、共通軸線を中心として互いに異なる角度方向に配置された少なくとも３つの扇状の二次元走査平面内で電子的かつ自由に選択可能なビーム方向を有し、前記ビーム方向は、１）各二次元走査平面に対して順番にビーム走査が行なわれるように各二次元走査平面内でパルス毎に電子的に切替可能、或いは２）二次元走査平面内及び二次元走査平面間でパルス毎に電子的に切替可能であることと；
各ビーム方向におけるパルスからの後方散乱信号を用いて、画像サンプルビーム方向に沿った深さの関数としての画像データを作成する工程と；
それぞれ前記画像サンプルビーム方向からの画像データをグループ化することによって、高いフレームレートで各二次元走査平面からの対象物の二次元画像を得る工程と
を含み、
前記高いフレームレートは、対象物の動きに関係する実際上の目的に対して、前記少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面からのリアルタイム二次元画像を表示画面上に示すことができるようなフレームレートであり、
前記高いフレームレートを得るために、前記対象物についての情報をあまり得ることのできない場所で、前記パルス化超音波ビームのビーム密度は低減される
ことを特徴とする、超音波イメージング方法。
【請求項３】
少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面において心臓を実際上リアルタイムで超音波イメージングする超音波イメージング装置であって、前記超音波イメージング装置は、
超音波トランスデューサ・アレイによって、パルス化超音波ビームを電子的に走査することであって、前記パルス化超音波ビームは、共通軸線を中心として互いに異なる角度方向に配置された少なくとも３つの扇状の二次元走査平面内で電子的かつ自由に選択可能な
ビーム方向を有し、前記ビーム方向は、１）各二次元走査平面に対して順番にビーム走査が行なわれるように各二次元走査平面内でパルス毎に電子的に切替可能、或いは２）二次元走査平面内及び二次元走査平面間でパルス毎に電子的に切替可能であることと；
各ビーム方向におけるパルスからの後方散乱信号を用いて、画像サンプルビーム方向に沿った深さの関数としての画像データを作成することと；
それぞれ前記画像サンプルビーム方向からの画像データをグループ化することによって、高いフレームレートで各二次元走査平面からの心臓の二次元画像を得ることと
を実行するように構成され、
前記高いフレームレートは、心臓の動きに関係する実際上の目的に対して、前記少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面からのリアルタイム二次元画像を表示画面上に示すことができるようなフレームレートであり、
互いに異なる二次元走査平面において心臓を前記高いフレームレートで観察するために、全心周期に対して同じ二次元走査平面方向を保持し、心臓からのＥＣＧ信号が引き金となって心筋の収縮が起こる前に、二次元走査平面の方向を変えるように構成されている
ことを特徴とする、超音波イメージング装置。
【請求項４】
少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面において対象物を実際上リアルタイムで超音波イメージングする超音波イメージング方法であって、前記超音波イメージング方法は、
超音波トランスデューサ・アレイによって、パルス化超音波ビームを電子的に走査する工程であって、前記パルス化超音波ビームは、共通軸線を中心として互いに異なる角度方向に配置された少なくとも３つの扇状の二次元走査平面内で電子的かつ自由に選択可能なビーム方向を有し、前記ビーム方向は、１）各二次元走査平面に対して順番にビーム走査が行なわれるように各二次元走査平面内でパルス毎に電子的に切替可能、或いは２）二次元走査平面内及び二次元走査平面間でパルス毎に電子的に切替可能であることと；
各ビーム方向におけるパルスからの後方散乱信号を用いて、画像サンプルビーム方向に沿った深さの関数としての画像データを作成する工程と；
それぞれ前記画像サンプルビーム方向からの画像データをグループ化することによって、高いフレームレートで各二次元走査平面からの対象物の二次元画像を得る工程と
を含み、
前記高いフレームレートは、対象物の動きに関係する実際上の目的に対して、前記少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面からのリアルタイム二次元画像を表示画面上に示すことができるようなフレームレートであり、
互いに隣接する二次元走査平面におけるサンプリングビーム間の遅延を最小限にして対象物を観察するために、二次元走査平面は、円のなかで各２次元ビームサンプリング毎に変更され、その結果、螺旋円錐内における対象物の三次元走査が得られる
ことを特徴とする、超音波イメージング方法。
【請求項５】
少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面において対象物を実際上リアルタイムで超音波イメージングする超音波イメージング方法であって、前記超音波イメージング方法は、
超音波トランスデューサ・アレイによって、パルス化超音波ビームを電子的に走査する工程であって、前記パルス化超音波ビームは、共通軸線を中心として互いに異なる角度方向に配置された少なくとも３つの扇状の二次元走査平面内で電子的かつ自由に選択可能なビーム方向を有し、前記ビーム方向は、１）各二次元走査平面に対して順番にビーム走査が行なわれるように各二次元走査平面内でパルス毎に電子的に切替可能、或いは２）二次元走査平面内及び二次元走査平面間でパルス毎に電子的に切替可能であることと；
各ビーム方向におけるパルスからの後方散乱信号を用いて、画像サンプルビーム方向に沿った深さの関数としての画像データを作成する工程と；
それぞれ前記画像サンプルビーム方向からの画像データをグループ化することによって
、高いフレームレートで各二次元走査平面からの対象物の二次元画像を得る工程と
を含み、
前記高いフレームレートは、対象物の動きに関係する実際上の目的に対して、前記少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面からのリアルタイム二次元画像を表示画面上に示すことができるようなフレームレートであり、
アレイの電極の幅を同一にし対象物を等角度でサンプリングすべく、ダイシングおよび電極方向が互いに同じ角度となるように選択してセラミックアイランドを得る
ことを特徴とする、超音波イメージング方法。
【請求項６】
少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面において対象物を実際上リアルタイムで超音波イメージングする超音波イメージング方法であって、前記超音波イメージング方法は、
超音波トランスデューサ・アレイによって、パルス化超音波ビームを電子的に走査する工程であって、前記パルス化超音波ビームは、共通軸線を中心として互いに異なる角度方向に配置された少なくとも３つの扇状の二次元走査平面内で電子的かつ自由に選択可能なビーム方向を有し、前記ビーム方向は、１）各二次元走査平面に対して順番にビーム走査が行なわれるように各二次元走査平面内でパルス毎に電子的に切替可能、或いは２）二次元走査平面内及び二次元走査平面間でパルス毎に電子的に切替可能であることと；
各ビーム方向におけるパルスからの後方散乱信号を用いて、画像サンプルビーム方向に沿った深さの関数としての画像データを作成する工程と；
それぞれ前記画像サンプルビーム方向からの画像データをグループ化することによって、高いフレームレートで各二次元走査平面からの対象物の二次元画像を得る工程と
を含み、
前記高いフレームレートは、対象物の動きに関係する実際上の目的に対して、前記少なくとも３つの互いに異なる二次元走査平面からのリアルタイム二次元画像を表示画面上に示すことができるようなフレームレートであり、
互いに隣接する二次元走査平面間の角度は、６０度である
ことを特徴とする、超音波イメージング方法。
【図１ａ】
【図１ｂ】
【図１ｃ】
【図２】
【図３ａ】
【図３ｂ】
【図３ｃ】
【図３ｄ】
【図４】
【図５ａ】
【図５ｂ】
【図５ｃ】
【図５ｄ】
【図５ｅ】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０ａ】
【図１０ｂ】
【図１１】
【図１ｂ】
【図１ｃ】
【図２】
【図３ａ】
【図３ｂ】
【図３ｃ】
【図３ｄ】
【図４】
【図５ａ】
【図５ｂ】
【図５ｃ】
【図５ｄ】
【図５ｅ】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０ａ】
【図１０ｂ】
【図１１】
【公開番号】特開２０１０−１７９１１７（Ｐ２０１０−１７９１１７Ａ）
【公開日】平成２２年８月１９日（２０１０．８．１９）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１０−６４３３２（Ｐ２０１０−６４３３２）
【出願日】平成２２年３月１９日（２０１０．３．１９）
【分割の表示】特願２００３−５７５８２３（Ｐ２００３−５７５８２３）の分割
【原出願日】平成１５年３月１３日（２００３．３．１３）
【出願人】（５０２２７５２７４）
【氏名又は名称原語表記】ＡＮＧＥＬＳＥＮ，Ｂｊｏｒｎ Ａ．Ｊ．
【出願人】（５０２２７５２８５）
【氏名又は名称原語表記】ＪＯＨＡＮＳＥＮ，Ｔｏｎｎｉ Ｆ．
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２２年８月１９日（２０１０．８．１９）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年３月１９日（２０１０．３．１９）
【分割の表示】特願２００３−５７５８２３（Ｐ２００３−５７５８２３）の分割
【原出願日】平成１５年３月１３日（２００３．３．１３）
【出願人】（５０２２７５２７４）
【氏名又は名称原語表記】ＡＮＧＥＬＳＥＮ，Ｂｊｏｒｎ Ａ．Ｊ．
【出願人】（５０２２７５２８５）
【氏名又は名称原語表記】ＪＯＨＡＮＳＥＮ，Ｔｏｎｎｉ Ｆ．
【Ｆターム（参考）】
[ Back to top ]