JP3510025B2 - Ultrasonic imaging apparatus - Google Patents

Ultrasonic imaging apparatus

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JP3510025B2
JP3510025B2 JP29264595A JP29264595A JP3510025B2 JP 3510025 B2 JP3510025 B2 JP 3510025B2 JP 29264595 A JP29264595 A JP 29264595A JP 29264595 A JP29264595 A JP 29264595A JP 3510025 B2 JP3510025 B2 JP 3510025B2
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康人 竹内
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ジーイー横河メディカルシステム株式会社
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【発明の詳細な説明】 【0001】 【発明の属する技術分野】 本発明は、超音波撮像方法および装置並びに超音波探触子および超音波造影剤に関する。 BACKGROUND OF THE INVENTION [0001] [Technical Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic imaging method and apparatus and ultrasonic probe and ultrasonic contrast agents. さらに詳しくは、非線形な超音波反射特性を有するエコー源についての超音波撮像方法および装置並びに超音波探触子および超音波造影剤である。 More particularly, an ultrasonic imaging method and apparatus and ultrasonic probe and ultrasonic contrast agent for an echo source having a non-linear ultrasound reflection properties. 【0002】 【従来の技術】近年、超音波に対する微小気泡の共振性非線形応答を利用した第2高調波イメージング法が検討されつつある。 [0002] Recently, second harmonic imaging method utilizing a resonant nonlinear response of microbubbles for ultrasound is being studied. また、そのための可溶性マイクロバルーン(micro balloon) を主成分とする造影剤の開発も行われている。 Also it has been under development contrast agent mainly composed of soluble microballoons (micro balloon) for that purpose. 【0003】第2高調波イメージング法は、造影剤に含まれる微小気泡が、その共振性非線形応答により、照射された超音波の第2高調波を含むエコーを発生することを利用するものである。 [0003] The second harmonic imaging method, microbubbles contained in the contrast agent, by its resonant nonlinear response is to utilize to generate echoes comprising a second harmonic wave of the ultrasonic waves irradiated . このエコーはドプラ信号の約1 About 1 of this echo Doppler signal
00倍の感度を有する。 With 00 times the sensitivity. 受信した第2高調波のエコーに基づいて造影剤注入部位についての画像が形成され、また、造影剤の濃度の経時的変化に基づいて注目組織の機能が測定される。 Image of the contrast medium injection site, based on the echo of the second harmonic wave received is formed, also the function of interest tissue is measured based on the change over time in the concentration of the contrast agent. 【0004】 【発明が解決しようとする課題】 (1)超音波撮像装置においては、超音波の集束波面を送波するので焦点における非線形作用は避けられない現象であり、焦点近傍および以遠では送波パルス自身がすでに第2高調波成分を大量に持っている。 [0004] In THE INVENTION Problem to be Solved] (1) ultrasonic imaging apparatus, since the transmit focusing wavefront of the ultrasonic wave is a nonlinear effect is unavoidable phenomenon in focus, feeding is near the focal point and beyond wave pulse itself already has a large number of second harmonic component. したがって、 Therefore,
それによって造影剤以外からも第2高調波エコーが発生し造影剤からのエコーと区別できない。 Thereby indistinguishable echo from the second harmonic wave echo generated contrast agent from other contrast agents. 【0005】このような送波パルスの非線形作用による妨害を目立たなくするためには、送波レベルを通常の撮像に用いられるレベルの数分の1以下に落とさなければならないが、観測したい2次効果の大きさは送波レベルの2乗に比例するので、送波レベルを落とすことはエコー受信に関して2重に不利に作用する。 In order to obscure the interference due to nonlinear effects of such transmission pulse is to be dropped to transmit level to a normal number of levels used in the imaging fraction below 2 to be observed following since the magnitude of the effect is proportional to the square of the transmit level, lowering the transmitting level is adversely double with respect to echo reception. 【0006】(2)超音波送波用の送信信号それ自身にも第2高調波ないし観測系の受信周波数帯域に抵触するような周波数成分が含まれている場合があり、そのエコーもまた造影剤のエコーと区別がつかない。 [0006] (2) may contain frequency components that violate the reception frequency band of the transmission signal second harmonic through the observation system in its own ultrasound transmitting, its echo also contrast It echoes the distinction of the agent does not stick. 【0007】これを防ぐには、超音波探触子の各振動子エレメント毎に送信用のリニアアンプ(linear amplifie [0007] To prevent this, the linear amplifier (linear amplifie for transmission for each transducer element of the ultrasound probe
r)ないしは厳重なローパスフィルタを用い、送信信号にそのような周波数成分が含まれないようにする必要がある。 r) or with stringent low-pass filter, it is necessary not to contain such a frequency component in the transmitted signal. 【0008】しかし、電子走査型の超音波探触子においては高性能になるほど多数の振動子エレメントが用いられるので、そのような多数の振動子エレメント毎に送信用のリニアアンプやローパスフィルタを用いることは装置の簡素化、小形化、低消費電力化に対して大きな障害となる。 However, since the ultrasonic probe of the electronic scanning multiple transducer element as becomes high is used, using a linear amplifier and a low pass filter for transmitting such a large number of each transducer element it simplifies the apparatus, miniaturization, a major obstacle to reduction in power consumption. 【0009】(3)第2高調波による撮像においては、 [0009] (3) In the imaging of the second harmonic,
基本波を送波して2倍の周波数のエコーを受信するのであるから、広帯域の超音波探触子が必要である。 Since it is to receive an echo of the transmit to twice the frequency of the fundamental wave, it is necessary to broadband ultrasonic probe. 比帯域幅の確保を入れると上下の周波数比で130%ないし1 To 130% to the upper and lower frequency ratio and put to secure relative bandwidth 1
50%もの超広帯域の超音波探触子を必要とする。 Also it requires of the ultra-wide band of the ultrasonic probe 50%. これに対して通常の超音波撮像に用いられる超音波探触子の比帯域幅は70%程度であるので、そのまま使用することはできない。 Since the relative bandwidth of the ultrasonic probe is used for ordinary ultrasonic imaging contrast it is about 70%, can not be directly used. 比帯域幅が100%を越える超音波探触子を設計することは可能であるが、3〜4層以上の音響整合層を必要とする等の理由により実現化には多大の困難を伴う。 Although specific bandwidth is possible to design the ultrasonic probe over 100% with difficulty great to realization reasons such as requiring a 3-4 or more acoustic matching layers. 【0010】(4)マイクロバルーンの共振周波数f 0は半径r 0に対し【0011】 【数1】 [0010] (4) [0011] For the resonance frequency f 0 is the radius r 0 of the microballoons Equation 1] 【0012】という関係がある。 Relationship that [0012]. マイクロバルーンが第2高調波を送り返して来るのは、この共振周波数の前後のあまり広くない周波数帯域である。 The microballoons sends back a second harmonic is a frequency band less widely around the resonance frequency. このため、マイクロバルーンの粒径に分布があるとその中の一部しか非線形エコーの発生に貢献せず効率が悪い。 Therefore, when there is a distribution in the particle size of the microballoon efficiency without contributing to the generation of the nonlinear echo only some of them are bad. 【0013】(5)マイクロバルーン造影剤を被検体に注入し、その濃度の経時変化から注目する組織の機能を計測する場合、所定の時間にわたって継続的に同一部位を捉え続けなければならない。 [0013] (5) a microballoon contrast agent injected into the subject, when measuring the function of the tissue of interest from the time course of the concentration, must continue capturing continuously identical site for a predetermined time. しかし、体内組織の運動や被検体の体動等のために注目部位は逃げやすくその追跡は容易ではない。 However, attention site for body movement such as exercise or the subject in the body tissue that tracking is not easy elusive. 【0014】 本発明は上記の問題点を解決するためになされたもので、その目的は、第2高調波による非線形超音波撮像を効率良く行える超音波撮像方法および装置並びに超音波探触子および超音波造影剤を実現することである。 [0014] The present invention has been made to solve the above problems, and its object is the second ultrasonic imaging method capable of efficiently nonlinear ultrasound imaging due to harmonics and apparatus and ultrasonic probe and it is to realize an ultrasound contrast agent. 【0015】 【課題を解決するための手段】 (1)課題を解決するための第1の発明は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第2高調波成分を利用する超音波撮像方法において、被検体に第1の強度の超音波と前記第1の強度の実質的に1/k倍の第2の強度の超音波とを交互に送波し、前記第1の強度で送波した超音波に基づくエコーと前記第2の強度で送波した超音波に基づくエコーとを受信し、前記第2の強度で送波した超音波に基づくエコー受信信号を実質的にk倍した信号と前記第1の強度で送波した超音波に基づくエコー受信信号との差の信号を利用することを特徴とする超音波撮像方法である。 [0015] [Means for Solving the Problems] (1) a first invention for solving the problems, an ultrasonic imaging utilizing a second harmonic component of the echo by transmitting ultrasonic waves to a subject in the method, the transmitting alternating with ultrasonic substantially 1 / k second intensity of times the ultrasonic wave oscillator and the first intensity of the first intensity to the subject, feed in the first intensity receives the echo based on the ultrasound echo based on ultrasonic waves wave and transmitting by said second strength was substantially k times the echo reception signal based on the ultrasonic wave transmitting in the second intensity an ultrasound imaging method, characterized by using a signal of a difference between the received echo signal based on the ultrasonic wave transmitting in the signal first intensity. 【0016】課題を解決するための第1の発明において、kを2とすることが信号処理が容易になる点で好ましい。 [0016] In the first invention for solving the problem, it is preferable in that the signal processing is facilitated to 2 k. この場合、前記第2の強度での送波を2回行い、 In this case, it performed twice a transmitting at the second intensity,
それに基づく2回の受信信号を加算することによって実質的に2倍することがノイズを低減する点で好ましい。 Substantially doubling by adding the two reception signals based thereon is preferable in terms of reducing noise. 【0017】課題を解決するための第1の発明によれば、超音波の送波を2種類の強度で行い、それらに対応して得られる2種類のエコー受信信号の差を求めるようにしたので、非線形エコー源からのエコーをフィルタ等を用いないで抽出することができる超音波撮像方法が実現できる。 According challenge to the first invention for solving the ultrasonic wave transmission was carried out in two strengths, and to determine the difference between the two received echo signals obtained in correspondence with their since ultrasonic imaging method can be realized which is capable of extracting an echo from the nonlinear echo source without using a filter or the like. 【0018】(2)課題を解決するための第2の発明は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第2高調波成分を利用する超音波撮像方法において、被検体に第1の位相の超音波と前記第1の位相とは実質的に180°異なる第2の位相の超音波とを交互に送波し、前記第1の位相で送波した超音波に基づくエコーと前記第2の位相で送波した超音波に基づくエコーとを受信し、前記第1 [0018] (2) a second invention for solving the problems is the ultrasonic imaging method utilizing a second harmonic component of the echo and transmit the ultrasonic waves to the subject, the first to the subject substantially transmitting alternating with ultrasonic waves 180 ° different from the second phase to the phase of the ultrasound and the first phase, the echo based on the ultrasonic waves transmitting in the first phase the It receives the echo based on the ultrasonic waves transmitting in two phases, the first
の位相で送波した超音波に基づくエコー受信信号と前記第2の位相で送波した超音波に基づくエコー受信信号との和の信号を利用することを特徴とする超音波撮像方法である。 An ultrasound imaging method characterized by utilizing the signal of the sum of the received echo signal based on the ultrasonic wave transmitting in the received echo signal based on the ultrasonic waves transmitting said second phase in the phase. 【0019】課題を解決するための第2の発明において、前記第1の位相とは実質的に90°位相が異なる第3の位相の超音波と実質的に270°位相が異なる第4 In a second invention for solving the problems, the first substantially 90 ° fourth phase which is different third phases of ultrasonic waves and substantially 270 ° phase different from the phase
の位相の超音波とをそれぞれ送波し、前記第1〜4の位相で送波した超音波に対するエコー受信信号の和の信号を求めることが非線形エコー源からのドプラ信号を得る点で好ましい。 And transmitting the phase of ultrasonic waves and, respectively, to obtain the signal of the sum of the received echo signals for the ultrasonic waves transmitting in the first to fourth phase is preferable in terms of obtaining a Doppler signal from the nonlinear echo source. 【0020】課題を解決するための第2の発明によれば、超音波の送波を複数の位相で行い、それらに対応して得られる複数のエコー受信信号の和を求めるようにしたので、非線形エコー源からのエコーをフィルタ等を用いないで抽出することができる超音波撮像方法が実現できる。 According challenge to the second invention for solving the, the transmitting of the ultrasound performed in multiple phases. Thus the sum of a plurality of received echo signals obtained in correspondence with them, an ultrasonic imaging method capable of extracting an echo from the nonlinear echo source without using a filter or the like can be realized. 【0021】(3)課題を解決するための第3の発明は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第2高調波成分を利用する超音波撮像方法において、基本周波数より所定周波数だけ高い周波数の信号と前記基本周波数より前記所定周波数だけ低い周波数の信号とを合成した送信信号に基づく超音波を被検体に送波することを特徴とする超音波撮像方法である。 [0021] (3) issues a third invention for solving the can, in the ultrasonic imaging method utilizing a second harmonic component of the echo and transmit the ultrasonic waves to the subject, by a predetermined frequency from the fundamental frequency an ultrasound imaging method, characterized by transmitting ultrasonic waves based on the transmission signal obtained by synthesizing the signal of the predetermined frequency only lower frequency than the signal with the fundamental frequency of the high frequency to the subject. 【0022】課題を解決するための第3の発明によれば、送波超音波の2つの周波数が非線形エコー源においてミキシングされるので、基本周波数の2倍の周波数のエコー信号を得ることができる超音波撮像方法が実現できる。 According challenges the third invention for solving, the two frequencies of the transmitting ultrasonic waves are mixed in the nonlinear echo source, it can be obtained an echo signal at twice the frequency of the fundamental frequency ultrasonic imaging method can be implemented. 【0023】(4)課題を解決するための第4の発明は、被検体に超音波を送波し、前記送波した超音波に基づくエコーを受信し、前記エコー受信信号をその基本波の半波長分ずらした信号と前記エコー受信信号との和の信号を求めることを特徴とする超音波撮像方法である。 [0023] (4) A fourth invention for solving the problem is to transmit an ultrasonic wave to a subject, receives an echo based on the ultrasonic waves the transmitting, the fundamental wave the echo received signal an ultrasound imaging method and obtains the signal of the sum of the half wavelength shifted signal and the received echo signals. 【0024】課題を解決するための第4の発明によれば、基本波の半波長ずらしの加算によって、基本波成分を消去し第2高調波成分を抽出することができる超音波撮像方法が実現できる。 According challenges the fourth invention for solving, by the addition of shifted by a half wavelength of the fundamental wave, an ultrasonic imaging method capable of extracting a second harmonic component to clear the fundamental wave component realized it can. 【0025】(5)課題を解決するための第5の発明は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第2高調波成分を利用する超音波撮像方法において、超音波ビームの形成に関わる1対の振動子について、前記1対の振動子から送波された超音波が形成する送波ビームにおいて振動周波数の第2高調波成分が互いに打ち消し合う位相となるように1対の送信信号で駆動するとともに、前記1 [0025] (5) issues a fifth invention for solving the can, in the ultrasonic imaging method utilizing a second harmonic component of the echo and transmit the ultrasonic waves to the subject, the formation of the ultrasonic beam involved for a pair of transducers, the pair second harmonic component phase become as one-to-transmit signal to cancel each other in the vibration frequency in the transmit beam that ultrasonic waves transmitted form the oscillator to drive in the 1
対の振動子の受信信号が形成する受波ビームにおいて振動周波数の第2高調波成分が互いに強め合う位相となるように1対の受信信号を加算することを特徴とする超音波撮像方法である。 Is an ultrasonic imaging method comprising adding a pair of the received signal so that the second harmonic component of the vibration frequency in the receive beam is phase intensify each other to receive signals of transducers of the pairs are formed . 【0026】課題を解決するための第5の発明によれば、超音波ビームの形成に関わる1対の振動子について、1対の送信信号で駆動するとともにそれら振動子の1対の受信信号を加算するようにしたので、送波ビームには第2高調波成分が含まれず、また、受波ビームには第2高調波成分のみが含まれる超音波撮像方法を実現することができる。 According challenges to the fifth invention for solving the, for a pair of transducers involved in the formation of the ultrasonic beam, a reception signal of a pair of these transducer to drive in a one-to-send signal since so as to add, it does not include the second harmonic component in the transmit beam, and the reception beam can be realized an ultrasonic imaging method that includes only the second harmonic component. 【0027】(6)課題を解決するための第6の発明は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第2高調波成分を利用する超音波撮像方法において、被検体内を超音波ビームで3次元的に走査して被検体内の注目点の変位を求め、前記注目点の変位に基づいて関心領域を追跡することを特徴とする超音波撮像方法である。 [0027] (6) issues a sixth invention for solving the can, in the ultrasonic imaging method utilizing a second harmonic component of the echo by transmitting ultrasonic waves to a subject, the ultrasound within a subject and three-dimensionally scanned by the beam obtains the displacement of the point of interest in the subject, an ultrasonic imaging method characterized by tracking the region of interest based on the displacement of the point of interest. 【0028】課題を解決するための第6の発明において、少なくとも1回は被検体内を精密に3次元走査してこの精密な走査に基づく3次元像を求め、以後は被検体内の前記注目点のみを走査して前記注目点の変位に基づいて前記3次元像を変形させることが実時間の3次元像を得る点で好ましい。 [0028] In object sixth invention for solving the, obtains a three-dimensional image based on the precise scanning and precise 3-dimensional scanning of the object at least once, thereafter the interest in the subject the scanning point only deforming the three-dimensional image based on the displacement of the point of interest is preferred from the viewpoint of obtaining a three-dimensional image of the real time. 【0029】課題を解決するための第6の発明によれば、注目点の変位に基づいて関心領域を追跡するようにしたので、特徴が明確でない関心領域についてその変位を追跡でき、造影剤を用いた計測を正確に行うことができる超音波撮像方法が実現できる。 According challenges the sixth invention for solving, since so as to track the region of interest based on the displacement of the point of interest, can track the displacement region of interest features is not clear, the contrast agent an ultrasonic imaging method capable of accurately performing measurement using can be achieved. 【0030】(7)課題を解決するための第7の発明は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第2高調波成分を利用する超音波撮像装置において、被検体に第1の強度の超音波と前記第1の強度の実質的に1/k倍の第2の強度の超音波とを交互に送波する送波手段と、前記第1の強度で送波した超音波に基づくエコーと前記第2 [0030] (7) the seventh invention for solving the problems is the ultrasonic imaging apparatus utilizing the second harmonic component of the echo and transmit the ultrasonic waves to the subject, the first to the subject and transmitting means for transmitting a second intensity of the ultrasonic wave of substantially 1 / k times the ultrasound and the first intensity strength alternately, the ultrasonic wave transmitting in the first intensity the echo-based second
の強度で送波した超音波に基づくエコーとを受信する受信手段と、前記第2の強度で送波した超音波に基づくエコー受信信号を実質的にk倍した信号と前記第1の強度で送波した超音波に基づくエコー受信信号との差の信号を求める演算手段とを具備することを特徴とする超音波撮像装置である。 Substantially k times the signal and the first intensity and the receiving means, the received echo signal based on the ultrasonic waves transmitting by said second intensity of receiving the echo based on the ultrasonic waves transmitting an intensity of an ultrasonic imaging apparatus characterized by comprising a calculating means for obtaining a signal difference between the received echo signal based on the ultrasonic wave transmitting. 【0031】課題を解決するための第7の発明において、kを2とすることが信号処理が容易になる点で好ましい。 [0031] In the seventh invention for solving the problems, it is preferable in that the signal processing is facilitated to 2 k. この場合、前記第2の強度での送波を2回行い、 In this case, it performed twice a transmitting at the second intensity,
それに基づく2回の受信信号を加算することによって実質的に2倍することがノイズを低減する点で好ましい。 Substantially doubling by adding the two reception signals based thereon is preferable in terms of reducing noise. 【0032】課題を解決するための第7の発明によれば、超音波の送波を2種類の強度で行い、それらに対応して得られる2種類のエコー受信信号の差を求めるようにしたので、非線形エコー源からのエコーをフィルタ等を用いないで抽出することができる超音波撮像装置が実現できる。 According challenges to the seventh invention for solving the ultrasonic wave transmission was carried out in two strengths, and to determine the difference between the two received echo signals obtained in correspondence with their since ultrasonic imaging apparatus can be realized which is capable of echoes from the non-linear echo source extraction without using a filter or the like. 【0033】(8)課題を解決するための第8の発明は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第2高調波成分を利用する超音波撮像装置において、被検体に第1の位相の超音波と前記第1の位相とは実質的に180°異なる第2の位相の超音波とを交互に送波する送波手段と、前記第1の位相で送波した超音波に基づくエコーと前記第2の位相で送波した超音波に基づくエコーとを受信する受信手段と、前記第1の位相で送波した超音波に基づくエコー受信信号と前記第2の位相で送波した超音波に基づくエコー受信信号との和の信号を求める演算手段とを具備することを特徴とする超音波撮像装置である。 [0033] (8) The eighth invention for solving the problems is the ultrasonic imaging apparatus utilizing the second harmonic component of the echo and transmit the ultrasonic waves to the subject, the first to the subject and transmitting means for transmitting an ultrasonic substantially 180 ° different from the second phase with the ultrasonic phase first phase alternately, based on the ultrasonic wave transmitting in the first phase receiving means for receiving the echo based on the ultrasonic waves transmitting echo and the second phase, and transmitting in the received echo signal based on the ultrasonic waves transmitting in the first phase and the second phase an ultrasonic imaging apparatus characterized by comprising a calculating means for obtaining a signal of the sum of the received echo signal based on the ultrasound. 【0034】課題を解決するための第8の発明において、前記第1の位相とは実質的に90°位相が異なる第3の位相の超音波と実質的に270°位相が異なる第4 [0034] In the eighth invention for solving the problems, the first substantially 90 ° fourth phase which is different third phases of ultrasonic waves and substantially 270 ° phase different from the phase
の位相の超音波とをそれぞれ送波し、前記第1〜4の位相で送波した超音波の対するエコー受信信号の和の信号を求めることが非線形エコー源からのドプラ信号を得る点で好ましい。 And transmitting the phase of ultrasonic waves and, respectively, it is preferred from the viewpoint of obtaining a Doppler signal from the nonlinear echo source for obtaining the signal of the sum of the received echo signals against the ultrasonic wave transmitting in the first to fourth phase . 【0035】課題を解決するための第8の発明によれば、超音波の送波を複数の位相で行い、それらに対応して得られる複数のエコー受信信号の和を求めるようにしたので、非線形エコー源からのエコーをフィルタ等を用いないで抽出することができる超音波撮像装置が実現できる。 [0035] According challenges to the eighth invention for solving the, the transmitting of the ultrasound performed in multiple phases. Thus the sum of a plurality of received echo signals obtained in correspondence with them, echo ultrasonic imaging apparatus capable of extracting without using a filter or the like from the nonlinear echo source can be realized. 【0036】(9)課題を解決するための第9の発明は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第2高調波成分を利用する超音波撮像装置において、基本周波数より所定周波数だけ高い周波数の信号と前記基本周波数より前記所定周波数だけ低い周波数の信号とを合成した送信信号に基づく超音波を被検体に送波する送波手段を具備することを特徴とする超音波撮像装置である。 [0036] (9) issues a ninth invention for solving the, there is provided an ultrasonic imaging apparatus that uses the second harmonic component of the echo and transmit the ultrasonic waves to the subject, by a predetermined frequency from the fundamental frequency in ultrasonic imaging apparatus characterized by comprising a transmitting means for transmitting ultrasonic waves based on the transmission signal obtained by synthesizing the signal of the predetermined frequency only lower frequency than the signal with the fundamental frequency of the high frequency to the subject is there. 【0037】課題を解決するための第9の発明によれば、送波超音波の2つの周波数が非線形エコー源においてミキシングされるので、基本周波数の2倍の周波数のエコー信号を得ることができる超音波撮像装置が実現できる。 [0037] According challenges the ninth invention for solving, the two frequencies of the transmitting ultrasonic waves are mixed in the nonlinear echo source, it can be obtained an echo signal at twice the frequency of the fundamental frequency ultrasonic imaging apparatus can be realized. 【0038】(10)課題を解決するための第10の発明は、被検体に超音波を送波する送波手段と、前記送波した超音波に基づくエコーを受信する受信手段と、前記エコー受信信号をその基本波の半波長分ずらした信号と前記エコー受信信号との和の信号を求める演算手段とを具備することを特徴とする超音波撮像装置である。 [0038] (10) issues a tenth invention for solving it includes receiving means for receiving a transmitting means for transmitting ultrasonic waves to a subject, an echo based on the ultrasonic waves the transmitting, the echo an ultrasonic imaging apparatus characterized by comprising a reception signal a half-wavelength shifted by the signal of the fundamental wave and an arithmetic means for obtaining a sum signal of said echo received signal. 【0039】課題を解決するための第10の発明によれば、基本波の半波長ずらしの加算によって、基本波成分を消去し第2高調波成分を抽出することができる超音波撮像装置が実現できる。 [0039] According to the tenth invention for solving the problems, by the addition of shifted by a half wavelength of the fundamental wave, an ultrasonic imaging apparatus capable of extracting a second harmonic component to clear the fundamental wave component realized it can. 【0040】(11)課題を解決するための第11の発明は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第2高調波成分を利用する超音波撮像装置において、超音波ビームの形成に関わる1対の振動子について前記1対の振動子から送波された超音波が形成する送波ビームにおいて振動周波数の第2高調波成分が互いに打ち消し合う位相となるように1対の送信信号で駆動する駆動手段と、前記1対の振動子の受信信号が形成する受波ビームにおいて振動周波数の第2高調波成分が互いに強め合う位相となるように1対の受信信号を加算する加算手段とを具備することを特徴とする超音波撮像装置である。 [0040] (11) issues an eleventh invention for solving the, there is provided an ultrasonic imaging apparatus that uses the second harmonic component of the echo and transmit the ultrasonic waves to the subject, the formation of the ultrasonic beam 1 to said pair second harmonic pair transmission signals so that the ingredients may be phase cancel each other out of the oscillation frequency in the transmit beam that ultrasonic waves transmitted form the oscillator for the oscillator involved driving means for driving, adding means for adding a pair of the received signal so that the second harmonic component of the vibration frequency is phase intensify each other in a receive beam the received signal to form the transducers in the pair an ultrasonic imaging apparatus characterized by comprising a. 【0041】課題を解決するための第11の発明によれば、超音波ビームの形成に関わる1対の振動子について、1対の送信信号で駆動するとともにそれら振動子の1対の受信信号を加算するようにしたので、送波ビームには第2高調波成分が含まれず、また、受波ビームには第2高調波成分のみが含まれる超音波撮像装置を実現することができる。 [0041] According challenges to the eleventh invention for solving the about vibrator pair involved in the formation of the ultrasonic beam, a reception signal of a pair of these transducer to drive in a one-to-send signal since so as to add, it does not include the second harmonic component in the transmit beam, and the reception beam can be realized an ultrasonic imaging apparatus that includes only the second harmonic component. 【0042】(12)課題を解決するための第12の発明は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第2高調波成分を利用する超音波撮像装置において、被検体内を超音波ビームで3次元的に走査する走査手段と、エコー受信信号から被検体内の注目点の変位を求める変位算出手段と、前記注目点の変位に基づいて関心領域を追跡する追跡手段とを具備することを特徴とする超音波撮像装置である。 [0042] (12) issues a twelfth invention for solving, there is provided an ultrasonic imaging apparatus that uses the second harmonic component of the echo by transmitting ultrasonic waves to a subject, the ultrasound within a subject comprising a scanning means for three-dimensionally scanning the beam, a displacement calculating means for determining the displacement of the point of interest within a subject from received echo signals, and tracking means for tracking a region of interest based on the displacement of the point of interest it is an ultrasonic imaging apparatus according to claim. 【0043】課題を解決するための第12の発明において、少なくとも1回は被検体内を精密に3次元走査してこの精密な走査に基づく3次元像を求め、以後は被検体内の前記注目点のみを走査して前記注目点の変位に基づいて前記3次元像を変形させることが実時間の3次元像を得る点で好ましい。 [0043] In object twelfth invention for solving the, obtains a three-dimensional image based on the precise scanning and precise 3-dimensional scanning of the object at least once, thereafter the interest in the subject the scanning point only deforming the three-dimensional image based on the displacement of the point of interest is preferred from the viewpoint of obtaining a three-dimensional image of the real time. 【0044】課題を解決するための第12の発明によれば、注目点の変位に基づいて関心領域を追跡するようにしたので、特徴が明確でない関心領域についてその変位を追跡でき、造影剤を用いた計測を正確に行うことができる超音波撮像装置が実現できる。 [0044] According challenges the twelfth invention for solving, since so as to track the region of interest based on the displacement of the point of interest, can track the displacement region of interest features is not clear, the contrast agent measurement ultrasonic imaging apparatus can be realized which can accurately perform using. 【0045】 (13)課題を解決するための第13の発明は、第1の周波数を含む周波数帯域を有する第1の振動子と、前記第1の周波数の2倍の周波数を含む周波数帯域を有する第2の振動子とを具備することを特徴とする超音波探触子である。 [0045] (13) Challenges 13 invention for solving the includes a first vibrator having a frequency band including the first frequency, a frequency band including a frequency twice the first frequency an ultrasonic probe characterized by comprising a second vibrator having. 【0046】課題を解決するための第11の発明において、前記第1の振動子と前記第2の振動子が互い違いに配列されることが振動子アレイを均一化する点で好ましい。 [0046] In an eleventh invention for solving the problems, the that the first vibrator and the second vibrator are staggered preferable in that to equalize the transducer array. また、課題を解決するための第13の発明において、振動子アレイが前記第1の振動子が連なったアレイと前記第2の振動子が連なったアレイによって構成されることが製作が容易になる点で好ましい。 Further, in the thirteenth invention for solving the problems, fabrication be configured array transducer array is continuous said first vibrator and the second vibrator continuous arrays is facilitated in a preferred point. 【0047】 課題を解決するための第13の発明によれば、第1の振動子と第2の振動子を備えることにより、f 0と2f oの2つの周波数を有する超音波探触子を実現することができる。 [0047] According challenges to the thirteenth invention for solving the, by providing the first vibrator and the second vibrator, the ultrasonic probe having two frequencies of f 0 and 2f o it can be realized. 【0048】(14)課題を解決するための第14の発明は、可溶性のマイクロバルーンの粒径分布が実質的に1:2以内であることを特徴とする超音波造影剤である。 [0048] (14) issues fourteenth invention for solving the soluble microballoons particle size distribution substantially 1: is an ultrasound contrast agent, characterized in that it is 2 or less. 課題を解決するための第14の発明によれば、マイクロバルーンの粒径分布を1:2としたので励起超音波に対して効率よく非線形エコーを発生する超音波造影剤を実現することができる。 According to the fourteenth invention for solving the problems, the particle size distribution of microballoons 1: 2 and the it is possible to realize an ultrasound contrast agent to generate efficiently nonlinear echo relative to the excitation ultrasonic . 【0049】 【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。 [0049] PREFERRED EMBODIMENTS Hereinafter, the embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. (1)全体構成図1に超音波診断装置のブロック図を示す。 (1) Overall Configuration FIG 1 shows a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus. 本装置は本発明の実施の一形態である。 The apparatus is an embodiment of the present invention. なお、本装置の構成によって本発明の装置に関する実施の一形態が示される。 Incidentally, an embodiment relates to an apparatus of the present invention The configuration of the apparatus is shown. また、本装置の動作によって本発明の方法に関する実施の一形態が示される。 Moreover, an embodiment relates to a method of the present invention The operation of the apparatus is shown. 【0050】図1において、超音波プローブ1は図示しない被検体に超音波ビームを送波するとともに被検体からのエコーを受波するものである。 [0050] In FIG. 1, is for reception of the echo from the subject while transmitting the ultrasonic beams to a subject in the ultrasound probe 1 are not shown. 超音波プローブ1は本発明における超音波探触子の実施の形態の一例である。 Ultrasonic probe 1 is an embodiment of the ultrasonic probe of the present invention. 被検体には可溶性マイクロバルーンを主体とする造影剤が注入され、この造影剤に基づいて超音波撮像が行われる。 The subject is injected contrast agent mainly composed of soluble microballoons, ultrasonic imaging is performed on the basis of the contrast agent. なお、造影剤については後に改めて説明する。 It should be noted, again will be described later contrast agent. 【0051】超音波プローブ1は周波数帯域が異なる2 The ultrasonic probe 1 is different frequency bands 2
種類の振動子エレメントを有している。 And a type transducer elements. 一方の振動子エレメントの周波数帯域にはマイクロバルーンの共振周波数が含まれ、他方の振動子エレメントの周波数帯域にはその2倍の周波数が含まれる。 The frequency band of one of the transducer elements include the resonance frequency of the microballoons, the frequency band of the other transducer element contains twice the frequency. 超音波プローブ1については後に改めて説明する。 Again it will be described later ultrasonic probe 1. 【0052】送受信部2は超音波プローブ1を駆動して超音波ビームを送波させるとともに超音波プローブ1のエコー受波信号を受信するものである。 [0052] transmitting and receiving unit 2 is intended to receive an echo reception signal of the ultrasonic probe 1 causes the transmit an ultrasonic beam by driving the ultrasonic probe 1. 被検体内は超音波ビームが形成する音線によって走査される。 In the subject is scanned by the acoustic line of the ultrasonic beam is formed. 送受信部2は所定の基本周波数の送信信号で超音波プローブ1を駆動するとともに受信信号からその第2高調波成分を抽出する構成になっている。 Transceiver 2 has a configuration that extracts the second harmonic component from the received signal to drive the ultrasonic probe 1 in the transmission signal of a predetermined fundamental frequency. 送受信部2は本発明における送波手段、受信手段および走査手段の実施の形態の一例である。 Transceiver 2 is an embodiment of the transmitting means, receiving means and scanning means of the present invention. 送受信部2については後に改めて説明する。 Again it will be described later transceiver 2. 【0053】送受信部2が受信したエコー信号は、Bモード処理部3で処理されBモード画像データが作成される。 [0053] The echo signals transceiver 2 receives the, B-mode image data is processed in the B-mode processing unit 3 is created. Bモード処理部3は動作切り換えによりMモード画像データを作成することもできる。 B-mode processing unit 3 may also create M-mode image data by the operation switching. 【0054】また、送受信部2が受信したエコー信号は、ドプラ処理部4で処理されドプラスペクトラムデータが作成される。 [0054] In addition, the echo signal reception unit 2 receives the Doppler spectrum data is processed by the Doppler processing unit 4 is created. ドプラ処理にはパルスドプラモードとCW(continuous wave) ドプラモードとがある。 The Doppler processing is the pulse Doppler mode and CW (continuous wave) Doppler mode. 【0055】また、送受信部2が受信したエコー信号は、カラードプラ処理部5で処理されカラードプラ画像データが作成される。 [0055] In addition, the echo signal reception unit 2 receives the color Doppler image data is processed in the color Doppler processing unit 5 is generated. カラードプラ画像はCFM(color Color Doppler image is CFM (color
flowmapping)画像とも呼ばれる。 flowmapping) is also referred to as image. 【0056】ディジタル・スキャン・コンバータ部6はBモード画像データ、ドプラスペクトラムデータおよびカラードプラ画像データについて走査変換した映像信号を表示部7と録画部8に入力するものである。 [0056] Digital scan converter unit 6 is used to input the B-mode image data, a video signal scanning conversion for the Doppler spectrum data and the color Doppler image data to the recording unit 8 and a display unit 7. 【0057】表示部7は映像入力信号に基づいて画像を表示するものである。 [0057] The display unit 7 is for displaying the image based on the video input signal. 録画部8は映像入力信号を録画するものである。 Recording unit 8 is to record video input signal. 録画部8としては例えばビデオテープレコーダ(video taperecorder)が用いられる。 As recording unit 8, for example, a video tape recorder (video taperecorder) is used. 【0058】データ処理部9は以上の各部と信号の授受を行いかつデータ処理を行って各部の動作を制御する。 [0058] The data processing unit 9 transmits and receives over each part and the signal and performs data processing for controlling the operation of each unit.
データ処理部9は、また、造影剤画像の濃度の経時変化に基づいて組織機能の計測をも行う。 The data processing unit 9, also performs the measurement of tissue function, based on a temporal change of a concentration of the contrast agent image. その際、注目する部位が体動等により変位する場合でもそれを自動的に追跡するようになっている。 At that time, the site of interest is adapted to automatically track it even when displaced by body motion or the like. データ処理部9は本発明における変位検出手段および追跡手段の実施の形態の一例である。 The data processing unit 9 is an embodiment of the displacement detecting means and the tracking means of the present invention. このような変位検出および追跡については後に改めて説明する。 Again it will be described later such displacement detection and tracking. 【0059】データ処理部9はコンピュータとデータ処理プログラムによって構成される。 [0059] The data processing unit 9 is constituted by a computer and a data processing program. データ処理部9はまた記憶部10に対してデータの読出および書込を行う。 Performing reading and writing of data to the data processing unit 9 also storage unit 10.
記憶部10には後述の3次元画像データが記憶される。 The storage unit 10 three-dimensional image data will be described later, is stored.
操作部11は操作者によって操作されデータ処理部9に入力信号や指令信号を与えるものである。 Operation unit 11 is intended to provide an input signal or command signal to by the data processing unit 9 operated by the operator. 【0060】(2)造影剤一般的な造影剤としての基本波での反射強度はマイクロバルーンの径が大きいほど大きい。 [0060] (2) reflection intensity at the fundamental as contrast agents common contrast agents large enough diameter microballoons is large. そこで、末梢血行系で塞栓が起きる限界寸法の数μm近辺を粒径の分布中心とされる。 Therefore, the number μm near the critical dimension embolism occurs in the peripheral blood circulation system and the distribution center of the particle size. この場合、超音波の最適照射周波数は2〜1 In this case, the optimum radiation frequency of the ultrasonic wave 2-1
MHzないしそれ以下になり、そのエコーに含まれる第2高調波の周波数は通常の超音波撮像における観測系の周波数帯域に入る。 MHz or becomes less, the frequency of the second harmonic wave included in the echo enters the frequency band of the observation system in the conventional ultrasound imaging. したがって、観測系としては通常の超音波撮像における観測系を利用し、送波を通常の超音波撮像の半分の周波数で行うのが良いことになる。 Thus, using the observation system in a normal ultrasound imaging, it is good for performing transmitting at half the frequency of the normal ultrasonic imaging as an observation system. 【0061】マイクロバルーンの粒径に分布があるとその中の一部しか非線形エコーの発生に貢献せず効率が悪いので、粒径分布が狭い(分布曲線が鋭い)マイクロバルーンを用いることにする。 [0061] Because when there is a distribution in the particle size of the microballoon efficiency without contributing to the generation of the nonlinear echo only a part of them is poor, the particle size distribution is narrow (sharp distribution curve) to be used microballoons . 粒径の分布は、径の最小値と最大値の比が1:2以内であることが非線形エコーの発生効率を高める点で好ましい。 The particle size distribution, the ratio of the minimum and maximum values ​​of the diameter is 1: It is preferred from the viewpoint of enhancing the generation efficiency of the nonlinear echo is within 2. また、粒径分布を狭くすると非線形エコーの周波数分布が狭くなり、フィルタで分離するのに極めて好都合になる。 The frequency distribution of the non-linear echo is narrowed particle size distribution is narrowed, it becomes extremely advantageous for the separation by a filter. 【0062】(3)超音波プローブ図2に、超音波プローブ1の実施の形態の一例を断面図によって示す。 [0062] (3) the ultrasonic probe Figure 2 shows the cross-sectional view of an example of embodiment the ultrasonic probe 1. 図2において、振動子アレイ101がバッキング材102上に設けられている。 2, the transducer array 101 is provided on the backing member 102. なお、音響整合層等については図示を省略する。 It is omitted in the drawing the acoustic matching layer. 振動子アレイ101は2種類の振動子エレメントaとbを互い違いに配置することによって構成される。 Transducer array 101 is constituted by alternately arranging two types of transducer elements a and b. 【0063】なお、振動子エレメントa,bは互い違いにせずに、図3に示すように、振動子エレメントaのみによるアレイと振動子エレメントbのみによるアレイを1列に並べるようにしても良い。 [0063] Incidentally, the transducer elements a, b are without staggered, as shown in FIG. 3, may be arranged array only by the array and transducer elements b by only transducer element a in a row. 【0064】図2の構成は2種類の振動子エレメントがアレイの全長にわたって均一に分布する点で好ましい。 [0064] The configuration of FIG. 2 is preferable in that the two transducer elements are uniformly distributed over the entire length of the array.
図3の構成はアレイの製作が容易な点で好ましい。 Arrangement of Figure 3 is preferred from the viewpoint of easy manufacture of the array. 振動子エレメントaおよび振動子エレメントbはそれぞれ例えば64チャンネル分ずつ設けられる。 Transducer elements a and transducer element b is provided, respectively, for example, for each 64-channel minutes. 1チャンネルは1つの振動子エレメントで構成しても良く、また、複数の振動子エレメントで構成しても良い。 One channel may be constituted by a single transducer element, or may be composed of a plurality of transducer elements. 【0065】振動子エレメントaおよびbはそれぞれ異なった周波数帯域を有する。 [0065] transducer elements a and b has a frequency band different from each other. それらの周波数帯域の例を図4に示す。 Examples of these frequency bands shown in FIG. 図4において、Baが振動子エレメントa In FIG. 4, Ba is the transducer elements a
の周波数帯域、Bbが振動子エレメントbの周波数帯域である。 Frequency band, Bb is the frequency band of the transducer element b. 【0066】周波数帯域Baの下限付近がマイクロバルーンの共振周波数f 0 (例えば2MHz)に相当するようになっている。 [0066] near the lower limit of the frequency band Ba is adapted to correspond to the resonance frequency f 0 of the microballoons (e.g., 2MHz). 周波数帯域Bbの上限付近が第2高調波の周波数2f 0 (例えば4MHz)に相当するようになっている。 Near the upper limit of the frequency band Bb is adapted to correspond to the second harmonic frequency 2f 0 (e.g., 4 MHz). 【0067】帯域BaおよびBbはいずれも比帯域幅が例えば70%となっている。 [0067] which is also the relative bandwidth both bands Ba and Bb are, for example, 70%. これによって、帯域Baの高域部分と帯域Bbの低域部分が重複し共通帯域Bcが形成される。 Thus, high-frequency part and the low frequency portion of the band Bb band Ba duplicate common band Bc are formed. 【0068】超音波の送波は振動子エレメントaが形成する64チャンネルのアレイにより帯域Baで行われ、 [0068] transmitting the ultrasound is performed in the band Ba by 64 channels of array transducer elements a to form,
受波は振動子エレメントbが形成する64チャンネルのアレイにより帯域Bbで行われる。 Reception is performed in the band Bb by 64 channels of array transducer elements b are formed. これによって、周波数f 0によってマイクロバルーンの励振が行われ、マイクロバルーンの共振による第2高調波2f 0のエコーが受波される。 Thus, excitation of the microballoons is made by the frequency f 0, an echo of the second harmonic 2f 0 due to the resonance of the microballoons is reception. 【0069】すなわち、単一の超音波プローブによりマイクロバルーン励振周波数とその第2高調波をともに取り扱うことができる。 [0069] That is, it is possible to handle the second harmonic wave and microballoons excitation frequency together by a single ultrasonic probe. なお、送波および受波に際して送受信部2により超音波のビームフォーミングが行われるのはいうまでもない。 Incidentally, ultrasound beamforming of course carried out by the transmitting and receiving unit 2 upon transmitting and reception. エコー受信信号は動作モードに応じて、Bモード画像、ドプラスペクトラム画像、CFM It received echo signals in accordance with the operation mode, B-mode image, Doppler spectrum image, CFM
画像等の形成に利用される。 It is used to form an image or the like. 【0070】なお、マイクロバルーンを用いない通常の撮像を行う時は、振動子エレメントaのアレイのみによる送受波、振動子エレメントbのアレイのみによる送受波、および振動子エレメントaのアレイと振動子エレメントbのアレイとを同時に使用した送受波を行うことができる。 [0070] Incidentally, when performing normal imaging without using microballoons, wave transceiver only by the array of transducer elements a, wave transceiver only by the array of transducer elements b, and the transducer element a array and transducer and an array of elements b can be simultaneously transmitting and receiving waves used. 【0071】振動子エレメントaのアレイのみによる送受波を行う場合は、周波数帯域がBaの64チャンネルのプローブとして使用することができる。 [0071] When performing only by transducing array of transducer elements a, can be frequency band is used as a 64-channel probe Ba. 振動子エレメントbのアレイのみによる送受波を行う場合は、周波数帯域がBbの64チャンネルのプローブとして使用することができる。 When transmitting and receiving wave only by the array of transducer elements b, it can be frequency band is used as a 64-channel probe Bb. 振動子エレメントaのアレイと振動子エレメントbのアレイとを同時に使用した場合は、周波数帯域がBcの128チャンネルのプローブとして使用することができる。 When using an array of array and transducer element b of the transducer elements a simultaneously can frequency band is used as the 128 channels of the probe Bc. 【0072】超音波プローブ1の実施の他の形態を図5 [0072] Other embodiments of the ultrasonic probe 1 5
および図6に示す。 And it is shown in FIG. 図5は平面図、図6はA−A断面図である。 Figure 5 is a plan view, FIG. 6 is an A-A sectional view. 図5および図6において、円板状の振動子アレイ103がバッキング材104の上に設けられる。 5 and 6, a disk-shaped transducer array 103 is provided on the backing material 104. 振動子アレイ103は2種類の振動子エレメントaおよびb Transducer array 103 is two transducer elements a and b
によって構成される。 It constituted by. 【0073】振動子エレメントaと振動子エレメントb [0073] transducer element a and the transducer element b
は扇形の振動板として形成され、バッキング材104の上に互い違いに配置されて全体として円板状のアレイを構成している。 Is formed as a sector of the diaphragm, constitute a disk-like array as a whole are alternately arranged on the backing material 104. 円板状のアレイを凹面形にするのが超音波ビームを集束させる点で好ましい。 The disc-shaped array to the concave is preferable in view of focusing the ultrasonic beam. 【0074】振動子エレメントは例えば全体として偶数個(2,4,6,8,…)用いられ、振動子エレメントaとbに半数ずつに割り当てられる。 [0074] transducer element is an even number as a whole, for example, (2, 4, 6, 8, ...) are used, assigned to each half the transducer elements a and b. その場合、各エレメントを同一の形状にすると、それぞれの円板材料から切り取った振動子エレメントを全部無駄なく用いて2組のプローブを作ることができ、材料の利用率が高くなる。 In this case, when each element is the same shape, the transducer element taken from each of the disk material using without waste all can make two pairs of probes, material utilization is high. 【0075】振動子エレメント配列の他の形態を図7〜 [0075] Figure 7 another embodiment of the transducer element array
図9に示す。 It is shown in Figure 9. 図7に示す配列は、ストライプ状の振動子エレメントa,bを交互に配列したものである。 Sequence shown in FIG. 7, is obtained by sequence striped transducer elements a, b are alternately. この配列は振動子エレメントの密度を高める点で好ましい。 This sequence preferable in view of increasing the density of the transducer element. 図8に示す配列は、賽の目状の振動子エレメントa,bをモザイク状(市松模様)に配列したものである。 Sequence shown in FIG. 8 is a dice pattern of transducer elements a, b are arranged in a mosaic pattern (checkered pattern). この配列は振動子エレメントの密度をさらに高める点で好ましい。 This sequence preferable in view of further increasing the density of the transducer element. 【0076】図9に示す配列は、円環状の振動子エレメントaの内側に円板状の振動子エレメントbを同心的に配置したものである。 [0076] sequence shown in FIG. 9 is a transducer element b inside disk-shaped annular vibrator elements a and concentrically arranged. なお、両者の関係を入れ換えて振動子エレメントbを円環状とし振動子エレメントaを円板状としても良い。 Incidentally, it interchanged both relationships to the transducer element b an annular or the transducer element a as a circular plate shape. この配列は構成が単純な点で好ましい。 This sequence preferred because configuration is simple. 【0077】振動子エレメントaは振動周波数f 0を有するものであり、振動子エレメントbは振動周波数2f [0077] transducer elements a are those having the oscillation frequency f 0, the transducer element b vibration frequency 2f
0を有するものである。 And has a 0. マイクロバルーン造影剤を用いる場合、超音波の送波は振動子エレメントaによって行われ、受波は振動子エレメントbによって行われる。 When using a microballoon contrast agent, transmitting the ultrasound is performed by the transducer elements a, reception is performed by the transducer element b. マイクロバルーン造影剤を用いない場合は、振動子エレメントaまたはbの何れか一方または両方を用いた送受波を行うことができる。 Without the microballoon contrast agent may be carried out wave transceiver using one or both of the transducer element a or b. 【0078】図5〜9に示す超音波プローブはCWドプラ用のプローブとして用いるのに好適である。 [0078] The ultrasonic probe shown in FIGS. 5-9 are suitable for use as a probe for CW Doppler. 勿論それに限定されるものではなく、メカニカル・セクタスキャン用のプローブまたはコンパウンドスキャン用のプローブとして用いるようにしても良い。 Not of course limited thereto, it may be used as probes for the probe or compound scan for mechanical sector scanning. 【0079】(4)送受信部図10に、送受信部2の実施の形態の一例のブロック図を1チャンネル分について示す。 [0079] (4) to the transceiver unit Figure 10 shows a block diagram of an example of embodiment of the transceiver unit 2 for one channel. 同様な構成が各チャンネル毎に設けられる。 Similar configurations are provided for each channel. 図10において、送信信号発生器201から発生する送信信号は、送信器202で増幅され、フィルタ203でフィルタリングされ、送受切換スイッチ204を通じて振動子エレメント100に与えられ、超音波として送波されるようになっている。 10, transmission signal generated from the transmission signal generator 201 is amplified by the transmitter 202, is filtered by the filter 203, it applied to the transducer elements 100 through duplexer switch 204, so as to be transmitting the ultrasonic It has become. なお、 It should be noted that,
送波に当たっては、図示しないビームフォーマによって送波ビームのステアリングないしフォーカシング等が行われる。 In the transmit steering or focusing such a transmission beam is performed by a beam former (not shown). 【0080】振動子エレメント100が受波したエコー信号は、送受切換スイッチ204を通じて受信器205 [0080] The echo signals transducer element 100 has reception is received through duplexer switch 204 205
に入力され、受信器205で増幅され、フィルタ206 Is input to and amplified by receiver 205, a filter 206
でフィルタリングされ、A/D変換器207でアナログ/ディジタル変換されてメモリ208に記憶される。 In filtered, it is analog / digital converted by the A / D converter 207 are stored in the memory 208. なお、受信に当たっては、図示しないビームフォーマによって受波ビームのステアリングないしフォーカシング等が行われる。 Incidentally, when receiving, steering or focusing such a receive beam is performed by a beam former (not shown). 【0081】送信信号発生器201から発生する送信信号の周波数、振幅、位相、継続時間等はコントローラ2 [0081] frequency of the transmission signal generated from the transmission signal generator 201, amplitude, phase, and the like duration controller 2
09によって制御されるようになっている。 It is controlled by 09. 送受切換スイッチ204の切換やA/D変換器207の動作タイミングもコントローラ209によって制御される。 Operation timing of the switching and the A / D converter 207 of the duplexer switch 204 is also controlled by the controller 209. 【0082】コントローラ209は例えばMPU(micro [0082] The controller 209 is, for example, MPU (micro
processor unit)によって構成される。 Constituted by the processor unit). コントローラ2 Controller 2
09は、また、メモリ208に記憶されたデータについて後述するような演算を行う。 09 is also in operation, as described below for the data stored in the memory 208. コントローラ209は本発明における演算手段の実施の形態の一例である。 The controller 209 is one example of an embodiment of a computing means in the present invention. 【0083】送信信号発生器201の出力振幅の切換により、同一音線につき100%振幅の送波と50%振幅の送波が交互に繰り返され、それらの送波に対応する2 [0083] The switching of the output amplitude of the transmission signal generator 201, transmitting the transmitting and 50% amplitude to 100% amplitude for the same sound ray are alternately repeated, 2 corresponding to those transmitting
種類の受信信号がメモリ208に記憶される。 Type of the received signal is stored in the memory 208. 【0084】送波振幅の切換は、音線毎に逐一行っても良く、また、超音波走査のフレーム毎に行うようにしても良い。 [0084] switching of transmitting amplitude may be one by one performed every sound ray, it may also be performed for each frame of the ultrasound scan. 音線毎に逐一行うのは2種類の送波の時間差が少ない点で好ましい。 Performed one by one for each sound ray is preferred because the time difference between two transmit less. フレーム毎に行うのは振幅の切換頻度を落とせる点で好ましい。 Performed for each frame preferred because washable the switching frequency at which the amplitude. 【0085】コントローラ209は、同一音線の受信信号毎に、50%送波による受信信号を2倍して100% [0085] The controller 209, for each reception signal in the same sound ray, 100% and double the signal received by the 50% transmitting
送波による受信信号との差を求め1回分の受信信号とする。 A batch of the received signal obtains a difference between the received signal by transmitting. 被検体内のエコー源が全て線形の反射源であるとき、すなわち送波振幅に比例したエコーを返すものであるときは、100%送波による受信信号と50%送波による受信信号を2倍したものとは全ての周波数成分が同じ値になる。 When an echo source within a subject is reflection source of all linear, that is, when it is intended to return the echoes proportional to the transmit amplitude is twice the signal received by the received signal and 50% transmitting by 100% transmitting It was those of the all frequency components to the same value. したがって、両者の差を求めることにより、送波の基本波成分はもとより送波にもともと含まれている高調波成分も相殺されて消える。 Therefore, by determining the difference between them, the fundamental wave component of the transmitting even disappear offset harmonic component originally contained in the transmit well. 【0086】これに対して、被検体内にマイクロバルーン造影剤があるときはそのエコーの中の非線形成分は送波振幅の2乗に比例するので、100%送波による受信信号と50%送波による受信信号を2倍したものとの間には相違が生じる。 [0086] In contrast, the non-linear component in the echo when there is microballoons contrast medium into the subject is proportional to the square of the transmit amplitude, send and receive signals and 50% by 100% transmitting the difference between the ones obtained by doubling the signal received by the wave occurs. したがって両者の差を求めることによりこのような非線形エコー源からのエコーを得ることができる。 Thus it is possible by determining the difference between obtaining echoes from such non-linear echo source. 【0087】すなわち、第2高調波を取り出すためのフィルタ等を特に用いなくても非線形エコー源からのエコーだけを得ることができる。 [0087] That is, it is possible even without particularly using a filter or the like for extracting the second harmonic wave obtained only echoes from the nonlinear echo source. さらに、第2高調波を取り出すためのフィルタを用いたとしてもそれを通過してしまう、送信系および受信系にもともと含まれる非線形成分も取り除くことができる。 Further, get through it even with a filter for extracting a second harmonic can be removed even nonlinear components contained originally in the transmission system and the reception system. 【0088】したがって、送信器202および受信器2 [0088] Thus, the transmitter 202 and the receiver 2
05として特別にリニアリティの良いものを用いる必要はなく、通常の超音波撮影に用いられるものをそのまま用いて良い。 05 specially no need to use a good linearity as, may be used as it is commonly used in ultrasound imaging. また、フィルタ203および206も通常の超音波撮影に用いられるものをそのまま用いて良く、 Also, often those filters 203 and 206 are also used in conventional ultrasonic imaging used as it is,
それぞれ厳格なローパスフィルタおよび第2高調波フィルタである必要はない。 Need not be a strict low-pass filter and the second harmonic filter, respectively. すなわち、第2高調波による超音波撮影のために特別な送受信機構を必要としない。 In other words, it does not require special transceiver system for ultrasound imaging by the second harmonic. 【0089】なお、送波の振幅は100%と50%に限らず、所定のレベルとその1/2として良い。 [0089] The amplitude of the transmitting is not limited to 100% and 50%, it may be predetermined level and its half. また、1 In addition, 1
/2とは限らず任意の比率1/k(k>1)とし、対応する受信信号をk倍するようにしても良い。 / 2 and arbitrary ratio 1 / k (k> 1) is not necessarily, the corresponding received signal may be multiplied by k. 【0090】また、1/2レベル送波による受信信号を2倍する代わりに、1/2レベルでの送受信を同一音線に2回行って得られた受信信号を加算するようにしても良い。 [0090] Further, instead of doubling the received signal by 1/2-level transmit, may be added to the received signal obtained by performing two times in the same sound ray transmitting and receiving 1/2 levels . この方法は、加算によるノイズの平均化作用によりノイズの少ない受信信号が得られる点で好ましい。 This method is preferable in that small received signal noise is obtained by the averaging effect of the noise due to the addition. 【0091】図11に、送受信部2の実施の形態の他の例のブロック図を1チャンネル分について示す。 [0091] Figure 11 shows a block diagram of another example of embodiment transceiver 2 for one channel. 図11 Figure 11
において、図10と同様の部分には同一の記号を付して説明を省略する。 In, the same parts as FIG. 10 and description thereof will be omitted given the same symbols. 図11においてはフィルタ206とA Filter 206 in FIG. 11 and A
/D変換器207の間に復調器210が挿入されており、これによって、受信信号を周波数2f 0で復調するようになっている。 / D converter and demodulator 210 during 207 is inserted, thereby, it adapted to demodulate the received signal at the frequency 2f 0. 【0092】コントローラ209によって送信信号発生器201の出力位相を切り換えることにより、同一音線につき、周波数f 0の0°位相の送波と180°位相の送波が交互に繰り返される。 [0092] By switching the output phase of the transmission signal generator 201 by the controller 209, the same sound ray per, transmitting the 0 ° phase of transmitting and 180 ° phase of the frequency f 0 are alternately repeated. なお、送波位相の切換は超音波走査のフレーム単位で行うようにしても良い。 Incidentally, the switching of the transmitting phase may be performed in units of frames of the ultrasound scan. 【0093】それらの送波に対応する2種類の受信信号が復調器210により2f 0で復調されA/D変換器2 [0093] 2 types of the received signals corresponding to their transmit is demodulated by 2f 0 by demodulator 210 A / D converter 2
07でディジタル信号に変換されてメモリ208に記憶される。 07 is converted into a digital signal is stored in the memory 208 at. コントローラ209は、0°位相の送波に対する受信信号と180°位相の送波に対する受信信号との和を求め1回分の受信信号とする。 Controller 209, a batch of the received signal obtains a sum of the received signal to the transmitting of the received signal and the 180 ° phase for transmitting the 0 ° phase. 【0094】受信信号が2f 0で復調されることにより、復調後の信号において基本周波数成分については0 [0094] By receiving signal is demodulated by the 2f 0, 0 for the fundamental frequency component in the demodulated signal
°位相の送波に対応する受信信号と180°位相の送波に対応する受信信号は互いに逆極性となるので、和をとることにより相殺される。 Since ° received signal corresponding to transmit the received signal and 180 ° phase corresponding to transmitting the phase becomes opposite polarities are offset by taking the sum. 【0095】一方、第2高調波成分については基本周波数f 0の180°の位相シフトは360°の位相シフトに相当するから、復調後の信号において0°位相の送波に対応する受信信号と180°位相の送波に対応する受信信号は同極性となり和をとることにより倍加する。 [0095] On the other hand, since the second harmonic component phase shift 180 ° of the fundamental frequency f 0 corresponding to the phase shift of 360 °, the received signal corresponding to transmitting a 0 ° phase in the demodulated signal It received signal corresponding to transmit a 180 ° phase doubles by taking the sum to have the same polarity. すなわち、エコーの基本周波成分は相殺され第2高調波成分が強め合うので、特別なフィルタを用いなくても第2 That is, since the fundamental frequency component of the echo second harmonic component is canceled constructively, first without using a special filter 2
高調波のみのエコーを得ることができる。 It can be obtained an echo harmonics only. 以上の状況を図12に示す。 Shown in FIG. 12 of the above situation. 【0096】観点を変えて説明すれば、図13に示すように一定の繰り返し周期PRT(pulse repetition tim [0096] will be described by changing the viewpoint, constant repetition period PRT (pulse repetition tim as shown in FIG. 13
e) で発生する周波数f 0のパルス信号のフーリエ変換は図14に示すようになり、周波数f 0の部分の周波数スペクトラムと周波数2f 0の部分のそれとはぴったり一致する順序で並ぶ。 Fourier transform of the pulse signal of the frequency f 0 generated by e) is as shown in FIG. 14, arranged in the order in which closely matches that of the frequency spectrum and a portion of the frequency 2f 0 of the portion of the frequency f 0. ここで、スペクトラムの間隔はP Here, the spectrum is the interval P
RF(pulse repetition frequency)となる。 A RF (pulse repetition frequency). PRFはP PRF is P
RTの逆数である。 It is the reciprocal of the RT. 【0097】これに対して、本形態のようにPRT毎にパルスの位相を反転すると(図15)その周波数スペクトラムは図16に示すようになる。 [0097] In contrast, when inverting the pulse phase for each PRT as in the present embodiment (FIG. 15) that the frequency spectrum becomes as shown in FIG. 16. すなわち、第2高調波2f 0はPRFの奇数次になり、基本周波数f 0の位置にはスペクトラムが存在しなくなる。 That is, the second harmonic 2f 0 becomes odd-order PRF, the spectrum does not exist at the position of the fundamental frequency f 0. 【0098】ただし、基本周波数成分にドプラシフトがある場合、その分は相殺されずドプラ信号として残る。 [0098] However, if there is a Doppler shift in the fundamental frequency component, that amount remains as a Doppler signal without being canceled.
したがって、本形態はBモード用に第2高調波成分を抽出する用途に加えて、ドプラモード用に基本周波数成分のドプラシフト成分を抽出する用途にも適用できる。 Thus, this embodiment in addition to the application to extract the second harmonic component for B-mode, can be applied to applications for extracting Doppler shift component of the fundamental frequency component for the Doppler mode. 【0099】CWドプラモードを実施するときは、図1 [0099] When carrying out the CW Doppler mode, as shown in FIG. 1
7に示すように送信信号発生器201に周波数f 0の連続波を発生させ、その位相を一定の周期で0°と180 7 to generate a continuous wave of a frequency f 0 to the transmitter signal generator 201 as shown in the 0 ° to the phase at a constant cycle 180
°とに切り換える。 ° switched between. このとき、エイリアシングを防止するため位相切換の周期の逆数(PRF相当)の1/2は検出したいドプラシフトより十分大きくする必要がある。 In this case, half the reciprocal of the period of the phase switching to prevent aliasing (PRF equivalent) should be sufficiently larger than the Doppler shift to be detected. 【0100】送波の実施形態の他の例としては、基本周波数f 0の送信信号を90°ずつ位相を変えて同一音線に4回ずつ送波する方法もある。 [0100] As another example embodiment of transmitting is also a method for transmitting four times in the same sound ray transmission signal of the fundamental frequency f 0 by changing the phase by 90 °. すなわち、0°,90 In other words, 0 °, 90
°,180°および270°の位相で順次に送波するものである。 °, is for transmitting successively with 180 ° and 270 ° of phase. そして、それぞれのエコー受信信号を2f 0 Then, 2f 0 each echo reception signal
で復調しディジタル化してメモリ208に記憶し、次いで4つの受信信号を全加算する。 In demodulates digitized and stored in memory 208, then the total sum of the four received signals. 【0101】この場合、基本周波数f 0の90°は第2 [0101] In this case, the 90 ° of the fundamental frequency f 0 second
高調波の180°に相当するから4つの受信信号を全加算することにより基本周波数成分に加えて第2高調波成分も打ち消す。 The second harmonic component in addition to the fundamental frequency component by full addition the four received signals from corresponding to 180 ° of harmonics cancel. この状況を図18に示す。 This situation is shown in Figure 18. 【0102】このとき、第2高調波成分にドプラシフトがある場合はその成分は4つの信号の全加算によっても打ち消されないで残る。 [0102] At this time, if the second harmonic component is Doppler shift its component remains without being canceled by the full addition of the four signals. すなわち、本形態は主として第2高調波のドプラシフトを抽出するものとなる。 That is, the present embodiment is intended to extract the predominantly second harmonic Doppler shifts. ただし、基本周波数のドプラシフトもある成分は抽出される。 However, components which are also the Doppler shift of the fundamental frequency is extracted. 【0103】CWドプラモードを実施するときは、図1 [0103] When carrying out the CW Doppler mode, as shown in FIG. 1
9に示すように送信信号発生器201に周波数f 0の連続波を発生させ、その位相を一定の周期で0°,90 To generate a continuous wave of a frequency f 0 to the transmitter signal generator 201 as shown in 9, 0 ° to the phase at a constant cycle, 90
°,180°,270°と切り換える。 °, 180 °, switching and 270 °. このとき、位相切換の周期の逆数(PRF相当)の1/2は検出したいドプラシフトより十分大きくしてエイリアシングを防止する必要がある。 In this case, half the reciprocal of the period of the phase switching (PRF equivalent), it is necessary to prevent aliasing sufficiently larger than the Doppler shift to be detected. 【0104】図20に、第2高調波成分についてCWドプラモードを実施するときの送信信号の他の形態を示す。 [0104] Figure 20 shows another form of a transmission signal when performing the CW Doppler mode for the second harmonic component. 図20に示す送信信号は周波数がf 0 +Δfとf 0 Transmission signal frequency f 0 + Delta] f and f 0 shown in FIG. 20 -
Δfの2つの信号を合成したものである。 It is obtained by synthesizing the two signals Delta] f. 【0105】この信号が非線形エコー源に照射されるとその非線形性により周波数f 0 +Δfとf 0 −Δfのミキシングが行われ周波数2f oのエコーが得られる。 [0105] Echo frequency f 0 + Delta] f and f 0 -.DELTA.f mixing been conducted frequency 2f o by this signal is irradiated to the nonlinear echo source that nonlinearity is obtained. この状態を図21にスペクトラムによって示す。 It shows a spectrum of this state in FIG. 21. 【0106】図21に示すように、このような送受信によれば送信信号に基本周波数f 0が含まれなくなるので、それを除去するための手段を全く必要とせずに第2 [0106] As shown in FIG. 21, since no longer contains the basic frequency f 0 to the transmission signal, according to such a transceiver, a second without requiring any means for removing it
高調波成分に関するCWドプラ計測を行うことができる。 CW Doppler measurement regarding harmonic components can be performed. なお、この場合もΔf/2は検出したいドプラシフトより十分大きくしてエイリアシングを防止する必要がある。 In this case also Delta] f / 2 is required to prevent aliasing is sufficiently greater than the Doppler shift to be detected. 【0107】図22に、送受信部2の実施の形態の他の例のブロック図を1チャンネル分について示す。 [0107] Figure 22 shows a block diagram of another example of embodiment transceiver 2 for one channel. 図22 Figure 22
において、図10と同様の部分には同一の記号を付して説明を省略する。 In, the same parts as FIG. 10 and description thereof will be omitted given the same symbols. 図22においてはA/D変換器207 In Figure 22 the A / D converter 207
とメモリ208の間に基本波除去器211が挿入されており、これによって、受信信号から基本周波数f 0の成分が除去されるようになっている。 The fundamental wave remover 211 during the memory 208 is inserted, whereby, component of the fundamental frequency f 0 is adapted to be removed from the received signal. 【0108】基本波除去器211は、図23に示すように、基本波の半波長(λ/2)に相当する遅延時間を有する遅延回路212を通した信号とそれを通さない信号との和を加算器213で加算するように構成されている。 [0108] fundamental wave remover 211, as shown in FIG. 23, the sum of a half wavelength (lambda / 2) signal through a delay circuit 212 having a delay time corresponding to a signal impervious to its fundamental wave the is configured to adder 213. 遅延回路212は例えばシフトレジスタ等によって実現される。 Delay circuit 212 is implemented by, for example, a shift register or the like. 【0109】遅延回路212を通ることにより基本波成分は位相が180°変わるが、第2高調波成分は360 [0109] The basic wave component by passing through the delay circuit 212 is a phase change 180 °, the second harmonic component 360
°変わる。 change. したがって、これらが遅延を受けない入力信号と加算されることにより、基本波成分は打ち消し合って消滅し第2高調波成分が倍加する。 Therefore, these are by being added to the input signal which is not subjected to delayed, the fundamental wave component and the second harmonic component to disappear cancel is doubled. すなわち、第2高調波の抽出が行われる。 That is, the second harmonic of the extract. 【0110】なお、遅延回路212にアナログ遅延回路を用い加算器213にアナログ加算器を用いることによりアナログの基本波除去器を構成することができる。 [0110] Incidentally, it is possible to constitute a fundamental wave remover analog by using an analog adder to the adder 213 using the analog delay circuit in the delay circuit 212. その場合は基本波除去器はA/D変換器207の前に設けられる。 Its fundamental wave remover if is provided before the A / D converter 207. 【0111】基本波除去器211はコントローラ209 [0111] the fundamental wave eliminator 211 controller 209
の機能によって実現するようにしても良い。 Of it may be realized by the function. すなわち、 That is,
メモリ208に記憶された受信信号について、コントローラ209により同一音線の信号同士を基本波の半波長だけずらして加算すれば良い。 The received signal stored in the memory 208, may be added by shifting the signal between the same acoustic line by a half wavelength of the fundamental wave by the controller 209. これによって基本波成分を消去して第2高調波成分を抽出することができる。 This makes it possible to extract a second harmonic component to clear the fundamental component. このようにするれば基本波除去器211のハードウェアを省略することができるので好都合である。 It is advantageous because it can be omitted thus to Rure if hardware of the fundamental wave remover 211. 【0112】図24に、送受信部2の実施の形態の他の例のブロック図を隣合う2チャンネル分について示す。 [0112] Figure 24 shows the two channels adjacent to the block diagram of another example of embodiment transceiver 2.
同様なチャンネル対が超音波プローブ1の全ての振動子について設けられる。 Similar channel pairs are provided for all the transducers of the ultrasonic probe 1. 図24において、図10と同様の部分には同一の記号を付して説明を省略する。 In Figure 24, the same parts as FIG. 10 and description thereof will be omitted given the same symbols. 【0113】ここで、これら2つのチャンネルは送波および受波の超音波ビームの形成に関わる1対のチャンネルである。 [0113] Here, these two channels is a channel pair involved in the formation of the transmitting and reception of the ultrasonic beam. 両チャンネルにおいて、送信信号発生器20 In both channels, the transmit signal generator 20
1(201')〜送受信切換スイッチ204(20 1 (201 ') - transceiver changeover switch 204 (20
4')およびコントローラ209は本発明における駆動手段の実施の形態の一例である。 4 ') and the controller 209 is one example of an embodiment of the drive means of the present invention. また、コントローラ2 In addition, the controller 2
09は本発明における加算手段の実施の形態の一例である。 09 is an embodiment of the adding means in the present invention. 【0114】コントローラ209は送信信号発生器20 [0114] The controller 209 transmits the signal generator 20
1および201'を制御してそれらが発生する送信信号の間に基本波の90°に相当する位相差を与えるようになっている。 It adapted to provide a phase difference corresponding to 90 ° of the fundamental wave during the transmission signals they control the first and 201 'occurs. これによって、振動子100および10 Thus, the vibrator 100 and 10
0'からはこのような位相差を持つ超音波がそれぞれ送波される。 From 0 'ultrasound having such a phase difference is transmitting, respectively. 【0115】なお、図示しないビームフォーマにより、 [0115] It should be noted, by the beam former (not shown),
振動子100および100'から送波される超音波は同一の音線ないし焦点を持つようにビームフォーミング処理される。 Ultrasonic wave transmitting from the transducer 100 and 100 'are beam forming process to have the same sound ray or focus. ただし、ビームフォーミングによって上記9 However, the above-mentioned by the beam forming 9
0°の位相差を損なわないようになっている。 0 ° of so as not to impair the phase difference. 【0116】基本波の90°に相当する位相差を与える方法としては、送信信号発生器201と201'が発生する送信信号の波形を互いに90°の位相差を持つものにする方法と、同一の波形について90°の位相差に相当する時間差を与える方法がある。 [0116] As a method for giving a phase difference corresponding to 90 ° of the fundamental wave, and a method for those having a phase difference of the transmission signal generator 201 and 201 'are waveform from each other 90 ° for transmitting signals generated, identical there is a method of providing a time difference corresponding to a phase difference of 90 ° for the waveform. 後者は実現が容易な点で好ましい。 The latter realization is preferable easiness. 【0117】あるいは、振動子100および100'の超音波放射面の位置を基本波の90°すなわち基本波の4分の1波長(λ/4)に相当する距離だけ超音波の進行方向に異ならせるようにしても良い。 [0117] Alternatively, a distance corresponding to a quarter wavelength of 90 ° i.e. the fundamental wave of the fundamental wave the position of the ultrasonic wave emitting surface of the transducer 100 and 100 '(lambda / 4) different from the ultrasonic traveling direction of the it may be caused. この場合、送信信号発生器201,201'が発生する送信信号の位相を変えないで良いのが好ましい。 In this case, it is preferable that it without changing the phase of the transmission signal the transmission signal generator 201, 201 'is generated. 【0118】基本波の90°に相当する位相差は第2高調波に対しては180°の位相差となる。 [0118] phase difference corresponding to 90 ° of the fundamental wave is the phase difference of 180 ° with respect to the second harmonic. このため、振動子100および100'から送波される超音波に第2 Therefore, the ultrasonic is transmitting from the transducer 100 and 100 '2
高調波成分が含まれていたとしても送波ビームにおいては打ち消し合って消滅する。 It disappears cancel in even transmission beam as contained harmonic component. したがって、被検体内のエコー源には基本波(および第3高調波)のみからなる超音波が照射される。 Therefore, ultrasonic waves are irradiated consisting of only the fundamental wave in the echo source within the object (and the third harmonic). このようにして、フィルタを用いることなく送波超音波から第2高調波成分を取り除くことができる。 In this way, it is possible to remove the second harmonic component from the transmitting ultrasonic without using a filter. 【0119】振動子100および100'がそれぞれ受波したエコー信号はそれぞれの受信系で受信処理されてメモリ208および208'に記憶される。 [0119] vibrator 100 and 100 'echo signal has reception respectively is received and processed by the respective reception system memory 208 and 208' are stored in. なお、受信に当たり図示しないビームフォーマによって受波のビームフォーミングすなわちビームのステアリングやフォーカシング等が行われる。 Incidentally, the steering and focusing, etc. of reception beamforming or beam is performed by a beam former (not shown) Upon reception. 【0120】エコー受信信号については、メモリ208 [0120] The echo received signal, memory 208
および208'にそれぞれ記憶された受信信号をコントローラ209によって基本波の180°に相当する位相差で足し合わせるようになっている。 So that the summed phase difference corresponding to 180 ° of the fundamental wave and the received signal stored respectively in the 208 'by the controller 209. 【0121】これによって、受信信号の基本波成分が打ち消し合って消滅し、一方、第2高調波成分については基本波の180°に相当する位相差は360°となって同位相となるから加算によって倍加する。 [0121] Thus addition, disappear cancel each other fundamental wave component of the received signal, whereas, since the phase difference corresponding to 180 ° of the fundamental wave for the second harmonic component is the same phase becomes 360 ° to doubling by. すなわち、第2高調波のみからなる受信信号を得ることができる。 That is, it is possible to obtain a received signal consisting of only the second harmonic. このようにして、フィルタを用いることなく第2高調波のエコーを抽出することができる。 In this way, it is possible to extract the echo of the second harmonic without using a filter. 【0122】なお、振動子100と100'として基本波のλ/4だけ超音波放射面がずれたものを用いたときは、2つの受信信号の間にすでに基本波の90°の位相差があるのでさらに90°の位相差を付加して加算することにより第2高調波のエコーを抽出することができる。 [0122] Incidentally, when used as lambda / 4 only the ultrasonic wave emitting surface of the fundamental wave is shifted as vibrator 100 and 100 'are already phase difference of 90 ° of the fundamental wave between the two received signals it is possible to further extract the echoes of the second harmonic by adding by adding a phase difference of 90 ° since. 【0123】(5)3次元撮影および組織変位の追跡図25に、超音波プローブ1による被検体内の走査の様子を示す。 [0123] (5) with three-dimensional imaging and tissue displacement tracking Figure 25 shows the state of the scan in the subject by the ultrasound probe 1. 超音波プローブ1としては振動子エレメントの2次元アレイを有するものが用いられる。 As the ultrasonic probe 1 is used having a two-dimensional array of transducer elements. 送受信部2 Transmitting and receiving unit 2
はそのような超音波プローブ1のビームフォーミングを制御して被検体内を3次元走査する。 Such controls beamforming of the ultrasonic probe 1 to scan within the object 3-dimensional. 【0124】被検体内の3次元走査は少なくとも最初の1回は所望の空間分解能が得られる程度に十分に密な音線によって行われ、その受信信号に基づいてBモード処理部3によりBモード画像が形成され、このBモード画像データがデータ処理部9により記憶部10に記憶される。 [0124] 3-dimensional scanning at least the first one in the subject is carried out by sufficiently dense sound rays to the extent that the desired spatial resolution is obtained, B-mode by B-mode processing unit 3 based on the received signal image is formed, the B-mode image data is stored in the storage unit 10 by the data processing unit 9. これによって記憶部10には所望の空間分解能の3 3 of the desired spatial resolution whereby in the storage unit 10
次元画像(静止画像)が保持される。 Dimensional image (still image) is maintained. 【0125】この3次元画像について注目点の決定がなされる。 [0125] The determination of the point of interest is made as to the three-dimensional image. 注目点としては、例えば図26に示すように、 The point of interest, for example, as shown in FIG. 26,
角部、高輝度部、音線に直交する距離方向の界面、音線に平行な方位方向の界面等が選ばれる。 Corners, high luminance portion, the distance direction of the interface orthogonal to the sound ray, surfactants such as parallel azimuthal sound line is selected. これらの注目点は数点ないし十数点あれば十分である。 These target point is sufficient several points to ten points. 【0126】注目点の決定は手動または自動で行われる。 [0126] The determination of the point of interest is carried out manually or automatically. 手動の場合は操作者が表示部7に表示された画像上で指定する。 For manual specify on the operator is displayed on the display unit 7 images. 自動の場合は、データ処理部9により画像データから2次微分等によってエッジ検出を行い、その中からハフ(Hough)変換等により音線に直交する界面と平行な界面を抽出し、それら界面の例えば微分値が最大になる点に注目点を定める。 For automatic performs edge detection by the secondary differentiation and the like from the image data by the data processing unit 9 extracts the interface and parallel interface perpendicular to the sound ray by Hough (Hough) conversion and the like from among them, those surfactants for example, defining a point of interest to the point at which the differential value is maximized. 【0127】データ処理部9は送受信部2を制御することにより、次回以降の走査をこれらの注目点のみについて行わせる。 [0127] By controlling the data processing unit 9 transceiver 2, the scanning of the next time causing only for these target points. このような走査は数十本の音線によって行えるので実時間で走査することができる。 Such scanning may be scanned in real time so done by several tens of sound ray. 【0128】受信信号に基づいて3次元像が形成され、 [0128] 3-dimensional image based on the received signal is formed,
記憶部10に記憶される。 It is stored in the storage unit 10. この3次元像は注目点の現在位置を示すものとなる。 The 3-dimensional image will be one indicating the present position of the point of interest. ところで、被検体内の組織は、 Meanwhile, tissue in the subject,
変位や変形はあっても短時間内に発生したり消滅したりはせず、また、配列の順序も入れ替わることはない。 Displacement or deformation does not really and disappear occurs in even a short period of time if there, also, never replaced even order of the sequence. したがって、注目点の変位から3次元像の変形量を推定し最初に求めた精密な3次元像をそれに合わせて変形すれば、比較的良い近似でその時点の被検体内の状態を表す3次元像を得ることができる。 Thus, if modifications precise 3-dimensional image of the deformation of the three-dimensional image from the displacement calculated by the first estimation of the target point accordingly, three-dimensional representative of the state within a subject at that time in a relatively good approximation image can be obtained. 【0129】図27に、画像の変形の説明図を示す。 [0129] Figure 27 shows an explanatory view of a modification of the image. なお、説明の便宜上、2次元に縮退して表現してある。 For convenience of explanation, it is expressed degenerate two-dimensionally. 画像の変形は次のように行われる。 Deformation of the image is performed as follows. 最初の走査によって正規の音線密度による元画像を得る(図27(a))。 Obtain the original image by the sound ray density of the normal by the first scan (Fig. 27 (a)). 次の回の粗い走査によって注目点の位置を求め、注目点の新たな位置と元の位置とを比較する(図27 Obtain the position of the target point by subsequent rounds coarse scan, comparing the new position and the original position of the target point (FIG. 27
(b))。 (B)). 注目点について元の位置からの変位を示すベクトルを求める(図27(c))。 Obtaining a vector indicating a displacement from the original position for the point of interest (FIG. 27 (c)). 得られたベクトルを外延補間して画像の全ピクセルについての変位ベクトルを求める(図27(d))。 The resulting vector was extension interpolation obtains a displacement vector for all pixels of the image (FIG. 27 (d)). 全ピクセルの変位ベクトルに基づいて元の画像を変形させ、現時点の画像とする(図27(e))。 Deforming the original image based on the displacement vectors of all the pixels, the current image (FIG. 27 (e)). 【0130】注目点の走査、変位ベクトルの計算および元画像の変形は、正規の音線密度で3次元走査するよりも遙かに短時間で行うことができる。 [0130] scanning of the target point, the deformation of the calculation and the original image of the displacement vector can be performed in a short time much than 3-dimensional scan at a sound ray density of normal. したがって、上記のような元画像の変形を行うことにより、所望の空間分解能の3次元像を実時間で得ることができる。 Therefore, by performing the deformation of the original image as described above, it is possible to obtain three-dimensional image of the desired spatial resolution in real time. 【0131】以下、注目点のみについての走査と注目点の変位に応じた元画像の変形を繰り返すことにより実時間の3次元像を得ることができる。 [0131] Hereinafter, it is possible to obtain a three-dimensional image of the real time by repeating the deformation of the original image corresponding to the displacement of the point of interest with the scanning of the only point of interest. そして、この画像を表示部7で表示することにより実時間の3次元画像表示が行える。 Then, three-dimensional image display of real time can be performed by displaying the image on the display unit 7. なお、元画像の変形は、画像データの読出アドレスを変換するテーブルを用い、そのアドレス変換テーブルを変位ベクトルに応じて書き換えることによって行うのが高速化の点で好ましい。 Incidentally, the deformation of the original image, using a table for converting the read address of the image data, performed by rewriting in accordance with the address conversion table into the displacement vector is preferred in terms of speed. 【0132】また、元画像は一定の間隔で撮り直すようにすることがより実態に忠実な3次元像を得る点で好ましい。 [0132] Further, the original image is preferable from the viewpoint of obtaining a faithful three-dimensional image more reality be made to retake at regular intervals. また、画像の変形は常に元画像について行う代わりに変形済みの直前の画像について行うようにしても良い。 Further, deformation of the image is always may be performed for the deformed of the previous image instead of performing the original image. 【0133】上記のようにして注目点の変位が常に追跡されるので、造影剤の注入部位が体動等により変位しても注目点の変位に基づいてその所在を追跡することができる。 [0133] Since the displacement of the point of interest as described above is always tracked can injection site of contrast agent to track the whereabouts based on the displacement of the point of interest may be displaced by body motion or the like. したがって、常にその部位の現在位置における造影剤の濃度値等を測定することができる。 Therefore, it is possible to always measure the concentration value or the like of the contrast agent at the current position of the site. これによって初めて正確な計測が行え、例えば図28に示すような造影剤の測定カーブを得ることができる。 This can be done the first time the precise measurement, it is possible to obtain a measurement curve of the contrast medium as shown in Figure 28, for example. 【0134】 【発明の効果】以上詳細に説明したように、課題を解決するための第1の発明によれば、超音波の送波を2種類の強度で行い、それらに対応して得られる2種類のエコー受信信号の差を求めるようにしたので、非線形エコー源からのエコーをフィルタ等を用いないで抽出することができる超音波撮像方法が実現できる。 [0134] [Effect of the Invention] As described above in detail, according to the first invention for solving the problem, an ultrasonic wave transmission was carried out in two strengths, obtained corresponding to those since to obtain the difference between the two kinds of echo reception signal, an ultrasound imaging method can be realized which is capable of extracting an echo from the nonlinear echo source without using a filter or the like. 【0135】また、課題を解決するための第2の発明によれば、超音波の送波を複数の位相で行い、それらに対応して得られる複数のエコー受信信号の和を求めるようにしたので、非線形エコー源からのエコーをフィルタ等を用いないで抽出することができる超音波撮像方法が実現できる。 [0135] Further, according to the second invention for solving the problems, a transmitting ultrasonic performed in several phases, and to determine a sum of a plurality of received echo signals obtained in correspondence with their since ultrasonic imaging method can be realized which is capable of extracting an echo from the nonlinear echo source without using a filter or the like. 【0136】また、課題を解決するための第3の発明によれば、送波超音波の2つの周波数が非線形エコー源においてミキシングされるので、基本周波数の2倍の周波数のエコー信号を得ることができる超音波撮像方法が実現できる。 [0136] Further, according to the third invention for solving the problem, since the two frequencies of the transmitting ultrasonic waves are mixed in the nonlinear echo source, to obtain an echo signal at twice the frequency of the fundamental frequency ultrasound imaging method which can can be realized. 【0137】また、課題を解決するための第4の発明によれば、基本波の半波長ずらしの加算によって、基本波成分を消去し第2高調波成分を抽出することができる超音波撮像方法が実現できる。 [0137] According to the fourth invention for solving the problems, by the addition of shifted by a half wavelength of the fundamental wave, an ultrasonic imaging method capable of extracting the second harmonic component to clear the fundamental component There can be realized. 【0138】また、課題を解決するための第5の発明によれば、超音波ビームの形成に関わる1対の振動子について、1対の送信信号で駆動するとともにそれら振動子の1対の受信信号を加算するようにしたので、送波ビームには第2高調波成分が含まれず、また、受波ビームには第2高調波成分のみが含まれる超音波撮像方法を実現することができる。 [0138] According to a fifth invention for solving the problems, the vibrator pair involved in the formation of the ultrasonic beam, receiving a pair of those transducers to drive in a one-to-send signal since so as to add the signal it is not included second harmonic component in the transmit beam, and the reception beam can be realized an ultrasonic imaging method that includes only the second harmonic component. 【0139】また、課題を解決するための第6の発明によれば、注目点の変位に基づいて関心領域を追跡するようにしたので、特徴が明確でない関心領域についてその変位を追跡でき、造影剤を用いた計測を正確に行うことができる超音波撮像方法が実現できる。 [0139] Further, according to the sixth invention for solving the problems, since so as to track the region of interest based on the displacement of the point of interest, can track the displacement region of interest features is not clear, the contrast ultrasonic imaging method agents can be accurately performing measurement using can be achieved. 【0140】また、課題を解決するための第7の発明によれば、超音波の送波を2種類の強度で行い、それらに対応して得られる2種類のエコー受信信号の差を求めるようにしたので、非線形エコー源からのエコーをフィルタ等を用いないで抽出することができる超音波撮像装置が実現できる。 [0140] According to a seventh aspect of the invention to solve the problems, an ultrasonic wave transmission was carried out in two strengths, so determining the difference of the two received echo signals obtained in correspondence with their since the ultrasonic imaging apparatus can be realized which is capable of echoes from the non-linear echo source extraction without using a filter or the like. 【0141】また、課題を解決するための第8の発明によれば、超音波の送波を複数の位相で行い、それらに対応して得られる複数のエコー受信信号の和を求めるようにしたので、非線形エコー源からのエコーをフィルタ等を用いないで抽出することができる超音波撮像装置が実現できる。 [0141] According to the eighth invention for solving the problems, a transmitting ultrasonic performed in several phases, and to determine a sum of a plurality of received echo signals obtained in correspondence with their since ultrasonic imaging apparatus can be realized which is capable of echoes from the non-linear echo source extraction without using a filter or the like. 【0142】また、課題を解決するための第9の発明によれば、送波超音波の2つの周波数が非線形エコー源においてミキシングされるので、基本周波数の2倍の周波数のエコー信号を得ることができる超音波撮像装置が実現できる。 [0142] According to the ninth invention for solving the problem, since the two frequencies of the transmitting ultrasonic waves are mixed in the nonlinear echo source, to obtain an echo signal at twice the frequency of the fundamental frequency ultrasonic imaging apparatus can be realized which can. 【0143】また、課題を解決するための第10の発明によれば、基本波の半波長ずらしの加算によって、基本波成分を消去し第2高調波成分を抽出することができる超音波撮像装置が実現できる。 [0143] According to the tenth invention for solving the problems, by the addition of shifted by a half wavelength of the fundamental wave, an ultrasonic imaging apparatus capable of extracting a second harmonic component to clear the fundamental component There can be realized. 【0144】また、課題を解決するための第11の発明によれば、超音波ビームの形成に関わる1対の振動子について、1対の送信信号で駆動するとともにそれら振動子の1対の受信信号を加算するようにしたので、送波ビームには第2高調波成分が含まれず、また、受波ビームには第2高調波成分のみが含まれる超音波撮像装置を実現することができる。 [0144] According to the eleventh invention for solving the problems, the vibrator pair involved in the formation of the ultrasonic beam, receiving a pair of those transducers to drive in a one-to-send signal since so as to add the signal it is not included second harmonic component in the transmit beam, and the reception beam can be realized an ultrasonic imaging apparatus that includes only the second harmonic component. 【0145】また、課題を解決するための第12の発明によれば、注目点の変位に基づいて関心領域を追跡するようにしたので、特徴が明確でない関心領域についてその変位を追跡でき、造影剤を用いた計測を正確に行うことができる超音波撮像装置が実現できる。 [0145] According to the twelfth invention for solving the problems, since so as to track the region of interest based on the displacement of the point of interest, can track the displacement region of interest features is not clear, the contrast agent measurement ultrasonic imaging apparatus can be realized which can accurately perform using. 【0146】 また、課題を解決するための第13の発明によれば、第1の振動子と第2の振動子を備えることにより、f 0と2f oの2つの周波数を有する超音波探触子を実現することができる。 [0146] According to a thirteenth invention for solving the problems, by providing a first vibrator and the second vibrator, ultrasonic feeler having two frequencies of f 0 and 2f o it is possible to realize a child. 【0147】また、課題を解決するための第14の発明によれば、マイクロバルーンの粒径分布を1:2としたので、励起超音波に対して効率よく非線形エコーを発生する超音波造影剤を実現することができる。 [0147] According to the fourteenth invention for solving the problems, 1 the particle size distribution of microballoons: Since 2 and the ultrasound contrast agent to generate efficiently nonlinear echo relative to the excitation ultrasonic it can be realized.

【図面の簡単な説明】 【図1】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。 It is a block diagram of an example of an apparatus embodiment of the BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS [Figure 1] present invention. 【図2】本発明の実施の形態の一例の超音波プローブの構成を示す図である。 2 is a diagram showing an example of the ultrasonic probe configuration according to the embodiment of the present invention. 【図3】本発明の実施の形態の一例の超音波プローブの構成を示す図である。 3 is a diagram showing an example of the ultrasonic probe configuration of the embodiment of the present invention. 【図4】本発明の実施の形態の一例の超音波プローブの周波数特性を示す図である。 It is a diagram showing frequency characteristics of the ultrasonic probe of an embodiment of the present invention; FIG. 【図5】本発明の実施の形態の一例の超音波プローブの構成を示す図である。 5 is a diagram showing an example of the ultrasonic probe configuration according to the embodiment of the present invention. 【図6】本発明の実施の形態の一例の超音波プローブの構成を示す図である。 6 is a diagram showing an example of the ultrasonic probe configuration of the embodiment of the present invention. 【図7】本発明の実施の形態の一例の超音波プローブの構成を示す図である。 7 is a diagram showing an example of the ultrasonic probe configuration according to the embodiment of the present invention. 【図8】本発明の実施の形態の一例の超音波プローブの構成を示す図である。 8 is a diagram showing an example of the ultrasonic probe configuration according to the embodiment of the present invention. 【図9】本発明の実施の形態の一例の超音波プローブの構成を示す図である。 9 is a diagram showing an example of the ultrasonic probe configuration according to the embodiment of the present invention. 【図10】本発明の実施の形態の一例の装置における送受信部のブロック図である。 It is a block diagram of a transceiver in an exemplary apparatus embodiment of the invention; FIG. 【図11】本発明の実施の形態の一例の装置における送受信部のブロック図である。 11 is a block diagram of a transceiver unit in the apparatus of an embodiment of the present invention. 【図12】本発明の実施の形態の一例の装置における送受信部の動作説明図である。 It is a diagram for describing operation of the transceiver unit in Figure 12. The apparatus of an embodiment of the present invention. 【図13】本発明の実施の形態の一例の装置における送受信部の動作説明図である。 13 is an operation explanatory diagram of the transceiver unit in an example of an apparatus according to the embodiment of the present invention. 【図14】本発明の実施の形態の一例の装置における送受信部の動作説明図である。 14 is an operation explanatory diagram of the transceiver unit in an example of an apparatus according to the embodiment of the present invention. 【図15】本発明の実施の形態の一例の装置における送受信部の動作説明図である。 15 is an operation explanatory diagram of the transceiver unit in an example of an apparatus embodiment of the present invention. 【図16】本発明の実施の形態の一例の装置における送受信部の動作説明図である。 16 is an operation explanatory diagram of the transceiver unit in an example of an apparatus embodiment of the present invention. 【図17】本発明の実施の形態の一例の装置における送受信部の動作説明図である。 17 is an operation explanatory diagram of the transceiver unit in an example of an apparatus according to the embodiment of the present invention. 【図18】本発明の実施の形態の一例の装置における送受信部の動作説明図である。 FIG. 18 is an operation explanatory diagram of the transceiver unit in the apparatus of an embodiment of the present invention. 【図19】本発明の実施の形態の一例の装置における送受信部の動作説明図である。 19 is a diagram for describing operation of the transceiver unit in an example of an apparatus according to the embodiment of the present invention. 【図20】本発明の実施の形態の一例の装置における送受信部の動作説明図である。 It is a diagram for describing operation of the transceiver unit in Figure 20. The apparatus of an embodiment of the present invention. 【図21】本発明の実施の形態の一例の装置における送受信部の動作説明図である。 FIG. 21 is a diagram for describing operation of the transceiver unit in an example of an apparatus according to the embodiment of the present invention. 【図22】本発明の実施の形態の一例の装置における送受信部のブロック図である。 FIG. 22 is a block diagram of a transceiver in an exemplary apparatus embodiment of the present invention. 【図23】本発明の実施の形態の一例の装置における基本波除去部のブロック図である。 FIG. 23 is a block diagram of a fundamental wave removal unit in an example of apparatus according to an embodiment of the present invention. 【図24】本発明の実施の形態の一例の装置における送受信部のブロック図である。 It is a block diagram of a transceiver in an exemplary apparatus embodiment of FIG. 24 the present invention. 【図25】本発明の実施の形態の一例の装置における3 [Figure 25] 3 in an example of an apparatus embodiment of the present invention
次元走査の概念図である。 It is a conceptual diagram of a dimension scanning. 【図26】本発明の実施の形態の一例の装置における注目点の概念図である。 26 is a conceptual diagram of the target point in an example of an apparatus according to the embodiment of the present invention. 【図27】本発明の実施の形態の一例の装置における画像処理の概念図である。 It is a conceptual diagram of an image processing in an example of the apparatus of the embodiment of Figure 27 the present invention. 【図28】造影剤を用いた計測における計測値の時間変化を示すグラフである。 28 is a graph showing temporal changes in the measured values ​​in the measurement using the contrast agent. 【符号の説明】 1 超音波プローブ2 送受信部3 Bモード処理部4 ドプラ処理部5 カラードプラ処理部6 ディジタル・スキャン・コンバータ部7 表示部8 録画部9 データ処理部10 記憶部11 操作部101,103 振動子アレイ102,104 バッキング材100 振動子201 送信信号発生器202 送信器203,206 フィルタ204 送受切換スイッチ205 受信器207 A/D変換器208 メモリ209 コントローラ210 復調器211 基本波除去器212 遅延回路213 加算器 [EXPLANATION OF SYMBOLS] 1 ultrasonic probe 2 transceiver 3 B-mode processing unit 4 Doppler processing unit 5 color Doppler processing unit 6 digital scan converter unit 7 display unit 8 recording unit 9 the data processing unit 10 storage unit 11 operation unit 101 , 103 transducer array 102, 104 backing material 100 transducer 201 transmits a signal generator 202 transmitter 203, 206 filter 204 duplexer switch 205 receiver 207 A / D converter 208 memory 209 controller 210 demodulator 211 fundamental wave remover 212 delay circuit 213 the adder

Claims (1)

  1. (57)【特許請求の範囲】 【請求項1】 被検体に超音波を送波しそのエコーの第2高調波成分を利用する超音波撮像装置において、 被検体に第1の強度の超音波と前記第1の強度の実質的に1/k倍の第2の強度の超音波とを交互に送波する送波手段と、 前記第1の強度で送波した超音波に基づくエコーと前記第2の強度で送波した超音波に基づくエコーとを受信する受信手段と、 前記第2の強度で送波した超音波に基づくエコー受信信号を実質的にk倍した信号と前記第1の強度で送波した超音波に基づくエコー受信信号との差の信号を求める演算手段とを具備することを特徴とする超音波撮像装置。 (57) Patent Claims 1. A ultrasonic imaging apparatus and transmitting ultrasonic waves to a subject using the second harmonic component of the echo, ultrasound of the first intensity to the subject wherein the said first intensity transmitting means substantially transmitting the ultrasound second intensity of 1 / k times alternately, an echo based on the ultrasonic waves transmitting by said first intensity receiving means for receiving the echo based on the ultrasonic waves transmitting at the second intensity, the substantially k times the signal echo reception signal based on the ultrasonic wave transmitting in the second intensity from the first an ultrasonic imaging apparatus characterized by comprising a calculating means for obtaining a signal of the difference between the received echo signal based on the ultrasonic wave transmitting intensity.
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103926320A (en) * 2013-12-04 2014-07-16 中航复合材料有限责任公司 Nonlinear ultrasonic imaging detection method based on automatic scanning

Families Citing this family (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5735281A (en) * 1996-08-09 1998-04-07 Hewlett-Packard Company Method of enhancing and prolonging the effect of ultrasound contrast agents
US6108572A (en) * 1998-03-31 2000-08-22 General Electric Company Method and apparatus for harmonic imaging using multiple focal zones
US6210328B1 (en) * 1998-10-01 2001-04-03 Atl Ultrasound Ultrasonic diagnostic imaging system with variable spatial compounding
JP2001061841A (en) * 1999-08-30 2001-03-13 Toshiba Corp Ultrasonograph, and method of producing ultrasonic image
JP4610719B2 (en) * 1999-12-27 2011-01-12 Geヘルスケア・ジャパン株式会社 Ultrasonic imaging apparatus
NL1014175C2 (en) * 2000-01-25 2001-07-26 Oldelft B V Ultrasound probe.
JP2003169800A (en) * 2000-02-01 2003-06-17 Hitachi Medical Corp Ultrasonic probe and ultrasonic diagnostic equipment using the same
US6409667B1 (en) * 2000-02-23 2002-06-25 Acuson Corporation Medical diagnostic ultrasound transducer system and method for harmonic imaging
US6494841B1 (en) * 2000-02-29 2002-12-17 Acuson Corporation Medical diagnostic ultrasound system using contrast pulse sequence imaging
JP4690537B2 (en) * 2000-11-30 2011-06-01 株式会社東芝 The ultrasonic diagnostic apparatus
US6866631B2 (en) 2001-05-31 2005-03-15 Zonare Medical Systems, Inc. System for phase inversion ultrasonic imaging
JP4744727B2 (en) * 2001-06-06 2011-08-10 株式会社東芝 Ultrasonic diagnostic imaging apparatus
JP4698073B2 (en) * 2001-06-26 2011-06-08 株式会社日立メディコ The ultrasonic diagnostic apparatus
JP4157688B2 (en) * 2001-09-20 2008-10-01 株式会社日立メディコ The ultrasonic diagnostic apparatus
JP4537405B2 (en) * 2004-09-03 2010-09-01 株式会社日立メディコ Ultrasonic imaging apparatus
JP5239118B2 (en) * 2005-12-08 2013-07-17 パナソニック株式会社 The ultrasonic diagnostic apparatus
JP5308748B2 (en) * 2008-09-05 2013-10-09 日立アロカメディカル株式会社 The ultrasonic diagnostic apparatus
JP2010063493A (en) * 2008-09-08 2010-03-25 Aloka Co Ltd Ultrasonic diagnostic apparatus

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103926320A (en) * 2013-12-04 2014-07-16 中航复合材料有限责任公司 Nonlinear ultrasonic imaging detection method based on automatic scanning
CN103926320B (en) * 2013-12-04 2016-06-01 中航复合材料有限责任公司 Nonlinear imaging ultrasonic testing method based on automatic scanning

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