JP2001327492A - 超音波診断装置 - Google Patents

超音波診断装置

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JP2001327492A
JP2001327492A JP2000152498A JP2000152498A JP2001327492A JP 2001327492 A JP2001327492 A JP 2001327492A JP 2000152498 A JP2000152498 A JP 2000152498A JP 2000152498 A JP2000152498 A JP 2000152498A JP 2001327492 A JP2001327492 A JP 2001327492A
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Toshihiko Kono
Ryuichi Shinomura
敏彦 河野
隆一 篠村
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Hitachi Medical Corp
株式会社日立メディコ
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 本発明の目的は、通常Bモードとハーモニッ
クモードの画像を同時に最適な条件で観察できるように
する。 【解決手段】 上記目的は、基本波画像を得るための送
波周波数をfTF、ハーモニック画像を得る送波周波数を
TH、その際のハーモニックの受波周波数をfRHとした
場合、 fTF≦fTH≦fRH とすることにより、また前記2つの画像を並べて表示す
ると共に、前記2つの画像の画質調整を独自に行う手段
を有することにより達成される。

Description

【発明の詳細な説明】

【0001】

【発明の属する技術分野】本発明は、超音波装置にかか
わり、特に受波信号の高調波を画像化したハーモニック
画像(断層像、血流像)を表示する医用超音波診断装置
に関するものである。

【0002】

【従来の技術】超音波診断装置は、複数の超音波振動子
から超音波を被検体内に送波し、被検体内からの反射波
を前記超音波振動子で受波して電気信号に変換し、増幅
して、各振動子からの受波信号を電気的にフォ−カスす
るため遅延処理と加算処理とを行って超音波ビ−ムを形
成している。このビームを被検体内で走査して取得した
エコー信号を画像化することにより断層像を形成する。
画像化されるエコー信号は,通常、送波周波数とほぼ等
しい基本周波数が使用されている。以下、この基本周波
数にほぼ等しい周波数のエコー信号を画像化したものを
基本波画像と呼ぶ。

【0003】また、超音波造影剤を被検体内に注入し、
超音波エコーの信号成分のうち、送波周波数のn倍(通
常は2倍)の周波数信号成分を得て画像化する技術(ハ
ーモニックイメージング)が知られている。また,造影
剤を破壊した時に生じる送波周波数の約1/2の周波数
信号成分を得て画像化するサブハーモニックイメージン
グ技術も知られている。これらは、マイクロバブル等を
血管に注入することで血流イメージの高感度化をすると
ともに、マイクロバブルが発する送波周波数のn倍の周
波数のエコー信号を画像化することにより、血流イメー
ジを良くするものである。以下、これらの基本周波数に
対しn倍の周波数のエコー信号を画像化したものをハー
モニック画像と呼ぶ。

【0004】さらに、マイクロバブルのような造影剤を
被検体内へ入れずに得られるエコー信号のうち、非線形
による倍周波数のエコー信号を画像化することも行われ
てきている。

【0005】基本波画像とハーモニック画像はそれぞれ
に優位点があるため,同時に観察されることが望まれ
る。特開平11-099152号公報には,超音波エコーの信号
成分のうち送波周波数と同じ周波数の信号成分を画像化
する通常Bモード処理手段と、超音波受波信号の信号成
分のうち送波周波数の2倍以上の整数倍の周波数の信号
成分(以下、ハーモニック成分という)を画像化するハ
ーモニックBモード処理手段と、第1の所定時間は前記
通常Bモード処理手段を働かせかつ前記ハーモニックB
モード処理手段を休止させると共に、第2の所定時間は
前記通常Bモード処理手段を休止させかつ前記ハーモニ
ックBモード処理手段を働かせることを反復する自動切
換制御手段とを具備し,通常BモードとハーモニックB
モード画像を画面に並べて同時表示することが記載され
ている。

【0006】

【発明が解決しようとする課題】しかし、超音波エコー
の信号成分のうち送波周波数と同じ周波数の信号成分の
信号と、超音波エコーの信号成分のうち送波周波数に対
し2倍以上の周波数の信号成分とを比較した場合、感度
にかなりの差がありハーモニックイメージングに用いる
信号強度の方が小さい。したがって、これらの2種類の
エコー信号を単純に画像化して通常Bモード像とハーモ
ニックBモード画像を画面に並べて同時表示してもハー
モニック画像は感度不足となって診断上有意な情報を医
師等にもたらさないという問題があった。

【0007】また、従来から知られているサブハーモニ
ック技術においては、通常のBモード画像等の他モード
画像とサブハーモニック画像とを画面へ同時表示するこ
とについて提案されていなかった。

【0008】また,ハーモニック成分を用いて血流計測
を行おうとすると、被検体の体表に近い部分と深い部分
において、エコー信号の感度が足りない、距離分解能が
劣化するという問題があるために、現在までハーモニッ
クモードによって血流計測を行うという提案はなされて
いない。

【0009】本発明の目的は、通常Bモードとハーモニ
ックBモード及びサブハーモニックBモードの画像およ
び血流計測結果の表示(カラードプラ、パワードプラ
等)を同時に最適な条件で観察できるようにすることに
ある。

【0010】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に本発明は、複数の配列された超音波振動子より被検体
内へ超音波を送波し、前記被検体内からの反射波を前記
超音波振動子により受波し受信ビーム信号を得るととも
に、この受信ビーム方向を変更して前記被検体内を走査
して前記被検体内の断層像を得る超音波診断装置におい
て、受波信号の非線形成分を主に画像化する手段と,受
波信号の基本波成分を主に画像化する手段とを備え、前
期二つの画像化手段によって得られた二つの画像を表示
手段の画面へ同時表示すること特徴とする

【0011】また本発明は、上記二つの画像の処理条件
を独自に設定する手段を有することにより上記目的を達
成する。例えばその手段として高調波画像の増幅率と基
本波画像の増幅率を独立に調整できる機構を設ける。

【0012】さらに本発明は、単一のビーム方向へ連続
して2度の送受信を各送波において送波周波数を変更し
て行い、一方の送受信で受波信号の非線形成分(ハーモ
ニック成分)の画像データを取得し、他方の送受信で基
本波成分の画像データを取得する手段を備えることによ
り上記目的を達成する。ここに非線形成分とは、送波さ
れた超音波が被検体内の組織を伝達することで生じた高
調波成分と前記被検体内へ投与された超音波造影剤によ
って生じた高調波成分のどちらか、または両方とする。
さらに、非線形成分とは、前記被検体内へ投与された超
音波造影剤によって生じた受波信号の基本波成分の1/
2の周波数成分(サブハーモニック成分)とすることが
できる。

【0013】さらに本発明は、基本波画像を得るための
送波周波数をfTF、高調波画像を得る送波周波数を
TH、その際の高調波の受波周波数をfRHとした場合, fTH≦fTF≦fRH とすることを特徴としている。

【0014】そして本発明は、上記基本波画像を得るた
めの送波周波数fTFと高調波画像を得る送波周波数fTH
との関係をfTH=fTFとし,一回の走査で高調波成分と
基本波成分の画像を得ることを特徴としている。

【0015】本発明では、上記基本波画像と高調波画像
との二つの画像は深度方向で処理周波数を低周波にシフ
トしていくことを特徴としている。

【0016】また本発明は上記目的を達成するために、
複数の配列された超音波振動子より被検体内へ超音波を
送波し、前記被検体内からの反射波を前記超音波振動子
により受波し受信ビーム信号を得るとともに、この受信
ビーム方向を変更して前記被検体内を走査して前記被検
体内の断層像を得る超音波診断装置において、受波信号
の1/2の周波数成分(サブハーモニック)を主に画像
化する手段と、受波信号の送波周波数とほぼ同じ基本波
成分を主に画像化する手段とを具備し、前記二つの画像
を並べて表示するとともに前記二つの画像の画質調整を
独自に行う手段を有することを特徴としている。

【0017】そして本発明は、二つのモードでそれぞれ
カラードプラ(CFM),パワードプラ,パルスドプラ
の血流処理をすることを特徴としている。

【0018】

【発明の実施の形態】以下、本発明の一実施形態につい
て図面を用いて説明する。図1は本発明の超音波診断装
置の構成を示すブロック図である。図1において、1は
パルサで、超音波探触子に内蔵された超音波振動子へ超
音波を送波させるための駆動パルスを発生するものであ
る。ここに、超音波探触子1に内蔵された超音波振動子
は前記基本周波数の他にその基本周波数の整数倍の高調
波を送受信できる広帯域特性を有している。2は送波遅
延部で、超音波探触子内の複数の超音波振動子から送波
された超音波が被検体内に設定されたある深度において
集束(フォーカス)するように、各振動子へ印加される
駆動信号に対し各々に所定の遅延時間を与えるものであ
る。この送波遅延部2は、超音波を送波するために駆動
される振動子の数と同数の遅延回路が並列に設けられて
いる。3は送受分離回路で、超音波振動子を駆動する信
号と超音波振動子が受信した信号とをそれぞれ所定方向
にのみ通過させる回路、4は切換スイッチ回路(マルチ
プレクサ:MPX)で、送受信系回路と超音波振動子と
の接続切換を行うものである。なお装置本体へ接続され
る超音波探触子が通常の電子セクタ型のみである場合に
は、本切換スイッチ回路4を省略することができる。

【0019】5は超音波探触子で、複数の配列状超音波
振動子が内蔵され、被検体内へ超音波を送波し、その反
射波(エコー)を受信するもの、6は受信増幅器で、超音
波探触子5から入力したエコー信号を増幅するもの、7
は整相部で、超音波を受信する口径を形成する振動子の
数と同数の並列に設けられた遅延回路と、これらの遅延
回路の出力を加算する加算回路とから成り、受信ビーム
信号を形成するもの、8は受信処理部で、整相部7で得
られた受信ビーム信号を画像化するための前処理を行う
ものである。画像化のための前処理には、検波、対数圧
縮(log圧縮)、ローパスフィルタ及びバンドパスフィ
ルタ及びダイナミックフィルタによるフィルタリングの
他に、TGC(Time Gain Control)処理、γ変換、
エンハンス処理、ダイナミックレンジ制御等を含む。

【0020】9はディジタルスキャンコンバータ(以
下、DSCと記す。)で、受信処理されたエコー信号を
メモリへ記憶し画像データ化するとともに、その画像デ
ータを表示装置の表示同期信号に同期して読み出すも
の、10はDSC9から読み出された画像データを表示
する表示装置である。また、11は整相部7の出力信号
を用いてドップラ演算処理を行い、被検体内における血
流情報や臓器の移動情報を求めるものである。そして、
以上の各構成要件からなる超音波診断装置をシステム的
に制御するものとして、中央演算処理装置(CPU)1
2が設けられている。

【0021】以上述べた構成へ加え、本発明は基本波画
像計測とハーモニック画像計測とを個別に制御するため
の計測制御切換器13、及び計測制御切換器13がどち
らに切り換えられているかを表示する表示器14及び1
5と、受信エコー信号の深度に対応してそのゲインを変
更するTGC制御器16と、前記二つの計測における周
波数を可変設定する周波数設定器17,18を備えてい
る。なお、符号100は被検体を示す。

【0022】次に、本発明の基本波画像とハーモニック
画像をほぼ同時に取得し、表示装置10の表示画面へ同
時表示するための動作を図1、図2、図3、図4により
説明する。図2は、エコー信号計測シーケンスを示し、
上段が送波を、下段が上段の送波に対する受波を、そし
て横軸は時間軸を示している。また、図3は図2に示す
送受信を行った時の送波信号と受波信号の周波数とスペ
クトル強度の関係を示し、図4は超音波画像を形成して
いる超音波ビーム方向を示している。なお、図4はセク
タスキャン方式の超音波ビーム方向を示しているが、リ
ニア方式とすることもできる。

【0023】基本波画像とハーモニック画像をほぼ同時
に計測する場合、先ず、基本波Bモード画像を形成する
#1の方向に対し超音波を送受信する。この時の送波周
波数は送信系を基本周波数fTFに設定し、受信系も基本
周波数fTFに設定して受信処理を行う。この#1方向に
対する基本周波数fTFの送信は、操作者が被検体100
内の関心領域の深さに応じて送波フォーカス値を操作盤
に設けられた設定器により設定するとともに、スキャン
モードを基本波画像とハーモニック画像との同時計測モ
ードに設定した後に、スキャン開始操作を行うことでス
タートする。CPU11から発せられるスキャン開始指
令によって、パルサ1から超音波振動子を基本周波数f
TFで振動させる駆動パルスが出力される。このパルスは
送波遅延部2へ出力される。送波遅延部2は探触子5に
おいて超音波を送波するために駆動される振動子数に等
しい数の遅延回路が並列に設けられており、各遅延回路
には前述の送波フォーカス値に対応した遅延時間が設定
され、送波遅延部2からは各々が遅延制御された駆動パ
ルスが出力される。

【0024】遅延制御された駆動パルス群は送受分離回
路3、MPX4を介して探触子5へ供給される。駆動パ
ルスが供給されると探触子5から超音波が被検体100
内へ送波される。このとき、超音波振動子から被検体1
00内へ送波された超音波は図3(a)の上段に示すよ
うに、基本周波数fTFを中心周波数とし、ある帯域を持
ったスペクトル分布を形成している。被検体100内へ
各振動子から送波された超音波は送波フォーカス点で集
束し、体内を伝播する過程において体内組織の音響イン
ピーダンスの異なる境界でその一部が反射し、エコーと
して探触子方向へ戻り受信される。

【0025】探触子5で受信されたエコーは電気信号に
変換されMPX4、送受分離回路3を介して受信増幅器
6において増幅され、整相部7へ入力する。整相部7は
探触子4において受信に携わった配列振動子面の特定位
置から被検体100内に向かって伸びる#1の直線上の
各点からのエコー信号が各振動子へ同時に到達したよう
に遅延時間制御し、それらの遅延制御された信号を加算
する。これによって受信ビーム信号が形成される。そし
て整相部7の出力信号は受信処理部8へ出力される。

【0026】エコー信号には、図3(a)の下段に示す
ように基本周波数fTFをほぼ中心周波数としたエコー信
号の他に、周波数fTFの整数倍の周波数を中心周波数と
した高調波エコー信号も混じって探触子で受信される。
高調波エコー信号には周波数fTFの2倍、3倍、…n倍
高調波があるが、図3(a)では2倍高調波のみを示し
ている。受信処理部8は、検波、対数圧縮の他に、ロー
パスフィルタまたはバンドパスフィルタにより前記高調
波を除外するとともに、γ変換、エンハンス処理、及び
ダイナミックフィルタ処理を行って、処理されたエコー
信号をDSC9へ出力する。DSC9は入力したエコー
信号の基本波画像におけるビーム位置と深度に応じてメ
モリへ書き込みを行う。

【0027】以上の#1方向へ対する基本周波数fTF
送受信動作が完了すると、CPU12は#1方向へのハ
ーモニック計測を行う。このハーモニック計測において
は、パルサ1から発生される駆動パルスは振動子から送
波される超音波の周波数がf THと成るようにCPU12
からパルサ1へ指令が送られる。このとき、超音波振動
子から被検体100内へ送波される超音波は図3(b)
の上段に示すように、周波数fTHを中心周波数とし、あ
る帯域を持ったスペクトル分布を形成している。駆動パ
ルスが出力されてからエコー信号が整相部7により受信
ビームが形成されるまではほぼ基本周波数fTFによる計
測と同様である。

【0028】ハーモニック計測におけるエコー信号に
は、図3(b)下段に示すように周波数fTHをほぼ中心
周波数とするエコー信号の他に、周波数fTHの整数倍の
周波数を中心周波数とした高調波エコー信号も混じって
探触子5で受信される。高調波エコー信号には周波数f
THの2倍、3倍、…n倍高調波があるが、図2(a)で
は2倍高調波(fRH=2fTH)のみを示している。受信
処理部8は、検波、対数圧縮の他に、バンドパスフィル
タにより前記2倍高調波のみを受信エコー信号から抽出
するとともに、γ変換、エンハンス処理、及びダイナミ
ックフィルタ処理を行って、処理されたエコー信号をD
SC9へ出力する。DSC9は入力したエコー信号のハ
ーモニック画像におけるビーム位置と深度に応じてメモ
リへ書き込みを行う。

【0029】この#1の方向に対する基本周波数fTF
周波数fTHによる送信によるエコー信号の計測を完了す
ると、次に送受信系を基本波画像計測用の周波数fTF
設定し#2方向のエコー信号の計測を行い、得られたエ
コー信号をDSC9のメモリへ書きこむ。その後、送信
系をハーモニックイメージング用送波周波数fTHに、受
信系をハーモニックイメージング用受波周波数fRHに設
定して#2方向の高調波を受信し、得られたハーモニッ
クイメージング用エコー信号をDSC9のメモリへ書き
込む。そして、両画像を表示するに足るビーム数が得ら
れたところからDSC9の記憶内容を表示装置10の表
示同期信号に同期して読出し、表示装置10の表示画面
へ基本波画像とハーモニックBモード画像とを同時に並
べて表示する。これらの画像表示を行うとき、DSC9
のメモリから記憶内容をアドレス制御によって直接読み
出して表示装置10へ画像信号を供給しても良いが、別
個に表示用メモリを設けても良い。

【0030】図5は表示装置10の表示画面を示し,表
示画面において、左に基本波画像I (B)を、右側にハー
モニックBモード像I(TH)を表示した例である。

【0031】このように、送信系と受信系に設定される
周波数を変更して、交互にエコー信号を計測するととも
に、その送受信方向を#1から#nまで順次変更するこ
とにより、被検体100内の同一断面に対し基本波画像
I(B)とハーモニック画像I(TH )を同時に計測することが
できる。その後以上の動作を#1から#nまで計測を継
続的に繰り返すことにより、リアルタイムで二つの画像
を表示するための計測を行う。なお、以上説明した送受
信の第一の実施形態では、基本波画像取得のための送受
信とハーモニック画像取得のための送受信とを交互に行
うために、各画像のフレームレートがそれぞれの画像を
単独にスキャンした場合に比べ1/2になる。

【0032】次に、本発明における送受信周波数の第二
の実施形態を示している。この実施形態では、上記第一
の実施形態と同様に、基本波画像の計測とハーモニック
イメージングの計測とを同一ビーム方向へ交互に行っ
て、基本波画像とハーモニック画像とを同時に表示する
ものであるが、図6に示すように、上記第一の実施形態
における探触子から送波される基本波周波数fTFと、ハ
ーモニックイメージング用送波周波数fTHと、ハーモニ
ックイメージング用受波周波数fRHとの関係を、 fTH≦fTF≦fRH…(1) とする。

【0033】基本波Bモードの送波周波数fTFをハーモ
ニックBモードの受波周波数fRHと等しくした場合、基
本波Bモード画像はハーモニックBモード画像と同じ周
波数のビームによって形成された画像となる。このと
き、基本波Bモード画像の分解能は、送波、受波ともに
比較的に高い周波数なのでハーモニック画像より向上す
るものの、ペネトレーションが劣ることになるが、医師
はハーモニック画像と近距離の分解能の向上した基本波
Bモード画像とを比較しながら被検者を診断することが
できる。

【0034】また、基本波Bモードの送波周波数fTF
ハーモニックBモードの受波周波数fRHより低くハーモ
ニックの送波周波数fTHより高くした場合、特に超音波
探触子の公称周波数にした場合は、ハーモニック動作を
させない時のB像(通常の公称周波数のB像)とハーモ
ニック画像を比較しながら診察できる。したがって探触
子のもっている方位分解能、距離分解能が維持された、
かつペネトレーションの劣化の少ないBモード画像と、
ハーモニックによる中深度の抜けの良い、多重の改善さ
れたハーモニック画像を同時に観察できる。

【0035】さらに、基本波Bモードの送波周波数fTF
を,ハーモニックBモードの送波周波数fTHと等しくし
た場合、基本波Bモード像の分解能は通常の公称周波数
のBモード像における分解能より劣るが、さらにペネト
レーションの向上した画像と同時に観察できる。さらに
この条件では,送波周波数が基本波Bモードの周波数f
TFとハーモニックBモードの周波数fTHとが同じため1
度の送波で同時に両方の画像を得ることができる。つま
り,フレームレートの低下を招かずに両画像をリアルタ
イムに、かつ同時相の2画像を表示できる。

【0036】以上のように、基本波Bモードの送波周波
数fTFとハーモニックBモードの送波周波数fTH、受波
周波数fRHとを(1)式を満たす範囲内で任意に可変設
定することができるようにすると良い。これらの送波周
波数の可変設定を可能とすることは、操作盤上に二つの
モードに対する周波数設定器17,18を設け、これら
の周波数設定器17,18の信号をCPU12へ出力
し、CPU12によりシステム制御を行えば良い。

【0037】次に本発明の受信処理の特徴的な一実施形
態を説明する。良く知られているように、超音波が物質
中を伝播するときに物資特有の周波数に依存した減衰係
数を有しているため、エコー信号の周波数成分が深度と
共に低周波数にシフトする。このため、受信処理部8の
フィルタの帯域を固定しておくとエコー深度が深くなる
に連れて信号のS/N低下あるいは感度低下を招く。こ
の問題を解決するために、従来の整相部7をアナログ方
式で構成した装置では、受信処理部8におけるフィルタ
の帯域をエコー深度に追従して変更及び移動することが
行なわれていた。これを行うフィルタはダイナミックフ
ィルタと称されていた。

【0038】前記エコー信号の周波数シフトは当然なが
ら非線形で生じる高調波エコー信号にも生じる。しかし
ながら,その様子は基本波とは異なるが、その周波数シ
フトをハーモニックイメージングにおいても補償するこ
とによって,良好なハーモニック画像を得ることができ
る。その周波数シフトの補償を従来のダイナミックフィ
ルタによるものに代えて以下のように行うことができ
る。すなわち、整相部7がディジタル方式であって、周
波数移動の整相方式を採用している装置においては,整
相部において受信信号へミキシングする参照信号の周波
数をエコー信号の周波数シフトに合わせることで実現で
きる(図11参照)。また、同じくディジタル整相方式
の周波数保存の整相方式を採用している装置であって、
整相加算後のエコー信号をゼロ周波数にビートダウンし
低域通過フィルタを通すように構成している装置では,
ビートダウンの周波数をエコー信号の周波数シフトに合
わせて変えてやれば良い(図12参照)。この概念を図
7に示している。

【0039】次に画像処理の設定の一実施形態について
述べる。前述したように,基本波とハーモニックではエ
コー深度による周波数シフト、減衰が異なる。しかし現
在の装置には、深度方向での減衰補正のTGC設定器及
びゲイン設定器は一つしか設けられておらず、基本波画
像とハーモニック画像とを同一画面へ表示する場合、設
定値を両方の画像に作用させるか、またはどちらかの画
像にしか作用させられない。そこで本実施形態では、操
作パネル上に前記TGC設定器16及びゲイン設定器1
9の設定値を基本波B像とハーモニックB像とのどちら
に作用させるかを切り換える計測切換器13を設けた。

【0040】これにより,計測切換器13をハーモニッ
クに設定した場合、例えば、ゲイン設定器19の設定値
はハーモニック画像(図8のモニタ画面内のハーモニッ
クB像I(TH))のゲイン制御のみに適用される。逆に、
計測切換器13を基本波B像に切り換えた場合は、基本
波B像(図8のモニタ画面内の基本波B像I(B))のゲ
イン制御のみに適用される。TGC設定器16も同様で
ある。また、通常モニタにはゲイン値が表示されるが,
図5に示すように,基本波画像のゲインはGf TF=A、
ハーモニック画像のゲインはGfRH=Bと表示するとよ
り効果的であり、さらにそれらのゲインは各画像に対応
して、例えば各画像のすぐ下方に表示すると、操作者に
とって識別が容易になる。また,両画像に共通する操作
以外の操作スイッチであっても前記計測切換器13に連
動させ、選択された画像に有効となるように設定しても
良い。また,どのキーを連動させるかは,ユーザーが適
宜設定可能としても良い。なお、ここでは,切換器によ
って選択できるようにしたが,切換器を設けずに、例え
ば、高調波画像モード(通常THIという)を使う場合
には,画像処理関連のキーは高調波画像に対して作用す
るように予め設定してあっても問題ない。また、画像処
理関連の項目として、例えば、ゲイン,TGC(深度方
向での可変ゲイン),ダイナミックレンジ,エンハン
ス,画像のグレイマップ,受波信号の帯域設定等があ
る。

【0041】ここまではB像について説明したが,次に
ドプラ計測の場合について説明する。ドプラ計測の一例
としてCFM(カラー フロー マッピング)について示
す。図9(a)にCFMの計測を基本周波数で行った画
像20を画面左側に、またハーモニック信号で行った画
像30をモニタの右側に示す。基本周波数によるCFM
画像では被検体の浅い部位から深い部位まで血流が描出
されている。しかし、ハーモニック画像30では、高調
波の信号レベルが深度と共に大きくなり、エコー深度が
ある深さを超えると信号レベルが減衰により低下し、感
度が悪くなる。このため、基本波画像20では深部まで
見えていたCFM画像が、ハーモニック画像30では途
中でS/Nが不足し、見えにくくなってしまう。

【0042】そこで、DSC9の内部または後段に基本
波でのCFM像とハーモニックCFM像とを加算して表
示する手段を設けることによって深部まで良好な血流像
が得られる。このハーモニックCFM像へ基本波CFM
像を加算した画像を図9(b)の右側へ示している。こ
の場合、加算する基本波CFM像の画像データに対しエ
コー深度に応じた係数を乗算してハーモニックCFM像
へ画素対応で加算すると良い。また、ハーモニック信号
でカラー処理した場合の特有の効果を示す場合は、勿論
基本波CFM像を加算せずにそのまま表示しても良い。
また,ハーモニック信号でのカラー処理結果を基本波B
像又はハーモニックB像に重畳しても良い。

【0043】以上説明した実施形態では、基本波画像と
ハーモニック画像とを取得するために超音波を同一ビー
ム方向へ2回送受信するため、前述のように各画像のフ
レームレートが単独画像の表示と比較して1/2とな
る。したがって、表示される画像がちらついて見にくく
なるという問題を抱えている。そこでこのフレームレー
トが低下するという問題を解決できる本発明の第二の実
施形態を説明する。図13は基本波画像とハーモニック
画像とを1ビーム方向へ1回の送受信で同時に計測する
ための送受信周波数の関係を示している。

【0044】本実施形態では、図4の#1から#nまで
のn回の超音波送受信を行う。これらの送受信に際し
て、送信時には図13(a)に示すように探触子5から
は画像化しようとしている基本波画像用の周波数fTF
ハーモニック画像用の周波数f THとを包含した広帯域の
超音波を被検体内へ送波する。そして、このエコー信号
を受信し、受信処理部8で基本周波数fTFを中心周波数
としてある帯域を持ったエコー信号と、ハーモニック画
像用周波数fRHを中心周波数としてある帯域を持ったエ
コー信号とに分離抽出する。この分離抽出は、図10に
示すように整相部7から出力された受信ビーム信号を基
本波用バンドパスフィルタ8a及び高調波用バンドパス
フィルタ8bとへ入力し、基本波用バンドパスフィルタ
8aにより基本周波数fTFを中心周波数としてある帯域
を持ったエコー信号(図13(b)参照)を抽出し、高
調波用バンドパスフィルタ8bによりハーモニック画像
用周波数fRHを中心周波数としてある帯域を持ったエコ
ー信号(図13(c)参照)を抽出することで可能であ
る。

【0045】そして、抽出された各エコー信号を信号処
理部8cへ入力し前述の画像化の前処理を行う。本実施
形態によれば、基本波用バンドパスフィルタ8aと高調
波用バンドパスフィルタ8bの通過帯域を移動または変
更することにより表示される画像の周波数特性に応じた
画質を操作者の好みに応じて変更することができる。

【0046】以上は基本波とハーモニックあるいはサブ
ハーモニックとのリアルタイム2画像同時表示に関して
述べてが、2画像表示の組み合わせはこの限りではな
く、本発明は、説明した実施例に限定されるものではな
く、その要旨を逸脱しない範囲において種々変更可能で
ある。例えば、基本波周波数による計測とハーモニック
周波数による計測のシーケンスは図2及び4に記載した
例に限らず、フレーム毎に通常のBモード計測とハーモ
ニック計測を交互に繰り返しても良い。

【0047】

【発明の効果】本発明は,基本波Bモード像とハーモニ
ックBモード像(あるいはサブハーモニック)をならべ
てリアルタイムに撮像,表示できる,さらに,各モード
毎に画質調整できるのでより診断能力を向上できる。ま
た,ドプラ信号をその両画像に自由に重畳できるので,
より診断能力が向上する。

【図面の簡単な説明】

【図1】本発明の一実施形態の超音波診断装置の構成を
示すブロック図。

【図2】本発明の超音波計測法の一実施例を示す図。

【図3】図2に示す計測法における送受信の信号の周波
数とスペクトルの関係を示す図。

【図4】超音波ビーム方向を示す図。

【図5】基本波画像とハーモニック画像の同時表示例を
示す図。

【図6】基本周波数とハーモニック周波数との関係を示
す図。

【図7】ハーモニック受信信号の深度による減衰を補償
する概念図。

【図8】装置の盤面における本発明の特徴的操作器の配
置を示す図。

【図9】本発明のCFMモードにおける画像表示例を示
す図。

【図10】1回の送受信で基本波画像とハーモニック画
像を取得するための装置構成図。

【図11】1回の送受信で基本波画像とハーモニック画
像を取得するための他の装置構成を示す図。

【図12】1回の送受信で基本波画像とハーモニック画
像を取得するためのその他の装置構成を示す図。

【図13】1回の送受信で基本波画像とハーモニック画
像を取得するための周波数とスペクトルを示す図。

【符号の説明】

5…探触子 7…整相部 8…信号処理部 9…DSC 10…表示装置 11…ドプラ処理部 12…CPU 13…計測切換部 14…基本波ゲイン設定器 15…ハーモニックゲイン設定器 16…TGC設定器 17,18…周波数設定器 20…基本波による画像 30…ハーモニックによる画像 100…被検体

Claims (11)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項1】 複数の配列された超音波振動子より被検
    体内へ超音波を送波し、前記被検体内からの反射波を前
    記超音波振動子により受波し受信ビーム信号を得るとと
    もに、この受信ビーム方向を変更して前記被検体内を走
    査して前記被検体内の断層像を得る超音波診断装置にお
    いて、受波信号の非線形成分を主に画像化する手段と,
    受波信号の基本波成分を主に画像化する手段とを備え、
    前期二つの画像化手段によって得られた二つの画像を表
    示手段の画面へ同時表示すること特徴とする超音波診断
    装置。
  2. 【請求項2】 請求項1に記載の超音波診断装置におい
    て、各画像の処理条件を個別に設定する手段を備えたこ
    とを特徴とする超音波診断装置。
  3. 【請求項3】 請求項1又は2に記載の超音波診断装置
    において、単一のビーム方向へ連続して2度の送受信を
    各送波において送波周波数を変更して行い、一方の送受
    信で受波信号の非線形成分の画像データを取得し、他方
    の送受信で基本波成分の画像データを取得する手段を備
    えたことを特徴とする超音波診断装置。
  4. 【請求項4】 請求項1乃至3に記載の超音波診断装置
    おいて、非線形成分とは送波信号に対する高調波成分
    (ハーモニック成分)であることを特徴とする超音波診
    断装置。
  5. 【請求項5】 請求項4に記載の超音波診断装置におい
    て、非線形成分とは、送波された超音波が被検体内の組
    織を伝達することで生じた高調波成分と前記被検体内へ
    投与された超音波造影剤によって生じた高調波成分のど
    ちらか、または両方であることを特徴とする超音波診断
    装置。
  6. 【請求項6】 請求項1乃至4に記載の超音波診断装置
    において、非線形成分とは、前記被検体内へ投与された
    超音波造影剤によって生じた受波信号の基本波成分の1
    /2の周波数成分(サブハーモニック成分)であること
    を特徴とする超音波診断装置。
  7. 【請求項7】 請求項1乃至6に記載の超音波診断装置
    において,基本波画像を得るための送波周波数をfTF
    高調波画像を得る送波周波数をfTH、その際の高調波の
    受波周波数をfRHとした場合, fTH≦fTF≦fRH とすることを特徴とする超音波診断装置。
  8. 【請求項8】 請求項7に記載の超音波診断装置におい
    て、fTH=fTFとし,一回の走査で高調波成分と基本波
    成分の画像を得ることを特徴とする超音波診断装置。
  9. 【請求項9】 請求項1乃至8に記載の超音波診断装置
    において、前記二つの画像は深度方向で処理周波数を低
    周波にシフトしていくことを特徴とする超音波診断装
    置。
  10. 【請求項10】 複数の配列された超音波振動子より被
    検体内へ超音波を送波し、前記被検体内からの反射波を
    前記超音波振動子により受波し受信ビーム信号を得ると
    ともに、この受信ビーム方向を変更して前記被検体内を
    走査して前記被検体内の断層像を得る超音波診断装置に
    おいて、受波信号の1/2の周波数成分(サブハーモニ
    ック)を主に画像化する手段と、受波信号の送波周波数
    とほぼ同じ基本波成分を主に画像化する手段とを具備
    し、前記二つの画像を並べて表示するとともに前記二つ
    の画像の画質調整を独自に行う手段を有することを特徴
    とする超音波診断装置。
  11. 【請求項11】 請求項1乃至10に記載の超音波診断
    装置において、二つのモードでそれぞれカラードプラ
    (CFM),パワードプラ,パルスドプラの血流処理を
    することを特徴とする超音波診断装置。
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Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002330964A (ja) * 2001-04-25 2002-11-19 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波診断装置
JP2005128018A (ja) * 2003-10-24 2005-05-19 General Electric Co <Ge> 初期機械的破損を判定するための検査方法及び装置
JP2005245503A (ja) * 2004-03-01 2005-09-15 Toshiba Corp 超音波診断装置、画像表示装置及び画像表示方法
WO2010001443A1 (ja) * 2008-07-04 2010-01-07 株式会社島津製作所 超音波診断装置
KR101312312B1 (ko) 2011-09-09 2013-09-27 서강대학교산학협력단 비선형 특성을 이용한 초음파영상 처리방법 및 초음파영상 처리장치
EP2645122A1 (en) * 2009-05-27 2013-10-02 Canon Kabushiki Kaisha Ultrasound imaging measurement apparatus using adaptive data reduction
JP2016528934A (ja) * 2014-01-30 2016-09-23 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. 超音波を使用するガスポケットを検出するための方法及び装置

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08182680A (ja) * 1994-12-28 1996-07-16 Toshiba Corp 超音波診断装置
JPH09201359A (ja) * 1996-01-29 1997-08-05 Toshiba Corp 超音波診断装置
WO1999027858A1 (en) * 1997-11-28 1999-06-10 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic diagnosis device
JPH11244284A (ja) * 1998-03-05 1999-09-14 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd 超音波撮像方法および装置
JPH11253449A (ja) * 1998-03-12 1999-09-21 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd 超音波撮像方法および装置並びにマイクロバルーン造影剤
JPH11290318A (ja) * 1998-04-10 1999-10-26 Toshiba Corp 超音波診断装置

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08182680A (ja) * 1994-12-28 1996-07-16 Toshiba Corp 超音波診断装置
JPH09201359A (ja) * 1996-01-29 1997-08-05 Toshiba Corp 超音波診断装置
WO1999027858A1 (en) * 1997-11-28 1999-06-10 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic diagnosis device
JPH11244284A (ja) * 1998-03-05 1999-09-14 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd 超音波撮像方法および装置
JPH11253449A (ja) * 1998-03-12 1999-09-21 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd 超音波撮像方法および装置並びにマイクロバルーン造影剤
JPH11290318A (ja) * 1998-04-10 1999-10-26 Toshiba Corp 超音波診断装置

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002330964A (ja) * 2001-04-25 2002-11-19 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 超音波診断装置
JP2005128018A (ja) * 2003-10-24 2005-05-19 General Electric Co <Ge> 初期機械的破損を判定するための検査方法及び装置
JP4648676B2 (ja) * 2003-10-24 2011-03-09 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイGeneral Electric Company 初期機械的破損を判定するための検査方法及び装置
JP2005245503A (ja) * 2004-03-01 2005-09-15 Toshiba Corp 超音波診断装置、画像表示装置及び画像表示方法
WO2010001443A1 (ja) * 2008-07-04 2010-01-07 株式会社島津製作所 超音波診断装置
EP2645122A1 (en) * 2009-05-27 2013-10-02 Canon Kabushiki Kaisha Ultrasound imaging measurement apparatus using adaptive data reduction
KR101312312B1 (ko) 2011-09-09 2013-09-27 서강대학교산학협력단 비선형 특성을 이용한 초음파영상 처리방법 및 초음파영상 처리장치
JP2016528934A (ja) * 2014-01-30 2016-09-23 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. 超音波を使用するガスポケットを検出するための方法及び装置

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