JP2001518342A - 超音波撮像のストレインをリアルタイムで計算し、表示する方法および装置 - Google Patents
超音波撮像のストレインをリアルタイムで計算し、表示する方法および装置Info
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Abstract
(57)【要約】
リアルタイムでストレイン速度を計算し、表示する超音波システムおよび方法を開示する。ストレイン速度は、組織の速度から決定することができる。組織の速度は、超音波ビーム（６）に沿った範囲位置（２１、２２）のパルス間ドップラーシフトを測定し、ドップラーシフトに基づいて組織の速度を計算することによって決定される。これで、ストレイン速度を組織の速度の勾配として計算する（１４）。あるいは、線形回帰法を使用して、組織の速度からストレイン速度を計算することができる。あるいは、ストレイン速度は、範囲位置（２１、２２）間のドップラーシフトの差から直接決定することができる（２６、２７）。ストレイン速度決定の結果は、Ｍモード、カラー・コード化ビデオ画像、または経時変化曲線など、いくつかの方法で表示することができ（７）、Ｂモード画像と組み合わせて、あるいはそれとの混合物として表示することができる。信頼性指数（２８）を計算し、ストレイン速度情報の表示を修正するのに使用することができる。
Description
【０００１】 （関連出願の相互参照） 仮出願第６０／０６１，２９０号。
【０００２】 （連邦後援の研究または開発に関する言明） 該当せず。
【０００３】 （発明の背景） 本発明は、解剖学的構造及びその動きを測定して撮像する診断用超音波システ
ムに関する。特に、本発明は超音波撮像システムに使用する、画像の局所的部分
のストレイン速度を計算し、表示する信号処理方法および装置に関する。
ムに関する。特に、本発明は超音波撮像システムに使用する、画像の局所的部分
のストレイン速度を計算し、表示する信号処理方法および装置に関する。
【０００４】 最近、超音波撮像の分野で、医師が臨床的測定に組織のストレインおよびスト
レインの速度を使用することに関心を持つようになった。
レインの速度を使用することに関心を持つようになった。
【０００５】 「ストレイン」という用語は、検査される材料の特徴を指す。例えば、筋肉組
織に関連するストレインは、筋肉組織の初期長さに対する規定された時間の間に
おける長さの変化の比率に対応する。超音波撮像では、ストレインの変化率（例
えばストレイン率、ストレイン速度など）は、着色された２次元の画像として医
師に視覚的に示すことができ、色の変化が異なるストレイン速度に対応する。筋
肉の区画の生活能力が、その筋肉の区画が実行する、または筋肉の区画に与えら
れる筋肉ストレインの量、およびストレインの一時的行動に関連することが明白
になった。また、圧縮に対する抵抗に基づいて、悪性腫瘍を検出できることが判
明している。
織に関連するストレインは、筋肉組織の初期長さに対する規定された時間の間に
おける長さの変化の比率に対応する。超音波撮像では、ストレインの変化率（例
えばストレイン率、ストレイン速度など）は、着色された２次元の画像として医
師に視覚的に示すことができ、色の変化が異なるストレイン速度に対応する。筋
肉の区画の生活能力が、その筋肉の区画が実行する、または筋肉の区画に与えら
れる筋肉ストレインの量、およびストレインの一時的行動に関連することが明白
になった。また、圧縮に対する抵抗に基づいて、悪性腫瘍を検出できることが判
明している。
【０００６】 リアルタイムストレイン速度撮像の１つの適用範囲は心臓病学である。ストレ
イン速度は心筋の収縮および弛緩能力に関する直接的かつ定量的尺度を与える。
先端から心筋層に沿って撮像することにより、心臓の長軸に沿った局所的ストレ
インの速度成分を測定することができる。局所的ストレイン速度成分の測定は、
心臓壁の局所的な短縮および伸張に関する情報を与える。傍胸骨の視野からの撮
像により、心臓壁に対して垂直のストレイン速度成分を探し出すことができる。
心臓壁に対して垂直のストレイン速度成分を探し出すと、筋肉の局所的厚さに関
する情報が与えられる。Ｍモードで、または２次元画像から測定される壁の厚さ
は、筋肉の生活能力について一般に使用されている尺度である。ストレイン速度
を撮像すると、この厚さを直接測定することができる。例えば〜など、いくつか
の心臓疾患の診断法にストレイン速度画像を加えることができる。
イン速度は心筋の収縮および弛緩能力に関する直接的かつ定量的尺度を与える。
先端から心筋層に沿って撮像することにより、心臓の長軸に沿った局所的ストレ
インの速度成分を測定することができる。局所的ストレイン速度成分の測定は、
心臓壁の局所的な短縮および伸張に関する情報を与える。傍胸骨の視野からの撮
像により、心臓壁に対して垂直のストレイン速度成分を探し出すことができる。
心臓壁に対して垂直のストレイン速度成分を探し出すと、筋肉の局所的厚さに関
する情報が与えられる。Ｍモードで、または２次元画像から測定される壁の厚さ
は、筋肉の生活能力について一般に使用されている尺度である。ストレイン速度
を撮像すると、この厚さを直接測定することができる。例えば〜など、いくつか
の心臓疾患の診断法にストレイン速度画像を加えることができる。
【０００７】 ストレイン速度撮像の別の適用例は、心臓移植である。心筋内の速度変化は、
心臓移植後の拒否反応の診断にとって重要である。ストレイン速度画像は、これ
らの速度変化を直接表示する。
心臓移植後の拒否反応の診断にとって重要である。ストレイン速度画像は、これ
らの速度変化を直接表示する。
【０００８】 ストレイン速度撮像の別の適用例は非侵襲性電気生理学である。好ましい実施
例は、高い空間的および時間的解像度で局所的収縮／弛緩の分布を撮像する技法
について記載する。局所的収縮／弛緩の情報は、例えば、ＡＶ面のすぐ下の断面
に基づいて、心室の機械的運動が活性化している場所の定位の正確な決定に使用
することができる。さらに、その後の切除のために、心房から心室への異常伝導
経路（Ｗｏｌｆ−Ｐａｒｋｉｎｓｏｎ−Ｗｈｉｔｅ）を位置決めすることができ
る。患者をカテーテル技法で治療するか、外科的技法で治療するかを決定するた
め、これらの経路の心筋深くでさえ、本発明ではよりよく位置決めすることがで
きる。
例は、高い空間的および時間的解像度で局所的収縮／弛緩の分布を撮像する技法
について記載する。局所的収縮／弛緩の情報は、例えば、ＡＶ面のすぐ下の断面
に基づいて、心室の機械的運動が活性化している場所の定位の正確な決定に使用
することができる。さらに、その後の切除のために、心房から心室への異常伝導
経路（Ｗｏｌｆ−Ｐａｒｋｉｎｓｏｎ−Ｗｈｉｔｅ）を位置決めすることができ
る。患者をカテーテル技法で治療するか、外科的技法で治療するかを決定するた
め、これらの経路の心筋深くでさえ、本発明ではよりよく位置決めすることがで
きる。
【０００９】 ストレイン速度撮像の別の適用例は、心臓壁厚さの測定である。心臓診断にお
いて十分確立された方法は、Ｍモード画像を獲得し、収縮期に心筋の壁の厚さを
測定する。好ましい実施例は、この壁厚さ情報を収集し、空間および時間的領域
の両方において高い精度でリアルタイムの測定を実行する技法を提供する。現在
の壁厚さ測定の診断における高い妥当性は、本発明で述べる撮像様式が心臓の診
断のために非常に妥当な情報を含むことを示す。
いて十分確立された方法は、Ｍモード画像を獲得し、収縮期に心筋の壁の厚さを
測定する。好ましい実施例は、この壁厚さ情報を収集し、空間および時間的領域
の両方において高い精度でリアルタイムの測定を実行する技法を提供する。現在
の壁厚さ測定の診断における高い妥当性は、本発明で述べる撮像様式が心臓の診
断のために非常に妥当な情報を含むことを示す。
【００１０】 ストレイン速度をさらに詳細に理解するため、初期長さＬ0の対象を異なる長 さＬへ伸張または圧縮され、あるいはそれ自体で延びまたは縮むと仮定する。下
式で定義するような１次元のストレイン、つまり
式で定義するような１次元のストレイン、つまり
【数１】 は変化の無次元記述を表す。長さＬを時間の関数と見なし、Ｌ（ｔ）＝ｒ1（ｔ ）−ｒ2（ｔ）と記述すると、ストレインの時間的導関数、つまりストレイン速 度は、下式を使用して求めることができる。
【数２】 対象の全てのポイントの速度ｖが分かっている場合、ストレイン速度の相当する
定義は、下式の通りになる。
定義は、下式の通りになる。
【数３】 これらの等式は、対象の変形の有用な記述も与える。等式３では、ｒは伸張また
は圧縮の空間的方向である。長さＬをＬ（ｔ）＝ｒ2（ｔ）−ｒ1（ｔ）およびＬ 0 ＝Ｌ（ｔ0）と定義し、ｒ1が対象の一端までの距離、ｒ2が他端までの距離とす
ると、等式２と等式３との関係が分かる。等式３で示したように、ストレイン速
度は実際には速度の空間的勾配である。したがって、ストレイン速度は対象の変
形率を測定する。ストレイン速度がゼロであれば、対象の形状は変化しない。ス
トレイン速度がプラスであれば、対象の長さは増加し、ストレイン速度がマイナ
スであれば、対象の長さは減少する。ストレイン速度は、変化率、伸張、ストレ
イン率または速度ストレインとしても知られている。
は圧縮の空間的方向である。長さＬをＬ（ｔ）＝ｒ2（ｔ）−ｒ1（ｔ）およびＬ 0 ＝Ｌ（ｔ0）と定義し、ｒ1が対象の一端までの距離、ｒ2が他端までの距離とす
ると、等式２と等式３との関係が分かる。等式３で示したように、ストレイン速
度は実際には速度の空間的勾配である。したがって、ストレイン速度は対象の変
形率を測定する。ストレイン速度がゼロであれば、対象の形状は変化しない。ス
トレイン速度がプラスであれば、対象の長さは増加し、ストレイン速度がマイナ
スであれば、対象の長さは減少する。ストレイン速度は、変化率、伸張、ストレ
イン率または速度ストレインとしても知られている。
【００１１】 ストレイン撮像は、現在、超音波撮像において確立された研究分野である。撮
像された構造のストレインの程度は、圧力増加の前後で獲得した２次元画像の相
関によって推定することができる。画像の相関に基づいて画像の変形を推定する
方法の１つの欠点は、ストレインの瞬間的値がリアルタイムで計算されず、表示
もされないことである。リアルタイム機能がないことは、臨床では重要な欠点で
ある。例えば、ストレイン撮像をリアルタイムで実行できると、ストレイン撮像
を伸張超音波により効果的に適用したり、対話式検査様式として使用することが
でき、撮像された構造に適用された圧力勾配に従い、組織の圧縮性の異常をリア
ルタイムで視覚化することができる。
像された構造のストレインの程度は、圧力増加の前後で獲得した２次元画像の相
関によって推定することができる。画像の相関に基づいて画像の変形を推定する
方法の１つの欠点は、ストレインの瞬間的値がリアルタイムで計算されず、表示
もされないことである。リアルタイム機能がないことは、臨床では重要な欠点で
ある。例えば、ストレイン撮像をリアルタイムで実行できると、ストレイン撮像
を伸張超音波により効果的に適用したり、対話式検査様式として使用することが
でき、撮像された構造に適用された圧力勾配に従い、組織の圧縮性の異常をリア
ルタイムで視覚化することができる。
【００１２】 無線周波数（ＲＦ）Ｍモード獲得に基づいて、局所的心筋ストレイン速度を推
定するため、位置追跡方法が提案されている。位置追跡法は、Ｈ．Ｋａｎａｉ、
Ｈ．Ｈａｓｅｇａｗａ、Ｎ．Ｃｈｕｂａｃｈｉ、Ｙ．ＫｏｉｗａおよびＭ．Ｔａ
ｎａｋａの「Ｎｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｌｏｃａ
ｌ ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ ａｎｄ ｉｔｓ ｃｏｌｏ
ｒ−ｃｏｄｅｄ ｉｍａｇｉｎｇ」（ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．ｏｎ Ｕｌｔｒａ
ｓｏｎｉｃｓ，Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ ａｎｄ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ
Ｃｏｎｔｒｏｌ，ｖｏｌ．４４，ｐｐ．７５２−７６８，１９９７）に記載され
ている。しかし、Ｋａｎａｉその他の論文に記載された方法は、時間的解像度が
低品質で、計算費用が高く、そのためリアルタイムの撮像が困難かつ費用がかか
るという欠点を有する。さらに、Ｋａｎａｉその他の論文に記載された方法は、
手動のＭモード技法であり、リアルタイムの２次元ストレイン画像のベースを形
成するにはそれほど適していない。また、ストレイン速度は、速度推定の導関数
であり、したがって非常にノイズに敏感である。組織の速度撮像に固有の基本的
な速度のエイリアシング問題により、ノイズの克服が困難になる。エイリアシン
グのために、観察時間を大きくできるほど十分に低い率でパルス反復周波数を設
定できないからである。観察時間を増加できれば、ストレイン速度画像のノイズ
に対する頑丈さを大幅に改善することができる。
定するため、位置追跡方法が提案されている。位置追跡法は、Ｈ．Ｋａｎａｉ、
Ｈ．Ｈａｓｅｇａｗａ、Ｎ．Ｃｈｕｂａｃｈｉ、Ｙ．ＫｏｉｗａおよびＭ．Ｔａ
ｎａｋａの「Ｎｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ｌｏｃａ
ｌ ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ ｔｈｉｃｋｅｎｉｎｇ ａｎｄ ｉｔｓ ｃｏｌｏ
ｒ−ｃｏｄｅｄ ｉｍａｇｉｎｇ」（ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．ｏｎ Ｕｌｔｒａ
ｓｏｎｉｃｓ，Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ ａｎｄ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ
Ｃｏｎｔｒｏｌ，ｖｏｌ．４４，ｐｐ．７５２−７６８，１９９７）に記載され
ている。しかし、Ｋａｎａｉその他の論文に記載された方法は、時間的解像度が
低品質で、計算費用が高く、そのためリアルタイムの撮像が困難かつ費用がかか
るという欠点を有する。さらに、Ｋａｎａｉその他の論文に記載された方法は、
手動のＭモード技法であり、リアルタイムの２次元ストレイン画像のベースを形
成するにはそれほど適していない。また、ストレイン速度は、速度推定の導関数
であり、したがって非常にノイズに敏感である。組織の速度撮像に固有の基本的
な速度のエイリアシング問題により、ノイズの克服が困難になる。エイリアシン
グのために、観察時間を大きくできるほど十分に低い率でパルス反復周波数を設
定できないからである。観察時間を増加できれば、ストレイン速度画像のノイズ
に対する頑丈さを大幅に改善することができる。
【００１３】 上記で特定した困難を克服するため、改良された超音波システムに対する要求
が現在もある。この要求に応じることが、本発明の目的である。
が現在もある。この要求に応じることが、本発明の目的である。
【００１４】 （発明の概要） ストレイン速度を計算し、表示することができる超音波システムを提供する
ことが、本発明の好ましい実施形態の目的である。
ことが、本発明の好ましい実施形態の目的である。
【００１５】 リアルタイムでストレイン速度を計算し、表示することができる超音波システ
ムを提供することが、好ましい実施形態のさらなる目的である。
ムを提供することが、好ましい実施形態のさらなる目的である。
【００１６】 完全な２次元領域のストレイン速度を表示することができる超音波システムを
提供することが、好ましい実施形態のさらなる目的である。
提供することが、好ましい実施形態のさらなる目的である。
【００１７】 ストレイン速度を表示し、なお組織の速度の撮像に固有の基本的な速度のエイ
リアシングの問題を克服する超音波システムを提供することが、好ましい実施形
態の別の目的である。
リアシングの問題を克服する超音波システムを提供することが、好ましい実施形
態の別の目的である。
【００１８】 ノイズに対する頑丈さが高く、ストレイン速度をリアルタイムで撮像する超音
波システムを提供することが、好ましい実施形態の別の目的である。
波システムを提供することが、好ましい実施形態の別の目的である。
【００１９】 高い時間的解像度で、ストレイン速度をリアルタイムで撮像する超音波システ
ムを提供することが、好ましい実施形態の別の目的である。
ムを提供することが、好ましい実施形態の別の目的である。
【００２０】 計算面で効率が良く、経済的な方法でストレイン速度をリアルタイムで撮像す
る超音波システムを提供することが、好ましい実施形態の別の目的である。
る超音波システムを提供することが、好ましい実施形態の別の目的である。
【００２１】 いくつかの表示フォーマットでストレイン速度を表示する超音波システムを提
供することが、好ましい実施形態のさらに別の目的である。
供することが、好ましい実施形態のさらに別の目的である。
【００２２】 本発明の以上およびその他の目的は、リアルタイムでストレイン速度を計算し
、表示する超音波システムおよび方法によって達成される。画像の各ポイントの
速度は、走査線に沿ったサンプル・ポイントでパルス間のドップラーシフトを測
定し、ドップラーシフトに基づいて組織の速度を計算することによって決定され
る。次に、ストレイン速度を対応する走査線に沿った組織の速度の勾配として推
定する。組織の速度の勾配は、所定の距離にわたる速度差の測定、または走査線
に沿った速度変動の傾斜を推定する線形回帰法によって推定される。
、表示する超音波システムおよび方法によって達成される。画像の各ポイントの
速度は、走査線に沿ったサンプル・ポイントでパルス間のドップラーシフトを測
定し、ドップラーシフトに基づいて組織の速度を計算することによって決定され
る。次に、ストレイン速度を対応する走査線に沿った組織の速度の勾配として推
定する。組織の速度の勾配は、所定の距離にわたる速度差の測定、または走査線
に沿った速度変動の傾斜を推定する線形回帰法によって推定される。
【００２３】 ビーム・インタリーブ技法を使用して、画像の合計データ収集時間を短縮する
ことなく、パルス繰返し周波数（ＰＲＦ）を下げる。これにより小さい速度差の
正確な推定が可能になる。しかし、ＰＲＦが低い場合は、ドップラーシフトがＰ
ＲＦ／２を超えると周波数のエイリアシングが生じ、速度の推定に大きい誤差を
生じることがある。
ことなく、パルス繰返し周波数（ＰＲＦ）を下げる。これにより小さい速度差の
正確な推定が可能になる。しかし、ＰＲＦが低い場合は、ドップラーシフトがＰ
ＲＦ／２を超えると周波数のエイリアシングが生じ、速度の推定に大きい誤差を
生じることがある。
【００２４】 本発明の１つの実施形態は、周波数のエイリアシング効果の影響を受けずに、
画像の２点間のドップラーシフトの差を直接演繹する方法を提供する。周波数の
エイリアシングに影響を受けない方法でドップラーシフトの差を演繹することに
より、高いフレーム率を妥協することなく、ストレイン速度の推定の大幅な改善
が獲得される。
画像の２点間のドップラーシフトの差を直接演繹する方法を提供する。周波数の
エイリアシングに影響を受けない方法でドップラーシフトの差を演繹することに
より、高いフレーム率を妥協することなく、ストレイン速度の推定の大幅な改善
が獲得される。
【００２５】 推定したストレイン速度画像の結果は、組織の速度撮像と同じ方法で、つまり
カラー・コード化されたビデオ画像、カラー・コード化されたＭモード、または
単一サンプル・ボリュームの経時変化曲線として提示される。カラー・コード化
された画像は、Ｂモードの組織画像とストレイン速度の画像との混合でよい。Ｂ
モードの組織画像は、ストレイン速度画像で検出された異常の解剖学的基準を提
供する。
カラー・コード化されたビデオ画像、カラー・コード化されたＭモード、または
単一サンプル・ボリュームの経時変化曲線として提示される。カラー・コード化
された画像は、Ｂモードの組織画像とストレイン速度の画像との混合でよい。Ｂ
モードの組織画像は、ストレイン速度画像で検出された異常の解剖学的基準を提
供する。
【００２６】 本発明の他の目的、特徴および利点は、添付の図面および以下の詳細な記述か
ら明白になる。
ら明白になる。
【００２７】 （好ましい実施形態の詳細な説明） リアルタイムでストレイン速度測定値を生成する方法および装置について述べ
る。以下の記述では、本発明の好ましい実施形態を徹底的に理解するため、多数
の特定の詳細を示す。しかし、本発明はこれらの特定の詳細なしで実践できるこ
とが、当業者には明白である。
る。以下の記述では、本発明の好ましい実施形態を徹底的に理解するため、多数
の特定の詳細を示す。しかし、本発明はこれらの特定の詳細なしで実践できるこ
とが、当業者には明白である。
【００２８】 図１に本発明の好ましい実施形態による超音波撮像システムのブロック図を示
す。超音波トランスデューサ５がパルス状超音波ビーム６を体内に放射する。送
信機３がトランスデューサ５を駆動してパルス状超音波ビーム６を放射させる。
超音波パルスは、筋肉組織などの体内の構造から後方散乱して、トランスデュー
サ５に戻り、それに検出される。図１参照。受信器２がエコーを検出する。エコ
ーは受信器２から複合復調段階１２および組織処理段階１１に渡される。複合復
調段階１２は、エコー信号を復調し、エコー信号を表すＩ、Ｑデータ対を形成す
る。
す。超音波トランスデューサ５がパルス状超音波ビーム６を体内に放射する。送
信機３がトランスデューサ５を駆動してパルス状超音波ビーム６を放射させる。
超音波パルスは、筋肉組織などの体内の構造から後方散乱して、トランスデュー
サ５に戻り、それに検出される。図１参照。受信器２がエコーを検出する。エコ
ーは受信器２から複合復調段階１２および組織処理段階１１に渡される。複合復
調段階１２は、エコー信号を復調し、エコー信号を表すＩ、Ｑデータ対を形成す
る。
【００２９】 復調されたＩ、Ｑデータ対は複合ドップラー信号であり、ストレイン計算段階
１４に渡され、これは以下で説明するようにストレイン速度の計算を実行する。
複合ドップラー信号は、カラー画像の当該の区域で選択された範囲に関する。複
合ドップラー信号は、通常、ドップラーシフトの推定に使用するデータ・サンプ
ルの区画を備える。エコー信号は組織処理段階１１にも渡され、これはＢモード
処理などの処理を実行し、走査された解剖学的構造の２次元または３次元画像を
形成する。
１４に渡され、これは以下で説明するようにストレイン速度の計算を実行する。
複合ドップラー信号は、カラー画像の当該の区域で選択された範囲に関する。複
合ドップラー信号は、通常、ドップラーシフトの推定に使用するデータ・サンプ
ルの区画を備える。エコー信号は組織処理段階１１にも渡され、これはＢモード
処理などの処理を実行し、走査された解剖学的構造の２次元または３次元画像を
形成する。
【００３０】 次に、ストレイン計算段階１４がストレイン速度を計算するため実行する技法
について検討する。ストレイン計算段階１４は、下式により、２点ｒおよびｒ＋
ｄｒにおける組織の速度ｖ（ｒ）の推定から、速度ＳＶ（ｒ）を計算する。 ＳＶ（ｒ）＝（ｖ（ｒ＋ｄｒ）−ｖ（ｒ））／ｄｒ （４）
について検討する。ストレイン計算段階１４は、下式により、２点ｒおよびｒ＋
ｄｒにおける組織の速度ｖ（ｒ）の推定から、速度ＳＶ（ｒ）を計算する。 ＳＶ（ｒ）＝（ｖ（ｒ＋ｄｒ）−ｖ（ｒ））／ｄｒ （４）
【００３１】 ストレイン計算段階１４は、データ点ｒおよびｒ＋ｄｒに関連するエコー信号
の復調された複合ドップラー信号に基づいて、組織の速度ｖ（ｒ）およびｖ（ｒ
＋ｄｒ）を推定する。ストレイン計算段階１４は、知られているいくつかの技法
のいずれかを使用して、組織の速度ｖ（ｒ）およびｖ（ｒ＋ｄｒ）を計算するこ
とができる。あるいは、ストレイン計算段階１４は、推定した組織の速度の線形
回帰分析に基づいて、速度勾配とも呼ばれるストレイン速度ＳＶ（ｒ）を計算す
ることができる。
の復調された複合ドップラー信号に基づいて、組織の速度ｖ（ｒ）およびｖ（ｒ
＋ｄｒ）を推定する。ストレイン計算段階１４は、知られているいくつかの技法
のいずれかを使用して、組織の速度ｖ（ｒ）およびｖ（ｒ＋ｄｒ）を計算するこ
とができる。あるいは、ストレイン計算段階１４は、推定した組織の速度の線形
回帰分析に基づいて、速度勾配とも呼ばれるストレイン速度ＳＶ（ｒ）を計算す
ることができる。
【００３２】 あるいは、ストレイン計算段階１４は、組織の速度を最初に計算せずに、スト
レイン速度を直接計算する。ストレイン速度は、複素数相関関数の位相変化に基
づいて、直接計算することができ、これは以下で述べる「自己相関法」に使用さ
れる。
レイン速度を直接計算する。ストレイン速度は、複素数相関関数の位相変化に基
づいて、直接計算することができ、これは以下で述べる「自己相関法」に使用さ
れる。
【００３３】 ストレイン速度の計算時には、ストレイン計算段階１４がフィルタリング技法
を使用して、より頑強な半径組織の速度勾配の推定を獲得することができる。こ
のようなフィルタの例が、Ｐ．Ｓａｉｎｔ−Ｍａｒｃ、Ｊ．ＣｈｅｎおよびＧ．
Ｍｅｄｉｏｎｉの「Ａｄａｐｔｉｖｅ ｓｍｏｏｔｈｉｎｇ： Ａ ｇｅｎｅｒ
ａｌ ｔｏｏｌ ｆｏｒ ｅａｒｌｙ ｖｉｓｉｏｎ」（ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ
．ｏｎ Ｐａｔｔｅｒｎ Ａｎａｌ．ａｎｄ Ｍａｃｈｉｎｅ Ｉｎｔｅｌｌ．
，１３（６），Ｊｕｎｅ １９９１）で与えられている。適応平滑フィルタは、
血液／組織など、異なる組織間の誤った速度勾配を回避する。ストレイン計算段
階１４の適応平滑フィルタは、時間区分的に一定のストレイン速度値も生成する
。これらの適応平滑化の特性により、この技法を、ストレイン計算段階１４が形
成したストレイン速度値の頑強さを上げるため、包括的な空間および時間的フィ
ルタリングに適用することができる。
を使用して、より頑強な半径組織の速度勾配の推定を獲得することができる。こ
のようなフィルタの例が、Ｐ．Ｓａｉｎｔ−Ｍａｒｃ、Ｊ．ＣｈｅｎおよびＧ．
Ｍｅｄｉｏｎｉの「Ａｄａｐｔｉｖｅ ｓｍｏｏｔｈｉｎｇ： Ａ ｇｅｎｅｒ
ａｌ ｔｏｏｌ ｆｏｒ ｅａｒｌｙ ｖｉｓｉｏｎ」（ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ
．ｏｎ Ｐａｔｔｅｒｎ Ａｎａｌ．ａｎｄ Ｍａｃｈｉｎｅ Ｉｎｔｅｌｌ．
，１３（６），Ｊｕｎｅ １９９１）で与えられている。適応平滑フィルタは、
血液／組織など、異なる組織間の誤った速度勾配を回避する。ストレイン計算段
階１４の適応平滑フィルタは、時間区分的に一定のストレイン速度値も生成する
。これらの適応平滑化の特性により、この技法を、ストレイン計算段階１４が形
成したストレイン速度値の頑強さを上げるため、包括的な空間および時間的フィ
ルタリングに適用することができる。
【００３４】 次に、システムが自己相関を使用して組織の速度を推定する実施形態について
述べる。任意選択で、相関関数は、空間的に隣接する範囲および／またはベクト
ルと平均化して、推定のばらつきを減少させることができる。次に、平均化した
相関関数の角度からドップラーシフトを計算する。
述べる。任意選択で、相関関数は、空間的に隣接する範囲および／またはベクト
ルと平均化して、推定のばらつきを減少させることができる。次に、平均化した
相関関数の角度からドップラーシフトを計算する。
【００３５】 ドップラーシフトの計算に使用する相関関数は、知られているいくつかの関数
のいずれかで計算することができる。例えば、超音波血流速度測定の自己相関法
が、Ｃ．Ｋａｓａｉ、Ｋ．Ｎａｍｅｋａｗａ、Ａ．ＫｏｙａｎｏおよびＲ．Ｏｍ
ｏｔｏの「Ｒｅａｌ−Ｔｉｍｅ Ｔｗｏ−Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ Ｂｌｏｏｄ
Ｆｌｏｗ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｕｓｉｎｇ ａｎ Ａｕｔｏｃｏｒｒｅｌａｔｉ
ｏｎ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ」（ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｓｏｎｉｃｓ Ｕｌｔｒ
ａｓ．，ｖｏｌ．ＳＵ−３２．ｐｐ．４５８−４６４（１９８５））に見られる
。組織の速度撮像の別の自己相関法が、Ｗ．Ｎ．ＭｃＤｉｃｋｅｎ、Ｇ．Ｒ．Ｓ
ｕｔｈｅｒｌａｎｄおよびＣ．Ｍ．Ｍｏｒａｎの「Ｃｏｌｏｒ Ｄｏｐｐｌｅｒ
ｖｅｌｏｃｉｔｙ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ ｍｙｏｃａｒｄｉｕｍ」
（Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．，ｖｏｌ．１８，ｎｏｓ６／７，
ｐｐ．６５１−６５４，（１９９２））に記載されている。
のいずれかで計算することができる。例えば、超音波血流速度測定の自己相関法
が、Ｃ．Ｋａｓａｉ、Ｋ．Ｎａｍｅｋａｗａ、Ａ．ＫｏｙａｎｏおよびＲ．Ｏｍ
ｏｔｏの「Ｒｅａｌ−Ｔｉｍｅ Ｔｗｏ−Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ Ｂｌｏｏｄ
Ｆｌｏｗ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｕｓｉｎｇ ａｎ Ａｕｔｏｃｏｒｒｅｌａｔｉ
ｏｎ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ」（ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｓｏｎｉｃｓ Ｕｌｔｒ
ａｓ．，ｖｏｌ．ＳＵ−３２．ｐｐ．４５８−４６４（１９８５））に見られる
。組織の速度撮像の別の自己相関法が、Ｗ．Ｎ．ＭｃＤｉｃｋｅｎ、Ｇ．Ｒ．Ｓ
ｕｔｈｅｒｌａｎｄおよびＣ．Ｍ．Ｍｏｒａｎの「Ｃｏｌｏｒ Ｄｏｐｐｌｅｒ
ｖｅｌｏｃｉｔｙ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ ｍｙｏｃａｒｄｉｕｍ」
（Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．，ｖｏｌ．１８，ｎｏｓ６／７，
ｐｐ．６５１−６５４，（１９９２））に記載されている。
【００３６】 より詳細には、速度ｖはまず複合ドップラー信号パケットｘ（ｒ，ｔ）からパ
ルス間相関関数を獲得して計算することができる。ここでｔ＝１、・・・、Ｎで
ある。
ルス間相関関数を獲得して計算することができる。ここでｔ＝１、・・・、Ｎで
ある。
【数４】 ここでｃｏｎｊ（）は複素共役を意味する。等式（５）で、ドップラー信号パワ
ーＰ、さらに複合自己相関Ｒが与えられる。
ーＰ、さらに複合自己相関Ｒが与えられる。
【００３７】 任意選択で、相関演算を実行する前に、ストレイン計算段階１４は複合ドップ
ラー信号を回帰壁フィルタなどのクラッタ抑制にかけることができる。壁フィル
タの目的は、音響ノイズからの信号を抑制することであり、これは往々にして測
定された対象からの信号より低いドップラーシフトを有する。この形態のフィル
タで生じることがある速度推定の系統的誤差を避けることが好ましい。これらの
問題は、Ｈ．Ｔｏｒｐの「Ｃｌｕｔｔｅｒ ｒｅｊｅｃｔｉｏｎ ｆｉｌｔｅｒ
ｓ ｉｎ Ｃｏｌｏｒ Ｆｌｏｗ Ｉｍａｇｉｎｇ： Ａ ｔｈｅｏｒｅｔｉｃ
ａｌ Ａｐｐｒｏａｃｈ」（ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．ｏｎ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎ
ｄ，Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ，ａｎｄ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｃｏｎｔｒ
ｏｌ，ｖｏｌ．４４，１９９７）で検討されている。クラッタ抑制の程度は調節
可能であり、状況によっては、音響ノイズ・レベルが低い場合、クラッタ・フィ
ルタを削除してもよい。
ラー信号を回帰壁フィルタなどのクラッタ抑制にかけることができる。壁フィル
タの目的は、音響ノイズからの信号を抑制することであり、これは往々にして測
定された対象からの信号より低いドップラーシフトを有する。この形態のフィル
タで生じることがある速度推定の系統的誤差を避けることが好ましい。これらの
問題は、Ｈ．Ｔｏｒｐの「Ｃｌｕｔｔｅｒ ｒｅｊｅｃｔｉｏｎ ｆｉｌｔｅｒ
ｓ ｉｎ Ｃｏｌｏｒ Ｆｌｏｗ Ｉｍａｇｉｎｇ： Ａ ｔｈｅｏｒｅｔｉｃ
ａｌ Ａｐｐｒｏａｃｈ」（ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．ｏｎ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎ
ｄ，Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ，ａｎｄ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｃｏｎｔｒ
ｏｌ，ｖｏｌ．４４，１９９７）で検討されている。クラッタ抑制の程度は調節
可能であり、状況によっては、音響ノイズ・レベルが低い場合、クラッタ・フィ
ルタを削除してもよい。
【００３８】 速度はＲの位相角度から獲得される。 （ｖ）ｒ＝ｃ／２ ｆｏ ｐｈａｓｅ（Ｒ（ｒ））／２πＴ （６） ここでｃ＝音速、Ｔは連続するパルス間の時間である。速度ｖ（ｒ）を計算した
ら、先の相関関数を速度ｖ（ｒ＋ｄｒ）で繰り返す。ここでｄｒは推定アルゴリ
ズムのパラメータである増分距離である。ｄｒの値が増加すると空間的解像度が
低下するが、ストレイン速度推定の精度が改善される。次に、上記の等式（４）
に従ってストレイン速度ＳＶ（ｒ）を計算する。
ら、先の相関関数を速度ｖ（ｒ＋ｄｒ）で繰り返す。ここでｄｒは推定アルゴリ
ズムのパラメータである増分距離である。ｄｒの値が増加すると空間的解像度が
低下するが、ストレイン速度推定の精度が改善される。次に、上記の等式（４）
に従ってストレイン速度ＳＶ（ｒ）を計算する。
【００３９】 相関関数を使用する場合は、速度がナイキストの限界を超えないことが好まし
い。これは、速度の大きさがナイキスト速度限界を超えた場合に発生する。これ
は位相（Ｒ）＝πに相当する。 Ｖnyqyuist＝ｃ／（４＊ｆｏ＊Ｔ）＝ｃ＊ＰＲＦ／（４ｆｏ） （７）
い。これは、速度の大きさがナイキスト速度限界を超えた場合に発生する。これ
は位相（Ｒ）＝πに相当する。 Ｖnyqyuist＝ｃ／（４＊ｆｏ＊Ｔ）＝ｃ＊ＰＲＦ／（４ｆｏ） （７）
【００４０】 次に、ストレイン計算段階１４がストレイン速度を直接測定する代替実施形態
を図２に関連して述べる。ストレイン速度は、距離ｄｒで分離された画像の異な
る２点における相関値の位相差から直接求めることができる。図２参照のこと。
相関値Ｒ１＝Ｒ（ｒ）およびＲ２＝Ｒ（ｒ＋ｄｒ）は、ストレイン計算段階１４
が等式（５）を使用して計算する。受信器２は、２つの並んだ位置２１および２
２内で対応する領域について、少なくとも２つの連続するエコー信号を記録する
。複合復調器１２は、エコー信号をデータ・サンプルの信号パケット２４および
２５に変換する。ストレイン計算段階１４は、パケット２４および２５から複素
相関関数Ｒ１およびＲ２、およびパワーＰ１およびＰ２を計算する。ストレイン
計算段階１４は、ストレイン相関Ｓを計算する算数モジュール２６を含む。次に
、Ｒ２とＲ１の共役との間の複素数積を形成する。その結果得られた複素数Ｓは
、Ｒ２とＲ１との位相角度間の差に等しい位相角を有する。 Ｓ（ｒ）＝ｃｏｎｊ（Ｒ（ｒ））＊Ｒ（ｒ＋ｄｒ） （８）
を図２に関連して述べる。ストレイン速度は、距離ｄｒで分離された画像の異な
る２点における相関値の位相差から直接求めることができる。図２参照のこと。
相関値Ｒ１＝Ｒ（ｒ）およびＲ２＝Ｒ（ｒ＋ｄｒ）は、ストレイン計算段階１４
が等式（５）を使用して計算する。受信器２は、２つの並んだ位置２１および２
２内で対応する領域について、少なくとも２つの連続するエコー信号を記録する
。複合復調器１２は、エコー信号をデータ・サンプルの信号パケット２４および
２５に変換する。ストレイン計算段階１４は、パケット２４および２５から複素
相関関数Ｒ１およびＲ２、およびパワーＰ１およびＰ２を計算する。ストレイン
計算段階１４は、ストレイン相関Ｓを計算する算数モジュール２６を含む。次に
、Ｒ２とＲ１の共役との間の複素数積を形成する。その結果得られた複素数Ｓは
、Ｒ２とＲ１との位相角度間の差に等しい位相角を有する。 Ｓ（ｒ）＝ｃｏｎｊ（Ｒ（ｒ））＊Ｒ（ｒ＋ｄｒ） （８）
【００４１】 「ストレイン相関関数」Ｓ（ｒ）は、推定のばらつきを小さくするため、ビー
ム方向でも、隣接するビーム間でも平均化することができる。
ム方向でも、隣接するビーム間でも平均化することができる。
【００４２】 図２は、走査線２３に沿った２つの並んだ位置２１および２２を含む扇形走査
２０を示す。「ストレイン相関」Ｓは、Ｓ＝ｃｏｎｊ（Ｒ１）＊Ｒ２として計算
され、Ｓの角度は、並んだ位置２１と２２間のドップラーシフトの差に対応する
。
２０を示す。「ストレイン相関」Ｓは、Ｓ＝ｃｏｎｊ（Ｒ１）＊Ｒ２として計算
され、Ｓの角度は、並んだ位置２１と２２間のドップラーシフトの差に対応する
。
【００４３】 ストレイン計算段階１４は、ストレイン速度モジュール２７および信頼性指標
モジュール２８も含む。ストレイン計算モジュール２７は、以下の式を用いて、
ストレイン相関関数からストレイン速度ＳＶ（ｒ）を計算する。 ＳＶ（ｒ）＝ｃ／（４πｄｒＴｆｏ）ｐｈａｓｅ（Ｓ（ｒ）） （９）
モジュール２８も含む。ストレイン計算モジュール２７は、以下の式を用いて、
ストレイン相関関数からストレイン速度ＳＶ（ｒ）を計算する。 ＳＶ（ｒ）＝ｃ／（４πｄｒＴｆｏ）ｐｈａｓｅ（Ｓ（ｒ）） （９）
【００４４】 通常、速度の差ｖ（ｒ＋ｄｒ）−ｖ（ｒ）は、個々の各速度よりはるかに小さ
い。したがって、位相（Ｓ）＝πである場合に発生するナイキストのストレイン
限界 ＳＶnyquist＝Ｖnyquist／ｄｒ （１０） は、達成される可能性がはるかに低い。
い。したがって、位相（Ｓ）＝πである場合に発生するナイキストのストレイン
限界 ＳＶnyquist＝Ｖnyquist／ｄｒ （１０） は、達成される可能性がはるかに低い。
【００４５】 ストレイン速度測定の直接的方法を使用することの利点は、以下の心臓への典
型的な適用例から明白である。つまり、最大心筋速度は、通常、０．１ｍ／ｓ、
最高ストレイン速度は２．０（ｍ／ｓ）／ｍである。ｆｏ＝４ＭＨｚで、ＰＲＦ
は速度のエイリアシングを回避するため、少なくとも１ｋＨｚでなければならな
い。ｄｒ＝８の場合は、ストレイン速度のエイリアシングを回避する最少ＰＲＦ
は１６０Ｈｚである。係数６でＰＲＦを低下させることにより、推定誤差の同様
の減少を獲得することができる。
型的な適用例から明白である。つまり、最大心筋速度は、通常、０．１ｍ／ｓ、
最高ストレイン速度は２．０（ｍ／ｓ）／ｍである。ｆｏ＝４ＭＨｚで、ＰＲＦ
は速度のエイリアシングを回避するため、少なくとも１ｋＨｚでなければならな
い。ｄｒ＝８の場合は、ストレイン速度のエイリアシングを回避する最少ＰＲＦ
は１６０Ｈｚである。係数６でＰＲＦを低下させることにより、推定誤差の同様
の減少を獲得することができる。
【００４６】 図３Ａおよび図３Ｂでは、ＰＲＦを減少させたことの効果を示す。図３Ａおよ
び図３Ｂは、２つの異なるＰＲＦについて、複素平面における相関値Ｒ１および
Ｒ２を示す。円は、真値に周囲にあるＲ１およびＲ２のランダムな変動を示す。
図３Ｂでは、ＰＲＦは係数２だけ低下する。Ｒ１およびＲ２の角度は、ファクタ
ー２だけ増加し、エイリアシングの誤差が発生する（つまり位相（Ｒ）＞πによ
る）。しかし、角度差のため、なお正確なドップラーシフト差が与えられ（つま
り位相（Ｓ）＜πによる）、ＳＶ推定のランダムな誤差が減少する。
び図３Ｂは、２つの異なるＰＲＦについて、複素平面における相関値Ｒ１および
Ｒ２を示す。円は、真値に周囲にあるＲ１およびＲ２のランダムな変動を示す。
図３Ｂでは、ＰＲＦは係数２だけ低下する。Ｒ１およびＲ２の角度は、ファクタ
ー２だけ増加し、エイリアシングの誤差が発生する（つまり位相（Ｒ）＞πによ
る）。しかし、角度差のため、なお正確なドップラーシフト差が与えられ（つま
り位相（Ｓ）＜πによる）、ＳＶ推定のランダムな誤差が減少する。
【００４７】 画像の一部に、よりカオス的な動作が発生することがあり、これによってスト
レイン速度の測定が困難になる。信頼性指数モジュール２８は、ストレイン速度
計算の信頼性を示す指数を計算することにより、カオス的運動を修正する。
レイン速度の測定が困難になる。信頼性指数モジュール２８は、ストレイン速度
計算の信頼性を示す指数を計算することにより、カオス的運動を修正する。
【００４８】 信頼性指数モジュールは、以下の信頼性指数ｒｉ（ｒ）を使用してもよい。 ｒｉ（ｒ）＝ａｂｓ（Ｓ（ｒ））／（Ｐ（ｒ）＊Ｐ（ｒ＋ｄｒ）） （１１） 信頼性指数を閾値と比較し、表示からノイズの多いＳＶ値を除去する。信頼性指
数は、例えばｒｉ値が低い場合に色の彩度を低下させることにより、ストレイン
速度の表示に使用するカラー・スケールの変調（または修正）にも使用すること
ができる。
数は、例えばｒｉ値が低い場合に色の彩度を低下させることにより、ストレイン
速度の表示に使用するカラー・スケールの変調（または修正）にも使用すること
ができる。
【００４９】 本発明の好ましい実施形態は、ビーム・インタリーブを使用するシステムで実
現してもよい。速度の撮像には、同じビーム方向の１つまたは複数のパルスが、
速度を測定できる必要がある。その結果は、ビームに沿った各範囲点の信号サン
プルのパケットであり、パケット・サイズＮはパルスの数と等しい。したがって
Ｎ＞＝２である。この信号パケット（複合復調後）はドップラー信号である。パ
ルス間の時間は、パルス繰返し時間と呼ばれ、その逆数はパルス繰返し周波数（
ＰＲＦ）と呼ばれる。したがって、移動する対象の総観察時間はＮ／ＰＲＦであ
る。概して、速度推定の誤差は、観察時間が増加すると減少する。これは、パケ
ット・サイズを大きくするか、ＰＲＦを小さくすることによって達成することが
できる。両方の場合で、獲得時間およびフレーム率が減少する。ビーム・インタ
リーブは、Ｍ個のパルス（インタリーブ・サイズ）がＮサイクルで異なるビーム
方向に順次送信される技法である。この方法で、ＰＲＦは、画像の総獲得時間を
増加させることなく、係数Ｍだけ低下し、したがってＰＲＦに関係なくフレーム
率を一定に維持する。
現してもよい。速度の撮像には、同じビーム方向の１つまたは複数のパルスが、
速度を測定できる必要がある。その結果は、ビームに沿った各範囲点の信号サン
プルのパケットであり、パケット・サイズＮはパルスの数と等しい。したがって
Ｎ＞＝２である。この信号パケット（複合復調後）はドップラー信号である。パ
ルス間の時間は、パルス繰返し時間と呼ばれ、その逆数はパルス繰返し周波数（
ＰＲＦ）と呼ばれる。したがって、移動する対象の総観察時間はＮ／ＰＲＦであ
る。概して、速度推定の誤差は、観察時間が増加すると減少する。これは、パケ
ット・サイズを大きくするか、ＰＲＦを小さくすることによって達成することが
できる。両方の場合で、獲得時間およびフレーム率が減少する。ビーム・インタ
リーブは、Ｍ個のパルス（インタリーブ・サイズ）がＮサイクルで異なるビーム
方向に順次送信される技法である。この方法で、ＰＲＦは、画像の総獲得時間を
増加させることなく、係数Ｍだけ低下し、したがってＰＲＦに関係なくフレーム
率を一定に維持する。
【００５０】 最も極端な状態は、インタリーブ・サイズＭが画像のビーム数と等しい場合に
発生する。この場合、パケット・サイズをＮ＝１と設定することができ、ドップ
ラー信号はフレームのリアルタイム・シーケンスでフレームごとに１つの信号サ
ンプルを採取することによって獲得することができる。したがってＰＲＦはフレ
ーム率と等しく、画像の各点の分析にドップラー信号サンプルの連続的流れを使
用することができる。これで、ストレインの計算は、信号パケットの重なりの程
度を任意にした状態で、任意の長さの「時間スライド」信号パケットで実行する
ことができる。
発生する。この場合、パケット・サイズをＮ＝１と設定することができ、ドップ
ラー信号はフレームのリアルタイム・シーケンスでフレームごとに１つの信号サ
ンプルを採取することによって獲得することができる。したがってＰＲＦはフレ
ーム率と等しく、画像の各点の分析にドップラー信号サンプルの連続的流れを使
用することができる。これで、ストレインの計算は、信号パケットの重なりの程
度を任意にした状態で、任意の長さの「時間スライド」信号パケットで実行する
ことができる。
【００５１】 本発明の好ましい実施形態は、Ｂモード撮像を実施するシステムで実現しても
よい。別個のパルスを使用してＢモードの組織画像を生成し、組織の速度画像ま
たはストレイン速度画像より高い解像度で組織画像を獲得することができる。つ
まりパルスが短く、走査線の数が多い。
よい。別個のパルスを使用してＢモードの組織画像を生成し、組織の速度画像ま
たはストレイン速度画像より高い解像度で組織画像を獲得することができる。つ
まりパルスが短く、走査線の数が多い。
【００５２】 しかし別法として、Ｂモード画像は、ストレイン速度画像と同じパルスから獲
得することができる。ＰＲＦ要件が低い場合、相関はフレーム間で実行する。こ
れで、等価ＰＲＦはフレーム率と等しい。フレーム率は、「複線収集」（ＭＬＡ
）を適用することによって、さらに増加することができる。この技法により、送
信されたパルスごとに２つ以上の受信器ビームを受信することができる。通常、
わずかに広い超音波ビームを送信し、受信器のビーム形成器が、送信ビームの開
角以内で２つ以上の異なるビーム方向からの信号を受信し、分離するよう設定す
る。この方法で、送信ビームの方向数を制限することにより、フレーム率の増加
を獲得することができる。
得することができる。ＰＲＦ要件が低い場合、相関はフレーム間で実行する。こ
れで、等価ＰＲＦはフレーム率と等しい。フレーム率は、「複線収集」（ＭＬＡ
）を適用することによって、さらに増加することができる。この技法により、送
信されたパルスごとに２つ以上の受信器ビームを受信することができる。通常、
わずかに広い超音波ビームを送信し、受信器のビーム形成器が、送信ビームの開
角以内で２つ以上の異なるビーム方向からの信号を受信し、分離するよう設定す
る。この方法で、送信ビームの方向数を制限することにより、フレーム率の増加
を獲得することができる。
【００５３】 本発明の好ましい実施形態は、高調波撮像を提供するシステムで実現してもよ
い。送信された信号周波数の第２高調波周波数を表示に使用する高調波撮像（つ
まりオクターブ撮像）は、Ｂモード画像でノイズ・アーティファクトを減少させ
ることが示されている。この技法は、３つの方法で本発明の好ましい実施形態と
組み合わせることができる。第１は、上述したように、ストレイン画像と組み合
わせて高調波Ｂモード組織画像を使用し、第２は、ストレイン速度の計算の基準
として受信信号の高調波部分を使用する、第３は、この第１の方法と第２の方法
と組み合わせる。
い。送信された信号周波数の第２高調波周波数を表示に使用する高調波撮像（つ
まりオクターブ撮像）は、Ｂモード画像でノイズ・アーティファクトを減少させ
ることが示されている。この技法は、３つの方法で本発明の好ましい実施形態と
組み合わせることができる。第１は、上述したように、ストレイン画像と組み合
わせて高調波Ｂモード組織画像を使用し、第２は、ストレイン速度の計算の基準
として受信信号の高調波部分を使用する、第３は、この第１の方法と第２の方法
と組み合わせる。
【００５４】 血管内撮像はこれまで、主に組織撮像に制限されてきた。血管内撮像に組織の
速度撮像を適用すると、カテーテルに対する血管壁の動作に関する情報を提供す
ることができる。
速度撮像を適用すると、カテーテルに対する血管壁の動作に関する情報を提供す
ることができる。
【００５５】 図４は、血管内超音波画像の例を示す。カテーテル４０は、通常、円形の画像
４１を得る。画像内に、血管内腔と血管壁との間の境界面４２がある。サンプル
点４３および４４は、図２の点２１および２２に対応する。同様に、サンプル点
４５および４６は図２の点２１および２２に対応する。カテーテル４０に対する
４３のような所与のサンプル点の半径方向の動きは、組織の速度撮像によって正
確に測定することができる。さらに、サンプル点４３の位置は、速度測定値に連
続する画像フレーム間の時間遅延を掛けた値に従ってサンプル・ボリュームの位
置を変更すると、サンプル点４３の位置を時間に応じて半径方向に追跡すること
ができる。これを、血管壁上に正反対に配置した２点（４３および４５）で繰り
返すと、血管直径の変化を非常に高い感度で推定することができる。同様に、上
記の分析を全半径方向で繰り返すと、血管面積の変化を監視することができる。
血管の直径／面積の変化は、単独で、または圧力などの補助情報と一緒に使用し
て、血管の重要な生理学的パラメータを推定することができる。本特許で述べる
ストレイン速度撮像は、血管壁の圧縮性の撮像に使用することができる。これは
、種々のタイプの軟性および硬い斑を区別するのに、非常に重要になる可能性が
ある。
４１を得る。画像内に、血管内腔と血管壁との間の境界面４２がある。サンプル
点４３および４４は、図２の点２１および２２に対応する。同様に、サンプル点
４５および４６は図２の点２１および２２に対応する。カテーテル４０に対する
４３のような所与のサンプル点の半径方向の動きは、組織の速度撮像によって正
確に測定することができる。さらに、サンプル点４３の位置は、速度測定値に連
続する画像フレーム間の時間遅延を掛けた値に従ってサンプル・ボリュームの位
置を変更すると、サンプル点４３の位置を時間に応じて半径方向に追跡すること
ができる。これを、血管壁上に正反対に配置した２点（４３および４５）で繰り
返すと、血管直径の変化を非常に高い感度で推定することができる。同様に、上
記の分析を全半径方向で繰り返すと、血管面積の変化を監視することができる。
血管の直径／面積の変化は、単独で、または圧力などの補助情報と一緒に使用し
て、血管の重要な生理学的パラメータを推定することができる。本特許で述べる
ストレイン速度撮像は、血管壁の圧縮性の撮像に使用することができる。これは
、種々のタイプの軟性および硬い斑を区別するのに、非常に重要になる可能性が
ある。
【００５６】 ストレイン速度撮像は、皮膚に当てたプローブへの圧力を増加させることによ
り、身体の柔らかい部分でも実行することができる。これで、この組織は圧縮さ
れるが、硬い領域は軟らかい領域ほど圧縮されない。この差がストレイン速度画
像に現れる。このタイプの撮像は、例えば胸部、前立腺、甲状腺または肝臓の腫
瘍を探す場合に実行することができる。腫瘍は往々にして、正常な組織より圧縮
性が低いからである。
り、身体の柔らかい部分でも実行することができる。これで、この組織は圧縮さ
れるが、硬い領域は軟らかい領域ほど圧縮されない。この差がストレイン速度画
像に現れる。このタイプの撮像は、例えば胸部、前立腺、甲状腺または肝臓の腫
瘍を探す場合に実行することができる。腫瘍は往々にして、正常な組織より圧縮
性が低いからである。
【００５７】 以上の明細書で、本発明をその特定の例示的実施形態に関して述べてきた。し
かし、添付の特許請求の範囲で述べるような本発明のより広い精神および範囲か
ら逸脱することなく、種々の修正および変更を行えることは明白である。したが
って、明細書および図面は、制限的意味ではなく例示的意味で考えられるものと
する。
かし、添付の特許請求の範囲で述べるような本発明のより広い精神および範囲か
ら逸脱することなく、種々の修正および変更を行えることは明白である。したが
って、明細書および図面は、制限的意味ではなく例示的意味で考えられるものと
する。
【図１】 本発明の好ましい実施形態による超音波システムの図である。
【図２】 本発明の好ましい実施形態による走査線に沿った２つの並んだ位置からの例示
的な信号パケットｘ１およびｘ２の図である。
的な信号パケットｘ１およびｘ２の図である。
【図３】 ２つの異なるパルス繰返し周波数（ＰＲＦ）の複素平面における相関値Ｒ１お
よびＲ２の図である。
よびＲ２の図である。
【図４】 本発明の好ましい実施形態により生成した血管内超音波画像の例の図である。
【手続補正書】
【提出日】平成１２年７月２６日（２０００．７．２６）
【手続補正２】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】全図
【補正方法】変更
【補正内容】
【図１】
【図２】
【図３Ａ】
【図３Ｂ】
【手続補正書】
【提出日】平成１３年２月１日（２００１．２．１）
【手続補正２】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】全図
【補正方法】変更
【補正内容】
【図１】
【図２】
【図３Ａ】
【図３Ｂ】
【図４】
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ) ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ， ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，Ｄ Ｋ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ， ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，Ｌ Ｖ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ， ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，Ｕ Ｓ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者 オルスタッド，ビョーン ノールウェー国・エヌ−3960・スタセレ・ ブレアスゲイト・１ (72)発明者 クリストファーセン，ケイエル ノールウェー国・エヌ−0379・オスロ・モ ンテベロヴァイエン・７ Ｆターム(参考） 4C301 AA03 CC02 CC04 DD04 DD06 DD07 DD11 EE10 EE13 EE17 EE20 FF09 HH04 HH54 JB28 JB32 JB35 JB50 KK02 KK12 KK16 KK22 KK24
Claims (32)
- 【請求項１】 リアルタイムでストレイン速度の画像を生成する方法であっ
て、 空間的領域をカバーする当該の区域で超音波ビーム（６）に沿って複数の並ん
だ位置（２１、２２）のエコー信号（２）を収集するステップと、 前記空間領域内の前記並んだ位置（２１、２２）について、リアルタイムのス
トレイン速度（１４）を推定するステップと、 前記空間領域に関連する表示ユニットに、空間座標でそれぞれの並んだ位置の
推定ストレイン速度を表示して（７）、前記空間領域のストレイン速度の生でリ
アルタイムの画像を提供するステップと を含む方法。 - 【請求項２】 ストレイン速度（１４）を推定するステップが、 エコー信号に基づいて、超音波ビーム（６）に沿って並んだ位置（２１、２２
）の組織の速度を推定するステップと、 組織の速度の空間導関数としてストレイン速度を計算するステップと を含む請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 空間導関数を、超音波ビーム（６）に沿って並んだ位置（２
１、２２）の組織の速度の線形回帰（１４）で求める請求項２に記載の方法。 - 【請求項４】 ストレイン速度（１４）を推定するステップが、 エコー信号に基づいて、超音波ビーム（６）に沿って並んだ位置（２１、２２
）の組織の速度を推定するステップと、 少なくとも第１の並んだ位置（２１）および第２の並んだ位置（２２）に関連
する推定組織の速度間の速度差を決定し、速度差を第１の並んだ位置（２１）と
第２の並んだ位置（２２）の間の距離で割ることによって、ストレイン速度を計
算するステップとを含む請求項１に記載の方法。 - 【請求項５】 ストレイン速度（１４）を推定するステップが、 エコー信号に基づいて、超音波ビーム（６）に沿っていくつかの並んだ位置（
２１、２２）の複素数パルス間相関Ｒ（ｒ）を推定するステップと、 等式Ｓ（ｒ）＝ｃｏｎｊ（Ｒ（ｒ））＊Ｒ（ｒ＋ｄｒ）に従って、半径方向距
離ｄｒにわたってストレイン相関関数Ｓ（ｒ）、（２６）を決定するステップと
、 等式ＳＶ（ｒ）＝ｃ／（４πｄｒＴｆｏ）位相（Ｓ（ｒ））に従ってストレイ
ン速度（２７）を計算するステップと を含む請求項１に記載の方法。 - 【請求項６】 ストレイン速度（１４）を推定するステップが、 エコー信号に基づいて、超音波ビーム（６）に沿っていくつかの並んだ位置（
２１、２２）の複素数パルス間相関を推定するステップと、 所与の半径方向距離だけ分離された少なくとも２つの並んだ位置からストレイ
ン相関（２６）関数を計算するステップと、 ストレイン相関関数の位相に基づいて、ストレイン速度（２７）を計算するス
テップと を含む請求項１に記載の方法。 - 【請求項７】 ストレイン相関関数が、第１の並んだ位置の複素数パルス間
相関の共役に、第２の並んだ位置の複素数パルス間相関を掛けることによって与
えられ、前記第２並んだ位置が前記第１並んだ位置（２６）から所与の半径方向
距離にある請求項６に記載の方法。 - 【請求項８】 ストレイン速度が、ストレイン相関関数の位相角と音速との
積と定義される分子を、４、π、所与の半径方向距離、超音波周波数、および前
記複数のパルス（２７）の連続するパルス間の時間の積と定義される分母で割る
ことによって与えられる請求項７に記載の方法。 - 【請求項９】 さらに、ストレイン速度（１４）を計算する前に、ストレイ
ン相関関数を時間的に平均化するステップを含む請求項６に記載の方法。 - 【請求項１０】 さらに、ストレイン速度（１４）を計算する前に、ストレ
イン相関関数を空間的に平均化するステップを含む請求項６に記載の方法。 - 【請求項１１】 推定したストレイン速度（１４）を表示するステップが、
カラー・コード化において対応する空間座標で、Ｂモード組織画像（１１）とス
トレイン速度とを組み合わせるステップを含む請求項１に記載の方法。 - 【請求項１２】 推定したストレイン速度（１４）を表示するステップが、
カラー・コード化において対応する空間座標で、Ｍモード組織画像（１１）とス
トレイン速度とを組み合わせるステップを含む請求項１に記載の方法。 - 【請求項１３】 推定したストレイン速度を表示するステップが、完全な２
次元領域（７）について推定したストレイン速度（１４）を表示するステップを
含む請求項１に記載の方法。 - 【請求項１４】 推定したストレイン速度が、３次元領域（１４）について
推定され、３次元視覚化技法で表示される請求項１に記載の方法。 - 【請求項１５】 前記空間的領域が１つの点に制限され、ストレイン速度が
スペクトルまたはストレイン速度曲線対時間として表示される請求項１に記載の
方法。 - 【請求項１６】 前記エコー信号を収集するステップが、低パルス繰返し周
波数で実行される請求項１に記載の方法。 - 【請求項１７】 前記低パルス繰返し周波数が、所与の方向において２つの
連続するパルス間の時間隔で異なるビーム方向から情報を収集することにより、
フレーム率を増加するビーム・インタリーブ技法と組み合わせられる請求項１６
に記載の方法。 - 【請求項１８】 得られたフレーム率をさらに増加するために、複数の複線
収集技法が適用される請求項１７に記載の方法。 - 【請求項１９】 さらに、 前記空間的領域内の各サンプル点について、信号パワーに応じてストレイン信
頼性指数（２８）を計算するステップと、 ストレイン信頼性指数に従ってストレイン速度の表示（７）を修正するステッ
プと を含む請求項１に記載の方法。 - 【請求項２０】 ストレイン信頼性指数（２８）が、第１の並んだ位置（２
１）の複素数パルス間相関の共役と第２の並んだ位置（２２）の複素数パルス間
相関の積（２６）の絶対値を、前記第１のまたは第２の並んだ位置（２１、２２
）の１つにおける信号パワーで割ることによって与えられる請求項１９に記載の
方法。 - 【請求項２１】 エコー信号の高調波を使用してストレイン速度（１４）を
推定する請求項１に記載の方法。 - 【請求項２２】 空間的領域の圧力勾配を生成する外部手段の適用と同時に
ストレイン速度画像が生成される請求項１に記載の方法。 - 【請求項２３】 撮像された空間的領域に対して変化する圧力を加えるのと
同時にストレイン速度画像が生成される請求項１に記載の方法。 - 【請求項２４】 エコー信号が、血管壁の特性の局所的変化を評価する血管
内超音波技法（４０）を使用して収集される請求項１に記載の方法。 - 【請求項２５】 超音波撮像システムにおける、注目する組織区域のストレ
インの変化率を測定し、表示するサブシステムであって、 注目する区域に対応するエコー信号を受信する受信器（２）と、 前記エコー信号を、注目する区域内の並んだ位置（２１、２２）に関連するド
ップラー信号に変換する復調器（１２）と、 前記ドップラー信号に基づいて、注目する区間の前記並んだ位置（２１、２２
）についてのリアルタイムのストレイン速度を決定するストレイン率モジュール
（１４）と、 前記並んだ位置のストレイン速度画像を表示するディスプレイと を備えるシステム。 - 【請求項２６】 ストレイン率モジュール（１４）が、 エコー信号に基づいて、超音波ビーム（６）に沿った並んだ位置（２１、２２
）の組織の速度を推定する組織の速度推定モジュールと、 組織の速度の空間的導関数として、ストレイン速度を計算するストレイン速度
計算モジュールと を備える請求項２５に記載の超音波撮像システム。 - 【請求項２７】 ストレイン速度計算モジュールが、超音波ビーム（６）に
沿った並んだ位置（２１、２２）の組織の速度の線形回帰によって空間的導関数
を計算する線形回帰ユニットを備える請求項２６に記載の超音波撮像システム。 - 【請求項２８】 ストレイン率モジュール（１４）が、 エコー信号に基づいて、超音波ビーム（６）に沿ったいくつかの並んだ位置（
２１、２２）についての複素数パルス間相関Ｒ（ｒ）を推定するパルス間相関モ
ジュールと、 等式Ｓ（ｒ）＝ｃｏｎｊＲ（ｒ）＊Ｒ（ｒ＋ｄｒ）に従って、半径方向距離ｄ
ｒにわたってストレイン相関関数Ｓ（ｒ）を決定するストレイン相関モジュール
（２６）と、 ＳＶ（ｒ）＝ｃ／（ｒπｄｒＴｆｏ）位相（Ｓ（ｒ））に従ってストレイン速
度を計算するストレイン速度計算モジュール（２７）と を備える請求項２５に記載の超音波撮像システム。 - 【請求項２９】 ストレイン率モジュール（１４）が、 エコー信号に基づいて、超音波ビーム（６）に沿ったいくつかの並んだ位置（
２１、２２）についての複素数パルス間相関を推定するパルス間相関モジュール
と、 所与の半径方向距離だけ分離された少なくとも２つの並んだ位置（２１、２２
）からストレイン相関関数を計算するストレイン相関モジュール（２６）と、 ストレイン相関関数の位相に基づいてストレイン速度を計算するストレイン速
度計算モジュール（２７）と を備える請求項２５に記載の超音波撮像システム。 - 【請求項３０】 ストレイン率モジュール（１４）が、さらに、ストレイン
速度を計算する前に、ストレイン相関関数を時間的に平均化する時間平均化モジ
ュールを備える請求項２９に記載の超音波撮像システム。 - 【請求項３１】 ストレイン率モジュール（１４）が、さらに、ストレイン
速度を計算する前に、ストレイン相関関数を空間的に平均化する空間平均化モジ
ュールを備える請求項２９に記載の超音波撮像システム。 - 【請求項３２】 さらに、 前記空間領域内の各サンプル点について、信号パワーに応じてストレイン信頼
性指数を計算するストレイン信頼性モジュール（２８）と、 ストレイン信頼性指数に従ってストレイン速度の表示を修正する表示修正モジ
ュール（７）とを備える請求項２５に記載の超音波撮像システム。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US6129097P | 1997-10-07 | 1997-10-07 | |
| US60/061,290 | 1997-10-07 | ||
| PCT/IB1998/001663 WO1999017660A1 (en) | 1997-10-07 | 1998-10-07 | A method and apparatus for providing real-time calculation and display of strain in ultrasound imaging |
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|---|---|
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Family
ID=22034824
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000514564A Expired - Lifetime JP3539924B2 (ja) | 1997-10-07 | 1998-10-07 | 超音波撮像においてストレイン速度をリアルタイムで測定し、表示するシステム |
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| JP (1) | JP3539924B2 (ja) |
| AU (1) | AU9453898A (ja) |
| DE (1) | DE69839016T2 (ja) |
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| WO (1) | WO1999017660A1 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007050112A (ja) * | 2005-08-18 | 2007-03-01 | Toshiba Corp | 超音波診断装置及び超音波画像表示装置 |
| US8211019B2 (en) | 2005-01-21 | 2012-07-03 | Chikayoshi Sumi | Clinical apparatuses |
| JP2013240721A (ja) * | 2013-09-10 | 2013-12-05 | Hitachi Medical Corp | 超音波診断装置 |
| CN106264446A (zh) * | 2015-06-23 | 2017-01-04 | 佳能株式会社 | 图像处理装置及其控制方法 |
Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6139501A (en) * | 1999-06-08 | 2000-10-31 | Atl Ultrasound, Inc. | Coincident tissue and motion ultrasonic diagnostic imaging |
| US6352507B1 (en) | 1999-08-23 | 2002-03-05 | G.E. Vingmed Ultrasound As | Method and apparatus for providing real-time calculation and display of tissue deformation in ultrasound imaging |
| US20040034304A1 (en) | 2001-12-21 | 2004-02-19 | Chikayoshi Sumi | Displacement measurement method and apparatus, strain measurement method and apparatus elasticity and visco-elasticity constants measurement apparatus, and the elasticity and visco-elasticity constants measurement apparatus-based treatment apparatus |
| US7728868B2 (en) | 2006-08-02 | 2010-06-01 | Inneroptic Technology, Inc. | System and method of providing real-time dynamic imagery of a medical procedure site using multiple modalities |
| WO2009094646A2 (en) | 2008-01-24 | 2009-07-30 | The University Of North Carolina At Chapel Hill | Methods, systems, and computer readable media for image guided ablation |
| EP2107389B1 (en) | 2008-04-02 | 2014-05-14 | Samsung Medison Co., Ltd. | Formation of an elastic image in an ultrasound system |
| US8206308B2 (en) | 2008-05-05 | 2012-06-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Shielding for intravascular ultrasound imaging systems and methods of making and using |
| US8641621B2 (en) | 2009-02-17 | 2014-02-04 | Inneroptic Technology, Inc. | Systems, methods, apparatuses, and computer-readable media for image management in image-guided medical procedures |
| US8554307B2 (en) | 2010-04-12 | 2013-10-08 | Inneroptic Technology, Inc. | Image annotation in image-guided medical procedures |
| US8690776B2 (en) | 2009-02-17 | 2014-04-08 | Inneroptic Technology, Inc. | Systems, methods, apparatuses, and computer-readable media for image guided surgery |
| US8670816B2 (en) | 2012-01-30 | 2014-03-11 | Inneroptic Technology, Inc. | Multiple medical device guidance |
| US10314559B2 (en) | 2013-03-14 | 2019-06-11 | Inneroptic Technology, Inc. | Medical device guidance |
| US9901406B2 (en) | 2014-10-02 | 2018-02-27 | Inneroptic Technology, Inc. | Affected region display associated with a medical device |
| US10188467B2 (en) | 2014-12-12 | 2019-01-29 | Inneroptic Technology, Inc. | Surgical guidance intersection display |
| WO2017144716A1 (en) * | 2016-02-26 | 2017-08-31 | Koninklijke Philips N.V. | Clutter filters for strain and other ultrasonic deformation imaging |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4888694A (en) * | 1987-10-28 | 1989-12-19 | Quantum Medical Systems, Inc. | Ultrasound imaging system for relatively low-velocity blood flow at relatively high frame rates |
| GB2291969A (en) * | 1993-04-19 | 1996-02-07 | Commw Scient Ind Res Org | Tissue characterisation using intravascular echoscopy |
-
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- 1998-10-07 EP EP98947705A patent/EP1021129B1/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8211019B2 (en) | 2005-01-21 | 2012-07-03 | Chikayoshi Sumi | Clinical apparatuses |
| US9326748B2 (en) | 2005-01-21 | 2016-05-03 | Chikayoshi Sumi | Clinical apparatuses |
| JP2007050112A (ja) * | 2005-08-18 | 2007-03-01 | Toshiba Corp | 超音波診断装置及び超音波画像表示装置 |
| JP2013240721A (ja) * | 2013-09-10 | 2013-12-05 | Hitachi Medical Corp | 超音波診断装置 |
| CN106264446A (zh) * | 2015-06-23 | 2017-01-04 | 佳能株式会社 | 图像处理装置及其控制方法 |
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