JP2001327492A - 超音波診断装置 - Google Patents

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ｆ_TF、ハーモニック画像を得る送波周波数を
ｆ_TH、その際のハーモニックの受波周波数をｆ_RHとした
場合、 ｆ_TF≦ｆ_TH≦ｆ_RH 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ｆ_TF、高調波画像を得る送波周波数を
ｆ_TH、その際の高調波の受波周波数をｆ_RHとした場合， ｆ_TH≦ｆ_TF≦ｆ_RH 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ｆ_TFと高調波画像を得る送波周波数ｆ_TH
との関係をｆ_TH＝ｆ_TF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ｆ_TFに設定し、受信系も基本
周波数ｆ_TF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ｆ_TF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ｆ_TF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ｆ_TFをほぼ中心周波数としたエコー信
号の他に、周波数ｆ_TF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ｆ_TF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ｆ_TFの
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ｆ_TH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ｆ_TF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ｆ_THをほぼ中心
周波数とするエコー信号の他に、周波数ｆ_TH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（ｆ_RH＝２ｆ_TH）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ｆ_TFと
周波数ｆ_TH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ｆ_TFに
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ｆ_THに、受
信系をハーモニックイメージング用受波周波数ｆ_RH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ｆ_TFと、ハ
ーモニックイメージング用送波周波数ｆ_THと、ハーモニ
ックイメージング用受波周波数ｆ_RHとの関係を、 ｆ_TH≦ｆ_TF≦ｆ_RH…（１） とする。

【００３３】基本波Ｂモードの送波周波数ｆ_TFをハーモ
ニックＢモードの受波周波数ｆ_RH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ｆ_TFを
ハーモニックＢモードの受波周波数ｆ_RHより低くハーモ
ニックの送波周波数ｆ_TH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ｆ_TF
を，ハーモニックＢモードの送波周波数ｆ_TH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ｆ_TH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ｆ_TFとハーモニックＢモードの送波周波数ｆ_TH、受波
周波数ｆ_RH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Ｇｆ_RH＝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ｆ_TFと
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ｆ_TF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ｆ_RH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ｆ_TF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ｆ_RH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ｆ_TF、
   高調波画像を得る送波周波数をｆ_TH、その際の高調波の
   受波周波数をｆ_RHとした場合， ｆ_TH≦ｆ_TF≦ｆ_RH 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、ｆ_TH＝ｆ_TF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。