JP2003135467A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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-
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/48—Diagnostic techniques
- A61B8/481—Diagnostic techniques involving the use of contrast agent, e.g. microbubbles introduced into the bloodstream
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
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-
- G—PHYSICS
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-
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Abstract
(57)【要約】
【課題】本発明の目的は、超音波診断装置において、造
影エコーを効果的に映像化することにある。 【解決手段】本発明による超音波診断装置は、血液中に
造影剤を注入された被検体に互いに極性反転している波
形で超音波を少なくとも２レートで送受信する送受信ユ
ニット１５と、送受信ユニットから出力される少なくと
も２レートの受信信号を加算する加算回路２１と、加算
回路から出力される加算信号に含まれるハーモニックエ
コー成分を減衰するエコーフィルタ２２と、フィルタか
らの出力信号に基づいて画像データを生成する表示ユニ
ット１８とを具備する。
影エコーを効果的に映像化することにある。 【解決手段】本発明による超音波診断装置は、血液中に
造影剤を注入された被検体に互いに極性反転している波
形で超音波を少なくとも２レートで送受信する送受信ユ
ニット１５と、送受信ユニットから出力される少なくと
も２レートの受信信号を加算する加算回路２１と、加算
回路から出力される加算信号に含まれるハーモニックエ
コー成分を減衰するエコーフィルタ２２と、フィルタか
らの出力信号に基づいて画像データを生成する表示ユニ
ット１８とを具備する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、超音波診断装置に
係り、特に造影剤映像化技術に関する。
係り、特に造影剤映像化技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波診断に用いられる造影剤（微小気
泡）は、超音波照射により破壊され、照射音圧が高いほ
ど破壊されやすい。造影効果を継続させるためには、音
圧を下げて造影剤の破壊を抑制する等の工夫がなされて
いる。
泡）は、超音波照射により破壊され、照射音圧が高いほ
ど破壊されやすい。造影効果を継続させるためには、音
圧を下げて造影剤の破壊を抑制する等の工夫がなされて
いる。
【０００３】ところで超音波が造影剤に当たると、造影
剤は非線形挙動を示す。それによりセカンドハーモニッ
ク成分（２次高調波成分）が発生される。そのセカンド
ハーモニックエコー成分により造影剤に由来するエコー
成分（造影エコー成分という）を映像化することができ
る。この技術は、セカンドハーモニック法と呼ばれてい
る。
剤は非線形挙動を示す。それによりセカンドハーモニッ
ク成分（２次高調波成分）が発生される。そのセカンド
ハーモニックエコー成分により造影剤に由来するエコー
成分（造影エコー成分という）を映像化することができ
る。この技術は、セカンドハーモニック法と呼ばれてい
る。
【０００４】図１５に、受信信号の成分スペクトルを示
している。受信信号には、造影エコー成分と、基本波エ
コー成分と、組織ハーモニックエコー成分とが含まれ
る。造影検査では、主に造影エコー成分の映像化に重点
が置かれている。上記セカンドハーモニック法では、基
本波周波数ｆ０の２倍の周波数を中心とした帯域が抽出
される。
している。受信信号には、造影エコー成分と、基本波エ
コー成分と、組織ハーモニックエコー成分とが含まれ
る。造影検査では、主に造影エコー成分の映像化に重点
が置かれている。上記セカンドハーモニック法では、基
本波周波数ｆ０の２倍の周波数を中心とした帯域が抽出
される。
【０００５】しかしこの帯域には、造影エコー成分の他
に、組織の非線形伝搬により発生する組織ハーモニック
エコー成分と、基本波エコーのセカンドハーモニック帯
域への漏れ成分とが比較的高い割合で含まれる。
に、組織の非線形伝搬により発生する組織ハーモニック
エコー成分と、基本波エコーのセカンドハーモニック帯
域への漏れ成分とが比較的高い割合で含まれる。
【０００６】従って、造影エコー成分がこれら組織ハー
モニックエコー成分と基本波エコー成分とに埋もれてし
まい、造影エコー成分の視認性を下げて、それを効果的
に映像化することが困難な場合がある。
モニックエコー成分と基本波エコー成分とに埋もれてし
まい、造影エコー成分の視認性を下げて、それを効果的
に映像化することが困難な場合がある。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、超音
波診断装置において、基本波エコー成分及びハーモニッ
クエコー成分に埋もれることなく、造影エコーをその視
認性を高めて効果的に映像化することにある。
波診断装置において、基本波エコー成分及びハーモニッ
クエコー成分に埋もれることなく、造影エコーをその視
認性を高めて効果的に映像化することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】本発明による超音波診断
装置は、血液中に造影剤を注入された被検体に互いに極
性反転している波形で超音波を少なくとも２レートで送
受信する送受信ユニットと、前記送受信ユニットから出
力される少なくとも２レートの受信信号を加算する加算
回路と、前記加算回路から出力される加算信号に含まれ
る前記超音波の基本周波数の整数倍を中心としたハーモ
ニック帯域の成分を減衰するフィルタと、前記フィルタ
からの出力信号に基づいて第１画像データを生成するユ
ニットとを具備する。本発明は、血液中に造影剤を注入
された被検体に略同一波形で超音波を少なくとも２レー
トで送受信する送受信ユニットと、前記送受信ユニット
から出力される少なくとも２レートの受信信号を減算す
る減算回路と、前記減算回路から出力される減算信号に
含まれる前記超音波の基本周波数の整数倍を中心とした
ハーモニック帯域の成分を減衰するフィルタと、前記フ
ィルタからの出力信号に基づいて第１画像データを生成
するユニットとを具備する。本発明は、血液中に造影剤
を注入された被検体に超音波を少なくとも２レートで送
受信する送受信ユニットと、前記送受信ユニットから出
力される少なくとも２レートの受信信号を使って固定エ
コーを除去するＭＴＩフィルタと、前記ＭＴＩフィルタ
からの出力信号に含まれる前記超音波の基本周波数の整
数倍を中心としたハーモニック帯域の成分を減衰するフ
ィルタと、前記フィルタからの出力信号に基づいて第１
画像データを生成するユニットとを具備する。
装置は、血液中に造影剤を注入された被検体に互いに極
性反転している波形で超音波を少なくとも２レートで送
受信する送受信ユニットと、前記送受信ユニットから出
力される少なくとも２レートの受信信号を加算する加算
回路と、前記加算回路から出力される加算信号に含まれ
る前記超音波の基本周波数の整数倍を中心としたハーモ
ニック帯域の成分を減衰するフィルタと、前記フィルタ
からの出力信号に基づいて第１画像データを生成するユ
ニットとを具備する。本発明は、血液中に造影剤を注入
された被検体に略同一波形で超音波を少なくとも２レー
トで送受信する送受信ユニットと、前記送受信ユニット
から出力される少なくとも２レートの受信信号を減算す
る減算回路と、前記減算回路から出力される減算信号に
含まれる前記超音波の基本周波数の整数倍を中心とした
ハーモニック帯域の成分を減衰するフィルタと、前記フ
ィルタからの出力信号に基づいて第１画像データを生成
するユニットとを具備する。本発明は、血液中に造影剤
を注入された被検体に超音波を少なくとも２レートで送
受信する送受信ユニットと、前記送受信ユニットから出
力される少なくとも２レートの受信信号を使って固定エ
コーを除去するＭＴＩフィルタと、前記ＭＴＩフィルタ
からの出力信号に含まれる前記超音波の基本周波数の整
数倍を中心としたハーモニック帯域の成分を減衰するフ
ィルタと、前記フィルタからの出力信号に基づいて第１
画像データを生成するユニットとを具備する。
【０００９】
【発明の実施形態】以下、本発明の実施形態について図
面を参照しながら説明する。なお、本実施形態では、造
影検査を対象としており、その造影検査では、被検体の
血液中に注入された微小気泡を主成分とする造影剤が注
入される。この造影剤としては、後述する造影エコーが
比較的ブロードで発生するタイプの採用が好ましい。そ
の種の造影剤としては、例えば、レボビスト（Schering
corp.社）、ソノビュー（BRACO corp.社）、ソナゾイ
ド（NYCOMRD corp.社）があげられる。図１に、本実施
形態に係る超音波診断装置の構成を示している。１１
は、一次元または二次元的に配列された典型的には圧電
効果を有する複数の振動素子（電気／音響変換素子）を
備えた超音波プローブであり、図示しないコネクタを介
して、ホストＣＰＵ１４を中心として構成された装置本
体１２に装着される。なお、１つ又は近隣の数個の振動
素子は、１つのチャンネルを構成している。ここでは１
つ振動素子が１つのチャンネルを構成するものと仮定す
る。この超音波プローブ１１の各振動素子には、パルサ
／プリアンプユニット１５から、基本周波数（ｆ０）を
中心として比較的狭帯域の送信信号（電圧パルス）が印
加される。振動素子は、その電気的な振動を機械的な振
動に変換する。これにより振動素子から基本周波数ｆ０
を中心として超音波が発生する。パルサ／プリアンプユ
ニット１５は、送信信号の印加タイミングに関して、チ
ャンネル間で時間差を与える。この時間差（遅延時間）
は、複数の振動素子から発生した超音波を集束するとと
もに、その集束超音波を偏向するために設けられてい
る。この遅延時間を変化することにより、焦点距離及び
偏向角（送信方位）を任意に変化することが可能であ
る。
面を参照しながら説明する。なお、本実施形態では、造
影検査を対象としており、その造影検査では、被検体の
血液中に注入された微小気泡を主成分とする造影剤が注
入される。この造影剤としては、後述する造影エコーが
比較的ブロードで発生するタイプの採用が好ましい。そ
の種の造影剤としては、例えば、レボビスト（Schering
corp.社）、ソノビュー（BRACO corp.社）、ソナゾイ
ド（NYCOMRD corp.社）があげられる。図１に、本実施
形態に係る超音波診断装置の構成を示している。１１
は、一次元または二次元的に配列された典型的には圧電
効果を有する複数の振動素子（電気／音響変換素子）を
備えた超音波プローブであり、図示しないコネクタを介
して、ホストＣＰＵ１４を中心として構成された装置本
体１２に装着される。なお、１つ又は近隣の数個の振動
素子は、１つのチャンネルを構成している。ここでは１
つ振動素子が１つのチャンネルを構成するものと仮定す
る。この超音波プローブ１１の各振動素子には、パルサ
／プリアンプユニット１５から、基本周波数（ｆ０）を
中心として比較的狭帯域の送信信号（電圧パルス）が印
加される。振動素子は、その電気的な振動を機械的な振
動に変換する。これにより振動素子から基本周波数ｆ０
を中心として超音波が発生する。パルサ／プリアンプユ
ニット１５は、送信信号の印加タイミングに関して、チ
ャンネル間で時間差を与える。この時間差（遅延時間）
は、複数の振動素子から発生した超音波を集束するとと
もに、その集束超音波を偏向するために設けられてい
る。この遅延時間を変化することにより、焦点距離及び
偏向角（送信方位）を任意に変化することが可能であ
る。
【００１０】送信された超音波は、エコーとしてプロー
ブ１１に返ってきて、各振動素子で電気的信号に変換さ
れる。このエコーには、主に基本波が組織境界に当たり
その散乱により生じる基本波エコー成分と、やはり基本
波が組織中を非線形に伝搬するのに由来する組織ハーモ
ニックエコー成分と、そして被検体の血液中に注入され
た微小気泡を主成分とする造影剤に由来する造影エコー
成分とが含まれる。
ブ１１に返ってきて、各振動素子で電気的信号に変換さ
れる。このエコーには、主に基本波が組織境界に当たり
その散乱により生じる基本波エコー成分と、やはり基本
波が組織中を非線形に伝搬するのに由来する組織ハーモ
ニックエコー成分と、そして被検体の血液中に注入され
た微小気泡を主成分とする造影剤に由来する造影エコー
成分とが含まれる。
【００１１】振動素子で変換された電気的信号は、パル
サ／プリアンプユニット１５、受信遅延回路１６を経由
して、受信信号として検波ユニット１９に送られて直交
検波処理を施された後、造影エコー抽出ユニット１７に
送られる。検波ユニット１９と造影エコー抽出ユニット
１７との信号処理の順序は逆になっても良い。
サ／プリアンプユニット１５、受信遅延回路１６を経由
して、受信信号として検波ユニット１９に送られて直交
検波処理を施された後、造影エコー抽出ユニット１７に
送られる。検波ユニット１９と造影エコー抽出ユニット
１７との信号処理の順序は逆になっても良い。
【００１２】受信遅延回路１６は、受信の際のビームフ
ォーミング（整相加算処理）を行い、超音波ビームの方
向・集束を制御するためのものであり、複数のビームを
形成し並列同時受信をするために複数の回路セットから
構成されていても良い。受信信号は、信号処理に適した
サンプリング周波数でサンプリングされ、ディジタル信
号に変換され、そしてビーム形成される。
ォーミング（整相加算処理）を行い、超音波ビームの方
向・集束を制御するためのものであり、複数のビームを
形成し並列同時受信をするために複数の回路セットから
構成されていても良い。受信信号は、信号処理に適した
サンプリング周波数でサンプリングされ、ディジタル信
号に変換され、そしてビーム形成される。
【００１３】検波ユニット１９は、受信信号に９０度位
相のずれたリファレンス周波数の信号をそれぞれ乗じて
直交検波を行い、Ｉ、Ｑ信号を得る。この時、Ｉ，Ｑ信
号は受信信号からリファレンス周波数を減じた周波数の
信号となる。リファレンス周波数は、一般的に超音波画
像を生成する帯域の中心の周波数に設定すれば良い。
相のずれたリファレンス周波数の信号をそれぞれ乗じて
直交検波を行い、Ｉ、Ｑ信号を得る。この時、Ｉ，Ｑ信
号は受信信号からリファレンス周波数を減じた周波数の
信号となる。リファレンス周波数は、一般的に超音波画
像を生成する帯域の中心の周波数に設定すれば良い。
【００１４】造影エコー抽出ユニット１７は、直交検波
後の受信信号（Ｉ，Ｑ信号）から、基本波エコー成分と
組織ハーモニックエコー成分（両性分を合わせて組織エ
コー成分と称する）とに比べて、成分比の高いつまり造
影エコー成分が支配的な帯域の成分を抽出する。造影エ
コー抽出ユニット１７で抽出された成分に基づいて表示
ユニット１８で超音波画像データが生成される。その画
像データは、モニタ１３に表示される。
後の受信信号（Ｉ，Ｑ信号）から、基本波エコー成分と
組織ハーモニックエコー成分（両性分を合わせて組織エ
コー成分と称する）とに比べて、成分比の高いつまり造
影エコー成分が支配的な帯域の成分を抽出する。造影エ
コー抽出ユニット１７で抽出された成分に基づいて表示
ユニット１８で超音波画像データが生成される。その画
像データは、モニタ１３に表示される。
【００１５】本実施形態で特徴的なのは、受信信号か
ら、造影エコー成分が支配的な帯域の成分を抽出するこ
とにある。基本波エコー成分及びハーモニックエコー成
分に埋もれることなく、造影エコーをその視認性を高め
て効果的に映像化することを実現する。この特徴的な部
分について以下に説明する。本実施形態では、造影エコ
ー成分が支配的な帯域の成分を抽出するための処理態様
として３種類のモードを提供する。これら３種類のモー
ドは、操作者の選択指示に従ってＣＰＵ１４の制御のも
とで切り換え可能である。以下に順番に説明する。
ら、造影エコー成分が支配的な帯域の成分を抽出するこ
とにある。基本波エコー成分及びハーモニックエコー成
分に埋もれることなく、造影エコーをその視認性を高め
て効果的に映像化することを実現する。この特徴的な部
分について以下に説明する。本実施形態では、造影エコ
ー成分が支配的な帯域の成分を抽出するための処理態様
として３種類のモードを提供する。これら３種類のモー
ドは、操作者の選択指示に従ってＣＰＵ１４の制御のも
とで切り換え可能である。以下に順番に説明する。
【００１６】（フェーズインバージョン法）まず、送信
信号としては、基本周波数ｆ０を中心とした比較的狭帯
域に帯域制限され、送信漏れの少ない信号（基本波成分
以外の周波数成分が少ない信号）を用いる。そのために
効果的なのは、リニアアンプ駆動で送信信号を発生させ
ることであり、または一般的なスイッチングパルサであ
っても、デューティー比変調技術の採用である。図２
（ａ）に、バースト波数を６としてデューティー比変調
を受けた送信信号の時間波形を示し、図２（ｂ）にその
周波数スペクトルを示している。狭帯域送信を行うた
め、バースト波数は、４から８位にするのが好ましく、
本実施の形態ではバースト波数を６にしている。このよ
うに比較的狭帯域で送信漏れの少ない送信を行うことに
より、超音波エコーに含まれる基本波成分と組織による
ハーモニック成分の重畳が少なくなるため、造影剤によ
り生じた基本波成分とハーモニック成分の間の周波数成
分を良好に抽出することができる。フェーズインバージ
ョン法では、この帯域制限された送信信号を、少なくと
も２レートで発生する。また、送信信号の極性は、レー
ト間では互いに反転される（互いに１８０°位相がずれ
ている）。基本波エコーは、その送信極性に応じた極性
で発生し、ハーモニックエコー成分はその送信極性に関
わらず同極性で発生する。これはハーモニックエコー成
分が、周知の通り、非線形現象は、基本波の二乗として
近似され得ることを理由としている。基本波を、ａ(t)s
inωｔと表すと、非線形性は、（ａ(t)sinωｔ）２ と
して近似される。従って、ハーモニックエコー成分は、
正負の両レートでともに正極で生じ、逆に、基本波エコ
ー成分は送信極性に依存して正負反転して発生する。図
４（ａ）は正極性レートの受信信号のスペクトルであ
り、図４（ｂ）は負極性レートの受信信号のスペクトル
を示している。造影エコー成分と組織ハーモニックエコ
ー成分は両レートで正極性で発生し、基本波エコー成分
は１レート目（正極性レート）では正極性で発生し、２
レート目（負極性レート）では負極性で発生する。
信号としては、基本周波数ｆ０を中心とした比較的狭帯
域に帯域制限され、送信漏れの少ない信号（基本波成分
以外の周波数成分が少ない信号）を用いる。そのために
効果的なのは、リニアアンプ駆動で送信信号を発生させ
ることであり、または一般的なスイッチングパルサであ
っても、デューティー比変調技術の採用である。図２
（ａ）に、バースト波数を６としてデューティー比変調
を受けた送信信号の時間波形を示し、図２（ｂ）にその
周波数スペクトルを示している。狭帯域送信を行うた
め、バースト波数は、４から８位にするのが好ましく、
本実施の形態ではバースト波数を６にしている。このよ
うに比較的狭帯域で送信漏れの少ない送信を行うことに
より、超音波エコーに含まれる基本波成分と組織による
ハーモニック成分の重畳が少なくなるため、造影剤によ
り生じた基本波成分とハーモニック成分の間の周波数成
分を良好に抽出することができる。フェーズインバージ
ョン法では、この帯域制限された送信信号を、少なくと
も２レートで発生する。また、送信信号の極性は、レー
ト間では互いに反転される（互いに１８０°位相がずれ
ている）。基本波エコーは、その送信極性に応じた極性
で発生し、ハーモニックエコー成分はその送信極性に関
わらず同極性で発生する。これはハーモニックエコー成
分が、周知の通り、非線形現象は、基本波の二乗として
近似され得ることを理由としている。基本波を、ａ(t)s
inωｔと表すと、非線形性は、（ａ(t)sinωｔ）２ と
して近似される。従って、ハーモニックエコー成分は、
正負の両レートでともに正極で生じ、逆に、基本波エコ
ー成分は送信極性に依存して正負反転して発生する。図
４（ａ）は正極性レートの受信信号のスペクトルであ
り、図４（ｂ）は負極性レートの受信信号のスペクトル
を示している。造影エコー成分と組織ハーモニックエコ
ー成分は両レートで正極性で発生し、基本波エコー成分
は１レート目（正極性レート）では正極性で発生し、２
レート目（負極性レート）では負極性で発生する。
【００１７】図３には、フェーズインバージョン法に対
応した造影エコー抽出ユニット１７の構成例を示してい
る。上述したように、組織ハーモニックエコー成分は両
レートで正極性で発生し、基本波エコー成分は正負両極
性で発生するので、１レート目の受信信号と２レート目
の受信信号を加算回路２１で加算することにより、原理
的に基本波エコー成分は除去され、造影エコー成分と組
織ハーモニックエコー成分は残る。
応した造影エコー抽出ユニット１７の構成例を示してい
る。上述したように、組織ハーモニックエコー成分は両
レートで正極性で発生し、基本波エコー成分は正負両極
性で発生するので、１レート目の受信信号と２レート目
の受信信号を加算回路２１で加算することにより、原理
的に基本波エコー成分は除去され、造影エコー成分と組
織ハーモニックエコー成分は残る。
【００１８】図５に、加算回路２１の出力信号（加算信
号）の周波数スペクトルを示している。上述にように、
基本波エコー成分が除去されるのはあくまで原理的で有
り、実際には、組織の動きによって、基本波エコー成分
の一部が残留する。しかし、図１５のスペクトルと比較
すると分かるとおり、残留基本波エコー成分は充分減衰
される。
号）の周波数スペクトルを示している。上述にように、
基本波エコー成分が除去されるのはあくまで原理的で有
り、実際には、組織の動きによって、基本波エコー成分
の一部が残留する。しかし、図１５のスペクトルと比較
すると分かるとおり、残留基本波エコー成分は充分減衰
される。
【００１９】加算回路２１の出力信号は、エコーフィル
タ２２に供給される。エコーフィルタ２２は、ＣＰＵ１
４の制御下にある複素ディジタルフィルタで構成され、
フィルタ特性は、操作者の指示に従ってフィルタ係数を
変えることにより任意に変化する。具体的には、フィル
タ係数を超音波診断装置の映像モード毎に予め設定して
おき、操作者が映像モードを選択した時に、その映像モ
ードに対応したフィルタ係数に変わるようにすれば良
い。ここでは主な３種類のフィルタ特性を説明する。ま
ず、第１のフィルタ特性では、図５に示すように、基本
周波数の２倍の２・ｆ０を中心とした帯域（組織ハーモ
ニックエコー成分が支配的な帯域：ＴＨＩ帯域という）
を減衰帯域としている。その前後の帯域は、全て通過す
る。尚、直交検波処理後の受信信号はリファレンス周波
数分周波数がずれた信号となっているため、直交検波後
の受信信号にフィルタ処理を行う場合はフィルタ特性を
検波後の周波数特性に合わせたものにする必要がある
が、ここでは説明を分かりやすくするため直交検波処理
前の受信信号の周波数を基準にして説明を行うものとす
る。
タ２２に供給される。エコーフィルタ２２は、ＣＰＵ１
４の制御下にある複素ディジタルフィルタで構成され、
フィルタ特性は、操作者の指示に従ってフィルタ係数を
変えることにより任意に変化する。具体的には、フィル
タ係数を超音波診断装置の映像モード毎に予め設定して
おき、操作者が映像モードを選択した時に、その映像モ
ードに対応したフィルタ係数に変わるようにすれば良
い。ここでは主な３種類のフィルタ特性を説明する。ま
ず、第１のフィルタ特性では、図５に示すように、基本
周波数の２倍の２・ｆ０を中心とした帯域（組織ハーモ
ニックエコー成分が支配的な帯域：ＴＨＩ帯域という）
を減衰帯域としている。その前後の帯域は、全て通過す
る。尚、直交検波処理後の受信信号はリファレンス周波
数分周波数がずれた信号となっているため、直交検波後
の受信信号にフィルタ処理を行う場合はフィルタ特性を
検波後の周波数特性に合わせたものにする必要がある
が、ここでは説明を分かりやすくするため直交検波処理
前の受信信号の周波数を基準にして説明を行うものとす
る。
【００２０】この第１のフィルタ特性は、主に腹部検査
で有効とされる。腹部は体動が比較的少なく、従って残
留基本波エコー成分が比較的少ないことをその理由とす
る。
で有効とされる。腹部は体動が比較的少なく、従って残
留基本波エコー成分が比較的少ないことをその理由とす
る。
【００２１】第１のフィルタ特性で動作するエコーフィ
ルタ２２によりＴＨＩ帯域の成分が減衰された受信信号
は、造影エコー成分が支配的である。従って、その信号
に基づいて画像データを生成することにより、基本波エ
コー成分及びハーモニックエコー成分に埋もれることな
く、造影エコーをその視認性を高めて効果的に映像化す
ることができる。
ルタ２２によりＴＨＩ帯域の成分が減衰された受信信号
は、造影エコー成分が支配的である。従って、その信号
に基づいて画像データを生成することにより、基本波エ
コー成分及びハーモニックエコー成分に埋もれることな
く、造影エコーをその視認性を高めて効果的に映像化す
ることができる。
【００２２】なお、上述のように、循環器では体動が比
較的大きく、従って残留基本波エコー成分が比較的多く
発生する。この場合、第１のフィルタ特性では、造影エ
コーを効果的に映像化することが困難なことがある。こ
の場合に効果的なのが、第２のフィルタ特性である。
較的大きく、従って残留基本波エコー成分が比較的多く
発生する。この場合、第１のフィルタ特性では、造影エ
コーを効果的に映像化することが困難なことがある。こ
の場合に効果的なのが、第２のフィルタ特性である。
【００２３】図６には、第２のフィルタ特性を示してい
る。第２のフィルタ特性では、基本周波数の２倍の２・
ｆ０を中心としたＴＨＩ帯域とともに、基本周波数ｆ０
を中心とした基本波帯域を減衰帯域としている。ＴＨＩ
帯域と基本波帯域との間の帯域＃１、そして基本波帯域
に対して低周波数側に隣接する帯域＃２、さらにＴＨＩ
帯域に対して高周波数側に隣接する帯域＃３は、通過帯
域である。
る。第２のフィルタ特性では、基本周波数の２倍の２・
ｆ０を中心としたＴＨＩ帯域とともに、基本周波数ｆ０
を中心とした基本波帯域を減衰帯域としている。ＴＨＩ
帯域と基本波帯域との間の帯域＃１、そして基本波帯域
に対して低周波数側に隣接する帯域＃２、さらにＴＨＩ
帯域に対して高周波数側に隣接する帯域＃３は、通過帯
域である。
【００２４】第２のフィルタ特性で動作するエコーフィ
ルタ２２によりＴＨＩ帯域の成分と基本波帯域の成分と
が減衰された受信信号は、造影エコー成分の支配傾向は
さらに高まっている。従って、その信号に基づいて画像
データを生成することにより、循環器検査であっても、
基本波エコー成分及びハーモニックエコー成分に埋もれ
ることなく、造影エコーを効果的に映像化することが可
能となる。
ルタ２２によりＴＨＩ帯域の成分と基本波帯域の成分と
が減衰された受信信号は、造影エコー成分の支配傾向は
さらに高まっている。従って、その信号に基づいて画像
データを生成することにより、循環器検査であっても、
基本波エコー成分及びハーモニックエコー成分に埋もれ
ることなく、造影エコーを効果的に映像化することが可
能となる。
【００２５】なお、第２のフィルタ特性では、離散的な
３つの帯域＃１、＃２、＃３が通過帯域であり、その中
で造影エコーの支配傾向が最も高いのが、ＴＨＩ帯域と
基本波帯域との間の帯域＃１である。両端の２つの帯域
＃２、＃３を除き、帯域＃１だけを映像化することが好
ましい場合もある。この場合には第３のフィルタ特性が
提供される。
３つの帯域＃１、＃２、＃３が通過帯域であり、その中
で造影エコーの支配傾向が最も高いのが、ＴＨＩ帯域と
基本波帯域との間の帯域＃１である。両端の２つの帯域
＃２、＃３を除き、帯域＃１だけを映像化することが好
ましい場合もある。この場合には第３のフィルタ特性が
提供される。
【００２６】フィルタ係数設計・実装の容易性から１つ
の帯域を映像化することが現実的であり、例として帯域
＃１を映像化する場合について説明する。図７には、第
３のフィルタ特性を示している。第３のフィルタ特性で
は、ＴＨＩ帯域と、基本波帯域との間の帯域＃１だけ
が、通過帯域とされ、他の帯域の成分は、減衰される。
第３のフィルタ特性で動作するエコーフィルタ２２によ
り帯域＃１の成分だけが抽出された受信信号は、帯域＃
２に比べて高周波なので方位分解能が高く、又、帯域＃
３にひかくして低周波なのでペネトレーションが良い。
従って、その信号に基づいて画像データを生成すること
により、基本波エコー成分及びハーモニックエコー成分
に埋もれることなく、造影エコーを最も効果的に映像化
することが可能となる。
の帯域を映像化することが現実的であり、例として帯域
＃１を映像化する場合について説明する。図７には、第
３のフィルタ特性を示している。第３のフィルタ特性で
は、ＴＨＩ帯域と、基本波帯域との間の帯域＃１だけ
が、通過帯域とされ、他の帯域の成分は、減衰される。
第３のフィルタ特性で動作するエコーフィルタ２２によ
り帯域＃１の成分だけが抽出された受信信号は、帯域＃
２に比べて高周波なので方位分解能が高く、又、帯域＃
３にひかくして低周波なのでペネトレーションが良い。
従って、その信号に基づいて画像データを生成すること
により、基本波エコー成分及びハーモニックエコー成分
に埋もれることなく、造影エコーを最も効果的に映像化
することが可能となる。
【００２７】（サブトラクション法）まず、送信信号
は、フェーズインバージョン法と同様に、リニアアンプ
駆動またはスイッチングパルサであっても、デューティ
ー比変調技術の採用により基本周波数ｆ０を中心とした
比較的狭帯域に帯域制限される。
は、フェーズインバージョン法と同様に、リニアアンプ
駆動またはスイッチングパルサであっても、デューティ
ー比変調技術の採用により基本周波数ｆ０を中心とした
比較的狭帯域に帯域制限される。
【００２８】サブトラクション法でも、フェーズインバ
ージョン法と同様に、この帯域制限された送信信号を、
少なくとも２レートで発生する。しかし、サブトラクシ
ョン法では、フェーズインバージョン法と異なり、レー
ト間で送信信号は同一極性で発生される。従って、図８
（ａ）、図８（ｂ）に示すように、基本波エコー、組織
ハーモニックエコー成分、造影エコー成分は共に正極性
で発生する。
ージョン法と同様に、この帯域制限された送信信号を、
少なくとも２レートで発生する。しかし、サブトラクシ
ョン法では、フェーズインバージョン法と異なり、レー
ト間で送信信号は同一極性で発生される。従って、図８
（ａ）、図８（ｂ）に示すように、基本波エコー、組織
ハーモニックエコー成分、造影エコー成分は共に正極性
で発生する。
【００２９】図９には、サブトラクション法に対応した
造影エコー抽出ユニット１７の構成例を示している。上
述したように基本波エコー、組織ハーモニックエコー成
分、造影エコー成分は共に正極性で発生する。基本波エ
コー成分及び組織ハーモニックエコー成分は、組織に由
来する成分であり、レート間の時間差の体動により変移
する。一方、造影エコー成分は造影剤に由来する成分で
あり、その造影剤は血流とともに移動するので、そのレ
ート間の信号変移は、基本波エコー成分及び組織ハーモ
ニックエコー成分のそれよりも大きい。
造影エコー抽出ユニット１７の構成例を示している。上
述したように基本波エコー、組織ハーモニックエコー成
分、造影エコー成分は共に正極性で発生する。基本波エ
コー成分及び組織ハーモニックエコー成分は、組織に由
来する成分であり、レート間の時間差の体動により変移
する。一方、造影エコー成分は造影剤に由来する成分で
あり、その造影剤は血流とともに移動するので、そのレ
ート間の信号変移は、基本波エコー成分及び組織ハーモ
ニックエコー成分のそれよりも大きい。
【００３０】従って、図９に示すように、１レート目の
受信信号と２レート目の受信信号を減算回路２５で減算
することにより、基本波エコー成分と組織ハーモニック
エコー成分とは体動の影響で多少残留するものの、造影
エコー成分のそれよりも低く、従って造影エコー成分が
相対的に強調される。
受信信号と２レート目の受信信号を減算回路２５で減算
することにより、基本波エコー成分と組織ハーモニック
エコー成分とは体動の影響で多少残留するものの、造影
エコー成分のそれよりも低く、従って造影エコー成分が
相対的に強調される。
【００３１】減算回路２５の出力信号は、エコーフィル
タ２６に供給される。エコーフィルタ２６のフィルタ特
性は、上述と同様に、操作者の指示に従ってＣＰＵ１４
の制御のもとで、第２、第３の２種類のフィルタ特性で
変化する。第２のフィルタ特性は、図１０に示すよう
に、基本周波数の２倍の２・ｆ０を中心としたＴＨＩ帯
域とともに、基本周波数ｆ０を中心とした基本波帯域を
減衰帯域とし、ＴＨＩ帯域と基本波帯域との間の帯域＃
１、そして基本波帯域に対して低周波数側に隣接する帯
域＃２、さらにＴＨＩ帯域に対して高周波数側に隣接す
る帯域＃３を、通過帯域とする。さらに、第３のフィル
タ特性は、図１１に示すように、ＴＨＩ帯域と、基本波
帯域との間の帯域＃１だけを、通過帯域とし、他の帯域
を減衰帯域としている。
タ２６に供給される。エコーフィルタ２６のフィルタ特
性は、上述と同様に、操作者の指示に従ってＣＰＵ１４
の制御のもとで、第２、第３の２種類のフィルタ特性で
変化する。第２のフィルタ特性は、図１０に示すよう
に、基本周波数の２倍の２・ｆ０を中心としたＴＨＩ帯
域とともに、基本周波数ｆ０を中心とした基本波帯域を
減衰帯域とし、ＴＨＩ帯域と基本波帯域との間の帯域＃
１、そして基本波帯域に対して低周波数側に隣接する帯
域＃２、さらにＴＨＩ帯域に対して高周波数側に隣接す
る帯域＃３を、通過帯域とする。さらに、第３のフィル
タ特性は、図１１に示すように、ＴＨＩ帯域と、基本波
帯域との間の帯域＃１だけを、通過帯域とし、他の帯域
を減衰帯域としている。
【００３２】このように２種類のフィルタ特性を検査対
象部位に応じて選択的に用いることで、基本波エコー成
分及びハーモニックエコー成分に埋もれることなく、造
影エコーを最も効果的に映像化することが可能となる。
象部位に応じて選択的に用いることで、基本波エコー成
分及びハーモニックエコー成分に埋もれることなく、造
影エコーを最も効果的に映像化することが可能となる。
【００３３】（ドプラ法）図１２にドプラ法に対応した
造影エコー抽出ユニット１７の構成を示している。この
ドプラ法の組織エコー（基本波エコー成分と組織ハーモ
ニックエコー成分）の除去能力は、上記２つの方法より
も高く、特に冠動脈検査で有効である。このドプラ法で
も、フェーズインバージョン法と同様に、リニアアンプ
駆動またはスイッチングパルサであっても、デューティ
ー比変調技術の採用により基本周波数ｆ０を中心とした
比較的狭帯域に帯域制限された送信信号が、複数レート
で発生される。レート間では、同一波形で送信してもよ
いし、サブトラクション法と同様に位相反転してもよ
い。さらに、９０°ずつ移動を回転しながら４レート又
はその整数倍のレートで送信するようにしてもよい。
造影エコー抽出ユニット１７の構成を示している。この
ドプラ法の組織エコー（基本波エコー成分と組織ハーモ
ニックエコー成分）の除去能力は、上記２つの方法より
も高く、特に冠動脈検査で有効である。このドプラ法で
も、フェーズインバージョン法と同様に、リニアアンプ
駆動またはスイッチングパルサであっても、デューティ
ー比変調技術の採用により基本周波数ｆ０を中心とした
比較的狭帯域に帯域制限された送信信号が、複数レート
で発生される。レート間では、同一波形で送信してもよ
いし、サブトラクション法と同様に位相反転してもよ
い。さらに、９０°ずつ移動を回転しながら４レート又
はその整数倍のレートで送信するようにしてもよい。
【００３４】レート間で送信信号を同一波形で発生する
場合、またレート間で送信信号を位相反転する場合、Ｍ
ＴＩフィルタ２８で、体動により基本波エコー成分及び
組織ハーモニックエコー成分がそれぞれ多少残留（抽
出）するするものの、基本波エコー成分及び組織ハーモ
ニックエコー成分それぞれの大部分は除去され、また造
影エコー成分はその血流により大部分が抽出される（図
１３（ａ）、図１３（ｂ）参照）。
場合、またレート間で送信信号を位相反転する場合、Ｍ
ＴＩフィルタ２８で、体動により基本波エコー成分及び
組織ハーモニックエコー成分がそれぞれ多少残留（抽
出）するするものの、基本波エコー成分及び組織ハーモ
ニックエコー成分それぞれの大部分は除去され、また造
影エコー成分はその血流により大部分が抽出される（図
１３（ａ）、図１３（ｂ）参照）。
【００３５】従って、上述した２つの方法と同様に、エ
コーフィルタ２９で３種類のフィルタ特性を検査対象部
位に応じて選択的に用いることで、基本波エコー成分及
びハーモニックエコー成分に埋もれることなく、造影エ
コーを最も効果的に映像化することが可能となる。
コーフィルタ２９で３種類のフィルタ特性を検査対象部
位に応じて選択的に用いることで、基本波エコー成分及
びハーモニックエコー成分に埋もれることなく、造影エ
コーを最も効果的に映像化することが可能となる。
【００３６】また、９０°ずつ移動を回転しながら４レ
ート又はその整数倍のレートで送信する場合、加算によ
り基本波エコー成分と組織ハーモニックエコー成分の両
方を消すことができる。
ート又はその整数倍のレートで送信する場合、加算によ
り基本波エコー成分と組織ハーモニックエコー成分の両
方を消すことができる。
【００３７】次に、画像表示について説明する。上述の
いずれかの方法で抽出又は強調された造影エコー成分に
基づいて表示ユニット１８で画像データ（造影強調画像
データ）が生成され、さらにその中のルックアップテー
ブルで白黒グレースケール又はカラーデータに展開され
て、図１４（ａ）に示すようにモニタ１３に表示され
る。このように造影強調画像を単独で表示してもよい
し、さらにこの造影強調画像を得るために収集した受信
信号をそのまま流用して、又は造影強調画像を得るため
のレートとは別のレートで収集した受信信号から、基本
波帯域とＴＨＩ帯域との両方又はいずれか一方の帯域の
成分を抽出し、その抽出した成分で画像データ（基本波
画像、ＴＨＩ画像、又は基本波成分とＴＨＩ成分とを含
む基本波＋ＴＨＩ画像）を生成し、図１４（ｂ）に示す
ように、造影強調画像をカラーで、またそれと同時に、
同じ画面に並列に配置して白黒グレイスケールで濃淡表
示するようにしてもよい。さらに、図１４（ｃ）に示す
ように、基本波帯域とＴＨＩ帯域との両方又はいずれか
一方の帯域の成分を抽出し、その抽出した成分で画像デ
ータ（基本波画像、ＴＨＩ画像、又は基本波成分とＴＨ
Ｉ成分とを含む基本波＋ＴＨＩ画像）を濃淡画像とし
て、カラーの造影強調画像と１枚の画像に合成して、表
示するようにしてもよい。
いずれかの方法で抽出又は強調された造影エコー成分に
基づいて表示ユニット１８で画像データ（造影強調画像
データ）が生成され、さらにその中のルックアップテー
ブルで白黒グレースケール又はカラーデータに展開され
て、図１４（ａ）に示すようにモニタ１３に表示され
る。このように造影強調画像を単独で表示してもよい
し、さらにこの造影強調画像を得るために収集した受信
信号をそのまま流用して、又は造影強調画像を得るため
のレートとは別のレートで収集した受信信号から、基本
波帯域とＴＨＩ帯域との両方又はいずれか一方の帯域の
成分を抽出し、その抽出した成分で画像データ（基本波
画像、ＴＨＩ画像、又は基本波成分とＴＨＩ成分とを含
む基本波＋ＴＨＩ画像）を生成し、図１４（ｂ）に示す
ように、造影強調画像をカラーで、またそれと同時に、
同じ画面に並列に配置して白黒グレイスケールで濃淡表
示するようにしてもよい。さらに、図１４（ｃ）に示す
ように、基本波帯域とＴＨＩ帯域との両方又はいずれか
一方の帯域の成分を抽出し、その抽出した成分で画像デ
ータ（基本波画像、ＴＨＩ画像、又は基本波成分とＴＨ
Ｉ成分とを含む基本波＋ＴＨＩ画像）を濃淡画像とし
て、カラーの造影強調画像と１枚の画像に合成して、表
示するようにしてもよい。
【００３８】本発明は、上述した実施形態に限定される
ものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲
で種々変形して実施することが可能である。さらに、上
記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される
複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の
発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構
成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。
ものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲
で種々変形して実施することが可能である。さらに、上
記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される
複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の
発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構
成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。
【００３９】
【発明の効果】本発明によれば、基本波エコー成分及び
ハーモニックエコー成分に埋もれることなく、造影エコ
ーをその視認性を高めて効果的に映像化することができ
る。
ハーモニックエコー成分に埋もれることなく、造影エコ
ーをその視認性を高めて効果的に映像化することができ
る。
【図１】本発明の実施形態に係る超音波診断装置の構成
を示すブロック図。
を示すブロック図。
【図２】本実施形態において、送信波形とそのスペクト
ルを示す図。
ルを示す図。
【図３】本実施形態において、フェーズインバージョン
法に対応した図１の造影エコー抽出ユニットの構成例を
示す図。
法に対応した図１の造影エコー抽出ユニットの構成例を
示す図。
【図４】図３の加算回路に供給される正負２レートの受
信信号のスペクトルを示す図。
信信号のスペクトルを示す図。
【図５】図２のエコーフィルタの第１のフィルタ特性を
示す図。
示す図。
【図６】図２のエコーフィルタの第２のフィルタ特性を
示す図。
示す図。
【図７】図２のエコーフィルタの第３のフィルタ特性を
示す図。
示す図。
【図８】図９の減算回路に供給される２レートの受信信
号のスペクトルを示す図。
号のスペクトルを示す図。
【図９】本実施形態において、サブトラクション法に対
応した図１の造影エコー抽出ユニットの構成例を示す
図。
応した図１の造影エコー抽出ユニットの構成例を示す
図。
【図１０】図８のエコーフィルタのフィルタ特性を示す
図。
図。
【図１１】図８のエコーフィルタのフィルタ特性を示す
図。
図。
【図１２】本実施形態において、ドプラ法に対応した図
１の造影エコー抽出ユニットの構成例を示す図。
１の造影エコー抽出ユニットの構成例を示す図。
【図１３】図１２のＭＴＩフィルタに供給される受信信
号のスペクトルと、図１２のエコーフィルタに供給され
る信号のスペクトルを示す図。
号のスペクトルと、図１２のエコーフィルタに供給され
る信号のスペクトルを示す図。
【図１４】図１の表示ユニットで生成される表示画像の
態様を示す図。
態様を示す図。
【図１５】従来の受信信号の成分毎のスペクトルとセカ
ンドハーモニック法におけるエコーフィルタのフィルタ
特性を示す図。
ンドハーモニック法におけるエコーフィルタのフィルタ
特性を示す図。
１１…超音波プローブ、
１２…装置本体、
１３…モニタ、
１４…ホストＣＰＵ、
１５…パルサ／プリアンプユニット、
１６…受信遅延回路、
１７…造影エコー抽出ユニット、
１８…表示ユニット、
１９…検波ユニット。
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
Ｆターム(参考） 4C301 DD01 EE11 HH01 HH11 HH54
JB29 JB36 JB38 JC14 KK02
KK03 KK12 KK13
4C601 DD03 EE09 HH04 HH14 JB21
JB23 JB24 JB28 JB30 JB31
JB34 JB45 JC15 JC20 JC21
KK02 KK03 KK23 KK24 KK25
Claims (9)
- 【請求項１】 血液中に造影剤を注入された被検体に互
いに極性反転している波形で超音波を少なくとも２レー
トで送受信する送受信ユニットと、 前記送受信ユニットから出力される少なくとも２レート
の受信信号を加算する加算回路と、 前記加算回路から出力される加算信号に含まれる前記超
音波の基本周波数の整数倍を中心としたハーモニック帯
域の成分を減衰するフィルタと、 前記フィルタからの出力信号に基づいて第１画像データ
を生成するユニットとを具備することを特徴とする超音
波診断装置。 - 【請求項２】 血液中に造影剤を注入された被検体に略
同一波形で超音波を少なくとも２レートで送受信する送
受信ユニットと、 前記送受信ユニットから出力される少なくとも２レート
の受信信号を減算する減算回路と、 前記減算回路から出力される減算信号に含まれる前記超
音波の基本周波数の整数倍を中心としたハーモニック帯
域の成分を減衰するフィルタと、 前記フィルタからの出力信号に基づいて第１画像データ
を生成するユニットとを具備することを特徴とする超音
波診断装置。 - 【請求項３】 血液中に造影剤を注入された被検体に超
音波を少なくとも２レートで送受信する送受信ユニット
と、 前記送受信ユニットから出力される少なくとも２レート
の受信信号を使って固定エコーを除去するＭＴＩフィル
タと、 前記ＭＴＩフィルタからの出力信号に含まれる前記超音
波の基本周波数の整数倍を中心としたハーモニック帯域
の成分を減衰するフィルタと、 前記フィルタからの出力信号に基づいて第１画像データ
を生成するユニットとを具備することを特徴とする超音
波診断装置。 - 【請求項４】 前記フィルタは、前記超音波の基本周波
数を中心とした基本波帯域の成分を減衰する特性を有す
ることを特徴とする請求項１、２又は３記載の超音波診
断装置。 - 【請求項５】 前記超音波は、１．８ＭＨｚ又はその近
似値を基本周波数として、５００ｋＨｚの帯域又はその
近似値で送信されることを特徴とする請求項１、２又は
３記載の超音波診断装置。 - 【請求項６】 前記超音波は、２．０ＭＨｚ又はその近
似値を基本周波数として、６００ｋＨｚの帯域又はその
近似値で送信されることを特徴とする請求項１、２又は
３記載の超音波診断装置。 - 【請求項７】 前記超音波は、スイッチングパルサーを
用いてデューティー比変調をかけたものであることを特
徴とする請求項５又は６記載の超音波診断装置。 - 【請求項８】 前記送受信ユニットから出力される受信
信号から、前記超音波の基本周波数を中心とした基本波
帯域の成分と、前記超音波の基本周波数の整数倍を中心
としたハーモニック帯域の成分との少なくとも一方を抽
出するフィルタと、前記抽出された成分に基づいて第２
画像データを生成するユニットとをさらに備えることを
特徴とする請求項１、２又は３記載の超音波診断装置。 - 【請求項９】 前記第２画像データを前記第１画像デー
タと画面内に並列に又は１画像に合成して表示するユニ
ットをさらに備えることを特徴とする請求項８記載の超
音波診断装置。
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