JP2007007434A

JP2007007434A - 超音波診断装置

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Publication number: JP2007007434A
Application number: JP2006224597A
Authority: JP
Inventors: Yoshitaka Mine; 喜隆嶺
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2006-08-21
Filing date: 2006-08-21
Publication date: 2007-01-18

Abstract

【課題】組織エコーの影響が大きい部位でも、静脈注入によるコントラストエコー法を実施して、ドプラ法による造影剤の速度計測を的確に行う。
【解決手段】被検体に超音波ビーム信号を送信する送信駆動手段と、受信するエコー信号を整相加算する受信処理手段と、前記被検体の血管に注入された超音波造影剤に前記超音波ビーム信号が照射されたときに当該照射に応答して生じる当該超音波造影剤の非線形な振動を反映した当該超音波ビーム信号の反射信号の非線形成分のドプラ偏移周波数を前記エコー信号から抽出するドプラ抽出手段と、このドプラ抽出手段により抽出された前記ドプラ偏移周波数ｆdを、

の変換式に従って速度成分ｖに変換する周波数／速度変換手段と、変換された速度成分ｖに基づいて前記被検体の血管内に注入された前記超音波造影剤の速度情報を表示する表示手段とを備え、設定周波数は対象となる非線形成分に対応して設定される。
【選択図】なし

Description

この発明は、超音波造影剤を被検体内に注入し、この造影剤の超音波に対する強い散乱特性によりエコーが増強される性質を利用してコントラスト像を得るとともに、ドプラ法を適用して造影剤の速度計測を行えるようにした超音波診断装置に関する。

近年、超音波造影剤を用いたコントラストエコー法が心筋画像の解析分野で注目されている。

このコントラストエコー法の一つとして、超音波造影剤を動脈から注入する動脈注入による心筋コントラストエコー法が研究されており、心筋分布像（ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ）による心筋内血流の灌流域の評価に利用されている。この心筋コントラストエコー法は大動脈に留置されたカテーテルより超音波造影剤（例えば、用手的あるいはソニケータにより気泡の生成された５％ヒトアルブミン）を注入するものである。造影剤により心筋内血流の灌流域は、Ｂモード上の輝度増強領域として表示される。同様に、血流の灌流域の評価あるいは腫瘍の支配血管系を評価するために、腹部領域でも動脈注入によるコントラストエコー法が研究されている。これらのコントラストエコー法を実施する診断装置は、一般検査用の超音波診断装置あるいはさらにワークステーションが用いられる。これにより、目視によりＢモード像の輝度増強を評価したりあるいはメモリに記憶された画像データをワークステーション上で適当な処理後、輝度レベルの変化を定量評価するようになっている。

また、近年、超音波造影剤自体の開発も盛んで、静脈から注入して左心系の評価が可能な超音波造影剤が開発され、この超音波造影剤を用いた超音波コントラストエコー法が試みられている。

この超音波造影剤としては、例えば塩野義製薬株式会社により輸入販売されている、『５％人血清アルブミンを超音波処理するときに生成するアルブミン膜の中に、空気を封じ込めた平均粒子径約４μｍの空気小球体』（販売名：アルブネックス注５ｍｌ）がある。

この静脈注入によるコントラストエコー法は、現在、試験，研究段階であり、今後、頭部・心腔・腹部などの診断で、その有用性に期待が高まっている。

従来のコントラストエコー法のうち、超音波造影剤の動脈注入によるコントラストエコー法は、カテーテルを大動脈に留置させる必要があるため、それを施行できる施設（手術室）が比較的大きい病院に限られること、また侵襲性が伴う診断のため患者の負担も大きいことなどの理由に因って、一般の臨床には今後も容易には普及し難いと想定されている。

また、動脈注入による造影剤の気泡は比較的大きいため、心筋や末梢部で詰まり気味となり、数分間も染影が持続することがある。したがって、それらの血管部位ではドプラ計測を行ったとしても、気泡の移動速度は血流速を正確に反映したものではない。

一方、静脈注入よるコントラストエコー法では、侵襲性は著しく小さく、患者の負担は小さくて済むものの、造影剤は肺を通って心筋やその他の目的部位に到達することになるため、動脈注入によるコントラストエコー法に比べて、造影剤濃度が薄くなり、輝度増強度が低い。このため、心筋、腹部の末梢部位など、その周囲の組織エコーの影響が大きい部位では、造影剤による輝度増強を観測することは極めて困難であり、心筋分布像による心筋内血流の灌流域の評価や肝臓実質部の血流検出には適用できないという現状にある。

また、カラードプラ画像を得る場合、特に腹部などでは呼吸などによる周囲組織の動きや血管壁の動きに起因するモーションアーチファクトの影響が大きく、カラードプラ像として用をなさないという問題がある。

本発明は、このような従来の超音波造影剤を用いたコントラストエコー法の現状に鑑みてなされたもので、周囲からの組織エコーの影響が大きい部位（心筋、臓器実質など）でも、静脈注入によるコントラストエコー法を実施して、ドプラ法による造影剤の速度計測を的確に行うことができる超音波診断装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するため、本発明に係る超音波診断装置は次のように構成される。

本発明は、被検体に注入された超音波造影剤を成す気泡の非線形散乱特性に基づくコントラストエコー法を特に「ハーモニックエコー法」と称し、このハーモニックエコー法にドプラ法を適用しようとするものである。従来、周波数ｆ_０の超音波ビーム信号を送信したときのエコー信号の非線形波成分のドプラ効果が、定性的及び定量的にはどのように表わされるかについては何ら知られていなかった。本発明者は、非線形成分を代表する成分としての２次高調波成分に着目し、この２次高調波成分のドプラ効果の評価について実験を試みたところ、そのドプラ偏移周波数は２次高調波成分の周波数を有する超音波自身で送受信したときのドプラ偏移周波数と同等であることを知見し、確認できた。本発明は、かかる知見を基礎になされたものである。

超音波造影剤は微小な気泡にて構成されており、その強い散乱特性によりエコーが増強される。気泡の散乱には強い非線形特性があることが知られており、これを用いることにより気泡以外からのエコーと造影剤（気泡）からのエコーが区別できる。具体的には次のように実施される。

（１）非線形な散乱により高調波成分が発生する。これを利用して、送信された基本波に対して高調波成分のみ受信する。生体減衰や送受信系の帯域を考えると、２次高調波の利用が特に優れている。

（２）非線形散乱により分調波成分あるいはその超調波成分が発生する。これを利用して、送信された基本波に対して分調波成分をｆ_０とし、高調波成分、分調波成分、超調波成分をα・ｆ_０と表現すると、本発明の一態様では、

この態様では非線形成分であるα・ｆ_０が送信周波数帯域にないことが極めて重要である。

［作用］
本発明に係る超音波診断装置によれば、超音波プローブを駆動して被検体に超音波ビーム信号が送信されるとともに、超音波プローブが出力する電気量のエコー信号が整相加算される。被検体の血管に注入された超音波造影剤の超音波ビーム信号の反射に起因するエコー信号の非線形成分のドプラ偏移周波数がエコー信号から抽出され、ドプラ偏移周波数ｆｄが、

本発明のハーモニックエコー法によるドプラ法では、ドプラ偏移周波数は非線形波成分の代表としての２次高調波成分で送受信したときのドプラ偏移周波と同等であるという実験的確認に基づいて、ドプラ偏移周波数を速度データに変換するときに用いる設定周波数の最適化を図ることができる。

その結果、造影剤の非線形な散乱特性を利用する超音波診断装置において、造影剤の非線形な散乱下で発生するエコー信号についてドプラ原理に基づく造影剤の速度計測が可能になり、
（１）従来の動脈投与型のコントラストエコー法では造影剤の移動速度が血流速を反映していないために不可能であった心筋内血流や肝臓実質部の血流など末梢の血流速度が評価可能になる、
（２）従来の静脈投与型のコントラストエコー法では造影剤濃度が動注に比べて薄いことにより不可能であった心筋や肝臓実質部などの末梢の血流速度が評価可能になる、
（３）従来、腹部などでは呼吸などによる周囲組織の動きや血管壁の動きに起因するモーションアーチファクトが血管内の血流速度検出精度の誤差要因であったが、これを大幅に低減できる、などの優れた効果が得られる。

本発明に係る超音波診断装置の実施の形態について添付図面を参照して説明する。

図１〜図８は、本発明に係る超音波診断装置の実施形態を説明する図である。この実施形態に係る超音波診断装置は超音波造影剤に含まれる気泡の非線形散乱により生成される２次高調波成分を効率良く検出し、その分布像を２次元表示するとともに、ドプラ計測を行なうことができるコントラストエコー法を適用した装置である。

図１に示す如く、この超音波診断装置は、被検体との間で超音波信号の送受信を行なう超音波プローブ１０と、この超音波プローブ１０を駆動するとともに、超音波プローブ１０の受信信号を処理する装置本体１１からなる。

超音波プローブ（以下「プローブ」という）１０は、複数の振動子が走査方向に配列されたフェーズド・アレイ・タイプに構成されている。各振動子の受信特性は同一に形成され、振動子を駆動する基本波成分と生体で発生する２次高調波成分を検出可能な、十分に広い信号通過帯域を有している。

装置本体１１はプローブ１０を駆動する送信系、プローブ１０からの信号を受信処理する受信・処理系、処理された画像を表示する表示系、および入力系の各回路を有している。この他に、ＥＣＧなどの生体信号の検出系などがあるが、図面では割愛している。

送信系は、クロック発生回路２０、送信遅延回路２１、パルサ回路２２および送信共振回路２３を備えている。クロック発生回路２０は超音波信号の送信タイミングや送信周波数を決めるクロック信号を発生する回路であり、送信遅延回路２１は送信時に遅延を掛けて送信フォーカスを実施する回路である。パルサ回路２２は各振動子に対応した個別経路（以下、「チャンネル」という）の数分のパルサを内蔵し、遅延が掛けられた送信タイミングで駆動パルスを発生し、プローブ１０の各振動子に供給するようになっている。

また、送信共振回路２３は本装置の特徴の１つであり、生体に注入された超音波造影剤により発生するエコー信号の例えば２次高調波成分を効率良く検出するために装備されている。すなわち、送信時にパルサが完全なサイン波駆動でない限り、必ず発生する高調波成分を除去する機能を有する。この送信共振回路２３は具体的には図２に示すように、ダイオード逆並列回路より成るリミッタ２４と、プローブやケーブルなどの容量性インピーダンスと共振し、基本波付近にのみ通過帯域をもつコイル部２５とを有する。リミッタ２４は印加される信号値があるレベル以上でオン状態になるため、この送信共振回路２３は信号レベルが高い送信時にのみ共振状態になり、受信時には非共振状態のままである。リミッタ２４及びコイル部２５の直列回路は実際にはチャンネル毎に装備されている。

さらに、受信・処理系は、プローブ１０の出力側に、プリアンプ回路３０、受信遅延・加算回路３１、バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）３２ａ、３２ｂおよびレシーバ回路３３ａ、３３ｂ、および速度演算部３４を例えばこの順に備えている。プリアンプ回路３０は受信エコーの電力を受信チャンネル毎に増幅し、受信遅延・加算回路３１に送る。受信遅延・加算回路３１は、受信チャンネル毎の遅延部とこれらの遅延結果を加算する加算部とを有し、受信エコー信号に対する受信フォーカスを実施する。この受信遅延・加算回路３１の出力側には、上記基本波用および非線形波用のバンドパスフィルタ３２ａ、３２ｂが並列接続されている。

基本波用バンドパスフィルタ３２ａの通過帯域はエコー信号の基本波成分に合致し、一方、非線形波用のバンドパスフィルタ３２ｂのそれはエコー信号の２次高調波成分に合致している。基本波用バンドパスフィルタ３２ａの出力側は、基本波用のレシーバ回路３３ａを介して後述するＤＳＣ３５に接続されるとともに、非線形波用バンドパスフィルタ３２ｂのそれは非線形波用のレシーバ回路３３ｂを介してＤＳＣ３５に接続されている。この２つのレシーバ回路３３ａ，３３ｂは基本波成分および２次高調波成分毎に、包絡線検波、ログ圧縮などの処理を行なってＢモード像の画像信号を得る受信処理回路である。

さらにまた、この受信・処理系はＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）３５と、モニタ３６とを有する。ＤＳＣ３５は、レシーバ出力用のＡ／Ｄ変換器、マルチプレクサ、フレームメモリ、書込み／読出し回路、Ｄ／Ａ変換器などを含み、指令された表示態様に対応した１フレームの画像信号を形成するとともに、その画像信号を標準ＴＶ方式で読出し可能になっている。このＤＳＣ３５から読み出された画像信号はパネルインターフェース３７を介してモニタ３６に出力され、表示される。

さらに、上記ＤＳＣ３５にはＤＳＣメモリ部３８を介してＣＰＵ３９が接続されている。

この診断装置の入力系としては、上記パネルインターフェース３７及び操作者が操作するパネル４０を備えている。

上記速度演算部３４では、被検体の血管、特に静脈に注入された超音波造影剤の速度検出が行われる。この速度演算部３４の構成の一例を図３に示す。

図３に示す速度演算部３４は基準発振器３４１、９０°位相器３４２、位相検波器３４３、ＦＦＴ演算部３４４、ＭＴＩ演算部３４５、及び第１、第２の周波数／速度変換器３４６、３４７を備えている。

基準発振器３４１は整相加算されたエコー信号を位相（直交）検波するためのリファレンス信号（リファレンス周波数ｆｒ）を出力する。９０°位相器３４２は入力した信号の位相を正確に９０°変えて出力する。位相検波器３４３はミキサ３４３１ａ（３４３１ｂ）及びローパスフィルタ３４３２ａ（３４３２ｂ）（カットオフ周波数ｆｃ＝リファレンス周波数ｆ_ｒに設定してある）の２チャンネルの直列回路を有し、一方のミキサ３４３１ａが直接に、もう一方のミキサ３４３１ｂが位相器３４２を介してリファレンス信号を受けている。これにより、非線波形用バンドパスフィルタ３２ｂを通過したエコー信号は位相検波器３４３により直交検波され、ＦＦＴ演算部３４４及びＭＴＩ演算部３４５に供給される。

ＦＦＴ演算部３４４はサンプルホールド回路３４４１ａ（３４４２ｂ）、帯域フィルタ３４４２ａ（３４４２ｂ）、及びＡ／Ｄ変換器３４４３ａ（３４４３ｂ）から成る２チャンネルの処理回路を備えるとともに、それらの処理データを受けるＦＦＴ（高速フーリエ変換）を行う周波数解析器３４４４を備える。これにより、位相検波されたエコー信号は、サンプルホールドにより任意の深さのドプラ信号のみが取り出され、帯域フィルタ３４４２ａ、３４４２ｂにより不要成分が除去される。このドプラ信号は周波数解析器３４４４で直接リアルタイムに周波数解析される。

一方、ＭＴＩ演算部３４５は、Ａ／Ｄ変換器３４５１ａ（３４５１ｂ）及びＭＴＩフィルタ３４５２ａ（３４５２ｂ）から成る２チャンネルの回路と、自己相関器３４５３、平均速度演算器３４５４、分散演算器３４５５、及びパワー演算器３４５６を備える。これにより、位相検波されたエコー信号は、Ａ／Ｄ変換された後、ＭＴＩフィルタ３４５２ａ及び３４５２ｂにより心臓壁などの不要固定反射信号が除去される。このエコーデータは、その後、自己相関器３４５３で２次元断層面の各点の周波数解析（ドプラ解析）がリアルタイムに行われる。この解析により生成されるドプラ偏移周波数ｆ_ｄを使って、平均速度演算器３４５４により断層面各点の平均ドプラ周波数が演算されるとともに、同様に分散値（スペクトラムの乱度）、パワー（強さ）値が各演算器３４５５（３４５６）で演算される。

すなわち、ＦＦＴ演算部３４４及びＭＴＩ演算部３４５により、血管内を移動する造影剤に起因したドプラ偏移周波数が検出される。スペクトラムドプラモードではＦＦＴ演算部３４４が作動し、カラードプラモードではＭＴＩ演算部３４５が作動する。

ＦＦＴ演算部３４４の解析データは第１の周波数／速度変換器３４６を介してＤＳＣ３５に供給され、ＭＴＩ演算部３４５の平均速度演算器３４５４の演算データは第２の周波数／速度変換器３４７を介してＤＳＣ３５に供給される。

この第１及び第２の周波数／速度変換器３４６及び３４７は本発明の特徴を具体化するもので、下記変換式に基づいてドプラ偏移周波数ｆ_ｄのディメンジョンをこれに対応する速度ｖ、すなわち造影剤（気泡）の移動速度のディメンジョンに変換する。

本実施例では、位相検波器３４３のミキサ３４３１ａ及び３４３１ｂに対するリファレンス周波数ｆ_ｒは送信周波数ｆ_０の２次高調波成分「２・ｆ_０」に合わせてある。リファレンス周波数ｆ_ｒ及び２次高調波周波数２・ｆ_０は本発明の速度変換用の設定周波数ｆ_ｓｅｔを成す。

下記の式によりドプラ偏移周波数ｆ_ｄは移動速度の超音波ビーム方向成分ｖに換算される。

あるいは、音速に対して対象の（気泡）の移動速度が小さいことによる近似式

送信周波数ｆ_０とは、基本的にはパルサの搬送波周波数あるいは送信音圧波形スペクトラムの中心周波数（帯域幅の中心）・ピーク周波数である。

上記変換用の係数αは、対象とする非線形波成分として２次高調波を採用するとき、生体減衰などを考慮した幅を考えると、α＝１．５〜２．０の範囲内の値であることが望ましい。また分調波を採用するときも同様に幅を考慮してα＝０．７以下の値が望ましい。高調波全般を考慮するときはαは１以外の自然数とすればよい。

本発明では、リファレンス周波数ｆ_ｒが送信周波数帯域に無いことが本質的に重要である。送信周波数帯域とは図４（ｂ）に示す通り、超音波プローブ１０より送信される超音波信号のピーク周波数成分付近の帯域を指し、ピーク周波数成分に対し、「−２０」ｄＢ以上のレベルが目安である。本方式においては、リファレンス周波数ｆ_ｒが２次高調波周波数（＝２ｆ_０）であっても上記条件を満たさなければ、無意味である。すなわち、受信信号において、造影剤に起因した２次高調波成分と送信時に含まれていた２次高調波成分の周囲臓器によるエコー成分との弁別が不可能となり、本方式で期待される効果が得られないからである。

図５に示す通り、従来のドプラ装置においても、いわゆる送信周波数とリファレンス周波数とをずらして設定していることはあった。これは、生体減衰を考慮して送信のピーク周波数成分より低周波側にリファレンス周波数を設定するものであり、この場合は、リファレンス周波数が送信周波数帯域内にあることが本質的に重要である。本発明の速度変換用の設定周波数ｆ_ｓｅｔは、上述の如く、送信周波数ｆ_０及びリファレンス周波数ｆ_ｒの何れを用いて定義してもよい。

また、本方式の前提である造影剤の非線形な散乱エコーを対象としない場合に、リファレンス周波数を送信周波数帯域外に設定し、観測されたドプラ偏移周波数を上記変換式（１）又は（２）により速度に換算しても無意味である。ドプラ効果は、送信周波数により異なり、偏移前の送信周波数ｆ_０とドプラ偏移周波数ｆ_ｄには下記に示す単純な関係にある。

このため、換算は偏移前の周波数ｆ_０を用いなければ無意味である。すなわち、

基本的には従来のパルスドプラ法では、送信信号帯域内の全ての周波数成分に対するドプラ効果が畳み込まれるため、リファレンス周波数はそのピーク周波数成分にとることが速度精度上最も良い、本方式でのパルスドプラ法では、送信信号帯域外にある非線形成分（高調波・分調波・超調波）のいずれかの帯域を選択し、その帯域での受信信号のピーク周波数成分にリファレンス周波数を設定することが速度精度上最も良い。

このように第１及び第２の周波数／速度変換器３４６及び３４７で速度のディメンジョンに変換されたデータが、他の必要なデータとともにＤＳＣ３５に送られ、指令された表示モードのフレーム画像データに変換される。パネルインターフェース３７にはカラー処理回路、Ｄ／Ａ変換器が内蔵されており、ＤＳＣ３５の画像データは必要に応じて色付け処理され、アナログ信号としてモニタ３６に送られる。なお、モニタ３６の代りに又はモニタ３６と並行に記録器、メモリなどの外部装置を接続してもよい。

ＣＰＵ３９はパネルインターフェース３７を介してパネル４０を操作した操作者の指令を読み取り、ＤＳＣメモリ部３８から重畳表示用マーカやキャラクタデータなどをＤＳＣ３５に出力させるとともに、速度計測を行うようになっている。

続いて、この実施例の作用効果を説明する。

送信時には、送信遅延回路２１によって送信フォーカスを掛けられた状態で、各チャンネル毎にパルサ回路２２から送信共振回路２３を介して駆動電圧信号がプローブ１０の各振動子に供給される。このとき、送信共振回路２３のリミッタ２４は駆動電圧信号が所定レベルより高いためキックオンされ、共振部２４が共振する。この共振によって、駆動電圧信号の基本波成分のみがこの送信共振回路２３を通過してプローブ１０の各振動子に供給される。

パルサ回路２２の完全なサイン波駆動は実際上困難で、通常、その発生した駆動電圧信号に高調波成分を含んでいるが、上記の送信共振回路２３により、そのような高調波成分は意図的に遮断され、基本波成分のみの駆動電圧信号によって各振動子が励振される。

このようにしてプローブ１０の各振動子が励振されると、プローブ１０から被検体の心筋などの診断部位に向けて送信フォーカスが掛けられた超音波ビーム信号が送出される。この超音波ビーム信号は、診断部位の各組織に静脈から注入されている超音波造影剤（例えば、前述した「アルブネックス注５ｍｌ」：販売名）により反射および散乱された超音波エコー信号となる。特に、超音波造影剤は微小な気泡にて構成されており、気泡による強い散乱特性によりエコー信号が増強される。この散乱には非線形特性があり、その非線形特性の散乱によって高調波成分も発生する。この結果、超音波エコー信号には造影剤（気泡）以外の生体組織からエコー成分（基本波成分）と造影剤からのエコー成分（基本波成分およびその高調波成分）が含まれている。

この超音波エコー信号は、プローブ１０の振動子の各々で受信され、対応する電気信号に変換される。この電気量のエコー信号のパワーは微弱であるから、送信共振回路２３の各リミッタ２４をキックオンさせることはなく、送信共振回路２３は非共振状態のままである。この結果、基本波成分および高調波成分を含むエコー信号は送信共振回路２３には何ら関与されずプリアンプ回路３０に到達し電力増幅された後、受信遅延・加算回路３１で各チャンネル毎に受信遅延され、加算される。これにより、受信フォーカスが掛けられる。この受信エコー信号は基本波用ＢＰＦ３２ａ及び非線形波用ＢＰＦ３２ｂに並行して送られる。基本波用ＢＰＦ３２ａでは、エコー信号のうちの基本波成分Ｓ_ｆが抽出され、後段のレシーバ回路３３ａに送られるとともに、非線形波用ＢＰＦ３２ａではエコー信号のうちの２次高調波成分Ｓ_２ｆのみが抽出され、同様にレシーバ３３ｂ及び速度演算部３４に送られる。

一方のレシーバ回路３３ａに送られた基本波成分Ｓ_ｆのエコー信号は包絡線検波や対数圧縮などの処理を受けて、基本波成分のＢモード像（振幅の輝度変調画像）の画像データが生成される。もう一方のレシーバ回路３３ｂに送られた２次高調波成分Ｓ_２ｆのエコー信号も同様の処理を受けて、２次高調波成分のＢモード像の画像データが生成される。

これらの基本波成分および２次高調波成分の各Ｂモード像の画像データは、その後、ＤＳＣ３５において、指令された表示態様の画像データに変換される。基本波成分によるＢモード像ＩＭ_ｆ（以下、単に「基本波像」という）と２次高調波成分によるＢモード像ＩＭ_２ｆ（以下、単に「２次高調波像」という）の表示態様としては様々なものがあり、コントラストエコー法施行時に例えば基本波像ＩＭ_ｆ上に２次高調波像ＩＭ_２ｆを重畳表示する表示態様の指令がなされる。これに応じてＤＳＣ３５も両画像データを合成して、モニタ３６に供給するから、モニタ３６には図６に示す如く、基本波像ＩＭ_ｆに２次高調波像ＩＭ_２ｆが重畳された画像「ＩＭ_ｆ＋２ｆ」が表示され、生体組織の形態とその中での超音波造影剤の分布を観察することができる。

このように、本実施例では、送信共振回路２３により基本波成分以外の高調波成分を意図的に（積極的に）カットして基本波成分のみの状態で超音波ビームを送信しているため、エコー信号に含まれる２次高調波成分は、その殆どが超音波造影剤の非線形の散乱特性に起因したもののみとなる。つまり、送信された基本波成分の超音波信号に対して、造影剤の散乱に因る２次高調波成分のみを選択的に信号処理して画像化できるから、生体減衰や送受信系の帯域を考慮すると、優れた２次高調波成分の利用になる。

さらに、本実施例では、スペクトラムドプラモードが指令されると、速度演算部３４のＦＦＴ演算部３４４が前述の如くＦＦＴ演算し、その解析データが第１の周波数／速度変換器３４６で速度データｖに変換される。この速度データｖはＤＳＣ３５を介して、モニタ３６に例えば図７に示す如く、速度情報が輝度変調されたグレイスケールのスペクトラムドプラ像として表示される。一方、カラードプラモードが指令されると、速度演算部３４のＭＴＩ演算部３４５が前述のように周波数解析し、その解析データが第２の周波数／速度変換器３４７で速度データｖに変換される。このデータｖはＤＳＣ３５、パネルインターフェース３７を介してモニタ３６に、例えば図８に示す如く速度情報が色変調されたカラードプラ像として表示される。

図７に示すスペクトラムドプラ像では、縦軸が速度軸（周波数軸；速度スケール）で横軸が時間軸である。速度軸は前記速度換算式に基づいており、例えば、最大検出速度が目盛り上に表示される。また、計測機能使用時には、図に示すとおり、ピーク速度などが前記速度換算式に基づいて求められ表示される。このとき、図１に示す如く、操作用パネル４０よりの指示はパネルインターフェース３７を経由しＣＰＵ３９に送られ、ＣＰＵ制御のもとで計測データがＤＳＣ３７及びＤＳＣメモリ部３８によりモニタ３６に表示される。メモリ情報などもＤＳＣ３７およびＤＳＣメモリ部３８によりモニタ３６に表示される。

一方、図８に示すカラードプラ像では前記変換式に基づいたカラーマップにより色付けがなされ、カラーバー又はカラーパレットとともに、前記速度換算式に基づいた速度値が目盛り上や、計測機能使用時の所望のＲＯＩに対して表示される。

このように、造影剤を使用したコントラストエコー法を、造影剤を成す気泡の非線形散乱特性に基づくハーモニックエコー法に発展させた。さらに、このハーモニックエコー法によるドプラ法では、ドプラ偏移周波数は２次高調波成分で送受信したときのドプラ偏移周波数と同等であるとの実験的確認の基に、ドプラ偏移周波数ｆ_ｄの速度ｖへの変換に使う設定周波数ｆ_ｓｅｔを、ｆ_ｓｅｔ＝リファレンス周波数ｆ_ｒ＝２ｆ_０に確信を持って設定したので、気泡からの２次高調波成分２ｆ_０を確実に計測することができる。この結果、組織血流や心筋内血流のように、速度が低く且つ微小な流れの血流をも高Ｓ／Ｎ比で検出でき、その速度を精度良く計測することができる。とくに腹部でのカラードプライメージング（ＣＤＩ）では、モーションアーチファクトが低減し、高品質のＣＤＩ像が得られる。

ところで、図１に示す上記実施例では、送信周波数成分は周囲組織により相対的に強く反射されるため、組織内血管内の造影剤による非線形な散乱エコー成分は、図９に示すとおり受信エコーのスペクトラム上で基本周波数帯域外にあることが想定される。この意味では、リファレンス周波数は超音波プローブで受信される受信信号の基本周波数帯域外に設定するということができる。ただし、図１０及び図１１に示す超音波診断装置のように、受信する振動子の周波数特性が送信時の基本波成分に対して相対的に低感度な特性をもつ場合はこの限りではない。図１０に示す超音波診断装置のフェーズド・アレイ・タイプのプローブ１０は、振動子グループＡ及びＢに分けられている。振動子グループＡの振動子１０_１、１０_３、・・・１０_ｎ−１の各々は、基本波成分ｆのみに実質的に応答するように、その周波数帯域が設定されている（図１１（ａ）参照）。振動子グループＢの振動子１０_２、１０_４、・・・１０_ｎの各々は、２次高調波成分「２・ｆ」のみに実質的に応答するように、その周波数帯域が設定されている（図１１（ｂ）参照）。これらの周波数帯域は、例えば、振動子の共振周波数をグループ毎に変えることで設定される。

このようにプローブ１０を形成することで、振動子グループＡを介して基本波成分のみの超音波信号の送受が行われ、この振動子グループＡに接続されたプリアンプ回路３０ａ及び受信遅延・加算回路３１ａから直接、基本波成分Ｓ_ｆのみのエコー信号が得られる。同様に振動子グループＢを介して超音波造影剤の非線形の散乱によって生じた非線形波成分の内の２次高調波成分Ｓ_２ｆのみのエコー信号が受信され、この振動子グループＢに接続されたプリアンプ回路３０ｂ及び受信遅延・加算回路３１ｂから直接、２次高調波成分Ｓ_２ｆのエコー信号が得られる。

なお、図１０の構成においては送信共振回路２３及びＢＰＦ３２ａ、３２ｂを省くことができる。その他の構成、機能は図１のものと同等又は同一である。

なお、前記実施例では、抽出する非線形波成分として２次高調波成分の場合を例示したが、本発明は必ずしもそれに限定されない。例えばその他の非線形波成分として、Ｎ次高調波成分（Ｎ×ｆ：ｆは基本周波数、Ｎは正の整数）、Ｎ次低調波成分（ｆ／Ｎ：ｆは基本周波数、Ｎは正の整数）、さらには超調波（Ｍ×ｆ／Ｎ：ｆは基本周波数、Ｍ，Ｎは１以外の正の整数）を採用し、それらの周波数成分を前述と同様に非線形波用ＢＰＦで選択的に抽出してもよい。また、複数の高調波成分を同時に対象とするために、それを信号抽出／処理系をその複数毎、個別に装備したり、１系統に複数の非線形波成分を分離せずに通すという構成としてもよい。

また、上記実施例では基本波成分と非線形波成分の信号処理をそれぞれ別々の系統で行なうように構成しているが、プリアンプ回路で受信後、デジタル化し、その後の信号処理系は１系統のみを設け、基本波成分と非線形波成分の信号処理を時分割で行なうようにしてもよい。また、メモリを設け、所望の成分について信号処理することもできる。

さらに、上記実施例では、基本波成分と非線形波成分を抽出する２つのＢＰＦを受信遅延・加算回路の後段に挿入させるとしたが、それらのＢＰＦをその他にも例えば、プリアンプの後段などの位置に設けてもよい。但し、上記実施例のように、ＢＰＦを受信遅延・加算回路の出力側に設けた方が、フィルタ数が少なくて済むので、装置大形化や製造コストの上昇を回避するためには有利である。

さらに、この超音波診断装置に係るプローブは、電子式アレイプローブのみに限定されず、機械走査式プローブであってもよい。

さらにまた、上記実施例ではＲＦ（高周波）信号のままビームフォーミング（整相加算）を行なう構成になっているが、信号帯域を中間周波数にシフトした後、ビームフォーミングを行なうこともできる。

なお、上記実施例において非基本波成分を意図的、積極的に抑圧する抑圧手段としては、基本波成分のみを通す送信系フィルタ、直列共振による送信共振回路を用いることもできる。

さらに、本発明における周波数／速度変換手段は前述した周波数／速度変換器３４６及び３４７に限定されることなく、周波数解析器３４４４や自己相関器３４５３の内部に上記変換器と同等の機能を有するメモリ機構を持たせてもよいし、ＤＳＣ３５の内部に同メモリ機構を持たせてもよい。

本発明に係る超音波診断装置の一実施形態を示すブロック図。超音波診断装置に備えられる送信共振回路の一例を示す回路図。超音波診断装置に備えられる速度演算部のブロック図。（ａ），（ｂ）は超音波プローブと送信スペクトラムを例示する図。送信スペクトラムとリファレンス周波数の関係を例示する図。同実施例で得られる断層像の例を示す図。ドプラスペクトラムの一例を示す図。カラードプラ像の一例を示す図。送信スペクトラムと非線形散乱成分の関係を例示する図。変形例に係る超音波診断装置のブロック図。（ａ），（ｂ）は同変形例に係る振動子のグループ毎の周波数特性図。

符号の説明

１０プローブ
１１装置本体
２０クロック発生回路（送信駆動手段）
２１送信遅延回路（送信駆動手段）
２２パルサ回路（送信駆動手段）
２３送信共振回路
３０，３０ａ，３０ｂプリアンプ回路（受信処理手段）
３１，３１ａ，３１ｂ受信遅延・加算回路（受信処理手段）
３２ａ，３２ｂＢＰＦ（受信処理手段）
３３ａ，３３ｂレシーバ回路
３４速度演算部
３５ＤＳＣ（表示手段）
３６モニタ（表示手段）
３４１基準発振器（ドプラ抽出手段）
３４２９０°移相器（ドプラ抽出手段）
３４３位相検波器（ドプラ抽出手段）
３４４ＦＦＴ演算部（ドプラ抽出手段）
３４５ＭＴＩ演算部（ドプラ抽出手段）
３４６，３４７第１，第２の周波数／速度変換器（周波数／速度変換手段）

Claims

超音波プローブを駆動して被検体に超音波ビーム信号を送信する送信駆動手段と、
前記超音波プローブが出力する電気量のエコー信号を整相加算する受信処理手段と、
前記被検体の血管に注入された超音波造影剤に前記超音波ビーム信号が照射されたときに当該照射に応答して生じる当該超音波造影剤の非線形な振動を反映した当該超音波ビーム信号の反射信号の非線形成分のドプラ偏移周波数を前記エコー信号から抽出するドプラ抽出手段と、
このドプラ抽出手段により抽出された前記ドプラ偏移周波数ｆdを、

の変換式に従って速度成分ｖに変換する周波数／速度変換手段と、この周波数／速度変換手段により変換された速度成分ｖに基づいて前記被検体の血管内に注入された前記超音波造影剤の速度情報を表示する表示手段とを備え、
前記速度変換用の設定周波数は、前記ドプラ偏移周波数を抽出する対象となる非線形成分に対応して設定されることを特徴とする超音波診断装置。
前記非線形成分は、前記超音波ビーム信号の送信周波数の２倍の高調波成分である請求項１記載の超音波診断装置。
前記設定周波数は、前記送信周波数ｆ_０を係数α倍した値であり、前記係数αは１以外の有理数である請求項１記載の超音波診断装置。
前記係数αは１．５〜３．０の範囲内の値である請求項３記載の超音波診断装置。
前記係数αは０．７以下の値である請求項３記載の超音波診断装置。
前記係数αは１以外の自然数である請求項３記載の超音波診断装置。
前記係数αは２である請求項６記載の超音波診断装置。
前記設定周波数は、当該超音波診断装置のリファレンス周波数ｆ_ｒであり、このリファレンス周波数ｆ_ｒを前記送信周波数の帯域外に設定した請求項１記載の超音波診断装置。
前記リファレンス周波数ｆ_ｒは前記送信周波数の有理数倍の値である請求項８記載の超音波診断装置。
前記リファレンス周波数ｆ_ｒは前記送信周波数の１．５〜３．０倍の範囲内の値である請求項８記載の超音波診断装置。
前記リファレンス周波数ｆ_ｒは前記送信周波数の０．７倍以下の値である請求項８記載の超音波診断装置。
前記リファレンス周波数ｆ_ｒは前記送信周波数の自然数倍の値である請求項８記載の超音波診断装置。
前記リファレンス周波数ｆ_ｒは前記送信周波数の２倍の値である請求項１２記載の超音波診断装置。
前記設定周波数は当該超音波診断装置のリファレンス周波数ｆrであり、このリファレンス周波数ｆ_ｒを前記超音波プローブで受信される超音波受信信号の基本周波数帯域外に設定した請求項１記載の超音波診断装置。
前記リファレンス周波数ｆ_ｒは前記超音波プローブで受信されるエコー信号スペクトラムの基本周波数の有理数倍の値である請求項１４記載の超音波診断装置。
前記リファレンス周波数ｆ_ｒは前記超音波プローブで受信されるエコー信号スペクトラムの基本周波数の１．５〜３．０倍の範囲内の値である請求項１４記載の超音波診断装置。
前記リファレンス周波数ｆ_ｒは前記超音波プローブで受信されるエコー信号スペクトラムの基本周波数の０．７倍以下の値である請求項１４記載の超音波診断装置。
前記リファレンス周波数ｆ_ｒは前記超音波プローブで受信されるエコー信号スペクトラムの基本周波数の自然数倍の値である請求項１４記載の超音波診断装置。
前記リファレンス周波数ｆ_ｒは前記超音波プローブで受信されるエコー信号スペクトラムの基本周波数の２倍の値である請求項１８記載の超音波診断装置。
前記周波数／速度変換手段は、前記変換式に代えて、前記音速に比べて前記血流の移動速度が小さいことに着目した近似式

を用いる手段である請求項１乃至１９の内の何れか一項に記載の超音波診断装置。